国際医療福祉大学審査学位論文 ( 博士 ) 大学院医療福祉学研究科博士課程片麻痺者の体幹伸展保持能力の検討体幹前傾動作と歩行の運動学的分析平成 26 年度保健医療学専攻福祉支援工学分野福祉支援工学領域学籍番号 :14U1639 氏名上條史子研究指導教員 : 山本澄子教授

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国際医療福祉大学審査学位論文（博士）

大学院医療福祉学研究科博士課程

片麻痺者の体幹伸展保持能力の検討

―体幹前傾動作と歩行の運動学的分析―

平成 26 年度

保健医療学専攻・福祉支援工学分野・福祉支援工学領域

学籍番号：14U1639 氏名上條史子

研究指導教員：山本澄子教授

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片麻痺者の体幹伸展保持能力の検討

-体幹前傾動作と歩行の運動学的分析 -

上條史子

要旨

片麻痺者の歩行や日常生活を向上させるために，下肢機能と体幹機能が重要とされる．特に臨床現場では体幹機能が重要視されているが，その要因は明らかでない．本研究では，体幹を抗重力位で保つ能力を体幹機能と定義し，三次元動作解析システムを用いた姿勢・動作解析から片麻痺者の体幹機能を検討した．さらに，体幹機能と歩行との関係を示すことを本研究の目的とした．対象者は，片麻痺者 14 名と健常高齢者 20 名とした．計測動作は座位・立位姿勢，座位・立位での体幹前傾動作，歩行とした．片麻痺者と健常高齢者の違いは，静止姿勢に比較し前傾動作で多くみられた．特に立位での前傾動作の結果は，歩行立脚終期での体幹の動きと関連し，歩行スピードとの関係も認められた．これらの結果から，立位での体幹前傾動作は片麻痺者の体幹機能を示す指標であり，この機能は歩行に影響することが明らかとなった．キーワード片麻痺，体幹，動作解析

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Ability of keeping trunk against gravity of hemiplegic patients

‐

Kinematic analysis of trunk bending and gait‐

Fumiko Kamijo

Abstract

In order to improve the activities of daily living and walking of hemiplegic patients, trunk and lower limb functions are important. Particularly, trunk function is considered important by therapists, but the factor is not clear. In this study, we examined the trunk function defined as the ability to keep the trunk against gravity during movements, using the three-dimensional motion analysis system. In addition, the aim of this study was to elucidate the relationship between walking and this trunk function. The subjects were 14 hemiplegic patients and 20 healthy elderly. The measurement contents were static posture of sitting and standing, anterior tilt of trunk in the sitting and standing position and walking. In the results, larger differences between subjects were found in anterior tilt of trunk than the static posture. The tilt in standing was in relationship with walking speed and with the trunk movement at the time of toe off during gait. The results suggested that the trunk tilt was an indicator to show the trunk function and it affected the gait of hemiplegic patients.

Keywords

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i 目次第１章序論 ... 1 １-１．研究背景 ... 1 １-２．本研究の目的 ... 4 １-３．体幹機能と定義した「体幹伸展保持能力」について ... 5 １-４．仮説 ... 6 １-５．本研究の構成 ... 7 １-６．倫理面の配慮 ... 7 第２章三次元動作解析システムを使用した姿勢・動作の計測方法と対象者... 8 ２-１．諸言 ... 8 ２-２．使用した三次元動作解析システム ... 8 ２-３．計測方法 ... 9 ２-４．データ処理方法 ... 11 ２-５．本研究における対象者 ...14 第３章片麻痺者における下肢機能評価，体幹機能評価と歩行時間距離因子との関係 ...16 ３-１．諸言 ...16 ３-２．方法 ...16 ３-３．結果 ...18 ３-４．考察 ...20 第４章座位姿勢と座位前傾動作における健常高齢者と片麻痺者の比較 ...21 ４-１．緒言 ...21 ４-２．方法 ...21 ４-３．データ処理 ...23 ４-４．結果 ...27 ４-５．考察 ...32 ４-６．座位のまとめ ...35 第５章立位姿勢と立位前傾動作における健常高齢者と片麻痺者の比較 ...36 ５-１．緒言 ...36 ５-２．方法 ...36 ５-３．結果 ...38 ５-４．考察 ...45 ５-５．立位のまとめ ...48 第６章健常高齢者と片麻痺者における体幹の動きに着目した歩行の比較 ...49 ６-１．諸言 ...49 ６-２．方法 ...50

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ii ６-３．結果 ...50 ６-４．考察 ...55 ６-５．歩行のまとめ ...57 第７章体幹前傾動作の特徴と歩行との関係 ...58 ７-１．諸言 ...58 ７-２．方法 ...58 ７-３．結果 ...59 ７-４．考察 ...62 第８章結論 ...64 ８-１．結論 ...64 ８-２．本研究の限界と今後の課題 ...65 謝辞・・・・・・・・・・・・・・・・・・・・・・・・・・・・・・・・・・・・・・・・・・・・・・・・・・・・・・・・・・・・・・・・・・・・・・・・・・66 文献一覧・・・・・・・・・・・・・・・・・・・・・・・・・・・・・・・・・・・・・・・・・・・・・・・・・・・・・・・・・・・・・・・・・・・・・・67 付録・・・・・・・・・・・・・・・・・・・・・・・・・・・・・・・・・・・・・・・・・・・・・・・・・・・・・・・・・・・・・・・・・・・・・・・・・・76

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1 第１章序論１-１．研究背景脳血管障害（crebrovascular disease: CVD）とは，脳を栄養する血管に異常が生じた状態であり，無症候性の一過性脳虚血発作と局在的脳機能障害の脳卒中とに大きく分類される 1）_{．この中で，} 脳卒中に分類される脳内出血，脳梗塞を発症した患者では，多くは脳の病変が存在している対側の上下肢に運動障害等を生じる．これは，四肢を動かすための指令経路（錐体路）が脳内の運動領野にある神経細胞から出て，延髄レベルの錐体で約 85％が交叉するためである．この運動障害は随意性の低下といわれており，自分の意図する方向に関節運動がおこらない場合やまったく運動ができなくなる場合がある．このような状態から全く回復が起こらないわけではなく，成書では回復の過程があるとされている 2）_{．最終的に障害を負う前の状態に戻ることは難しいが，徐々に患者} の意図するように関節運動ができるようになる 3）_{．このような特徴を踏まえ，損傷された脳の中でど} のような回復が起こり，機能が改善されていくのかについては，リハビリテーションの効果も踏まえ種々の研究，報告がなされている．脳損傷から初期 4 週間ほどは機能改善や能力改善がみられやすいと報告しているもの4-9）_{や，慢性期であっても適切なリハビリテーションの提供が能力の改善や} 脳の中にある一次運動野の運動地図が変化するとの報告 10, 11）_{，脳卒中片麻痺患者の手指の運} 動誘発電位をリハビリテーション実施前後で比較し，損傷側の脳内の運動領野の変化を確認したと報告しているもの 12）_{などである．セラピストは，このような脳損傷後に脳内でおこる変化を考えな} がら，患者が尐しでも自力で日常生活が送れるように，また社会復帰が可能になるように治療を実施している．前述したように，脳血管障害で片麻痺を呈した患者では，一側の上下肢の運動コントロールが失われるのが特徴であり，上下肢の運動が全体的なパターン（以下，mass pattern）となって運動が画一的になってしまう．それに加え，体幹を選択的に動かせないことも大きな問題となる 13）_．四肢・体幹を意のままに動かせないことは，患者を過度な努力性のもとで動作をさせることにつながり，筋の緊張をより高め，mass pattern を助長させる悪循環を生じさせる．一瞬にして困難になった日常生活動作（以下，Activity of daily living: ADL）を再獲得していく手助けをするために，この mass pattern を尐しでも減らし，様々な対応ができるようにするのがリハビリテーションには重要である．実際に臨床現場では上下肢機能の向上を図るとともに体幹に着目し，評価や治療を実施することが多い．これは，身体のほぼ中心に位置している体幹がしっかりとした支持をもたないと，四肢筋はスタビライゼーションを失う 13）_{と多くのセラピストに認識されているからである．健常者を対象とした} 先行研究においても，体幹に位置する胸郭にある肩甲骨の動きが，肩関節周囲筋の筋活動に影響しているとしたもの 14)_{や，重量物を拳上する場合の体幹筋の活動については，動作を開始する} 前から体幹を安定させるために脊柱起立筋や多裂筋の筋放電がみられていたとの報告 15)_もあり，上肢の動きと体幹筋との関係の重要性がうかがえる．また下肢においても，Hodges らは，股関節の運動に先行して腹筋群の収縮が起きることを報告 16）_{しており，動作をするために上下肢の機能とと} もに体幹筋の活動が必要とされることが分かる．このように四肢の選択的運動には，体幹筋での身

