麻痺側立脚期の膝関節の動きによる片麻痺者の歩行パターン別の時間因子の分析

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(1)理学療法学第 45 巻第 4 号 227 ∼ 234 頁（2018 片麻痺者の歩行パターンにおける時間因子の分析年）. 227. 研究論文（原著）. 麻痺側立脚期の膝関節の動きによる片麻痺者の歩行パターン別の時間因子の分析＊田中惣治 1）# 本島直之 2）山本澄子 3）. 要旨【目的】片麻痺者の麻痺側膝関節の動きによる歩行パターン分類を基に，歩行パターン別に歩行各相の割合が短縮，もしくは延長するかを調べ，その運動学・運動力学的要因を分析した。【方法】回復期片麻痺者 121 名を対象とし，三次元動作分析装置と床反力計を用いて歩行を計測した。【結果】歩行パターンにより違いがみられた時間因子は単脚支持期と前遊脚期時間であった。前遊脚期時間はこの時期に膝関節が十分屈曲するかが重要となり，足底屈モーメントによる Push off の減少が膝屈曲角度の低下に影響している。特に荷重応答期に膝関節が過伸展する歩行パターンは，前遊脚期で膝屈曲モーメントが大きく膝関節が屈曲しにくくなり，前遊脚期時間が延長するのが特徴である。【結論】片麻痺者の歩行パターンにより前遊脚期時間に差がみられ，その運動学・運動力学的要因は歩行パターンで異なることが明らかになった。キーワード片麻痺者，時間因子，歩行パターン. は数多く行われている。その多くが麻痺側立脚期後半の. はじめに. 床反力前方成分の減少，足関節底屈モーメントの減少が 5）6）. 。しかし，. 厚生労働省によると，身体障害者の疾患別内訳におい. 歩行速度低下と関連すると報告している. て，脳血管障害は歩行障害が予測される疾患の中でもっ. 床反力前方成分や関節モーメントなどの運動力学的デー. 1）. とも多いと報告があり，脳卒中片麻痺者（以下，片麻. タは計測機器がなければ得ることができず，多くの病. 痺者）における歩行機能の改善はリハビリテーションの. 院・施設の臨床現場では床反力計などの計測機器が設置. 重要な目標となる。. されていないため，臨床での歩行分析には応用し難いの. 片麻痺者の歩行パフォーマンスの指標として広く使用. が現状である。臨床において片麻痺者の歩行評価は観察. されているのが歩行速度である。この理由として歩行速. による歩行分析が主となっていることから. ある. ，目視で評. ，歩行自立度. 価しやすい歩行各相の所要時間などの時間因子と，片麻. ，生活の拡がりを反映することなどが. 痺者の歩行速度との関連を明らかにすることは，特別な. 度は多くの臨床評価結果と関係することと関係すること. 2）. 7）. 3）. 4）. 。よって，片麻痺者の歩行速度は有用な評価指標. 計測機器のない臨床現場において有用と考える。. であり，リハビリテーションの主要なアウトカムのひと. 片麻痺者の時間因子の特徴として，健常者と比較する. つといえる。. と歩行速度の低下，麻痺側単脚支持期の短縮，両脚支持. 片麻痺者の歩行速度低下と関連する要因を調べた研究. 期の延長などがある. 8）9）. 。また，片麻痺者において歩行. 5）速度に影響する因子として両脚支持期の割合や，ケイ＊. Analysis of Temporal Factors Based on Gait Classification According to Knee Joint Motion of the Paretic Limb during Stance Phase in Patients with Hemiparesis 1）ねりま健育会病院（〒 178‒0061 東京都練馬区大泉学園町 7‒3‒28） Soji Tanaka, PT, PhD: Nerima Kenikukai Hospital 2）農協共済中伊豆リハビリテーションセンター Naoyuki Motojima, PT, MSc: Nakaizu Rehabilitation Center 3）国際医療福祉大学大学院 Sumiko Yamamoto, Eng, PhD: Graduate School, International University of Health and Welfare ＃ E-mail: umbobo_souji@hotmail.com （受付日 2017 年 7 月 11 日／受理日 2018 年 4 月 9 日）［J-STAGE での早期公開日 2018 年 6 月 7 日］. デンス，1 歩行周期の時間，麻痺側立脚期時間などが報告されている. 10‒12）. 。しかし先行研究では時間因子とし. て立脚期を，両脚支持期と単脚支持期に分類したものがほとんどである. 5）8‒12）. 。両脚支持期といっても，片麻痺. 者にとっては麻痺側の荷重応答期と前遊脚期はまったく異なるものである。荷重応答期は麻痺した脚を接地させ，非麻痺側から麻痺側に体重を移動していく期間であり，前遊脚期は麻痺側から非麻痺側へ体重移動し，麻痺.

