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膝関節角度と膝関節伸展筋力の変化による膝蓋骨後方傾斜への影響

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Academic year: 2021

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(1)理学療法学 第 334 46 巻第 5 号 334 ∼ 342 頁(2019 年) 理学療法学 第 46 巻第 5 号. 研究論文(原著). 膝関節角度と膝関節伸展筋力の変化による 膝蓋骨後方傾斜への影響* ―エコーを用いた検証─. 吉 田 卓 磨 1)2)# 高 林 知 也 2)3) 徳 永 由 太 2) Nguyen Dang Khoa 2) 久 保 雅 義 2)3). 要旨 【目的】膝関節角度と膝関節伸展筋力の変化による膝蓋骨後方傾斜への影響をエコーにて検証すること。 【方法】健常成人男性 6 名を対象とし,膝関節屈曲 30° ,60° ,90°と膝関節伸展筋力 0%,30%,50%, 100% での膝蓋骨後方傾斜を計測した。一枚のエコー画像では後方傾斜を計測するためのランドマークが 写りきらないため,5 枚のエコー画像を重ね合わせた。光学式モーションキャプチャーシステムを併用し, 撮影時のプローブのズレに伴うエコー画像の変化を補正した。【結果】膝蓋骨後方傾斜は屈曲 30°では伸 展筋力の増大に伴い弱まり,屈曲 60° ・90°では強まった。屈曲 60° で最大伸展筋力の際にもっとも強まっ た。【結論】光学式モーションキャプチャーシステムとエコーを併用することで侵襲もなく比較的簡便に 矢状面上での膝蓋骨の動きを捉えられることが示唆された。ジャンパー膝に関与する膝蓋骨後方傾斜は屈 曲 60°での最大伸展筋力時にもっとも強まった。 キーワード 超音波画像診断装置,エコー画像の補正,膝蓋骨後方傾斜. る。内的要因としては男性に頻発すること,大. はじめに. 四頭筋. やハムストリングスなどの柔軟性低下や筋力低下,下肢.  跳躍動作やランニングなどのスポーツ活動時には膝関. 関節の可動域制限,動作時のアライメント不良に伴う膝. 節伸展機構に大きな負荷が繰り返しかかるため,膝関節. 蓋腱への過負荷などが報告されている. 障害が生じやすい。その中でも,バレーボールやバス. してはシューズの影響,固いサーフェイスでのトレーニ. ケットボールなどの跳躍動作を繰り返すスポーツに多い. 2) ング,過度のトレーニングなどが報告されている 。. overuse syndrome のひとつに,ジャンパー膝. 1). がある。. 2‒4). 。外的要因と.  ジャンパー膝の疼痛高位は Blazina の分類により,大. ジャンパー膝は発症の要因が複雑であるため,治療に難. 四頭筋の膝蓋骨付着部,膝蓋腱の膝蓋骨付着部,膝蓋. 渋し,慢性化するケースが少なくない。ジャンパー膝の. 1) 腱の脛骨粗面付着部の 3 つに分類されている 。疼痛部. リスクファクターには内的要因や外的要因が複数存在す. 位は,膝蓋腱の膝蓋骨付着部での疼痛がもっとも多いこ. *. Influence of Knee Joint Angle and Extension Muscle Force on the Posterior Patellar Tilt: Investigation using Ultrasound Sonography 1)富永草野医院 (〒 959‒0211 新潟県燕市富永 216‒1) Takuma Yoshida, PT, Bachelor: Tominagakusano Clinic 2)新潟医療福祉大学運動機能医科学研究所 Takuma Yoshida, PT, Bachelor, Tomoya Takabayashi, PT, PhD, Yuta Tokunaga, PT, MSc, Nguyen Dang Khoa, AD, Masayoshi Kubo, PT, ScD: Niigata University of Health and Welfare, Institute for Human Movement and Medical Science 3)新潟医療福祉大学リハビリテーション学部理学療法学科 Tomoya Takabayashi, PT, PhD, Masayoshi Kubo, PT, ScD: Niigata University of Health and Welfare, Faculty of Rehabilitation, Department of Physical Therapy # E-mail: nuhw8th.hpa08094@gmail.com (受付日 2019 年 1 月 10 日/受理日 2019 年 7 月 12 日) [J-STAGE での早期公開日 2019 年 9 月 27 日]. とが報告されており,膝蓋腱の膝蓋骨付着部の深層に損 傷が好発することが報告されている. 5‒7). 。この部位で好. 発する要因としては,膝蓋腱の膝蓋骨付着部の解剖学的 要因. 8). や膝蓋骨後方傾斜が過度に増大することによる. 好発部位へのストレスの増大. 9)10). などが報告されてい. るが,病態や発生因子など明らかになっていない部分も 多い。その中でも,膝蓋骨後方傾斜に着目すると,膝蓋 骨後方傾斜が増大する要因は膝関節屈曲角度や大. 四頭. 筋による膝蓋骨への牽引力による影響が考えられるが, これらの関与を実際に調べるためには生体内で様々な大 四頭筋収縮強度,様々な膝関節屈曲角度での膝蓋骨後.

