JP2006034809A - 伸張反射測定装置 - Google Patents

Abstract

【課題】 本発明は、測定者の技術や経験によることなく、神経障害部位の推定や障害程度の評価が可能である伸張反射測定装置を提供することを目的とするものである。
【解決手段】 本発明は、力センサーを内蔵した打腱器と、被測定者の関節に取り付けた加速度センサーと、前記打腱器の力センサーと前記加速度センサーのデータを解析処理する解析装置と、前記解析装置で処理されたデータを表示するコンピュータとからなり、被測定者の腱を前記打腱器で刺激した際に誘発される伸張反射を測定することにより、被測定者の神経系障害部位の推定や障害程度の評価ができるようにしたことを特徴とする伸張反射測定装置の構成とした。
【選択図】 図１

Description

本発明は、腱の叩打で誘発される伸張反射を測定することにより、神経系障害部位の推定や障害程度の評価ができる伸張反射測定装置に関する発明である。

高齢化の進行のため、中枢神経障害や糖尿病性神経障害に代表されるような末梢神経障害が増加しつつある。前記疾患は、早期診断及び早期治療が重要であり、診断技術の向上は非常に重要な課題である。

末梢神経障害及び中枢神経障害のスクリーニング診断には、伸張反射に代表される診察手技が重要である。尚、スクリーニング診断とは、健康な人も含めた集団から、目的とする疾患に関する発症者や発症が予測される人を選別する医学的手法をいう。

伸張反射は、「かっけ」の診断法としてよく知られているが、膝周囲筋のみでなく、全身の筋肉に存在する反射である。伸張反射は、筋肉の伸張を感知すると、神経に信号を送り、脊髄や脳を介して伸張した筋肉が伸び過ぎないように収縮させるという仕組みである。

全身各部位の伸張反射を測定することで、中枢及び末梢神経の障害部位の推定や、障害程度の評価が可能である。しかし、前記評価には明確な基準がなく、医療者が経験的に得た各自の基準を用いて評価しているため、測定者間の信頼性が低い。

補助診断として、ＣＴスキャナー（コンピュータ断層撮影装置）やＭＲＩ（核磁気共鳴映像法）等の画像検査がある。前記検査は、画像が得られるため形態学的な異常は把握しやすいが、神経系の機能の評価は困難である。また、多くの被測定者を診断するには、時間が掛かり、高コストである。医療費の削減の観点からも検査の適応を制限する努力を必要とする。

全身各部位の伸張反射を評価することにより、神経障害部位の推定が可能であり、前記推定に基づき、各種画像検査を選択することで、適切な医療を提供できる。伸張反射の精度が向上すれば、過剰検査及び不要検査を減少させることができ、医療サービスの向上と医療費の削減に貢献できる。

特許文献１に記載の発明のように、加速度センサーを利用して、人間等の動物の動作を解析する動作解析装置及び動作解析方法という発明も公開されている。
特開２０００−１５７５１６号公報

しかしながら、伸張反射の評価は、明確な基準がなく、測定者により判断にばらつきが大きい。また、前記評価を参考にして各種精密検査の項目及び内容を決定するため、前記評価に正確性が欠ける場合、過剰に検査が行われたり、必要な検査が行われないことがあり、診断精度が低くなる。

そこで、本発明は、測定者の技術や経験によることなく、神経障害部位の推定や障害程度の評価が可能である伸張反射測定装置を提供することを目的とするものである。

本発明は、上記の課題を解決するために、力センサー２ｄを内蔵した打腱器２と、被測定者７の関節７ａに取り付けた加速度センサー３と、前記打腱器２の力センサー２ｄと前記加速度センサー３のデータを解析処理１０する解析装置４と、前記解析装置４で処理されたデータを表示するコンピュータ６とからなり、被測定者７の腱７ｂを前記打腱器２で刺激した際に誘発される伸張反射を測定することにより、被測定者７の神経系障害部位の推定や障害程度の評価ができるようにしたことを特徴とする伸張反射測定装置１の構成とした。

本発明は、以上の構成であるから以下の効果が得られる。第１に、被測定者の膝や肘などの全身各筋の伸張反射を測定することにより、神経障害部位の推定や障害程度の評価ができる。

第２に、小型の装置を組み合わせたものであるため持ち運びが容易であり、低コストである。

第３に、加速度センサーを固定具に取り付けることにより、測定者が加速度センサーを装着しやすくなる。毎回同じ場所に加速度センサーを設置できるため、過去のデータとの比較が容易となる。

また、皮膚にテープ等で直接付けなくて済むため、皮膚の炎症等が発生するのを防止できる。ただし、測定内容によっては、皮膚に直接センサーを取り付ける場合もある。

打腱器の叩打部分は、強めに叩くことができ、しかも被測定者を叩いても痛みが誘発されない素材と形態を必要とする。コンピュータは、解析結果をグラフ等で表示するが、持ち運びを容易にする上でノート型又はＰＤＡ（携帯情報端末）を用いるのが好ましい。また、測定装置とコンピュータを一体化しても良い。

以下に、添付図面に基づいて、本発明である伸張反射測定装置について詳細に説明する。図１は、本発明である伸張反射測定装置の全体図である。尚、図１は、大腿四頭筋の伸張反射を測定する場合の例である。

伸張反射測定装置１は、力センサー２ｄを内蔵した打腱器２と、被測定者７の関節７ａに取り付けた加速度センサー３と、前記打腱器２の力センサー２ｄと前記加速度センサー３のデータを解析処理１０する解析装置４と、前記解析装置４で処理されたデータを表示するコンピュータ６とからなり、被測定者７の腱７ｂを前記打腱器２で刺激した際に誘発される伸張反射を測定することにより、被測定者７の神経系障害部位の推定や障害程度の評価ができるようにしたことを特徴とする。