(2) 228. 理学療法学第 45 巻第 4 号. 表 1 対象者の基礎情報 N=121 身長（cm）. 164.3 ± 8.2 体重（kg） 63.3 ± 10.9. 年齢（歳）. 60.2 ± 11.9 性別（名）男：102 女：19. 診断名（名）. 脳出血：54 脳梗塞：64 くも膜下出血：3. 発症からの日数（日）. 79.0 ± 46.8. 下肢 BRS（名）. Ⅱ：2 Ⅲ：26 Ⅳ：36 Ⅴ：26 Ⅵ：31. FMA バランス（名）. 8：8 9：12 10：22 11：32 12：26 13：16 14：5. FAC（名）. 2：24 3：50 4：35 5：12. 歩行パターン（名）. 健常膝：34 中期膝伸展：34 膝屈曲：34 初期膝伸展：19. 表記：平均値±標準偏差 BRS: Brunnstrom recovery stage FMA: Fugl-Meyer Assesment FAC: Functional Ambulation Category. 側下肢を振り出していく期間である。よって，片麻痺者. 究で行われていなかった両脚支持期を荷重応答期と前遊. の歩行で両脚支持期を荷重応答期と前遊脚期に分けて考. 脚期に分けて分析し，歩行速度と関係のある時間因子を. えることが必要と考えられるが，荷重応答期・前遊脚期. 調べることを目的とした。併せて，片麻痺者の麻痺側膝. と歩行速度との関係は明らかになっていない。. 関節の動きによる歩行パターン分類を基に，歩行パター. 片麻痺者の歩行分析は数多く報告されているが，多く. ン別に時間因子にどのような特徴があるか調べ，その運. の研究で共通する見解としてデータのばらつきの大きさ. 動学・運動力学的要因を分析した。本研究の仮説とし. があり，片麻痺者は個別性が大きいことが挙げられる。. て，歩行速度と荷重応答期・前遊脚期時間の関係が強. このため，片麻痺者全体をみても歩行の特徴がわかりに. く，歩行パターンの違いによりこれらの所要時間が異な. くいと考えられ，片麻痺者を歩行パターンに着目し評価. り，その運動学・運動力学的要因は歩行パターンにより. することがある。Quervain ら. 13）. は麻痺側立脚期の矢. 状面上の膝関節の動きから歩行パターン分類を行い，結果として歩行速度が遅い片麻痺者は立脚期に膝が伸展す. 異なることが考えられる。対象および方法. る歩行（以下，膝伸展パターン）や，膝関節が過剰に屈. 1．対象. 曲する歩行（以下，膝屈曲パターン）に分類されるとし. 2013 年 9 月∼ 2016 年 8 月まで，中伊豆リハビリテー. 14）. も麻痺側膝関節の動きにより同. ションセンターに入院した回復期片麻痺者で，選定基準. 様の歩行パターン分類を行っており，上記の歩行パター. である短下肢装具を装着しない場合でも見守りで 10 m. ンは臨床でも多くみられることから，麻痺側立脚期の膝. の歩行が可能（杖の使用可），感覚機能が脱失していな. 関節の動きは片麻痺者の歩行の特徴を表す指標のひとつ. い，歩行に影響を及ぼす下肢や体幹部の可動域制限がな. ている。Mulroy ら. 15）. は膝伸展パターンを膝. い者を対象とした。中伊豆リハビリテーションセンター. 関節が過伸展するタイミングで荷重応答期と立脚中期に. では研究期間に合計 479 名の片麻痺者が入院し，その中. 過伸展する 2 つのパターンに分類している。同様に，田. から対象者の基準に合わせて 121 名を選出した。対象者. といえる。また，Cooper ら. 中ら. 16）. も膝伸展パターンを荷重応答期で膝関節が過伸. 121 名の基本情報を表 1 に示す。対象者の下肢運動麻痺. 展する初期膝伸展パターンと，単脚支持期で膝関節が過. の評価として下肢 Brunnstrom Recovery Stage（以下，. 伸展する中期膝伸展パターンに分類できることを報告し. BRS），バランスの評価として Fugl Meyer Assessment. ている。また，膝屈曲パターンと初期膝伸展パターンは. （以下，FMA）のバランス項目，歩行能力の評価として. おもに低速度の片麻痺者で認められ，前遊脚期時間が延. Functional Ambulation Category（以下，FAC）を測. 長し膝屈曲角度が低下することが報告されている. 13）. 。. 定した（表 1）。. 観察による歩行分析でも評価がしやすい時間因子が片麻. 本研究はヘルシンキ宣言にしたがって行い，中伊豆リ. 痺者の歩行パターンにより延長・短縮するかを知り，そ. ハビリテーションセンター倫理審査委員会（承認番号. の要因を計測機器で計測された運動学・運動力学的デー. 24-002）の承認を得て実施した。対象者には研究の目的，. タから明らかにすることで，臨床において各歩行パター. 方法などについて口頭と文章で説明し同意が得られてか. ン別に歩行の問題点抽出やどの相に着目し介入すべきか. ら研究を実施した。. を判断する材料となり得る。そこで本研究では，片麻痺者の歩行において，先行研.