(2) エコーを用いた膝蓋骨後方傾斜の計測. 335. 図 1 エコー画像の撮影手順 予め皮膚上にマーキングしておいたエコー画像撮影部位に合わせて 1 ∼ 4 の順にエコー画 像を撮影した.皮膚マーキングは各膝関節屈曲角度で課題動作実施前にエコー画像撮影位 置を確認し,マーキングした.黒丸は腓骨頭,脛骨内側縁中央,内果,プローブに貼付し た反射マーカーを示し,白抜き丸は脛骨内側顆,内果に貼付した反射マーカーを示す. 1:膝蓋骨下極部,2:膝蓋骨部,3:膝蓋骨上極部,4:脛骨粗面部. 方傾斜を調べる必要がある。. と考えられる。.  膝蓋骨のトラッキング異常は多くの膝関節障害の発生.  そこで本研究では光学式モーションキャプチャーシス. に関与するとされている。膝蓋骨のトラッキングを調べ. テムを使用してエコーの撮影精度を付与した状態で膝関. た研究は,膝蓋骨脱臼や膝蓋大. 節屈曲角度,膝関節伸展筋力の変化が膝蓋骨後方傾斜へ. 関節痛症候群,ジャン. パー膝などの膝蓋骨周辺疾患の病態解明,治療法の確立 のために生体内,生体外で様々な方法で行われている。 その中でも,生体内にて膝蓋骨後方傾斜を含む膝蓋骨ト ラッキングを調べたものは MRI を用いた研究. 7)11‒14). ,. 15)16). 与える影響を調べることを目的とした。 方   法 1.対象者. ,レントゲン透.  対象者は下肢に整形外科的疾患や神経学的疾患の既往. 視画像と CT 画像,または MRI 画像を組み合わせる手. のない健常成人男性 6 名とした(年齢 23.5 ± 1.7 歳,身. 光学式動作解析装置を用いた研究 17‒19). などがある。しかし,それぞれ欠. 長 169.3 ± 0.03 cm,体重 61.2 ± 5.7 kg) 。対象者には事. 点があり,MRI を用いた方法では撮影に時間がかかり. 前に口頭および書面にて十分な説明を行い,同意を得た. 撮影条件が限られること,レントゲン透視画像と MRI. うえで実施した。なお,本研究は所属機関である新潟医. 画像または CT 画像を組み合わせた方法では放射線被曝. 療福祉大学の倫理審査委員会の承認(17900-171020)を. を生じる。. 得たうえで実施した。. 法を用いた研究.  一方で,エコーを用いた方法. 20). に着目すると,比較. 的簡便に使用でき,生体への侵襲がないといった利点が. 2.実験手順. あるが,エコーを用いた方法では撮影精度や再現性に関.  エコー撮影には高周波リニアプローブ(東芝メディカ. する問題点がある。また,エコー撮影時に対象に対する. ルシステムズ株式会社,PLT‒1005BT,10 MHz)を使. プローブの角度が変わることでエコー画像にも角度変化. 用し,B モード超音波法にて撮影した。また,エコー撮. が生じるといった問題点があり,これが撮影精度を下げ. 影に習熟した 1 名の検者が撮影を行い,鮮明なエコー画. る一因になっていることが考えられる。しかし,光学式. 像が撮影できるよう十分な練習期間を設けた。1 枚のエ. モーションキャプチャーシステムを併用して,エコー撮. コー画像では膝蓋骨後方傾斜を計測するためのランド. 影時のプローブの動きを追従した状態でエコー撮影を行. マークがエコー画像内に写りきらないため,膝蓋骨上極. うことで,プローブの角度変化に伴うエコー画像の角度. 部,膝蓋骨部,膝蓋骨下極部,脛骨粗面部をそれぞれ撮. 変化を補正でき,撮影精度を付与することが可能になる. 影した(図 1)。エコー撮影は膝蓋骨下極部を最初に撮.

