专利名称：确定平衡特征的力估算装置和力估算方法
技术领域：
本发明涉及用于确定平衡特征的装置和方法。本发明的装置具体用于定量检测人类的运动和感觉平衡系统的功能和障碍。
背景技术：
站立着的人的平衡通过人的肌骨骼系统的运动系统和感觉系统的协调交互作用以及中枢神经系统、脊髓运动系统(spinal motor system)和脊椎上运动系统(supraspinal motor system)的特定功能来保证。当前，通过不同的测试来研究站立平衡，这些测试只允许观测员通过使用秒表等方式来进行主观评价。
一方面，脊髓运动系统和脊椎上运动系统会由于疾病或外伤而出现问题，另一方面，它们会老化。因此，用于确保安全站立位置或者正确的自主运动和非自主运动的所有组织环节都可能受到影响。最终，下肢肌群的精细调节，尤其是脚的屈肌和脚的伸肌的精细调节，使得在站立的同时保持平衡。
如今，使用骨密度测量法来诊断骨质稀少症和骨质疏松症，这种诊断并不考虑病因或病理或者骨强度。绝经期之后的女性发生与骨质疏松相关的骨折，这主要被认为是由于骨强度减小而引起的。因此，确定骨密度作为预防性措施，以确定遭受骨折的危险。但是，实际上，发生骨折的概率在大于80％的程度上取决于其它因素。在这些因素中尤其要考虑如下因素下肢的肌肉机能或力量减弱，平衡障碍，步态障碍，服用药物、酗酒以及吸毒，对环境的认知力的降低，以及视觉敏锐度降低。这些因素部分地代表健康受损。当前，仅仅以定性的形式(既往病历)来确定这些受损情况。通常还没有认识到，现代文明社会减少了对肌骨骼系统的负担，所形成的生理适应过程是引起骨折发病率上升的一个因素。许多研究表明，时兴的健身运动使骨折发病率明显地下降，而没有性别差异。在这里起决定性作用的是体力活动的强度(例如参见Karlsson，J.inMusculoskelet.Neuron.Inter.，4/2004，第12至21页)。
人摔倒的危险与重心的感觉运动控制密切相关。许多内部因素和外部因素都对感觉运动系统的机能有影响。脊髓和脊椎上运动系统可能受到由于不同部位的老化而引起的改变或病变过程的影响。因此，它们可能具有机能缺陷，这种机能缺陷伴随着摔倒的危险性增加。这反映了激发肌肉机能以校正重心在不稳定状态的方向上的偏移并避免摔倒的程度和速度。
可以参照骨骼结构的基本机械特征以及其它各种相关因素，通过对骨折发病率进行流行病学数据统计分析而得出结论。通过将骨密度作为骨强度的代用参数或替换参数，可以得出与骨折发病概率的关系。基于大量的流行病学研究的统计模型计算表明，骨密度仅仅可以解释约15％的骨折概率。如果骨折基本上不是不可避免和不可预见的力作用的结果，则可以借助于防止摔倒的保护性机理或者借助于合适的闪避反应机理来克服外部的干扰。这种能力的量度一般能够从平衡分析的简单系统中推导出来。
但是，目前并不存在这样的设备，通过该设备，可以根据前述因素(下肢的力量或肌肉机能的减弱、平衡障碍、步态障碍、药物的影响、酒精和/或其它药品的影响、对环境的认知力的降低和/或视觉敏锐度的降低)确定摔倒的概率以及由此确定发生骨折的危险。
发明内容
因此，本发明的目的是提供这样的设备和方法，通过该设备和方法，可以定量地检测人为了保持平衡而使用的力和/或做出的运动。此外，本发明的目的是提供这样的设备和方法，通过该设备和方法，可以从定量检测到的力中推导出身体特征，所述力表征着人的运动行为和/或力量行为。
实现上述目的的本发明的方案基于对运动和感觉系统的控制能力的定量检测。为此，使用公知的一前一后站立测试法(tandem stand test)。在一前一后站立测试(下文也称为一前一后测试或一前一后站立)中，测试如下能力能够在一只脚位于另一只脚前面(一只脚的脚后跟正好位于另一只脚的脚尖之前或者两只脚放置在一条直线上)的情况下维持站立姿态大约10秒钟，而不会向旁侧移动脚步。
本发明的力估算装置具有至少三个设置在一个平面(力感应器平面)中的力感应器或者力传感器。刚性的、可行走的支撑板结合在这些力感应器上。如果在某一时间间隔(测量间隔)中将压力(例如人的重量)施加到支撑板远离力感应器的那一侧上，则彼此退耦的力感应器各自以时间分辨的方式获取基于所述压力得到的、由支撑板传递给力感应器的力。估算单元连接在力感应器的信号输出侧。估算单元具有功率谱计算单元，通过所述功率谱计算单元可以计算总信号的功率谱，所述总信号是由所有力感应器的输出信号之和形成的。以这种连接方式，总信号可以由所有力感应器的输出信号之和形成；但是，也可以仅通过其中一些力感应器或相关的输出信号形成总信号。单个力感应器的输出信号也可用作总信号。可选择的是或者另外，本发明的力估算装置具有微分单元，通过所述微分单元可以计算上述总信号的时间导数，而且，通过所述微分单元还可以从所计算的时间导数中推导出进一步的特征。