(3) 片麻痺者の歩行パターンにおける時間因子の分析. 229. 2．方法. を目的としている。先行研究では，歩行速度低下と関連. 計測環境は歩行路が 8 m からなる計測空間で，その. する因子として立脚後期の足関節底屈モーメントの減少. 中央部に床反力計（AMTI 社製）を 6 枚配置した。. を報告しており. VICON 社製の三次元動作解析装置 VICON-NEXUS（カ. による Push off の低下を股関節屈曲モーメントによる. メラ 8 台）と床反力計を使用した。床反力計の出力は. Pull off の増加で補っているとしている。また，立脚後. VICON のアナログチャンネルに接続し，電気的に同期. 期の推進力低下により前遊脚期の膝屈曲角度が低下する. した。各計測機器のサンプリング周波数は赤外線カメラ. との報告もあり. 100 Hz，床反力計 1,000 Hz とした。. 関連が深いと考えられる。また，歩行パターン別に運動. 三次元動作計測にあたって，身体に φ 14 mm の赤外線. 力学的特徴を比較したものでは，荷重応答期の膝屈曲角. 反射マーカーを，臨床歩行分析研究会の推奨と先行研究. 度，膝関節伸展モーメントや前遊脚期の膝関節屈曲角度. にしたがって. 17）. ，頸骨切痕，胸骨柄，第 2 胸椎棘突起，. 5）6）. ，片麻痺者は足関節底屈モーメント. 18）. ，これらのパラメータは歩行速度と. に違いがあることが報告されていることから. 13）16）. ，以. 第 7 胸椎棘突起，両肩峰，両上腕骨外側上顆，両橈骨尺. 下の運動学・運動力学的パラメータを算出し，比較する. 骨茎状突起中央，両上前腸骨棘，両上後腸骨棘，両股関. こととした。麻痺側荷重応答期のパラメータとして，膝. 節（上前腸骨棘と大転子を結ぶ遠位 1/3 点），両大. 屈曲角度最大値，膝関節伸展モーメントの最大値，重心. 両膝関節内外側（大. 部，. 骨外側上顆の高さで膝蓋骨を除い. 位置変化分（重心上下位置最高点−最下点）とした。前. た膝の前後径の中央の内外側），両下部，両外果，両内. 遊脚期については，足関節底屈・膝関節屈曲・股関節屈. 果，両踵部，両第 2 中足骨頭部，両第 5 中足骨頭部の計. 曲モーメントの最大値と膝屈曲角度最大値を算出した。. 34 点に貼付した。歩行路での計測にあたっては，対象者. 解析パラメータは 5 試行分のデータから平均値を求め，. に自由歩行を指示した。対象者の実験条件におけるデー. 歩行パターン間で比較した。なお，重心上下位置変化量. タ取得は，床反力計に足を正確に載せることができた 5. に関しては身長で正規化し，関節モーメントは体重で正. 試行をデータにして取得した。なお，本研究で使用した. 規化した。. データは装具なしでの歩行とし，杖の使用は可とした。三次元動作解析装置によって得られたデータは，. 3．統計処理. C-motion 社製の Visual3D を用いてマーカー座標に遮断. 解析はまず，歩行速度と関係のある時間因子を調べる. 周波数 6 Hz の Low-pass filter をかけた。歩行の相分け. ため，Peason の積率相関係数を用いて，歩行速度と各. については，床反力鉛直成分から歩行の立脚期を荷重応. 時間因子の相関係数を求めた。次いで，各歩行パターン. 答期（麻痺側初期接地∼非麻痺側離地），単脚支持期（非. で時間因子に特徴があるかを調べるため，歩行パターン. 麻痺側離地∼非麻痺側初期接地），前遊脚期（非麻痺側. 間で歩行速度と各時間因子を比較した。さらに，歩行パ. 初期接地∼麻痺側離地），遊脚期（麻痺側離地∼麻痺側. ターン別に運動学・運動力学的パラメータを比較し，各. 初期接地）に分類した。. 相の所要時間が延長・短縮する要因について分析した。. 歩行パターンの分類は，三次元動作分析装置で得られ. 歩行パターン間の時間因子と運動学・運動力学的パラ. た麻痺側立脚期の矢状面における膝関節角度と下. 傾斜. メータは歩行速度が影響すると考えられるため，共変量. の角度（測空間上の絶対角度）から，先行研究に基づき. を歩行速度とし，独立変数を歩行パターン，従属変数を. 健常膝パターン（健常者と同様に歩行時に膝の Double. 