(3) 336. 理学療法学 第 46 巻第 5 号. 図 2 各部位のエコー画像の補正前後 光学式モーションキャプチャーシステムから算出されたプローブの角度情報をもとに各部 位のエコー画像を補正した.. 図 3 重ね合わせたエコー画像の代表的な一例 撮影されたそれぞれの画像を光学式モーションキャプチャーシステムより算出されたプローブの角度 情報をもとに補正,重ね合わせた後,膝蓋骨下極部最大限描出画像を骨縁に合わせて重ね合わせ,一 枚のパノラマ画像を作成した.. 影し,次に膝蓋骨部,膝蓋骨上極部,脛骨粗面部の順に. ないように予め皮膚上にマーキングを行い,エコー画像. 撮影した(図 1)。各部位のエコー画像を撮影する際に,. を撮影した。このエコー画像を各膝関節屈曲角度(30°,. プローブの動きを光学式モーションキャプチャーシステ. 60°,90° ),各等尺性膝関節伸展筋力(最大膝関節伸展. ムを用いて追従した。光学式モーションキャプチャーシ. 筋力の 0%,30%,50%,100%)ごとに作成した。なお,. ステムにて計測された各部位のエコー画像撮影時のプ. 膝蓋骨後方傾斜は Marius らの方法. ローブの角度情報をもとにエコー画像を補正した。な. 極と下極を結ぶ線,脛骨粗面最突出部と膝蓋骨下極を結. お,エコー画像の補正は膝蓋骨下極部のエコー画像を撮. ぶ線のなす角を Tendon-Patellar angle(以下,T-P angle). 影した際のプローブの角度を基準に行った(図 2)。補. と定義し,T-P angle の低下をもって膝蓋骨後方傾斜と. 正されたそれぞれのエコー画像を骨縁に合わせて重ね合. し た( 図 4)。 エ コ ー 画 像 の 補 正 や 重 ね 合 わ せ,T-P. わせ,膝蓋骨上極から脛骨粗面が写るエコー画像を作成. angle の計測には Image J(NIH, Bet-hesclw Maryland,. した。 膝蓋骨上極は膝関節屈曲角度によっては深層部. USA)を使用した。. まで写りきらないため,あらかじめ最大限膝蓋骨上極部.  各部位のエコー画像を撮影する際は体表面の形状に合. が写ったエコー画像を撮影しておき,骨縁に合わせて重. わせてプローブを置く必要があり,各部位間で矢状面上. ね合わせた(図 3) 。また,プローブを置く位置がずれ. でのプローブの角度変化が生じ,これに伴いエコー画像. 7). に準じて膝蓋骨上.

(4) エコーを用いた膝蓋骨後方傾斜の計測. 337. 図 4 Tendon-Patellar angle の計測方法 Marius ら 4)の方法にしたがい,膝蓋骨上極と下極を結ぶ線,脛骨粗面最突出部と膝蓋骨 下極を結ぶ線のなす角を Tendon-Patellar angle と定義. Tendon-Patellar angle の低下をもって膝蓋骨の後方傾斜とした.. 図 6 HHD 固定方法. 図 5 下. とプローブの反射マーカー貼付位置. 間内での矢状面上のプローブの角度を算出した。また, 膝蓋骨下極部撮影時の矢状面上でのプローブの角度を基 準とすることで各部位撮影時の矢状面上でのプローブの. にも角度変化が生じる。プローブの角度変化に伴うエ. 角度変化を算出した。算出された各部位撮影時のプロー. コー画像の角度変化を補正するために,光学式モーショ. ブの角度変化の数値と同様に膝蓋骨部,膝蓋骨上極部,. ンキャプチャーシステムを併用し,エコー撮影時のプ. 脛骨粗面部のエコー画像を回転することでエコー画像の. ローブの動きを追従した。対象者の右下. 角度補正を行った。. (腓骨頭,脛. 骨内側顆,脛骨内側縁中央,外果,内果),プローブの.  等尺性膝関節伸展筋力の計測はハンドヘルドダイナモ. 超音波照出面上部,下部,持ち手部分の 3 ヵ所に対し直. メーター(アニマ株式会社,筋力計 ミュータス F-1. 径 9.5 mm の体表マーカーを貼付した(図 5)。赤外線カ. 以下,HHD)を使用し,柏らの方法. メラ 13 台を含む光学式モーションキャプチャーシステ. 行った。ベッド端座位にて両上肢は前方で組み,ベッド. ム(Vicon MX, Oxford Metrics Inc)を使用し,サンプ. から下. リング周波数は 100 Hz とした。各部位のエコー画像撮. 柱,HHD を固定した(図 6) 。最大努力での膝関節伸展. 影時にプローブを静止させ,プローブに貼付した体表. 等尺性運動を行い 100% の膝関節伸展筋力を計測し,こ. マーカーから得られた位置情報をもとに矢状面上のプ. れをもとに最大筋力の 30%,50% を算出した。最大筋. ローブ角度を算出した。なお,エコー画像撮影時のプ. 力の 30%,50% の膝関節伸展筋力で計測する際は事前. ローブ角度の算出にはプローブの超音波照出面上部,下. に十分な練習を行い,モニターに表示される数値を視覚. 部のマーカーから得られたマーカー座標をもとに計測空. 的に確認しながら行った。なお,各計測間には十分な休. 21). に準じて計測を. を下垂させ,ベルトを用いて下. とベッド支.