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2 体中枢部の固定により動きが左右されるため，下肢とともに体幹機能は非常に重要なポイントと考えられる．そして体幹に存在する筋は，大脳からの指令経路が両側性神経支配のため麻痺の影響が尐ないとも報告17-19）_{されており，立位をとることができない脳血管障害患者に対しても体幹への} アプローチが行いやすく，同時に起居動作などの基本的な動作に体幹機能が必要であること 20)_などが体幹にアプローチの主眼がおかれる要因であると思われる．

片麻痺者における下肢機能は，Brunnstrom 21）_{が述べたように mass pattern からの逸脱が回復段}

階として示される．したがって，この mass pattrn からの逸脱を評価するため Brunnstrom Recovery Stage（以下，BRS）や Fugl-Meyer Assessment（以下，FMA）といわれる評価法が確立されたものになっている．また動作の評価としても下肢の機能が大きく関わる歩行の時間距離因子で評価されることが多い．

片麻痺者での体幹の機能評価には，古くは CT 画像によって腹部筋・背部筋の厚さを評価することが用いられていた．しかしながら，この方法は医師以外に実施することは難しい．そこで様々な体幹機能評価法が開発されてきた．その体幹機能評価を用いて片麻痺者の機能と動作との関連について，多くの報告がなされている．発症 6 か月後の Functional Independence Measure（以下， FIM）と体幹機能評価の 1 つである Trunk Impairment Scale 22)_{（以下，TIS）との相関を認めるとの報}

告 23)_{や同じく体幹機能評価として用いられている Trunk Control Test（以下，TCT）と運動機能との}

相関24-26）_{，日本で開発された Functional Assessment for Control of Trunk} 27)_{（以下，FACT）と ADL}

との関係が高いとの報告 28)_{などである．しかしながら，下肢機能のように確立された評価法がない} のが現状である．これらの体幹機能評価法に共通した限界は，規定された動作ができるかできないかを評価して点数化するものであり，どのように動いたからその項目ができなかったのか，あるいはどのように動いたからその項目が可能であったかという動作様式については点数には反映されることはないということである．他者に伝えるためには，このように点数化した評価は必要であるが，患者に向き合っているセラピストは，動作様式を観察・触診・分析してアプローチを再考しているのが現状である．この動作観察・分析は患者の問題点等を抽出するために非常に重要であるが，その視点はセラピストによって異なることが多い．前述のように片麻痺者では，動作の改善や四肢の動きの向上のために体幹の支持が重要とされているため，様々な動作における体幹の動きを細かく観察することは患者の問題点を探るために必要であるといえる．特に片麻痺者では，入院生活の中で車いす生活が長期間になるため，座位での体幹保持能力の向上が独立した日常生活を送るために必要とされている 29)_{．日常的に行う動作としては，座位保} 持をしながら前方や側方に上肢を伸ばすリーチ動作が多い．前方へのリーチ動作に着目すると，手部を効率的に遠方へ到達させるために体幹を屈曲するのではなく，脊柱の生理的彎曲をできうる限り保ちながら体幹を前傾し，抗重力位で体幹の前傾姿勢を保持する能力が必要となる．しかしながら，冨田ら 30）_{が述べているように片麻痺者では静止座位姿勢において体幹を伸展して中間位} 置に保つことが難しく，体幹全体を屈曲させた姿勢，あるいは過剰に伸展させた姿勢をとりやすい．さらに前方へ上肢を差し伸べると，身体を前方に回転する力が発生し，脊柱の伸展を適度に保つ

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3 ことは更に難しくなる状態となる．このため，前方へのリーチ動作の中で体幹を前傾保持することは，片麻痺者にとって難しい課題といえる．脊柱での屈曲伸展可動性が最も大きい部分は，腰椎部分であり次いで胸椎である 31）_{．この腰椎・胸椎部分を前方に屈曲させないためには，胸腰椎の角度} 維持を担う多裂筋，胸椎の伸展を担う最長筋，胸椎の伸展を制御する腹部筋の遠心性収縮が必要となると報告 32)_{されており，リーチ動作には体幹と上肢の協調した働きが必要} 33)_{とされる．先行} 研究では，体幹トレーニングを実施することでリーチ到達距離が向上するとの報告 34, 35）_{や前方リー} チ動作の到達距離は，先に述べた体幹機能と相関があると報告 36)_{されている．また，片麻痺者を} 対象にした座位での前方リーチ動作を評価する測定法の信頼性と妥当性が報告されている 37)_．

座位での前方リーチと立位での Functional Reach Test との相関を認め，立位をとることができない

患者に対して座位で前方リーチを行う有用性を示す報告 38)_{もある．座位での上肢前方リーチ動作} において体幹の支持が適切に行われることにより，到達距離が延びることも報告しているもの 39)_もあり，体幹の機能とリーチ動作との関係は深い．しかしながら，先行研究ではリーチ動作における手部尖端の到達距離での報告となっており，動作中の体幹の動き方については言及されてはいない．臨床においてセラピストは，体幹保持能力や動作様式を視診触診にて評価するため，実際の到達距離ではなく，体幹の前傾保持能力をみるポイントを提示することは重要である．そのため，片麻痺者の動作に重要とされる体幹部分を複数のセグメントに分け，詳細に分析する必要がある．片麻痺者を対象として，体幹に着目し，運動学的・運動力学的に考察している研究では，体幹を一つの剛体と考え，動作を分析しているもの 40, 41)_{から，体幹部分を 2 つの剛体に分け，下肢の} 関節モーメントや関節角度との考察をしているもの42-44）_{，頭部を含めた体幹を 6 つの剛体に分け，} 立ち上がり動作時にそれぞれの剛体との関係を解析しているもの 45)_{と様々である．しかしながら，} 歩行や日常生活動作に重要となる体幹機能を座位・立位の動作から段階的に考察したものは見当たらない．特に片麻痺者の体幹に着目し，詳細な動作分析を行っているものは筆者の知る限り見当たらない．そこで本研究では，片麻痺者の日常生活動作や歩行に重要とされている体幹に焦点をあてた．体幹部分を 3 つのセグメントに分け，日常生活上頻回にみられる座位・立位での体幹前傾動作から，片麻痺者の特徴を抽出する．日常生活を送る上で，抗重力位に体幹を保つことが必要とされるため，今回の計測で用いる体幹前傾動作では，体幹を抗重力下にて伸展保持できる能力を体幹の抗重力伸展保持能力とし，解析の着眼点とした．臨床で重要とされている体幹の抗重力保持能力は症例報告では重要とされているが，客観的データから示されてはいない．体幹の抗重力伸展保持能力が日常生活動作や歩行へどのように影響しているのかを客観的データから述べることにより，体幹の抗重力伸展保持能力の重要性を示す必要がある．

