Способ мониторинга двигательной нагрузки человека и стелька, предназначенная для его осуществления

Авторы патента:

Мисюченко Игорь Леонидович (RU)

Герасимов Олег Михайлович (RU)

Соколов Евгений Львович (RU)

Рубин Михаил Семенович (RU)

A61B5/103 - измерительные устройства для исследования или анализа формы, размеров или движения тела человека или его частей для диагностических целей (A61B 5/08 имеет преимущество; измерение с целью снятия мерок для пошива одежды A41H 1/00; измерительные приборы для стоматологии A61C 19/04)

A43B17/00 - Вкладные стельки (чулочно-трикотажные изделия A41B 11/00; специальные лечебные вставки для обуви A61F 5/14)

Владельцы патента RU 2531689:

Общество с ограниченной ответственностью "Хилби" (RU)

Группа изобретений относится к области медицины. При осуществлении способа регистрируют сигналы от датчиков силы, установленных в стельках пары обуви. На основе соотношения во времени сигналов с датчиков силы обеих стелек и с учетом значения сигналов с этих датчиков силы определяют вид двигательной активности. На основе суммирования значений сигналов с упомянутых датчиков силы и с учетом определенного при этом вида двигательной активности определяют вес человека, включая вес носимого им отягощения. После чего на основе определенных вида двигательной активности и веса человека, включая вес носимого им отягощения, определяют двигательную нагрузку человека. Стелька, предназначенная для осуществления способа, содержит, по меньшей мере, первый датчик силы, установленный в районе пятки стопы, и второй датчик силы, установленный в носочной части стопы, выполненные с возможностью регистрации сигналов, характеризующих силу давления, оказываемого стопой человека. Группа изобретений позволяет в реальном времени осуществлять мониторинг двигательной нагрузки человека с учетом веса человека, включая вес носимого отягощения, и при различных видах двигательной активности. 2 н. и 11 з.п. ф-лы, 8 ил., 2 табл.

ОБЛАСТЬ ТЕХНИКИ

Изобретение относится к области измерений для диагностических целей параметров, характеризующих двигательную активность человека, в частности измерения двигательной нагрузки человека с использованием датчиков силы, расположенных в стельке обуви.

УРОВЕНЬ ТЕХНИКИ

Известны различные способы определения параметров движения человека, осуществляемые с использованием датчиков силы, расположенных в обуви.

Известен патент KR 100792327 (публ. 31.12.2007; МПК A43B 3/00, A43B 5/00), в котором описан способ определения веса человека и смещения центра тяжести его тела во время игры в гольф, осуществляемый с использованием пьезоэлектрических датчиков, расположенных под стелькой обуви. Измерение усилия, действующего на датчики во время игры, позволяет в реальном времени оценить характер движения гольфиста и правильность выполнения движений. Однако при этом известный способ не позволяет определять двигательную нагрузку человека во время игры.

В международной заявке WO 2001/035818 (публ. 25.05.2001; МПК A61B 5/103) описан способ определения усилий, развиваемых ногами спортсмена при прыжках в длину, высоту, во время спортивных игр и отдыха. Определение усилий производится с помощью по меньшей мере одного датчика силы, расположенного в стельке. Для передачи измеренных данных во внешнюю ЭВМ в обуви размещают приемопередающее устройство с антенной и источником питания. Однако известный способ не позволяет на основе полученных значений сигналов с датчиков силы определять двигательную нагрузку человека во время спортивных занятий.

Наиболее близким к заявленному изобретению является решение по патенту FR 2873281 (публ. 26.07.2004; МПК A43B 3/00, A43B 5/00, A61B 5/103), в котором описана спортивная обувь, имеющая измерительное устройство для определения физических параметров движения и вычисления на их основе двигательной нагрузки человека. Обувь снабжена датчиками силы, установленными под стопой человека, вычислительным устройством и дисплеем для отображения информации, относящейся к двигательной нагрузке человека. Расчет физических параметров позволяет определить характер ходьбы, при этом эти параметры включают: темп, скорость, ускорение, пройденное расстояние, продолжительность движения, а также скорость метаболических процессов в организме человека и другие параметры, относящиеся к затратам энергии, например общее количество энергии, затраченной человеком. Это позволяет в целом осуществить мониторинг двигательной нагрузки человека. Однако при расчете двигательной нагрузки не учитывается вес носимого человеком отягощения, то есть вес груза, который он несет при ходьбе, беге и других видах двигательной активности и который в течение всего времени мониторинга, вообще говоря, является величиной переменной. Все это приводит к неверному определению двигательной нагрузки или к ограниченному использованию известного решения. Кроме того, известное решение обеспечивает определение двигательной нагрузки человека только при ходьбе, что не позволяет использовать его при других видах двигательной активности, например во время бега.

Технической задачей, на решение которой направлено настоящее изобретение, является создание способа определения двигательной нагрузки человека в реальном времени - мониторинга двигательной нагрузки - с учетом веса человека, включая вес носимого им отягощения, и при различных видах двигательной активности, таких как бег, ходьба с разным темпом, стояние.

РАСКРЫТИЕ ИЗОБРЕТЕНИЯ

Одним объектом настоящего изобретения является способ мониторинга двигательной нагрузки человека, при котором регистрируют сигналы от датчиков силы, установленных в стельках пары обуви, при этом в каждой стельке установлены два датчика силы, из которых первый установлен в районе пятки, а второй установлен в носочной части стопы. На основе соотношения во времени сигналов с датчиков силы обеих стелек и с учетом значения сигналов с этих датчиков силы определяют вид двигательной активности. На основе суммирования значений сигналов с упомянутых датчиков силы и с учетом определенного при этом вида двигательной активности определяют вес человека, включая вес носимого им отягощения. После этого на основе определенных вида двигательной активности и веса человека, включая вес носимого им отягощения, определяют двигательную нагрузку человека.