在优选实施例中，正好使用了三个力感应器，它们以三角形的形式设置在力感应器的平面中。特别优选的是，它们以等边三角形的形式设置。
在更优选的实施例中，力估算装置在远离支撑板并与力感应器相邻的那一侧设有底板。因此，与力感应器设置在一起的支撑板和底板单元可以以稳定、牢固且简单的方式安装在平面的底座表面上。
在更优选的实施例变型中，估算单元具有连接在力感应器的信号输出侧的运算放大器，通过所述运算放大器，可以放大力感应器的输出信号。此外，估算单元在其位于运算放大器之后的信号输出侧设有模拟-数字转换器，通过所述模拟-数字转换器，由运算放大器输出的、被放大的模拟信号可以转换成数字信号。此外，所述方面的变型具有计算机，具体地说是个人计算机PC，可以将数字信号传输给所述个人计算机PC以用于估算。在所述的变型中，估算单元的功率谱计算单元和微分单元可以是计算机的部件。
下面通过实例来描述本发明的力估算装置和力估算方法的具体实施例以及进一步可选择的可能实施例。
本发明的装置和本发明的方法具有如下一系列的实质性优点·通过本发明的装置，可以实现人类在站立时的平衡行为的定量检测和估算。使用所检测到的特征最终可以确定摔倒的概率。
·特别是，可以检测在一前一后站立姿态下人类的感觉运动控制随时间的变化和精度，还可以检测将一前一后站立姿态维持多久的能力。
·本发明允许对人类的脊髓运动系统和脊椎上运动系统障碍进行模型化和量化。使用在各种测试条件(例如，除了一前一后站立之外，单腿站立检查也是可以的，在检查时眼睛可以睁开或者闭上)下所检测到的参数，可以将障碍的原因分离出来。因此，通过渐进式检查最终可以检测变化。然后，借助于训练或治疗措施可以监测上述系统的运动肌肉机能等有缺陷部位的改善。所述系统障碍的直接影响包括摔倒概率的变化，所述摔倒概率代表骨折危险的一个基本分量。
·因此，本发明的重要意义尤其在于客观地模型化和/或量化数据以作为自主和非自主反应能力的量度的可能性，所述数据与摔倒危险和/或骨折危险相关，否则只能凭既往病史提供。在这一点上，对于健康的人或者病人不需要外部干预。在标准化条件下确定特定年龄和特定性别的标准值，这些标准值可用作评价健康受损的基础。
·本发明尤其适用于保健领域和对被检查者的身体健康状况进行检查的领域。通过本发明，也可以客观地确定毒品和酒精等的影响。在服用药物方面，不希望出现的副作用和多种药物治疗对人的影响都可以被检查。此外，本发明的应用领域也包括诊断和监测人的操纵能力。
·同样，对于例如在中风发作之后处于康复措施中的患者，或者对于平衡器官患有疾病的人，本发明的装置可用作诊断装置。
在属于实例的下列附图中，相同的装置部件用相同的附图标记表示。
图1所示为本发明的力估算装置的力接收单元或测量单元；图2所示为图1的力估算装置的估算单元的方框图；图3所示为在一个时间间隔上检测到的、图1实施例中的力感应器的输出信号以及它们的和信号(总信号)；图4所示为从图3中的总信号计算出的功率谱；图5所示为按照大小排序的、图3的总信号的时间导数的正值局部最大值，并示出了由此计算出的平均值；图6描绘了在测量的时间间隔中动态重心在力感应器平面上的运动；图7所示为动态重心在力感应器平面上掠过的表面的三个实例。
具体实施例方式
图1A所示为本发明的力估算装置垂直于力感应器平面的剖视图。图1B所示为力估算装置的俯视图或力感应器平面的俯视图。在图1中，仅仅示出了力检测所需要的力估算装置的那些部件(即，力估算装置的测量单元的各部件)。图2中的方框图示出了用于对所检测的力进行估算的估算单元(参见下文)。测量单元和估算单元相互进行通信以交换数据。力估算装置具有刚性的、平面的、三角形的底板3。在本实施例中，所述底板由钢制成。所述三角形结构由边长为60cm的等边三角形形成。底板的三角形的三个顶点是倒圆的。底板3具有1cm的厚度(垂直于力感应器平面，即在z方向上)。在图示的情况下，底板设置在平面的底座表面B上方并与其相邻。三个力感应器1a至1c(可选择的是，在下文中1a至1c也用来表示力传感器或负载传感单元(load cell))设置在底板3上的三角形顶点区域中。负载传感单元螺纹连接在底板3上，但例如也可以粘接在其上。