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4 １-２．本研究の目的本研究は，片麻痺者の ADL や歩行に重要とされている下肢機能と体幹機能のうち，体幹機能と動作の関係を明らかにすることを主要な目的とする．体幹機能は重要とされていながら，下肢機能のように信頼性の高い評価法がなく，動作を観察，分析する場合に着眼するポイントを挙げることが難しい．そこで本研究では，動作中に体幹部分の形を変えず抗重力位で体幹を伸展保持できることを体幹の抗重力伸展保持能力と定義をし，以下の４つの課題を明らかにすることとした．第一の課題は，既存の臨床評価から体幹機能と下肢機能が歩行能力に寄与しているかを検討し，先行研究との関係を述べることを目的とした．片麻痺者の体幹機能評価と下肢機能評価を既存の評価法を用いて測定し，歩行の時間距離因子との関係を明らかする．第二の課題は，体幹の抗重力伸展能力について片麻痺者と健常高齢者を比較し，能力の違いを示すことを目的として実施した．日常的によく行われる動作である体幹前傾動作を座位，立位にて行い，体幹の抗重力伸展保持能力について考察する．第三の課題は，歩行における体幹の動きを片麻痺者と健常高齢者で比較し，歩行スピードとの関係を考察することを目的として実施した．第四の課題は，課題二と課題三で示された座位・立位での体幹前傾動作における特徴と歩行における歩行時の体幹の動きの特徴，歩行スピードとの関係を示す．座位・立位で明らかとなった体幹伸展保持の特徴が歩行へ影響を与えるか検討をすることを目的とした．これらの一連の研究から，臨床で重要視されている体幹機能を明確にし，片麻痺患者の最終目標とされる歩行へのアプローチの一助としたい．図１-１本研究の目的と課題のフローチャート

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5 １-３．体幹機能と定義した「体幹伸展保持能力」について立位姿勢では，重心は身長の約55~56%の位置にあり，重心を通る垂線は股関節中心のわずか前方，膝関節・足関節中心の前方を通る．立位姿勢を保つためには姿勢保持筋が働く．姿勢保持筋は主に，頸部筋，脊柱起立筋群，腸腰筋，大腿二頭筋，ヒラメ筋とされており 46)_，立位姿勢を保つために微弱な活動をしている．また，腹部筋との協調した働きや筋長が適切にあることによって，脊柱の安定化が見込める 47)_{と報告されている．脊柱・骨盤を中間} 位に保持した立位姿勢は，高齢者に多いとされる脊柱後彎・骨盤後傾が増加した姿勢よりも深部単関節筋である腰部多裂筋や腰腸肋筋の筋活動量が高いことが報告 48)_{されており，} 体幹のアライメントと背部筋との関連性が示唆されている．背もたれのない座位姿勢においても立位姿勢と比較し，胸椎や頸椎のアライメントは変わらないとの報告もあり，立位姿勢・座位姿勢ともに脊柱の安定化には体幹後面筋と前面筋の協調性が重要であると認識できる．日常生活動作では，体幹は後屈することは少なく，前方の物を取る動作や立ち上がり動作でみられる体幹を前屈する動作が多い．先行研究で多く報告されているのは，立ち上がり動作である．立ち上がり動作での体幹前傾には，骨盤の前傾を伴う体幹の前傾が起こることにより，体幹の質量中心を前方に移動させ，次の支持基底面となる足部に移動させる役割がある．この場合は，体幹の質量中心をより前方に移動させるため，体幹は屈曲させず，生理的彎曲を保ちながら前傾させることが効率的である．立ち上がりでの体幹前傾相では，若年者で約 30~40° 42)_{，健常高齢者では若年者に比較し，大きな体幹の前傾がみら} れると報告 49, 50)_{や逆に体幹の前傾角度が少ないとの報告} 51)_{，体幹の前傾角度に年齢は関係} ないとの報告 40, 52）_{もある．高齢者では，自身の機能に合わせて体幹の前傾角度を変えてい} ると考えられる．また，障害をもつ者では体幹の角速度を大きくさせるとの報告 53)_があり，重心が動く不安定な時期を短くするための反応と考えることができる．体幹を前傾する動作では，前傾位を制御するために脊柱起立筋の活動 54)_{とともに，下部体幹の安定のための} 腹横筋，多裂筋などの深部単関節筋の働きと脊柱起立筋の協調した働きが必要である 55）_．腰痛患者では腹横筋や多裂筋の筋活動の低下 56)_や遅延 57)_{が数多く報告されており，高齢者} や障害をもつ者はこの脊柱の安定化の機構が適切に働いていないととらえることができる．先に述べた立ち上がりの研究でもあるように体幹の前傾動作では，深部単関節筋と脊柱起立筋の協調した筋活動が必要である．脊柱の生理的彎曲を保持しながらの前傾動作を行うことにより，静的姿勢より漸増的に脊柱の安定性が求められ，上体の重力を支えておく体幹の伸展保持能力が重要となると考えられる．前傾動作を運動学的に分析することによって，脊柱の安定化に寄与している筋の協調した働き，すなわち体幹を伸展保持させる能力を推定でき，片麻痺者の歩行に影響を与えている体幹機能として反映できると考えた．体幹伸展保持能力を推定する方法の１つには，力のモーメントの計算が挙げられる．前傾した体幹を保持する力のモーメントを計算するには，体幹の位置関係と角度，上位の質量が必要となる（図 1-2）．この算出方法は，体幹の前傾角度（θ）が体幹の伸展モーメン

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6 トの値に大きな影響を与える．またこの方法で力のモーメントを算出するためには，体節間は剛体リンクモデルである必要がある．しかしながら，体幹は可動性が大きく変形するため剛体と設定できない．そのため，体幹の伸展モーメントの算出に大きな影響を与える体幹セグメントの角度を分析することにより，脊柱の安定化，つまりセグメント間の伸展保持能力を特定できると考え，本研究では主に体幹セグメントの運動学的分析を用いることとした．図１-２前傾動作で体幹にかかるモーメントの計算方法１-４．仮説片麻痺者の日常生活動作や歩行の向上には体幹の抗重力伸展能力が必要と考えられる．体幹を重力下で保つことが可能になることによって，座位では背もたれなしで座れるようになり，立位・歩行と活動範囲の拡大が見込まれる．片麻痺者では，この体幹の伸展保持能力が健常高齢者に比較すると低いと考えた．すなわち片麻痺者では，座位・立位での体幹前傾動作においてセグメントの前傾角度が尐なくなる，あるいは体幹全体が屈曲すると仮説を立てた．歩行では支持基底面が変化し，床反力の位置も１歩行周期で大きく変化する．片麻痺者の歩行では，体幹の伸展保持能力が低く，体幹セグメントの前傾角度が大きくなると仮説を立てた．歩行では下肢が大きく動くため，下肢の影響で体幹の抗重力伸展能力が変化するとも考えられる．そこで，座位や立位での前傾動作における体幹の抗重力伸展保持能力と歩行での体幹の前後傾角度との関係を検討することで，臨床現場で体幹が重要視される要因を知ることができると考えた．

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7 １-５．本研究の構成第 2 章では，動作解析に用いた三次元動作解析システムの概要と計測方法，対象者について述べる．第 3 章では，既存の体幹・下肢の機能評価と歩行の時間距離因子との関係について述べる．第 4 章では，健常高齢者と片麻痺者での座位における体幹前傾動作の特徴を述べる．第 5 章では，健常高齢者と片麻痺者での立位における体幹前傾動作の特徴を述べる．第 6 章では，健常高齢者と片麻痺者での歩行における体幹の動きの特徴を述べる．第 7 章では，第 4 章と 5 章でに述べた座位・立位での体幹前傾動作における体幹の抗重力伸展保持の特徴と歩行での体幹の動き，歩行スピードとの関係を述べる．第 8 章では，本研究の総括を行い，本研究の結論と限界について述べる．１-６．倫理面の配慮研究計画に関しては，国際医療福祉大学倫理委員会（承認番号 10-27），文京学院大学倫理審査委員会（承認番号 20010-3），農協共済中伊豆リハビリテーションセンターセンター長とリハビリテーション部長の承認を得て，計測実施前に各対象者に対して研究計画書と同意書，同意撤回書を示し，研究の内容とリスクについて文書と口頭にて説明し，同意を得た．

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8 第２章三次元動作解析システムを使用した姿勢・動作の計測方法と対象者２-１．諸言序論で定義した体幹の抗重力伸展保持能力は，動作を行う際に体幹を抗重力位にて伸展保持できることである．この現象をとらえるには，骨盤と中部体幹，上部体幹の角度変位を詳しく解析する必要がある．そのため，本研究では，健常高齢者と片麻痺者の姿勢と座位・立位での体幹前傾動作，また歩行を計測するために三次元動作解析システムを使用した．本章では，計測方法について各動作に共通した事項を述べる．２-２．使用した三次元動作解析システム姿勢・動作解析に使用した機器は，三次元動作解析システムであった．三次元動作解析システムは，三次元動作解析装置と床反力計で構成される．三次元動作解析装置は，複数台の赤外線カメラで，身体に貼付した赤外線反射マーカの位置を捉えることができ，身体の肢節の位置や動きが計測可能な装置である．また，床反力計は床反力を計測する装置であり，三次元動作解析装置から得られた情報と同期して 3 方向の床反力を専用のパソコンに取り込むことが可能である．