Во время движения человек опирается попеременно то на одну, то на другую ногу. Датчики силы, расположенные в районе пятки и в носочной части стопы, позволяют определить время контакта ноги с опорой (опорная фаза) и время переноса ноги (фаза переноса) в пределах одного цикла ходьбы или бега. Поскольку для различных видов двигательной активности характерны различные соотношения времени контакта с опорой и времени переноса ноги, то соотношение во времени сигналов с датчиков силы разных стелек позволяет определить характер или вид двигательной активности.

Особенностью настоящего способа является определение двигательной нагрузки человека как с учетом вида двигательной активности (ходьба, бег и др.), так и с учетом веса человека, включая носимое им отягощение, причем вес человека с отягощением определяется непосредственно во время его той или иной двигательной активности. Поэтому можно гораздо точнее определить двигательную нагрузку человека в конкретной ситуации и, значит, более эффективно проводить мониторинг его двигательной нагрузки в течение установленного времени.

В частных случаях осуществления способа различные виды двигательной активности могут быть определены (идентифицированы) следующим образом.

Вид двигательной активности «ходьба» определяют при условии периодического изменения значений сигналов с датчиков силы обеих стелек и частичном перекрытии во времени сигналов с датчиков силы разных стелек.

Вид двигательной активности «бег» определяют при условии периодического изменения значений сигналов с датчиков силы обеих стелек и отсутствии перекрытия во времени сигналов с датчиков силы разных стелек.

Вид двигательной активности «стояние» определяют при условии наличия сигналов с датчиков силы обеих стелек, превышающих заданное значение, и по существу полного перекрытия во времени сигналов с датчиков силы разных стелек.

Изобретателями был получен ряд экспериментальных зависимостей, позволяющих определять вес человека, включая вес носимого им отягощения, с учетом определенного вида двигательной активности.

Так, при медленной ходьбе с темпом до 60 шагов в минуту вес человека P, включая вес носимого им отягощения, может быть определен по следующей формуле:

Р=K_W·F_W,

где: K_W - калибровочный коэффициент, который определяют при ходьбе с темпом до 60 шагов в минуту для данного человека с известным весом;

F_W - усредненное значение силы давления стоп за один цикл ходьбы, причем:

F_W=(F_1max+F_2max)/2,

где: F_1max - максимальное значение суммы сил давления стопы, зарегистрированных всеми датчиками силы одной стельки;

F_2max - максимальное значение суммы сил давления стопы, зарегистрированных всеми датчиками силы другой стельки, при этом за цикл принимают два последовательных шага одной и другой ногой.

При ходьбе с темпом 60 и более шагов в минуту вес человека, включая вес носимого им отягощения, может быть определен как:

Р=K_W·F_W·(1010-1,2·V-0,026·V²)·0,001,

F_W - усредненное значение силы давления стоп за один цикл ходьбы, причем:

F_W=(F_1max+F_2max)/2,

F_2max - максимальное значение суммы сил давления стопы, зарегистрированных всеми датчиками силы другой стельки;

V - число шагов в минуту, при этом за цикл принимают два последовательных шага одной и другой ногой.

Вес человека, включая вес носимого им отягощения, при беге может быть определен по формуле:

P=K_R·F_R·(1090-4,4·V-0,045·V²)·0,001,

где: K_R - калибровочный коэффициент, который определяют во время бега для данного человека с известным весом;

F_R - усредненное значение силы давления стоп за один цикл бега, причем:

F_R=(F_1max+F_2max)/2,

V - число шагов в минуту, при этом за цикл бега принимают два последовательных шага одной и другой ногой.

Вес человека, включая вес носимого им отягощения, при стоянии может быть определен по формуле:

P=K_S·F_S,

где: K_S - калибровочный коэффициент, который определяют во время стояния для данного человека с известным весом;

F_S - усредненное значение силы давления стоп за период стояния, причем:

F_S=(F_1max+F_2max)/2,

F_2max - максимальное значение суммы сил давления стопы, зарегистрированных всеми датчиками силы другой стельки.

В частности двигательная нагрузка при ходьбе E_W может быть определена по формуле:

где: i - номер временного интервала с видом двигательной активности "ходьба";

w - число временных интервалов с видом двигательной активности "ходьба";

P_i - вес человека, включая вес носимого им отягощения, зафиксированный в течение i-го временного интервала, в кг;

T_i - длительность i-го временного интервала, в минутах;

e_W - удельные затраты энергии на двигательную активность при ходьбе, в ккал на кг веса в минуту, определяемые по формуле:

e_W=k_per·(25-0,13·V+0,022·V²+0,00038·V³+0,0000021·V⁴),

где: k_per - индивидуальный коэффициент, определяемый предварительно для

конкретного человека;

V - число шагов в минуту.

B частности, двигательная нагрузка при беге E_R может быть определена по формуле:

$E_{R} = e_{r} \sum_{i = 1}^{r} P_{i} \cdot T_{i}$ ,

где: i - номер временного интервала с видом двигательной активности "бег";

r - число временных интервалов с видом двигательной активности "бег";

T_i - длительность i-го временного интервала, в минутах;

e_R - удельные затраты энергии на двигательную активность при беге, в ккал на кг веса в минуту, определяемые по формуле:

e_R=k_per·(73-2,2·V+0,051·V²+0,000335·V³+0,00000077·V⁴),

где: k_per - индивидуальный коэффициент, определяемый предварительно для конкретного человека;

V - число шагов в минуту.

