[go: up one dir, main page]

RU2531689C1 - Способ мониторинга двигательной нагрузки человека и стелька, предназначенная для его осуществления - Google Patents

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

Info

Publication number
RU2531689C1
RU2531689C1 RU2013110572/14A RU2013110572A RU2531689C1 RU 2531689 C1 RU2531689 C1 RU 2531689C1 RU 2013110572/14 A RU2013110572/14 A RU 2013110572/14A RU 2013110572 A RU2013110572 A RU 2013110572A RU 2531689 C1 RU2531689 C1 RU 2531689C1
Authority
RU
Russia
Prior art keywords
weight
person
force sensors
determined
signals
Prior art date
Application number
RU2013110572/14A
Other languages
English (en)
Other versions
RU2013110572A (ru
Inventor
Михаил Семенович Рубин
Игорь Леонидович Мисюченко
Олег Михайлович ГЕРАСИМОВ
Евгений Львович Соколов
Original Assignee
Общество С Ограниченной Ответственностью "Хилби"
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Priority to RU2013110572/14A priority Critical patent/RU2531689C1/ru
Application filed by Общество С Ограниченной Ответственностью "Хилби" filed Critical Общество С Ограниченной Ответственностью "Хилби"
Priority to PCT/RU2014/000137 priority patent/WO2014137244A1/ru
Priority to EP14760794.9A priority patent/EP2966423A4/en
Priority to MYPI2015702959A priority patent/MY178944A/en
Priority to CN201480012504.3A priority patent/CN105229432B/zh
Priority to JP2015561305A priority patent/JP6448559B2/ja
Priority to KR1020157026951A priority patent/KR101833604B1/ko
Publication of RU2013110572A publication Critical patent/RU2013110572A/ru
Application granted granted Critical
Publication of RU2531689C1 publication Critical patent/RU2531689C1/ru
Priority to US14/832,002 priority patent/US10070682B2/en
Priority to HK16107759.8A priority patent/HK1219774A1/zh
Priority to US16/103,539 priority patent/US20190014855A1/en

Links

Images

Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A43—FOOTWEAR
    • A43B—CHARACTERISTIC FEATURES OF FOOTWEAR; PARTS OF FOOTWEAR
    • A43B3/00—Footwear characterised by the shape or the use
    • A43B3/34—Footwear characterised by the shape or the use with electrical or electronic arrangements
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/103—Measuring devices for testing the shape, pattern, colour, size or movement of the body or parts thereof, for diagnostic purposes
    • A61B5/1036—Measuring load distribution, e.g. podologic studies
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/103—Measuring devices for testing the shape, pattern, colour, size or movement of the body or parts thereof, for diagnostic purposes
    • A61B5/11—Measuring movement of the entire body or parts thereof, e.g. head or hand tremor or mobility of a limb
    • A61B5/1118—Determining activity level
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/68—Arrangements of detecting, measuring or recording means, e.g. sensors, in relation to patient
    • A61B5/6801—Arrangements of detecting, measuring or recording means, e.g. sensors, in relation to patient specially adapted to be attached to or worn on the body surface
    • A61B5/6802—Sensor mounted on worn items
    • A61B5/6804—Garments; Clothes
    • A61B5/6807—Footwear
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01G—WEIGHING
    • G01G19/00—Weighing apparatus or methods adapted for special purposes not provided for in the preceding groups
    • G01G19/44—Weighing apparatus or methods adapted for special purposes not provided for in the preceding groups for weighing persons
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01G—WEIGHING
    • G01G19/00—Weighing apparatus or methods adapted for special purposes not provided for in the preceding groups
    • G01G19/44—Weighing apparatus or methods adapted for special purposes not provided for in the preceding groups for weighing persons
    • G01G19/50—Weighing apparatus or methods adapted for special purposes not provided for in the preceding groups for weighing persons having additional measuring devices, e.g. for height
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01G—WEIGHING
    • G01G19/00—Weighing apparatus or methods adapted for special purposes not provided for in the preceding groups
    • G01G19/52—Weighing apparatus combined with other objects, e.g. furniture
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01G—WEIGHING
    • G01G3/00—Weighing apparatus characterised by the use of elastically-deformable members, e.g. spring balances
    • G01G3/12—Weighing apparatus characterised by the use of elastically-deformable members, e.g. spring balances wherein the weighing element is in the form of a solid body stressed by pressure or tension during weighing
    • G01G3/14—Weighing apparatus characterised by the use of elastically-deformable members, e.g. spring balances wherein the weighing element is in the form of a solid body stressed by pressure or tension during weighing measuring variations of electrical resistance

