JP6123520B2 - 下肢形状変化測定装置、方法及びプログラム - Google Patents

Description

本発明は、下肢形状変化測定装置、方法及びプログラムに関する。

人間の筋肉量と筋力は、年をとるにつれて衰える。特に人間の下肢の筋力が衰えると、立ち上がる動作、座る動作、歩行などが難しくなり、転倒する可能性も高まるので、日常生活に支障をきたす。一方、筋肉量と筋力は概ね比例することが知られている。

そこで、被験者の下肢の筋肉量を測定すれば、下肢の筋力を求めることができるので、例えば定期的に下肢の筋肉量を測定して下肢の筋力の変化を観察すれば、筋力の低下を早期に発見できる。これにより、被験者の下肢の筋力を例えば歩行可能な程度に維持する指導、治療などが可能となる。

しかし、被験者の下肢の筋肉量を正確に測定することは、以下の理由などにより難しい。第１に、人によって下肢の骨の太さ、脂肪の量が異なるため、例えば下肢の特定部位の太さを計測しても、正確な筋肉量を測定できない。第２に、下肢の特定部位の太さから筋肉量を近似する場合、下肢の特定部位を毎回正確に特定して太さを計測することは難しい。第３に、特に高齢の被験者の場合、計測時に同じ位置に静止させることが難しいが、被験者が動いてしまうと計測が難しくなる。第４に、測定時に被験者の姿勢が毎回同じでないと、力が入っている下肢の部位が異なるために測定対象の特定部位の太さが変化してしまい、測定誤差が生じてしまう。また、測定時に被験者の姿勢が毎回同じでないと、測定値を比較しても筋力の変化を正確に把握することは難しい。

巻き尺を用いて測定者が手動で被験者の下肢の太さを測定する場合の測定誤差などを低減するため、下肢の太さを測定する例えばＣＴ（Computed Tomography）、ＭＲＩ（Magnetic Resonance Imaging）などの測定装置を用いることができる。しかし、被験者を静止させ、被験者の姿勢が毎回同じになるように例えば被験者を測定装置または測定用の台にベルトなどで固定するのでは、被験者への負荷が大きくなってしまう。ここで、被験者への負荷とは、被験者が感じる不快感、疲労感、精神的及び肉体的なストレスなどを言う。また、被験者を測定用の台などにベルトなどで固定しても、被験者を毎回同じ姿勢で固定することは難しく、測定条件の再現性は悪い。さらに、測定装置を操作する操作者は、被験者を静止させたり、固定したりしてから測定装置を操作するため、測定に手間（即ち、人手と時間）がかかり、操作者への負荷が大きくなってしまう。

特開平１１−１０１６２３号公報 特開２０１１−００２９０７号公報 特開２０１２−０６５８０５号公報 特開２００８−１６１２２８号公報 特開２０１１−１７７２７８号公報 特開２００３−２０４９５３号公報

岩田博英他、「三次元形状測定装置による下肢容積の測定」、脈管学、２００５１０２５、巻：４５号：１０頁：７８３

従来技術では、被験者の下肢形状の変化を正確に判定することは難しい。

そこで、本発明は、被験者の下肢形状の変化を正確に判定可能な下肢形状変化測定装置、方法及びプログラムを提供することを目的とする。

本発明の一観点によれば、歩行する被験者の下肢を撮影して画像データを出力する撮像部と、前記被験者の下肢姿勢を測定して姿勢データを出力する姿勢測定部を有し、前記画像データ及び前記被験者の下肢の姿勢データを含む計測データを出力する計測部と、各時刻における前記計測データについて、前記画像データから算出した前記被験者の下肢の三次元形状のデータと、前記下肢の姿勢データとを対で記憶部に格納する形状算出部と、過去に測定され前記記憶部に格納されているデータの対のうち、前記測定時のデータの対の下肢の姿勢データとの差が閾値以下の姿勢データと対をなす三次元形状データと測定時のデータの対の三次元形状データを比較し、三次元形状の変位を判定する形状変位判定部を備えた下肢形状変化測定装置が提供される。

開示の下肢形状変化測定装置、方法及びプログラムによれば、被験者の下肢形状の変化を正確に判定することができる。

第１実施例における下肢形状変化測定装置の一例を示すブロック図である。 計測部の一例を示す図である。 計測部から出力される計測データの一例を示す図である。 重量動揺計が出力する圧力データの一例を示す図である。 重心動揺計が計測した被験者の足底の圧力分布の一例を示す図である。 撮像部が撮影した被験者の下肢の撮影画像の一例を示す図である。 コンピュータシステムの一例を示すブロック図である。 計測部制御処理の一例を説明するフローチャートである。 下肢の稜線を説明する斜視図である。 つま先の向きを説明する図である。 下肢の三次元位置座標の変換を説明する図である。 視野境界を説明する斜視図である。 形状算出処理の一例を説明するフローチャートである。 形状算出処理の結果格納されるデータの一例を示す図である。 形状データ蓄積処理の一例を説明するフローチャートである。 形状データ蓄積処理の結果格納されるデータの一例を示す図である。 最適形状データ選出処理の一例を説明するフローチャートである。 形状変位判定処理の一例を説明するフローチャートである。 形状変位判定処理の結果出力されるデータの一例を示す図である。 第２実施例における下肢形状変化測定装置の計測部の一例を示す図である。 計測部制御処理の第１の例を説明するフローチャートである。 加速度データに基づく歩行周期の判定の一例を説明する図である。 角速度データに基づく下肢の姿勢の推定の一例を説明する図である。 被験者の歩行に伴う腰部の動揺の一例を説明する図である。 計測部制御処理の一例を説明するフローチャートである。 ＣＯＰの一例を示す図である。 股関節の上下の動揺の一例を説明する図である。 股関節の可動軌跡の一例を説明する図である。 股関節の可動軌跡の一例を説明する図である。 足圧中心の位置になり得る円周の一例を説明する図である。

開示の下肢形状変化測定装置、方法及びプログラムでは、計測部は、歩行する被験者の下肢を撮影して画像データを出力する撮像部と、被験者の下肢姿勢を測定して姿勢データを出力する向き測定部を有し、画像データ及び被験者の下肢の姿勢データを含む計測データを出力する。形状算出部は、各時刻における計測データについて、画像データから算出した被験者の下肢の三次元形状のデータと、下肢の姿勢データとを対で記憶部に格納する。形状変位判定部は、過去に測定され記憶部に格納されているデータの対のうち、測定時のデータの対の下肢の姿勢データとの差が閾値以下の姿勢データと対をなす三次元形状データと測定時のデータの対の三次元形状データを比較し、三次元形状の変位を判定する。

以下に、開示の下肢形状変化測定装置、方法及びプログラムの各実施例を図面と共に説明する。

図１は、第１実施例における下肢形状変化測定装置の一例を示すブロック図である。図１に示す下肢形状変化測定装置１０は、計測部１１、形状算出部１２、形状データ蓄積部１３、最適形状データ選出部１４、及び形状変位判定部１５を有する。

図２は、計測部１１の一例を示す図である。図２に示す計測部１１は、圧力計の一例である重心動揺計１１１、及び撮像部１１２−１，１１２−２を有する。重心動揺計１１１は、例えば複数の圧力センサがマトリクス状に配列された構成を有し、表面の圧力検知面１１１Ａに対して垂直方向に印加される圧力を検知して、検知された圧力分布の特徴点の座標値と圧力値を示す圧力データを出力する周知の構成を有する。従って、被験者が重心動揺計１１１の圧力検知面１１１Ａ上を歩行すると、被験者の足底（足の裏）圧力分布が計測される。被験者の足底の圧力分布を正確に計測できるように、被験者は好ましくは裸足で圧力検知面１１１Ａ上を歩行するが、足底の圧力分布を検知できる程度であれば、靴下または履き物を履いていても良い。圧力検知面１１１Ａの面積は、被験者が圧力検知面１１１Ａ上で直立できる程度の面積より大きければ特に限定されず、被験者の歩行方向上の長さは、例えば被験者が圧力検知面１１１Ａ上で一歩歩行できる程度の長さであっても、被験者が圧力検知面１１１Ａ上を二歩以上歩行できる程度の長さであっても良い。