(5) 338. 理学療法学 第 46 巻第 5 号. 図 7 膝関節屈曲角度ごとの Tendon-Patellar angle 反復測定の二元配置分散分析の結果,関節可動域に主効果を認め,膝関節屈曲 30° ,90° と比較し膝関節屈曲 60° で有意に低下していた(p<0.01) . 膝関節伸展筋力 100% 時の Tendon-Patellar angle は膝関節屈曲 30° ,90°と比較し膝関節 屈曲 60°で有意に低下していた(p<0.01) .. 図 8 膝関節伸展筋力ごとの Tendon-Patellar angle a.膝関節屈曲 30° ,b.膝関節屈曲 60° ,c.膝関節屈曲 90° **:p<0.01,*:p<0.05. 憩をとった。計測時の膝関節屈曲角度は被験者ごとにラ. 法による多重比較を行った。なお,有意水準は 5% とし,. ンダムに行い,膝関節伸展筋力はそれぞれの膝関節屈曲. 統計処理には R version3.3.3 を使用した。. 可動域で膝関節伸展筋力の 0%,100%,30%,50% の順 に計測した。計測はそれぞれ 2 回ずつ行い,より鮮明に エコー画像が描出されたものを採用した。. 結   果  膝関節屈曲角度と膝関節伸展筋力を要因とした反復測 定二元配置分散分析の結果,膝関節屈曲角度に有意な主. 3.統計処理. 効果を認め(p < 0.01),post-hoc 検定として Holm 法に.  膝関節屈曲角度と膝関節伸展筋力の二要因による反復. よる多重比較を行った結果,膝関節屈曲 30°,90°と比. 測定二元配置分散分析を行った。分散分析に先立ち,. 較して膝関節屈曲 60°で T-P angle は有意に低下してい. Mendoza の多標本球面性検定を行ったが,球面性の仮. た(図 7,p < 0.01)さらに,膝関節屈曲角度と膝関節. 定が棄却されたため Greenhouse-Geiser のイプシロン修. 伸展筋力に有意な交互作用を認め(p < 0.01) ,post-hoc. 正を行い,主効果と交互作用について確認した。主効果,. 検定として Holm 法による多重比較を行った結果,膝関. 交互作用を認めた場合には post-hoc 検定として Holm. 節屈曲 30° では膝関節伸展筋力 0% 時に T-P angle はもっ.