Landscapes

  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Physics & Mathematics (AREA)
  • General Physics & Mathematics (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • Biophysics (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • Heart & Thoracic Surgery (AREA)
  • Medical Informatics (AREA)
  • Molecular Biology (AREA)
  • Surgery (AREA)
  • Pathology (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • Dentistry (AREA)
  • Oral & Maxillofacial Surgery (AREA)
  • Physiology (AREA)
  • Microelectronics & Electronic Packaging (AREA)
  • Footwear And Its Accessory, Manufacturing Method And Apparatuses (AREA)
  • Measurement Of The Respiration, Hearing Ability, Form, And Blood Characteristics Of Living Organisms (AREA)
  • Physical Education & Sports Medicine (AREA)

Abstract

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.

Description

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=KW·FW,
где: KW - калибровочный коэффициент, который определяют при ходьбе с темпом до 60 шагов в минуту для данного человека с известным весом;
FW - усредненное значение силы давления стоп за один цикл ходьбы, причем:
FW=(F1max+F2max)/2,
где: F1max - максимальное значение суммы сил давления стопы, зарегистрированных всеми датчиками силы одной стельки;
F2max - 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=KW·FW·(1010-1,2·V-0,026·V2)·0,001,
где: KW - калибровочный коэффициент, который определяют при ходьбе с темпом до 60 шагов в минуту для данного человека с известным весом;
FW - усредненное значение силы давления стоп за один цикл ходьбы, причем:
FW=(F1max+F2max)/2,
где: F1max - максимальное значение суммы сил давления стопы, зарегистрированных всеми датчиками силы одной стельки;
F2max - 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=KR·FR·(1090-4,4·V-0,045·V2)·0,001,
где: KR - калибровочный коэффициент, который определяют во время бега для данного человека с известным весом;
FR - усредненное значение силы давления стоп за один цикл бега, причем:
FR=(F1max+F2max)/2,
где: F1max - максимальное значение суммы сил давления стопы, зарегистрированных всеми датчиками силы одной стельки;
F2max - 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=KS·FS,
где: KS - калибровочный коэффициент, который определяют во время стояния для данного человека с известным весом;
FS - усредненное значение силы давления стоп за период стояния, причем:
FS=(F1max+F2max)/2,
где: F1max - максимальное значение суммы сил давления стопы, зарегистрированных всеми датчиками силы одной стельки;
F2max - максимальное значение суммы сил давления стопы, зарегистрированных всеми датчиками силы другой стельки.
В частности двигательная нагрузка при ходьбе EW может быть определена по формуле:
Figure 00000001
где: i - номер временного интервала с видом двигательной активности "ходьба";
w - число временных интервалов с видом двигательной активности "ходьба";
Pi - вес человека, включая вес носимого им отягощения, зафиксированный в течение i-го временного интервала, в кг;
Ti - длительность i-го временного интервала, в минутах;
eW - удельные затраты энергии на двигательную активность при ходьбе, в ккал на кг веса в минуту, определяемые по формуле:
eW=kper·(25-0,13·V+0,022·V2+0,00038·V3+0,0000021·V4),
где: kper - индивидуальный коэффициент, определяемый предварительно для
конкретного человека;
V - число шагов в минуту.
B частности, двигательная нагрузка при беге ER может быть определена по формуле:
E R = e r ∑ i = 1 r P i ⋅ T i
Figure 00000002
 ,
где: i - номер временного интервала с видом двигательной активности "бег";
r - число временных интервалов с видом двигательной активности "бег";
Pi - вес человека, включая вес носимого им отягощения, зафиксированный в течение i-го временного интервала, в кг;
Ti - длительность i-го временного интервала, в минутах;
eR - удельные затраты энергии на двигательную активность при беге, в ккал на кг веса в минуту, определяемые по формуле:
eR=kper·(73-2,2·V+0,051·V2+0,000335·V3+0,00000077·V4),
где: kper - индивидуальный коэффициент, определяемый предварительно для конкретного человека;
V - число шагов в минуту.
B частности, двигательная нагрузка при стоянии Es может быть определена по формуле:
E S = e S ∑ i = 1 s P i ⋅ T i
Figure 00000003
 ,
где: i - номер временного интервала с видом двигательной активности "стояние";
s - число временных интервалов с видом двигательной активности "стояние";
Pi - вес человека, включая вес носимого им отягощения, зафиксированный в течение i-го временного интервала, в кг;
Ti - длительность i-го временного интервала, в минутах;
eS - удельные затраты энергии на двигательную активность при стоянии, в ккал на кг веса в минуту, определяемые по формуле:
eS-kper·25,
где kper - 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 TL).
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 TD.
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=KS·FS,
где: KS - калибровочный коэффициент, который определяют во время стояния для данного человека с известным весом;
FS - усредненное значение силы давления стоп при стоянии. Может определяться за определенный период времени, например, за период времени от 5 с до 10 с, причем:
FS=(F1max+F2max)/2,
где: F1max - максимальное значение суммы сил давления стопы, зарегистрированных всеми датчиками силы одной стельки;
F2max - максимальное значение суммы сил давления стопы, зарегистрированных всеми датчиками силы другой стельки.
Калибровочный коэффициент KS, 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=KW·FW,
где: KW - калибровочный коэффициент, который определяют при ходьбе с темпом до 60 шагов в минуту для данного человека с известным весом;
FW - усредненное значение силы давления стоп за один цикл ходьбы, причем:
FW=(F1max+F2max)/2,
где: F1max - максимальное значение суммы сил давления стопы, зарегистрированных всеми датчиками силы одной стельки;
F2max - 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=KW·FW·(1010-1,2·V-0,026·V2)·0,001,
где: KW - калибровочный коэффициент, который определяют при ходьбе с темпом до 60 шагов в минуту для данного человека с известным весом;
FW - усредненное значение силы давления стоп за один цикл ходьбы, причем:
FW=(F1max+F2max)/2,
где: F1max - максимальное значение суммы сил давления стопы, зарегистрированных всеми датчиками силы одной стельки;
F2max - максимальное значение суммы сил давления стопы, зарегистрированных всеми датчиками силы другой стельки;
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=KR·FR·(1090-4,4·V-0,045·V2)·0,001,
где: KR - калибровочный коэффициент, который определяют в процессе бега для данного человека с известным весом;
FR - усредненное значение силы давления стоп за один цикл бега, причем:
FR=(F1max+F2max)/2,
где: F1max - максимальное значение суммы сил давления стопы, зарегистрированных всеми датчиками силы одной стельки;
F2max - максимальное значение суммы сил давления стопы, зарегистрированных всеми датчиками силы другой стельки;
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 EW определяют по формуле:
E W = e W ∑ i = 1 w P i ⋅ T i
Figure 00000004
где: i - номер временного интервала с видом двигательной активности "ходьба";
w - число временных интервалов с видом двигательной активности "ходьба";
Pi - вес человека, включая вес носимого им отягощения, зафиксированный в течение i-го временного интервала, в кг;
Ti - длительность i-го временного интервала, в минутах;
eS - удельные затраты энергии на двигательную активность при ходьбе, в ккал на кг веса в минуту, определяемые по формуле:
eW=kper·(25-0,13·V+0,022·V2+0,00038·V3+0,0000021·V4),
где: kper - индивидуальный коэффициент, определяемый предварительно для конкретного человека;
V - число шагов в минуту при данном темпе ходьбы.
Коэффициент kper 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 kper 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 ER может быть определена по формуле:
E R = e R ∑ i = 1 r P i ⋅ T i
Figure 00000005
 ,
где: i - номер временного интервала с видом двигательной активности "бег";
r - число временных интервалов с видом двигательной активности "бег";
Pi - вес человека, включая вес носимого им отягощения, зафиксированный в течение i-го временного интервала, в кг;
Ti - длительность i-го временного интервала, в минутах;
eR - удельные затраты энергии на двигательную активность при беге, в ккал на кг веса в минуту, определяемые по формуле:
eR=kper·(73-2,2·V+0,051·V2+0,000335·V3+0,00000077·V4),
где: kper - индивидуальный коэффициент, определяемый предварительно для конкретного человека;
V - число шагов в минуту при данном темпе бега.
Двигательная нагрузка человека при стоянии ES может быть определена по формуле:
E S = e S ∑ i = 1 s P i ⋅ T i
Figure 00000006
где: i - номер временного интервала с видом двигательной активности "стояние";
s - число временных интервалов с видом двигательной активности "стояние";
Pi - вес человека, включая вес носимого им отягощения, зафиксированный в течение i-го временного интервала, в кг;
Ti - длительность i-го временного интервала, в минутах;
eS - удельные затраты энергии на двигательную активность при стоянии, в ккал на кг веса в минуту, определяемые по формуле:
eS=kper·25,
где kper - 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 TL).
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 TD.
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.