撮像部１１２−１，１１２−２は、プロジェクタ１１３及びカメラ１１４を含む同じ構成を有する。この例では、便宜上ｘｙｚ座標系を用い、重心動揺計１１１の表面の圧力検知面１１１Ａを地面と平行なｘｙ平面上に設置し、撮像部１１２−１，１１２−２をｙ軸上の重心動揺計１１１の両側に設置する。被験者は、例えばｘ軸方向に歩行するものとし、撮像部１１２−１，１１２−２は重心動揺計１１１の圧力検知面１１１Ａ上を歩行する被験者の下肢５００を撮影可能なｚ軸上の高さ位置に設置する。プロジェクタ１１３は格子パターンを照射し、カメラ１１４は重心動揺計１１１の圧力検知面１１１Ａ上を歩行する被験者の下肢５００に投影されたプロジェクタ１１３からの照射格子パターンを撮影する。この例では、プロジェクタ１１３の光軸とカメラ１１４の光軸は一致せず、所定の角度（＞０）をなす。従って、撮像部１１２−１のカメラ１１４は、被験者の下肢の右側画像を撮影して右側画像データを出力し、撮像部１１２−２のカメラ１１４は、被験者の下肢の左側画像を撮影して左側画像データを出力する。格子パターンは、下肢５００の形状を測定するのに適していれば特に限定されず、この例では等間隔でｘｙ平面と平行な線パターンである。計測部１１が出力する計測データは、重心動揺計１１１が出力する圧力データと、撮像部１１２−１，１１２−２が出力する画像データを含む。撮像部１１２−１，１１２−２は、重心動揺計１１１が被験者が圧力検知面１１１Ａ上を歩行する
なお、撮像部１１２−１，１１２−２の設置位置は、一定の距離を隔てて互いに対向していればｙ軸上でなくても良く、被験者の歩行の妨げにならない位置であれば良い。撮像部１１２−１，１１２−２の位置関係を一定に保てるように、撮像部１１２−１，１１２−２は例えば板状などのフレーム（図示せず）に固定されていることが好ましく、この場合、重心動揺計１１１は撮像部１１２−１，１１２−２のフレーム上に設置されても良い。

下肢形状変化測定装置１０には時計（図示せず）が設けられており、重心動揺計１１１が圧力検知された圧力分布の特徴点の座標値（即ち、特徴点座標）を示す圧力データを出力する場合には、当該圧力分布の特徴点が検知された日時、時刻、検知時間（圧力が継続的に検知される期間）などの時間データと共に出力する。また、撮像部１１２−１，１１２−２が撮影した画像の右側画像データ及び左側画像データを出力する際には、これらの右側及び左側画像データが撮影された日時、時刻、検知時間（特徴点が継続的に検知された期間）などの時間データと共に出力される。計測部１１の圧力データの出力タイミングと、撮像部１１２−１，１１２−２の画像データの出力タイミングは同期されており、この例では共通の時間データと計測部１１及び撮像部１１２−１，１１２−２から出力されるデータを含む計測データが出力される。図３は、計測部１１から出力される計測データの一例を示す図である。

重力動揺計１１１が出力する圧力データは、例えば図４に示すように、時間データ、圧力分布の特徴点の座標値、及び特徴点の圧力値を含んでも良い。この場合、図３に示す計測データは、特徴点座標に加え、図４に示す如き特徴点の圧力値（即ち、特徴点圧力）を含んでも良い。

図５は、重心動揺計１１１が計測した被験者の足底の圧力分布の一例を示す図である。図５中、（ａ）は被験者の左足底のかかと部分が重心動揺計１１１の圧力検知面１１１Ａ上に着地した状態、（ｂ）は被験者の左足底の略全体が重心動揺計１１１の圧力検知面１１１Ａ上に着地した状態、（ｃ）は被験者の左足底の五指部分が重心動揺計１１１の圧力検知面１１１Ａ上に着地した状態、（ｄ）は被験者の左足底の親指部分が重心動揺計１１１の圧力検知面１１１Ａ上に着地した状態における被験者の足底の圧力分布を示す。なお、図５では説明の便宜上、被験者の足底の圧力分布を上方から透視した状態で示し、被験者の足底の各部の圧力は、圧力が高い程黒く示してある。図５中、（ａ）〜（ｄ）は、重心動揺計１１１により一定時間毎に検知された状態である。また、図５中、Ｐは被験者の足底の圧力分布の中心、即ち、足底の圧力検知面１１１Ａとの接地面の重心を示す。この重心Ｐは、圧力分布の特徴点の一例であり、図５に示す例では被験者がｘ軸方向に歩行するにつれてｙ軸方向及びｚ軸方向へ移動する。

図６は、撮像部１１２−２が撮影した被験者の下肢５００の撮影画像の一例を示す図である。図６中、（ａ），（ｂ），（ｃ），（ｄ）は、夫々図５中の（ａ），（ｂ），（ｃ），（ｄ）の状態で撮像部１１２−１が撮影した被験者の左側の下肢５００の左側画像である。撮像部１１２−１は、対象部位撮影部１１２−２と同様にして被験者の左側の下肢５００を右側画像を撮影する。また、撮像部１１２−１は、上記と同様にして被験者の右側の下肢５００を右側画像を撮影し、撮像部１１２−２は、上記と同様にして被験者の右側の下肢５００を左側画像を撮影する。後述するように、撮像部１１２−１，１１２−２が撮影した下肢５００の右側画像及び左側画像に基づいて、下肢５００の太さなどの形状データを算出することができる。

図７は、コンピュータシステムの一例を示すブロック図である。図７に示すコンピュータシステム２０は、プロセッサの一例であるＣＰＵ（Central Processing Unit）２１、記憶部２２、入力部２３、表示部２４、及びインタフェース（Ｉ／Ｆ）２５がバス２６で接続された構成を有する。なお、コンピュータシステム２０内の各部の接続は、図７に示すバス２６による接続に限定されないことは言うまでもない。

ＣＰＵ２１は、コンピュータシステム２０全体の制御を司り、プログラムを実行することで図１に示す計測部１１の動作タイミングなどを制御する計測部制御処理を実行したり、図１に示す形状算出部１２、形状データ蓄積部１３、最適形状データ選出部１４、及び形状変位判定部１５などの機能を実現したりすることができる。ＣＰＵ２１は、下肢形状変化測定装置１０の時計として機能する内部時計または内部タイマなどを含んでも良い。記憶部２２は、ＣＰＵ２１が実行するプログラム、ＣＰＵ２１が実行する演算の中間結果、ＣＰＵ２１が実行するプログラム及び演算で用いるデータなどを格納する。記憶部２２は、コンピュータ読み取り可能な記憶媒体で形成可能である。コンピュータ読み取り可能な記憶媒体は、半導体記憶装置であっても良い。また、コンピュータ読み取り可能な記憶媒体が磁気記録媒体、光記録媒体、光磁気記録媒体などの場合、記憶部２２はロードされた記録媒体に対して情報の読み書きを行うリーダ・ライタで形成可能である。入力部２３は、キーボードなどで形成可能であり、コンピュータシステム２０にコマンド、データなどを入力するのに用いられる。表示部２４は、操作者へのメッセージ、下肢形状変化測定処理に関連したデータなどを表示する。Ｉ／Ｆ２５は、計測部１１を含む外部装置と有線または無線で通信可能である。

図８は、計測部制御処理の一例を説明するフローチャートである。図８に示す計測部制御処理は、例えばＣＰＵ２１により実行できるが、計測部１１１内にプロセッサが設けられている場合にはこのプロセッサにより実行できる。図８において計測部制御処理が開始すると、ステップＳ１１では重心動揺計１１１を起動し、ステップＳ１２では計測対象となる被験者の被験者ＩＤに対して新しい計測ＩＤを採番する。次に、ステップＳ１３〜Ｓ１５を含む処理と、ステップＳ１６〜Ｓ１８を含む処理を並行して実行する。

ステップＳ１３では、撮像部１１２−１，１１２−２を制御して、撮像部１１２−１のプロジェクタ１１３と撮像部１１２−２のプロジェクタ１１３から交互に格子パターンを照射させて、重心動揺計１１１の圧力検知面１１１Ａ上を歩行する被験者の下肢５００の右側と左側に交互に格子パターンを投影する。ステップＳ１４では、撮像部１１２−１，１１２−２を制御して、撮像部１１２−１のカメラ１１４と撮像部１１２−２のカメラ１１４により交互に格子パターンを投影されている側の被験者の下肢５００を撮影させる。このような格子パターンの交互の照射及び下肢５００に投影された格子パターンの交互の撮影は、後述する三次元形状の算出精度を向上する観点からすると高速に行われること、即ち、格子パターンの交互の照射が略同時であり投影された格子パターンの交互の撮影が略同時であることが好ましい。ステップＳ１５では、撮像部１１２−１，１１２−２のカメラ１１４から得られる右側画像データと左側画像データを対として採番した画像番号と共に、当該対を形成する右側画像データとその右側画像の撮影時刻、及び当該対を形成する左側画像データとその左側画像データの撮影時刻を記憶部２２に格納する。

