行走平衡评价方法及装置、行走平衡监测方法及系统与流程
本发明涉及监测行走时人体的平衡能力及其变化的技术，尤其涉及行走平衡评价方法及装置、行走平衡监测方法及系统、穿戴式人体平衡监测仪。
背景技术：
老年人因衰老、疾病、长期服药等原因，平衡机能逐渐退化，步行中的不良动作时常出现，摔倒危险逐渐增加。平衡机能退化过程又因人而异，没有一刀切的时间点，老人对自己的身体状况往往认识不清，在平衡能力退化到警戒位置时，没有及时采取预防措施，遇到紧急情况时便力不从心，步态失调，导致摔倒而酿成惨剧。如果能找到一种科学的方法，将人体的平衡密码解析出来，开发出一个指标，通过实时行走姿态数据源源不断地换算出一个人平衡状态的好坏，就能够将摔倒风险高的老年人甄别出来，将老年人平衡能力衰退的趋势显现出来，提示其小心谨慎，加强防护，避免跌倒摔伤。
另外，有些疾病不会突然发病而是慢慢渐进变化，隐匿性强，最初人体是无法感受到的，但会影响人体的生理机能，比如引起人行走、跑动时的平衡能力发生变化。如果能够实时监测行走姿态，及时发现平衡能力的不正常恶化，能够在更早的时间发现疾病，这样能够更好地治疗疾病，减少病患的痛苦。
然而，人体平衡影响因素多，牵扯关系复杂，研究难度很大。平衡能力测量，目前常见的是Berg平衡量表(Berg Balance Scale,BBS)或Tinetti量表法(Tinetti Performance Oriented Mobility Assessment,Tinetti POMA)，被测试者需在特定的场景下做指定动作，比如起身、坐下、轻推、闭眼、3m行走等等，由测试人员根据动作完成质量打分，主观判断的成分比较多。常见的仪器测量则是让受测者在实验平台上完成指定动作，由仪器记录相关数据，比如在睁眼、闭眼、受到干扰刺激时的重心漂移情况，或者在跑步机上完成指定动作时的步幅、步频等。仪器测量比较客观，但和量表法一样，所测量的仍然是一些间接指标，并且，由于设备体积庞大、造价昂贵，大众化普及十分困难。此外，实验室特定场景的测试，并不是日常行走中平衡能力的真实表现，因此，并没有解决常态化、便捷化、不干扰受测者日常活动，直接测试真实情景下的人体平衡能力的难题。
技术实现要素：
因此，急需开发出能够从日常的行走动作中监测人体平衡能力的技术。
为了解决上述的问题，根据本发明的一个方面，提供一种行走平衡评价方法，其特征在于，在将前后方向记为x方向，左右方向记为y方向，上下方向记为z方向的情况下，包括：
接收步骤，接收通过加速度传感器实时检测人体行走时腰部、左脚及右脚的加速度而获得的所述腰部、左脚及右脚的xyz各方向加速度数据；
时域-频域转换步骤，将接收的所述腰部、左脚及右脚的xyz各方向加速度数据分别转换成所述腰部、左脚及右脚的xyz各方向频谱数据；
合成谐波畸变率计算步骤，从所述腰部、左脚及右脚每一个的xyz各方向频谱数据分别分解主频分量和谐波分量，基于分解出的各频谱数据的主频分量和谐波分量求取各频谱数据的谐波畸变率，并基于所述腰部、左脚及右脚每一个的xyz各方向谐波畸变率获得合成谐波畸变率；
评价步骤，根据所述合成谐波畸变率来评价行走平衡能力；以及
输出步骤，输出通过所述评价步骤评价的结果。
优选地，所述时域-频域转换步骤中，还将所述左脚与右脚的xyz各方向加速度数据按各方向对应叠加后分别转换成左右脚的xyz各方向叠加频谱数据，
所述行走平衡评价方法还包括：
频谱相关性计算步骤，基于所述左脚及右脚的xyz各方向频谱数据计算所述左右脚间的频谱相关系数，基于所述左右脚的xyz各方向叠加频谱数据与所述腰部的xyz各方向频谱数据计算所述腰部与所述左右脚间的频谱相关系数，并基于所述左右脚间的频谱相关系数和所述腰部与所述左右脚间的频谱相关系数获得合成相关系数，
在所述评价步骤中，根据所述合成谐波畸变率和所述合成相关系数来评价行走平衡能力。
另外，根据本发明的另一个方面，提供一种行走平衡评价方法，其特征在于，在将前后方向记为x方向，左右方向记为y方向，上下方向记为z方向的情况下，包括：
接收步骤，接收通过加速度传感器实时检测人体行走时身体的腰部、左脚及右脚的加速度而获得的所述腰部、左脚及右脚的xyz各方向加速度数据；
时域-频域转换步骤，将接收的所述腰部、左脚及右脚的xyz各方向加速度数据分别转换成所述腰部、左脚及右脚的xyz各方向频谱数据，并将所述左脚与右脚的xyz各方向加速度数据按各方向对应叠加后分别转换成左右脚的xyz各方向叠加频谱数据；
频谱相关性计算步骤，基于所述左脚及右脚的xyz各方向频谱数据计算所述左右脚间的频谱相关系数，基于所述左右脚的xyz各方向叠加频谱数据与所述腰部的xyz各方向频谱数据计算所述腰部与所述左右脚间的频谱相关系数，并基于所述左右脚间的频谱相关系数和所述腰部与所述左右脚间的频谱相关系数获得合成相关系数；
评价步骤，根据所述合成相关系数来评价行走平衡能力；以及
输出步骤，输出通过所述评价步骤评价的结果。
另外，根据本发明的其他方面，提供一种行走平衡监测方法，其特征在于，在将前后方向记为x方向，左右方向记为y方向，上下方向记为z方向的情况下，包括：
检测步骤，通过加速度传感器分别实时检测人体行走时身体的腰部、左脚及右脚的加速度，获得所述腰部、左脚及右脚的xyz各方向加速度数据；以及
发送步骤，发送所述腰部、左脚及右脚的xyz各方向加速度数据，
其中，所述行走平衡监测方法通过上述任一种的行走平衡评价方法进行行走平衡评价。
根据本发明的其他方面，提供一种行走平衡评价装置，其特征在于，在将前后方向记为x方向，左右方向记为y方向，上下方向记为z方向的情况下，包括：