Claims (14)

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=KW·FW,
где: KW - калибровочный коэффициент, который определяют при ходьбе с темпом до 60 шагов в минуту для данного человека с известным весом;
FW - усредненное значение силы давления стоп за один цикл ходьбы, причем:
FW=(F1max+F2max)/2,
где: F1max - максимальное значение суммы сил давления стопы, зарегистрированных всеми датчиками силы одной стельки;
F2max - 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=KW·FW·(1010-1,2·V-0,026·V2)·0,001,
где: KW - калибровочный коэффициент, который определяют при ходьбе с темпом до 60 шагов в минуту для данного человека с известным весом;
FW - усредненное значение силы давления стоп за один цикл ходьбы, причем:
FW=(F1max+F2max)/2,
где: F1max - максимальное значение суммы сил давления стопы, зарегистрированных всеми датчиками силы одной стельки;
F2max - 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=KR·FR·(1090-4,4·V-0,045·V2)·0,001,
где: KR - калибровочный коэффициент, который определяют во время бега для данного человека с известным весом;
FR - усредненное значение силы давления стоп за один цикл бега, причем:
FR=(F1max+F2max)/2,
где: F1max - максимальное значение суммы сил давления стопы, зарегистрированных всеми датчиками силы одной стельки;
F2max - 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=KS·FS,
где: KS - калибровочный коэффициент, который определяют во время стояния для данного человека с известным весом;
FS - усредненное значение силы давления стоп при стоянии, причем:
FS=(F1max+F2max)/2,
где: F1max - максимальное значение суммы сил давления стопы, зарегистрированных всеми датчиками силы одной стельки;
F2max - максимальное значение суммы сил давления стопы, зарегистрированных всеми датчиками силы другой стельки.
9. Способ по п.1, при котором двигательную нагрузку при ходьбе EW определяют по формуле:
Figure 00000007

где: i - номер временного интервала с видом двигательной активности "ходьба";
w - число временных интервалов с видом двигательной активности "ходьба";
Pi - вес человека, включая вес носимого им отягощения, зафиксированный в течение i-то временного интервала, в кг;
Ti - длительность i-го временного интервала, в минутах;
eW - удельные затраты энергии на двигательную активность при ходьбе, в ккал на кг веса в минуту, определяемые по формуле:
eW=kper·(25-0,13·V+0,022·V2+0,00038·V3+0,0000021-V4),
где: kper - индивидуальный коэффициент, определяемый предварительно для конкретного человека;
V - число шагов в минуту.
10. Способ по п.1, при котором двигательную нагрузку при беге ER определяют по формуле:
E R = e R ∑ i = 1 r P i ⋅ T i
Figure 00000008
 ,
где: i - номер временного интервала с видом двигательной активности "бег";
r - число временных интервалов с видом двигательной активности "бег";
Pi - вес человека, включая вес носимого им отягощения, зафиксированный в течение i-го временного интервала, в кг;
Ti - длительность i-го временного интервала, в минутах;
eR - удельные затраты энергии на двигательную активность при беге, в ккал на кг веса в минуту, определяемые по формуле:
eR=kper·(73-2,2·V+0,051·V2+0,000335·V3+0,00000077·V4),
где: kper - индивидуальный коэффициент, определяемый предварительно для конкретного человека;
V - число шагов в минуту.
11. Способ по п.1, при котором двигательную нагрузку при стоянии ES определяют по формуле:
E S = e S ∑ i = 1 S P i ⋅ T i
Figure 00000009
 ,
где: i - номер временного интервала с видом двигательной активности "стояние";
s - число временных интервалов с видом двигательной активности "стояние";
Pi - вес человека, включая вес носимого им отягощения, зафиксированный в течение i-го временного интервала, в кг;
Ti - длительность i-го временного интервала, в минутах;
eS - удельные затраты энергии на двигательную активность при стоянии, в ккал на кг веса в минуту, определяемые по формуле:
eS=kper·25,
где kper - 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.
RU2013110572/14A 2013-03-05 2013-03-05 Способ мониторинга двигательной нагрузки человека и стелька, предназначенная для его осуществления RU2531689C1 (ru)

