Способ определения веса человека и стелька, предназначенная для его осуществления

Авторы патента:

Мисюченко Игорь Леонидович (RU)

Герасимов Олег Михайлович (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)

Владельцы патента RU 2531697:

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. 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 определять вес человека, включая вес носимого им отягощения, в реальном времени и при различных видах двигательной активности. 2 н. и 9 з.п. ф-лы, 8 ил., 1 табл.

ОБЛАСТЬ ТЕХНИКИ

Изобретение относится к области измерений параметров тела при движении человека для диагностических целей, в частности к измерениям веса человека, включая вес носимого им отягощения, с использованием датчиков давления, расположенных в стельке обуви.

УРОВЕНЬ ТЕХНИКИ

Известны различные способы определения веса человека во время его движения, при осуществлении которых используют датчики, расположенные в обуви.

В заявке JP 2002090216 (публ. 11.09.2000; G01G 19/52, A61B 5/11) описано устройство, позволяющее определять вес человека, приходящийся на его больную ногу. Устройство выполнено в виде специальной обуви с нижней пластиной и верхней пластиной - подошвой, подвижной относительно нижней пластины. Между пластинами помещен воздушный мешок, давление воздуха в котором изменяется в зависимости от веса, приходящегося на ногу. Измерительный прибор, расположенный на верхней части обуви, измеряет давление в воздушном мешке, по которому судят об измеряемом весе.

В международной заявке WO 200136051 (публ. 25.05.2001, A63B 05/103) описано устройство, которое реализует способ определения веса человека, приходящегося, по меньшей мере, на одну конечность. Устройство предназначено для обучения пациента распределять нагрузку между здоровой и больной ногами и может быть использовано при реабилитации заболеваний, вызванных неврологическими расстройствами, или ортопедических травмах. Устройство включает гибкие стельки с датчиками давления, расположенными в пятке и носочной части стопы. Сигналы с датчиков обрабатываются процессором, формирующим сигналы пациенту о правильном или неправильном распределении веса на больную ногу.

В патенте US 6273863 (публ. 14.08.2001; A61B 05/103, A61B 05/117) описана система мониторинга для реабилитации ортопедических больных с переломами нижних конечностей. Система включает в себя гибкие стелька, которые располагаются внутри обуви. Стельки включают в себя датчики силы или давления, подключаемые к процессору для определения веса, приходящегося на больную ногу. В системе реализован принцип биологической обратной связи, когда пациент поощряется при нагрузке больной ноги весом, рекомендованным на время реабилитации.

Наиболее близкими к заявляемому изобретению являются способ и устройство определения веса больного человека, описанные в международной заявке WO 2009059134 (публ. 07.05.2009; A61B 05/103, G01L 01/00). Изобретение позволяет контролировать вес, который пациент распределяет на больную ногу, с целью устранения ситуаций, когда этот вес превышает определенный для данного больного порог нагрузки на конечность. С целью определения веса на опорной поверхности устанавливаются электрические или механические датчики давления. Датчики устанавливаются в районе пятки и носочной части стопы, а также по всей поверхности стопы. Опорная поверхность может помещаться в обувь. Сигналы с датчиков обрабатываются микроконтроллером, определяющим, не превышается ли вес, приходящийся на больную ногу, установленный порог.

Известные решения для определения веса человека главным образом предназначены для медицинских целей, в частности для определения веса человека, приходящегося на больную ногу. Это предопределяет сложную конструкцию предназначенных для этого устройств и ограниченное их применение - в основном для лечебных целей.

Технической задачей, на решение которой направлено настоящее изобретение, является создание способа определения веса, прежде всего, здорового человека. При этом определяется не только собственный вес человека, но и вес носимого им отягощения, причем в реальном времени и при различных видах двигательной активности. Возможность определения веса с такими требованиями позволит оценивать различные физиологические параметры состояния человека, в том числе связанные с физической активностью.