なお、撮像部１１２−１のプロジェクタ１１３とカメラ１１４が用いる波長帯と、撮像部１１２−２のプロジェクタ１１３とカメラ１１４が用いる波長帯とが異なるようにして、撮像部１１２−１，１１２−２による同時撮影時に対向する２つのカメラ１１４でのハレーションを防止するようにしても良い。

一方、ステップＳ１６では、重心動揺計１１１が被験者の下肢５００の足底の圧力を検知したか否かを判定する。ステップＳ１６の判定結果がＹＥＳになると、ステップＳ１７では、図５と共に説明したように、重心動揺計１１１が一定時間毎に計測した被験者の足底の圧力分布中の重心（中心）Ｐの座標（以下、「重心座標Ｐ」とも言う）を計測した時刻Ｔと共に記憶部２２に格納する。ステップＳ１８では、重心動揺計１１１で被験者の下肢５００の足底の圧力が検知されないか否かを判定し、足底の圧力が検知され判定結果がＮＯであると処理はステップＳ１６へ戻る。

ステップＳ１３〜Ｓ１５を含む処理及びステップＳ１６〜Ｓ１８を含む処理の終了後（ステップＳ１８の判定結果がＹＥＳとなると）、処理はステップＳ１９へ進む。ステップＳ１９では、検知時間内に撮像部１１２−１，１１２−２のカメラ１１４が撮影した画像データを記憶部２２に格納する。ステップＳ２０では、被験者の左右の下肢５００についての計測が終了すると重心動揺計１１１の動作を停止させ、処理は終了する。

各撮像部１１２−１，１１２−２において、プロジェクタ１１３の光軸とカメラ１１４の光軸は一致しないので、プロジェクタ１１３が照射して被験者の下肢５００に投影された格子パターンをカメラ１１４で撮影することで、下肢５００の表面形状に応じて格子パターンが変形する。そこで、変形する格子パターンの撮影画像を解析することで、下肢５００の対象部位（即ち、格子パターンが投影された部位）の三次元形状を算出することができる。また、下肢５００の対象部位の三次元形状の変化を算出することもできる。このような三次元形状の算出及び三次元形状の変化の算出には、周知の手法や方法を用いることができる。つまり、下肢５００の対象部位の三次元形状は、三角測量を応用した周知の光学的な三次元計測手法及び計算方法を用いて算出することができる。

例えば、カメラ１１４が撮影した、被験者の下肢５００に投影された格子パターンの撮影画像から、周知の光学的な三次元計測手法を用いて格子パターンが投影された部位の三次元位置座標を算出できる。算出された三次元位置座標を結んだ線分のうち、等高線の山を結んだ図９中太線で示す線分を下肢５００の稜線５１０とみなす。稜線５１０は、被験者の下肢（または、脚部）姿勢を表すパラメータの１つとして利用できる。図９は、下肢５００の稜線５１０を説明する斜視図である。また、稜線５１０に基づき、下肢５００の姿勢の一例である下肢５００の向きを求める。この例では、下肢５００の向きとは、つま先の向きＱであり、被験者が重心動揺計１１１のｘ軸方向に沿って歩行する場合、図１０に示すように下肢５００の稜線５１０が圧力検知面１１１Ａに対して垂直（即ち、地面と垂直なｚ軸方向）に延びる状態では、ｘ軸方向である。図１０は、つま先の向きＱを説明する図である。下肢５００の稜線５１０が圧力検知面１１１Ａに対してｘｚ平面上でｚ軸からある角度（＞０）傾いた状態では、つま先の向きＱはｘｚ平面上で同様に傾く。そこで、例えば図１１中、（ａ）に示すような下肢５００の稜線５１０がｚ軸に対して角度α傾斜している状態で撮影された格子パターンの撮影画像から算出した格子パターンが投影された部位の三次元位置座標は、（ｂ）に示すような下肢５００の稜線５１０がｚ軸と平行な状態まで角度α回転させた場合の三次元位置座標に変換する。図１１は、下肢５００の三次元位置座標の変換を説明する図である。そして、つま先の向きＱがｘ軸方向から傾斜している下肢５００の変換後の三次元位置座標を用いて、三次元位置座標を結んだ線分のうち、ｘｙ平面に対して平行となる線分を選択して対応する下肢５００の部位の周径（または、周囲）を算出する。

カメラ１１４が撮影した撮影画像では、図１２に示すように、下肢５００の太線で示す部分に撮影範囲の限界のため視野境界５２０が発生する。図１２は、視野境界５２０説明する斜視図である。このような視野境界５２０は、撮像部１１２−１，１１２−２のいずれのカメラ１１４が撮影した撮影画像にも同様に発生する。そこで、視野境界５２０については、視野境界５２０と隣り合う画素の位置座標を用いた周知の線形補間などを用いることで、視野境界５２０の部分で欠落している画像データを補間しても良い。このような補間を行うことで、形状算出精度が向上する。補間で用いる視野境界５２０と隣り合う画素は、両方の撮像部１１２−１，１１２−２のカメラ１１４で撮影した撮影画像の画素を利用しても良い。なお、図１２において、１１８は撮像部１１２−１，１１２−２が固定されるフレームを示す。

図１３は、形状算出部１２が実行する形状算出処理の一例を説明するフローチャートである。図１３に示す形状算出処理は、例えばＣＰＵ２１により実行できる。形状算出処理は、被験者の左右の下肢５００に対して同様に実行できるので、以下の説明では一方の下肢５００に対する形状算出処理を説明する。この例では、例えば図１２において撮像部１１２−１から撮像部１１２−２の方向を見た場合、左方向はｘ軸方向の正の値、右方向はｘ軸方向の負の値、手前方向はｙ軸方向の正の値、奥行き方向はｙ軸方向の負の値、上方向はｚ軸方向の正の値、下方向はｚ軸方向の負の値であるものとする。

図１３において形状算出処理が開始すると、ステップＳ２１では、撮像部１１２−１，１１２−２のカメラ１４から出力される対の右側画像データ及び左側画像データから、被験者の下肢５００の画像を含む画像データを抽出する。下肢５００の画像を含む画像データは、例えば肌色の画像を含む画像データを抽出したり、画像全体の明るさと閾値との比較などに基づいて抽出することが可能である。ステップＳ２２では、画像の縦方向（即ち、ｚ軸方向）の画素数をカウントするカウンタ（ｉ）に「０」を代入する。ステップＳ２３では、画像の下端からｉ行目の一列分を選択して当該一列分の明るさＬ_ｉを算出する。画像の一列分の明るさＬ_ｉは、例えば一列に含まれる画素の明るさの平均値であっても良い。ステップＳ２４では、画像にｉ＋１行目が存在するか否かを判定し、判定結果がＮＯであれば処理は後述するステップＳ２７へ進む。

一方、ステップＳ２４の判定結果がＹＥＳであると、ステップＳ２５では、Ｌ_ｉ＋１＞Ｌ_ｉであるか否かを判定し、判定結果がＹＥＳであると処理はステップＳ２４へ戻る。ステップＳ２５の判定結果がＮＯであると、ステップＳ２６では、ｉ行目に含まれる全画素について周知の光学的な三次元計測手法を用いて三次元位置座標（Ｃ）を算出し、行数ｉと共に記憶部２２に格納し、処理はステップＳ２４へ戻る。

このようにして、上下の列と比較して最も暗い行がある場合、その行に含まれる全ての画素について周知のパターン投影法を用いて三次元空間上の位置座標（即ち、三次元位置座標（Ｃ））を算出し、その時の行数（ｉ）と共に格納する。また、抽出した画像の全ての行に対して上記の処理を行うことで、最も暗い行の三次元位置座標を算出する。

ステップＳ２７では、カウンタ（ｋ）に「１」を代入し、ステップＳ２８では、ｉ＝ｋ行の三次元位置座標があるか否かを判定する。ステップＳ２８の判定結果がＮＯであると、ステップＳ２９では、ｋをｋ＝ｋ＋１にインクリメントし、処理はステップＳ２８へ戻る。一方、ステップＳ２８の判定結果がＹＥＳであると、ステップＳ３０では、ｉ行の三次元位置座標を抽出する。ステップＳ３１では、算出した三次元位置座標のうち、ｙ座標の値が最大となる頂点の画素を選択する。ステップＳ３２では、全ての行について頂点を選択したか否かを判定し、判定結果がＮＯであると処理はステップＳ２８へ戻る。