B частности, двигательная нагрузка при стоянии E_s может быть определена по формуле:

$E_{S} = e_{S} \sum_{i = 1}^{s} P_{i} \cdot T_{i}$ ,

где: i - номер временного интервала с видом двигательной активности "стояние";

s - число временных интервалов с видом двигательной активности "стояние";

T_i - длительность i-го временного интервала, в минутах;

e_S - удельные затраты энергии на двигательную активность при стоянии, в ккал на кг веса в минуту, определяемые по формуле:

e_S-k_per·25,

где k_per - индивидуальный коэффициент, определяемый предварительно для конкретного человека.

В частности, при осуществлении способа дополнительно регистрируют сигналы от дополнительных датчиков силы, установленных в каждой стельке и расположенных между упомянутыми первым и вторым датчиками силы по существу по траектории силы реакции опоры при ходьбе, и используют зарегистрированные сигналы с дополнительных датчиков силы наряду с сигналами с первого и второго датчиков силы. Это позволяет более точно определять вес человека, включая вес носимого им отягощения.

Другим объектом изобретения является стелька, предназначенная для осуществления способа. Стелька содержит, по меньшей мере, первый датчик силы, установленный в районе пятки стопы, и второй датчик силы, установленный в носочной части стопы, выполненные с возможностью регистрации сигналов, характеризующих силу давления, оказываемого стопой человека.

Дополнительно стелька может быть снабжена, по меньшей мере, аналого-цифровым преобразователем и приемопередающим устройством, обеспечивающими преобразование сигналов с датчиков силы в цифровую форму и передачу их во внешнее вычислительное устройство.

КРАТКОЕ ОПИСАНИЕ ЧЕРТЕЖЕЙ

Изобретение поясняется следующими графическими материалами.

На Фиг.1 схематично показана конструкция стельки с установленными в ней датчиками силы. Показаны обе - правая и левая стельки и размещение датчиков силы относительно траектории силы реакции опоры при ходьбе.

На Фиг.2 приведена электрическая схема одного примерного измерительного устройства для регистрации усилия, оказываемого стопой на датчики силы, размещенные в стельках, как это показано на Фиг.1. В данном примере каждый датчик силы выполнен как тензометрический преобразователь в виде четырех тензорезисторов, включенных по мостовой схеме.

На Фиг.3 приведены примерные временные диаграммы, иллюстрирующие временное соотношение сигналов с датчиков силы обеих стелек, регистрируемых схемой, представленной на Фиг.2, в случае двигательной активности «стояние».

На Фиг.4 приведены примерные временные диаграммы, иллюстрирующие временное соотношение сигналов с датчиков силы обеих стелек, регистрируемых схемой, представленной на Фиг.2, в случае двигательной активности «ходьба».

На Фиг.5 приведены примерные временные диаграммы, иллюстрирующие временное соотношение сигналов с датчиков силы обеих стелек, регистрируемых схемой, представленной на Фиг.2, в случае двигательной активности «бег».

На Фиг.6 приведена электрическая схема другого примерного измерительного устройства для регистрации усилия, оказываемого стопой на датчики силы, размещенные в стельках, как это показано на Фиг.1. В данном примере каждый датчик силы выполнен в виде пьезоэлектрического преобразователя.

На Фиг.7 приведены примерные временные диаграммы, иллюстрирующие временное соотношение сигналов с датчиков силы обеих стелек, регистрируемых схемой, представленной на Фиг.6, в случае двигательной активности «ходьба».

На Фиг.8 приведены примерные временные диаграммы, иллюстрирующие временное соотношение сигналов с датчиков силы обеих стелек, регистрируемых схемой, представленной на Фиг.6, в случае двигательной активности «бег».

ОСУЩЕСТВЛЕНИЕ ИЗОБРЕТЕНИЯ

Настоящее изобретение иллюстрируется следующими примерами выполнения стелек с датчиками силы, в качестве которых использованы тензометрические и пьезоэлектрические преобразователи.

В первом примере каждая из стелек 1 (см. Фиг.1) включает первый датчик силы 2, расположенный в районе пятки стопы, второй датчик силы 3, расположенный в носочной части стопы, и два дополнительных датчика силы 4, расположенных по существу по траектории 5 силы реакции опоры при ходьбе. На Фиг.2 приведен пример электрической принципиальной схемы устройства 6 для регистрации усилия, оказываемого стопой на датчик силы. В данном примере датчики силы 2-4 выполнены в виде тензометрических преобразователей (тензодатчиков) 7, состоящих каждый из четырех тензорезисторов 8, включенных по известной мостовой схеме. Одна диагональ моста подключена к источнику питания 10, а другая - подключена к портам ввода-вывода микроконтроллера 9, так что в итоге все четыре тензометрических преобразователя 7 (первый датчик силы 2, второй датчик силы 3 и два дополнительных датчика силы 4) оказываются подключенными к восьми портам ввода-вывода L1-L8 микроконтроллера 9, который осуществляет регистрацию аналоговых сигналов с тензометрических преобразователей 7 и преобразование их в цифровую форму. Антенный выход G микроконтроллера 9, имеющего встроенное приемопередающее устройство, подключен к антенне 11. Работа устройства 6 обеспечивается источником питания 10. Включение микроконтроллера 9 в рабочий режим осуществляется по командам внешней ЭВМ (на фигурах не показана). Внешняя ЭВМ, обеспечивающая также определение двигательной нагрузки, может быть размещена на носимом человеком устройстве.

Способ мониторинга двигательной нагрузки человека в соответствии с настоящим изобретением осуществляется следующим образом.

Регистрируют сигналы с тензодатчиков 7 (датчики силы 2-4) обеих стелек 1 с помощью устройства 6 обработки сигналов и по временному соотношению сигналов с тензодатчиков 7 правой и левой стелек 1 определяют вид двигательной активности.