РАСКРЫТИЕ ИЗОБРЕТЕНИЯ

Одним объектом настоящего изобретения является способ определения веса 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.

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 веса человека, включая вес носимого им отягощения, непосредственно во время его той или иной двигательной активности (ходьба, бег и др.) и с учетом вида двигательной активности. Это позволяет оценивать различные физиологические параметры состояния человека, в том числе связанные с физической активностью.

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 Р, 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 последовательный 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,

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.

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

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, используются 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 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,

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.

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 определения веса человека в соответствии с настоящим изобретением 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 P₁ и Р₂ на графиках (с) и (d) на Фиг.7 соответствует сигналам F₁ и F₂ положительной полярности на графиках (а) и (b) Фиг.7 соответственно, а задний фронт сигналов P₁ 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 в реальном времени определять вес человека, учитывая при этом вид двигательной активности и 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 определения веса 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.

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 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.

10. Стелька, предназначенная для осуществления способа по любому из пунктов 1-9, 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.

11. Стелька по п.10, 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.

Группа изобретений относится к области медицины. При осуществлении способа регистрируют сигналы от датчиков силы, установленных в стельках пары обуви.

Устройство для автоматизированной диагностики позвоночника человека, основанное на теневом муаровом методе // 2531457

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 скрининговой диагностики нарушений опорно-двигательной системы // 2532281

Изобретение относится к медицине, травматологии, ортопедии, педиатрии, невропатологии. Проводят скрининговую диагностику нарушений опорно-двигательной системы у детей и взрослых: нарушений осанки, деформаций позвоночника и конечностей, мониторинг состояния пациентов, объективную оценку эффективности проводимого консервативного и оперативного лечения. Способ включает выполнение снимков пациента в различных плоскостях и проекциях, определение размеров, направления осей, границ, асимметрии регионов тела и конечностей и последующее сравнение полученных данных с нормальными значениями соответствующих показателей, с учетом возраста и анамнеза пациента, и при отклонениях диагностируют соответствующее нарушение. При этом выполняют цифровые снимки пациента в режиме 3D сканирования во фронтальной, сагиттальной, горизонтальной плоскостях и функциональные снимки в положении сгибания, прогиба назад, наклонов, ротации регионов туловища и конечностей, в условиях, позволяющих вычислить абсолютные размеры тела и его регионов. С помощью компьютера проводят количественный анализ и оценку размеров, направления осей, границ, асимметрии регионов туловища и конечностей с вычислением их линейных размеров, площади, рельефа, оценкой изменений длины региона, его перемещения, амплитуды движений. Способ обеспечивает раннюю скрининговую диагностику нарушений опорно-двигательной системы, увеличение точности оценки и достоверности имеющихся нарушений, полноценное комплексное обследование опорно-двигательной системы человека, удобство использования. 7 з.п. ф-лы, 5 ил.

Система биомеханического контроля деятельности лётчика в полёте // 2537050

Изобретение относится к авиационной технике. Система биомеханического контроля деятельности летчика в полете содержит чувствительные преобразователи, установленные на снаряжении летчика, связанные со встроенным вычислителем. В летном комбинезоне установлены датчики инерционного типа (акселерометры и гироскопы) и гониометрические датчики механического типа для определения движений верхних и нижних конечностей летчика. В перчатках установлены датчики инерционного типа для определения движения и ориентации (углового положения) рук, тензометрические датчики для определения сгиба пальцев, сжатия ладони, поворота кисти, пьезокристаллические датчики в кончиках пальцев для определения нажатия на поверхность. В носках установлены тензодатчики и пьезокристаллические датчики для определения движения стопы и силы нажатия на педали. В поясе установлены акселерометры и гироскопы для определения движения тела летчика вместе с движением самолета при маневрировании. В снаряжении летчика установлен также встроенный вычислитель для компенсации погрешностей интегрирования акселерометров и погрешностей измерений грубых механических датчиков. В результате повышается точность оценки состояния летчика при управлении летательным аппаратом. 1 ил.

