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TWI404521B - Body balance signal measurement system and its analysis method - Google Patents

Body balance signal measurement system and its analysis method Download PDF

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TWI404521B
TWI404521B TW099101439A TW99101439A TWI404521B TW I404521 B TWI404521 B TW I404521B TW 099101439 A TW099101439 A TW 099101439A TW 99101439 A TW99101439 A TW 99101439A TW I404521 B TWI404521 B TW I404521B
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Univ Yuan Ze
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Description

人體平衡訊號量測系統及其分析方法
本發明係關於一種人體平衡訊號量測系統及其分析方法，特別是指一種用於評估平衡感的系統，主要是藉由人體平衡相關的生理訊號之特徵，進而建立跌倒的風險評估指標。
根據統計資料，老年人跌倒的比率是較一般人高，而且跌倒也是老人事故傷害的第二大死因，更是事故傷害住院的最主要原因，若是當老人家不小心跌倒了，身心狀況會變的會衰退的更快，原因是跌倒後因復原速度慢，加上臥病在床無法運動，身體缺少活動，更會使身體衰退，另外因需家人長期照顧，造成家人負擔，進而影響情緒及親屬關係，心理狀況便受影響；
因此為了預防老人跌倒，必須先了解老人跌倒的原因，跌倒是身體失去平衡的結果，而失去平衡的原因有許多種，大多數老人的突然摔倒是不能自主控制，力不從心的結果，因此日常測量平衡感並進行適當的調整，就變得很重要，如此亦能夠很有效的來預防老人跌倒的事故發生；但由以下的相關文獻可知，目前有些測量平衡感的系統卻只能在實驗室作實驗時使用，而不適合在日常生活中測量：
(1)United States Patent 5,388,591(文獻1)
文獻1中提到保持直立的姿勢涉及複雜的感覺系統，例如視覺以及聽覺皆會去影響平衡感，此人類姿勢控制系統首先要量測到包括計算腳下的壓力中心位移與時間間隔，並且再由一些視覺以及聽覺的改 變，來研究平衡感是否有改善，此發明需要複雜的理論以及要量測到很多在感覺上的訊號，通常在實驗室才能得到這些資料，一般人很難可以自己在家量到，因此不太適合一般大眾使用。
(2)United States Patent 5,627,327(文獻2)
文獻2中提到必須站在一個不穩定的平台上測量，由於不穩定平台的轉變，病人的適應能力必須迅速改變，以適應移動平台。再藉由顯示屏幕的視頻監控系統，來計算試驗者的平衡感，因此需要花費滿多的時間來測量，而且有空間的限制，另外需要站在一個不穩定的平台上，所以對高齡者來說，會有跌倒的危險，有可能無法用在任何人身上。
(3)United States Patent 5,830,158(文獻3)
文獻3中提到之內容有點類似於文獻2，不同的是在不穩定平台下有個感測器，會將試驗者站在上面時的位置傳到電腦，電腦再把位置顯示在患者面前的顯示幕，因此試驗者必須盡量改變重心使重心移往指定目標，最後將得到的數據做分析來獲到試驗者的平衡感，同樣的也是有花費時間和空間上的問題，也不太適用於高齡者身上。