Priority Applications (10)

Application Number Priority Date Filing Date Title
RU2013110572/14A RU2531689C1 (ru) 2013-03-05 2013-03-05 Способ мониторинга двигательной нагрузки человека и стелька, предназначенная для его осуществления
EP14760794.9A EP2966423A4 (en) 2013-03-05 2014-03-04 Method for monitoring an individual's motor load and insole for the implementation thereof
MYPI2015702959A MY178944A (en) 2013-03-05 2014-03-04 Method for monitoring human motor stress and insole for implementing thereof
CN201480012504.3A CN105229432B (zh) 2013-03-05 2014-03-04 用于监测人体运动负荷的方法以及实施该方法的鞋垫
PCT/RU2014/000137 WO2014137244A1 (ru) 2013-03-05 2014-03-04 Способ мониторинга двигательной нагрузки человека и стелька, предназначенная для его осуществления
JP2015561305A JP6448559B2 (ja) 2013-03-05 2014-03-04 個人の運動負荷の監視方法およびこれを実装するためのインソール
KR1020157026951A KR101833604B1 (ko) 2013-03-05 2014-03-04 사람의 운동 하중을 모니터링하기 위한 방법 및 이러한 방법을 실행하기 위한 인솔
US14/832,002 US10070682B2 (en) 2013-03-05 2015-08-21 Method for monitoring an individual's motor load and insole for the implementation thereof
HK16107759.8A HK1219774A1 (zh) 2013-03-05 2016-07-05 用於監測人體運動負荷的方法以及實施該方法的鞋墊
US16/103,539 US20190014855A1 (en) 2013-03-05 2018-08-14 Method for monitoring an individual's motor load and insole for the implementation thereof

Applications Claiming Priority (1)

Application Number Priority Date Filing Date Title
RU2013110572/14A RU2531689C1 (ru) 2013-03-05 2013-03-05 Способ мониторинга двигательной нагрузки человека и стелька, предназначенная для его осуществления

Publications (2)

Publication Number Publication Date
RU2013110572A RU2013110572A (ru) 2014-09-10
RU2531689C1 true RU2531689C1 (ru) 2014-10-27

Family

ID=51491663

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
RU2013110572/14A RU2531689C1 (ru) 2013-03-05 2013-03-05 Способ мониторинга двигательной нагрузки человека и стелька, предназначенная для его осуществления

Country Status (9)

Country Link
US (2) US10070682B2 (ru)
EP (1) EP2966423A4 (ru)
JP (1) JP6448559B2 (ru)
KR (1) KR101833604B1 (ru)
CN (1) CN105229432B (ru)
HK (1) HK1219774A1 (ru)
MY (1) MY178944A (ru)
RU (1) RU2531689C1 (ru)
WO (1) WO2014137244A1 (ru)

Cited By (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
RU2775560C1 (ru) * 2021-08-23 2022-07-04 Общество С Ограниченной Ответственностью "Симмед" Одноразовые бахилы с токопроводящими вставками

