医療保健学研究

総３号：1-40頁（2012）ISSN 2185-2227

説

足底圧の動的変化を指標とした健常成人の歩行制御
および片麻痺歩行に関する研究
桐山希一
つくば国際大学医療保健学部理学療法学科────────────────────────────────────────────
【要 旨】ヒトの二足歩行における体重移動の制御を足底圧の動的変化から論じた。本研究では健常成人を対象として、解剖学的に規定した足底における領域から歩行時の足底圧の動的変化を計測する方法を用いた。つぎに病的歩行、とくに片麻痺歩行を対象とした臨床評価の指標としての有用性を検討した。足底面内における足底圧変動は前後・側方に圧力曲線の差波形を求めることで特徴的に表すことができた。前後方向は、踵側の足底圧が第３中足骨側を上回る「後足部荷重期」から、第３中足骨側の足底圧が踵側を上回る「前足部荷重期」へと移行することが明確に示された。側方の変動も外側と内側とにバランスをとる２相に分けることができた。ただし側方の変動は個人差が大きく、また歩数ごとにも変動が大きかった。片麻痺歩行では麻痺側における前後・側方への足底圧の変動パターンにより方向および足底圧の変動を四つのタイプに分類することができた。
(医療保健学研究第３号：1-40頁／2012年２月14日採択)

キーワード：足底反力，自然歩行，連続歩行，トレッドミル歩行，歩行速度，方向転換────────────────────────────────────────────
序論

本章では本研究に関わる足部の機能解剖、歩行のメカニズムを論じる上で論拠となる神経学

本研究では足部の機能解剖的な特定の位置に的な知見について述べる。つぎに運動力学的な着目して圧力変動を測定した。
「歩行がいかに可

さまざまな歩行分析方法のなかで、足底圧によ能となるか」についてのメカニズムと運動力学る分析が占める方法論的な位置づけを明確にし的な分析は医学、工学など様々な領域で研究さたい。

れてきた。しかし、それぞれの領域で目的や観点は異なっている。本論文では、ヒトが二足歩

足部の機能解剖───────

行を行うときに足底に生じる圧力変化を指標として「歩行を可能とする体重移動の制御」につヒトの直立二足歩行時の足部に求められる安いて論じる。
─────────────────────
連絡責任者：桐山希一〒300-0051 茨城県土浦市真鍋6-8-33
TEL: 029-883-6030
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定性と運動性という二つの相反する性質は、構
造上はどのように実現されているのであろうか。
ここでは足部の構造のうち、どこで体重を支持して安定性を保っているのかを明らかにしておきたい。また、安定性と運動性を同時に実現するのに重要な役割をしている「足のアーチ」に

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ついて解説する。

３号：1-40頁（2012）

ーチの長さや高さおよびその比率など足の形態

Kapandji (1988)は足部の関節に関して、そのを特徴づける項目が、踵部および第１中足骨頭機能の一つは『下腿の肢位や路面の傾斜にかかの足底圧に与える影響を調べた。重回帰分析のわらず、歩行の際に足底を正確に路面に接地さ結果では、計測した項目による最大足底圧に対せることである』としている。Gardner et al.

する説明力はおよそ35%であった。また、関節(1971)も指摘しているように、静止立位におけ

可動域や軟部組織、さらに歩行時の３次元動作

る足部での体重支持は踵骨と第１および第５中

解析や筋電図波形など、形態因子のみならず機

足骨頭が主要な荷重点となる。静止立位におい能的な因子を追加して解析し直しても50%の説ては、体重は左右の下肢にほぼ均等に荷重が加明力であった(Morag et al, 1997)。

わる。すなわち、脛骨から距骨への荷重は体重本研究で焦点を当てたのも、足部の形態やの50%である。距骨はこれを踵骨に25%、母指筋・骨格系の作用が足底圧に及ぼす影響ではな

球と小指球とで併せて25%の比率で分配するい。むしろ、歩行における足底圧の動的な変化(中村 他，2003)。

は、「体重移動の制御が機能した結果を反映す

また、踵、第１および第５中足骨頭で形成さる」という視点に立って分析を試みる。

れる三角には縦横それぞれに「アーチ」が存在する。縦のアーチは踵骨−立方骨−第５中足骨

歩行制御に関わる中枢神経機構──────────────で構成される「外側アーチ」と、踵骨−距骨−
舟状骨−内側楔状骨−第１中足骨で構成される

上位中枢神経系を除去した脊髄動物であって「内側アーチ」である。外側アーチには底屈と外も、電気刺激によって歩行におけるのと同様のがえしの主動作筋である長・短腓骨筋が、内側上下および左右の協調した四肢の運動が自律