神経障害部位の推定や障害程度の評価には、叩打力と速度が重要である。叩打力の大きさが伸張反射の程度に影響を与えるため、力センサー２ｄにより測定する。また、測定者は速度を参考にして伸張反射を評価するため、加速度センサー３により測定する。

また、伸張反射は、筋肉の伸張及び収縮により起こることから、筋電計１４を接続し、筋電図データも併せて解析する。尚、筋電図は、筋肉活動に伴う電位の変化を記録したグラフである。ただし、筋電図を見る際は、皮膚の表面温度が３１℃以上であることが必要である。

打腱器２は、叩打力を測定するため、力センサー２ｄを取り付ける。打腱器２は、ケーブル８により解析装置４と接続する。尚、ケーブル８については、無線式にすることも可能である。

加速度センサー３は、被測定者７の足の伸展具合をＸ軸、Ｙ軸及びＺ軸の３軸で測定することができる小型のセンサーで、被測定者７の足関節７ａに取り付ける。加速度センサー３も、ケーブル８ａにより解析装置４と接続する。

尚、加速度センサー３は、被測定者７の足関節７ａを固定するための固定具５に設置することができる。また、ケーブル８ａについては、ケーブル８と同様、無線式にすることができる。

解析装置４は、力センサー２ｄ及び加速度センサー３の測定データを取得して解析処理１０を行う。解析装置４は、処理結果を表示するためにケーブル８ｂでコンピュータ６に接続する。

尚、コンピュータ６には、ＰＤＡ等も含むものとし、力センサー２ｄ、加速度センサー３又は解析装置４等の測定装置と一体型にすることも可能である。

固定具５は、足関節７ａを固定することによる測定精度の向上と、センサーの設置位置のばらつきによる測定誤差を減少させることを目的に使用する。

筋電計１４は、筋肉の電位変化を測定し、筋電図として出力することができる計器である。筋電計１４は、ケーブル８ｃにより解析装置４と接続する。

コンピュータ６は、解析装置４で解析処理１０されたデータを取得し、ディスプレイ、プリンタ又は電子カルテなどに出力する。コンピュータ６には、データを編集して、グラフや表として表現するためのソフトウェアが組み込まれる。

被測定者７は、神経系異常の疑いがあるため、又は、神経系が正常であることを確認するために医師の診断を受ける者であり、伸張反射測定装置１を使用して、伸張反射を測定する対象である。

ケーブル８は、打腱器２と解析装置４を接続する導線であり、ケーブル８ａは、加速度センサー３と解析装置４を接続する導線であり、ケーブル８ｃは、筋電計１４と解析装置４を接続する導線である。

ケーブル８、ケーブル８ａ及びケーブル８ｃは、同軸ケーブルなどを利用する。尚、ケーブル８ａについては、解析装置４に接続する側が３つに分かれている場合は、３つに分岐したものを使用する。

ケーブル８ｂは、解析装置４とコンピュータ６を接続する導線で、ＵＳＢケーブルなどを利用する。尚、解析装置４に必要な電源は、コンピュータ６からケーブル８ｂを通じて供給する。

また、ケーブル８、ケーブル８ａ、ケーブル８ｂ及びケーブル８ｃについては、測定時に邪魔となる可能性があるため、無線化することも考えられる。尚、無線化技術には、複数のデジタル機器を無線で接続し、音声通信やデータ通信を行う技術の共通仕様であるブルートゥース等がある。

図２は、本発明である伸張反射測定装置の打腱器の側面図であり、図３は、本発明である伸張反射測定装置の打腱器の平面図であり、図４は、本発明である伸張反射測定装置の打腱器の正面図である。また、図５は、本発明である伸張反射測定装置の打腱器の斜視図である。

図２から図４に示すものは、打腱器２の一例であり、形状については限定されない。図５に示す打腱器２は、また別の一例である。

打腱器２は、物を叩く部分である頭２ａに、手で握る部分である柄２ｂを垂直に挿したもので、図２に示すように、正面から見ると略Ｔ字状である。打腱器２には、頭２ａに力センサー２ｄを組み込んだハンマーを用いる。

頭２ａは、図２及び図３に示すように、形状は主として円柱状であり、先端の叩打用キャップ２ｃの根元付近に叩打力を検知する力センサー２ｄが存在する。叩打用キャップ２ｃには、必要な強度で叩打可能であり、しかも被測定者７を叩いても痛みがないシリコン等の素材が使用される。

柄２ｂも、図２及び図４に示すように、形状は主として円柱状であり、下部の手で握る部分は、若干太くし、滑り難い素材を使用する。上端は頭２ａに接続されるが、下端にはケーブル８を接続するための端子２ｅが設けられる。尚、端子２ｅについては、柄２ｂの下端には限定されず、邪魔にならない位置に設ければ良い。

叩打用キャップ２ｃは、叩く際に当てる箇所に取り付けられる。叩打用キャップ２ｃの形状は、図３に示すように、上から見ると半円状であり、叩く際に当たる部分は、叩いても安全なように、曲線状に丸めてある。

力センサー２ｄは、叩打用キャップ２ｃが被測定者７を叩いた際の力の強さを検出する。叩打用キャップ２ｃには丸みがあるため、測定者が叩打しやすく、有効な叩打を得やすいので、力センサー２ｄも叩打力を正確に感知できる。

力センサー２ｄは、圧電式のセンサーであり、圧電効果によって発生する電圧を検出する。尚、圧電効果とは、水晶などの結晶に力を加えると、応力に比例して電気分極が生じ、電圧が発生する現象である。圧電効果により、電気的エネルギーと機械的エネルギーとを変換することができる。