接收单元，接收通过加速度传感器实时检测人体行走时身体的腰部、左脚以及右脚的加速度而获得的xyz各方向加速度数据；
时域-频域转换部，将接收的所述腰部、左脚及右脚的xyz各方向加速度数据分别转换成所述腰部、左脚及右脚的xyz各方向频谱数据；
合成谐波畸变率计算部，从所述腰部、左脚及右脚的xyz各方向频谱数据分解所述腰部、左脚及右脚的xyz各方向的主频分量和谐波分量，基于分解出的所述腰部、左脚及右脚的xyz各方向的主频分量和谐波分量分别求取所述腰部、左脚及右脚的xyz各方向的谐波畸变率，并基于所述腰部、左脚及右脚的xyz各方向的谐波畸变率获得合成谐波畸变率；
评价部，根据所述合成谐波畸变率来评价行走平衡能力；以及
输出单元，输出通过所述评价部评价的结果。
优选地，所述时域-频域转换部还将所述左脚与右脚的xyz各方向加速度数据按各方向对应叠加后分别转换成左右脚的xyz各方向叠加频谱数据，
所述行走平衡评价装置还包括：频谱相关性计算部，基于所述左脚及右脚的xyz各方向频谱数据计算所述左右脚间的频谱相关系数，基于所述左右脚的xyz各方向叠加数据与所述腰部的xyz各方向频谱数据计算所述腰部与所述左右脚间的频谱相关系数，并基于所述左右脚间的频谱相关系数和所述腰部与所述左右脚间的频谱相关系数获得合成相关系数，
所述评价部根据所述合成谐波畸变率和所述合成相关系数来评价行走平衡能力。
另外，根据本发明的其他方面，提供一种行走平衡评价装置，其特征在于，在将前后方向记为x方向，左右方向记为y方向，上下方向记为z方向的情况下，包括：
接收单元，接收通过加速度传感器实时检测人体行走时身体的腰部、左脚以及右脚的加速度而获得的xyz各方向加速度数据；
时域-频域转换部，将接收的所述腰部、左脚及右脚的xyz各方向加速度数据分别转换成所述腰部、左脚及右脚的xyz各方向频谱数据，并将所述左脚与右脚的xyz各方向加速度数据按各方向对应叠加后分别转换成左右脚的xyz各方向叠加频谱数据；
频谱相关性计算部，基于所述左脚及右脚的xyz各方向频谱数据计算所述左右脚间的频谱相关系数，基于所述左右脚的xyz各方向叠加频谱数据与所述腰部的xyz各方向频谱数据计算所述腰部与所述左右脚间的频谱相关系数，并基于所述左右脚间的频谱相关系数和所述腰部与所述左右脚间的频谱相关系数获得合成相关系数；
评价部，根据所述合成相关系数来评价行走平衡能力；以及
输出单元，输出通过所述评价部评价的结果。
另外，根据本发明的其他方面，提供一种行走平衡监测系统，其特征在于，包括：
腰部监测装置，其包括：腰部加速度传感器，检测人体行走时腰部的加速度，获得所述腰部的xyz各方向加速度数据；以及腰部通信单元，发送通过腰部加速度传感器获得的所述腰部的xyz各方向加速度数据；
左脚监测装置，其包括：左脚加速度传感器，检测人体行走时左脚的加速度，获得所述左脚的xyz各方向加速度数据；以及左脚通信单元，发送通过左脚加速度传感器获得的所述左脚的xyz各方向加速度数据；
右脚监测装置，其包括：右脚加速度传感器，检测人体行走时右脚的加速度，获得所述右脚的xyz各方向加速度数据；以及右脚通信单元，发送通过右脚加速度传感器获得的所述右脚的xyz各方向加速度数据；以及
通过上述任一种的行走平衡评价装置，其接收来自所述腰部监测装置、所述左脚监测装置以及所述右脚监测装置的所述腰部、左脚及右脚的xyz各方向加速度数据进行行走平衡评价。
另外，根据本发明的其他方面，提供一种穿戴式行走平衡监测仪，其特征在于，用于穿戴在人体上来监测人体行走时的平衡能力，所述穿戴式行走平衡监测仪包括：
腰部穿戴件，用于穿戴在腰部；
腰部监测装置，固定在腰部穿戴件上，并包括：腰部加速度传感器，其检测人体行走时的腰部加速度，并获得所述腰部的xyz各方向加速度数据；以及腰部通信模块，发送所述腰部的xyz各方向加速度数据；
左脚穿戴件，用于穿戴在左脚踝处；
左脚监测装置，固定在左脚穿戴件上，并包括：左脚加速度传感器，其检测人体行走时的左脚加速度，并获得所述左脚的xyz各方向加速度数据；以及左脚通信模块，发送所述左脚的xyz各方向加速度数据；
右脚穿戴件，用于穿戴在右脚踝处；
右脚监测装置，固定在右脚穿戴件上，并包括：右脚加速度传感器，其检测人体行走时的右脚加速度，并获得所述右脚的xyz各方向加速度数据；以及右脚通信模块，发送所述右脚的xyz各方向加速度数据；
手腕穿戴件，用于穿戴在手腕处；以及
显示装置，固定在手腕穿戴件上，并包括：通信模块，其接收所述腰部、左脚以及右脚的xyz各方向加速度数据；处理器，其基于接收的所述腰部、左脚以及右脚的xyz各方向加速度数据计算人体行走平衡能力值、以及显示器，显示所述人体行走平衡能力值，
其中，所述处理器
将接收的所述腰部、左脚及右脚的xyz各方向加速度数据分别转换成所述腰部、左脚及右脚的xyz各方向频谱数据，并将所述左脚与右脚的xyz各方向加速度数据按各方向对应叠加后分别转换成左右脚的xyz各方向叠加频谱数据；
从所述腰部、左脚及右脚的xyz各方向频谱数据分解所述腰部、左脚及右脚的xyz各方向的主频分量和谐波分量，基于分解出的所述腰部、左脚及右脚的xyz各方向的主频分量和谐波分量分别求取所述腰部、左脚及右脚的xyz各方向的谐波畸变率，并基于所述腰部、左脚及右脚的xyz各方向的谐波畸变率获得合成谐波畸变率，
基于所述左脚及右脚的xyz各方向频谱数据计算所述左右脚间的频谱相关系数，基于所述左右脚的xyz各方向叠加频谱数据与所述腰部的xyz各方向频谱数据计算所述腰部与所述左右脚间的频谱相关系数，并基于所述左右脚间的频谱相关系数和所述腰部与所述左右脚间的频谱相关系数获得合成相关系数，