Так, для такого вида двигательной активности как «стояние» характерны сигналы, показанные на Фиг.3, где график (а) соответствует сигналу F₁ с тензодатчика 7 одной стельки 1, а график (b) - сигналу F₂ с тензодатчика 7 другой стельки 1. При данном виде двигательной активности сигналы F₁ и F₂ с тензодатчиков 7 обеих стелек 1 имеют по существу не меняющиеся значения и практически полное перекрытие во времени. На Фиг.3 для примера показано, что значение сигнала F₁ с тензодатчика 7 одной стельки 1 (график (а)) больше, чем значение сигнала F₂ с тензодатчика 7 другой стельки 1 (график (b)). Значит, человек стоит, опираясь в большей степени на одну ногу.

Для такого вида двигательной активности как «ходьба» характерны сигналы, показанные на Фиг.4, где график (а) соответствует сигналу F₁ с тензодатчика 7 одной стельки 1, а график (b) - сигналу F₂ с тензодатчика 7 другой стельки 1. Для данного вида двигательной активности характерно попеременное изменение значений сигналов F₁ и F₂ с тензодатчиков 7 обеих стелек 1 и наличие частичного их перекрытия во времени (временной интервал перекрытия T_L).

Для такого вида двигательной активности как «бег» характерны сигналы, показанные на Фиг.5, где график (а) соответствует сигналу F₁ с тензодатчика 7 одной стельки 1, а график (b) - сигналу F₂ с тензодатчика 7 другой стельки 1. Для данного вида двигательной активности характерно попеременное изменение значений сигналов F₁ и F₂ с тензодатчиков 7 обеих стелек 1 и отсутствие перекрытия их во времени. Наоборот, между этими сигналами наблюдается разрыв во времени, который обозначен как временной интервал T_D.

Наличие по меньшей мере двух датчиков силы в каждой стельке - первого датчика 2 в районе пятки и второго датчика 3 в носочной части стопы - позволяет определять не только указанные виды двигательной активности (ходьбу, бег, стояние), но и другие случаи, например сидение, езду на велосипеде, ходьбу на лыжах. Однако в данном способе рассматриваются только те виды двигательной активности, при которых вес человека, включая вес носимого им отягощения, передается на стопы ног.

Ниже в таблице 1 представлено соответствие значений сигналов с датчиков силы и их временного соотношения определенному виду двигательной активности (используется по меньшей мере два датчика в стельке).

Табл. 1
Значение сигналов с датчиков силы обеих стелек и их временное соотношение	Вид двигательной активности человека
Отсутствуют	Сидит, лежит, обувь снята
Имеют по существу не меняющиеся значения и практически полное перекрытие во времени	Стоит
Частично перекрываются при ритмичном повторении	Идет
Не перекрываются при ритмичном повторении	Бежит
Ритмичное, по существу одновременное изменение значений сигналов с датчиков обеих стелек	Прыгает

Те же сигналы с датчиков силы 2, 3 и 4, которые используются для определения (идентификации) вида двигательной активности человека, могут быть использованы и для определения веса человека, включая вес носимого им отягощения. Под весом носимого человеком отягощения понимается тот дополнительный вес, который человек несет на себе, например в виде переносимых вещей или специальных отягощений, которые он применяет во время тренировок. При этом определение веса человека необходимо, поскольку способ в соответствии с настоящим изобретением предполагает мониторинг двигательной нагрузки человека, что требует учета как вида двигательной активности, так и веса человека, включая вес носимого им отягощения, который был при этом.

При определении веса человека, включая вес носимого им отягощения, можно использовать экспериментально полученные изобретателями математические зависимости, учитывающие вид двигательной активности.

Так, при двигательной активности «стояние» определение веса сводится в основном к суммированию значений сигналов со всех датчиков силы 2-4 обеих стелек.

Вес человека, включая вес носимого им отягощения, при стоянии может быть определен по формуле:

P=K_S·F_S,

F_S - усредненное значение силы давления стоп при стоянии. Может определяться за определенный период времени, например, за период времени от 5 с до 10 с, причем:

F_S=(F_1max+F_2max)/2,

Калибровочный коэффициент K_S, как и другие калибровочные коэффициенты, используемые при вычислении веса человека при ходьбе или беге, могут быть определены при калибровке системы. Однако они также могут определяться непосредственно во время мониторинга, когда известно, что в данный момент времени человек не несет какого-либо дополнительного отягощения, то есть датчики силы воспринимают только известный собственный вес человека.

При медленной ходьбе, с темпом ходьбы до 60 шагов в минуту, вес человека Р, включая вес носимого им отягощения, может быть определен по формуле:

Р=K_W·F_W,

F_W - усредненное значение силы давления стоп за один цикл ходьбы, причем:

F_W=(F_1max+F_2max)/2,

F_2max - максимальное значение суммы сил давления стопы, зарегистрированных всеми датчиками силы другой стельки, при этом за цикл принимают два последовательный шага одной и другой ногой.

При ходьбе с темпом 60 и более шагов в минуту вес человека, включая носимое им отягощение, может быть определен по формуле:

Р=K_W·F_W·(1010-1,2·V-0,026·V²)·0,001,

F_W - усредненное значение силы давления стоп за один цикл ходьбы, причем:

F_W=(F_1max+F_2max)/2,

V - число шагов в минуту, при этом за цикл принимают два последовательный шага одной и другой ногой;

Вес человека, включая вес носимого им отягощения, при беге может быть определен по формуле:

P=K_R·F_R·(1090-4,4·V-0,045·V²)·0,001,

где: K_R - калибровочный коэффициент, который определяют в процессе бега для данного человека с известным весом;

F_R - усредненное значение силы давления стоп за один цикл бега, причем:

F_R=(F_1max+F_2max)/2,

V - число шагов в минуту при данном темпе бега,

при этом за цикл бега принимают два последовательных шага одной и другой ногой.