使用した三次元動作解析装置は，Vicon Motion Systems 社製の VICON MX および VICON NEXUS であり，両製品はバージョンが異なるのみで，性能としては同等であった．健常高齢者を計測した場所と片麻痺者を計測した場所が異なり，2 箇所での計測となった． VICON MX では片麻痺者の一部を，VICON NEXUS では片麻痺者の一部と健常高齢者を計測した．

両システムとも，赤外線カメラは計測空間の上方に 8 台設置した．赤外線カメラの精度は，各カメラの平均誤差が 1.5mm 以下になるように校正し，赤外線反射マーカは直径 14mm のものを使用した． VICON MX ではサンプリング周波数 120Hz，VICON NEXUS では 100Hz でマーカの位置情報をパソコンに取り込んだ．また， VICON MX には，大型床反力計 4 枚（共和電業製，600× 1800mm）を，VICON NEXUS には床反力計 6 枚（AMTI 社製，600×800mm/464×508mm）を同期させ使用し，Vicon Data Station を介しパソコンに取り込んだ．カメラと床反力計の座標系は， VICON MX では原点を床反力計②と床反力計③の間，VICON NEXUS では床反力計①，②，④， ⑤の間においた．VICON MX，VICON NEXUS で左右方向を X（右方向がプラス），進行方向を Y （進行方向がプラス），鉛直方向を Z（上方向がプラス）として一致させた（図 2-1）．

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9 図２-１三次元動作解析システムの概要

床反力データ，カメラで撮影したマーカの位置データを VICON Data Station に取り込んだ．VICON MX と VICON NEXUS のシステム構成は同じである．床反力計とカメラの座標系は左右方向が X（右：+），進行方向を Y（進行方向・顔面正面方向：+），鉛直方向を Z（上方向：+）として一致させた．２-３．計測方法姿勢と前傾動作，歩行における骨盤角度と骨盤より上位の体幹の角度を測定するため，身体には赤外線反射マーカを貼付した．対象者には，両側の肩峰（以下，SHD），烏口突起（以下，CP），上前腸骨棘（以下，ASIS），上後腸骨棘（以下，PSIS），大転子（以下，GT），膝関節点（大腿骨外側上顆の高さで膝蓋骨を除いた膝の前後径の中央，以下 KNE），外果（以下，ANK），第 5 中足骨骨頭（以下，MP5）と胸骨頚切痕（以下，CLAV），剣状突起（以下，STRN），第 2 胸椎棘突起（以下， Th2），第 8 胸椎棘突起（以下，Th8），第 10 胸椎棘突起（以下，Th10）の計 21 点のマーカを貼付した（図 2-2）．下肢マーカ貼付場所は，臨床歩行分析研究会が推奨する第１近似位置（付録１）を参考とした．体幹部のマーカは，VICON 社が提供する付属のマーカモデルである Plug-in Gait（付録 2）を参照しているが，片麻痺者では麻痺側肩関節の亜脱臼が多いため，SHD マーカの貼付が難しい．そこで，マーカのズレが尐ないと考えられる CP へマーカ 58）_{を追加貼付した．}

貼付した GT マーカ位置から VICON 付属ソフト Body Builder3.7 を使用して仮想の股関節点を計算した（図 2-3）．また，座位保持で足関節内反が強い者と立位保持に装具が必要な片麻痺者では，使用している短下肢装具によって，ANK マーカを貼付することができない場合があった．この場合は，プラスティック製短下肢装具上にマーカを貼付し，プラスティックの厚みと外果とプラスティック短下肢装具間の距離を X 軸方向に内挿した点を外果マーカとして使用した．

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10 図２-２身体に貼付したマーカ位置＊がついている箇所は，左右両側にマーカを貼付した．図２-３股関節点の推定方法股関節点の計算方法は，大転子（GT）マーカと同側の ASIS マーカを用いた．この 2 つのマーカを結んだ直線の下から 1/3 の点を股関節点とするよう，VICON 付属の処理ソフト VICON Body Builder を使用し計算をした．

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11 着衣の条件として，拒否がない限り，衣服のズレによって生じるマーカと身体のランドマーク間の誤差を最小限にするため，対象者にはスパッツを着用させた．着用の拒否があった場合においても，身体のランドマークが露出できるよう着用着を選定し，衣服の影響が出ないように設定した．また，全ての対象者において，靴は装着せず裸足あるいは裸足上に装具着用での計測を条件とした．計測の順番は，全ての対象者で座位，立位，歩行での順序で計測を実施した．座位と立位での計測では，初めに静止姿勢を測定し，動作計測へ移行した．座位，立位，歩行計測の間には 10 分間の休憩をはさんだ．すべての三次元動作解析システムを使用した動作計測が終了した後，5 分間の休憩をはさみ，身体基本情報を計測した．なお，計測の途中で中止を申し出た場合は，速やかに計測を中止した．２-４．データ処理方法身体に貼付したマーカから，上部体幹座標系と骨盤座標系を設定した．上部体幹座標系は肩甲骨上でのマーカのズレが最も尐ないとされる両側の CP マーカ 58）_{と Th2，CLAV マーカを用いて} 設定した．骨盤座標系は両側の ASIS と PSIS マーカを用いて設定した．上部体幹座標系の原点は CLAV マーカとし，Th2 マーカから CLAV マーカに向かうベクトルを Y 軸とした．また原点から右側の CP マーカに向かうベクトルと Y 軸との外積を Z 軸として，Z 軸と Y 軸との外積を X 軸とした．骨盤座標系の原点は，両側の ASIS の中点とし，両 PSIS の中点から両 ASIS 中点に向かうベクトルを Y 軸とした．また原点から右側の ASIS マーカへ向かうベクトルと Y 軸との外積を Z 軸として，Z 軸と Y 軸との外積を X 軸とした．（図 2-4）．絶対座標系における上部体幹座標系の角度を「上部体幹角度」，骨盤座標系の角度を「骨盤角度」と定義した．各平面上角度は，X 軸回りを前後傾角度，Y 軸回りを側方傾斜角度，Z 軸回りを回旋角度とした．また，前傾をプラス，右下方傾斜と麻痺側下方傾斜をプラス，右側前方回旋と麻痺側前方回旋をプラスとなるよう計算した（図 2-5）．

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図２-４座標系の定義

上部体幹座標系は両 CP マーカと Th2 マーカ，CLAV マーカから，骨盤座標系は両 ASIS・PSIS マーカから Vicon Body Builder を使用し作成した．図２-５座標系の角度定義上部体幹セグメント，骨盤セグメントの各座標系にて，極性を定義した．各セグメントとも，前傾をプラス，後傾をマイナスとした．また，回旋は健常高齢者では右側前方回旋をプラスに設定し，片麻痺者は麻痺側前方回旋をプラスとした．側方傾斜は，健常高齢者では右側下方傾斜をプラスに設定し，片麻痺者では麻痺側下方傾斜をプラスと設定した．

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13 中部体幹は，軟部組織の動きが座標系の動きに影響を与える可能性が大きいため，座標系を定義せず，Th8 と STRN マーカを結ぶ直線にて定義した．その直線の矢状面角度と水平面角度を算出し，算出した角度を「中部体幹角度」とした．矢状面角度を前後傾角度，水平面角度を回旋角度とした．また，前傾をプラス，右前方回旋と麻痺側前方回旋をプラスとして計算した（図 2-6）．図２-６中部体幹の定義と角度定義 Th8 マーカと STRN マーカを結んだ直線を中部体幹とし，この直線の矢状面上の傾斜を前後傾，水平面上の動きを回旋と設定した．直線の CLAV 側が下方に傾斜する場合を前傾とし，符号はプラスとした．また，水平面上の動きは，健常高齢者で CLAV 側が右側前方回旋する場合，片麻痺者では麻痺側へ前方回旋をする場合をプラスと定義した．三次元動作解析システムから得られた情報から，上部体幹角度，中部体幹角度，骨盤角度の他に，骨盤に対する中部体幹角度（以下，中部体幹相対角度）と中部体幹に対する上部体幹角度（以下，上部体幹相対角度）を算出した．中部体幹角度は直線の角度で求めているため，中部体幹相対角度と上部体幹相対角度は，前後傾と回旋角度のみ算出した．