Families Citing this family (26)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
TW201509381A (zh) * 2013-09-05 2015-03-16 Homeway Technology Co Ltd 足部矯正服務系統
US10096383B2 (en) 2015-11-24 2018-10-09 International Business Machines Corporation Performing a health analysis using a smart floor mat
US10339352B2 (en) * 2016-06-03 2019-07-02 Hand Held Products, Inc. Wearable metrological apparatus
US12225979B2 (en) 2016-08-18 2025-02-18 Sigmasense, Llc. Variable sampling rate within a foot force detection system
US12194344B2 (en) 2016-08-18 2025-01-14 Sigmasense, Llc. Plurality of layers of pressure sensors within a foot force detection system
US12121773B2 (en) 2016-08-18 2024-10-22 Sigmasense, Llc. Personal athlete monitoring system
US12226674B2 (en) 2016-08-18 2025-02-18 Sigmasense, Llc. Power harvesting in a foot force detection system
US12181352B2 (en) 2021-06-03 2024-12-31 Sigmasense, Llc. Insole XYZ force detection system
US12207703B2 (en) 2016-08-18 2025-01-28 Sigmasense, Llc. Shoe to shoe communication within a foot force detection system
US10213134B2 (en) * 2016-08-18 2019-02-26 Timothy W. Markison Wireless in-shoe physical activity monitoring implementation
AT518546B1 (de) 2016-09-27 2017-11-15 Stapptronics Gmbh Einlegesohle oder Schuhsohle
JP2020518296A (ja) * 2017-01-04 2020-06-25 インターリンク エレクトロニクス，インコーポレイテッド マルチモーダルセンサフュージョンプラットフォーム
JP7014495B2 (ja) * 2017-03-22 2022-02-01 ムネカタ株式会社 発電インソール
IT201700053883A1 (it) * 2017-05-18 2018-11-18 Luciano Farina Sistema per la rilevazione, l'acquisizione e la visualizzazione della forza di carico esercitata dagli arti inferiori di un individuo.
KR102064563B1 (ko) * 2017-07-28 2020-01-09 충남대학교산학협력단 착용자의 보행 상태를 판단하는 스마트 슈즈 시스템
US11298079B2 (en) 2017-07-31 2022-04-12 The Industry & Academic Cooperation In Chungnam National University (Iac) Smart shoe system for calculating energy expenditure
US20190304331A1 (en) * 2018-03-28 2019-10-03 Embry Tech, Inc. Electronic biometric monitoring
KR102235328B1 (ko) 2018-08-29 2021-04-01 재단법인 실감교류인체감응솔루션연구단 양발의 움직임 측정 장치 및 양발의 움직임 측정을 위한 햅틱 휴먼 인터페이스 장치
WO2020240750A1 (ja) * 2019-05-29 2020-12-03 日本電気株式会社 情報処理装置、個人識別装置、個人識別システム、情報処理方法及び記憶媒体
KR102269535B1 (ko) 2019-06-17 2021-06-25 가톨릭관동대학교산학협력단 자동화된 작업 하중 평가 장치 및 그 방법
TWI749343B (zh) * 2019-07-23 2021-12-11 緯創資通股份有限公司 穿戴式裝置以及操作方法
CN111504433A (zh) * 2020-04-23 2020-08-07 永康龙飘传感科技有限公司 一种用于评估移动时动物的体重的方法及装置
US20220022590A1 (en) * 2020-07-22 2022-01-27 LaChelle Sanders Customizable Footwear
IT202000019315A1 (it) * 2020-08-05 2022-02-05 Univ Bologna Alma Mater Studiorum Sistema e metodo per la valutazione del rischio biomeccanico da movimentazione manuale di carichi
CN114098695A (zh) * 2020-08-27 2022-03-01 华为技术有限公司 人体成分检测的方法、系统、电子设备及存储介质
KR20240148231A (ko) 2023-04-03 2024-10-11 주식회사 알타핏 발의 아치를 효과적으로 지지하고, 족저근막의 손상을 방지하며, 족부에 가해지는 충격을 흡수하는 효과 및 족부 마사지 효과를 극대화하는 인솔 어셈블리

Citations (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
FR2873281A1 (fr) * 2004-07-26 2006-01-27 Roya Khosravi Chaussure equipee d'un ensemble de dispositifs de mesure, de calcul et d'affichage informatises permettant le calcul et l'affichage des informations pertinentes concernant une activite physique
RU103064U1 (ru) * 2010-06-15 2011-03-27 Олександр Олександрович Степанов Стелька с измерительными весами для обуви
US20120253234A1 (en) * 2009-09-03 2012-10-04 Ming Young Biomedical Corp. System and method for analyzing gait using fabric sensors