Двигательную нагрузку с учетом вида двигательной активности и веса человека, включая вес носимого им отягощения, определяют следующим образом.

Двигательную нагрузку при ходьбе E_W определяют по формуле:

$E_{W} = e_{W} \sum_{i = 1}^{w} P_{i} \cdot T_{i}$

где: i - номер временного интервала с видом двигательной активности "ходьба";

w - число временных интервалов с видом двигательной активности "ходьба";

T_i - длительность i-го временного интервала, в минутах;

e_S - удельные затраты энергии на двигательную активность при ходьбе, в ккал на кг веса в минуту, определяемые по формуле:

e_W=k_per·(25-0,13·V+0,022·V²+0,00038·V³+0,0000021·V⁴),

где: k_per - индивидуальный коэффициент, определяемый предварительно для конкретного человека;

V - число шагов в минуту при данном темпе ходьбы.

Коэффициент k_per может быть определен, например, по методике, описанной в книге: Коц Я.М. Спортивная физиология. - М.: Физкультура и спорт, 1998, с.6-9, и может варьироваться от 0,6 до 1,1. Значения, которые может принимать k_per для людей различных возрастов, представлены ниже в таблице 2.

Табл. 2
	20-29 лет	30-39 лет	40-49 лет	50-59 лет	старше 60 лет
Для мужчин	1,07	1,0	0,93	0,82	0,64
Для женщин	0,94	0,81	0,77	0,68	0,61

Двигательная нагрузка человека при беге E_R может быть определена по формуле:

$E_{R} = e_{R} \sum_{i = 1}^{r} P_{i} \cdot T_{i}$ ,

где: i - номер временного интервала с видом двигательной активности "бег";

r - число временных интервалов с видом двигательной активности "бег";

T_i - длительность i-го временного интервала, в минутах;

e_R=k_per·(73-2,2·V+0,051·V²+0,000335·V³+0,00000077·V⁴),

где: k_per - индивидуальный коэффициент, определяемый предварительно для конкретного человека;

V - число шагов в минуту при данном темпе бега.

Двигательная нагрузка человека при стоянии E_S может быть определена по формуле:

$E_{S} = e_{S} \sum_{i = 1}^{s} P_{i} \cdot T_{i}$

где: i - номер временного интервала с видом двигательной активности "стояние";

s - число временных интервалов с видом двигательной активности "стояние";

T_i - длительность i-го временного интервала, в минутах;

e_S=k_per·25,

где k_per - индивидуальный коэффициент, определяемый предварительно для конкретного человека.

Другой пример устройства 12, предназначенного для осуществления способа с использованием пьезоэлектрических преобразователей в качестве датчиков силы, показан на Фиг.6. Правая и левая стельки 1 (см. Фиг.1), так же как и в предыдущем случае, включают первый датчик силы 2, расположенный в районе пятки стопы, второй датчик силы 3, расположенный в носочной части стопы, и два дополнительных датчика 4, расположенных по существу по траектории 5 силы реакции опоры при ходьбе. Датчики силы 2, 3 и 4 в данном примере выполнены в виде пьезоэлектрических преобразователей 13, 14 и 15 соответственно, подключенных через согласующие резисторы R1-R8 к портам ввода-вывода L1-L4 микроконтроллера 9. Антенный выход G микроконтроллера 9, так же, как и в примере, проиллюстрированном Фиг.2, подключен к антенне 11.

Способ мониторинга двигательной нагрузки при использовании пьезоэлектрических преобразователей в качестве датчиков силы осуществляется следующим образом.

Как и в первом примере осуществления способа, регистрируют сигналы с датчиков силы 2, 3 и 4 каждой из стелек 1 - в данном случае это пьезоэлектрические преобразователи 13, 14 и 15 соответственно. На Фиг.7 приведены примерные временные диаграммы, иллюстрирующие форму и временное соотношение сигналов с датчиков силы (например, пьезоэлектрических преобразователей 13) обеих стелек при ходьбе, а на Фиг.8 - при беге. В отличие от примера с тензометрическими преобразователями 7 (см. Фиг.4 и Фиг.5) сигналы с пьезоэлектрических преобразователей, учитывая свойственную им амплитудно-частотную характеристику, имеют вид характерных выбросов, соответствующих моменту нажатия стопы на пьезоэлектрический преобразователь и моменту снятия нагрузки (сигнал обратной полярности). Принимая во внимание противоположные полярности этих выбросов, всегда можно реконструировать сигнал, соответствующий длительности опорной фазы и так же, как и в первом примере, определить соотношение во времени этих сигналов с пьезоэлектрических преобразователей обеих стелек.

Так, для такого вида двигательной активности, как «ходьба», характерны сигналы, показанные на Фиг.7, где график (а) соответствует сигналу F₁ с пьезоэлектрического преобразователя 13 (он же датчик 2) одной стельки 1, а график (b) - сигналу F2 с пьезоэлектрического преобразователя 13 (он же датчик 2) другой стельки 1. На графиках (с) и (d) Фиг.7 показаны сигналы P₁ и Р₂, соответствующие длительности давления стопы на пьезоэлектрические преобразователи 13 одной и другой стелек 1 соответственно. Передний фронт сигналов Р₁ и Р₂ на графиках (с) и (d) Фиг.7 соответствует сигналам F₁ и F₂ положительной полярности на графиках (а) и (b) Фиг.7 соответственно, а задний фронт сигналов Р₁ и Р₂ на графиках (с) и (d) Фиг.7 соответствует сигналам F₁ и F₂ отрицательной полярности на графиках (а) и (b) Фиг.7 соответственно. Для данного вида двигательной активности «ходьба» характерно попеременное изменение значений сигналов, показанных на графиках (с) и (d), и наличие их частичного перекрытия (временной интервал перекрытия T_L).