(6) エコーを用いた膝蓋骨後方傾斜の計測. 339 7). とも低下していた(図 8a)。膝関節屈曲 60°では膝関節. は減弱し,また,大. 伸展筋力の増大に伴い T-P angle は低下し,最大膝関節. 先行研究と同様の傾向を示していた。そのため,膝関節. 伸展筋力時に T-P angle はもっとも低下していた(図. 屈曲角度,筋力ごとの膝蓋骨後方傾斜の傾向を捉えるこ. 8b)。膝関節屈曲 90°では膝関節伸展筋力の増加に伴い. とができていたと考えられる。しかし,本研究ではより. T-P angle は低下していたが,膝関節伸展筋力 50% と. 測定精度の高い計測方法と詳細な比較・検討を行えてい. 100% の間に有意差は認められなかった(図 8c)。また,. ないため,詳細な測定精度についてはさらなる検証が必. 膝関節伸展筋力発揮下での T-P angle はいずれの強度で. 要になると考えられる。. も膝関節屈曲 60°で低下しおり(図 7) ,膝関節屈曲 60°.  本研究結果より,膝関節屈曲 30°では膝関節伸展筋力. での最大膝関節伸展筋力の際にもっとも低下していた. の発揮に伴い膝蓋骨の後方傾斜は弱まり,膝関節屈曲. (図 7,8b)。. 四頭筋収縮下でも Marius ら. の. 60°では膝関節伸展筋力の増大に伴い膝蓋骨は後方へ傾 斜していた。膝関節屈曲 90°では膝関節伸展筋力の増大. 考   察. に伴い膝蓋骨は後方へ傾斜していたものの,膝関節伸展.  本研究では,光学式モーションキャプチャーシステム. 筋力 50% と 100% では有意差は認められなかった。また,. を併用することで測定精度を付与した状態でエコー撮影. 膝関節屈曲 60°での膝関節伸展筋力 100% 時に膝蓋骨は. を行った。本研究より,エコー撮影時のプローブ位置を. もっとも後方へ傾斜していた。膝蓋骨は膝関節屈曲 0°. コントロールすることで,ジャンパー膝を中心とした膝. では膝蓋大. 蓋骨周辺疾患の発生因子やリハビリテーションを展開す. 曲に伴い半円形上の大. る際に重要となる膝蓋骨後方傾斜をエコー画像から計測. 動しながら膝蓋大. が可能であることが示唆された。膝蓋骨のトラッキング. 関節面に接触していないものの,膝関節屈 関節面にはまり込み,90°付近で大. 骨滑車部と顆間窩直上で接触することや. 異常は多くの膝関節障害の発生に関与しており,様々な. の屈曲に伴い膝蓋大. 計測方法で研究が行われている。生体内での膝蓋骨後方. と. 傾斜を含む膝蓋骨トラッキングを調査した先行研究は放. 大. 射線被曝を含む侵襲的な方法. 17‒19). が多く報告されてお. 骨顆部,滑車部を遠位方向に移. 23)24). 22). ,膝関節. 関節での接触面積が増加するこ. が報告されている。また,膝関節伸展筋である. 四頭筋は共同腱となった後,膝蓋骨に付着するもの. と脛骨粗面に付着するものに分かれ,遠位付着部に向か 25). ,膝蓋骨が大. 骨滑車部と. り,撮影環境も制限される。一方,本研究は異なる膝関. うことが報告されており. 節角度,異なる膝関節伸展筋力での膝蓋骨後方傾斜の変. 接点をもつ状態では接点部が支点となり,大. 化について光学式モーションキャプチャーシステムとエ. よる膝蓋骨への牽引力により膝蓋骨の後方傾斜が促され. コーを併用して検証しており,非侵襲性の方法,かつ比. る。以上のことより,膝関節屈曲 90°と比較して膝関節. 較的簡便に使える新規性の高い研究である。. 屈曲 60°での膝蓋骨は安静時からより後方に傾斜してお.  エコーを用いて膝蓋骨のトラッキングを調査した研究. り,膝蓋大. では,エコー撮影時のプローブ角度の変化に伴う測定精. あったため,膝関節伸展筋力の増加に伴いより膝蓋骨が. 度の低さが問題点として挙げられる。しかし,本研究で. 後 方 へ 傾 斜 し, 膝 関 節 屈 曲 60 °で の 膝 関 節 伸 展 筋 力. はエコー撮影時のプローブ角度の変化を光学式モーショ. 100% の際にもっとも後方傾斜したと考えた。膝関節屈. ンキャプチャーシステムを併用し,追従することでエ. 曲 30°では膝関節伸展筋力の増大に伴い膝蓋骨の後方へ. コー画像を補正し,測定精度を付与している。このため,. の傾斜が弱まった。膝蓋骨は膝関節屈曲 20°付近から大. Open MRI などを用いた方法と比較することができる有 用なデータが得られたものと考える。Marius ら. 7). は. 四頭筋に. 関節面に深くはまり込んでなく動く余地が. 骨滑車部に接触しはじめ,膝関節屈曲 20°∼ 30°付近 では接触部は大. 骨滑車部の近位端と膝蓋骨遠位部で接 19). 。半円形上の大. 骨顆. Open MRI を使用し,0°∼ 100°の異なる膝関節屈曲角. 触することが報告されている. 度,膝関節伸展筋力の有無で本研究と同様の計測軸にて. 部の形状や大. 膝蓋骨後方傾斜の変化を調べている。