端子２ｅは、図２及び図４に示すように、接続部が円状のＢＮＣコネクター等を嵌合できる形状であり、ケーブル８で接続することにより、力センサー２ｄで検出された信号は、端子２ｅを通じて外部へ出力される。

尚、ＢＮＣコネクターとは、同軸ケーブルの端に取り付けるコネクターであり、結合する際は、外周部のリングを押し付けて回す。内部にはバネが入っており、コネクターに刻まれた溝を使用することにより、簡単に、かつ、しっかりと固定できる。

図５に示す打腱器２については、頭２ａ、柄２ｂ、叩打用キャップ２ｃ、力センサー２ｄ及び端子２ｅ等を備えるのは、図２から図４に示す打腱器２と同様である。

頭２ａの形状は円盤状であり、頭２ａの中心から下方に柄２ｂが延びる。頭２ａの側面の周上が叩打面であり、叩打用キャップ２ｃが設けられ、中心の力センサー２ｄに叩打時の信号が伝わる。

図５に示す打腱器２の場合、叩打する方向を気にする必要はないが、叩打面が３６０°あるため、どの面からも検出できる力センサー２ｄを用いるか、２軸のセンサーにして力を割り出す。

力センサー２ｄについても、力を検出するものに限られず、加速度センサーや速度センサーを利用し、検出した加速度又は速度から、力を算出するという方法を採用しても構わない。

図６は、本発明である伸張反射測定装置の加速度センサーの斜視図であり、図７は、本発明である伸張反射測定装置の加速度センサーの正面図である。

加速度センサー３は、図６に示すように、略立方体状のセンサー３ａの一面に、ケーブル８ａを接続するための端子３ｂが設けたものである。

センサー３ａは、図７に示すように、横矢印のＸ軸、縦矢印のＹ軸及び手前から奥に向かうＺ軸の３次元における加速度を検出することができるため、足への微妙な設置方向を考慮する必要がなく、また、足がどの方向に動いたとしても正確に測定することができる。

端子３ｂは、図６に示すように、円筒形であり、打腱器２と同様に、ＢＮＣコネクター等を嵌合する。端子３ｂにケーブル８ａを接続することにより、センサー３ａで検出された信号を外部に出力する。

加速度センサー３については、Ｘ軸、Ｙ軸及びＺ軸の３軸を同時に測定するもの以外に、１軸のものを３つ用意し、それぞれＸ軸、Ｙ軸及びＺ軸を測定するようにしても構わない。

加速度センサー３の代わりに速度センサーを利用することもできる。速度センサーの場合も加速度センサー３の場合と同様に、Ｘ軸、Ｙ軸及びＺ軸の３方向に対して、足の動く速度を検出する。

図８は、本発明である伸張反射測定装置の解析装置の平面図であり、図９は、本発明である伸張反射測定装置の解析装置の正面図である。

解析装置４の例として、図８及び図９に示すように、略直方体状の本体４ａと、入力端子４ｂ、４ｃ、４ｅ及び出力端子４ｄからなるものがあり、本体４ａの正面側に３つの入力端子４ｂ、１つの入力端子４ｃ及び１つの入力端子４ｅがあり、背面側に出力端子４ｄがあるものとする。

本体４ａは、内部に解析処理１０のプログラムを有する。本体４ａの構成については、図１４において詳細に説明する。また、解析処理１０については、図１５において詳細に説明する。

入力端子４ｂは、ケーブル８ａを接続し、加速度センサー３からの信号を受け取るためのものである。Ｘ軸、Ｙ軸及びＺ軸の方向の加速度情報を取得するため、入力端子４ｂは、３つに分かれる。

入力端子４ｃは、ケーブル８を接続し、力センサー２ｄからの信号を受け取るためのものである。打腱器２で被測定者７を叩いた力の強さを取得するために、入力端子４ｃは１つ必要である。

入力端子４ｅは、ケーブル８ｃを接続し、筋電計１４からの信号を受け取るためのものである。筋電計１４から被測定者７の筋電図データを取得するために、入力端子４ｅは１つ必要である。

出力端子４ｄは、ケーブル８ｂを接続し、コンピュータ６へ情報を送るためのものである。コンピュータ６と繋いで、情報をやり取りできれば良いので、一般的に使用されるインタフェースであるのが好ましい。

図８及び図９に示すように、入力端子４ｂ及び入力端子４ｃは、打腱器２の端子２ｅ及び加速度センサー３の端子３ｂと同様に、ＢＮＣコネクターを嵌合する。

図１０は、本発明である伸張反射測定装置の固定具の斜視図であり、図１１は、本発明である伸張反射測定装置の固定具を足に装着し、加速度センサーを設置した状態を示す図である。

固定具５は、足のかかと付近の形状に合わせて成形したもので、裏当て５ａと、後当て５ｂと、湾曲部５ｃとからなり、固定具５を足に固定するためのバンド５ｄ、バンド５ｅ及びバンド５ｆも設けられる。固定具５により一定の角度に足関節７ａが動かないように固定される。

裏当て５ａは、足の裏に当てる箇所であり、後当て５ｂは、足の後側に当てる箇所である。湾曲部５ｃは、足のかかとに当てる箇所で、かかとに沿って湾曲しており、裏当て５ａ及び後当て５ｂに連設される。

裏当て５ａ、後当て５ｂ及び湾曲部５ｃは、図１０に示すように、ふくらはぎから足の裏にかけて当てるもので、堅いプラスチック等の素材であり、足の動作を妨げないようにするため、出来るだけ軽量化する。