Аналогично, для такого вида двигательной активности, как «бег», характерны сигналы, показанные на Фиг.8, где график (а) соответствует сигналу F₁ с пьезоэлектрического преобразователя 13 (он же датчик 2) одной стельки 1, а график (b) - сигналу F₂ с пьезоэлектрического преобразователя 13 (он же датчик 2) другой стельки 1. На графиках (с) и (d) Фиг.8 показаны сигналы Р₁ и Р₂, соответствующие длительности давления стопы на пьезоэлектрические преобразователи 13 одной и другой стелек 1 соответственно. Передний фронт сигналов Р₁ и Р₂ на графиках (с) и (d) Фиг.8 соответствует сигналам F₁ и F₂ положительной полярности на графиках (а) и (b) Фиг.8 соответственно, а задний фронт сигналов Р₁ и Р₂ на графиках (с) и (d) Фиг.8 соответствует сигналам F₁ и F₂ отрицательной полярности на графиках (а) и (b) Фиг.8 соответственно. Для данного вида двигательной активности «ходьба» характерно попеременное изменение значений сигналов, показанных на графиках (с) и (d), и отсутствие их перекрытия во времени. Наоборот, между этими сигналами наблюдается разрыв во времени, который обозначен как временной интервал T_D.

Для определения веса человека, включая вес носимого им отягощения, можно воспользоваться математическими соотношениями, приведенными для первого примера осуществления способа в соответствии с настоящим изобретением. При этом в качестве упомянутых сил давления стоп на датчики силы, расположенные в стельках, используют значения максимумов сигналов F₁ и F₂, регистрируемых с пьезоэлектрических преобразователей. Для случая, когда человек стоит, его вес определяется по значениям сигналов F₁ и F₂, полученных с пьезоэлектрических преобразователей в начале этого вида двигательной активности «стояние» и после его окончания. В остальном осуществление способа аналогично первому примеру.

Устройства 6 (Фиг.2) и 12 (Фиг.6), равно как и их части, могут быть размещены в стельке 1 вместе с соответствующими датчиками силы. Электропитание устройств обеспечивается батареей 10, в качестве которой может быть использован перезаряжаемый аккумулятор. Дополнительно, как это показано на примере устройства 12 (см. Фиг.6), в состав устройства может входить цепь подзарядки аккумулятора 10 во время хождения или бега человека. Такая цепь подзарядки включает диоды 16 по числу используемых пьезоэлектрических преобразователей 13-15, накопительный конденсатор 17 и тиристор 18, управляющий вход которого подключен к порту ввода-вывода L9 микроконтроллера 9. Один конец каждого диода 16 подсоединен к соответствующему пьезоэлектрическому преобразователю 13-15, а все другие - объединены и подсоединены к конденсатору 17. На время подзарядки микроконтроллер 9 отключает режим регистрации сигналов, вызванных давлением стопы на пьезоэлектрические преобразователи, и эти сигналы через диоды 16 подзаряжает конденсатор 17. В этом режиме микроконтроллер 9 открывает тиристор 18, подсоединяя тем самым заряженный конденсатор 17 к аккумулятору 10. Таким образом во время ходьбы или бега человека, в обуви которого размещена стелька с пьезоэлектрическими преобразователями 13-15 и устройством 12, происходит подзарядка аккумулятора 10.

Способ в соответствии с настоящим изобретением позволяет более точно рассчитывать вид и длительность двигательной активности человека и более точно рассчитывать двигательную нагрузку человека в течение всего дня, учитывая вид двигательной активности и вес человека, включая вес носимого им отягощения.

Кроме того, данные, регистрируемые установленными в стельках датчиками силы, как это описано выше, могут быть также использованы для выявления дефектов опорно-двигательной системы человека, плоскостопия, определения наклона поверхности (передвижения) и ее твердости, удобства носимой обуви, распознавания походки, характерной для человека и т.д. Способ позволяет также непрерывно контролировать темп передвижения, скорость и ускорения движения человека, пройденное расстояние, время движения.

1. Способ мониторинга двигательной нагрузки человека, характеризующийся тем, что регистрируют сигналы от датчиков силы, установленных в стельках пары обуви, при этом в каждой стельке установлены два датчика силы, из которых первый установлен в районе пятки, а второй установлен в носочной части стопы, на основе соотношения во времени сигналов с датчиков силы обеих стелек и с учетом значения сигналов с этих датчиков силы определяют вид двигательной активности, на основе суммирования значений сигналов с упомянутых датчиков силы и с учетом определенного при этом вида двигательной активности определяют вес человека, включая вес носимого им отягощения, после чего на основе определенных вида двигательной активности и веса человека, включая вес носимого им отягощения, определяют двигательную нагрузку человека.

2. Способ по п.1, при котором вид двигательной активности «ходьба» определяют при условии периодического изменения значений сигналов с датчиков силы обеих стелек и частичном перекрытии во времени сигналов с датчиков силы разных стелек.

3. Способ по п.1, при котором вид двигательной активности «бег» определяют при условии периодического изменения значений сигналов с датчиков силы обеих стелек и отсутствии перекрытия во времени сигналов с датчиков силы разных стелек.

4. Способ по п.1, при котором вид двигательной активности «стояние» определяют при условии наличия сигналов с датчиков силы обеих стелек, превышающих заданное значение, и по существу полного перекрытия во времени сигналов с датчиков силы разных стелек.