各パラメータとした共分散分析を行った。共分散分析に. knee action が認められる），中期膝伸展パターン（荷重. おいて各水準の回帰の平行性が仮定できる，つまり共分. 応答期で膝関節屈曲がみられるが，単脚支持期で下. 散分析の適用となるパラメータについては歩行速度の影. 後. 傾が認められる），初期膝伸展パターン（荷重応答期で. 響が強いため，歩行パターン間の比較は行わなかった。. 膝関節屈曲がみられず，荷重応答期で下. 後傾が認めら. また，回帰の平行性が仮定できない，つまり共分散分析. れる），膝屈曲パターン（立脚期の膝屈曲角度が過剰と. の適用ではないパラメータについては，歩行パターンの. なり，単脚支持期で膝伸展運動がみられない）の 4 つに分類した. 13）16）. 。. 解析項目は歩行速度と時間因子として麻痺側荷重応答期・単脚支持期・前遊脚期と遊脚期の所要時間を算出した。各時間因子は歩行速度により変化するため. 間で一元配置分散分析を行った後，Sheff の多重比較検定を用いて比較した。統計処理は SPSS Statistics 23 を. 5）10‒12）. ，. 使用し，有意水準を 5% とした。結果. それぞれ 1 歩行周期の所要時間で除すことで各相の所要. 本研究では健常膝パターン 34 名，中期膝伸展パター. 時間の割合を求めた。また，本研究では歩行速度と関係. ン 34 名，膝屈曲パターン 34 名，初期膝伸展パターン. のある時間因子を調べ，歩行パターン別に時間因子が延. 19 名に分類された。分類された歩行パターン別の身体. 長・短縮する要因を運動学・運動力学的に分析すること. 機能・歩行能力の結果を表 2 に示す。Kruskal-Wallis の.

(4) 230. 理学療法学第 45 巻第 4 号. 2：0 3：5 4：21 5：8. 中期膝伸展. Ⅱ：0 Ⅲ：9 Ⅳ：9 Ⅴ：8 Ⅵ：8. 膝屈曲. Ⅱ：1 Ⅲ：9 Ⅳ：15 Ⅴ：8 Ⅵ：1. 8：4 9：7 10：11 11：4 12：7 13：1 14：0. 2：8 3：21 4：5 5：0. 初期膝伸展. Ⅱ：1 Ⅲ：8 Ⅳ：8 Ⅴ：1 Ⅵ：1. 8：3 9：3 10：3 11：6 12：3 13：2 14：0. 2：11 3：7 4：1 5：0. Kruskal-Wallis の多重比較検定で比較 BRS: Brunnstrom recovery stage FMA: Fugl-Meyer Assesment FAC: Functional Ambulation Category. 2：5 3：17 4：8 5：4. *. 8：0 9：2 10：7 11：12 12：6 13：6 14：1. ** **. FAC. 8：0 9：0 10：1 11：10 12：10 13：8 14：5. ** * **. FMA バランス. Ⅱ：0 Ⅲ：0 Ⅳ：4 Ⅴ：9 Ⅵ：21. ** **. 歩行パターン. **. 下肢 BRS. 健常膝群. **. 表 2 歩行パターン別対象者の基礎情報（名）. *: p < 0.05 **: p < 0.01. 表 3 歩行速度と時間因子の関係 N=121 時間因子（% 歩行周期）. r値. p値. 荷重応答期時間. ‒ 0.63. p<0.0001. 単脚支持期時間. 0.89. p<0.0001. ‒ 0.82. p<0.0001. 0.44. p<0.0001. 前遊脚期時間遊脚期時間. 表 4 共分散分析の結果 N=121 パラメータ. 時間因子. 荷重応答期. 前遊脚期. 回帰の平行性検定. 回帰の有意性. 水準間の差の比較. 荷重応答期時間. 0.676. p<0.001. 0.218. 単脚支持期時間. 0.001. p<0.001. 0.002. 前遊脚期時間. p<0.001. p<0.001. 0.080. 遊脚期時間. 0.133. 0.002. 0.314. 膝屈曲角度. 0.028. 0.573. p<0.001. 重心上下位置変化量. 0.201. p<0.001. 0.110. 膝伸展モーメント最大値. 0.091. p<0.001. 0.005. 膝屈曲角度最大値. 0.004. p<0.001. 0.002. 足底屈モーメント最大値. 0.023. p<0.001. 