ステップＳ３２の判定結果がＹＥＳであると、ステップＳ３３では、下肢５００の稜線５１０のｚ軸に対する傾き角度（α）を算出する。ステップＳ３４では、傾き角度（α）に基づいて、下肢５００の稜線５１０がｚ軸と平行な状態まで角度α回転させた場合の三次元位置座標（Ｃ'）を算出する。ステップＳ３５では、対の右側画像データ及び左側画像データが表す各画像の変換後の三次元位置座標（Ｃ'）に基づき、重心動揺計１１１の圧力検知面１１１Ａ（即ち、ｘｙ平面）からのｚ軸方向上の高さ位置毎にｘｙ平面と平行な面で測定した下肢５００の周径Ｒ（または、周囲）を算出する。ステップＳ３６では、全ての対の画像について下肢５００の周径Ｒ（または、周囲）を算出したか否かを判定し、判定結果がＮＯであると処理はステップＳ２１へ戻り、判定結果がＹＥＳであると処理は終了する。

図１４は、形状算出処理により算出され、例えば記憶部２２に格納されるデータの一例の一部を示す図である。図１４に示す例では、形状算出処理の結果は、例えば日時、下肢５００のｘ軸に対する向き、変換後の稜線５１０の回転角度などに加え、各変換後の稜線５１０の回転角度についてｘｙ平面からの高さと下肢５００の周径Ｒなどを含む。

図１５は、形状データ蓄積処理の一例を説明するフローチャートである。図１５に示す形状データ蓄積処理は、例えばＣＰＵ２１により実行できる。図１５において、形状データ蓄積処理が開始すると、ステップＳ４１では、ステップＳ４２において操作者または被験者が入力部２３から入力した当該被験者の被験者ＩＤに加え、この被験者ＩＤに対して採番された計測ＩＤ、画像データ、画像データの撮影時刻、傾き角度（α）に基づいて下肢５００の稜線５１０がｚ軸と平行な状態まで角度α回転させた場合の三次元位置座標（Ｃ'）、ｘｙ平面からの高さ位置毎の周径Ｒ、特徴点座標である重心座標Ｐ、計測時刻Ｔなどを、例えば記憶部２２内の形状蓄積データベース（ＤＢ：Data-Base）に格納する。ステップＳ４３では、計測ＩＤについて足底の圧力分布の特徴点を結合して得られる特徴点の軌跡を算出し、例えば記憶部２２に格納する。この例では、ステップＳ４３では、計測ＩＤについて例えば図６中（ａ）〜（ｄ）に示す如き重心座標Ｐを結合して得られる重心の軌跡Ｖ（以下、「足圧の軌跡」とも言う）を算出し、計測ＩＤと組で、例えば記憶部２２内の足圧軌跡データベース（ＤＢ）に格納し、処理は終了する。

図１６は、形状データ蓄積処理の結果、例えば記憶部２２に格納されるデータの一例の一部を示す図である。図１６に示す例では、形状データ蓄積処理の結果は、例えば日時、時刻、検知時間、足圧の軌跡Ｖ上の足圧座標、変換後の稜線５１０の回転角度などに加え、各変換後の稜線５１０の回転角度についてｘｙ平面からの高さと下肢５００の周径などを含む。

図１７は、最適形状データ選出処理の一例を説明するフローチャートである。図１７に示す最適形状データ選出処理は、例えばＣＰＵ２１により実行できる。図１７において、最適形状データ選出処理が開始すると、ステップＳ５１では、同一計測ＩＤで傾き角度（α）が「０」である画像データ（Ｘ）を最適形状データとして選出し、例えば記憶部２２内の形状蓄積ＤＢに格納し、処理は終了する。なお、α＝０である画像データが存在しない場合には、αが最小の画像データを最適形状データとして選出すれば良い。

図１８は、形状変位判定処理の一例を説明するフローチャートである。図１８に示す形状変位判定処理は、例えばＣＰＵ２１により実行できる。図１８において、形状変位判定処理が開始すると、ステップＳ６１では、足圧軌跡ＤＢから足圧軌跡Ｖを抽出し、ステップＳ６２では、足圧軌跡Ｖが一致、且つ、被験者ＩＤが一致する計測ＩＤのデータＤ'を形状蓄積ＤＢから抽出する。ステップＳ６３では、データＤ'にα＝０の画像データＸ'（α０）が存在するか否かを判定する。ステップＳ６３の判定結果がＮＯであると、ステップＳ６４では、データＤ'から傾き角度（α）がｚ軸と平行に近い画像、即ち、αが最小の画像を抽出してＸ'（α０）とみなす。ステップＳ６４の後、または、ステップＳ６３の判定結果がＹＥＳであると、ステップＳ６５では、データＤ'から画像データＸ'（α０）のときの周径Ｒ（Ｘ'（α０））を抽出する。ステップＳ６６では、ｘｙ平面からの高さｈにｈ＝０を代入し、ステップＳ６７では、画像データＸ（α０）と画像データＸ'（α０）の高さｈで周径差があるか否かを判定し、判定結果がＮＯであると処理は終了する。

一方、ステップＳ６７の判定結果がＹＥＳであると、ステップＳ６８では、高さｈの上下の所定範囲内においても周径差があるか否かを判定し、判定結果がＮＯであると処理はステップＳ６７へ戻る。ステップＳ６８の判定結果がＹＥＳであると、ステップＳ６９では、高さｈの周径Ｒに変化箇所有り、即ち、過去に同様の条件下で計測した高さｈの周径Ｒから変位が有ると判定し、処理は終了する。

このようにして、重心動揺計１１１の圧力検知面１１１Ａ（即ち、ｘｙ平面）からの高さｈの値を０から増加させていき、画像データＸ（α０）と画像データＸ'（α０）で周径差がある場合には、高さｈの上限の所定範囲（例えば、３ｍｍ）内においても周径差があればこの高さｈの周径Ｒに変位が有ると判定する。

図１９は、形状変位判定処理の結果出力されるデータの一例を示す図である。図１９に示す例では、形状変位判定処理の結果は、例えばｘｙ平面からの高さｈと、周径Ｒの変位などを含む。周径Ｒの変位は、例えば負の値であれば周径Ｒの減少、正の値であれば周径Ｒの増加を表す。形状変位判定処理の結果は、例えば表示部２４に出力されて表示されても良く、プリンタ（図示せず）により出力しても良く、Ｉ／Ｆ２５を介して外部装置へ送信しても良い。また、形状変位判定処理の結果は、例えば記憶部２２に格納されても良い。例えば、周径Ｒの変化（または、差）が閾値を超えると、表示部２４に警告メッセージを表示しても良く、下肢５００のある部位の周径Ｒの変化（または、差）が閾値を超えると、例えば当該部位の病歴と共に記憶部２２に格納しても良い。また、これらの閾値は、下肢５００の部位毎に設定されていても良い。

上記実施例によれば、被験者の下肢形状の変化を正確に測定することができる。また、下肢形状の変化を正確に測定できるので、下肢の筋力量または筋力の変化（例えば、下肢のむくみ）なども正確に検知できる。さらに、被験者の下肢形状を測定する際、被験者を静止させたり、毎回同じ姿勢を取らせることはないので、被験者への負荷が抑えられる。被験者の下肢を撮影する場合、被験者は例えばふくらはぎが露出する検診衣など着用していれば良いため、この点でも被験者への負荷を抑えられる。また、ＣＴ、ＭＲＩなどの規模が大きく高価な測定装置を用いることなく、且つ、操作者への負荷も抑えられる。

さらに、上記実施例によれば、撮影した被験者の下肢の撮影画像のうち、足底の圧力分布の特徴点、例えば、重心が同じか類似している（即ち、重心の差が閾値以下である）状態で撮影された撮影画像から算出された三次元形状を比較するので、測定条件の再現性が良い。

被験者の下肢姿勢の一例である下肢の向き（上記の例ではつま先の向き）は、被験者の足底の圧力分布の特徴点、或いは、足圧の軌跡（即ち、足底の圧力分布の特徴点を結合して得られる特徴点の軌跡）に基づき、例えばＣＰＵ２１により求めることができる。この場合、重心動揺計１１１及びコンピュータシステム２０（具体的には、ＣＰＵ２１）は、被験者の下肢姿勢を測定して姿勢データを出力する姿勢測定部の一例を形成可能である。また、図９と共に説明した例のように下肢５００の稜線５１０を用いて被験者の下肢姿勢を求める場合、重心動揺計１１１、撮像部１１２−１，１１２−２及びコンピュータシステム２０（具体的には、ＣＰＵ２１）は、被験者の下肢姿勢を測定して姿勢データを出力する姿勢測定部の一例を形成可能である。