5. Способ по п.1, при котором вес человека, включая вес носимого им отягощения, при ходьбе с темпом до 60 шагов в минуту определяют по формуле:
Р=K_W·F_W,
где: K_W - калибровочный коэффициент, который определяют при ходьбе с темпом до 60 шагов в минуту для данного человека с известным весом;
F_W - усредненное значение силы давления стоп за один цикл ходьбы, причем:
F_W=(F_1max+F_2max)/2,
где: F_1max - максимальное значение суммы сил давления стопы, зарегистрированных всеми датчиками силы одной стельки;
F_2max - максимальное значение суммы сил давления стопы, зарегистрированных всеми датчиками силы другой стельки, при этом за цикл ходьбы принимают два последовательных шага одной и другой ногой.

6. Способ по п.1, при котором вес человека, включая вес носимого им отягощения, при ходьбе темпом 60 и более шагов в минуту определяют по формуле:
Р=K_W·F_W·(1010-1,2·V-0,026·V²)·0,001,
где: K_W - калибровочный коэффициент, который определяют при ходьбе с темпом до 60 шагов в минуту для данного человека с известным весом;
F_W - усредненное значение силы давления стоп за один цикл ходьбы, причем:
F_W=(F_1max+F_2max)/2,
где: F_1max - максимальное значение суммы сил давления стопы, зарегистрированных всеми датчиками силы одной стельки;
F_2max - максимальное значение суммы сил давления стопы, зарегистрированных всеми датчиками силы другой стельки;
V - число шагов в минуту,
при этом за цикл ходьбы принимают два последовательных шага одной и другой ногой.

7. Способ по п.1, при котором вес человека, включая вес носимого им отягощения, при беге определяют по формуле:
P=K_R·F_R·(1090-4,4·V-0,045·V²)·0,001,
где: K_R - калибровочный коэффициент, который определяют во время бега для данного человека с известным весом;
F_R - усредненное значение силы давления стоп за один цикл бега, причем:
F_R=(F_1max+F_2max)/2,
где: F_1max - максимальное значение суммы сил давления стопы, зарегистрированных всеми датчиками силы одной стельки;
F_2max - максимальное значение суммы сил давления стопы, зарегистрированных всеми датчиками силы другой стельки;
V - число шагов в минуту, при этом за цикл бега принимают два последовательных шага одной и другой ногой.

8. Способ по п.1, при котором вес человека, включая вес носимого им отягощения, при стоянии определяют по формуле:
P=K_S·F_S,
где: K_S - калибровочный коэффициент, который определяют во время стояния для данного человека с известным весом;
F_S - усредненное значение силы давления стоп при стоянии, причем:
F_S=(F_1max+F_2max)/2,
где: F_1max - максимальное значение суммы сил давления стопы, зарегистрированных всеми датчиками силы одной стельки;
F_2max - максимальное значение суммы сил давления стопы, зарегистрированных всеми датчиками силы другой стельки.

9. Способ по п.1, при котором двигательную нагрузку при ходьбе E_W определяют по формуле:

где: i - номер временного интервала с видом двигательной активности "ходьба";
w - число временных интервалов с видом двигательной активности "ходьба";
P_i - вес человека, включая вес носимого им отягощения, зафиксированный в течение i-то временного интервала, в кг;
T_i - длительность i-го временного интервала, в минутах;
e_W - удельные затраты энергии на двигательную активность при ходьбе, в ккал на кг веса в минуту, определяемые по формуле:
e_W=k_per·(25-0,13·V+0,022·V²+0,00038·V³+0,0000021-V⁴),
где: k_per - индивидуальный коэффициент, определяемый предварительно для конкретного человека;
V - число шагов в минуту.

10. Способ по п.1, при котором двигательную нагрузку при беге E_R определяют по формуле:
$E_{R} = e_{R} \sum_{i = 1}^{r} P_{i} \cdot T_{i}$ ,
где: i - номер временного интервала с видом двигательной активности "бег";
r - число временных интервалов с видом двигательной активности "бег";
P_i - вес человека, включая вес носимого им отягощения, зафиксированный в течение i-го временного интервала, в кг;
T_i - длительность i-го временного интервала, в минутах;
e_R - удельные затраты энергии на двигательную активность при беге, в ккал на кг веса в минуту, определяемые по формуле:
e_R=k_per·(73-2,2·V+0,051·V²+0,000335·V³+0,00000077·V⁴),
где: k_per - индивидуальный коэффициент, определяемый предварительно для конкретного человека;
V - число шагов в минуту.

11. Способ по п.1, при котором двигательную нагрузку при стоянии E_S определяют по формуле:
$E_{S} = e_{S} \sum_{i = 1}^{S} P_{i} \cdot T_{i}$ ,
где: i - номер временного интервала с видом двигательной активности "стояние";
s - число временных интервалов с видом двигательной активности "стояние";
P_i - вес человека, включая вес носимого им отягощения, зафиксированный в течение i-го временного интервала, в кг;
T_i - длительность i-го временного интервала, в минутах;
e_S - удельные затраты энергии на двигательную активность при стоянии, в ккал на кг веса в минуту, определяемые по формуле:
e_S=k_per·25,
где k_per - индивидуальный коэффициент, определяемый предварительно для конкретного человека.

12. Способ по п.1, при котором дополнительно регистрируют сигналы от дополнительных датчиков силы, установленных в каждой стельке и расположенных между упомянутыми первым и вторым датчиками силы по существу по траектории силы реакции опоры при ходьбе, и используют зарегистрированные сигналы с дополнительных датчиков силы наряду с сигналами с первого и второго датчиков силы.

13. Стелька, предназначенная для осуществления способа по любому из пунктов 1-12, содержащая, по меньшей мере, первый датчик силы, установленный в районе пятки стопы, и второй датчик силы, установленный в носочной части стопы, выполненные с возможностью регистрации сигналов, характеризующих силу давления, оказываемого стопой человека.

14. Стелька по п.13, дополнительно снабженная, по меньшей мере, аналого-цифровым преобразователем и приемопередающим устройством, обеспечивающими преобразование сигналов с датчиков силы в цифровую форму и передачу их во внешнее вычислительное устройство.

