[go: up one dir, main page]

RU2531697C1 - Способ определения веса человека и стелька, предназначенная для его осуществления - Google Patents

Способ определения веса человека и стелька, предназначенная для его осуществления Download PDF

Info

Publication number
RU2531697C1
RU2531697C1 RU2013110574/14A RU2013110574A RU2531697C1 RU 2531697 C1 RU2531697 C1 RU 2531697C1 RU 2013110574/14 A RU2013110574/14 A RU 2013110574/14A RU 2013110574 A RU2013110574 A RU 2013110574A RU 2531697 C1 RU2531697 C1 RU 2531697C1
Authority
RU
Russia
Prior art keywords
weight
force sensors
signals
force
foot
Prior art date
Application number
RU2013110574/14A
Other languages
English (en)
Other versions
RU2013110574A (ru
Inventor
Михаил Семенович Рубин
Игорь Леонидович Мисюченко
Олег Михайлович ГЕРАСИМОВ
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
Application filed by Общество С Ограниченной Ответственностью "Хилби" filed Critical Общество С Ограниченной Ответственностью "Хилби"
Priority to RU2013110574/14A priority Critical patent/RU2531697C1/ru
Priority to JP2015561306A priority patent/JP2016508818A/ja
Priority to EP14759872.6A priority patent/EP2966422A4/en
Priority to CN201480012483.5A priority patent/CN105229433A/zh
Priority to PCT/RU2014/000138 priority patent/WO2014137245A1/ru
Priority to HK16107859.7A priority patent/HK1220002A1/zh
Priority to KR1020157026954A priority patent/KR20150122235A/ko
Publication of RU2013110574A publication Critical patent/RU2013110574A/ru
Application granted granted Critical
Publication of RU2531697C1 publication Critical patent/RU2531697C1/ru
Priority to US14/833,753 priority patent/US20150359460A1/en

Links

Images

Classifications

    • 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
    • A43—FOOTWEAR
    • A43B—CHARACTERISTIC FEATURES OF FOOTWEAR; PARTS OF FOOTWEAR
    • A43B17/00—Insoles for insertion, e.g. footbeds or inlays, for attachment to the shoe after the upper has been joined
    • 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
    • A61B5/11—Measuring movement of the entire body or parts thereof, e.g. head or hand tremor or mobility of a limb
    • A61B5/1123—Discriminating type of movement, e.g. walking or running
    • 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

Landscapes

  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Heart & Thoracic Surgery (AREA)
  • Surgery (AREA)
  • Biophysics (AREA)
  • Pathology (AREA)
  • Dentistry (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Medical Informatics (AREA)
  • Molecular Biology (AREA)
  • Oral & Maxillofacial Surgery (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • General Physics & Mathematics (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)
  • Force Measurement Appropriate To Specific Purposes (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. 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.

Description

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=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 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, 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 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 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=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.
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 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 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.

Claims (11)

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=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 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.
RU2013110574/14A 2013-03-05 2013-03-05 Способ определения веса человека и стелька, предназначенная для его осуществления RU2531697C1 (ru)

Priority Applications (8)

Application Number Priority Date Filing Date Title
RU2013110574/14A RU2531697C1 (ru) 2013-03-05 2013-03-05 Способ определения веса человека и стелька, предназначенная для его осуществления
JP2015561306A JP2016508818A (ja) 2013-03-05 2014-03-04 個人の重量の決定方法およびこれを実装するためのインソール
EP14759872.6A EP2966422A4 (en) 2013-03-05 2014-03-04 Method for determining an individual's weight and insole for the implementation thereof
CN201480012483.5A CN105229433A (zh) 2013-03-05 2014-03-04 用于测定个体体重的方法以及实施该方法的鞋垫
PCT/RU2014/000138 WO2014137245A1 (ru) 2013-03-05 2014-03-04 Способ определения веса человека и стелька, предназначенная для его осуществления
HK16107859.7A HK1220002A1 (zh) 2013-03-05 2014-03-04 用於测定个体体重的方法以及实施该方法的鞋垫
KR1020157026954A KR20150122235A (ko) 2013-03-05 2014-03-04 사람의 무게를 결정하기 위한 방법 및 이러한 방법을 실행하기 위한 인솔
US14/833,753 US20150359460A1 (en) 2013-03-05 2015-08-24 Method for determining an individual's weight and insole for the implementation thereof