(4)United States Patent 6,063,046(文獻4)
文獻4由力傳感器，身體搖擺傳感器，肌電圖電極組成。力傳感器可以提供系統處理器在資料計算前後足底壓力中心的改變，身體擺動傳感器可以將產生的信號轉化成詳細的角位置和速度信息系統處理器，肌電電極的信號放大後可以提供系統處理器身體的肌肉活動，將3種訊號合起來產生人體平衡訊號，但是3種傳感器價格昂貴，不 是一般家庭可以負擔的，只能用在研究上，無法廣泛的推廣。
(5)United States Patent 6,237,256(文獻5)
文獻5中測量平衡的方法是站在一個可移動的大平台上面，受測者把眼睛蒙起來，大平台突然短暫的在前，後，左，右移動，利用大平台上的三個力感測器以及錄下的影像來分析受測者的平衡感，雖然有提到說有在大平台裝設安全扶手，但是對於高齡者還是會有危險，不適合用於高齡者身上。
(6)United States Patent 6,561,991(文獻6) (7)United States Patent 6,607,497(文獻7)
文獻6及文獻7很類似，都是振動台提供了一個具有非硬性支持的平台，平台內的加速度傳感器記錄了個人的自然擺動模式，還有振動響應測量病人的肌肉骨骼系統，最後將反應的振動頻率以及振動響應量化為具體振動光譜，再將振動光譜進行分析與評估，此平台的振動可能會造成高齡者身體的不舒服，測出來的數據可能會不準因此不適用在任何人身上。
(8)United States Patent 7,492,268(文獻8) (9)United States Patent 7,292,151(文獻9)
文獻8及文獻9提供了一個互動的跟蹤系統，並且因為傳感器的功能，結合了輸入控制。利用一種無線通信和監測設備，接收一個特定的信號，並自動響應出一個明確的答案。該發明提供了在運動上的評估應該依據的相應措施，因此發明比較適合用在觀察運動員的身上，並不適合大眾。
(10)United States Patent 5,919,149(文獻10)
該方法及儀器發明是基於平衡的計算，靠著身體保持角位置和角速度的穩定，當超出穩定時，正常的人會做出反應。本發明採用重量輕，耐磨的擺動傳感器，速度傳感器等，連接到上半身，例如，胸部，傳感器的輸出信號轉化為具體角位移和速度的訊號，再利用這些訊號來判斷平衡是否有變好。此方法測量時要在身上裝上裝置，並不能到處攜帶，而且直接用角速度及速度來判斷並不能確定它的正確性，利用複雜度(MSE)來判斷會比較準確些。
(11)中華民國專利200821015(文獻11)
文獻11為一種動態姿勢平衡訓練系統，主要包括基座、頃斜台、兩大部分，靠著動力裝置與搖動裝置，來使訓練平台產生移動以及震動，再藉由感應單元來感應使用者的下壓重量，最後靠著感應單元接收感應元件傳輸出來的訊號，加以整合以及分析在平移、搖動、轉動等不同運動狀態的壓力中心。此專利是讓人站在一個會動的平台上，再計算當平台動的時候各項數據的表現，如果老年人站在上面，會有摔倒的危險，並不太適合高齡者使用，我們的平衡台是靜止的比較適合大眾使用。
(12)中華民國專利094130876(文獻12)
文獻12藉著裝置可以產生電壓改變，但是並沒有將產生的訊號繼續分析成人體重心偏移量，我們的量測平台可以將訊號抓出來後，利用MatLab寫出來的程式，將訊號畫成人體位移的偏移圖，最後利用MSE分析方法分係數據，以數字來表現出受測者的平衡狀況，較看電 壓改變量的方法佳。
(13)中華民國專利096217876
文獻13是利用三軸加速規得到電壓改變的訊號，跟我們利用load cell得到電壓的方法不一樣，並且我們的放大電路板還有濾波的功用，出來的訊號比較沒有雜訊的干擾。分析方法上也有大大的不同，他們利用加速度為位移的二次積分來判斷人體位移狀態，並不是很準確的方法，我們直接將人體重心偏移的數據來分析為較佳。