三个负载传感单元以等边三角形的形式设置在一个平面(力感应器平面)中。在这种连接方式下，每个负载传感单元设置成与底板的三角形顶点区域中的底板周边稍微地(几个厘米)间隔开，因此，由三个负载传感单元1a至1c形成的等边三角形具有大约55cm的边长。同样，等边三角形形状的支撑板2设置在三个负载传感单元1a至1c上方。支撑板是重量高达约200kg的人可以站立在其上的防裂板，且该防裂板以无滑动方式放置在三个负载传感单元1a至1c上。这样，从上方(即从与负载传感单元相对的那一侧)作用在支撑板2上的力或压力可以按比例地传递到三个退耦的负载传感单元1a至1c上。可以站立于其上的刚性支撑板2在平行于力感应器平面(其是由三个力感应器1的设置方式所形成的)的方向上具有与底板3相同的形状和尺寸。这里，支撑板2是符合DIN 1249规格的、厚度为16mm的双片ESG(安全玻璃)玻璃板。
这里，三个力感应器1a至1c的感应器轴线彼此平行地设置在z方向上或垂直于力感应器平面(x-y平面)的方向上。力感应器的感应器轴线被定义为沿着这个轴线作用在力感应器1上的力或力分量由该力感应器确定或检测。
设置在底板3与支撑板2之间的力感应器1a至1c是在商业上可获得的负载传感单元。在本实施例中，所使用的传感单元在沿着感应器轴线方向的0.2mm形变测量路径或额定测量路径上具有最大负载2000N或2kN。所使用的负载传感单元相对于所检测的力具有＜0.1％的精度等级。三个传感单元的额定特性(灵敏度)或信号电压都等于2mV/V。在本实施例中，使用“ATP Messtechnik+Waagen”公司的负载传感单元“K-450”。
此外，图1B中绘出了一前一后站立方式T，在对施加到力感应器1a至1c上的力进行检测和估算的过程中，站立在支撑板2上的人应当采用这种站立方式。
图2所示为本发明对应于图1的力估算装置的方框图，其中，既可以看到图1所示的测量单元的传感单元，又可以看到连接在下游处用于信号估算的估算单元的部件4，5，6，7，8。在每个负载传感单元1a至1c下游的信号输出侧各自连接相应的运算放大器4a至4c。因此，如果有人走到支撑板2上，则借助于合适的信号线将负载传感单元1a至1c所产生的模拟输出信号A1a至A1c输送到运算放大器4。运算放大器将模拟信号放大150或300倍(但也可以使用不同的放大倍数)。接着，经由合适的信号线将三个已经放大的模拟信号VA1a至VA1c提供给模拟数字转换器(ADC)5，该模拟数字转换器连接在运算放大器4的下游并具有三个输入通道。
ADC 5的输出侧与控制器计算机(PC)6连接。在本实施例中，所述ADC是Measurement Computing Corporation公司的“miniLAB 1008”型。在本实施例中，运算放大器4和ADC 5设置在底板3与支撑板2之间并位于由三个负载传感单元1a至1c形成的三角形(在图1中未示出)内。这种设置的优点在于，用于输送信号A1a至A1c或者VA1a至VA1c的数据线较短。然后，ADC输出的信号通过USB线输送，经由PC 6的USB接口进入所述PC中。此外，也可以将ADC 5做成为设置在计算机6之内的多通道数据采集卡。这样，根据由负载传感单元1a至1c基于支撑板2的压应力而产生的电压，ADC 5产生USB相符的信号，该信号进入控制计算机6中。负载传感单元1所测量到的值或者对应的电压由ADC5实时地数字化。
但是，这不仅仅是从ADC 5到计算机6的数据传输；反过来，控制计算机6也可以通过有关的辅助软件来控制ADC 5的开路测量通道的时间窗口。借助于力传感器1对力值进行检测的测量时间间隔被数字化和估算且因此而确定。于是，ADC 5产生三个传感单元1a至1c的测量值时间曲线，该曲线可在计算机6中作进一步处理。这里，使用稳定的12V的电源电路来实现ADC的供电。
在本实施例中，功率谱计算单元7和微分单元8都是计算机6的部件。这两个单元7，8中的每一个都具有计算单元和存储器，在存储器中还存储有指令序列7a，8a。这里，功率谱计算单元7(在图中也表示为LB)和微分单元8(在图中也表示为D)的存储器和计算单元是同一个单元。可选择的是，这两个单元也可以使用分开的存储器单元和/或计算单元。