基于所述合成谐波畸变率和所述合成相关系数计算表示行走平衡能力的平衡指标作为所述平衡能力评价值。
根据本发明，能够在日常行走中监测人体平衡能力，而无需特定场景的测试。
附图说明
图1是示出在人体行走时获取人体平衡数据的采集点的示意图。
图2是基于图1的采集点获得的九维加速度数据的图。
图3是示出分别对正常人和行动障碍者的左右脚运动频率进行分解的示意图。
图4是示出左右脚的谐波补偿效应的图。
图5是示出左右脚与腰的协调效应的图。
图6是示出根据本发明实施例1的行走平衡监测方法的流程示意图。
图7是示出根据本发明实施例1的行走平衡监测系统的功能框图。
图8是示出根据本发明实施例1的评价单元的功能框图。
图9是示出根据本发明实施例2的行走平衡监测方法的流程示意图。
图10是示出根据本发明实施例2的行走平衡监测系统的功能框图。
图11是示出根据本发明实施例2的评价单元的功能框图。
图12是示出根据本发明实施例3的行走平衡监测方法的流程示意图。
图13是示出根据本发明实施例3的行走平衡监测系统的功能框图。
图14是示出根据本发明实施例3的评价单元的功能框图。
图15是示出根据本发明实施例4的穿戴式人体平衡监测仪及其穿戴方式的示意图。
图16是示出根据本发明实施例4的穿戴式人体平衡监测仪的腰部、左右脚监测装置以及显示装置的结构框图。
图17是示出根据本发明实施例4的穿戴式人体平衡监测仪的人体平衡能力显示示例的图。
具体实施方式
下面，参照附图，对本发明的具体实施方式进行详细说明。
本发明人反复研究分析人的行走过程，并通过锐意的研究和实验，发现人在稳定地行走时，人体腰部、左右下肢的运动相互协调，它们的运动加速度之间在频谱上呈现一定的特点和相关性。对此，本发明人将人体腰部、左右脚踝这三点作为例子，进行了具体分析。
图1是示出在人体行走时获取人体平衡数据的采集点的示意图。如图1所示，左右脚表达支撑面的情况，而腰部是重心所在位置，是整个人体的集中代表。
这里，将人体腰部设为A点，左脚踝设为B点，右脚踝设为C点，将前后方向设为x方向，左右方向设为y方向并将上下方向设为z方向。在以下的描述中也进行同样的设定。在此情况下，将ABC三个点分别在x，y，z三个方向的加速度数据予以提取，将会在时域t上形成九维加速度海量数据库，如图2所示。
对图2所示的所采集的加速度数据进行频谱分析。即，将加速度数据切成片段，对每一片段进行傅里叶变换。根据需要，例如取每1024个数据点为一个窗口观察期。将窗口期每一维度的加速度序列进行快速傅里叶变换(FFT)，得到长度为1024的复数序列，再对前512个复数进行模运算，得到模序列，即可表达不同频率成分从低频到高频的相对强度的排列。下式是对腰部前后方向的加速度进行傅里叶变换的示例，同理可开展对其他维度加速度的变换。
将正常人和行动障碍者不同维度的加速度频谱作成图，进行反复比较研究，本发明人便有了三个方面的重要发现。下面仅以不同点位竖向加速度频谱举例说明，其他维度的情况也服从同样规律。
A、主频与谐波的关系
这里，以正常人和行动障碍者行走时左右脚在上下方向(z方向)的加速度频谱为例进行说明。图3是示出分别对正常人和行动障碍者的左右脚运动频率进行分解的示意图。图中，左侧的上下图分别示出了正常人行走时左右脚在z方向的加速度频谱，右侧的上下图分别示出了行动障碍者行走时左右脚在z方向的加速度频谱。如图3的左侧图所示，正常人左右脚加速度频率分解出几个主要频率，主频十分清晰，谐波的含量很少。相对于此，如右侧图所示，行动障碍者主频就要模糊得多，谐波含量多。
本发明人揣测其中的原因是：正常人操控肌肉的能力比较强，肌肉之间配合协调好，颤抖少，不必要的微小动作少。而行动障碍者则相反，在行走中会出现肌肉杂乱震颤，控制困难，当频临失衡时，会被动慌乱地去调整，因此，各种谐波的成分都比较多。因此，对谐波的抑制能力应该是平衡能力的重要体现。
B、左右脚的谐波补偿效应
这里，以正常人和行动障碍者行走时左右脚在上下方向(z方向)的加速度频谱为例进行说明。图4是示出左右脚的谐波补偿效应的图。图中，左侧的图从上至下依次示出了正常人行走时左脚在z方向、右脚在z方向的加速度频谱以及两个加速度叠加后所呈现的频谱，左侧的图从上至下依次示出了行动障碍者行走时左脚在z方向、右脚在z方向的加速度频谱以及两个加速度叠加后所呈现的频谱。如图4所示，左右脚的叠加加速度的频谱与左右脚各自的频谱进行比较，叠加加速度的频谱并不等于两个频谱简单的加和，而是在叠加过程中产生了相互补偿的效应，除了主频更加突出外，次要频率减弱很多甚至消失了，而高次谐波的成分也得到了明显抑制。正常人减少的效果如图4的左侧图，十分明显，而行动障碍者如右侧图，效果就要弱得多，两者区别比较鲜明。
本发明人揣测其中的原因是：依靠足部运动行走的动物在亿万年进化中产生了一种足间运动互补协调机制，这样可以更好地将足部离散颠簸的运动转化为躯体相对平稳和谐的运动。因此左右脚相互补偿消减谐波的能力是平衡能力的重要体现。
C、左右脚与腰的协调效应
双脚的运动带动腰以及整个躯体的运动，因此，腰与脚之间应该有一种胁从关系。这里，以正常人和行动障碍者行走时左右脚以及腰部在上下方向(z方向)的加速度频谱为例进行说明。图5是示出左右脚与腰的协调效应的图。图中，左侧的上下图分别示出了正常人行走时左右脚在z方向的加速度叠加频谱以及腰部在z方向的加速度频谱，右侧的上下图分别示出了行动障碍者行走时左右脚在z方向的加速度叠加频谱以及腰部在z方向的加速度频谱。如图5所示，正常人左右脚叠加频谱与腰部频谱相关度高。行动障碍者左右脚叠加频谱与腰部频谱相关度就要低很多。