なお、後述するように、被験者の下肢に加速度センサ及び被験者の腰部に角速度センサなどを装着させるなどして、三次元形状計測時の被験者の下肢姿勢の一例である下肢の向きをセンサ出力に基づいて判定し、この下肢姿勢に基づいて最適形状データ選出処理を実行するようにしても良い。

次に、本発明の第２実施例について説明する。図２０は、第２実施例における下肢形状変化測定装置の計測部の一例を示す図である。図２０中、図１と同一部分には同一符号を付し、その説明は省略する。図２０に示す実施例では、重心動揺計１１１は設けられず、被験者の下肢５００の加速度を検知する加速度センサ１１５が下肢５００に装着され、被験者の腰部の角速度を検知する角速度センサ１１６が腰部（図示せず）に装着される。センサ１１５は、例えば下肢５００の足首付近にベルトなどで装着され、角速度センサ１１６は、例えば被験者の腰部にベルトなどで装着される。加速度センサ１１５は、検知した加速度を示す加速度データを出力する周知の構成を有し、角速度センサ１１６は、検知した角速度を示す角速度データを出力する周知の構成を有する。センサ１１５，１１６は、無線通信により加速度データ及び角速度データを下肢形状変化測定装置１０に入力する。各センサ１１５，１１６は、例えば図７に示すコンピュータシステム２０のＩ／Ｆ２５と無線通信可能な周知の構成を有する。図２０において、５５５は地面（または、床）の一部を示す。

図２１は、計測部制御処理の第１の例を説明するフローチャートである。図２１中、図８と同一ステップには同一符号を付し、その説明は省略する。図２１において計測部制御処理が開始すると、ステップＳ１１Ａでは、センサ１１５，１１６がオンにされる。ステップＳ１２で計測対象となる被験者の被験者ＩＤに対して新しい計測ＩＤを採番すると、ステップＳ１３〜Ｓ１５を含む処理と、ステップＳ１１６〜Ｓ１１９を含む処理を並行して実行する。

ステップＳ１１６では、被験者が撮像部１１２−１，１１２−２の間を歩行する際に加速度センサ１１５から出力される加速度データを、歩行状態の区間の加速度データとして抽出する。ステップＳ１１７では、下肢５００における加速度センサ１１５の装着位置を、歩行時の進行方向及び重力方向の加速度データの変化に基づいて推定する。ステップＳ１１８では、被験者の歩行時の２軸の加速度データの極大点と極小点の変位から歩行の周期を判定する。ステップＳ１１９では、歩行の周期と角速度センサ１１６から出力される角速度データに基づき、下肢５００の姿勢の一例である下肢５００の向き（例えば、つま先の向き）を推定する。

人間は、直立姿勢では常に僅かな動揺を繰り返しながら動的平衡を維持することが知られている。この動揺を身体重心の移動として前後左右上下の各方向から計測し、モーメント（体重に距離を乗じた値）、或いは、移動距離として測定される値が、重心動揺である。

歩行周期は、例えば荷重の受け継ぎ期間、単脚支持期間、及び遊脚肢の前方への動き期間に分けられることが知られている。荷重の受け継ぎ期間は、腫接地が生じる初期接地（または、イニシャルコンタクト）と、足底接地が生じる荷重応答期（または、ローディングレスポンス）を含む。単脚支持期間は、立脚中期（または、ミッドスタンス）と、腫離地が生じる立脚終期（または、ターミナルスタンス）を含む。遊脚肢の前方への動き期間は、つま先離地が生じる前遊脚期（または、プレイスイング）と、加速期である遊脚初期（または、イニシャルスイング）と、遊脚中期（または、ミッドスイング）と、減速期間である遊脚終期（または、ターミナルスイング）を含む。

そこで、ステップＳ１１８では、加速度センサ１１５から出力される歩行状態の区間の足首の加速度データから、歩行周期が「腫接地」〜「腫離地」のうちどの歩行周期に該当しているかを判定し、ステップＳ１１９では、角速度センサ１１６から出力される角速度データが示す腰部の角速度から足の向きを判定する。

人間は、単脚支持期のときに体が伸び上がるため、身体重心の位置も高くなる。一方、両脚支持期のときには身体重心の位置が最も低くなる。従って、身体重心の位置の変化は、重力方向の加速度、即ち、Ｚ軸方向の加速度から判定可能である。

図２２は、加速度データに基づく歩行周期の判定の一例を説明する図である。図２２中、（ａ）は加速度センサを被験者の腹部に装着した場合の加速度の一例を示し、（ｂ）は加速度センサを被験者の脹脛外側部に装着した場合の加速度の一例を示す。図２２中、縦軸は振幅を任意単位で示し、横軸は時間を任意単位で示す。また、被験者の進行方向に相当するＸ軸方向の加速度は実線、被験者の進行方向に対する左右方向に相当するＹ軸方向の加速度は一点鎖線、被験者の進行方向に対する上下方向に相当するＺ軸方向の加速度は二点鎖線で示す。さらに、図２２中、（ａ）の上部には、対応する加速度データが得られた時点における被験者の下肢５００の画像データを示し、単脚支持期のＺ軸方向の加速度がＡｍｉｎで示すように最小になることがわかる。

図２３は、角速度データに基づく下肢の姿勢の推定の一例を説明する図である。図２３中、（ａ）は加速度センサを被験者の脹脛外側部に装着した場合の加速度の一例を示し、（ｂ）は角速度センサを被験者の脹脛外側部に装着した場合の角速度の一例を示す。図２３中、縦軸は振幅を任意単位で示し、横軸は時間を任意単位で示す。また、被験者の進行方向に相当するＸ軸方向の加速度及び角速度は実線、被験者の進行方向に対する左右方向に相当するＹ軸方向の加速度及び角速度は一点鎖線、被験者の進行方向に対する上下方向に相当するＺ軸方向の加速度及び角速度は二点鎖線で示す。この例では、被験者のＺ軸方向の角速度はゼロ（０）、即ち、骨盤に対してニュートラルである。

図２４は、被験者の歩行に伴う腰部の動揺の一例を説明する図である。図２４は、被験者の下半身の平面を模式的に示す。被験者がＸ軸方向に歩行すると、腰部を形成する骨盤が図２４中矢印で示す時計方向及び反時計方向（図示せず）に動揺する。骨盤が動揺すると、立脚中期の状態ＭＳｔに対して立脚終期の状態ＴＳｔと遊脚終期の状態ＴＳｗとの間で例えば合計１０°の範囲で動揺する。

従って、図２３中（ｂ）に示すように、角速度データから被験者の足を蹴り出す動作、足を内側に捩る動作などを判定し、下肢５００の姿勢の一例である下肢５００の向きを推定することができる。

図２１の説明に戻るに、ステップＳ１３〜Ｓ１５を含む処理及びステップＳ１１６〜Ｓ１１９を含む処理の終了後、処理はステップＳ１９へ進む。ステップＳ１９で検知時間内に撮像部１１２−１，１１２−２のカメラ１１４が撮影した画像データを記憶部２２に格納すると、ステップＳ２０Ａでは、センサ１１５をオフにし、処理は終了する。

図２５は、計測部制御処理の第２の例を説明するフローチャートである。図２５中、図２１と同一ステップには同一符号を付し、その説明は省略する。ステップＳ１２で計測対象となる被験者の被験者ＩＤに対して新しい計測ＩＤを採番すると、ステップＳ１３〜Ｓ１５を含む処理と、ステップＳ１２６〜Ｓ１３１を含む処理を並行して実行する。

ステップＳ１２６では、被験者が撮像部１１２−１，１１２−２の間を歩行する際に加速度センサ１１５から出力される加速度データを、歩行状態の区間の加速度データとして抽出する。ステップＳ１２７では、下肢５００におけるセンサ１１５の装着位置を、歩行時の進行方向及び重力方向の加速度データの変化に基づいて推定する。ステップＳ１２８では、単脚支持期間の下肢５００が写っている画像データから初期位置を設定する。具体的には、ステップＳ１２８では、被験者の足が真っ直ぐになり重力方向の加速度データが最小のときの画像データから、初期位置を設定する。ステップＳ１２９では、加速度センサ１１５から出力される加速度データから股関節が描く身体重心（ＣＯＧ）の位置を計算により推定する。ステップＳ１３０では、推定した股関節が描く身体重心（ＣＯＧ）の位置に、入力部２３から入力されるか、或いは、記憶部２２に格納されている、被験者の足長Ｌと、加速度データから計算される足と重力方向とのなす角度θを用いて、Ｌｔａｎθで描く範囲Ｃ_{Ｌｔａｎθ}を計算する。そして、ステップＳ１３０では、重力方向の加速度データが最小のときの範囲Ｃ_{Ｌｔａｎθ}となる接線を通る軌跡を通過する点が足圧中心（ＣＯＰ）であるとみなすことで足圧中心（ＣＯＰ）を推定する。足圧中心（ＣＯＰ）の推定の詳細については後述する。ステップＳ１３１では、足圧中心（ＣＯＰ）と角速度センサ１１６から出力される角速度データに基づき、下肢５００の姿勢の一例である下肢５００の向き（例えば、つま先の向き）を推定する。