借助于三个负载传感单元1、三个运算放大器4和ADC 5而检测到并数字化的、在所述测量间隔上的三个测量值时间曲线(即在可调时间周期或可调时间间隔中的测量曲线)在计算机6中相加(参见图3)。功率谱计算单元7从这个相加后的和信号或总信号计算出总信号的功率谱。使用在功率谱计算单元7的存储器中存储的指令序列7a来进行该计算。以同样的方式，微分单元8从总信号计算出在测量间隔中的总信号的时间导数。然后如下文所述，从这个时间导数计算出进一步的特征。通过在微分单元8的存储器中存储的指令序列8a来进行微分单元8的计算。这里，借助于Delphi编程语言来产生或编译两个所述的指令序列。但是，也可以使用C++等其它的编程语言。在本实施例中使用的操作系统是Windows XP。
计算结果由计算机6以图形方式显示在输出单元(例如监视器)上。此外，所述的程序或指令序列也可检验传感器1的标定的额定值。此外，前置放大器的放大倍数、ADC 5的扫描或采样频率以及测量周期或时间间隔也可适于使用所述程序进行的数据检测。在本实施例中，采样频率等于100Hz(一般地，至少50Hz)；如前所述，放大倍数等于150或300；以及测量周期等于10秒。但是，也可以使用其它的值。
如图3所示，根据在测量间隔中每个采样时间上由三个力感应器1a至1c采样得到或测量得到的各个力测量值，计算机6计算出在该时间间隔上的测量值的和。由此得到总信号G。作为第一特征，确定总信号在时间间隔(这里为10秒，参见图3中的x轴)上的平均值。这个平均值G是支撑板2上的人或物体的质量的量度。
现在，可以选择在图3中示出的总的测量值时间曲线G或者单个的测量值时间曲线1a至1c或这三个测量值时间曲线的任何所需的和组合，以在功率谱计算单元7或微分单元8中作进一步处理。
因此，图4示出了图3的总信号G的功率谱。这个功率谱是借助于功率谱计算单元连同在其中存储的指令序列7a而计算得到的。这里，所述计算的基础是使用至少50Hz的采样频率由ADC 5对模拟输出信号VA1a至VA1c进行的采样。在本实施例中，以100Hz实施采样。最小值50Hz近似对应于所预期的频率的四倍。在这种采样频率下，会出现低的力脉冲，这种脉冲主要由在测量间隔过程中站立在支撑板2上的人的足部屈肌群和腓肌屈肌群产生。
对三个传感器1a至1c的力的和的时间曲线G进行频率分割以用于计算功率谱。在本实施例中是借助于傅立叶变换方法来实施频率分割的，这里的傅立叶变换方法具体是指快速傅立叶变换FFT。然而，作为FFT方法的替换，也可以借助于功率谱计算单元7、使用最大熵方法来实施频率分割(关于最大熵方法和快速傅立叶变换，参见例如″NumericalRecipes″in PascalThe art of Scientific Computing，William H.Preis，Brian P.Flannery，Saul A.Teukolsky，William T.Vetterling，CambridgeUniversity Press，1989)。
就此而论，最大熵方法的优点是具有更高的分辨率。因此，功率谱计算单元7借助于程序代码7a对力脉冲中的频率部分进行分析(频谱分析)。在图4中示出了所确定的、从0Hz至30Hz范围内的功率谱。如该图所示，主要是在0至大约13Hz的频区中发现了肌肉力作用。
然后，可以借助于单元7进一步估算功率谱。因此，例如可以确定所发生的频率或者平均频率的算术或几何平均值。它们允许得出对测试者的反应能力的评价平均频率越高，人的反应能力越强。
图5所示为借助于微分单元8和程序序列8a所确定的特征的实例。在这种情况中，如果由于所使用的采样或扫描率(这里为100Hz，通常优选使用50与250Hz之间的采样频率)的缘故，使得总信号G或者和曲线(参见图3)的力脉冲具有足够高的分辨率，就可以对图3所示的总信号G在数值上用时间进行微分。如下文中简要描述的那样，可以借助于简化的支承点法来实施数值微分。为此目的，可以首先定义一定数量的支承点。优选为5至15个支承点。在本实施例中使用了10个支承点。从图3所示的和曲线G的每个测量值或采样值开始，确定这个测量值与另一个测量值之间的局部间隔，所述另一个测量值在时间上比这个测量值落后所述数量的支承点。如果从相互隔开所述数量的支承点的两个测量值所确定的间隔是正值，则确定出间隔的两个测量值在和曲线G上在时间上各自向后偏移一个测量值(即，使用一个采样值之后的各个测量值来确定间隔)，并再次确定局部间隔。如果这个局部间隔大于在先步骤中确定的局部间隔，则继续处理，即，确定出间隔的这对测量值在时间上再向后移动一个测量值。当局部确定的间隔不再增加、再次降低或变为负值时，处理停止。先前在倒数第二个步骤中确定的局部间隔，即局部最大值，在存储器中标记为峰脉冲值。接着，继续处理直到局部间隔再次增加并变为正值。随后，如上文述的，再次确定并标记局部的当前的峰脉冲值。因此，在和曲线G的所述采样上产生了一组峰脉冲值，所述的峰脉冲值各自表示局部出现的、具有不同正值的最大间隔。随后可以分析这组峰脉冲值。因此，例如就可以制作该组峰脉冲值的直方图并计算平均值或平均峰脉冲功率。可选择的是，如图5所示，各个记录的峰脉冲值也可以按照大小(图5中的x轴)进行排序。在原点区域中，输入最小的(正的)局部峰脉冲值，而随着距原点的距离增加，在x轴上输入变得更大的局部峰脉冲值。然后，这里也可以确定平均峰脉冲值(水平线)。