Способ определения и планирования направления и величины перемещения зубов при ортодонтическом лечении // 2538620

Изобретение относится к медицине, а именно к ортодонтической стоматологии, и предназначено для компьютерного анализа диагностических моделей при биометрической диагностике. На гипсовую диагностическую модель верхней челюсти наносят диагностические линии: линию по срединно-сагиттальному шву R, поперечную срединно-сосочковую линию МРТ и/или поперечную линию P; базовые точки O и/или O' и точки на поверхности зубов B. Проводят через центр резцового сосочка перпендикулярно линии R, в месте пересечения указанных линий отмечают базовую точку O. Линию P проводят через небные ямки перпендикулярно линии R и на середине расстояния между небными ямками на линии P наносят базовую точку O'. Проецируют на гипсовую диагностическую модель нижней челюсти диагностические линии: Rн, МРТн и/или Рн, базовые точки Он и/или O'н, наносят точки на поверхности зубов Вн. Измеряют ширину четырех резцов верхней челюсти, находят их сумму и получают параметр «сумма ширины резцов». Фотографируют модели верхней и/или нижней челюсти с линейкой цифровым фотоаппаратом, укрепленным на штативе. Электронные фотографии моделей вводят в компьютер. Выводят на экран изображение цифровой модели верхней и/или нижней челюсти. По цифровой модели вводят данные расстояний от стабильной базовой точки до точки B и/или Вн каждого зуба. Программа на основе этих данных строит схему реальной дуги зубного ряда пациента. Затем вводят в программу параметр «Сумма ширины резцов», по которому программа строит схему одной из четырех вариантов нормодуг: вариант 1 «Сумма ширины резцов» - 26,0-28,0 мм, вариант 2 - 28,1-30,0 мм, вариант 3 - 30,1-32,0 мм, вариант 4 - 32,1-34,0 мм. Виртуально сопоставляют схему нормодуги и реальной дуги пациента, причем сопоставление происходит по выбранной стабильной базовой точке и точкам B и/или Вн на поверхности зубов, которые располагаются на схеме реальной дуги зубного ряда пациента и схеме нормодуги в идентичных областях. Выводят схемы на экран компьютера в виде дуг различного цвета. В результате сравнения получают изображение положения точки B и/или Вн каждого зуба реальной дуги в сравнении с нормативным положением с показом направления перемещения Z реального зуба и величины планируемого перемещения d до достижения нормы. Способ за счет компьютерного наложения рассчитанных нормодуг на зубную дугу пациента, сравнения параметров направления перемещения и величины перемещения каждого зуба в двух плоскостях и на всех этапах ортодонтического лечения позволяет улучшить качество диагностики и ортодонтического лечения, определить направление и величину планируемого перемещения каждого зуба на челюсти для получения планируемого результата, оценить качество проведенного ортодонтического лечения. 2 з.п. ф-лы, 5 ил., 2 табл., 2 пр.

Устройство для подографии // 2538634

Изобретение относится к медицинской технике и предназначено для определения временных характеристик ходьбы или бега человека и животных. Возможно использование устройства в охранной сигнализации. Для повышения помехоустойчивости и снижения мощности излучения при бесконтактной регистрации биомеханических параметров в устройство, содержащее датчик опоры, выполненный в виде диэлектрического основания с нанесенным на обе горизонтальные поверхности диэлектрического основания сплошным проводящим покрытием, генератор и регистратор, введен детектор, подключенный к выходу генератора. 4 ил.

Способ определения восстановления фонетической функции после протезирования зубов // 2545418

Изобретение относится к медицине, в частности к ортопедической стоматологии, логопедии. Проводят компьютерный анализ речевого материала пациента. Определяют частоту звука в норме для фонемы, выбранной из группы: «с», «ц» и «ф», частоту того же звука у пациента до протезирования, частоту того же звука после протезирования. После протезирования рассчитывают фонетический показатель реабилитации (ФПР) по математической формуле. При ФПР больше единицы определяют успешную фонетическую адаптацию пациента к зубному протезу по данной фонеме. Способ позволяет повысить точность оценки качества проведенного стоматологического вмешательства/коррекции в таком аспекте, как речеобразование, по трем фонемам «с», «ц» и «ф» за счет использования компьютерного анализа речевого материала пациента и математической обработки полученных данных. 3 ил., 1 пр.