人間の身体重心（ＣＯＧ：Center Of Gravity）は、股関節、骨盤、及び体幹による重心を指し、人間の足圧中心（ＣＯＰ：Center Of Pressure）は、足関節、足部による足圧の中心を指す。人間の完全な静止立位では、ＣＯＧの真下にＣＯＰが位置し、ＣＯＧとＣＯＰの位置関係が水平面上で一致しない場合には、身体には回転トルクが生じることが知られている。歩行時のＣＯＰのベクトルの先は身体重心の位置ではなく、股関節の位置であるため、歩行時はＣＯＧを地面に下ろした点とＣＯＰの位置関係は一致しない。

そこで、第２の例では、被験者の歩行時の加速度からＣＯＰが描く軌跡を推定し、記憶部２２に格納された過去の同じ軌跡のデータを検索し、同じ下肢の姿勢の画像データを抽出して現在の画像データと比較することで、下肢の三次元形状の変位を判定する。

なお、同じ足の姿勢の場合、同じ位置にＣＯＰが位置するときには、足の力の入り方（即ち、筋肉の伸縮具合）は近似していると仮定することができる。図２６はＣＯＰの一例を示す図であり、図２６に示すように、ＣＯＰは股関節ＨＰから足底に伸ばした仮想直線ＶＬと地面Ｇとの交点である。

ＣＯＰは、例えば次のように推定することができる。先ず、足の加速度から得られる動揺軌跡は、股関節の可動軌跡をＸＹ平面で形成される地面Ｇに写像したものであると仮定して、加速度データから股関節の可動軌跡を計算する。次に、歩行時の股関節は、図２４と共に説明したように前後左右に、即ち、ＸＹ平面と平行な方向で合計１０°の範囲で動揺する。また、歩行時の股関節は、図２７に示すように、上下に、即ち、ＹＺ平面と平行な方向に例えば４°〜７°の範囲で動揺する。このため、角速度データから歩行時の股関節の三次元空間の位置を推定する。図２７は、股関節の上下の動揺の一例を説明する図である。

図２８及び図２９は、股関節の可動軌跡の一例を説明する図である。図２８は、左下肢を進行方向の一例であるＸ軸方向（即ち、ＹＺ平面と垂直な方向）から見た図であり、図２９は、左下肢をＹ軸方向（即ち、ＸＺ平面と垂直な方向）から見た図である。図２８及び図２９では、左足つま先の甲部３１１、左足の親指３１２、及び左足の小指を３１３を便宜上示す。股関節の位置は、千鳥模様付きの○印で示し、股関節の可動軌跡を破線で示す。図２８及び図２９に示すように、歩行周期に従って股関節の位置が、腫接地ＩＣの時の足、立脚中期ＭＳｔの時の足、及び立脚終期ＴＳｔの時の足の姿勢に応じて破線で示す可動軌跡上を移動する。

なお、歩行周期は、腰部の角速度から推定できるが、上記の第１の例の場合のように、下肢（例えば、足首）の加速度から推定しても良い。

図３０は、足圧中心の位置になり得る円周の一例を説明する図である。図３０は、便宜上、被験者の右足について足圧中心（ＣＯＰ）を求める場合を示す。股関節の位置は、千鳥模様付きの○印で示す。また、ＩＣ，ＭＳｔ、ＴＳｔは、夫々腫接地ＩＣの時、立脚中期ＭＳｔの時、及び立脚終期ＴＳｔの時の股関節の位置を示す。矢印で示す進行方向は、例えばＸ軸方向である。

推定した股関節が描く身体重心（ＣＯＧ）の位置に、入力されるか、或いは、格納されている、被験者の足長Ｌと、加速度データから計算される足と重力方向とのなす角度θを用いて、Ｌｔａｎθで描く範囲Ｃ_{Ｌｔａｎθ}を計算し、重力方向の加速度データが最小のときの範囲Ｃ_{Ｌｔａｎθ}となる接線を通る軌跡を通過する点が足圧中心（ＣＯＰ）であるとみなすことで足圧中心（ＣＯＰ）を推定する。図３０の例では、重力方向の加速度データが最小のときの範囲Ｃ_{Ｌｔａｎθ}となる接線を通る軌跡は、円周である。

図２５の説明に戻るに、ステップＳ１３〜Ｓ１５を含む処理及びステップＳ１２６〜Ｓ１３１を含む処理の終了後、処理はステップＳ１９へ進む。ステップＳ１９で検知時間内に撮像部１１２−１，１１２−２のカメラ１１４が撮影した画像データを記憶部２２に格納すると、ステップＳ２０Ａでは、センサ１１５をオフにし、処理は終了する。

これにより、本実施例では、形状変位判定部１５は、過去に測定され記憶部２２に格納されているデータの対のうち、測定時のデータの対の下肢の姿勢データとの差が閾値以下の姿勢データと対をなす三次元形状データと測定時のデータの対の三次元形状データを比較し、三次元形状の変位を判定する。

なお、下肢の向きは、角速度センサ１１６を腰部ではなく足首に装着することで、角速度データに基づいて推定するようにしても良い。この場合、加速度センサ１１５と角速度センサ１１６は、これらのセンサ１１５，１１６が一体的に設けられたセンサユニットで形成可能である。

本実施例の場合、センサ１１５及びコンピュータシステム２０（具体的には、ＣＰＵ２１）は、被験者の下肢姿勢を測定して姿勢データを出力する姿勢測定部の一例を形成可能である。本実施例のように、三次元形状計測時の被験者の下肢姿勢の一例である下肢の向きをセンサ１１５の出力データに基づいて判定し、この下肢姿勢に基づいて最適形状データ選出処理を実行する場合、被験者の足圧を直接測定しなくても良いため、重心動揺計を省略可能である。また、重心動揺計を設けない場合、被験者が歩行する際に、足を着地させる位置が重心動揺計の圧力検知面上に限定されない。このため、下肢形状変化測定装置の構成を簡略化可能となり、被験者への負荷が抑えられる。

なお、被験者が撮像部１１２−１，１１２−２間を歩行する際に、例えば地面に書かれた矢印に沿って歩行するような場合、図９と共に説明したように下肢５００の稜線５１０から求めた被験者の下肢の向きを下肢姿勢の一例として用いても良い。この場合、撮像部１１２−１，１１２−２及びコンピュータシステム２０（具体的には、ＣＰＵ２１）は、被験者の下肢姿勢を測定して姿勢データを出力する姿勢測定部の一例を形成可能である。