由上述13件文獻資料中確實可知，測量平衡感的系統大多只能在實驗室作實驗時使用，且因為這樣的實驗儀器大多昂貴且操作方式複雜，故廠商大多不會對這樣精密的儀器進行大量生產，因此往往無法普遍使用於大眾，然而治療平衡應該需要長期的治療時間，因此民眾必須經常前往大醫院或是醫療中心，才能進行平衡感測量，因此往往會因為醫院往返的麻煩與花費，經常會使得病患中途而廢，因此也會造成病患的醫療療程中斷的情況發生。
由此可見，上述習用方式仍有諸多缺失，實非一良善之設計，而亟待加以改良。
本案發明人鑑於上述習用之方法所衍生的各項缺點，乃亟思加以改良創新，並經多年苦心孤詣潛心研究後，終於成功來完成本件人體平衡訊號量測系統及其分析方法。
本發明之目的即在於提供一種人體平衡訊號量測系統及其分析方法，係為了提供一種可以評估平衡感的系統，來提早發現及解決人體跌倒的問題。
本發明之次要目的即在於提供一種人體平衡訊號量測系統及其分析方法，係為了提供一種價位及其操作方式皆可以使一般民眾接受之平衡感量測裝置。
達成上述發明目的之人體平衡訊號量測系統及其分析方法，該人體平衡訊號量測系統係包括了一量測感測器、一濾波放大器、一A/D轉換器(Analog to Digital Converter)、一訊號接收模組及一數據分析模組，其中該量測感測器係與濾波放大器相介接，而該量測感測器可將壓力變化後的電壓訊號擷取出來，並經由濾波放大器進行訊號濾波及訊號放大，而後再藉由A/D轉換器，將類比的電路訊號轉換成數位訊號，並輸入訊號接收模組中，以此電壓變化值差來做人體重心偏移的分析，以求得COP(Center of pressure)位置偏移及COP偏移速度，並再由數據分析模組將所量測之人體重心偏移量的多尺度熵值，用於量化人體重心偏移量的動態特性，並以此驗證本量測系統的準確性；而本發明係為使用MSE(Multi-scale Entropy)理論來分析人體重心平衡的複雜度，經由本發明可知，MSE是相當適合分析人體重心的訊號，而且利用MSE評估分析出的資料準確度也相當的高；另外本發明亦針對不同年齡層、不同生理狀況，進行人體平衡訊號量測，再藉由非線性理論進行分析，以分辨出不同年齡層與不同生理狀況產生平衡訊號特性之差異，藉此作為預防跌倒之基礎。
請參閱圖一，為本發明人體平衡訊號量測系統及其分析方法之人體平衡訊號量測系統之架構圖，其中係包含：一量測感測器1，係與濾波放大器2相介接，而該量測感測器1可將壓力變化後的電壓訊號擷取出來，並再輸入濾波放大器2進行處理；另外本發明所使用之量測感測器1係以市面上販售之電子體重計，取其量測重量感測器11(本發明中使用四個重量感測器11)並搭配一訊號轉換電路12，做為該量測感測器1，一般電子體重計的壓力感測原理與應變規一樣，經由受力後，感測器變形而產生電阻值變化，因此當輸入固定電壓時，電阻值會受壓力產生變化，進而量測到電壓值的變化，再藉由訊號轉換電路12，可將受壓力變化後的電壓訊號擷取出來，而該訊號轉換電路12係可使用惠斯同電橋電路進行電壓訊號擷取，且為了做到應變的精確量測，必須要能量測非微小的電阻變化，利用惠斯同電橋電路的特性，便可以用來量測微小電阻變化，而在應變規的使用中，惠斯同電橋電路可以分成三種形式，分別為全橋式電路、半橋式電路以及四分之一橋電路，而這三種形式之電路，其輸出狀況與雜訊影響皆有不同，因此可以依實際電路設置情況進行判斷使用；一濾波放大器2，係與量測感測器1及A/D轉換器3相介接，該濾波放大器2中係包含了濾波電路21及放大電路22，係負責將量測感測器1所量測之訊號，進行訊號濾波及訊號放大，並再輸出至A/D轉換器3中；而該濾波電路21係可使用類比濾波或是數位濾波，而本發明中係採用簡單的電阻電容濾波電路來進行濾波訊號；另外放大電路22主要放大的訊號為橋式電路的輸出電壓，而本發明中則是採用INA118放大晶片來進行放大訊號；一A/D轉換器3，係與濾波放大器2及訊號接收模組4相介接，負責將經由濾波放大器2處理後之類比電路訊號轉換成數位訊號，並輸入訊號接收模組4中；一訊號接收模組4，係與A/D轉換器3及數據分析模組5相介接，該訊號接收模組4係會將A/D轉換器3輸出之數位訊號進行儲存，而本發明中所使用之訊號接收模組4係為使用Boarlder