所述的峰脉冲值是峰功率的量度，该峰功率出现在相应的时间点上并且是由站立在支撑板2上的人为保持平衡而施加的。这可从下述考虑中得出在所做的功(功＝力×距离)是已知的时，用时间对力进行微分就得到了肌肉机能。在物理上将“机能”定义为每单位时间上所做的功。但是在本实施例中，功是从克服力感应器1的“弹簧行程”的力得出的。因此，微分单元8或程序8a可以以上述方式筛选出各个正力增加情形下的局部最大峰脉冲功率。然后，可以从这些脉冲峰功率值计算平均峰脉冲功率值，所述这些脉冲峰功率值的频谱可以以排序的方式示出，如图5所示。
显然，使身体返回到重心或平衡位置所需的功率也依赖于身体质量。因此，计算出所述平均峰脉冲功率值与所述和曲线G在测量间隔上的时间平均值这二者的比值以作为另一个特征。所述比值或者由平均峰脉冲功率值除以身体质量得到的结果产生了每单位身体质量的平均峰脉冲功率(特定平均峰脉冲功率)。于是，对于分别被检查的个体身体质量，这个值可以独立地进行比较。
由此计算出的平均峰脉冲功率(水平线)或者特定平均峰脉冲功率(每单位身体质量的平均峰脉冲功率)是站立在支撑板2上的人为保持平衡而必须使用的力作用和/或机能作用的量度。
图6中示出了另一个特征的计算。该图描绘了站立在支撑板2上的人的动态质心的位置计算是如何借助于三个退耦的负载传感单元1a至1c的信号差而确定的。动态重心可以由如下两部分构成从人的质量得到的静态部分(人的静态重心)和从人借助于肌肉力量施加在支撑板2上的力得到的这一部分。为此目的，首先选择正交坐标系，其x-y平面对应于力感应器平面K。因此，坐标系的x-y平面位于由负载传感单元1a至1c的三个接触点所形成的平面中。现在，通过体重的测量间隔或检测时间间隔以及肌肉力量的交互作用(后者表示动态重心部分)，计算动态重心或者力矢量的重心轨道的空间改变。在这一点上，将动态重心投影到x-y平面或力感应器平面上以进行计算。例如可以使用如下的简单公式对每个采样时间进行计算Σi=1Nmimges.r→i]]>其中，N是力感应器的数量(这里，N=3)；i是指这些力感应器的第i个力感应器(i=1，2或3)；mi是第i个力感应器 在测量时的测量值；mges.是此时三个力感应器的测量值之和； 是第i个力感应器在所示下交坐标系中的空间矢量。如果人想要绝对静止地站立在支撑板2上，则力矢量的动态重心在力感应器平面K上的投影将在力感应器平面中精确地产生一个点(没有动态部分，仅仅是静态重心部分)。但是，站立在支撑板2上的人不能完全静止地站立，因此人的重心的波动导致肌肉校正力。因此，在测量间隔期间，动态重心或者它在x-y平面上的投影产生了移动。这在图6中示出(虚线)。此外，这里绘出了在第三维度上(即在z轴上)的另一个特征。这个值通过从各个采样时间上产生的三个传感单元的信号之和(即从图3中的和曲线G的值)减去测量间隔上的和曲线G的时间平均值而确定。
因此，计算在平台平面或力感应器平面K中的动态重心的空间变化的时间发展，这种时间发展是从质心的移动以及肌肉组织在保持平衡和校正平衡时的变加速力产生的。因此，在所有的采样时间或者测量间隔中的测量时间上确定这种空间变化(x(t)，y(t))(t=时间)，且所述空间变化由计算机6存储。实时地计算变加速力并将其存储为第三分量(z(t)分量)，所述变加速力是用负载传感单元记录的瞬时总脉冲或者单个脉冲的和减去静态体重而得到的。在读取PC中分配的缓冲存储器时，仅仅在测量结束之后计算静态体重(按照从三个信号或三个独立测量值时间曲线得到和曲线G的相同方式)。