本发明人揣测其中的原因是：正常人能够通过意念、肌肉的行动力及把控力，通过脚的运动推动腰的运动，腰也能够完全有能力跟随脚的节律，和谐协调地向前运动。而行动障碍者的力不从心，很大程度上是脚和腰的运动失调，腰部自身产生许多不必要的震颤，当失调剧烈时，就会摔倒。因此，脚部和腰部的协调性，频谱的相关度是平衡能力的重要体现。
基于以上的发现，本发明人提出了以人体客观数据为基础的行走平衡能力检测方案。下面，举出若干实施例对本发明进行详细说明。显然，这里描述的实施方式是用于实现本发明的一部分实施例，而不是全部实施例。基于本发明的实施例，本领域普通技术人员在没有创造性劳动的前提下所获得的所有其他实施例，都应属于本发明保护的范围。在本发明实施例的说明中，为了使得本发明更加清楚，对于相关公知功能以及与本发明没有直接关系的结构、功能，省略具体说明。
在本说明书以及权利要求书中所述的“行走”是指除通常意义的行走之外还包含站立、奔跑、上下阶梯等行为。
实施例1
本发明的实施例1依据对谐波的抑制能力是平衡能力的重要体现，以谐波畸变率h作为评价指标进行行走平衡能力的动态监测和评价。这里，谐波畸变率是表达频谱中谐波含量的多少，是所有谐波强度的方均根值与基波强度的比值。
下面结合图6至图8对根据本发明的实施例1进行说明。在本实施例中，具体地，将向前方向设为+x方向，左向设为+y方向，向上设为+z方向，下面的描述中也同样设定。
图6是示出根据本发明实施例1的行走平衡监测方法的流程示意图。在图6的步骤S10中，在被监测人行走时，通过穿戴在腰部A点、左脚踝B点及右脚踝C点各处的加速度传感器，实时检测腰部A点、左脚踝B点及右脚踝C点处的加速度，获得ABC三点的xyz各方向加速度数据。
接着，在步骤S11中，通过时域-频域转换，将获得的ABC三点的xyz各方向加速度数据分别转换成频谱数据，获得9轴频谱数据(一个检测点的一个方向的频谱数据为1轴数据)。这里，采用FFT快速傅里叶变换方式。具体地，截取t时刻前n个数据加速度序列{a}，进行FFT快速傅里叶变换得长度为n/2的模序列{imabs(a)}。
在本实施例中，采用FFT快速傅里叶变换进行时域-频域转换，但是很显然时域-频域转换方式不限于此，也可以采用其他的转换方式。
接着，在步骤S12中，求腰部A、左脚B、右脚C每一点的xyz各方向的频谱数据、即上述9轴频谱数据的合成谐波畸变率。具体地，从腰部A、左脚B及右脚C每一点的xyz各方向的频谱数据、即9轴中的每一轴频谱数据分别分解该轴的主频分量和谐波分量，举例来说，以腰部A为例，从腰部x方向的频谱数据分解出腰部x方向的主频分量和谐波分量，从腰部y方向的频谱数据分解出腰部y方向的主频分量和谐波分量，从腰部z方向的频谱数据分解出腰部z方向的主频分量和谐波分量。同样，对左右脚B、C的频谱数据也进行分解。然后，基于分解出的各轴的主频分量和谐波分量求取各轴谐波畸变率。以腰部x方向为例，腰部x方向的谐波畸变率hAx如下式所示。
这里谐波和基波的强度是用频域变换后的模值直接表示的，考虑到这里的强度是相对强度概念，必要时，也可对模值进行一定的数学运算，比如乘方运算，来表达谐波和基波的强度，这种情况下，公式(1)将会相应调整。
同理得其他8个轴的谐波畸变率值：hAy、hAz、hBx、hBy、hBz、hCx、hCy、hCz。
将9个轴的谐波畸变率加权平均，可得到9轴合成谐波畸变率h如下：
h＝w1hAx+w2hAy+w3hAz，+w4hBx+w5hBy+w6hBz+w7hCx+w8hCy+w9hCz (2)
这里，各轴的加权系数wn(n为1～9)可以相同，也可以不同，其大小反应不同轴谐波畸变率在平衡能力测度中的重要程度，可根据不同的行走模式，比如快跑、慢跑、静立等进行整定。例如，在各轴重要程度认定为同样的情况下，每轴的加权系数都取1/9。
然后在步骤S13中，根据在步骤S12中求得的合成谐波畸变率h的值的大小来评价行走平衡能力。由于合成谐波畸变率h与行走平衡能力负相关，因此合成谐波畸变率h的值越小，评价行走平衡能力就越好，合成谐波畸变率h的值越大，评价行走平衡能力就越差。
在步骤S20中，输出通过步骤S13得到的评价结果。例如，可以考虑进行评价值的数字显示、或文字性显示，或图形显示，或者他们的组合显示等，使得观察者能够识别。
根据本发明的实施例1，还可以提供一种行走平衡监测系统1。下面，结合图7、图8对根据本发明实施例1的行走平衡监测系统1进行说明。图7是示出根据本发明实施例1的行走平衡监测系统1的功能框图，图8是示出根据本发明实施例1的行走平衡监测系统1中的评价单元112的功能框图。
如图7所示，行走平衡监测系统1包括评价装置11、腰部监测装置12、左脚监测装置13以及右脚监测装置14。
腰部监测装置12包括：腰部加速度传感器121，检测人体行走时腰部A点的加速度，获得腰部A点的xyz各方向加速度数据；以及腰部通信单元122，发送通过腰部加速度传感器121获得的腰部A点的xyz各方向加速度数据(对应于本发明的腰部发送单元)。
左脚监测装置13包括：左脚加速度传感器131，检测人体行走时左脚B点的加速度，获得左脚B点的xyz各方向加速度数据；以及左脚通信单元132，发送通过左脚加速度传感器131获得的左脚B点的xyz各方向加速度数据(对应于本发明的左脚发送单元)。
右脚监测装置14包括：右脚加速度传感器141，检测人体行走时右脚C点的加速度，获得右脚C点的xyz各方向加速度数据；以及右脚通信单元142，发送通过右脚加速度传感器141获得的右脚C点的xyz各方向加速度数据(对应于本发明的右脚发送单元)。