結果として,大. と,大. 四頭筋の収縮がない状態では膝関節屈曲角度が増すにつ. 筋の起始方向に牽引するように作用し,膝蓋骨の後方へ. れて膝蓋骨後方傾斜は減弱していくと報告している。ま. の傾斜が弱まったことが考えられた。. た,大. 四頭筋収縮下では 0° ∼ 20°の浅屈曲域で膝蓋骨.  跳躍動作を繰り返す動作に多く発症するジャンパー膝. 後方傾斜はもっとも弱まり,膝関節屈曲角度の増加に伴. は膝関節伸展機構の overuse による障害とされているも. い膝蓋骨後方傾斜は増強し,膝関節屈曲 60°付近で膝蓋. のの,病態や発生因子はいまだに明らかになっていない. 骨はもっとも後方へ傾斜していた。その後,膝関節屈曲. 部分が多い。発生因子に着目すると,膝蓋骨下極と膝蓋. 角度の増加とともに膝蓋骨後方傾斜は再度減弱すると報. 腱の膝蓋骨付着部深層との過度なインピンジメントが生. 告している。本研究でも同様に大. じることによる負荷の関与が報告されている. 四頭筋の収縮がない. 状態では膝関節屈曲角度の増大に伴い膝蓋骨の後方傾斜. 骨滑車部と膝蓋骨の接触部を考慮する. 四頭筋の膝蓋骨への牽引力は膝蓋骨を大. 四頭. 9)10). 。ま. た,このインピンジメントに伴う膝蓋腱の膝蓋骨付着部.

(7) 340. 理学療法学 第 46 巻第 5 号. 深層への負荷の増大には膝蓋骨の後方傾斜の増大が誘因 9). 膝蓋骨の動きを捉えることができることが示唆された。. となっていることが報告されている 。さらに,膝蓋骨. また,膝蓋骨後方傾斜は膝関節屈曲角度や膝関節伸展筋. 後方傾斜は膝関節屈曲角度により変化することや大. 四. 力により変化し,ジャンパー膝に関与する膝関節屈曲. 頭筋収縮下では膝関節屈曲 60°付近でもっとも後方への. 60°で膝関節伸展筋力が強く作用した際にもっとも後方. 傾斜が増大することが報告されており. 7). ,本研究におい. ても関節可動域に主効果が認められ,膝関節屈曲 60°で 膝蓋骨がより後方へ傾斜していた。また,ジャンパー膝 症例では膝関節屈曲 60°∼ 80°での疼痛が症状の特徴と されていることも報告されている. 。これらの報告を. 60°付近での繰り返される動作がジャンパー膝の発生や 疼痛発生の一因になっていることが考えられる。本研究 四頭筋収縮下では膝関節屈曲 60°で膝. 蓋骨の後方への傾斜は強まっており上記報告を支持する 結果となった。また,本研究結果より膝関節伸展筋力の 強度により膝蓋骨の後方傾斜は変化し,ジャンパー膝の 発症と関連がある膝関節屈曲 60°で膝関節伸展筋力が強 く作用した際に膝蓋骨の後方傾斜が強くなっていた。以 上のことより,膝関節屈曲 60°付近でより強い膝関節伸 展筋力が必要となる動作を繰り返すことにより,膝蓋骨 後方傾斜に伴う膝蓋骨下極と膝蓋腱膝蓋骨付着部深層の 過剰なインピンジメントが惹起され,ジャンパー膝の発 生や疼痛発生の一因になることが考えられた。  本研究の限界として,課題動作や計測された膝蓋骨運 動が限定的であった点が挙げられる。本研究では静的な 動作を課題動作にしているが,ジャンパー膝の発生には ジャンプや着地といった繰り返されるダイナミックな動 作の関与が報告されている. 利益相反  開示すべき利益相反はない。. 26). 考慮すると,膝蓋骨の後方傾斜が増大する膝関節屈曲. 結果も同様に大. 傾斜することが明らかとなった。. 27). 。そのため,実際のダイ. ナミックな動作時の膝蓋骨後方傾斜についてや,他関節 が膝蓋骨のトラッキングに与える影響などについてさら に検証していく必要があると考える。また,膝蓋骨の運 動方向は本研究で計測した膝蓋骨後方傾斜といった矢状 面上の運動のみではないため,前額面や水平面上での運 動もそれぞれ計測していく必要がある。本研究より,光 学式モーションキャプチャーシステムを併用してエコー 撮影時のプローブ位置をコントロールすることで,エ コーでの計測が膝蓋骨のトラッキングを調査できる有用 な方法となることが示唆された。今後,より簡便にプ ローブ位置をコントロールする方法を検討していくこと で臨床でも計測可能な方法を検討していく必要があると 考える。 結   論  本研究は光学式モーションキャプチャーシステムとエ コーを併用して,異なる膝関節屈曲角度,異なる膝関節 伸展筋力での膝蓋骨後方傾斜の変化を調べた。本研究結 果より,光学式モーションキャプチャーシステムとエ コーを併用することで比較的簡便に生体への侵襲もなく. 文  献 1)Blazina ME, Kerlan RK, et al.: Jumper’s knee. Orthop Clin North Am. 1973; 4: 665‒678. 2)深井 厚:特集:保存療法で治す運動器疾患─ OA から外 傷まで─Ⅴ.スポーツ関連 ジャンパー膝・ランナー膝. MB Orthop.2015; 28: 145‒152. 