C++ Builder(程式語言)編寫訊號接收介面，此介面可將接收之訊號資料儲成.txt檔，以利資料分析；一數據分析模組5，係與訊號接收模組4相介接，藉由訊號接收模組4將A/D轉換器3所輸出之電壓變化值差(電壓訊號)，來進行人體重心偏移的分析，以求得COP位置偏移及COP偏移速度，並將COP位置偏移及COP偏移速度進行進一步分析，以分析出MSE曲線、MSE曲線的總複雜度及單因子變異數，因此該數據分析模組5係為將所量測之人體重心偏移量的多尺度熵值，用於量化人體重心偏移量的動態特性，並以此驗證本量測系統的準確性；另外該數據分析模組5係使用MATLAB作為主要的訊號數值分析編輯系統，因為經過A/D卡轉換過後的訊號，仍有明顯的雜訊，因此，在分析訊號前，我們仍使用數值方式，將不必要的雜訊去除，再以MSE等非線性分析理論分析取得數值資料；另外本發明之A/D轉換器3亦可替代使用一個嵌入式系統(例如：Advanced RISC Machines,ARM系統)，而該嵌入式系統可抓取量測感測器1的數位信號，另外使用ARM系統也能將整個量測系統的價格降低，亦可將訊號轉換及分析藉由ARM系統執行，並直接將結果顯示出來。
請參閱圖二，為本發明人體平衡訊號量測系統及其分析方法之COP量測電壓訊號圖，在量測時，設定量測三個時段的訊號，並分別標示測試時三個時段中四個感測器所量測之電壓訊號，由圖二中可知，第一個時段的訊號，未受荷重而成一直線，其四個感測器之電壓值分別維持在1.95伏特、1.6伏特、1.3伏特及-0.05伏特，在第二個時段的訊號，系統因受到人體重量而產生電壓值的變化、可以看到四個感測器之電壓值的變化範圍分別為，0.7~ 1.1伏特、1~ 1.3伏特、0.8~ 1.2伏特及-1.2~ -0.8伏特，在第二個時段訊號的前後，因為人體踏上系統平台與離開系統平台，會導致電壓訊號產生明顯之波動，而第三個時段的訊號，因為人體荷重離開測試平台，因此電壓訊號回到無荷重況態之基準電壓。
請參閱圖三，為本發明人體平衡訊號量測系統及其分析方法之訊號分析流程圖，其中人體平衡訊號分析方法係包含步驟有：
1.藉由量測感測器、濾波放大器、A/D轉換器、訊號接收模組，擷取分析所需的資料301，如圖四中所示，先將第一時段中，前2秒電壓資料的平均值，作為基準電壓，接著擷取第二個時段中28秒的人體荷重之電壓資料，將四個感測器所測得之人體荷重電壓，分別減去四個感測器之基礎電壓，即為重心偏移的電壓訊號；
2.再由量測感測器測得之重心偏移的電壓訊號，藉由數據分析模組分析取得COP位置偏移302，主要是經由COP分析來得到COP之位置，而COP之分析方式如圖五所示，四個感測器受荷重(W)後，所產生的反作用力分別為F1、F2、F3與F4，感測器間的距離為L，我們將COP的座標定成X軸向(左右方向)與Y軸向(前後方向)，而COP的X軸向與Y軸向分量計算式如下式：
其中荷重W=F1+F2+F3+F4，COP=(X,Y)；
3.再進行COP偏移速度分析303，而COP偏移速度是將COP位置減去上個取樣COP值，再除上取樣時間，便可以得到COP偏移之速度，COP偏移之速度亦分成左右方向及前後方向；
4.分析MSE曲線304，在SampEn(Joshua S.Richman與J. Randall moorman發展出的統計方式，Sample entropy)的MSE分析中，最大的SCALE的N值適合介於300~ 500之間，我們將MSE分析的參數N設定為350，最大的SCALE取10，因此，利用平均的方式將取樣頻率為500HZ時的14000個資料，轉換成125HZ的3500個資料，使最大SCALE為10時候的N值為350；