Способ оценки степени асимметрии тазового кольца на постуральных рентгенограммах // 2547250

Изобретение относится к медицине, рентгенодиагностике, мануальной терапии, остеопатии, спортивной медицине, ортопедии и может быть использовано для количественного определения степени асимметрии тазового кольца. Осуществляют построение горизонтальных касательных к гребням правой и левой подвздошных костей, строят вертикаль из середины базиса крестца и проводят вертикальные касательные к наиболее выступающим латерально точкам крыльев подвздошных костей правой и левой половины таза до их пересечения с горизонтальными касательными к гребням подвздошных костей. Затем строят прямоугольные треугольники, углами которых служат наиболее латеральные точки крыльев подвздошных костей и точки пересечения горизонтальных касательных к гребням подвздошных костей с вертикалью из середины базиса крестца и с вертикальными касательными к крыльям подвздошных костей. Определяют степень асимметрии тазового кольца по величине коэффициента асимметрии таза (КАТ), определяемого по соотношению площадей большего прямоугольного треугольника к меньшему. При этом в случае отсутствия асимметрии с обеих сторон величина КАТ равна 1,0. Способ обеспечивает высокую информативность оценки степени асимметрии тазового кольца на постуральных рентгенограммах в плоскостях горизонтальной и сагиттальной, что позволяет как сравнивать пациентов между собой в количественном плане по степени их асимметрии, так и оценивать результаты лечения. 2 ил., 3 пр., 1 табл.

Способ оценки результатов реабилитационных мероприятий у больных с последствиями геморрагического инсульта или ампутационными культями нижних конечностей после протезирования // 2547611

Изобретение относится к области медицины, в частности к реабилитологии, и может быть использовано для комплексной оценки результатов реабилитационных мероприятий у больных с последствиями геморрагического инсульта или с ампутационными культями нижних конечностей после протезирования, а также мониторинга. Осуществляют измерение массы больного, для чего он становится одновременно на двух весах, на каждых из которых он стоит одной стопой. Затем вычисляют разницу между значениями правой и левой стоп. При отсутствии разницы оценивают результат как отличный, при разнице между значениями показателей от 1% до 5% - как хороший результат, при разнице между значениями показателей от 6% до 10% - как удовлетворительный результат и при разнице между значениями показателей более 10% - как неудовлетворительный результат. Способ позволяет повысить точность определения распределения массы человека на подошвенные поверхности стоп за счет инструментальных измерений разницы между значениями правой и левой стоп. 1 пр.

Способ стабилометрического исследования мышечной координации при регуляции вертикальной стойки человека // 2547991

Изобретение относится к спортивной медицине, лечебной физической культуре, физической реабилитации, в частности позволяет выяснить особенности координации мышечных напряжений человека при регулировании вертикального положения. Проводят стабилометрическое исследование путем сочетанного исследования внутримышечной и межмышечной координации. При этом в качестве показателя внутримышечной координации регуляции вертикальной стойки человека определяют уровень согласованных внутримышечных процессов напряжений и релаксаций, за который принимают среднее значение кросс-амплитудно-частотных характеристик (кросс-АЧХ3 max vertical) 1-го, 2-го, 3-го максимумов амплитудно-частотных характеристик по вертикальной составляющей спектрального анализа девиаций общего центра давления, (кг*Гц)^1/2. В качестве показателя межмышечной координации регуляции вертикальной стойки человека определяют уровень мышечной синергии, выраженный через отношение показателя функции равновесия (ПФР), усл.ед., к упомянутому показателю внутримышечной координации регуляции вертикальной стойки человека, (кг*Гц)^1/2. Способ позволяет получить количественную меру внутримышечной и межмышечной координации при регулировании вертикального баланса тела. 1 табл., 1 пр.