3)Witvrouw E, Bellemans J, et al.: Intrinsc risk factor for the develop of patellar tendinitis in an athletic population: a two-year prospective study. Am J Sports Med. 2001; 29: 190‒195. 4)Malliaras P, Cook JL, et al.: Reduce ankle dorsifrexion range may increase the risk of patellar tendon injury among volleyball players. J Sci Med Sport. 2006; 9: 304‒ 305. 5)Johnson DP, Wakeley CJ, et al.: Magnetic Resonance Imaging of Patellar Tendonitis. J Bone Joint Surg Br. 1996; 78: 452‒457. 6)Hamilton B, Purdam C: Patellar tendinosis an adaptive process: a new hypothesis. Br J Sports Med. 2004; 38: 758‒761. 7)Schmid MR, Hodler J, et al.: Is impingement the cause of jumper’s knee? Dynamic and static magnetic resonance imaging of patellar tendinitis in an open-configuration system. Am J Sports Med. 2002; 30: 388‒395. 8)Toumi H, Higashiyama I, et al.: Regional variations in human patellar trabecular architecture and the structure of the proximal patellar tendon enthesis. J Anat. 2006; 208: 47‒57. 9)Lavagnino M, Arnoczky SP, et al.: Patellar tendon strain is increased at the site of the jumper’s knee lesion during knee flexion and tendon loading: results and cadaveric testing of a computational model. Am J Sports Med. 2008; 36: 2110‒2118. 10)Lavagnio M, Arnoczky SP, et al.: Infrapatellar Straps Decrease Patellar Tendon Strain at the Site of the Jumper’s Knee Lesion: A Computational Analysis Based on Radiographic Measurements. Sports Health. 2011; 3: 296‒302. 11)Becher C, Fleischer B, et al.: Effects of upright weight bearing and the knee flexion angle on patellofemoral indices using magnetic resonance imaging in patients with patellofemora linstability. Knee Surg Sports Traumatol Arthrosc. 2017; 25: 2405‒2413. 12)Lau BC, Thuillier DU, et al.: Inter- and intra-rater reliability of patellofemoral kinematic and contact area quantification by fast spin echo MRI and correlation with cartilage health by quantitative T1ρ MRI. Knee. 2016; 23: 13‒19. 13)Borotikar BS, Sipprell WH, et al.: A methodology to accurately quantify patellofemoral cartilage contact kinematics by combining 3D image shape registration and cine-PC MRI velocity data. J Biomech. 2012; 45: 1117‒.