以上の実施例を含む実施形態に関し、さらに以下の付記を開示する。
（付記１）
歩行する被験者の下肢を撮影して画像データを出力する撮像部と、前記被験者の下肢姿勢を測定して姿勢データを出力する姿勢測定部を有し、前記画像データ及び前記被験者の下肢の姿勢データを含む計測データを出力する計測部と、
各時刻における前記計測データについて、前記画像データから算出した前記被験者の下肢の三次元形状のデータと、前記下肢の姿勢データとを対で記憶部に格納する形状算出部と、
過去に測定され前記記憶部に格納されているデータの対のうち、前記測定時のデータの対の下肢の姿勢データとの差が閾値以下の姿勢データと対をなす三次元形状データと測定時のデータの対の三次元形状データを比較し、三次元形状の変位を判定する形状変位判定部
を備えたことを特徴とする下肢形状変化測定装置。
（付記２）
前記撮像部は、前記被験者の下肢を前記被験者の歩行時に対向する位置から撮影し、夫々から前記下肢の一方面についての画像データを出力する一対の撮像部を有することを特徴とする、付記１記載の下肢形状変化測定装置。
（付記３）
前記測定部は、前記被験者の足底の圧力を計測して圧力データを出力する圧力計を有し、
前記計測部は、前記圧力データから算出した前記被験者の足底の圧力分布の特徴点及び前記画像データを含む計測データを出力し、
前記形状算出部は、各時刻における前記計測データについて、前記被験者の足底の圧力分布の特徴点と、前記画像データから算出した前記被験者の下肢の三次元形状のデータとを対で前記記憶部に格納し、
前記形状変位判定部は、過去に測定され前記記憶部に格納されているデータの対のうち、前記測定時のデータの対の圧力分布の特徴点との差が閾値以下の特徴点と対をなす三次元形状データと測定時のデータの対の三次元形状データを比較し、三次元形状の変位を判定することを特徴とする、付記１または２記載の下肢形状変化測定装置。
（付記４）
前記被験者の足底の圧力分布の特徴点は、前記圧力分布の重心であることを特徴とする、付記３記載の下肢形状変化測定装置。
（付記５）
前記形状算出部は、前記被験者の下肢が地面に対する垂線から傾斜している状態の画像データの三次元位置座標を、前記垂線と平行な状態まで回転させた三次元位置座標に変換してから前記被験者の下肢の三次元形状のデータを算出することを特徴とする、付記３または４記載の下肢形状変化測定装置。
（付記６）
前記計測データのうち、前記被験者の下肢が地面に対する垂線と平行な状態の画像データを選出して最適形状データとして前記記憶部に格納する最適形状データ選出部
をさらに備えたことを特徴とする、付記３乃至５のいずれか１項記載の下肢形状変化測定装置。
（付記７）
前記測定部は、前記被験者に装着され前記下肢の加速度を示す加速度データ及び検知した角速度を示す角速度データを出力するセンサを有し、
前記計測部は、前記被験者の歩行時の２軸の加速度データの極大点と極小点の変位から歩行の周期を判定し、前記歩行の周期と前記角速度データに基づき前記下肢の姿勢を推定し、前記被験者の下肢の姿勢データ及び前記画像データを含む計測データを出力することを特徴とする、付記１または２記載の下肢形状変化測定装置。
（付記８）
前記測定部は、前記被験者に装着され前記下肢の加速度を示す加速度データ及び検知した角速度を示す角速度データを出力するセンサを有し、
前記計測部は、前記加速度データから前記被験者の股関節が描く身体重心の位置を計算により推定し、前記身体重心の位置に前記被験者の足長と加速度データから計算される足と重力方向とのなす角度とを用いて描く範囲を計算し、前記重力方向の加速度データが最小のときの前記範囲となる接線を通る軌跡を通過する点から足圧中心を推定し、前記足圧中心前記角速度データに基づき前記被験者の下肢の姿勢データ及び前記画像データを含む計測データを出力することを特徴とする、付記１または２記載の下肢形状変化測定装置。
（付記９）
前記センサは、前記被験者の足首付近に装着される加速度センサと、前記被験者の腰部に装着される角速度センサを含むことを特徴とする、付記７または８記載の下肢形状判定装置。
（付記１０）
前記形状変位判定部は、比較した三次元形状データの差が閾値を超えると表示部にメッセージを表示することを特徴とする、付記１乃至９のいずれか１項記載の下肢形状変化判定装置。
（付記１１）
歩行する被験者の下肢を撮影して画像データを出力する撮像部と、前記被験者の下肢姿勢を測定して姿勢データを出力する姿勢測定部を有する計測部からの前記画像データ及び前記被験者の下肢の姿勢データを含む計測データを取得する計測手順と、
各時刻における前記計測データについて、前記画像データから算出した前記被験者の下肢の三次元形状のデータと、前記下肢の姿勢データとを対で記憶部に格納する形状算出手順と、
過去に測定され前記記憶部に格納されているデータの対のうち、前記測定時のデータの対の下肢の姿勢データとの差が閾値以下の姿勢データと対をなす三次元形状データと測定時のデータの対の三次元形状データを比較し、三次元形状の変位を判定する形状変位判定手順
を含むことを特徴とする下肢形状変化測定方法。
（付記１２）
前記計測手順は、前記撮像部に、前記被験者の下肢を前記被験者の歩行時に対向する位置から撮影し、夫々から前記下肢の一方面についての画像データを出力する一対の撮像部を用いることを特徴とする、付記１１記載の下肢形状変化測定方法。
（付記１３）
前記測定部は、前記被験者の足底の圧力を計測して圧力データを出力する圧力計を有し、
前記計測手順は、前記圧力データから算出した前記被験者の足底の圧力分布の特徴点及び前記画像データを含む計測データを出力し、
前記形状算出手順は、各時刻における前記計測データについて、前記被験者の足底の圧力分布の特徴点と、前記画像データから算出した前記被験者の下肢の三次元形状のデータとを対で前記記憶部に格納し、
前記形状変位判定手順は、過去に測定され前記記憶部に格納されているデータの対のうち、前記測定時のデータの対の圧力分布の特徴点との差が閾値以下の特徴点と対をなす三次元形状データと測定時のデータの対の三次元形状データを比較し、三次元形状の変位を判定することを特徴とする、付記１２または１３記載の下肢形状変化測定方法。
（付記１４）
前記被験者の足底の圧力分布の特徴点は、前記圧力分布の重心であることを特徴とする、付記１３記載の下肢形状変化測定方法。
（付記１５）
前記形状算出手順は、前記被験者の下肢が地面に対する垂線から傾斜している状態の画像データの三次元位置座標を、前記垂線と平行な状態まで回転させた三次元位置座標に変換してから前記被験者の下肢の三次元形状のデータを算出することを特徴とする、付記１３または１４記載の下肢形状変化測定方法。
（付記１６）
前記計測データのうち、前記被験者の下肢が地面に対する垂線と平行な状態の画像データを選出して最適形状データとして前記記憶部に格納する最適形状データ選出手順
をさらに含むことを特徴とする、付記１３乃至１５のいずれか１項記載の下肢形状変化測定方法。
（付記１７）
前記測定部は、前記被験者に装着され前記下肢の加速度を示す加速度データ及び検知した角速度を示す角速度データを出力するセンサを有し、
前記計測手順は、前記被験者の歩行時の２軸の加速度データの極大点と極小点の変位から歩行の周期を判定し、前記歩行の周期と前記角速度データに基づき前記下肢の姿勢を推定し、前記被験者の下肢の姿勢データ及び前記画像データを含む計測データを出力することを特徴とする、付記１２または１３記載の下肢形状変化測定方法。
（付記１８）
前記測定部は、前記被験者に装着され前記下肢の加速度を示す加速度データ及び検知した角速度を示す角速度データを出力するセンサを有し、
前記計測手順は、前記加速度データから前記被験者の股関節が描く身体重心の位置を計算により推定し、前記身体重心の位置に前記被験者の足長と加速度データから計算される足と重力方向とのなす角度とを用いて描く範囲を計算し、前記重力方向の加速度データが最小のときの前記範囲となる接線を通る軌跡を通過する点から足圧中心を推定し、前記足圧中心前記角速度データに基づき前記被験者の下肢の姿勢データ及び前記画像データを含む計測データを出力することを特徴とする、付記１２または１３記載の下肢形状変化測定方法。
（付記１９）
前記センサは、前記被験者の足首付近に装着される加速度センサと、前記被験者の腰部に装着される角速度センサを含むことを特徴とする、付記１７または１８記載の下肢形状判定方法。
（付記２０）
前記形状変位判定手順は、比較した三次元形状データの差が閾値を超えると表示部にメッセージを表示することを特徴とする、付記１２乃至１９のいずれか１項記載の下肢形状変化判定方法。
（付記２１）
コンピュータに被験者の下肢の形状変化を測定させる処理を実行させるプログラムであって、
歩行する被験者の下肢を撮影して画像データを出力する撮像部と、前記被験者の下肢姿勢を測定して姿勢データを出力する姿勢測定部を有する計測部からの前記画像データ及び前記被験者の下肢の姿勢データを含む計測データを取得する計測手順と、
各時刻における前記計測データについて、前記画像データから算出した前記被験者の下肢の三次元形状のデータと、前記下肢の姿勢データとを対で記憶部に格納する形状算出手順と、
過去に測定され前記記憶部に格納されているデータの対のうち、前記測定時のデータの対の下肢の姿勢データとの差が閾値以下の姿勢データと対をなす三次元形状データと測定時のデータの対の三次元形状データを比較し、三次元形状の変位を判定する形状変位判定手順
を前記コンピュータに実行させることを特徴とするプログラム。
（付記２２）
前記計測部からの画像データは、前記被験者の下肢を前記被験者の歩行時に対向する位置から撮影し、夫々から前記下肢の一方面についての画像データを出力する一対の撮像部から出力されたものであることを特徴とする、付記２１記載のプログラム。
（付記２３）
前記測定部は、前記被験者の足底の圧力を計測して圧力データを出力する圧力計を有し、
前記計測手順は、前記圧力データから算出した前記被験者の足底の圧力分布の特徴点及び前記画像データを含む計測データを出力し、
前記形状算出手順は、各時刻における前記計測データについて、前記被験者の足底の圧力分布の特徴点と、前記画像データから算出した前記被験者の下肢の三次元形状のデータとを対で前記記憶部に格納し、
前記形状変位判定手順は、過去に測定され前記記憶部に格納されているデータの対のうち、前記測定時のデータの対の圧力分布の特徴点との差が閾値以下の特徴点と対をなす三次元形状データと測定時のデータの対の三次元形状データを比較し、三次元形状の変位を判定することを特徴とする、付記２１または２２記載のプログラム。
（付記２４）
前記被験者の足底の圧力分布の特徴点は、前記圧力分布の重心であることを特徴とする、付記２３記載のプログラム。
（付記２５）
前記形状算出手順は、前記被験者の下肢が地面に対する垂線から傾斜している状態の画像データの三次元位置座標を、前記垂線と平行な状態まで回転させた三次元位置座標に変換してから前記被験者の下肢の三次元形状のデータを算出することを特徴とする、付記２３または２４記載のプログラム。
（付記２６）
前記計測データのうち、前記被験者の下肢が地面に対する垂線と平行な状態の画像データを選出して最適形状データとして前記記憶部に格納する最適形状データ選出手順
を前記コンピュータにさらに実行させることを特徴とする、付記２３乃至２５のいずれか１項記載のプログラム。
（付記２７）
前記測定部は、前記被験者に装着され前記下肢の加速度を示す加速度データ及び検知した角速度を示す角速度データを出力するセンサを有し、
前記計測手順は、前記被験者の歩行時の２軸の加速度データの極大点と極小点の変位から歩行の周期を判定し、前記歩行の周期と前記角速度データに基づき前記下肢の姿勢を推定し、前記被験者の下肢の姿勢データ及び前記画像データを含む計測データを出力することを特徴とする、付記２１または２２記載のプログラム。
（付記２８）
前記測定部は、前記被験者に装着され前記下肢の加速度を示す加速度データ及び検知した角速度を示す角速度データを出力するセンサを有し、
前記計測手順は、前記加速度データから前記被験者の股関節が描く身体重心の位置を計算により推定し、前記身体重心の位置に前記被験者の足長と加速度データから計算される足と重力方向とのなす角度とを用いて描く範囲を計算し、前記重力方向の加速度データが最小のときの前記範囲となる接線を通る軌跡を通過する点から足圧中心を推定し、前記足圧中心前記角速度データに基づき前記被験者の下肢の姿勢データ及び前記画像データを含む計測データを出力することを特徴とする、付記２１または２２記載のプログラム。
（付記２９）
前記センサは、前記被験者の足首付近に装着される加速度センサと、前記被験者の腰部に装着される角速度センサを含むことを特徴とする、付記２７または２８記載の下肢形状判定方法。
（付記３０）
前記形状変位判定手順は、比較した三次元形状データの差が閾値を超えると表示部にメッセージを表示することを特徴とする、付記２１乃至２９のいずれか１項記載のプログラム。