上記の他に，床反力作用点（以下，Center of pressure: COP），床反力（以下，Floor reaction force : FRF），貼付したマーカ位置を抽出した．抽出方法は肢位で異なることから，各章で詳細に記載する．

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14 ２-５．本研究における対象者女性では，STRN マーカが胸部軟部組織によって動作時に計測できないことが多いため，対象者はすべて男性とした．対象者は，健常高齢者 20 名（平均年齢 73.9±2.6 歳），脳卒中片麻痺者 14 名（平均年齢 59.2±10.5 歳）であった．健常高齢者は A 市シルバー人材センターの協力の下，研究の趣旨に賛同が得られた者で，整形外科的疾患，中枢系疾患で治療とリハビリテーションを実施していない者を対象とした．健常高齢者の対象者の中で，日常生活に支障がある者はいなかった．片麻痺対象者は，すべて計測を依頼した医療施設にて入院中の者であった．高次脳機能障害が入院生活に支障をきたしておらず，脳血管障害を呈したのが初めてであること，整形外科的疾患を合併していないこと，静止立位姿勢を尐なくとも 10 秒間介助なしでとれるものを選定の条件とした．その条件に合致している者のうち，主治医，担当の理学療法士から計測の許可が下りた者を対象者とした．対象者のうち，口頭指示が理解できない者はいなかった．片麻痺対象者には，機能的自立度評価法（functinal independence measure: FIM）を用い，日常生活動作の自立度の把握を行った．FIM は大項目として運動項目と認知項目の 2 項目があり，運動機能 13～91 点，認知項目 5～35 点となり，最良点が 126 点の評価法である．対象者の内訳を表 2-1，2-2 に示す．年齢に関してのみ，健常高齢者と片麻痺者で群間差を認めた．また，片麻痺対象者の計測条件として静止立位姿勢が 10 秒間介助なしでとれるものとしたため，対象者 14 名のうち 100 点以上が 12 名と比較的日常生活が自立しているものが多い状況となった．70 点台のもの 2 名は，食事，車いす移動以外は介助量が多い状況であった．表２-１対象者内訳健常高齢者（n=20）片麻痺者(n=14) 危険率年齢（歳） 73.9±2.6 59.2±10.5 p=0.00 ** 身長（㎝） 163.3±5.0 163.8±9.3 p=0.96 体重（㎏） 60.2±9.4 63.3±13.0 p=0.82 **p<0.01

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15 表２-２片麻痺対象者の内訳対象者年齢（歳）身長（cm）体重（ｋg）発症から計測までの日数疾患名障害部位麻痺側院内移動手段機能的自立度評価法（FIM） ① 67 160.4 52.3 94 脳出血視床～被殻右車いす 71 ② 67 160.0 52.0 173 脳出血視床～被殻右車いす 113 ③ 67 160.2 48.4 210 脳出血視床右車いす 76 ④ 51 160.4 52.9 87 脳梗塞被殻右車いす 114 ⑤ 67 172.8 91.0 175 脳出血被殻右車いす 116 ⑥ 71 144.3 58.4 53 脳梗塞中大脳動脈左車いす 117 ⑦ 51 175.9 84.0 74 脳梗塞内頚動脈右歩行 123 ⑧ 58 161.7 62.3 61 脳梗塞脳幹右歩行 123 ⑨ 64 163.1 63.2 47 脳梗塞中大脳動脈右歩行 115 ⑩ 67 177.0 77.7 50 脳梗塞内包後脚左歩行 116 ⑪ 64 151.3 55.0 122 脳梗塞頭頂葉左歩行 112 ⑫ 39 167.8 63.6 75 脳出血被殻左歩行 120 ⑬ 57 163.3 55.1 76 脳梗塞内包後脚左歩行 119 ⑭ 39 174.8 69.8 170 脳出血視床左歩行 115

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16 第３章片麻痺者における下肢機能評価，体幹機能評価と歩行時間距離因子との関係３-１．諸言片麻痺者は，ある日突然半身が自身の意図で動かすことができなくなるため，1～2 週間ほどの保存的加療で自宅復帰が可能な者以外は，発症直後から車いす生活を余儀なくされることが多い．このような片麻痺者の日常生活動作を自立にするためには，体幹機能が重要とされている 29, 59, 60）_．この体幹機能は，起居動作や端座位での姿勢制御能力などを評価し判定されることが多い．また多くの片麻痺者に対し，リハビリテーションゴールは歩行の自立が掲げられ，歩行自立には下肢機能が重要であるという先行研究が多い．成田ら 61）_{は，一定以上の最大歩行スピードがあり，下肢}

Brunnstrom Recovery Stage（BRS）が良好であることが歩行自立に影響していると報告し，多くの研

究で麻痺側下肢機能や麻痺側への荷重が歩行能力へ影響しているとの報告 62-66）_{，非麻痺側下} 肢筋力が低い場合には，歩行自立に至らない場合があるとの報告 67）_{，など下肢機能と歩行との関} 係が述べられている．このように在宅復帰や社会復帰を目指すためには，体幹機能も下肢機能もどちらも重要といえる．片麻痺者の予後予測の観点からは，下肢機能，体幹機能を含めた座位保持機能，立位能力を統合的に評価することが重要とも述べられている 68）_{．そこで本章では，本研} 究の片麻痺対象者における下肢機能と体幹機能と歩行の時間距離因子との関係を既存の評価法を用いて検討し，下肢機能と体幹機能がそれぞれどの程度，歩行へ影響を与えているか明らかにすることを目的とした．３-２．方法対象者は，第 2 章で述べた片麻痺者である．片麻痺対象者の基本情報としては，身長と体重のほかに機能評価として Fugl-Meyer Assessment（FMA）の下肢項目と感覚項目，Trunk Impairment Scale（TIS）を実施した．TIS，FMA の測定に関しては，三次元動作解析システムでの計測前後 2 日の間に実施した．体幹機能評価として用いた TIS は，先行研究で検者間・検者内信頼性が報告されている 22)_．また片麻痺者における座位での静的平衡や動作性を評価できる 69)_{とされており，今回の研究に妥} 当と判断した．TIS は，静的バランス，動的バランス，協調性の３つの評価項目からなる．静的バランス項目は，支持基底面が小さい中で座位姿勢を保持可能か判断，動的バランス項目は静止座位姿勢から骨盤より上部の体幹を前後左右に動かし静止姿勢まで戻れるかを判断，協調性項目は静止姿勢から上部・下部体幹をそれぞれ時間内に左右へ回旋させ，その左右差をみる評価法である（付録３）． FMA は片麻痺者の機能評価として多くの論文で用いられている．赤星ら 70)_{は，FMA の妥当性} を報告しており，片麻痺者の機能障害を多面的に評価することができると述べている．FMA は， BRS での評価に比較して片麻痺者の下肢の共同-分離運動レベルを細かく示すのに適していると考え，今回の課題で用いた．FMA は，上肢の運動機能と協調性，下肢の運動機能と協調性，バラ

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17 ンス動作，感覚，他動的関節可動域と関節痛の５項目からなる．今回は，下肢の機能と体幹機能との関係について着目しているため，下肢の運動機能と感覚項目のみの評価とした（付録４）．三次元動作解析システムでの歩行計測は，第 2 章での方法と同様に身体に赤外線反射マーカを貼付し，至適スピードでの歩行を計測した．なお，片麻痺対象者が日常的に歩行練習をしている条件の杖や装具を使用しての計測とした．対象者は尐なくても 2m の助走路を設けた歩行路を絶対空間での Y 軸プラス方向に向かって歩行をし，麻痺側 5 歩行周期が計測できるよう最低 3 施行の計測を実施した．計測したデータから，麻痺側 1 歩行周期を最低でも 5 施行分抽出し，平均歩行スピードとストライドを計算した．抽出したストライドは，身長で正規化した数値を用いた．