0.445. 膝屈曲モーメント最大値. 0.372. 0.224. p<0.001. 股屈曲モーメント最大値. p<0.001. p<0.001. 0.263. 多重比較検定で比較した結果，下肢 BRS については，. を認めた。単脚支持期時間は歩行速度と非常に強い正の. 健常膝パターンと比較し中期膝伸展，膝屈曲，初期膝伸. 相関を認めたが，遊脚期時間は歩行速度と弱い相関を認. 展パターンで低かったが（p < 0.01），中期膝伸展，膝. めた。. 屈曲，初期膝伸展パターンの間で下肢の運動麻痺の程度. 共分散分析の結果を表 4 に示す。共分散分析において，. に差は認められなかった。FMA のバランス項目につい. 回帰の平行性が仮定でき，かつ回帰の有意性の検定で回. ては，健常膝パターンと比較し膝屈曲，初期膝伸展パ. 帰直線が 0 でない，つまり共分散分析が適用となったの. ターンで低く（p < 0.01），中期膝伸展パターンと比較. は荷重応答期時間，遊脚期時間，重心上下位置変化量，. し膝屈曲パターンで低かった（p < 0.05）。歩行能力を. 荷重応答期膝伸展モーメントであった。これらのパラ. 示す FAC について，健常膝パターンと比較し，中期膝. メータで水準間の差の比較で有意差を認めたのは，荷重. 伸展，膝屈曲，初期膝伸展パターンで低く（p < 0.01），. 応答期膝伸展モーメントであった。. 中期膝伸展パターンと比較し初期膝伸展パターンで低. また，共分散分析が適用とならなかったパラメータに. かった（p < 0.05）。. ついては，一元配置分散分析と多重比較検定を行い，歩. 研究対象者 121 名全体の歩行速度と時間因子の相関係. 行パターンの間で比較した。歩行速度と分散分析が適用. 数を表 3 に示す。荷重応答期時間は歩行速度と強い負の. とならなかった時間因子の歩行パターン間の比較の結果. 相関を，前遊脚期時間は歩行速度と非常に強い負の相関. を表 5 に示す。歩行速度は健常膝，中期膝伸展，膝屈曲，.

(5) 片麻痺者の歩行パターンにおける時間因子の分析. 231. 0.16 ± 0.03. 中期膝伸展. 0.46 ± 0.23. 膝屈曲. 0.31 ± 0.17. 初期膝伸展. 0.22 ± 0.11. **. ** **. **. 0.20 ± 0.07. **. **. ** *. 0.25 ± 0.08. 0.15 ± 0.05. 0.22 ± 0.08 0.25 ± 0.09 0.32 ± 0.12. **. 0.33 ± 0.04. **. 0.70 ± 0.21. **. 健常膝. *. 前遊脚期時間（% 歩行周期） **. 単脚支持期時間（% 歩行周期）. **. 歩行速度（m/s）. 歩行パターン. *. 表 5 歩行パターン間の時間距離因子の比較 N=121. *: p < 0.05 **: p < 0.01. 表記：平均値±標準偏差. 表 6 歩行パターン間の運動学・運動力学的パラメータの比較 N=121 前遊脚期. 健常膝. 44.9 ± 5.0. 1.07 ± 0.25. 0.13 ± 0.13. 0.63 ± 0.20. 中期膝伸展. 34.8 ± 9.4. 膝屈曲. 34.7 ± 10.9. 初期膝伸展. 23.6 ± 14.3. 表記：平均値±標準偏差. 0.52 ± 0.30. 0.39 ± 0.20. 0.31 ± 0.15. **. 0.48 ± 0.32. *. 0.03 ± 0.08. *. **. ** **. **. 0.31 ± 0.21. **. 0.69 ± 0.26. **. **. ** ** **. 0.84 ± 0.40. **. 股屈曲モーメント最大値（Nm/kg）. **. 膝屈曲モーメント最大値（Nm/kg）. *. 足底屈モーメント最大値（Nm/kg） **. 膝屈曲角度最大値（°）. 歩行パターン. 0.28 ± 0.16. *: p < 0.05 **: p < 0.01. 初期膝伸展パターンの順で速く，膝屈曲パターンと初期. した。併せて，片麻痺者の麻痺側膝関節の動きによる歩. 膝伸展パターンの間以外のすべての組み合わせで有意差. 行パターン分類を基に，歩行パターン別に時間因子に特. があった。