5.分析CI 值(Complexity indexes)，CI 值定義為MSE曲線下之面積，用以分析MSE曲線的總複雜度305，其運算式如下：，其中CI 代表總複雜度，而i代表階數(Scale)；本發明當中應用了幾項測試來驗證系統，因此做出下列實施例：
(1)量測系統雜訊、右腳與雙腳的訊號，測試系統是否能分辨出COP狀態(系統雜訊、單腳的平衡訊號與雙腳平衡訊號)的差異，因為同一個人單腳的平衡狀態與雙腳的平衡狀態有相當大的差異，量測到的平衡訊號資料應該會有差異，而利用非線性分析理論所分析出來的結果也會有所不同，因此在單腳與雙腳的量測分析中，藉由辨別出不同的結果，來驗證本發明有分辨出不同平衡訊號的能力。
(2)量測老人族群與年輕族群的人體平衡訊號資料，用以區分出老人族群與年輕族群的平衡訊號差異，並建立平衡指數，用來對跌倒高危險群提出警訊，達到預防跌倒的效果。
請參閱圖六，為本發明人體平衡訊號量測系統及其分析方法之未受荷重時所擷取的電壓訊號圖，其中該系統雜訊之COP狀態，主要是因為系統未受荷重，因此COP的位置狀態由系統雜訊造成變化，我們量測系統未受荷重時的訊號，量測時間70秒，取樣頻率為500HZ；在系統雜訊的測試中，如圖六所示，系統所擷取到之訊號為雜亂之訊號，而四個感測器所量測之電壓值，在0~ 0.008伏特之間，並經由COP分析後，系統雜訊COP變化曲線如圖七與圖八所示，而圖七中，COP_X表示COP位置在左右方向的變化，COP_Y表示COP位置在前後方向的變化，可以看到COP在兩個方向均呈現劇烈震盪，圖八表示COP在兩方向之位置偏移，其所呈現之COP變化為凌亂浮動的狀態，此雜訊造成之訊號，因過於凌亂而看不出其COP偏移之變化，會造成此現象的原因，因為COP分析方式是以比例的分析方式，四個感測器之電壓變化值雖然都很小，但COP分析時，分母亦很小，造成分析出來的變化比例很大，而得到凌亂的COP偏移狀況。
請參閱圖九，為本發明人體平衡訊號量測系統及其分析方法之單腳站立量測時所接收的電壓訊號圖，當進行單腳量測時，先設定每個測試者，均以相同的右腳站立姿勢，而站立於平台之前，先量測未受荷重的訊號5秒鐘，作為訊號電壓的起始點，站立於平台後，量測時間60秒，同樣採用取樣頻率為500HZ；在單腳平衡訊號的測試中，系統接收之訊號如圖九所示，而擷取分析範圍之訊號圖，如圖十所示，其電壓變化範圍相較於系統雜訊量測值大，約在0.2伏特左右；將擷取訊號經由COP分析後，單腳測試COP變化曲線如圖十一、圖十二A及圖十二B所示，而圖十一中，COP_X表示COP位置在左右方向的變化，COP_Y表示COP位置在前後方向的變化，可以看到COP在兩個方向的表現，不像雜訊高複雜度，可以判斷出COP位置在兩個方向的變化趨勢，圖十二A表示COP在兩方向合成之位置偏移，可明顯看出其所呈現之COP位置偏移之變化，而圖十二B中則表示由COP位置偏移所取得COP偏移速度之變化。
請參閱圖十三，為本發明人體平衡訊號量測系統及其分析方法之雙腳站立量測時所接收的電壓訊號圖，當進行雙腳站立量測時，先量測未受荷重的訊號5秒鐘，作為訊號電壓的起始點，站立於平台後，量測時間60秒，同樣採用取樣頻率為500HZ，系統雜訊、右腳與雙腳平衡訊號量測參數設定如表一所示；
在雙腳平衡訊號的測試範例中，系統接收之訊號如圖十三所示，相較於系統雜訊測試亦有明顯之差異，而與單腳訊號比較則變化較為平緩，另外所擷取分析之訊號圖如圖十四所示，其電壓變化範圍，約在0.18伏特左右；另外再經由COP分析後，雙腳COP偏移變化曲線如圖十五與圖十六A及圖十六B所示，而圖十五中，COP_X表示COP在左右方向的變化，COP_Y表示COP在前後方向的變化，圖十六A表示COP在兩方向之位置偏移，亦可明顯看出其所呈現之COP位置偏移之變化，而圖十六B中則表示由COP位置偏移所取得COP偏移速度之變化；而當得到COP_X與COP_Y的資料之後，進行單腳與雙腳MSE的分析，其中MSE的參數設定，定義三個參數分別為時間級數的長度N=3500，比較序列的長度m=2，比對符合的判斷公差r =0.2×SD ，而MSE的階數(scale)是取1到10，並開始分析MSE值；另外當取得MSE值後，開始進行分析CI 值，表二表示單腳及雙腳在COP的位置與偏移速度時的CI 值分析結果，以平均值±標準差來表示，並用統計上的t -test分析P 值來表示其差異性；