(8) エコーを用いた膝蓋骨後方傾斜の計測. 1122. 14)Borotikar BS, Sheehan FT: In vivo patellafemoral contact mechanics during active extension using a novel dynamic MRI-based methodology. Osteoarthritis Cartilage. 2013; 21: 1886‒1894. 15)Wilsion NA, Press JM, et al.: In vivo Noninvasive Evaluation of Abnormal Patellar During Squatting in Patients with Patellofemoral Pain. J Bone Joint Surg Am. 2009; 91: 558‒566. 16)Abbas G, Diss C: Patellar tracking during gait cycle. J Orthop Surg. 2011; 19: 288‒291. 17)Suzuki T, Hosseini A, et al.: In vivo Patellar Tracking and Patellofemoral Cartilage Contacts during Dynamic Stair Ascending. J Biomech. 2012; 45: 2432‒2437. 18)Nha KW, Papannagari R, et al.: In vivo Patellar Tracking Clinical Motions and Patellofemoral Indices. J Orthop Res. 2008; 26: 1067‒1074. 19)Yamada Y, Toritsuka Y, et al.: In vivo movement analysis of the patella using a three dimensional computer model. J Bone Joint Surg. 2007; 89: 752‒760. 20)Shih YF, Anthony M, et al.: Active Patellar Tracking Measurement A Novel Device Using Ultrasound. Am J Sports Med. 2004; 32: 1209‒1217.. 341. 21)柏 智之,山崎祐司,他:固定用ベルトを装着したハンド ヘルドダイナモメーターによる等尺性膝屈曲・伸展筋力測 定方法の再現性─健常成人,高齢患者における検討─.高 知県理学療法.2004; 20‒24. 22)Aglietti P, lnsall JN, et al.: A new patella prosthesis design and application. Clin Orthop. 1975; 107: 175‒187. 23)Huberti HH, Hayes WC: Patellofemoral contact pressures: The influence of Q-angle and tendonfemoral contact. J Bone Joint Surg. 1984; 66: 715‒724. 24)Salsich GB, Ward SR, et al.: In vivo assessment of patellofemoral joint contact area in individuals who are pain free. Clin Orthop. 2003; 417: 277‒284. 25)Andrew C, Waligora BS, et al.: Clinical Anatomy of the Quadriceps Femoris and Extensor Apparatus of the Knee, Clinical Orthopaedics and Related Research. 2009; 467: 3207‒3306. 26)八木茂典:anterior knee pain に対する機能解剖学的運動 療法,膝蓋腱周囲の痛みについて.整形外科リハビリテー ション学会誌.2010; 13: 31‒35. 27)Visnes H, Aandahl HA, et al.: Jumper’s knee paradoxjumping ability is a risk factor for developing jumper’s knee: a 5-years prospective study. Br J Sports Med. 2013; 47: 503‒507..

(9) 342. 理学療法学 第 46 巻第 5 号. 〈Abstract〉. Influence of Knee Joint Angle and Extension Muscle Force on the Posterior Patellar Tilt: Investigation using Ultrasound Sonography. Takuma YOSHIDA, PT, Bachelor Tominagakusano Clinic Takuma YOSHIDA, PT, Bachelor, Tomoya TAKABAYASHI, PT, PhD, Yuta TOKUNAGA, PT, MSc, Nguyen Dang Khoa, AD, Masayoshi KUBO, PT, ScD Niigata University of Health and Welfare, Institute for Human Movement and Medical Science Tomoya TAKABAYASHI, PT, PhD, Masayoshi KUBO, PT, ScD Niigata University of Health and Welfare, Faculty of Rehabilitation, Department of Physical Therapy. Purpose: The purpose of this study was to investigate the influence of knee joint angle and extension force on the posterior patellar tilt using ultrasound sonography. Method: The posterior patellar tilts were measured with knee joint flexion angles at 30°, 60°, and 90° in combination with 0%, 30%, 50%, and 100% of the knee joint extension forces. A series of five sonographic images were joined to cover the area necessary for the angle measurement. An optical motion capture system was used to monitor the orientation and location of the probe to minimize the misalignment among the images. Result: The posterior patellar tilt decreased at a knee joint flexion angle of 30° with increasing knee extension muscle force. However, the posterior patellar tilt exhibited the opposite trend with the increase of extension force when the knee flexion angles were at 60° and 90°. The highest posterior tilt was observed at a knee flexion angle of 60° with 100% of the knee joint extension force. These results were consistent with those of previous studies using Open MRI. Conclusion: By monitoring the orientation and location of the probe of ultrasound sonography, it became possible to capture the patellar motion in the sagittal plane in clinical settings. Posterior patellar tilt has been reported to be associated with jumper’s knee. It is suggested that strong knee extension force at 60° of knee flexion is involved in the jumper’s knee. Key Words: Ultrasound sonography, Ultrasound sonography image correction, Posterior patellar tilt.

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