単脚支持期時間は健常膝，中期膝伸展，膝屈. 徴があるか調査し，その運動学・運動力学的要因を分析. 曲，初期膝伸展パターンの順で長く，膝屈曲パターンと. することを目的とした。本研究では片麻痺者の歩行を健. 初期膝伸展パターンの間以外で有意差を認めた。前遊脚. 常膝パターン，中期膝伸展パターン，膝屈曲パターン，. 期時間については中期膝伸展パターンと膝屈曲パターン. 初期膝伸展パターンの 4 つに分類したが，下肢の運動麻. の間以外で有意差を認め，初期膝伸展パターンがもっと. 痺の程度は健常膝パターンと比較し中期膝伸展，膝屈. も長かった。. 曲，初期膝伸展パターンで低かったものの，健常膝パ. 分散分析が適用とならなかった運動学・運動力学的パ. ターン以外の 3 つのパターンで差はなかった。同様に，. ラメータについて，歩行パターン間の比較の結果を表 6. バランス機能や歩行能力においても健常膝パターン以外. に示す。前遊脚期の膝関節屈曲角度は中期膝伸展パター. の 3 つの歩行パターンのすべてで差がある項目はなかっ. ンと膝屈曲パターンの間以外で有意差を認め，初期膝伸. た。よって，健常膝パターンは下肢の麻痺が軽くバラン. 展パターンがもっとも小さかった。前遊脚期の足関節底. ス機能が良好で歩行能力が高いが，その他のパターンの. 屈モーメントは中期膝伸展パターンと膝屈曲パターン，. 違いは身体機能や歩行能力では判別ができないと考えら. 膝屈曲パターンと初期膝伸展パターンの間以外で有意差. れる。. を認めた。また，膝関節屈曲モーメントについては健常. 結果より，歩行速度との関係において，単脚支持期時. 膝パターンと膝屈曲パターン，中期膝伸展パターンと初. 間は非常に強い正の相関，荷重応答期時間は強い負の相. 期膝伸展パターンの間以外で有意差を認め，初期膝伸展. 関を，前遊脚期時間は非常に強い負の相関を認めた。片. パターンが膝屈曲パターンより有意に大きかった。前遊. 麻痺者の歩行において，歩行速度が遅いほど単脚支持期. 脚期の股関節屈曲モーメントは健常膝パターンと中期膝. の割合が短縮することは先行研究でも明らかにされてい. 伸展パターン，膝屈曲パターンと初期膝伸展パターンの. るが. 間以外で有意差を認め，膝屈曲パターンと初期膝伸展パ. 遊脚期の割合がそれぞれ延長することがわかった。. ターンが他のパターンよりも有意に小さかった。. 歩行の各時間因子には歩行速度が強く関係することが. 考察. 8）9）. ，歩行速度が遅い片麻痺者では荷重応答期と前. 示されたため，歩行速度の影響を取り除いた比較を行うにあたり，歩行速度を共変量とした共分散分析を行っ. 本研究は片麻痺者の歩行速度と関係する時間因子につ. た。結果，時間因子の中で荷重応答期と遊脚期時間は共. いて，両脚支持期を荷重応答期と前遊脚期に分けて分析. 分散分析が適用となった，つまり，荷重応答期と遊脚期.

(6) 232. 理学療法学第 45 巻第 4 号. 時間は歩行速度の影響が大きく，歩行パターンの違いで. 本研究では，片麻痺者の歩行速度と時間因子の関係に. は説明できないことがわかった。また，共分散分析が適. ついて，両脚支持期を荷重応答期と前遊脚期に分けて分. 用とならなかった単脚支持期と前遊脚期時間は，歩行速. 析したが，これらの相は歩行速度との関連が強かった。. 度のみでは説明しきれず，歩行パターンの間で違いがあ. さらに，前遊脚期時間は歩行パターンにより異なること. ることがわかった。以上から，片麻痺者の歩行パターン. が明らかになったことから，両脚支持期を荷重応答期と. の違いにより単脚支持期と前遊脚期時間が異なることが. 前遊脚期に分けることは有用と考える。. 明らかになった。. 本研究の結果から，臨床現場で片麻痺者の歩行を評. 前遊脚期時間については中期膝伸展パターンと膝屈曲. 価・治療する際，前遊脚期で膝関節屈曲が十分に行える. パターンの間以外で有意差を認め，初期膝伸展パターン. かに着目するとよいといえる。前遊脚期の延長は Push. がもっとも長かったが，歩行パターン間の前遊脚期時間. off による推進力の低下による膝屈曲角度低下が影響し. の大小関係と前遊脚期の膝屈曲角度の大小関係が一致し. ており，特に初期膝伸展パターンは荷重応答期から膝が. たことがわかった。