固定具５には、ふくらはぎ、かかと及び足の裏に対応する位置にバンド５ｄ、バンド５ｅ及びバンド５ｆが付けられる。

図１０に示すように、バンド５ｄは、ふくらはぎにおいて後当て５ｂを固定し、バンド５ｅは、かかとにおいて湾曲部５ｃを固定し、バンド５ｆは、足の裏において裏当て５ａを固定する。

固定具５を実際に被測定者７の足に装着すると、図１１に示すようになり、くるぶしの辺りに加速度センサー３を取り付ける。ただし、加速度センサー３の取付位置は、膝より下であれば、特に限定はしない。

加速度センサー３を固定具５に取り付けることで、皮膚の動きに伴うセンサー位置ずれによる測定誤差がなくなり、測定データのばらつきも減少する。

図１２は、本発明である伸張反射測定装置の被測定者の膝に打腱器で叩打した場合を示す図であり、図１３は、本発明である伸張反射測定装置の被測定者の膝が伸張反射により伸展した状態を示す図である。

図１に示すように、打腱器２、加速度センサー３、解析装置４及びコンピュータ６をケーブル８、ケーブル８ａ及びケーブル８ｂで接続し、被測定者７の足に固定具５を装着後、加速度センサー３を設置する。

図１２に示すように、被測定者７の膝にある腱７ｂに対して、打腱器２で叩くことにより叩打刺激９を与えると、神経系が正常であれば、図１３に示すように、正常な伸張反射９ａが起こり、足が前方に伸展する。

打腱器２は、叩打用キャップ２ｃの先端中央部分を、膝に対して垂直に当てるように叩くことが必要である。力センサー２ｄが、打腱器２の頭２ａと水平な力のみを有効なデータとして検出するためである。

伸張反射９ａの際に、膝が上下左右に揺れる現象が見られる場合は、膝の動きを感知するセンサーを膝に取り付け、加速度センサー３での検出データに考慮することで、誤差を無くすことができる。

被測定者７の各種データを測定することで、神経系が正常であるか、異常であるかを判断できる。膝以外の肘などの腱７ｂも同様に測定することにより、神経系の異常のある部位を推定することもできる。

図１４は、本発明である伸張反射測定装置の構成に関するブロック図であり、図１５は、本発明である伸張反射測定装置の解析装置で行う解析処理のフローチャートである。

図１４に示すように、伸張反射測定装置１の構成は、打腱器２、加速度センサー３、筋電計１４、解析装置４及びコンピュータ６からなる。打腱器２については、力センサー２ｄが組み込まれ、検出データを出力できる。

解析装置４は、インタフェース４ｅ、中央演算処理装置４ｆ及び記憶装置４ｇを有する解析処理１０を専門に行うコンピュータである。記憶装置４ｇには、解析処理１０のプログラムが最初から組み込まれている。

コンピュータ６は、インタフェース６ａ、中央演算処理装置６ｂ、記憶装置６ｃ、入力装置６ｅ及び出力装置６ｆを有する一般的なコンピュータであり、記憶装置６ｃに編集処理６ｄを組み込む。

力センサー２ｄ、加速度センサー３及び筋電計１４の検出データは、解析装置４のインタフェース４ｅを通じて、記憶装置４ｇに蓄積される。解析装置４の入力端子４ｂ及び入力端子４ｃから記憶装置４ｇを繋ぐものが、インタフェース４ｅに該当する。

記憶装置４ｇは、プログラムやデータの保管領域であると共に、プログラムを実行する際の作業領域である。あらかじめ解析処理１０が組み込まれ、インタフェース４ｅを介して入力された検出データ及び解析処理１０の結果データも保管する。

中央演算処理装置４ｆは、インタフェース４ｅ及び記憶装置４ｇを制御し、記憶装置４ｇにある解析処理１０のプログラムを実行する。尚、中央演算処理装置４ｆに対して解析処理１０を実行させる命令は、インタフェース４ｅを介して、コンピュータ６から受け取る。

解析処理１０の結果データは、インタフェース４ｅを通じて、コンピュータ６のインタフェース６ａに送られる。解析装置４の記憶装置４ｇから出力端子４ｄを繋ぐものも、インタフェース４ｅに該当する。

コンピュータ６のインタフェース６ａで受け取った結果データは、記憶装置６ｃに蓄積される。解析装置４と同様に、中央演算処理装置６ｂ又は記憶装置６ｃと外部を繋ぐものがインタフェース６ａである。入力装置６ｅ及び出力装置６ｆもインタフェース６ａにより繋がれる。

記憶装置６ｃも記憶装置４ｇと同様に、プログラムやデータの保管領域であると共に、プログラムを実行する際の作業領域である。解析処理１０の結果データを保管し、結果データを加工し、出力装置６ｆに表示するための編集処理６ｄも組み込まれる。

中央演算処理装置６ｂも中央演算処理装置４ｆと同様に、インタフェース６ａ及び記憶装置６ｃの制御や、記憶装置６ｃにある編集処理６ｄを実行する。尚、中央演算処理装置６ｂに対して編集処理６ｄを実行させる命令は、インタフェース６ａを介して、入力装置６ｅから受け取る。

中央演算処理装置６ｂは、記憶装置６ｃに対しては直接制御するが、入力装置６ｅ及び出力装置６ｆに対しては、インタフェース６ａを介して、命令やデータのやり取り等の制御を行う。

入力装置６ｅは、コンピュータ６の中央演算処理装置４ｆに命令を与えるための機器で、マウスやキーボードが該当する。尚、解析装置４から結果データを入力することから、解析装置４も入力装置６ｅに該当する。

出力装置６ｆは、コンピュータ６の中央演算処理装置４ｆが処理した結果を表示又は印刷する機器で、ディスプレイやプリンタが該当する。結果データに対して、編集処理６ｄを実行し、グラフ１１や表１２を表示する。