歩行スピードと FMA 下肢項目，FMA 感覚項目，TIS 静的バランス項目，TIS 動的バランス項目， TIS 協調性項目との関係を Spearman の順位相関係数にて検証を行った．また，ストライドに関しても同様に検証を行った．さらに FMA の各項目と TIS の各項目との関係も同様に検証した．

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18 ３-３．結果表 3-1 に対象者の FMA を用いた下肢・感覚項目の機能評価結果と TIS を用いた体幹機能評価結果，歩行の時間距離因子の結果を示す．表３-１片麻痺対象者の機能評価・歩行の時間距離因子の結果対象者 FMA 下肢 FMA 感覚 TIS 静的バランス TIS 動的バランス TIS 協調性歩行スピード (m/sec) ストライド (m/height) ① 14 1 6 1 0 0.09 0.24 ② 14 2 6 1 0 0.15 0.27 ③ 14 1 7 1 1 0.15 0.32 ④ 18 12 7 7 3 0.28 0.35 ⑤ 19 8 5 5 1 0.34 0.28 ⑥ 30 12 5 1 1 0.74 0.49 ⑦ 34 12 7 10 2 0.91 0.67 ⑧ 30 12 7 8 6 1.05 0.53 ⑨ 30 12 7 10 1 0.45 0.38 ⑩ 27 8 5 4 2 0.38 0.50 ⑪ 30 6 5 4 2 0.54 0.47 ⑫ 22 2 7 9 1 0.66 0.53 ⑬ 28 6 7 10 4 0.70 0.56 ⑭ 23 6 6 6 4 0.21 0.41 *FMA：Fugl-Meyer Assessment（下肢項目：34 点満点，感覚項目：12 点満点）

*TIS ：Trunk impairment Scale

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FMA・TIS の各項目と歩行の時間距離因子との関係を表 3-2 に示す．歩行の時間距離因子と相関が高かったのは FMA 下肢項目であった．TIS 項目の中では，動的バランス項目との歩行の時間距離因子との相関が比較的強かった．

また，FMA と TIS の各項目間の関係を表 3-3 示す． FMA 下肢項目と TIS 動的バランス項目のみ，弱い相関を認めた．表３-２ FMA・TIS の各項目と歩行の時間距離因子との相関関係 FMA 下肢 FMA 感覚 TIS 静的バランス TIS 動的バランス TIS 協調性歩行スピード 0.82** 0.50 0.20 0.66* 0.52 ストライド 0.75** 0.42 0.30 0.64* 0.63* **: p<0.01，*: p<0.05 表３-３ FMA と TIS の各項目間の関係 TIS 静的バランス TIS 動的バランス TIS 協調性 FMA 下肢 0.33 0.55* 0.48 FMA 感覚 0.07 0.47 0.45 *: p<0.05

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20 ３-４．考察今回の片麻痺対象者では，TIS の動的バランス項目に比較し，FMA 下肢項目の点数が良好なほど，歩行のスピードが速く，ストライドも大きくなりやすいとの結果が示された．成田ら 61）_{の一定以上} の最大歩行スピードがあり，下肢 BRS が良好であることが歩行自立に影響していると報告，麻痺側下肢機能や麻痺側への荷重が歩行能力に影響しているとの報告62-66）_{，非麻痺側下肢筋力が低い} 場合には，歩行自立に至らない場合があるとの報告 67）_{などにあるように，多くの論文で下肢機能と} 歩行能力の関係が示されている．これらの先行研究と同様に，今回の結果からも下肢機能と歩行能力には体幹機能よりも強い相関関係が示されたと推察できる．このように体幹機能評価に比べ，下肢機能と歩行の時間距離因子に強い相関を認めるにも関わらず，臨床では四肢末梢の機能を向上させるため，体幹機能に着目がなされている．二木 71）_は，早期歩行自立度予測の項目の 1 つにベッド上生活自立を挙げており，その定義は介助なしでのベッド上の起座・座位保持の自立としている．このベッド上生活自立を構成するベッド上の起座・座位保持は，体幹の機能評価として用いられる Trunk Control Test（TCT）とほぼ同一の項目である．ま

た石神ら 72）_{は初診時での足底接地条件での安静座位が保てるか否かで歩行と ADL に関しての} 予後予測が可能としている．また，Patton ら 73）_{や Yavuzer ら} 74）_{は歩行や立位姿勢でのバランス能} 力や重心の推移が改善し，体幹が安定することで歩行スピードが向上すると報告している．このように座位保持能力や立位能力，体幹機能は歩行能力との関係が深いといえ，下肢機能を上げるための基礎能力として体幹が位置づけられていると推察できる． FMA 下肢機能と TIS 動的バランス項目との間に弱い正の相関を認めた．原ら 75）_{は，体幹の機能} は下肢の運動や可動性に影響を及ぼすと述べている．また，片麻痺者を対象として大腿四頭筋筋力と外力を加えた際の体幹保持能力は相関があるとの報告 76）_{もみられ，下肢機能と体幹機能との} 関係は密接であるといえる．また，Caroline ら 77）_{は片麻痺者の歩行における体幹の動きが，下肢の} 対称的な動きに関与しているとも述べており，歩行分析からも下肢機能と体幹機能との関わりが示されている．骨盤を間に挟み下肢と体幹は位置している．TIS での評価は座位にて実施される．座位での土台は骨盤・大腿部となる．この姿勢において四肢や体幹を動かすためには，土台である骨盤を選択的に動かし支持面を変化させることが重要となってくる．骨盤には大腿骨が股関節を介して連結しており，骨盤の動きに対して，下肢関節に分類される股関節機能も必要になることが十分推察できる．このように下肢機能と体幹機能は密接に関係し合うと考えられ，FMA 下肢機能と TIS 動的項目間に弱い相関を認めたと推察する．しかし，TIS での体幹機能評価では課題となっている動作が可能か不可能かでの判断となるため，臨床でのセラピストが行っている動作分析とは意味合いが異なり，評価としては不十分と考える．そこで重力下で動作を行う際に必要な体幹の抗重力伸展に着目し，次章より分析を行うこととした．

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21 第４章座位姿勢と座位前傾動作における健常高齢者と片麻痺者の比較４-１．緒言車いす座位で過ごすことが多い脳卒中片麻痺者では，初めのリハビリテーションゴールとして ADL の自立が挙げられる．そのためにはまず，抗重力姿勢である安定した座位の獲得および体幹筋の再教育が重要である 78)_{と述べられている．座位は，立位と異なり支持基底面が広く，重心を支} 持基底面内にとどめやすくなるが，ADL を遂行するためには安定な座位姿勢をとるだけでなく，上肢を動かすための安定した体幹の機能が必要となる．そのため，体幹機能 59,79-81)_{や座位でのバラ} ンス評価 82, 83）_{と ADL 能力との関係が数多く報告されている．また，片麻痺者を対象として日常生} 活に必要となる上肢のリーチ動作に着目し，加速度計を用いて動作を解析している報告 84）_，対象物の高さや距離を変化させた場合の体幹の動き方を解析しているものがある 85）_{．また，体幹の動} きの解析は立ち上がり動作に関しての報告が多く，その手法は身体に貼付したマーカの移動距離やマーカ 2 点を抽出し，直線間の角度を求めているもの 40,42-44,86-89）_{がほとんどである．加えて，片} 麻痺者では左右での機能差が特徴であるため，側方へのリーチ動作についての報告 90）_がみられる．その他の疾患では，脊髄損傷患者 91, 92）_{や脳性麻痺児} 93）_{を対象としたものがあり，体幹の固定} 性が向上することによるリーチ距離の延長を報告している．これらの報告では，リーチ到達距離が重要な結果となるため，リーチをするために必要な抗重力体幹伸展能力の特徴に言及しているものは筆者の知る限り，見当たらない．そこで本章では，ＡＤＬの遂行に重要とされる座位での抗重力伸展能力について体幹の前傾動作に着目し分析を行う．片麻痺者における体幹の抗重力伸展保持能力について明らかにするため，上肢の動作を除き，体幹の前傾動作を計測することとした．４-２．方法４-２-１．座位の設定座位での計測では，Y 軸進行方向が正面になるよう，2 枚の床反力計にまたがるように計測用椅子を設定した．対象者の下腿長に合わせ，計測用椅子の高さを調節した後，床反力計をリセットした．対象者の座位は，足部は左右それぞれが 1 枚の床反力計に載るように設定した．詳細な計測設定をする前に，姿勢動作の計測方法を説明し，動作確認のために練習を実施した．動作の確認がとれた後，椅子の前縁と膝窩までの距離が 10cm 離れるように臀部の位置を調整した．このとき，対象者の臀裂が 2 枚の床反力計の中央にくるようにした．また膝関節の屈曲角度は 90°とし，足角は規定しなかった（図 4-1）．