图7所示为在测量间隔期间由于平面K中的重心位置(x，y)移动而掠过的表面的三个实例。借助于估算单元，在这里是借助于PC，定量检测所掠过的表面。在图7A所示的情况下，该表面约等于5.5×10.7cm2。在图7B所示的情况下，该表面仅等于1.4×2.5cm2。在图7c中，掠过的表面约等于28.1×26cm2。相应掠过的表面是在测量间隔期间各个人(A或B或C)能在支撑板2上保持平衡的能力的量度。掠过的面积越小，则这种能力越强。现在可以对不同的人在x-y平面坐标系中的距离范围或掠过的面积进行相互比较。这允许例如得出被检查的神经肌肉功能可能忠有疾病等结论。因此，所示出的三种结果证明了没有摔倒危险的健康人(B)、摔倒危险较低的人(A)和摔倒危险较高的人(C)之间的明显区别。这里，按照一级近似，认为在x-y图形中的距离范围或掠过的面积与被检查者的年龄无关，但其与下列的其它影响非常相关，比如服用药物、酗酒和/或吸毒、在保持总体平衡上具有障碍、以及在平衡器官疾病或中风发作之后。
总之，通过本设备或通过本方法可以进行如下计算·在力感应器平面或立足平面内的动态重心的轨迹；·肌肉活动的频谱或者功率谱；·从力随时间的变化G或力的导数计算出肌肉机能；以及·特定肌肉机能的量度(特定平均峰脉冲性能)。
这种计算是在受激后的不稳定姿态下完成的，优选在一前一后站立或单腿站立时完成。这里，可以使人不能进行光学感知(闭上眼睛)，使其更加难以保持平衡。
权利要求
1.一种力估算装置，通过这种装置可以以时间分辨的方式确定并估算作用在力感应器上的力，所述力估算装置包括至少三个力感应器(1)，它们设置在一个平面(力感应器平面)上，每个力感应器具有信号输入端和信号输出端；刚性的、可行走的支撑板(2)，其联接在力感应器(1)上，力感应器(1)设置在支撑板(2)的一侧并与其相邻，由于作用在支撑板(2)上的压力而在力感应器(1)处产生的力可以以时间分辨的方式检测出来；以及估算单元(4，5，6，7，8)，力感应器(1)的信号输出侧与所述估算单元连接，所述估算单元具有功率谱计算单元(7)，通过功率谱计算单元(7)可以计算总信号的功率谱，所述总信号由力感应器(1)中的至少一个的输出信号的和形成，和/或所述估算单元具有微分单元(8)，通过微分单元(8)可以计算总信号的时间导数和由此推导出的进一步参数。
2.根据前一个权利要求所述的力估算装置，其特征在于，功率谱计算单元(7)具有第一计算单元和其中存储有指令序列(7a)的第一存储器，借助于它们可以计算功率谱；和/或其特征在于，微分单元(8)具有第二计算单元和其中存储有指令序列(8a)的第二存储器，借助于它们可以计算时间导数和进一步的特征。
3.根据前一个权利要求所述的力估算装置，其特征在于，第一计算单元与第二计算单元和/或第一存储器与第二存储器是同一个单元。
4.根据前面权利要求中任一项所述的力估算装置，其特征在于，力感应器(1)的感应器轴线设置成彼此基本平行，且与力感应器平面基本垂直，力感应器(1)的感应器轴线被定义成沿着这个轴线作用在力感应器(1)上的力或力分量可以由所述力感应器确定。
5.根据前面权利要求中任一项所述的力估算装置，其特征在于，正好有三个力感应器以三角形的形式、优选以等腰三角形的形式、更优选以等边三角形的形式设置在力感应器平面中。
6.根据前面权利要求中任一项所述的力估算装置，其特征在于，支撑板(2)为三角形形式，优选为等边三角形形式，所述等边三角形优选具有大于50cm和/或小于80cm、更优选具有大于55cm和/或小于75cm的边长；和/或其特征在于，支撑板具有大于0.5kN和/或小于5kN、优选具有大于1kN和/或小于2kN的承压能力。
7.根据前面权利要求中任一项所述的力估算装置，其特征在于，在远离支撑板(2)并与力感应器(1)相邻的那一侧设有底板(3)。
8.根据前一个权利要求所述的力估算装置，其特征在于，底板(3)具有与支撑板相同的形状和/或尺寸和/或承压能力。
9.根据前面权利要求中任一项所述的力估算装置，其特征在于，力感应器(1)中的至少一个是压电传感器；和/或其特征在于，所述力感应器中的至少一个具有大于0.5kN和/或小于5kN、优选具有大于1kN和/或小于2kN的最大负载值，和/或具有小于1％、优选具有小于0.1％的测量精度，和/或具有大于1mV/V和/或小于10mV/V、优选具有2mV/V的灵敏度或额定特性；和/或其特征在于，力感应器(1)中的至少一个沿着其感应器轴线具有小于1mm、优选具有小于0.3mm的最大形变(额定测量路径)。
10.根据前面权利要求中任一项所述的力估算装置，其特征在于，所述估算单元具有至少一个运算放大器(4)，所述运算放大器连接在所述力感应器中的至少一个力感应器的信号输出侧。
11.根据前一个权利要求所述的力估算装置，其特征在于，运算放大器(4)连接在每个力感应器(1)的信号输出侧。