Способ стабилометрического исследования нервной регуляции вертикальной стойки человека // 2547992

Изобретение относится к спортивной медицине, лечебной физической культуре, физической реабилитации, позволяет выяснить реакцию нервной системы на способности человека сохранять вертикальное положение. Способ заключается в измерении средней скорости общего центра давления (ОЦД) обследуемого на стабилометрическую платформу, расчете показателя функции равновесия (ПФР) и среднего значения кросс-амплитудно-частотных характеристик 1-го, 2-го, 3-го максимумов спектрального анализа во фронтальной и сагиттальной плоскостях (кросс-АЧХ6 max horizontal) девиаций общего центра давления (ОЦД) при стабилометрическом обследовании. В качестве показателя, характеризующего нервную регуляцию вертикальной стойки, используют длительность нервной регуляции вертикальной стойки, усл.мс, которую определяют в виде отношения показателя функции равновесия, усл.ед., к показателю среднего значения кросс-АЧХ6 max horizontal, (мм*Гц)^1/2. Способ позволяет получить количественную меру управления со стороны нервной системы человека в поддержании вертикального баланса тела. 1 пр., 1 табл.

Способ выбора варианта ортодонтического лечения с удалением и без удаления отдельных зубов // 2547998

Изобретение относится к медицине, а именно к ортодонтической стоматологии, и может быть использовано для мануального и компьютерного анализа диагностических моделей при биометрической диагностике и выбора варианта ортодонтического лечения с удалением и без удаления зубов. На гипсовую диагностическую модель верхней челюсти наносят линию по срединно-сагиттальному шву R, поперечную срединно-сосочковую линию МРТ через центр резцового сосочка, перпендикулярно срединному небному шву R. Наносят отметки на середину дистальной аппроксимальной поверхности первых премоляров D14 и D24. Опускают из них перпендикуляры на линию МРТ и получают точки K14 и K24. Измеряют линии D14-K14 и D24-K24. Измеряют ширину четырех резцов верхней челюсти. Находят их сумму и получают параметр «сумма ширины резцов», по которому выбирают вариант нормодуги: вариант 1 при «сумме ширины резцов» 26,0-28,0 мм; вариант 2 - 28,1-30,0 мм; вариант 3 - 30,1-32,0 мм; вариант 4 - 32, 1 - 34,0 мм. По выбранному варианту находят в таблице значение нормативного расстояния Dнорм/Kнорм до линии МРТ. Сравнивают фактическое расстояние D14-K14 и D24-K24 с нормативным расстоянием Dнорм/Kнорм первых премоляров и находят величину мезиального смещения как разность между ними. Измеряют мезиодистальный размер первых премоляров как расстояние между точкой D и точкой M на середине мезиальной аппроксимальной поверхности первого премоляра и при величине мезиального смещения одного или обоих первых премоляров, меньшего его мезиодистального размера на величину от 1/3 до 1/2 при имеющемся оральном смещении одного или обоих первых премоляров, выбирают компенсацию за счет расширения зубной дуги в трансверзальной плоскости без удаления зубов. При величине мезиального смещения одного или обоих первых премоляров, равной или большей величины мезиодистального размера соответствующего зуба, выбирают удаление первых премоляров с дистализацией клыков. При величине мезиального смещения одного или обоих первых премоляров меньше мезиодистального размера соответствующего зуба от 1/2 до 2/3 и нормального соотношения этих зубов в трансверсальной плоскости по отношению к срединно-сагиттальному шву выбирают удаление вторых премоляров либо третьих моляров. Способ позволяет точно определить наличие мезиального сдвига зубов боковой группы и конкретизировать показания к удалению зубов или проведению ортодонтического лечения без удаления зубов, повысить качество и сократить сроки ортодонтического лечения. 4 ил., 1 табл., 3 пр.