由以上結果表示，系統能區分出三種訊號的差異性，其中系統雜訊的亂度較高，而單腳的平衡狀態比雙腳不穩定，因此測試者會不斷做COP位置的改變，以保持平衡，雙腳的平衡狀態比較穩定，所以測試者改變COP位置較不頻繁，所以單腳平衡訊號的複雜度會比雙腳平衡訊號的複雜度高(請參閱圖十七A及圖十七B)，至於COP偏移速度的CI 值方面，雙腳的值卻又比單腳值高(請參閱圖十八A及圖十八B)。
請參閱圖十九及圖二十，為本發明人體平衡訊號量測系統及其分析方法之老人與年輕人在COP位置左右方向及COP位置前後方向之MSE曲線圖，本實施例係針對老年族群與年輕族群做人體平衡訊號量測，並做重心位置與偏移速度的MSE分析，老年族群年紀在65~ 84歲間，年輕族群年齡在20~ 28歲間，由圖十九中可知，COP_X_MSE表示左右方向老年族群與年輕族群的重心位置MSE曲線，由圖中可知，老年族群重心位置的MSE曲線較年輕族群重心位置的MSE曲線低，由圖二十中可知，COP_Y_MSE表示前後方向老年族群與年輕族群重心位置的MSE曲線，亦可發現，老年族群重心位置的MSE曲線較年輕族群重心位置的MSE曲線低，由此結果我們判定在重心位置的MSE分析中，在前後方向與左右方向的MSE值，老年族群均較年輕族群低。
請參閱圖二十一及圖二十二為本發明人體平衡訊號量測系統及其分析方法之老人與年輕人在COP偏移速度左右方向及COP偏移速度前後方向之MSE曲線圖，在偏移速度MSE的分析方面，由圖二十一中知，Velocity_X_MSE表示左右方向老年族群與年輕族群偏移速度的MSE曲線，由圖可知，老年族群偏移速度的MSE曲線較年輕族群偏移速度的MSE曲線低，再由圖二十二中知，Velocity_Y_MSE表示前後方向老年族群與年輕族群偏移速度的MSE曲線，亦可發現，老年族群偏移速度的MSE曲線較年輕族群偏移速度的MSE曲線低，由此結果我們判定在偏移速度的MSE分析中，在前後方向與左右方向的MSE值，老年族群均較年輕族群偏低；於MSE值分析後，開始進行分析CI 值，表三表示老人及年輕人在COP的位置與偏移速度時的CI 值分析結果，以平均值±標準差來表示，並用統計上的t -test分析P 值來表示其差異性；
由表三中可知列四項結果：
(1)老人COP位置的左右方向之CI 平均值2.48，較年輕人的CI 平均值3.25低；
(2)老人CI 位置的前後方向之CI 平均值2.30，較年輕人的CI 平均值2.89低；
(3)老人COP偏移速度的左右方向之CI 平均15.77值，較年輕人的CI 平均值21.06低；
(4)老人COP偏移速度的前後方向之CI 平均16.05值，亦較年輕人的CI 平均值20.68低；而老人與年輕人訊號分析的比較中，在COP左右、前後位置的CI 值與COP偏移速度左右、前後的CI 經由統計上的t -test分析所得到之P 值分別為0.068、0.018、3.773×10-3 及5.888×10-4 ，除COP位置左右方向大於0.05，其餘三項比較均小於0.05，因此，這四個比較組合中，有三項有明顯之差異，由此可知，本發明的確能分辨出老人與年輕人在複雜度上的差異。
本發明所提供之人體平衡訊號量測系統及其分析方法，與其他習用技術相互比較時，更具備下列優點：
1. 本發明之人體平衡訊號量測系統及其分析方法，係提供一種可以評估平衡感的系統，是藉以用來收集人體平衡的資料並進行分析，來提早發現及解決人體跌倒的問題。