评价装置11包括：通信单元111，其接收分别由腰部通信单元122、左脚通信单元132以及右脚通信单元142发送的腰部A点、左脚B点以及右脚C点的xyz各方向加速度数据(对应于本发明的接收单元)；评价单元112，基于获得的腰部A点、左脚B点以及右脚C点的xyz各方向加速度数据评价行走平衡能力；以及输出单元113，输出评价单元112对行走平衡能力进行的评价结果。
如图8所示，评价单元112包括：时域-频域转换部1121，将腰部A、左脚B及右脚C每一点的xyz各方向加速度数据分别转换成频谱数据，获得9轴频谱数据；合成谐波畸变率计算部1122，从腰部A、左脚B及右脚C每一点的xyz各方向的频谱数据、即9轴中的每一轴频谱数据分解该轴的主频分量和谐波分量，基于分解出的各轴的主频分量和谐波分量求取各轴谐波畸变率hAx、hAy、hAz、hBx、hBy、hBz、hCx、hCy、hCz，并基于这些9轴谐波畸变率获得合成谐波畸变率h；以及评价部1123，根据合成谐波畸变率h来评价行走平衡能力。如果求出的合成谐波畸变率h的值越小，评价部1123评价行走平衡能力就越好，合成谐波畸变率h的值越大，评价部1123评价行走平衡能力就越差。
当使用根据本发明实施例1的行走平衡监测系统1进行行走平衡监测时，被监测的人在腰部以及左右脚适当的部位上分别穿戴腰部监测装置12、左脚监测装置13以及右脚监测装置14的情况下正常行走。腰部监测装置12、左脚监测装置13以及右脚监测装置14实时检测人体行走时腰部、左脚及右脚的加速度，获得腰部、左脚及右脚的xyz各方向加速度数据，并将这些测得的数据分别发送给评价装置11。评价装置11基于接收到的这些腰部、左脚及右脚的xyz各方向加速度数据，计算并输出被监测的人的行走平衡评价结果。
将本发明的实施例1应用于不同的被测对象，这里采用了20个样本。另外，涉及合成谐波畸变率h计算的加权系数wn(n为1～9)设定为相同值，即1/9，在此情况下，获得了如下表1所示的结果。
表中序号1号的测试对象体质上好，热爱运动，年龄60开外。从外观上看，其走路的步态和其他正常人看不出区别，用本实施例1求得的合成谐波畸变率h的值为8.7％，
[表1]
表中序号11号的测试对象是轻度眩晕症患者，患病已经30多年，从外观上看，其走路的步态和正常人看不出区别，但用本实施例1求得的合成谐波畸变率h的值为12.2％，相对偏高。
表中序号20号的测试对象是重度中风患者，平时坐轮椅，在测试时勉强走了一段路，他的情况属于能走与不能走的临界状态，所以合成谐波畸变率h的值为21.9％，相比前两个非常高。
由表1可知，序号4号的测试对象的合成谐波畸变率h的值为8.2％，最低，通过本实施例1的监测得知，该4号的测试对象的行走平衡能力最好。
以上实验说明，本实施例1的方法确实可以检测出肉眼看不出的情况，能够评价人体行走时的平衡状态。根据本发明的实施例1，由于只需检测行走时腰部、左右脚三点的加速度，并利用腰部、左右脚三点的加速度频谱特性进行行走平衡能力监测，因此能够以较少的检测点进行行走平衡能力的自动监测。从而，被测试者无需在特定的场景下做指定动作，直接测试真实情景下的人体平衡能力，能够使得人体平衡能力的监测常态化、便捷化。
根据本发明的实施例1，本发明通过用腰部、左右脚三点的加速度频谱的合成谐波畸变率来评价行走平衡能力，从复杂的人体行走平衡影响因素中提取出直接指标，使得评价模型变得简单和客观。
由此，能够以人体客观数据为基础，实时便捷地测量行走平衡能力。
实施例2
如上面本发明人所发现的那样，人体在行走时，左右脚之间以及左右脚与腰部之间的加速度谐波之间具有相关特性，行走平衡越好，这些加速度谐波之间的相关度就越高。本发明的实施例2依据以相关系数r作为评价指标进行行走平衡能力的动态监测和评价。这里，相关系数r表达不同轴的频谱之间数据序列的相关度。
下面结合图9至图11对根据本发明的实施例2进行说明。与实施例1相比，实施例2的不同点在于，采用了左右脚之间以及左右脚与腰部之间的加速度谐波之间的相关系数作为评价指标。因此，在下面的说明中，着重对与实施例1不同的步骤、结构进行说明，而对于与实施例1相同的步骤、结构，以相同的符号进行图示，并省略说明或简单进行说明。
图9是示出根据本发明实施例2的行走平衡监测方法的流程示意图。其中，加速度的检测以及评价结果的输出与实施例1相同，在图9中标以相同的符号S10、S20。
如图9所示，在通过穿戴在腰部A点、左脚踝B点及右脚踝C点各处的加速度传感器实时检测腰部A点、左脚踝B点及右脚踝C点处的加速度，获得ABC三点的xyz各方向加速度数据(S10)。
接着，在步骤S21中，与步骤S11同样地，通过FFT快速傅里叶变换，将获得的ABC三点的xyz各方向加速度数据分别转换成频谱数据，获得9轴频谱数据。另外，将BC两点的xyz各方向加速度数据按各方向对应叠加，然后将叠加后的xyz各方向加速度数据进行FFT快速傅里叶变换，获得左右脚BC的xyz各方向叠加频谱数据(简称为xyz叠加频谱)。
在步骤S22中，计算腰部、左右脚的加速度频谱数据之间的合成相关系数。本实施例中，相关系数例如可以用标准的相关系数公式求得，但不限于此，也可以采用本领域技术人员公知的其他相关系数求取方式。
先考察左右脚之间B_C的三个维度的频谱相关系数。
以左右脚x方向的相关系数rB_Cx为例，则如下式所示。
同理得左右脚y方向、z方向的相关系数rB_Cy、rB_Cz。
再考察腰部A点与左右脚BC点加速度叠加后的频谱三个维度的相关系数。
以腰部A点与左右脚BC点的叠加频谱的x方向的相关系数rA_BCx为例，则如下式所示。