12.根据前面权利要求中任一项所述的力估算装置，其特征在于，所述估算单元具有模拟/数字转换器ADC(5)，所述力感应器的信号输出侧与ADC(5)连接。
13.根据前一个权利要求所述的力估算装置，其特征在于，ADC(5)形成为数据采集卡，该数据采集卡优选具有对应于所述力感应器的数量的多个通道。
14.根据前面权利要求中任一项所述的力估算装置，其特征在于，所述估算单元具有计算机(6)，尤其具有个人计算机PC。
15.根据前一个权利要求并根据权利要求12或13所述的力估算装置，其特征在于，计算机(6)连接在ADC(5)的信号输出侧。
16.一种力估算方法，通过这种方法可以以时间分辨的方式确定并估算作用在力感应器上的力，其中，位于一个平面(力感应器平面)中并且每个均包括信号输入端和信号输出端的至少三个力感应器(1)设置在刚性的、可行走的支撑板(2)的一侧并与其相邻，所述至少三个力感应器结合在支撑板(2)上，由于作用在支撑板(2)上的压力而在力感应器(1)处产生的力可以以时间分辨的方式由力感应器(1)检测出来；其中，支撑板(2)远离力感应器(1)的那一侧在一定时间间隔中暴露于压力下；其中，对于所述时间间隔，从力感应器(1)中的至少一个力感应器的输出信号之和得到时间分辨的总信号，所述输出信号是由于施加在力感应器(1)上的压力而产生的；以及其中，计算所述总信号的功率谱；和/或其中，计算所述总信号的时间导数和由此推导出的进一步特征。
17.根据前一个权利要求所述的力估算方法，其特征在于，借助于连接在力感应器(1)的信号输出侧的计算机辅助估算单元(4，5，6，7，8)，计算所述总信号、所述功率谱和/或所述时间导数以及所述推导出的进一步特征。
18.根据前两个权利要求中任一项所述的力估算方法，其特征在于，使用了权利要求1至15中任一项所述的力估算单元。
19.根据前三个权利要求中任一项所述的力估算方法，其特征在于，由在支撑板上行走的人和/或在支撑板上站立的人产生压力负载。
20.根据前四个权利要求中任一项所述的力估算方法，其特征在于，作用在力感应器(1)上且基本垂直于力感应器平面的力或力分量由力感应器(1)检测。
21.根据权利要求16至20中任一项所述的力估算方法，其特征在于，正好有三个力感应器以三角形的形式、优选以等腰三角形的形式、更优选以等边三角形的形式设置在力感应器平面中。
22.根据权利要求16至21中任一项所述的力估算方法，其特征在于，所述总信号或形成所述总信号的总值时间曲线由所有力感应器的测量值时间曲线的和或者输出信号的和形成。
23.根据权利要求16至22中任一项所述的力估算方法，其特征在于，在用于确定支撑板上的平均压力负载的时间间隔上形成所述总信号的时间平均值。
24.根据权利要求16至23中任一项所述的力估算方法，其特征在于，以大于40Hz优选大于50Hz和/或小于250Hz的采样频率对至少一个力感应器(1)的输出信号进行采样。
25.根据权利要求16至24中的任一项并根据权利要求19所述的力估算方法，其特征在于，在所述时间间隔中，从力感应器(1)的输出信号确定投影到力感应器平面上的人的动态重心的瞬时位置，所述动态重心由从人的质量产生的静态部分(人的静态重心)和从人通过肌肉力量施加在支撑板上的力产生的那一部分构成。
26.根据前一个权利要求所述的力估算方法，其特征在于，根据如下公式计算所述动态重心的瞬时位置Σi=1Nmimgesr→i]]>其中，N是力感应器的数量；i是指第i个力感应器，而且，在所观测的时间上，mi是第i个力感应器的测量值，mges是N个力感应器的测量值之和， 是第i个力感应器在正交坐标系中的空间矢量。
27.根据前两个权利要求中任一项所述的力估算方法，其特征在于，从所述动态重心的瞬时位置或从它在力感应器平面中的运动轨迹确定在所述时间间隔中掠过的表面。
28.根据前一个权利要求所述的力估算方法，其特征在于，计算为第一个人确定的掠过表面与为不同于第一个人的第二个人确定的掠过表面的比值。
29.根据权利要求16至28中任一项所述的力估算方法，其特征在于，借助于傅立叶变换、优选借助于快速傅立叶变换和/或借助于最大熵方法，计算所述总信号的功率谱。
30.根据权利要求16至29中任一项所述的力估算方法，其特征在于，相对于其中包含的频率对所计算的功率谱进行估算；优选的是，计算包含在功率谱中的频率和/或最大值的算术和/或几何平均值。