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22 図４-１計測における座位設定座位は，高さを被験者の下腿長に合わせて調整し，計測用椅子の前縁が対象者の膝窩から 10cm 離れるように設定した．また，計測用椅子は 2 枚の床反力計に乗るように置き，対象者の臀裂がこの 2 枚の床反力計の中央にくるようにした．４-２-２．座位での計測指示・動作計測対象者には，「いつも座っているようにしていてください」「正面前方を注視してください」と指示し，静止座位姿勢を計測した．この時上肢は，STRN マーカが隠れない高さで前腕を組むように指示し，実際にマーカが隠れていないことを計測画面上で確認した．計測動作は，静止座位姿勢と体幹前傾動作であった．前傾動作での指示は，「身体をできるだけ曲げないようにして，股関節からお辞儀をするように身体を 30°ほど，ゆっくり倒してください」とし，30°と思ったところで 3 秒間保持するように伝えた．静止座位姿勢を計測後，姿勢を修正することなく動作計測に移行したため，体幹前傾動作の数回の練習を実施し動作が確認できてから，静止座位姿勢計測と 5 回の前傾動作の測定を実施した．

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23 ４-３．データ処理４-３-１．「体幹前傾」動作の規定今回の計測指示では，序論で述べた体幹の抗重力伸展能力を示すために「体幹をできるだけ屈曲させないで，股関節からお辞儀をする」とした．この場合，骨盤の前傾を伴う動作を想像するわけであるが，必ずしも骨盤の最大前傾時に体幹前傾最大とは限らない．そのため骨盤の前傾角度で体幹前傾動作を規定することは難しい．そこで，絶対空間上における身体に貼付した CLAV マーカの Y 軸上位置を用い，CLAV マーカが Y 軸上で最小値を示すときを動作開始時，最大値を示すときを動作終了時とし，体幹前傾動作の範囲とした（図 4-2）．図４-２体幹前傾動作の規定今回の前傾動作に対する課題指示は，股関節からお辞儀をするとした．開始と終了を CLAV マーカ位置で判断することとした．CLAV マーカが Y 軸上で最小値を示す時を動作開始とし，最大値を示す時を前傾動作終了時点とした．

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24 ４-３-２．セグメント角度体幹セグメントの角度は，第 2 章で述べた骨盤，中部体幹，上部体幹の絶対角度と相対角度を算出した．座位での静止姿勢では，10 秒間の計測データから開始 3 秒後から 6 秒後の 3 秒間のデータを抜出し，平均化したデータを解析に使用した．動作時の各セグメント角度は，静止姿勢を基準とし抽出した．前傾動作時の各セグメントの角度は，体幹前傾動作の範囲を規定した後，各施行の時間軸を 100％に正規化したデータから抽出をおこなった．前傾動作時では，5 回の計測結果を平均化したデータを用いた．

４-３-３．床反力作用点（Center of pressure : COP）

静止姿勢からの重心の移動と足部での動作制御の関与を知るために，臀部と足部の COP 位置を抽出した．臀部にかかる圧の中心（以下，臀部 COP）と足部にかかる圧の中心（以下，足部 COP）を算出した．臀部 COP は左右合成のものを，足部 COP は左右を別々に算出した．臀部 COP は，対象者に貼付した GT マーカと KNE マーカ間の Y 軸方向距離から大腿長を求め，臀部 COP と GT マーカ間の Y 軸方向の距離を大腿長で除して臀部 COP の位置を特定した（図 4-3）．

足部 COP 位置は，ANK マーカと MP5 マーカの Y 軸方向距離を 100%とし，ANK マーカから足部 COP までの距離の割合を算出し，位置を特定した（図 4-4）．左右は，健常高齢者の左側と片麻痺者の非麻痺側，健常高齢者の右側と片麻痺者の麻痺側との比較とした．これは，吉田 94)_や三上 95)_{らが健常者では軸足が左側となっている場合が多いとの報告によるものからである．} ４-３-４．骨盤と中部体幹の位置関係静止姿勢では，セグメントの角度が同一であっても，支持面となる骨盤に対する中部体幹の Y 軸方向における位置関係が異なっている場合がある．そのため，両 ASIS 中点と両 PSIS 中点を結ぶ直線の中点と（以下，CPEL），Th10 と STRN マーカの中点（以下，Mtrunk）を算出し，その Y 軸方向の位置関係を比較した．CPEL に比較し，Mtrunk が前方にある場合をプラスとし，その値は身長で正規化した（図 4-5）．

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25 図４-３臀部 COP 位置の算出方法臀部 COP 位置は,静止時の大転子マーカ（GT マーカ）と膝関節中心マーカ（KNE マーカ）までの Y 軸方向距離を 100%として，GT マーカから臀部 COP までの距離の割合を計算した．図４-４足部 COP 位置の算出方法足部 COP 位置は静止時の外果マーカ（ANK マーカ）と第 5 中足骨骨頭マーカ（MP5 マーカ）間の Y 軸方向距離を 100%として ANK マーカと足部 COP 位置までの距離の割合を計算し，COP 位置とした．

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26 図４-５骨盤と中部体幹の位置関係骨盤と中部体幹の位置関係をみるために，両 PSIS 中点・両 ASIS 中点を結ぶ直線の中点と Th10・STRN を結ぶ直線の中点を算出し，その Y 軸方向位置の差を抽出した．Th10・STRN 中点が両 PSIS・ASIS 中点よりも前方に位置する場合は符号をプラスとした．またこの値は身長で正規化した値を用いた．

４-３-５．床反力（Floor reaction force : FRF）

左右の足部での荷重差や足部での動作制動の左右差を検討するために，臀部の FRF と左右足部にかかる FRF を計測した．床反力計では，鉛直方向成分（Fz），進行方向成分（Fy），左右方向成分（Fx）が抽出できるが，本研究では，このうち Fy と Fz 使用した．これらの値は，対象者の静止時の合成 Fz で正規化した値をデータとして用いた．４-３-６．統計処理それぞれ算出したパラメータは，健常高齢者と片麻痺者での違いや左右差を検討するために， Mann-Whitey の U 検定を使用し，有意水準 5%で統計処理を行った．なお，両統計処理には SPSS ver21.0 を用いた．

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27 ４-４．結果４-４-１．静止座位姿勢の結果４-４-１-１．セグメント角度（表 4-1）静止座位時の骨盤の前後傾角度は，健常高齢者では後傾 10.6±7.5°，片麻痺者で後傾 10.5 ±6.6°であり，統計学的に有意差を認めなかった（p=0.85）．中部体幹の前後傾角度は，片麻痺者で前傾角度が大きい傾向があり，上部体幹の相対前後傾角度は片麻痺者で後傾していた．回旋角度に関しては，健常高齢者と片麻痺者の間で差は見られなかった．表４-１静止座位におけるセグメント角度項目（卖位：°）健常高齢者（n=20）片麻痺者（n=14）危険率前後傾骨盤角度後傾 10.6±7.5 後傾 10.5±6.6 p=0.85 中部体幹角度前傾 16.0±7.8 前傾 21.5±7.1 p=0.06 上部体幹角度前傾 22.0±6.9 前傾 20.1±7.2 p=0.48 中部体幹相対角度前傾 26.6±11.7 前傾 32.0±10.4 p=0.10 上部体幹相対角度前傾 6.0±4.9 後傾 1.4±6.8 p=0.00 ** 回旋骨盤角度右前方 2.2±5.0 麻痺側前方 0.6±3.6 p=0.46 中部体幹角度右後方 1.8±4.9 麻痺側後方 1.5±3.2 p=0.93 上部体幹角度右後方 1.5±4.7 麻痺側前方 0.2±4.8 p=0.22 中部体幹相対角度右後方 4.6±9.3 麻痺側後方 2.2±4.1 p=0.83 上部体幹相対角度右前方 3.4±9.5 麻痺側前方 1.7±5.4 p=0.55 **： p<0.01