Applications Claiming Priority (1)

Application Number Priority Date Filing Date Title
RU2013110574/14A RU2531697C1 (ru) 2013-03-05 2013-03-05 Способ определения веса человека и стелька, предназначенная для его осуществления

Publications (2)

Publication Number Publication Date
RU2013110574A RU2013110574A (ru) 2014-09-10
RU2531697C1 true RU2531697C1 (ru) 2014-10-27

Family

ID=51491664

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
RU2013110574/14A RU2531697C1 (ru) 2013-03-05 2013-03-05 Способ определения веса человека и стелька, предназначенная для его осуществления

Country Status (8)

Country Link
US (1) US20150359460A1 (ru)
EP (1) EP2966422A4 (ru)
JP (1) JP2016508818A (ru)
KR (1) KR20150122235A (ru)
CN (1) CN105229433A (ru)
HK (1) HK1220002A1 (ru)
RU (1) RU2531697C1 (ru)
WO (1) WO2014137245A1 (ru)

Cited By (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
RU2660312C1 (ru) * 2017-08-01 2018-07-05 Федеральное государственное бюджетное учреждение "Центральный научно-исследовательский испытательный институт инженерных войск" Министерства обороны Российской Федерации Способ определения эффективности биомеханических антропоморфных средств (пассивных экзоскелетов)
RU2723606C1 (ru) * 2019-04-01 2020-06-16 Общество с ограниченной ответственностью "ЭкзоАтлант" Способ оценки эффективности разгрузки пользователя при переносе и удержании грузов с помощью экзоскелета