以上、開示の下肢形状変化測定装置、方法及びプログラムを実施例により説明したが、本発明は上記実施例に限定されるものではなく、本発明の範囲内で種々の変形及び改良が可能であることは言うまでもない。

１０ 下肢形状変化測定装置
１１ 計測部
１２ 形状算出部
１３ 形状データ蓄積部
１４ 最適形状データ選出部
１５ 形状変位判定部
２０ コンピュータシステム
２１ ＣＰＵ
２２ 記憶部
１１１ 重心動揺計
１１１Ａ 圧力検知面
１１２−１，１１２−２ 撮像部
１１３ プロジェクタ
１１４ カメラ
１１５ 加速度センサ
１１６ 角速度センサ

Claims (7)

1. 歩行する被験者の下肢を撮影して画像データを出力する撮像部と、前記被験者の下肢姿勢を測定して姿勢データを出力する姿勢測定部を有し、前記画像データ及び前記被験者の下肢の姿勢データを含む計測データを出力する計測部と、
   各時刻における前記計測データについて、前記画像データから算出した前記被験者の下肢の三次元形状のデータと、前記下肢の姿勢データとを対で記憶部に格納する形状算出部と、
   過去に測定され前記記憶部に格納されているデータの対のうち、前記測定時のデータの対の下肢の姿勢データとの差が閾値以下の姿勢データと対をなす三次元形状データと測定時のデータの対の三次元形状データを比較し、三次元形状の変位を判定する形状変位判定部
   を備えたことを特徴とする下肢形状変化測定装置。
2. 前記測定部は、前記被験者の足底の圧力を計測して圧力データを出力する圧力計を有し、
   前記計測部は、前記圧力データから算出した前記被験者の足底の圧力分布の特徴点及び前記画像データを含む計測データを出力し、
   前記形状算出部は、各時刻における前記計測データについて、前記被験者の足底の圧力分布の特徴点と、前記画像データから算出した前記被験者の下肢の三次元形状のデータとを対で前記記憶部に格納し、
   前記形状変位判定部は、過去に測定され前記記憶部に格納されているデータの対のうち、前記測定時のデータの対の圧力分布の特徴点との差が閾値以下の特徴点と対をなす三次元形状データと測定時のデータの対の三次元形状データを比較し、三次元形状の変位を判定することを特徴とする、請求項１記載の下肢形状変化測定装置。
3. 前記被験者の足底の圧力分布の特徴点は、前記圧力分布の重心であることを特徴とする、請求項２記載の下肢形状変化測定装置。
4. 前記測定部は、前記被験者に装着され前記下肢の加速度を示す加速度データ及び検知した角速度を示す角速度データを出力するセンサを有し、
   前記計測部は、前記被験者の歩行時の２軸の加速度データの極大点と極小点の変位から歩行の周期を判定し、前記歩行の周期と前記角速度データに基づき前記下肢の姿勢を推定し、前記被験者の下肢の姿勢データ及び前記画像データを含む計測データを出力することを特徴とする、請求項１記載の下肢形状変化測定装置。
5. 前記測定部は、前記被験者に装着され前記下肢の加速度を示す加速度データ及び検知した角速度を示す角速度データを出力するセンサを有し、
   前記計測部は、前記加速度データから前記被験者の股関節が描く身体重心の位置を計算により推定し、前記身体重心の位置に前記被験者の足長と加速度データから計算される足と重力方向とのなす角度とを用いて描く範囲を計算し、前記重力方向の加速度データが最小のときの前記範囲となる接線を通る軌跡を通過する点から足圧中心を推定し、前記足圧中心前記角速度データに基づき前記被験者の下肢の姿勢データ及び前記画像データを含む計測データを出力することを特徴とする、請求項１記載の下肢形状変化測定装置。
6. 歩行する被験者の下肢を撮影して画像データを出力する撮像部と、前記被験者の下肢姿勢を測定して姿勢データを出力する姿勢測定部を有する計測部からの前記画像データ及び前記被験者の下肢の姿勢データを含む計測データを取得する計測手順と、
   各時刻における前記計測データについて、前記画像データから算出した前記被験者の下肢の三次元形状のデータと、前記下肢の姿勢データとを対で記憶部に格納する形状算出手順と、
   過去に測定され前記記憶部に格納されているデータの対のうち、前記測定時のデータの対の下肢の姿勢データとの差が閾値以下の姿勢データと対をなす三次元形状データと測定時のデータの対の三次元形状データを比較し、三次元形状の変位を判定する形状変位判定手順
   を含むことを特徴とする下肢形状変化測定方法。
7. コンピュータに被験者の下肢の形状変化を測定させる処理を実行させるプログラムであって、
   歩行する被験者の下肢を撮影して画像データを出力する撮像部と、前記被験者の下肢姿勢を測定して姿勢データを出力する姿勢測定部を有する計測部からの前記画像データ及び前記被験者の下肢の姿勢データを含む計測データを取得する計測手順と、
   各時刻における前記計測データについて、前記画像データから算出した前記被験者の下肢の三次元形状のデータと、前記下肢の姿勢データとを対で記憶部に格納する形状算出手順と、
   過去に測定され前記記憶部に格納されているデータの対のうち、前記測定時のデータの対の下肢の姿勢データとの差が閾値以下の姿勢データと対をなす三次元形状データと測定時のデータの対の三次元形状データを比較し、三次元形状の変位を判定する形状変位判定手順
   を前記コンピュータに実行させることを特徴とするプログラム。