Изобретение относится к устройствам для определения степени сколиоза позвоночника человека. Устройство содержит оболочку с установленным в ней растром и подвижной площадкой, снабженной шаговыми электродвигателями, на которой установлены фотокамера и проектор.

Способ оценки результатов хирургического лечения больных с двигательными нарушениями // 2524124

Изобретение относится к области медицины и может быть использовано для объективной оценки изменений в состоянии пациентов после проведения хирургического лечения.

Устройство для определения функционального состояния опорно-двигательного аппарата // 2523346

Изобретение относится к медицинской технике. Устройство для определения функционального состояния опорно-двигательного аппарата содержит регистратор параметров опорно-двигательного аппарата.

Способ определения фазы сна человека, благоприятной для пробуждения // 2522400

Изобретение относится к области медицины, а также к области измерений параметров состояния человека для диагностических целей, в частности к измерениям параметров, характеризующих сон человека.

Способ и устройство для наблюдения за работой автономной нервной системы пациента, находящегося под действием наркоза // 2514350

Группа изобретений относится к медицине. Способ использует устройство для контроля, содержащее измерительное оборудование и блок управления.

Способ диагностики функционального состояния зубочелюстной системы // 2502467

Изобретение относится к медицине, а именно к стоматологии, и предназначено для использования при диагностике стоматологического статуса и определении качества лечения стоматологических больных.

Способ выявления групп риска развития высокой спинальной блокады у беременных при операции кесарева сечения // 2499554

Изобретение относится к медицине, а именно к анестезиологии и реаниматологии, и может быть использовано при проведении спинальной блокады у беременных при операции кесарева сечения.

Способ диагностики функциональных нарушений опорно-двигательного аппарата // 2497451

Изобретение относится к области медицины, а именно к травматологии-ортопедии и неврологии. Проводят тестирование на стабилографической платформе, съем, запись и анализ стабилографических показателей по статокинезиограмме.

Способ реабилитации больных с афатическими нарушениями путем синхронизации внутренней речи и индивидуального темпо-ритма, с использованием метода регистрации микроартикуляции языка // 2496415

Изобретение относится к медицине, а именно к реабилитации речевых нарушений (моторных афазий) при патологии коры головного мозга. Пациент проговаривает речевой стимул.

Способ изготовления стельки и устройство для получения образа подошвы // 2485889

Вентилирующая комбинированная стелька // 2466667

Изобретение относится к обувной промышленности и может быть использовано при изготовлении обуви, в которой генерируется направленный поток воздуха на плантарную поверхность стопы носчика при ходьбе, чем обеспечивается повышение комфортности обуви.

Вкладная стелька для детской профилактической обуви // 2414831

Изобретение относится к обувной промышленности и ортопедическим устройствам, а именно к конструкции вкладной стельки для детской профилактической обуви, и может быть применено в производстве обуви и протезно-ортопедических изделий.

Узел основной стельки для детской профилактической обуви // 2407489

Изобретение относится к обувной промышленности и ортопедическим устройствам, а именно к конструкции узла основной стельки, и может быть применено в производстве обуви и протезно-ортопедических изделий.

Способ изготовления стелек профилактических с обогревом // 2361492

Изобретение относится к легкой промышленности. .

Стелька для обуви // 2321321

Изобретение относится к стельке из упругого материала для обуви, соответствующей контуру и рельефу основания обуви, имеющей выступы, соответствующие области рефлекторных зон ступни ноги.

Обувь для массажа // 2321320

Изобретение относится к массажерам и может быть использовано в повседневной жизни для стимуляции рефлекторных точек человеческой стопы и профилактики с помощью здоровой обуви целого ряда весьма распространенных заболеваний, в том числе таких, как артрит, артроз, остеохондроз позвоночника.

Стелька для лечения и профилактики заболеваний стоп // 2308251

Изобретение относится к медицине, а именно к вкладным стелькам, обладающим лечебными и гигиеническими свойствами и позволяющим предохранять суставы ступни от излишнего давления.

Вкладная стелька для обуви // 2260362

Изобретение относится к легкой промышленности, в частности к обувному производству, и может найти применение при изготовлении вкладных стелек для рабочей, повседневной и спортивной обуви.

Материал для вкладной стельки обуви и способ его получения // 2254795

Изобретение относится к легкой промышленности и может быть использовано в обувной промышленности для изготовления вкладных стелек. .

Стелька ортопедическая мягкая и способ ее изготовления // 2531724

Изобретение относится к стельке ортопедической мягкой, которая содержит плоское основание, выполненное по проекции стопы, и пальцевую опорную подкладку, закрепленную на плоском основании так, что переднее очертание пальцевой опорной подкладки расположено в проекции пальцевых сводов и выполнено в виде линии, состоящей из дуг, частично огибающих проекции подушечек пальцев, причем пальцевая опорная подкладка выполнена плоской или ступенчато-плоской, средняя часть пальцевой опорной подкладки расположена в проекции второго, третьего и четвертого плюснефаланговых суставов, ее задняя часть расположена в проекции средней части области основного поперечного свода стопы, ее медиальный край ограничен средней частью проекции свода первого пальца, ее латеральный край ограничен средней частью проекции свода пятого пальца, ее заднемедиальное очертание выполнено в виде дуги, частично огибающей проекцию выпуклости подошвенной поверхности стопы в основании первого пальца, ее заднелатеральное очертание выполнено в виде дуги, частично огибающей проекцию выпуклости подошвенной поверхности стопы в основании пятого пальца. Технический результат заключается в повышении эффективности коррекции дефектов стопы при использовании предлагаемой стельки. 2 н. и 13 з.п. ф-лы, 20 ил.