Families Citing this family (28)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
EP4201475A1 (en) 2011-01-03 2023-06-28 The Regents of the University of California High density epidural stimulation for facilitation of locomotion, posture, voluntary movement, and recovery of autonomic, sexual, vasomotor, and cognitive function after neurological injury
CA2856202C (en) 2011-11-11 2020-02-18 Victor Reggie EDGERTON Non invasive neuromodulation device for enabling recovery of motor, sensory, autonomic, sexual, vasomotor and cognitive function
RU2531697C1 (ru) * 2013-03-05 2014-10-27 Общество С Ограниченной Ответственностью "Хилби" Способ определения веса человека и стелька, предназначенная для его осуществления
CA2906779C (en) 2013-03-15 2022-08-30 The Regents Of The University Of California Multi-site transcutaneous electrical stimulation of the spinal cord for facilitation of locomotion
US10137299B2 (en) 2013-09-27 2018-11-27 The Regents Of The University Of California Engaging the cervical spinal cord circuitry to re-enable volitional control of hand function in tetraplegic subjects
JP6503239B2 (ja) * 2015-06-22 2019-04-17 花王株式会社 情報処理装置、測定値の補正方法、及びプログラム
CN105588624A (zh) * 2015-12-14 2016-05-18 联想(北京)有限公司 一种信息处理方法及穿戴式设备
JP2017167051A (ja) * 2016-03-17 2017-09-21 北川工業株式会社 計測情報出力システム及びプログラム
KR20170121642A (ko) * 2016-04-25 2017-11-02 엘지전자 주식회사 스마트 슈즈 타입의 이동 단말기 및 그의 동작 방법
CN105901823A (zh) * 2016-04-28 2016-08-31 乐视控股（北京）有限公司 一种测量体重的方法、装置及智能鞋
AT518546B1 (de) 2016-09-27 2017-11-15 Stapptronics Gmbh Einlegesohle oder Schuhsohle
KR101878254B1 (ko) * 2016-10-31 2018-07-13 부산외국어대학교 산학협력단 컴퓨터를 포함하는 스마트 신발 시스템 및 이의 구현방법
WO2018148844A1 (en) 2017-02-17 2018-08-23 The University Of British Columbia Apparatus and methods for maintaining physiological functions
US12434068B2 (en) 2017-05-23 2025-10-07 The Regents Of The University Of California Accessing spinal networks to address sexual dysfunction
EP3695880B8 (en) 2017-06-30 2021-08-18 ONWARD Medical B.V. System for neuromodulation
US11992684B2 (en) 2017-12-05 2024-05-28 Ecole Polytechnique Federale De Lausanne (Epfl) System for planning and/or providing neuromodulation
US12357828B2 (en) 2017-12-05 2025-07-15 Ecole Polytechnique Federale De Lausanne (Epfl) System for planning and/or providing neuromodulation
CN108665586A (zh) * 2018-04-08 2018-10-16 中山市微大网络科技有限公司 一种基于电子地秤的无人值守商店出门防盗门禁系统及方法
WO2020041633A1 (en) 2018-08-23 2020-02-27 The Regents Of The University Of California Non-invasive spinal cord stimulation for nerve root palsy, cauda equina syndrome, and restoration of upper extremity function
EP3653259B1 (en) 2018-11-13 2023-10-18 ONWARD Medical N.V. Movement reconstruction control system
DE18205817T1 (de) 2018-11-13 2020-12-24 Gtx Medical B.V. Sensor in bekleidung von gliedmassen oder schuhwerk
DE18205821T1 (de) 2018-11-13 2020-12-24 Gtx Medical B.V. Steuerungssystem zur bewegungsrekonstruktion und/oder wiederherstellung für einen patienten
EP3695878B1 (en) 2019-02-12 2023-04-19 ONWARD Medical N.V. A system for neuromodulation
US20210068492A1 (en) * 2019-09-09 2021-03-11 Emmanuel Onyekachi Footwear and Method
EP3827871A1 (en) 2019-11-27 2021-06-02 ONWARD Medical B.V. Neuromodulation system
EP3827875B1 (en) 2019-11-27 2023-07-05 ONWARD Medical N.V. Neuromodulation system
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
CN115606908A (zh) * 2022-09-26 2023-01-17 合肥工业大学 一种多维力测量鞋垫

Citations (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
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
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 (14)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPH0614803A (ja) * 1991-12-16 1994-01-25 Hidekazu Takahashi 運動情報を収集する運動靴
CA2199458C (en) * 1997-03-07 2000-06-27 Tien-Tsai Huang Electronic step counting shoe
US6273863B1 (en) 1999-10-26 2001-08-14 Andante Medical Devices, Ltd. Adaptive weight bearing monitoring system for rehabilitation of injuries to the lower extremities
WO2001036051A2 (en) 1999-11-12 2001-05-25 Andante Medical Devices Ltd. Motor learning enhancement system for optimal rehabilitation of neurological disorders and orthopedic limb injuries
JP2002090216A (ja) 2000-09-11 2002-03-27 Ueda Avancer Corp 加重測定装置
JP4615512B2 (ja) * 2003-04-03 2011-01-19 ユニヴァースティ オブ ヴァージニア パテント ファウンデイション 人間の歩行特性を導き出すためおよび床振動から転倒を受動的に検知するための方法およびシステム
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
US20080167580A1 (en) * 2005-04-05 2008-07-10 Andante Medical Devices Ltd. Rehabilitation System
US7878990B2 (en) * 2006-02-24 2011-02-01 Al-Obaidi Saud M Gait training device and method
WO2010096691A2 (en) * 2009-02-20 2010-08-26 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
CN102175356A (zh) * 2011-02-22 2011-09-07 中国科学院合肥物质科学研究院 一种步态触觉信息测量装置及测量方法
EP2556795A1 (en) * 2011-08-09 2013-02-13 Nederlandse Organisatie voor toegepast -natuurwetenschappelijk onderzoek TNO Method and system for feedback on running style
CA2882453C (en) * 2012-08-27 2021-07-20 Universite Du Quebec A Chicoutimi Method to determine physical properties of the ground, foot-worn sensor therefore, and method to advise a user of a risk of falling based thereon
RU2531697C1 (ru) * 2013-03-05 2014-10-27 Общество С Ограниченной Ответственностью "Хилби" Способ определения веса человека и стелька, предназначенная для его осуществления