2. 本發明之人體平衡訊號量測系統及其分析方法，其價位及其操作方式皆為一般民眾接受之平衡感量測裝置，因此不會因為昂貴的儀器或是複雜的操作方式，使得民眾下意識的排斥使用該平衡感量測裝置。
3. 本發明之人體平衡訊號量測系統及其分析方法，可於日常生活中(家中)隨時測試是否有改善，再來調整治療的方向，不但可以得到更好的治療效果，也能夠更有效的維持與調整病患的醫療療程。
上列詳細說明係針對本發明之一可行實施例之具體說明，惟該實施例並非用以限制本發明之專利範圍，凡未脫離本發明技藝精神所為之等效實施或變更，均應包含於本案之專利範圍中。
綜上所述，本案不但在技術思想上確屬創新，並能較習用物品增進上述多項功效，應以充分符合新穎性及進步性之法定發明專利要件，爰依法提出申請，懇請　貴局核准本件發明專利申請案，以勵發明，至感德便。
1．．．量測感測器
11．．．重量感測器
12．．．訊號轉換電路
2．．．濾波放大器
21．．．濾波電路
22．．．放大電路
3．．．A/D轉換器
4．．．訊號接收模組
5．．．數據分析模組
圖一為本發明人體平衡訊號量測系統及其分析方法之人體平衡訊號量測系統之架構圖；
圖二為本發明人體平衡訊號量測系統及其分析方法之COP量測電壓訊號圖；
圖三為本發明人體平衡訊號量測系統及其分析方法之訊號分析流程圖；
圖四為本發明人體平衡訊號量測系統及其分析方法之訊號分析示意圖；
圖五為本發明人體平衡訊號量測系統及其分析方法之COP分析示意圖；
圖六為本發明人體平衡訊號量測系統及其分析方法之未受荷重時所擷取的電壓訊號圖；
圖七為本發明人體平衡訊號量測系統及其分析方法之未受荷重時所分析之COP_X及COP_Y圖；
圖八為本發明人體平衡訊號量測系統及其分析方法之未受荷重時所分析之COP位置偏移變化圖；
圖九為本發明人體平衡訊號量測系統及其分析方法之單腳站立量測時所接收的電壓訊號圖；
圖十為本發明人體平衡訊號量測系統及其分析方法之單腳站立量測時所擷取的電壓訊號圖；
圖十一為本發明人體平衡訊號量測系統及其分析方法之單腳站立量測時所分析之COP_X及COP_Y圖；
圖十二A為本發明人體平衡訊號量測系統及其分析方法之單腳站立量測時所分析之COP位置偏移變化圖；
圖十二B為本發明人體平衡訊號量測系統及其分析方法之單腳站立量測時所分析之COP偏移速度變化圖；
圖十三為本發明人體平衡訊號量測系統及其分析方法之雙腳站立量測時所接收的電壓訊號圖；
圖十四為本發明人體平衡訊號量測系統及其分析方法之雙腳站立量測時所擷取的電壓訊號圖；
圖十五為本發明人體平衡訊號量測系統及其分析方法之雙腳站立量測時所分析之COP_X及COP_Y圖；
圖十六A為本發明人體平衡訊號量測系統及其分析方法之雙腳站立量測時所分析之COP位置偏移變化圖；
圖十六B為本發明人體平衡訊號量測系統及其分析方法之雙腳站立量測時所分析之COP偏移速度變化圖；
圖十七A為本發明人體平衡訊號量測系統及其分析方法之本發明人體平衡訊號量測系統及其分析方法之單腳與雙腳在COP位置左右方向之MSE曲線圖；
圖十七B為本發明人體平衡訊號量測系統及其分析方法之本發明人體平衡訊號量測系統及其分析方法之單腳與雙腳在COP位置前後方向之MSE曲線圖；
圖十八A為本發明人體平衡訊號量測系統及其分析方法之單腳與雙腳在COP偏移速度左右方向之MSE曲線圖；
圖十八B為本發明人體平衡訊號量測系統及其分析方法之單腳與雙腳在COP偏移速度前後方向之MSE曲線圖；
圖十九為本發明人體平衡訊號量測系統及其分析方法之本發明人體平衡訊號量測系統及其分析方法之老人與年輕人在COP位置左右方向之MSE曲線圖；
圖二十為本發明人體平衡訊號量測系統及其分析方法之本發明人體平衡訊號量測系統及其分析方法之老人與年輕人在COP位置前後方向之MSE曲線圖；
圖二十一為本發明人體平衡訊號量測系統及其分析方法之老人與年輕人在COP偏移速度左右方向之MSE曲線圖；以及