Family Cites Families (33)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
DE3405081A1 (de) * 1984-02-13 1985-08-14 Puma-Sportschuhfabriken Rudolf Dassler Kg, 8522 Herzogenaurach Sportschuh fuer laufdisziplinen und verfahren zur informationsabgabe und/oder zum informationsaustausch ueber bewegungsablaeufe bei laufdisziplinen
JPS60213840A (ja) * 1984-04-09 1985-10-26 Matsushita Electric Works Ltd 荷重センサ−付履物
DE3505521A1 (de) * 1985-02-18 1986-08-21 Puma-Sportschuhfabriken Rudolf Dassler Kg, 8522 Herzogenaurach Anlage zur ermittlung der bewegungsablaeufe bei laufdisziplinen
JPH0614803A (ja) * 1991-12-16 1994-01-25 Hidekazu Takahashi 運動情報を収集する運動靴
US5925001A (en) * 1994-04-11 1999-07-20 Hoyt; Reed W. Foot contact sensor system
US5885229A (en) * 1995-07-19 1999-03-23 Nippon Telegraph & Telephone Corp. Walking pattern processing method and system for embodying the same
US6183425B1 (en) * 1995-10-13 2001-02-06 The United States Of America As Represented By The Administrator Of The National Aeronautics And Space Administration Method and apparatus for monitoring of daily activity in terms of ground reaction forces
CA2199458C (en) * 1997-03-07 2000-06-27 Tien-Tsai Huang Electronic step counting shoe
US6898550B1 (en) * 1997-10-02 2005-05-24 Fitsense Technology, Inc. Monitoring activity of a user in locomotion on foot
DE69921040T2 (de) * 1998-02-25 2006-03-09 Koninklijke Philips Electronics N.V. Verfahren und system zur leistungsmessung während einer übungsaktivität
IT1313874B1 (it) 1999-11-15 2002-09-24 Saad Jabir Dispositivo atto a rilevare le forze che si sviluppano sotto il piede.
US20080167580A1 (en) * 2005-04-05 2008-07-10 Andante Medical Devices Ltd. Rehabilitation System
CN101317189A (zh) * 2005-11-28 2008-12-03 三星电子株式会社 锻炼管理功能提供系统和方法
US7878990B2 (en) * 2006-02-24 2011-02-01 Al-Obaidi Saud M Gait training device and method
US8055469B2 (en) * 2006-03-03 2011-11-08 Garmin Switzerland Gmbh Method and apparatus for determining the attachment position of a motion sensing apparatus
JP2007300951A (ja) * 2006-05-08 2007-11-22 Mitsubishi Electric Corp 健康状態測定装置及び健康管理システム
KR100792327B1 (ko) 2007-02-09 2008-01-07 강병식 체중이동 표시기능을 갖는 골프화
WO2009059134A1 (en) * 2007-11-02 2009-05-07 The Research Foundation Of State University Of New York Weight monitoring apparatus, weight monitoring system, and related methods thereof
CN103356169B (zh) * 2007-12-27 2015-07-22 国立大学法人筑波大学 重心位置检测装置以及具有该重心位置检测装置的装戴式动作辅助装置
US7921716B2 (en) * 2008-03-20 2011-04-12 University Of Utah Research Foundation Method and system for measuring energy expenditure and foot incline in individuals
US8639455B2 (en) * 2009-02-09 2014-01-28 Alterg, Inc. Foot pad device and method of obtaining weight data
US20110054359A1 (en) * 2009-02-20 2011-03-03 The Regents of the University of Colorado , a body corporate Footwear-based body weight monitor and postural allocation, physical activity classification, and energy expenditure calculator
CN101569528A (zh) * 2009-05-31 2009-11-04 天津工业大学 步态测量装置
CN101589860B (zh) * 2009-06-23 2011-06-15 中国科学院合肥物质科学研究院 基于柔性阵列压力传感器的健康监测运动鞋及其健康监测的方法
US8744783B2 (en) * 2009-08-27 2014-06-03 The United States Of America As Represented By The Secretary Of The Navy System and method for measuring power generated during legged locomotion
US8467979B2 (en) * 2009-10-08 2013-06-18 Alluvial Joules, Inc. Intelligent sport shoe system
CN101869481B (zh) * 2010-07-02 2011-08-17 北京积水潭医院 一种医用智能测试调节负重量的鞋垫
CN106418870B (zh) * 2011-02-07 2019-10-22 新平衡运动公司 用于监视运动表现的系统和方法
JP5733503B2 (ja) * 2011-02-28 2015-06-10 国立大学法人広島大学 測定装置、測定方法、及び、測定プログラム
JP5728689B2 (ja) * 2011-05-17 2015-06-03 株式会社国際電気通信基礎技術研究所 歩行信号生成装置および歩行信号生成システム
EP2556795A1 (en) * 2011-08-09 2013-02-13 Nederlandse Organisatie voor toegepast -natuurwetenschappelijk onderzoek TNO Method and system for feedback on running style
US9352207B2 (en) * 2012-01-19 2016-05-31 Nike, Inc. Action detection and activity classification
EP3077937B1 (en) * 2013-12-02 2020-07-15 NIKE Innovate C.V. Determination of flight time of an athlete