よって，前遊脚期時間の長短には膝. 伸展し続けるため，前遊脚期で膝が屈曲しにくいのが特. がどれくらい屈曲するかが影響すると考えられる。Chen. 徴である。底屈筋の強化による Push off の改善や膝過伸. 18）. は片麻痺者の歩行では麻痺側遊脚の開始に障害が. 展の改善により，膝屈曲がスムーズに行えるようにな. みられ，前遊脚期における推進力の低下により麻痺側膝. り，前遊脚期時間の短縮や歩行速度の増加を期待できる. 屈曲角度が低下すると報告している。また，前遊脚期の. と考えられる。. 推進力は足関節底屈による Push off と股関節屈曲による. 本研究の限界として，歩行パターンの違いにより単脚. ら. 19‒21）. 。健常膝. 支持期時間が異なる要因について明らかにできなかった. パターンと比較し中期膝伸展，膝屈曲，初期膝伸展パ. 点がある。また，本研究から片麻痺者の歩行速度には荷. ターンで足底屈モーメントが有意に小さかった。これら. 重応答期と前遊脚期時間が関係し，特に前遊脚期時間は. 3 つの歩行パターンは，足底屈モーメントによる Push. 歩行パターンの違いにより増減することが示された。し. off が減少し，推進力が得られないため膝が屈曲しにく. かし，前遊脚期時間は非麻痺側下肢の影響も考慮する必. く，結果として前遊脚期時間が延長したと考えられる。. 要があると考えられる。今後は麻痺側下肢だけではな. 特に，初期膝伸展パターンはもっとも前遊脚期時間が延. く，非麻痺側下肢の運動学・運動力学的なパラメータに. 長したが，これには前遊脚期での膝屈曲モーメントが大. も着目し，分析していく必要がある。. Pull off の影響を受けると報告されている. きいことが関係していると考える。健常歩行では，前遊脚期で床反力が膝関節軸の後方を通り，内部モーメント 22）. 結論. 。初期膝伸展. 本研究では片麻痺者の歩行速度と時間因子の関係につ. パターンで膝屈曲モーメントが大きいということは，荷. いて，先行研究で行われてこなかった両脚支持期を荷重. 重応答期から膝関節が過伸展し続け，前遊脚期でも床反. 応答期と前遊脚期に分けて分析した。併せて，片麻痺者. 力が膝関節の前方を通ることを意味している。つまり，. の麻痺側膝関節の動きによる歩行パターン分類を基に，. として膝伸展モーメントが発揮される. 初期膝伸展パターンは Push off による推進力低下に加. 歩行パターン別に時間因子が短縮，もしくは延長するか. え，荷重応答期から膝関節が伸展し続け屈曲しにくいこ. を調査し，その運動学・運動力学的要因を分析した。結. とが特徴といえる。. 果，片麻痺者の歩行パターンにより違いがみられた時間. 結果より，単脚支持期時間は歩行速度と関係が強く，. 因子は単脚支持期と前遊脚期時間であった。前遊脚期時. かつ歩行パターンにより違いがみられた。健常歩行にお. 間はこの時期に膝関節が十分屈曲するかが重要となり，. いて単脚支持期は足関節を軸とし下. 足底屈モーメントによる Push off の減少が膝屈曲角度の. を前方に回転する. 足関節ロッカーの時期となるが，この時期はおもに下. 低下に影響していると考えられる。特に初期膝伸展パ. 三頭筋の遠心性収縮により下. の前傾を制御してい. ターンは荷重応答期から膝関節が伸展し続けるため，前. 。単脚支持期では前方に進むための力を発揮して. 遊脚期で膝屈曲モーメントが大きく膝関節が屈曲しにく. る. 22）. おらず，足関節ロッカーの時期は踵ロッカーで生み出された運動エネルギーを位置エネルギーに変換し，前に進んでいる. 23）. 。よって，単脚支持期には荷重応答期の踵. ロッカーが強く影響すると考えられる。しかし，共分散分析の結果，本研究で算出した荷重応答期のパラメータは歩行パターンの違いでは説明ができず，歩行パターンの違いによりなぜ単脚支持期時間が異なるかについて，今回の結果からは十分に明らかにできなかった。. くなり，前遊脚期時間が延長するのが特徴である。利益相反本研究において，開示すべき利益相反はない。文献 1）厚生労働省社会・援護局障害保健福祉部ホームページ 2007．身体障害児・者実態調査結果の概要．http://www..