図１５に示すように、解析処理１０は、叩打力入力１０ａの工程と、加速度入力１０ｂ、Ｘ軸加速度積分１０ｃ、Ｙ軸加速度積分１０ｄ、Ｚ軸加速度積分１０ｅ及び速度算出１０ｆからなる工程と、筋電図入力１０ｇの工程とを経た後、時系列データ取得の工程と、絶対値データ取得１０ｉ及びデータ解析１０ｊの工程とを経て、結果データ出力１０ｋの工程で終わる。

解析処理１０は、インタフェース４ｅを介して、力センサー２ｄから叩打力データと、加速度センサー３からＸ軸、Ｙ軸及びＺ軸の３方向の加速度データと、筋電計１４から筋電図データとを記憶装置４ｇに取り込み、前記３方向の加速度データを中央演算処理装置４ｆで計算させることにより速度データを算出し、前記叩打力データ、筋電図データ、加速度データ及び速度データの時系列データ及び絶対値データをインタフェース４ｅを介して出力することを特徴とする。

叩打力入力１０ａの工程と、加速度入力１０ｂの工程と、筋電図入力１０ｇの工程とは並列的に実行され、加速度入力１０ｂの工程の後、Ｘ軸加速度積分１０ｃから速度算出１０ｆまでの工程が実行される。

叩打力入力１０ａの工程は、力センサー２ｄからインタフェース４ｅを介して、記憶装置４ｇに検出データを取り込むように、中央演算処理装置４ｆが指示を出す。

加速度入力１０ｂの工程は、加速度センサー３からインタフェース４ｅを介して、記憶装置４ｇに検出データを取り込むように、中央演算処理装置４ｆが指示を出す。

筋電図入力１０ｇの工程は、筋電計１４からインタフェース４ｅを介して、記憶装置４ｇに検出データを取り込むように、中央演算処理装置４ｆが指示を出す。

Ｘ軸加速度積分１０ｃの工程は、記憶装置４ｇにある加速度データを取得し、３次元のうちＸ軸方向の加速度データに対し、中央演算処理装置４ｆが積分して速度データに変換する。結果は一時的に記憶装置４ｇに保管する。

Ｙ軸加速度積分１０ｄの工程は、記憶装置４ｇにある加速度データを取得し、３次元のうちＹ軸方向の加速度データに対し、中央演算処理装置４ｆが積分して速度データに変換する。結果は一時的に記憶装置４ｇに保管する。

Ｚ軸加速度積分１０ｅの工程は、記憶装置４ｇにある加速度データを読み出し、３次元のうちＺ軸方向の加速度データに対し、中央演算処理装置４ｆが積分して速度データに変換する。結果は一時的に記憶装置４ｇに保管する。

速度算出１０ｆの工程は、Ｘ軸加速度積分１０ｃ、Ｙ軸加速度積分１０ｄ及びＺ軸加速度積分１０ｅの工程で求めたＸ軸、Ｙ軸及びＺ軸の速度データを読み出し、中央演算処理装置４ｆが加算集計して速度を求める。算出データは、記憶装置４ｇに保管する。

叩打力入力１０ａの工程、速度算出１０ｆの工程及び筋電図入力１０ｇの工程が実行された後、時系列データ取得１０ｈ及び絶対値データ取得１０ｉの工程が実行される。尚、絶対値データ取得１０ｉの後には、データ解析１０ｊの工程が実行される。

時系列データ取得１０ｈの工程は、叩打力データ、加速度データ、速度データ及び筋電図データの時間毎のデータを全て取得する。時系列データは、出力用データとして、記憶装置４ｇに保管する。

絶対値データ取得１０ｉの工程は、叩打力データ、加速度データ、速度データ及び筋電図データのピーク時など特定時点におけるデータを取得する。絶対値データは、一時的に記憶装置４ｇに保管する。

データ解析１０ｊの工程は、絶対値データが過渡応答であるか、定常応答であるかを判断し、それに応じた処理を行う。解析後の絶対値データは、出力用データとして、記憶装置４ｇに保管する。

過渡応答とは、叩打力データがある一定の値よりも低い場合に見られるもので、叩打力データが強くなるに従い、速度データも速くなるため、叩打力データにより、速度データを処理する必要がある。

定常応答とは、叩打力データがある一定の値を超えた場合に見られるもので、叩打力データが強くなっても、速度データはほぼ一定の値を示すため、叩打力データに関係なく、速度データを扱うことができる。

時系列データ取得１０ｈ及びデータ解析１０ｊの工程が実行された後、結果データ出力１０ｋの工程が実行される。

結果データ出力１０ｋの工程は、記憶装置４ｇに保管された結果データを、インタフェース４ｅを介して、外部に出力する。即ち、コンピュータ６に表示するために、結果データを送り渡す。

図１６は、本発明である伸張反射測定装置のコンピュータに表示される解析結果を示すグラフの一例である。

図１６に示すように、グラフ１１は、加速度センサー３で検出したデータを積分して速度に変換したものに対し、時間の経過による変化を表したものであり、縦軸に速度（単位はセンチメートル毎秒）、横軸に時間（単位はミリ秒）である。

グラフ１１は、振幅の異なる波状の滑らかな曲線１１ａ、１１ｂを描くが、グラフ１１上で特徴のある点として、叩打ピーク時１１ｃ、動作開始時１１ｄ及び速度ピーク時１１ｅがある。

叩打ピーク時１１ｃは、叩いた瞬間から叩打力が最大になる時点であり、平均で約１５ミリ秒である。尚、叩打ピーク時１１ｃの叩打力の平均は、８４．９Ｎ（単位はニュートン）である。