Patent Citations (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
FR2873281A1 (fr) * 2004-07-26 2006-01-27 Roya Khosravi Chaussure equipee d'un ensemble de dispositifs de mesure, de calcul et d'affichage informatises permettant le calcul et l'affichage des informations pertinentes concernant une activite physique
US20120253234A1 (en) * 2009-09-03 2012-10-04 Ming Young Biomedical Corp. System and method for analyzing gait using fabric sensors
RU103064U1 (ru) * 2010-06-15 2011-03-27 Олександр Олександрович Степанов Стелька с измерительными весами для обуви

Non-Patent Citations (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Title
Nadezhda A. Sazonova et al, Prediction of Bodyweight and Energy Expenditure Using Point Pressure and Foot Acceleration Measurements, The Open Biomedical Engineering Journal, 2011, 5, 110-115 *

Cited By (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
RU2775560C1 (ru) * 2021-08-23 2022-07-04 Общество С Ограниченной Ответственностью "Симмед" Одноразовые бахилы с токопроводящими вставками
RU2816055C1 (ru) * 2023-06-05 2024-03-26 Федеральное государственное бюджетное учреждение "Федеральный научно-образовательный центр медико-социальной экспертизы и реабилитации им. Г.А. Альбрехта" Министерства труда и социальной защиты Российской Федерации Устройство для контроля нагрузки на стопы

Also Published As

Publication number Publication date
CN105229432B (zh) 2017-09-05
JP6448559B2 (ja) 2019-01-09
HK1219774A1 (zh) 2017-04-13
US20150351484A1 (en) 2015-12-10
KR101833604B1 (ko) 2018-02-28
US10070682B2 (en) 2018-09-11
WO2014137244A1 (ru) 2014-09-12
WO2014137244A9 (ru) 2014-12-24
JP2016513997A (ja) 2016-05-19
MY178944A (en) 2020-10-23
EP2966423A4 (en) 2017-01-04
KR20150128764A (ko) 2015-11-18
EP2966423A1 (en) 2016-01-13
US20190014855A1 (en) 2019-01-17
RU2013110572A (ru) 2014-09-10
CN105229432A (zh) 2016-01-06

Similar Documents

Publication Publication Date Title
RU2531689C1 (ru) Способ мониторинга двигательной нагрузки человека и стелька, предназначенная для его осуществления
RU2531697C1 (ru) Способ определения веса человека и стелька, предназначенная для его осуществления
CN107847786B (zh) 评估锻炼强度的活动监测装置
Sazonov et al. Monitoring of posture allocations and activities by a shoe-based wearable sensor
Miller et al. The effect of minimal shoes on arch structure and intrinsic foot muscle strength
Fulk et al. Using sensors to measure activity in people with stroke
Zhang et al. Estimating CoP trajectories and kinematic gait parameters in walking and running using instrumented insoles
US10307086B2 (en) Gait measurement with 3-axes accelerometer/gyro in mobile devices
US20110054809A1 (en) System and method for measuring power generated during legged locomotion
US10327671B2 (en) Algorithms for gait measurement with 3-axes accelerometer/gyro in mobile devices
Delgado-Gonzalo et al. Real-time gait analysis with accelerometer-based smart shoes
CN109688923B (zh) 乳酸性作业阈值推测装置以及乳酸性作业阈值推测方法
Pincheira et al. Individual leg muscle contributions to the cost of walking: effects of age and walking speed
WO2019004863A1 (ru) Способ оценки степени реабилитации с использованием активного экзоскелета у пациентов с нарушением опорно-двигательного аппарата
AlGheshyan Comparison of ground reaction force in treadmill walking and in overground walking
Lacirignola et al. Instrumented footwear inserts: a new tool for measuring forces and biomechanical state changes during dynamic movements
Bakhteri et al. Microprocessor-based athlete health monitoring device based on heart rate and stride length calculation
Selvan et al. Smart Shoes for Fitness and Performance Analysis of Sportsmen
Koehler-McNicholas et al. The effect of a lower-limb sensory prosthesis on balance and gait in people with peripheral neuropathy
RU2192162C2 (ru) Способ определения мощности нагрузки при ходьбе на тредмиле
Vincent et al. Runners With Chronic Back Pain Are At Elevated Risk For Developing Chronic Knee Pain: Implications For Rehabilitation: 57
Beaner Comparison of Pressure Sensor Insoles to the Gold Standard
Branscombe Evaluating a Wearable Sensor-Based Tibia Force Estimation Algorithm for Applications in Stress Fracture Reduction in Runners
Solanki et al. A step towards design and validation of portable, cost-effective device for gait characterization
Shephard Special considerations in the older athlete