同理得腰部A点与左右脚BC点的叠加频谱的y方向、z方向的相关系数rA_BCy、rA_BCz。
将上述六个相关系数加权平均，可得到合成相关系数r如下：
r＝w10rB_Cx+w11rB_Cy+w12rB_Cz+w13rA_BCx+w14rA_BCy+w15rA_BCz (5)
这里，各加权系数可以相同，也可以不同，其大小反应不同轴间相关系数在平衡能力测度中的重要程度，可根据不同的行走模式，比如快跑、慢跑、静立等进行整定。在各轴间重要程度认定为同样的情况下，每轴的加权系数都取1/6。
然后在步骤S23中，根据在步骤S22中求得的合成相关系数r的值的大小来评价行走平衡能力。由于合成相关系数r与行走平衡能力正相关，因此合成相关系数r的值越大，评价行走平衡能力就越好，合成相关系数r的值越小，评价行走平衡能力就越差。
根据本发明的实施例2，还可以提供一种行走平衡监测系统2。下面，结合图10、图11对根据本发明实施例2的行走平衡监测系统2进行说明。图10是示出根据本发明实施例2的行走平衡监测系统2的功能框图，图11是示出根据本发明实施例2的行走平衡监测系统2中的评价单元212的功能框图。
如图10所示，行走平衡监测系统2包括评价装置21、腰部监测装置12、左脚监测装置13以及右脚监测装置14。其中，评价装置21包括：通信单元111、评价单元212以及输出单元113。其中，腰部监测装置12、左脚监测装置13以及右脚监测装置14、评价装置21中的通信单元111和输出单元113的构成及功能与实施例1中的相应构件相同或基本相同，因此使用相同的符号表示并省略说明。这里，仅对与实施例1不同的评价装置21中的评价单元212详细说明。
如图11所示，评价单元212包括：时域-频域转换部2121，将腰部A、左脚B及右脚C每一点的xyz各方向加速度数据分别转换成频谱数据，获得9轴频谱数据，并且将左脚B与右脚C的xyz各方向加速度数据按各方向对应叠加后分别转换成左右脚的xyz各方向叠加频谱数据；合成相关系数计算部2122，基于左脚B及右脚C的xyz各方向的频谱数据计算左右脚间的频谱相关系数rB_Cx、rB_Cy、rB_Cz，基于左右脚BC的xyz各方向叠加频谱数据与腰部的xyz各方向频谱数据计算腰部A与左右脚BC间的频谱相关系数rA_BCx、rA_BCy、rA_BCz，并基于这些6个相关系数获得合成相关系数r；以及评价部2123，根据求得的合成相关系数r来评价行走平衡能力。如果求得的合成相关系数r的值越大，评价部2123评价行走平衡能力就越好，合成相关系数r的值越小，评价部2123评价行走平衡能力就越差。
将本发明的实施例2应用于不同的被测对象，这里采用了与实施例1相同的20个样本。另外，涉及合成相关系数r计算的加权系数wn(n为10～15)设定为相同值，即1/6。在此情况下，获得了如下表2所示的结果。
表中序号1号的测试对象体质上好，热爱运动，年龄60开外，从外观上看，其走路的步态和其他正常人看不出区别，用本实施例2求得的合成相关系数r的值为0.90。
表中序号11号的测试对象是轻度眩晕症患者，患病已经30多年，从外观上看，其走路的步态和正常人看不出区别，但用本实施例2求得的合成相关系数r的值为0.78，相对偏低。
表中序号20号的测试对象是重度中风患者，平时坐轮椅，在测试时勉强走了一段路，他的情况属于能走与不能走的临界状态，所以合成相关系数r的值为0.58，相比前两个非常低。
由表2可知，序号1号和3号的测试对象的合成相关系数r的值0.90为最高，通过本实施例1的监测得知，该1号和3号的测试对象的行走平衡能力最好。
[表2]
以上实验说明，本实施例2的方法确实可以检测出肉眼看不出的情况，能够评价人体行走时的平衡状态。
根据本发明的实施例2，由于只需检测行走时腰部、左右脚三点的加速度，并利用腰部、左右脚三点的加速度频谱特性进行行走平衡能力监测，因此能够以较少的检测点进行行走平衡能力的自动监测。从而，被测试者无需在特定的场景下做指定动作，直接测试真实情景下的人体平衡能力，能够使得人体平衡能力的监测常态化、便捷化。
根据本发明的实施例2，本发明通过用腰部、左右脚三点的加速度频谱的合成相关系数来评价行走平衡能力，从复杂的人体行走平衡影响因素中提取出直接指标，使得评价模型变得简单和客观。
由此，能够以人体客观数据为基础，实时便捷地测量行走平衡能力。
实施例3
上述实施例1和实施例2是用不同的评价指标进行行走平衡评价的，而且所用两个指标谐波畸变率与相关系数是相对独立的指标，比较上述表1和表2的实验数据不难看出，二者的评价结果的趋势基本一致，说明都较好的体现了人体行走时的平衡能力，但二者之间也略存在差异，这表明二者的评价是从不同的方面反映了人体行走平衡能力。另外，由于这两个指标属于专业指标，不够通俗易懂。因此，本发明人想到综合这两个评价指标进行综合评价的方法。本发明实施例3就是以谐波畸变率h和相关系数r综合作为评价指标进行行走平衡能力的动态监测和评价的。
下面结合图12至图14对根据本发明的实施例3进行说明。与实施例1、实施例2相比，实施例3的不同点在于，提出了综合了实施例1的谐波畸变率h和实施例2的相关系数r的平衡指数I的概念，并以该平衡指数I作为评价指标。因此，在下面的说明中，着重对与实施例1、实施例2不同的步骤、结构进行说明，而对于与实施例1、实施例2相同的步骤、结构，以相同的符号进行图示，并省略说明或简单进行说明。
图12是示出根据本发明实施例3的行走平衡监测方法的流程示意图。其中，加速度的检测以及评价结果的输出与实施例1、实施例2相同，在图12中标以相同的符号S10、S20。