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28 ４-４-１-２．骨盤に対する中部体幹の位置関係表 4-2 に骨盤に対する中部体幹の Y 軸方向位置の結果を示す．健常高齢者に比較し片麻痺者では，骨盤に対し中部体幹が前方に位置していることがわかる．また全対象者 34 名の骨盤に対する中部体幹の位置関係と上部体幹の相対前傾角度との関係を図 4-6 に示す．骨盤に対して中部体幹が前方に位置している場合，上部体幹の相対前後傾角度は後傾しやすい傾向を示した．表４-２骨盤に対する中部体幹の Y 軸方向位置健常高齢者（n=20) 片麻痺者(n=14）危険率骨盤に対する中部体幹の Y 軸方向位置（㎜/Height） 9.9±12.5 21.6±11.8 p=0.01** **：p<0.01 図４-６静止座位における骨盤に対する中部体幹の位置と上部体幹の相対前傾角度との関係横軸は，骨盤に対する中部体幹の Y 軸方向の位置関係を示しており，プラスは骨盤に対し中部体幹が前方にあることを示す．縦軸は，静止座位での上部体幹の相対前傾角度を示している．片麻痺者では健常高齢者と比較して中部体幹が骨盤に対し前方に位置することで，上部体幹の相対前傾角度は後傾をとりやすいことがわかる． -20 -15 -10 -5 0 5 10 15 20 -20 -10 0 10 20 30 40 50 静止座位での上部体幹の相対前傾角度静止座位での骨盤に対する中部体幹のY軸方向位置関係 [㎜/Height] [°] 中部体幹が前方→ ← 前傾 ○健常高齢者 ◆片麻痺者

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29 ４-４-１-３．床反力静止座位姿勢での臀部・足部の合成床反力鉛直成分（Fz）に対する足部 Fz の割合では，片麻痺者で足部の荷重が大きい傾向を認めた（表 4-3）．また，片麻痺者の左右足部の荷重を比較すると非麻痺側足部の荷重が大きくなっていた（表 4-4）. 健常高齢者と片麻痺者における左右の足部の床反力進行方向成分（足部 Fy）を静止座位姿勢の臀部・足部の合成 Fz で正規化した値は，健常高齢者においては，左側足部で後方へ 0.5± 0.4%，右側足部で後方へ 0.6±0.4%であり，ほぼ同等な値を示した（p=0.34）．一方片麻痺者では，非麻痺側の足部が後方へ 0.1±0.3%，麻痺側の足部は後方へ 0.5±0.1%となっていた（p=0.44，表 4-4）．表４-３静止座位における足部鉛直方向床反力成分項目健常高齢者（n=20）片麻痺者(n=14) 危険率足部 Fz 割合（%） 18.6±2.9 22.0±5.6 p=0.08 表４-４静止座位における片麻痺者の足部床反力成分項目片麻痺者危険率非麻痺側足部麻痺側足部足部 Fz 割合（%） 11.8±3.3 10.2±2.5 p=0.01 _** 足部 Fy 割合（%）後向き 0.1±0.3 後向き 0.5±0.1 p=0.44 **：p<0.01 ４-４-１-４．床反力作用点臀部の COP 位置は，健常高齢者では大転子から後方 2.1±2.9%，片麻痺者では大転子から後方 3.0±7.4%に位置しており，両群に有意な差を認めなかった（p=0.20）．健常高齢者での左側足部 COP 位置と片麻痺者での非麻痺側足部 COP 位置を比較すると，健常高齢者では 51.8±20.7%，片麻痺者では 54.9±23.9%であり，群間に有意な差を認めなかった（p=0.69）．健常高齢者の右足足部の COP と片麻痺者の麻痺側足部 COP 位置を比較した結果，健常高齢者では，65.1±26.2%であり，片麻痺者の麻痺側足部 COP は 55.4±24.8%であった（p=0.22）．なお，片麻痺者での非麻痺側，麻痺側 COP 位置の比較では有意差を認めなかった（p=0.22）．

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30 ４-４-２．座位前傾動作の結果４-４-２-１．セグメント角度（表 4-5）静止姿勢からの骨盤と中部体幹の前傾角度変化量は片麻痺者で小さく，統計学的に有意差を認めた．回旋角度についてはどのセグメントにおいても有意差を認めなかった．また，骨盤が１°前傾するのに対する中部体幹の前傾角度変化の割合は，健常高齢者で 2.1± 1.2°，片麻痺者で 3.0±1.7°であり，群間に有意差を認めた（p=0.01）．また，中部体幹が 1°前傾するのに対する上部体幹の前傾角度変化の割合は，健常高齢者で 1.1±0.1°，片麻痺者で 1.2±0.2°で群間に有意差を認めた（p=0.01）．前傾動作において，片麻痺者では骨盤と中部体幹の前傾角度が小さいが，その範囲の中での骨盤の動き１°に対する中部体幹の前傾角度変化が大きい結果となった．表４-５座位での前傾動作におけるセグメント角度変化項目（卖位：°）健常高齢者（n=20）片麻痺者（n=14）危険率前後傾骨盤角度前傾 22.2±5.9 前傾 12.9±5.1 p=0.00 ** 中部体幹角度前傾 41.7±8.7 前傾 30.0±9.7 p=0.02 * 上部体幹角度前傾 44.5±9.6 前傾 36.5±11.2 p=0.15 中部体幹相対角度前傾 17.9±8.3 前傾 18.0±8.1 p=0.57 上部体幹相対角度前傾 3.2±2.3 前傾 5.1±3.2 p=0.12 回旋骨盤角度 0.0±0.8 麻痺側後方 0.4±2.1 p=0.26 中部体幹角度右後方 0.7±4.3 0.0±5.8 p=0.85 上部体幹角度右後方 1.0±2.0 麻痺側後方 1.4±2.3 p=1.00 中部体幹相対角度右前方 3.0±10.6 麻痺側前方 0.3±5.8 p=0.50 上部体幹相対角度右後方 3.9±10.2 麻痺側後方 0.6±6.8 p=0.20 **：p<0.05， *：p<0.01

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31 ４-４-２-２．床反力静止座位での合成床反力 Fz で正規化した前傾動作における足部床反力鉛直方向成分（足部 Fz）の最大値は，健常高齢者で 20.5±5.4%，片麻痺者で 16.4±5.3%であり，群間に有意差を認めなかった（p=0.07）．図 4-7 は，片麻痺者での前傾動作における足部の床反力進行方向成分（足部 Fy）の推移を全対象者において平均したものを示している．縦軸は静止座位姿勢での合成床反力鉛直成分を基準とした足部床反力進行成分の大きさを示している．横軸は前傾動作を 100%とした時間軸である．実線は非麻痺側足部を，破線は麻痺側足部の推移を示す．非麻痺側足部は，前傾動作に伴い緩やかに正の方向への推移が認められたが，麻痺側足部は非麻痺側足部に比較すると急激に後方への傾きが減尐していた．図４-７片麻痺者での座位前傾動作における足部床反力進行方向成分の推移図は座位での前傾動作における足部の床反力進行方向成分（足部 Fy）の推移を示している．縦軸の値は Fy を静止座位姿勢における合成床反力鉛直方向成分 Fz で正規化したもので，プラスは前方への傾きを，マイナスは後方への傾きを意味する．前傾開始とともに非麻痺側足部の床反力進行方向成分ではやや後方からゼロへの推移が認められるが，麻痺側足部の床反力進行方向成分は急激に後方の傾きが減尐していることがわかる． -1.2 -1 -0.8 -0.6 -0.4 -0.2 0 0.2 0 20 40 60 80 100 麻痺側非麻痺側 ← 前向き静止時の床反力鉛直成分を基準に正規化した座位前傾動作時での床反力進行方向成分 [N%] [%] 時間