31.根据权利要求16至30中任一项所述的力估算方法，其特征在于，在所述时间间隔上确定所述总信号的时间导数的正值局部最大值；其特征在于，根据它们的函数值从这些最大值制作直方图；和/或其特征在于，根据它们的函数值的大小对这些最大值进行排序；和其特征在于，确定这些最大值的函数值的平均值。
32.根据前一个权利要求所述的力估算方法，其特征在于，在制作直方图和/或进行大小排序之前，将每个最大值乘以加权因子，其中所述最大值的加权因子各自是从力感应器的特征、优选是从力感应器的额定特性和输出信号计算出来的，所述输出信号是在对应于局部最大值的时间上由力感应器发送的。
33.根据前两个权利要求中的任一项并根据权利要求23所述的力估算方法，其特征在于，计算所述最大值的函数值的平均值与所述总信号的时间平均值的比值，作为所述特征。
34.根据前一个权利要求并根据权利要求19所述的力估算方法，其特征在于，从为第一个人确定的最大值的函数值的平均值和从为不同于第一个人的第二个人确定的最大值的函数值的平均值计算所述比值。
35.根据权利要求27或28所述的力估算方法，其特征在于，借助于所掠过的表面，诊断人体中存在或不存在如下情况脊髓运动和/或脊椎上运动系统中的障碍、平衡障碍或在站立时保持平衡的障碍、步态障碍、力量和/或肌力尤其是下肢的力量和/或肌力的减弱、对环境的认知力的降低、视觉敏锐度的降低、服用药物的副作用和/或多种药物治疗的影响。
36.根据前一个权利要求所述的力估算方法，其特征在于，基于所掠过的表面，为如下情况确定定量量度脊髓运动和/或脊椎上运动系统中的障碍、平衡障碍或在站立时保持平衡的障碍、步态障碍、力量和/或肌力尤其是下肢的力量和/或肌力的减弱、对环境的认知力的降低、视觉敏锐度的降低、服用药物的副作用和/或多种药物治疗的影响；或者其特征在于，将所述掠过的表面作为这种量度。
37.根据权利要求27或28所述的力估算方法，其特征在于，基于所述掠过的表面，为如下情况确定定量量度人的运动和/或感觉系统的调节能力、重心的感觉运动控制能力和/或平衡调节能力和/或人的自主反应能力和非自主反应能力、人摔倒的概率和/或人服用药物的生理反应。
38.根据权利要求16至34中的任一项并根据权利要求19所述的力估算方法，其特征在于，借助于所计算的功率谱、所计算的时间导数和/或所推导出的特征，诊断人体中存在或不存在如下情况脊髓运动和/或脊椎上运动系统中的障碍、平衡障碍或在站立时保持平衡的障碍、步态障碍、力量和/或肌肉机能尤其是下肢的力量和/或肌肉机能的减弱、对环境的认知力的降低、视觉敏锐度的降低、服用药物的副作用和/或多种药物治疗的影响。
39.根据前一个权利要求所述的力估算方法，其特征在于，基于所计算的功率谱、所计算的时间导数和/或所推导出的特征，为如下情况确定定量量度脊髓运动和/或脊椎上运动系统中的障碍、平衡障碍或在站立时保持平衡的障碍、步态障碍、力量和/或肌力尤其是下肢的力量和/或肌力的减弱、对环境的认知力的降低、视觉敏锐度的降低、服用药物的副作用和/或多种药物治疗的影响；或者其特征在于，将掠过的表面作为这种量度。
40.根据权利要求16至34中的任一项并根据权利要求19所述的力估算方法，其特征在于，基于所计算的功率谱、所计算的时间导数和/或所推导出的特征，为如下情况确定定量量度人的运动和/或感觉系统的调节能力、重心的感觉运动控制能力和/或平衡调节能力和/或人的自主反应能力和非自主反应能力、人摔倒的概率和/或人服用药物的生理反应。
41.前面权利要求中任一项所述的力估算装置或力估算方法的使用，用于确定或监测人的操纵能力、用于确定酒精和/或毒品对人的运动技能尤其是对保持平衡能力的影响、和/或用于确定人的身体健康状况的特征，例如处于康复措施的计划内的个人或平衡器官患有疾病的个人。
全文摘要
本发明涉及一种力估算装置，通过该力估算装置可以以时间分辨的方式确定并估算力。它具有至少三个力感应器，这些力感应器设置在一个平面中并结合在人可以在其上行走的支撑板上。借助于力感应器，可以以时间分辨的方式检测出通过支撑板作用在力感应器上的压力。借助于估算单元，可以从所检测到的测量值计算力的功率谱。此外，可以将所确定的力/时间关系对时间进行微分，以确定作用力的进一步特征。本发明的应用领域主要是保健领域、康复措施领域以及使酒精和毒品对人的反应能力的影响客观化的领域。
文档编号A61B5/103GK1985155SQ200580022666
公开日2007年6月20日 申请日期2005年3月15日 优先权日2004年7月3日
发明者比特·施耐德 申请人:伍兹堡尤利乌斯－马克西米利安斯大学