如图12所示，在通过穿戴在腰部A点、左脚踝B点及右脚踝C点各处的加速度传感器实时检测腰部A点、左脚踝B点及右脚踝C点处的加速度，获得ABC三点的xyz各方向加速度数据(S10)。
接着，在步骤S31中，与步骤S21同样地，通过FFT快速傅里叶变换，将获得的ABC三点的xyz各方向加速度数据分别转换成频谱数据，获得9轴频谱数据。另外，将BC两点的xyz各方向加速度数据按各方向对应叠加，然后将叠加后的xyz各方向加速度数据进行FFT快速傅里叶变换，获得左右脚BC的xyz各方向叠加频谱数据。
在步骤S32中，求腰部A、左脚B及右脚C每一点的xyz各方向的频谱数据、即上述9轴频谱数据的合成谐波畸变率h。具体计算与实施例1的步骤S11相同，这里不再赘述。
接着，在步骤S33中，基于9轴频谱数据以及左右脚的xyz各方向叠加频谱数据计算腰部A、左脚B及右脚C的合成相关系数r，具体计算与实施例2的步骤S22相同，这里不再赘述。
然后在步骤34中，基于上述求得的合成谐波畸变率h和合成相关系数r，通过下式(6)计算平衡指数I。这里，本发明人使用逻辑函数设计平衡指数I，将评级结果折算为一个0～100的分值，其中谐波畸变率与平衡指数负相关，相关系数与平衡指数正相关。平衡指数的得分、即评价值越高，表明平衡能力越好。
这里，k1、k2反映前述不同评价在折算平衡指数分值时各自所占的权重，也等于各自评价可能取得的最高分值，k1与k2之和等于100。a1、b1、a2、b2参数能够调节谐波畸变率与相关系数在折算平衡指数分值时的灵敏度和取值区间，可根据大量实测采样进行整定(比如a1＝3，b1＝17，a2＝9，b2＝13)，并没有唯一正确的解。参数取值会影响平衡指数分值折算时是从宽还是从严，一般不会影响不同测量对象平衡能力的相对排序。
根据步骤S34的计算结果，在步骤S20中输出评价结果，例如输出算出的平衡指数I值。
根据本发明的实施例3，还可以提供一种行走平衡监测系统3。下面，结合图13、图14对根据本发明实施例3的行走平衡监测系统3进行说明。图13是示出根据本发明实施例3的行走平衡监测系统3的功能框图，图14是示出根据本发明实施例3的行走平衡监测系统3中的评价单元312的功能框图。
如图13所示，行走平衡监测系统3包括评价装置31、腰部监测装置12、左脚监测装置13以及右脚监测装置14。其中，评价装置31包括：通信单元111、评价单元312以及输出单元113。其中，腰部监测装置12、左脚监测装置13以及右脚监测装置14、评价装置31中的通信单元111和输出单元113的构成及功能与实施例1、实施例2中的相应构件相同或基本相同，因此使用相同的符号表示并省略说明。这里，仅对与实施例1、实施例2不同的评价装置31中的评价单元312详细说明。
如图14所示，评价单元312包括：时域-频域转换部3121，将腰部A、左脚B及右脚C每一点的xyz各方向加速度数据分别转换成频谱数据，获得9轴频谱数据，并且将左脚B与右脚C的xyz各方向加速度数据按各方向对应叠加后分别转换成左右脚的xyz各方向叠加频谱数据；合成谐波畸变率计算部3122，从腰部A、左脚B及右脚C每一点的xyz各方向的频谱数据、即9轴中的每一轴频谱数据分解该轴的主频分量和谐波分量，基于分解出的各轴的主频分量和谐波分量求取各轴谐波畸变率hAx、hAy、hAz、hBx、hBy、hBz、hCx、hCy、hCz，并基于这些9轴谐波畸变率获得合成谐波畸变率h；合成相关系数计算部3123，基于左脚B及右脚C的xyz各方向频谱数据计算左右脚BC间的频谱相关系数rB_Cx、rB_Cy、rB_Cz，基于左右脚BC的xyz各方向叠加频谱数据与腰部的xyz各方向频谱数据计算腰部A与左右脚BC间的频谱相关系数rA_BCx、rA_BCy、rA_BCz，并基于这些6个相关系数获得合成相关系数r；以及评价部3124，根据求得的合成谐波畸变率h和合成相关系数r求得平衡指数I作为评价值。平衡指数I的得分越高，表明平衡能力越好。
将本发明的实施例3应用于不同的被测对象，这里采用了与实施例1、实施例2相同的20个样本。另外，涉及合成谐波畸变率h计算的加权系数wn(n为1～9)设定为相同值，即1/9，涉及合成相关系数r计算的加权系数wn(n为10～15)设定为相同值，即1/6，并且涉及平衡指数I计算的系数k1＝k2＝50，a1＝3，b1＝17，a2＝9，b2＝13。在此情况下，获得了如下表3所示的结果。
表中序号1号的测试对象体质上好，热爱运动，年龄60开外，从外观上看，其走路的步态和其他正常人看不出区别，用本实施例3求得的平衡指数I的得分为88分。
[表3]
表中序号11号的测试对象是轻度眩晕症患者，患病已经30多年，从外观上看，其走路的步态和正常人看不出区别，但用本实施例3求得的平衡指数I的得分为73分，相对偏低。
表中序号20号的测试对象是重度中风患者，平时坐轮椅，在测试时勉强走了一段路，他的情况属于能走与不能走的临界状态，所以用本实施例3求得的平衡指数I的得分为26分，相比前两个非常低。
以上实验说明，本实施例3的方法确实可以检测出肉眼看不出的情况，能够评价人体行走时的平衡状态。
根据本发明的实施例3，除了与实施例1、实施例2相同的技术效果之外，还能够获得下述的效果。
根据本发明的实施例3，由于将腰部、左右脚的加速度频谱数据的合成谐波畸变率h和合成相关系数r合成作为评价指标I，因此从不同的独立的方面反映人体行走时的平衡能力，能够更加准确地体现行走平衡能力。