動作開始時１１ｄは、伸張反射による足の動きが始まる時点であり、叩打ピーク時１１ｃから約３０ミリ秒遅れる。平均では、約４９ミリ秒である。

速度ピーク時１１ｅは、足の速度が最大になる時点であり、平均で約２１１ミリ秒である。速度ピーク時１１ｅの速度は、平均で５５．２センチメートル毎秒である。速度ピーク時１１ｅ以降は、徐々に速度は落ちていく。

また、力センサー２ｄによる叩く強さの違いを比較する。曲線１１ａは、強く叩いた場合であり、曲線１１ｂは弱く叩いた場合である。叩く強さが強いほど、足の動作速度が大きくなる。

ただし、叩く強さについては、ある一定の力までは、強く叩けば足の動作速度も大きくなるが、ある一定の力を超えると、それ以降は、ほぼ一定の速度を示す。

図１７は、本発明である伸張反射測定装置の叩打力データ、速度データ及び筋電図データを時系列に示したグラフであり、図１８は、本発明である伸張反射測定装置の叩打力データ、速度データ及び筋電図データの絶対値データを示した表である。尚、グラフ１５は、健常者の計測データを例としている。

図１７におけるグラフ１５は、横軸に時間を取り、叩打力データ１５ａ、速度データ１５ｂ及び筋電図データ１５ｃを同時に示したものである。叩打力データ１５ａについては、縦軸の単位がＮ（ニュートン）になり、速度データ１５ｂについては、縦軸の単位がセンチメートル毎秒となる。

グラフ１５において特徴のある時点、即ち、ピーク叩打時間１５ｄ、筋電図開始時間１５ｅ、動作開始時間１５ｆ、ピーク速度時間１５ｇ、筋電図潜時１５ｈ、叩打−動作開始時間１５ｉ、筋電図−動作開始時間１５ｊ、動作加速時間１５ｋ及び叩打−ピーク速度時間１５ｌを測定する。

叩打力データ、速度データ及び筋電図データの時間的なずれを測定することにより、正常であるか、異常であるかを診断することができる。

ピーク叩打時間１５ｄは、叩打力データ１５ａにおいて、叩打力が最大になる時点である。叩いてすぐに叩打力は最大になり、その後すぐに落ちて無くなる。

筋電図開始時間１５ｅは、筋電図データ１５ｃにおいて、筋肉の電位の変化が生じ始めた時点、即ち、腱の叩打による筋肉の伸張を感知した時点である。叩いて僅かな時間を置いて、マイナス方向及びプラス方向に対して大きく波を描くように変化した後、徐々に波が小さくなっていく。

動作開始時間１５ｆは、速度データ１５ｂにおいて、伸張反射により足などが動き始めた時点、即ち、神経から筋への信号が伝わり、筋力がある一定以上を越えて筋が反射動作を開始した時点である。動き始めてから徐々に速度は増していく。

ピーク速度時間１５ｇは、速度データ１５ｂにおいて、足などが動き始めてから速度が最大となる時点である。ピーク速度時間１５ｇを過ぎると、徐々に速度は落ちていく。

筋電図潜時１５ｈは、ピーク叩打時間１５ｄから筋電図開始時間１５ｅまでの時間である。叩打−動作開始時間１５ｉは、ピーク叩打時間１５ｄから動作開始時間１５ｆまでの時間である。筋電図−動作開始時間１５ｊは、筋電図開始時間１５ｅから動作開始時間１５ｆまでの時間である。

動作加速時間１５ｋは、動作開始時間１５ｆからピーク速度時間１５ｇまでの時間である。叩打−ピーク速度時間１５ｌは、ピーク叩打時間１５ｄからピーク速度時間１５ｇまでの時間である。

叩打力データ１５ａの波形は、間違って骨を叩いた場合には、尖った状態を示す傾向にある。叩打力データ１５ａが叩打ミスであるかを調べることができ、データの精度向上を図ることができる。また、叩打ミスを判定可能であることから、医療者などが伸張反射を誘発する手技の教育に応用することもできる。

筋電図データ１５ｃの波形についても、異常の診断が可能である。筋電図潜時１５ｈが長く、電位の変化が小さければ、神経の機能が低下していることを示す。また、電位の変化している時間が長ければ、伸張反射が亢進していることを示す。

図１８に示す表１６は、項目１６ａに対する平均１６ｂ及び標準偏差１６ｃを示したものである。表１６も、グラフ１５と同様、健常者の計測データを例としている。

項目１６ａについては、ピーク叩打力、ピーク速度、速度／叩打力、ピーク叩打時間１５ｄ、筋電図開始時間１５ｅ、動作開始時間１５ｆ、ピーク速度時間１５ｇ、筋電図潜時１５ｈ、叩打−動作開始時間１５ｉ、筋電図−動作開始時間１５ｊ、動作加速時間１５ｋ及び叩打−ピーク速度時間１５ｌがある。

ピーク叩打力は、平均１６ｂが８４．９Ｎ（ニュートン）で、標準偏差１６ｃが３７．８Ｎ（ニュートン）である。ピーク速度は、平均１６ｂが５５．２センチメートル毎秒で、標準偏差１６ｃが１７．２センチメートル毎秒である。速度／叩打力は、平均１６ｂが０．８ｃｍ／（ｓＮ）で、標準偏差１６ｃが０．３ｃｍ／（ｓＮ）である。

ピーク叩打時間１５ｄは、平均１６ｂが１５ミリ秒で、標準偏差１６ｃが１ミリ秒である。筋電図開始時間１５ｅは、平均１６ｂが２８ミリ秒で、標準偏差１６ｃが１ミリ秒である。動作開始時間１５ｆは、平均１６ｂが４９ミリ秒で、標準偏差１６ｃが５ミリ秒である。