(7) 片麻痺者の歩行パターンにおける時間因子の分析. jil.go.jp/kisya/syaengo/（2017 年 5 月 30 日引用） 2）Witte U, Carlssom JY: Self-selected walking speed in patients with hemiparesis after stroke. Scand J Rehabil Med. 1997; 29: 161‒165. 3）Richards CL, Olney SJ: Hemiparetic gait following stroke, Part II: Recovery and physical therapy. Gait Posture. 1996; 4: 149‒162. 4）Perry J, Garrett M, et al.: Classification of walking handicap in the stroke population. Stroke. 1995; 26: 982‒ 989. 5）Olney SJ, Griffin MP, et al.: Temporal, kinematic, and kinetic variables related to gait speed in subjects with hemiplegia: a regression approach. Phys Ther. 1994; 74: 872‒885. 6）Jonsdottir J, Recalcati M, et al.: Functional resources to increase gait speed in people with stroke: strategies adopted compared to healthy controls. Gait Posture. 2009; 29: 355‒359. 7）大塚功：臨床歩行分析の要点．理学療法．2012; 29: 735‒743. 8）Olney SJ, Richards C: Hemiparetic gait following stroke. Part I: Characteristics. Gait Posture. 1996; 4: 136‒148. 9）Bohannon RW: Gait after stroke. Orthop Phys Ther Clin North Amer. 2001; 10: 151‒171. 10）Roth EJ, Mervitz C, et al.: Hemiplegic gait: Relationships between walking speed and other temporal parameters. Am J Phys Med Rehabili. 1997; 76: 128‒133. 11）Brandstater ME, de Bruin H, et al.: Hemiplegic gait: analysis of temporal variables. Arch Phys Med Rehabil. 1983; 64: 583‒587. 12）Lin PY, Yang YR, et al.: The relation between ankle impairments and gait velocity and symmetry in people with stroke. Arch Phys Med Rehabil. 2006; 87: 562‒568. 13）De Quervain IA, Simon SR, et al.: Gait pattern in the recovery period after stroke. J Bone Joint Surg Am. 1996;. 233. 78: 1506‒1514. 14）Mulroy S, Gronley J, et al.: Use of cluster analysis for gait pattern classification of patients in the early and late recovery period after stroke. Gait Posture. 2003; 18: 114‒125. 15）Cooper A, Alghamdi GA, et al.: The relationship of lower limb muscle strength and knee joint hyperextension during the stance phase of gait in hemiparetic stroke patients. Physhiother. 2012; 17: 150‒156. 16）田中惣治，山本澄子：片麻痺者の歩行パターンの違いによる歩行時の筋電図・運動力学的特徴．バイオメカニズム． 2016; 23: 107‒117. 17）Wu G, Siegler S, et al.: ISB recommendation on definitions of joint coordinate system of various joints for the reporting of human joint motion-part I: ankle, hip, and spine. J Biomech. 2002; 35: 543‒548. 18）Chen G, Patten C, et al.: Gait differences between individuals with post-stroke hemiparesis and non-disabled controls at matched speeds. Gait Posture. 2005; 22: 51‒56. 19）Nadeu S, Gravel D, et al.: Plantarflexor weakness as a limiting factor of gait speed in stroke subjects and the compensating role of hip flexors. Clin Biomech. 1999; 14: 125‒135. 20）Hof AL, Nauta J, et al.: Calf muscle work and segment energy changes in human treadmill walking. J Electromyogr Kinesiol. 1993; 2: 203‒216. 21）Nadeu S, Arsenault AB, et al.: Analysis of the clinical factors determining natural and maximal gait speeds in adults with a stroke. Am J Phys Med Rehabil. 1999; 78: 123‒130. 22）Perry J, Burnfield JM: Gait analysis: Pathological gait. 2nd ed, Slack, California, 2010, pp. 163‒279. 23）大畑光司：Gait Solution 付短下肢装具による脳卒中片麻痺の運動療法とその効果．PT ジャーナル．2011; 45: 217‒224..

(8) 234. 理学療法学第 45 巻第 4 号. 〈Abstract〉. Analysis of Temporal Factors Based on Gait Classification According to Knee Joint Motion of the Paretic Limb during Stance Phase in Patients with Hemiparesis. Soji TANAKA, PT, PhD Nerima Kenikukai Hospital Naoyuki MOTOJIMA, PT, MSc Nakaizu Rehabilitation Center Sumiko YAMAMOTO, Eng, PhD Graduate School, International University of Health and Welfare. Purpose: This study investigated the kinetic and kinematic causes that shorten or prolong each phase in the gait of patients with hemiparesis based on gait classification using the knee joint motion of the paretic limb during stance phase. Method: Gait at self-selected speed in 121 hemiparetic patients was measured using a 3D motion capture system and 6 force plates. Results: Time ratios of single stance and pre-swing (PSw) differed among gait patterns. PSw time ratio was increased according to knee flexion angle during PSw. Reduction of push-off by the plantarflexion moment was related to knee flexion angle during PSw. In particular, in patients showing an extension thrust pattern during loading response, PSw time ratio was increased because these patients had difficulty bending their knee during PSw. Conclusion: PSw time ratio and the cause of increased PSw time ratio in hemiparetic gait varied among gait patterns. Key Words: Hemiplegia, Temporal factors, Gait pattern.

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