圖二十二為本發明人體平衡訊號量測系統及其分析方法之老人與年輕人在COP偏移速度前後方向之MSE曲線圖。
1．．．量測感測器
11．．．重量感測器
12．．．訊號轉換電路
2．．．濾波放大器
21．．．濾波電路
22．．．放大電路
3．．．A/D轉換器
4．．．訊號接收模組
5．．．數據分析模組

Claims (11)

  1. 一種人體平衡訊號量測系統，其包含：一量測感測器，係與濾波放大器相介接，而該量測感測器可將壓力變化後的電壓訊號擷取出來，並再輸入濾波放大器進行處理；一濾波放大器，係與量測感測器及A/D轉換器相介接，主要負責將量測感測器所量測之訊號，進行訊號濾波及訊號放大，並再輸出至A/D轉換器中；一A/D轉換器，係與濾波放大器及訊號接收模組相介接，負責將經由濾波放大器處理後之類比電路訊號轉換成數位訊號，並輸入訊號接收模組中；一訊號接收模組，係與A/D轉換器及數據分析模組相介接，該訊號接收模組係會將A/D轉換器輸出之數位訊號進行儲存；一數據分析模組，係與訊號接收模組相介接，藉由訊號接收模組將A/D轉換器所輸出之電壓訊號，來進行人體重心偏移的分析，以求得COP位置偏移及COP偏移速度，且該數據分析模組係使用可進行MSE等非線性分析的訊號數值分析編輯系統，以取得數值資料，並使用COP位置偏移及COP偏移速度進行MSE曲線及MSE曲線的總複雜度之分析。
  2. 如申請專利範圍第1項所述之人體平衡訊號量測系統，其中該量測感測器包含了四個重量感測器及一訊號轉換電路，其中該四個重量感測器係可由一般電子體重計所取代，另外該訊號轉換電路則負責將受壓力變化後的電壓訊號擷取出來。
  3. 如申請專利範圍第2項所述之人體平衡訊號量測系統，其中該訊號轉換電路係可使用惠斯同電橋電路進行電壓訊號擷取，而該，惠斯同電橋電路具有三種形式，分別為全橋式電路、半橋式電路以及四分之一橋電路。
  4. 如申請專利範圍第1項所述之人體平衡訊號量測系統，其中該濾波放大器中係包含了濾波電路及放大電路，其中該濾波電路係可使用類比濾波或是數位濾波，另外該放大電路則是負責放大橋式電路的輸出電壓訊號。
  5. 如申請專利範圍第1項所述之人體平衡訊號量測系統，其中該訊號接收模組係使用程式語言編寫訊號接收介面，此介面可將接收之訊號資料存檔，以利資料分析。
  6. 如申請專利範圍第1項所述之人體平衡訊號量測系統，其中該A/D轉換器亦可替代使用一個嵌入式系統，除了可以抓取量測感測器的數位信號外，也可以將訊號轉換及分析藉由嵌入式系統執行，並直接將結果顯示出來。
  7. 一種人體平衡訊號量測分析方法，其步驟包含：1)藉由量測感測器、濾波放大器、A/D轉換器、訊號接收模組，擷取並分析重心偏移的電壓訊號；2)再由量測感測器測得之重心偏移的電壓訊號，藉由數據分析模組分析取得COP位置偏移，而該COP位置偏移係由COP分析來得到COP之位置；3)再進行COP偏移速度分析； 4)分析MSE曲線；5)分析MSE曲線的總複雜度。
  8. 如申請專利範圍第7所述之人體平衡訊號量測分析方法，其中該重心偏移的電壓訊號係為四個感測器所測得之人體荷重電壓分別減去四個感測器之基礎電壓，即是重心偏移的電壓訊號。
  9. 如申請專利範圍第7所述之人體平衡訊號量測分析方法，其中該COP位置偏移分析係為將四個感測器受荷重後所產生的反作用力，搭配感測器間的距離，可分析出COP的左右方向與前後方向。
  10. 如申請專利範圍第7所述之人體平衡訊號量測分析方法，其中該COP偏移速度分析係為將COP位置減去上個取樣COP值，再除上取樣時間，便分析得到COP偏移之速度，而該COP偏移速度亦分成左右方向及前後方向。
  11. 如申請專利範圍第7所述之人體平衡訊號量測分析方法，其中該MSE曲線的總複雜度即為MSE曲線下之面積，用以分析MSE曲線的總複雜度。
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