ピーク速度時間１５ｇは、平均１６ｂが２１１ミリ秒で、標準偏差１６ｃが７ミリ秒である。筋電図潜時１５ｈは、平均１６ｂが１３ミリ秒で、標準偏差１６ｃが２ミリ秒である。叩打−動作開始時間１５ｉは、平均１６ｂが３４ミリ秒で、標準偏差１６ｃが４ミリ秒である。

筋電図−動作開始時間１５ｊは、平均１６ｂが２１ミリ秒で、標準偏差１６ｃが５ミリ秒である。動作加速時間１５ｋは、平均１６ｂが１６２ミリ秒で、標準偏差１６ｃが８ミリ秒である。叩打−ピーク速度時間１５ｌは、平均１６ｂが１９６ミリ秒で、標準偏差１６ｃが７ミリ秒である。

時間に関するデータについては、標準偏差１６ｃが小さいため、ばらつきが小さいと言える。時間と関係のないデータについては、標準偏差１６ｃが大きいため、ばらつきが大きいと言えるので、時系列以外のデータは、データの傾向に基づき、場合分けした方が良い場合もある。

図１９は、本発明である伸張反射測定装置の叩打力及び速度に関して、過渡応答であるか、又は定常応答であるかを示したグラフである。尚、縦軸は速度（単位はセンチメートル毎秒）であり、横軸は叩打力（単位はニュートン）である。

グラフ１７は、同じ被測定者７に対し、叩打力を変えた場合に、足などの動く速度がどのように変化するかを示している。グラフ１７では、叩打力が６０Ｎ（ニュートン）において、傾向が変わる。

叩打力が６０Ｎ（ニュートン）までは、叩く強さが上がるごとに、速度も上がる傾向にあり、６０Ｎ（ニュートン）を超えると、速度はほぼ一定となる。ただし、被測定者７により速度が一定となる時点の叩打力は異なる。

６０Ｎ（ニュートン）までの過渡応答１７ａにおいては、叩打力を考慮して速度を扱う必要があるが、６０Ｎ（ニュートン）を超えた定常応答１７ｂでは、叩打力は関係なく速度を扱うことができる。

力センサー２ｄに対し、速度が一定となる時点の叩打力以上で叩いた場合にはアラームがなるなどの制御を施せば、アラームが鳴った場合のみ有効にすることで、叩打力に関係なく速度データを検出することが可能となる。

図２０は、本発明である伸張反射測定装置の反射測定による障害部位の推定を示す表である。

図２０に示すように、表１２は、上肢反射及び下肢反射の測定結果により、脳、頸椎、胸椎、腰椎又は末梢神経のどこに障害があるかを示すもので、表１２を見ることで、神経系の障害部位を推定することができる。

上肢反射及び下肢反射が共に同側のみ反射亢進であれば、反対側の脳障害を疑う。上肢反射が低下〜亢進で下肢反射が亢進であれば、頸椎の障害を疑う。尚、反射亢進は、伸張反射が大きく出現することを示し、また、反射低下は、伸張反射が小さく出現することを示す。

上肢反射が正常で下肢反射が亢進であれば、胸椎レベルの障害を疑う。上肢反射が正常で下肢反射が低下であれば、腰椎から末梢神経までの障害を第一に疑う。上肢反射が低下で下肢反射も低下であれば、末梢神経の障害を疑う。

異常のデータを利用し、障害部位を推定した上で、ＣＴスキャナーやＭＲＩ等の高度な機器を使用して精密検査を行えば、余計な部位を検査せずに済む。また、逆に医療者が見逃しやすい病気の診断に有効である。

伸張反射を定量化することにより、コストや時間を節約することができると同時に、病気の早期診断に有効であり、医師や被測定者７にとっても非常に有益である。

図２１は、本発明である伸張反射測定装置の力センサー及び加速度センサーを非接触型センサーにした場合の全体図である。伸張反射測定装置１ａでは、非接触型センサー１３を用いて叩打力と反射挙動を測定する。

図２１に示すように、打腱器２に接続するケーブル８及び加速度センサー３に接続するケーブル８ａは、非接触型センサー１３に接続し、非接触型センサー１３を被測定者７の足が感知範囲内に入るように向ける。

非接触型センサー１３は、関節７ａにセンサーを取り付けなくても、離れた位置から磁力や赤外線などを利用して、叩打力や伸張反射による足の動きを検出することができる。非接触型センサー１３には、画像解析装置や磁気センサー等が該当する。

力センサー２ｄ又は加速度センサー３のように接触型センサーだけでなく、非接触型センサーを使用した場合でも、伸張反射を評価することができ、非接触型センサーであれば、足関節７ａに加速度センサー３を取り付ける手間が省け、測定が容易になる。

以上のように、本発明である伸張反射測定装置１は、被測定者７の膝や肘などの全身各筋の伸張反射を診ることにより、神経障害部位の推定や障害程度の評価ができる。また、小型の装置を組み合わせたものであるため持ち運びが容易であり、低コストである。

更に、加速度センサー３を固定具５に取り付けることにより、測定者が加速度センサー３を装着しやすくなる。毎回同じ場所に加速度センサー３を設置できるため、過去のデータとの比較が容易となる。また、皮膚にテープ等で直接付けなくて済むため、皮膚の炎症等が発生するのを防止できる。