另外，根据本发明的实施例3，通过使用逻辑函数将评价指标I的值折算为一个0～100的分值，使得评价结果更加直观，通俗易懂。
实施例4
根据本发明的实施例4，提供一种穿戴式人体平衡监测仪。该穿戴式人体平衡监测仪是本发明实施例3的具体装置示例。本实施例4的穿戴式人体平衡监测仪仅作为具体实现方式的示例，本领域技术人员均明白，本发明能够以各种方式、各种装置的形式实现。
下面，根据图15-图17对根据本发明实施例4的穿戴式人体平衡监测仪4进行说明。
图15是示出根据本发明实施例4的穿戴式人体平衡监测仪及其穿戴方式的示意图，图16是示出根据本发明实施例4的穿戴式人体平衡监测仪的腰部、左右脚监测装置以及显示装置的结构框图。
如图15所示，穿戴式人体平衡监测仪4穿戴在身体上使用。该穿戴式人体平衡监测仪4包括：腰部穿戴件41，用于穿戴在腰部；腰部监测装置42，固定在腰部穿戴件41上；左脚穿戴件43，用于穿戴在左脚踝处；左脚监测装置44，固定在左脚穿戴件43上；右脚穿戴件45，用于穿戴在左脚踝处；右脚监测装置46固定在右脚穿戴件45上；手腕穿戴件47，用于穿戴在手腕处，显示装置48，固定在手腕穿戴件47上。
腰部穿戴件41可以是任意的可固定到人体腰部或者人所穿着的衣物上的固定件，例如可以是绑带、腰带、魔术贴等等，从而通过绑、系、粘贴等方式进行穿戴。
左右脚穿戴件43、45可以是任意的可固定到腿部，这里具体举例为脚踝处或者人所穿着的衣物上的固定件，例如可以是绑带、脚环、魔术贴等等，从而通过绑、系、扣、粘贴等方式进行穿戴。
手腕穿戴件47可以是任意的可固定到手臂，这里具体举例为手腕处或者人所穿着的衣物上的固定件，例如可以是绑带、手环、魔术贴、衣服口袋等等，从而通过绑、系、扣、粘贴、放置等方式进行穿戴。
这里，以腰部穿戴件41、左右脚穿戴件43、45为绑带，手腕穿戴件47为手环为例。
如图16所示，腰部监测装置42包括腰部加速度传感器421和腰部通信模块422。腰部加速度传感器421检测人体行走时腰部的加速度，获得腰部的xyz各方向加速度数据。腰部通信模块422将通过腰部加速度传感器421获得的腰部的xyz各方向加速度数据发送给显示装置48。
左脚监测装置44包括左脚加速度传感器441和左脚通信模块442。左脚加速度传感器421检测人体行走时左脚的加速度，获得左脚的xyz各方向加速度数据。左脚通信模块442将通过左脚加速度传感器441获得的左脚的xyz各方向加速度数据发送给显示装置48。
右脚监测装置46包括右脚加速度传感器461和右脚通信模块462。右脚加速度传感器461检测人体行走时右脚的加速度，获得右脚的xyz各方向加速度数据。右脚通信模块462将通过右脚加速度传感器441获得的右脚的xyz各方向加速度数据发送给显示装置48。
显示装置48包括通信模块481、处理器482以及显示器483。通信模块481接收分别由腰部通信模块422、左脚通信模块442、右脚通信模块462发来的腰部、左脚以及右脚的xyz各方向加速度数据，将其传给处理器482。处理器482基于来自通信模块481的腰部、左脚以及右脚的xyz各方向加速度数据评价人体行走平衡能力。显示器483显示处理器482所评价的人体行走平衡能力。处理器482基于腰部、左脚以及右脚的xyz各方向加速度数据评价人体行走平衡能力的过程与实施例3的评价方法相同，因此这里不再赘述。
这里，腰部加速度传感器、左脚加速度传感器以及右脚加速度传感器可以使用通常的加速度传感器即可，例如可以使用三轴加速度传感器、六轴加速度传感器、九轴加速度传感器中的任意一种。
腰部通信模块、左脚通信模块以及右脚通信模块可以使用能够进行无线通信的通信模块即可，例如蓝牙通信模块、射频模块等等。
图17是示出根据本发明实施例4的穿戴式人体平衡监测仪的人体平衡能力显示示例的图。如图17所示，可以显示某时刻的具体分值，也可以同时显示行走中平衡能力值的实时曲线，从而不仅能够知道当前的平衡能力，而且还能够监测平衡能力变化。
以上，对本发明的若干实施例进行了说明。
在本发明中，评价装置只要是有数据接收功能、运算功能以及输出功能的设备即可，不特别限定。例如，可以是PC机、手机、平板电脑等便携设备、具有接收、运算及显示功能的手环等。
本发明中所述的输出例如可以是文字和/或图像的显示、文字和/或图像的打印输出、声音输出，或者它们的组合等。
在本发明的实施例中，示出了腰部监测装置被穿戴在腰部的例子，但是，腰部监测装置也可以穿戴在其他部位，只要能够检测到人体行走时腰部的加速度即可，优选穿戴在前腰或后腰的中央位置。
在本发明的实施例中，示出了左脚监测装置和右脚监测装置被穿戴在左右脚踝的例子，但是，左脚监测装置和右脚监测装置可以穿戴在左右下肢的任意部位，只要能够检测到人体行走时左右下肢的加速度即可，例如也可以穿戴在脚上，或者小腿、大腿等部位。另外，也可以安装在鞋、鞋垫、袜子、脚环等上。
在本发明的实施例4中，腰部监测装置是通过腰带穿戴的，左脚监测装置和右脚监测装置是通过脚环穿戴的，但穿戴方式不限于此，只要能够将上述各装置固定到人体上即可，例如也可以采用通过魔术贴、或胶布等粘贴件进行粘贴来穿戴。
本领域的技术人员能够了解本发明的内容并据以实施，并不能以此来限制本发明的保护范围。凡根据本发明精神实质所作出的等同变换或修饰，都应涵盖在本发明的保护范围之内。
在本说明书中，虽然结合附图描述了本发明的实施方式，但是本领域技术人员可以在不脱离本发明的精神和范围的情况下做出各种修改和变形，这样的修改和变形均落入由所述权利要求所限定的范围之内。
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