Patent Citations (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
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
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
RU2660312C1 (ru) * 2017-08-01 2018-07-05 Федеральное государственное бюджетное учреждение "Центральный научно-исследовательский испытательный институт инженерных войск" Министерства обороны Российской Федерации Способ определения эффективности биомеханических антропоморфных средств (пассивных экзоскелетов)
RU2723606C1 (ru) * 2019-04-01 2020-06-16 Общество с ограниченной ответственностью "ЭкзоАтлант" Способ оценки эффективности разгрузки пользователя при переносе и удержании грузов с помощью экзоскелета

Also Published As

Publication number Publication date
RU2013110574A (ru) 2014-09-10
CN105229433A (zh) 2016-01-06
US20150359460A1 (en) 2015-12-17
WO2014137245A1 (ru) 2014-09-12
KR20150122235A (ko) 2015-10-30
HK1220002A1 (zh) 2017-04-21
JP2016508818A (ja) 2016-03-24
EP2966422A1 (en) 2016-01-13
EP2966422A4 (en) 2017-01-04

Similar Documents

Publication Publication Date Title
RU2531697C1 (ru) Способ определения веса человека и стелька, предназначенная для его осуществления
RU2531689C1 (ru) Способ мониторинга двигательной нагрузки человека и стелька, предназначенная для его осуществления
Zhang et al. Estimating CoP trajectories and kinematic gait parameters in walking and running using instrumented insoles
Simonsen et al. Walking on high heels changes muscle activity and the dynamics of human walking significantly
US7771371B2 (en) Sports shoe with sensing and control
Fulk et al. Using sensors to measure activity in people with stroke
US20080167580A1 (en) Rehabilitation System
Wang et al. Limb dominance related to the variability and symmetry of the vertical ground reaction force and center of pressure
WO2016116071A1 (es) Plantilla con nanopodómetro integrado, método para detectar y contar pasos por medio de dicha plantilla y zapato con dicha plantilla fija o removible
Lee et al. Plantar pressure distribution during walking: comparison of subjects with and without chronic low back pain
EP3666245A1 (en) Method of assessing degree of rehabilitation using an active exoskeleton for patients with disorders of the musculoskeletal system
De Santis et al. A simple object for elderly vitality monitoring: The smart insole
Figueiredo et al. Instrumented insole system for ambulatory and robotic walking assistance: First advances
Mostfa et al. Development of in-shoe wearable pressure sensor using an Android application
Wang et al. Design and experimental evaluation of wearable lower extremity exoskeleton with gait self-adaptivity
Hegde et al. One size fits all electronics for insole-based activity monitoring
Grimmer et al. Joint power, joint work and lower limb muscle activity for transitions between level walking and stair ambulation at three inclinations
AlGheshyan Comparison of ground reaction force in treadmill walking and in overground walking
Garcia et al. Development of the atlas lower-limb active orthosis
Vimal et al. An instrumented flexible insole for wireless COP monitoring
US12484849B1 (en) Foot health tracking and injury prevention system
Tanioka et al. Real-time measurement of frozen gait in patient with parkinsonism using a sensor-controlled walker
Cha et al. A study on the distribution of plantar pressure in adult hemiplegia during gait with the use of cane
CN211049773U (zh) 一种用于感知马蹄足复发的智能支具
Fath et al. Kinetic and Kinematic Differences of Barefoot versus High-Heeled Gait in Healthy, Young Adult Females: A Pilot Study