本発明である伸張反射測定装置の全体図である。 本発明である伸張反射測定装置の打腱器の側面図である。 本発明である伸張反射測定装置の打腱器の平面図である。 本発明である伸張反射測定装置の打腱器の正面図である。 本発明である伸張反射測定装置の打腱器の斜視図である。 本発明である伸張反射測定装置の加速度センサーの斜視図である。 本発明である伸張反射測定装置の加速度センサーの正面図である。 本発明である伸張反射測定装置の解析装置の平面図である。 本発明である伸張反射測定装置の解析装置の正面図である。 本発明である伸張反射測定装置の固定具の斜視図である。 本発明である伸張反射測定装置の固定具を足に装着し、加速度センサーを設置した状態を示す図である。 本発明である伸張反射測定装置の被測定者の膝に打腱器で叩打した場合を示す図である。 本発明である伸張反射測定装置の被測定者の膝が伸張反射により伸展した状態を示す図である。 本発明である伸張反射測定装置の構成に関するブロック図である。 本発明である伸張反射測定装置の解析装置で行う解析処理のフローチャートである。 本発明である伸張反射測定装置のコンピュータに表示される解析結果を示すグラフである。 本発明である伸張反射測定装置の叩打力データ、速度データ及び筋電図データを時系列に示したグラフである。 本発明である伸張反射測定装置の叩打力データ、速度データ及び筋電図データの絶対値データを示した表である。 本発明である伸張反射測定装置の叩打力及び速度に関して、過渡応答であるか、又は定常応答であるかを示したグラフである。 本発明である伸張反射測定装置の反射測定による障害部位の推定を示す表である。 本発明である伸張反射測定装置の力センサー及び加速度センサーを非接触センサーにした場合の全体図である。

符号の説明

１ 伸張反射測定装置
１ａ 伸張反射測定装置
２ 打腱器
２ａ 頭
２ｂ 柄
２ｃ 叩打用キャップ
２ｄ 力センサー
２ｅ 端子
３ 加速度センサー
３ａ センサー
３ｂ 端子
４ 解析装置
４ａ 本体
４ｂ 入力端子
４ｃ 入力端子
４ｄ 出力端子
４ｅ インタフェース
４ｆ 中央演算処理装置
４ｇ 記憶装置
５ 固定具
５ａ 裏当て
５ｂ 後当て
５ｃ 湾曲部
５ｄ バンド
５ｅ バンド
５ｆ バンド
６ コンピュータ
６ａ インタフェース
６ｂ 中央演算処理装置
６ｃ 記憶装置
６ｄ 編集処理
６ｅ 入力装置
６ｆ 出力装置
７ 被測定者
７ａ 関節
７ｂ 腱
８ ケーブル
８ａ ケーブル
８ｂ ケーブル
８ｃ ケーブル
９ 叩打刺激
９ａ 伸張反射
１０ 解析処理
１０ａ 叩打力入力
１０ｂ 加速度入力
１０ｃ Ｘ軸加速度積分
１０ｄ Ｙ軸加速度積分
１０ｅ Ｚ軸加速度積分
１０ｆ 速度算出
１０ｇ 筋電図入力
１０ｈ 時系列データ取得
１０ｉ 絶対値データ取得
１０ｊ データ解析
１０ｋ 結果データ出力
１１ グラフ
１１ａ 曲線
１１ｂ 曲線
１１ｃ 叩打ピーク時
１１ｄ 動作開始時
１１ｅ 速度ピーク時
１２ 表
１３ 非接触型センサー
１４ 筋電計
１５ グラフ
１５ａ 叩打力データ
１５ｂ 速度データ
１５ｃ 筋電図データ
１５ｄ ピーク叩打時間
１５ｅ 筋電図開始時間
１５ｆ 動作開始時間
１５ｇ ピーク速度時間
１５ｈ 筋電図潜時
１５ｉ 叩打−動作開始時間
１５ｊ 筋電図−動作開始時間
１５ｋ 動作加速時間
１５ｌ 叩打−ピーク速度時間
１６ 表
１６ａ 項目
１６ｂ 平均
１６ｃ 標準偏差
１７ グラフ
１７ａ 過渡応答
１７ｂ 定常応答

Claims (6)

1. 力センサーを内蔵した打腱器と、被測定者の関節に取り付けた加速度センサーと、前記打腱器の力センサーと前記加速度センサーのデータを解析処理する解析装置と、前記解析装置で処理されたデータを表示するコンピュータとからなり、被測定者の腱を前記打腱器で刺激した際に誘発される伸張反射を測定することにより、被測定者の神経系障害部位の推定や障害程度の評価ができるようにしたことを特徴とする伸張反射測定装置。
2. 解析装置に筋電計を接続し、筋電図データも併せて解析することを特徴とする請求項１に記載の伸張反射測定装置。
3. 加速度センサーが、被測定者の関節を固定するための固定具に設置されることを特徴とする請求項１又は請求項２に記載の伸張反射測定装置。
4. 解析処理が、インタフェースを介して、力センサーから叩打力データと、加速度センサーからＸ軸、Ｙ軸及びＺ軸の３方向の加速度データと、筋電計から筋電図データとを記憶装置に取り込み、前記３方向の加速度データを中央演算処理装置で計算させることにより速度データを算出し、前記叩打力データ、筋電図データ、加速度データ及び速度データの時系列データ及び絶対値データをインタフェースを介して出力することを特徴とする請求項１、請求項２又は請求項３に記載の伸張反射測定装置。
5. 叩打力データ、筋電図データ、加速度データ及び速度データの絶対値データが、過渡応答の場合と定常応答の場合とに分けて解析されることを特徴とする請求項１、請求項２、請求項３又は請求項４に記載の伸張反射測定装置。
6. 力センサー及び加速度センサーが、非接触型センサーであることを特徴とする請求項１、請求項２、請求項３、請求項４又は請求項５に記載の伸張反射測定装置。
   

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