アーチには底屈と内がえしの主動作筋である後的に生成されることが知られている(Shik and脛骨筋がその形成に重要な役割を担っている。

Orlovsky, 1976)。四肢の運動を自律的に制御す「横アーチ(前側アーチ)」は、第１から第５まるのは頸椎と腰椎の膨隆部に左右一対ずつ存での中足骨頭すなわち、中足間関節で構成され在する「歩行運動パターン生成回路(central

る。アーチは筋と靱帯の緊張によって、全体と

pattern generator; CPG)」であるとされる

して丸天井の形をとっている。Kapandji (1988)(Grillner and Wallén, 1985)。CPG は、大脳皮は足部の関節の機能の二つめとして、『路面の凹質、大脳基底核、視床、前庭神経核、脳幹網様凸に対して足部がうまく適合するように、足部

体など、より上位の中枢神経系からの入力によ

アーチの形状と湾曲を変化させる。このように、って活性化すると考えられている。ヒトでも脊

路面と荷重に関わる足部の間に緩衝器をはさむ髄のレベルで歩行運動を自律的に生成する、同ことで、歩行時の立脚相に柔軟性が生まれる』

様の CPG の機能が備わっていることが推測さことを挙げている。

れる(政二，1999)。

踵骨と第１および第５中足骨頭の三点で体重同じく上位中枢の切断実験で「中脳歩行誘発を支持する足部の構造が、安定性を保持しなが野(mesencephalic locomotor region; MLR)」がら、かつこの三点が構成するアーチによって運発見されており、この MLR に含まれる楔状核

動性を併せ持つことを可能にしていると言える。

が歩行発生中枢と考えられている。MLR は延

ただし、Cavanagh et al. (1997)の研究では、髄の内側網様体(medial reticular formation;

足底圧の動的な変化に影響を与えるのは、足部MRF)を介して、脊髄へと神経信号を出力する。

の形態よりも歩行方略などの動的な因子の方が脊髄の CPG は MLR からの持続的な入力刺激に大きい可能性が示唆されている。著者らは、レより歩行リズムを生成する。

ントゲン写真から計測した骨の長さ、縦・横ア

さらに、視床下核領域の電気刺激によっても3
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歩行運動は生起される。このことから、視床下報によって可能となる。視覚情報処理や、注

核領域から MLR への入力経路も歩行の発動に意・判断といった高次脳機能は大脳皮質の機能関わる機構であると考えられている。この領域

として歩行に関与する。

は視床下核歩行誘発野(subthalamic locomotor
region)と呼ばれている。

重心を基底面に保持しようとする働きは「バランス能力」と呼ばれる。バランス能力は、こヒトの直立二足歩行には抗重力姿勢の保持にの節で述べた中枢神経機構が機能した結果であ関わる神経機構も重要な役割を果たしている。

ると言える。歩行における体重移動もバランス

姿勢保持には内耳の前庭器を受容器とする平衡能力によって制御される。この働きは荷重基底

感覚や、大脳基底核を中枢とした筋緊張の調整

面における重心位置の制御として、足底の圧力機構、中脳・脳幹を中枢とする姿勢反射・反応

変化に反映するものと考えた。

の関与などが考えられる。これらの反射・反応が適切に生起するには体性感覚情報が不可欠で運動力学的な指標による歩行分析の方法──────────────────ある。
歩行を可能とするための体性感覚としては、

立位や歩行場面における重心位置や体重移動

足底の触覚や圧覚、および固有受容感覚を挙げを測定することは、対象者のバランス能力を測ることができる。固有受容感覚は、筋紡錘やゴ定することであるとも言える。しかし、その方

ルジ腱器官、および関節包のルフィニ終末など

法はさまざまである。歩行時の体重移動を運動を受容器として、筋に生じる張力や関節運動、力学的に解析するときには、身体の重心や足底

および身体各部位の相互関係を感知する。筋紡圧、あるいは関節モーメントといったパラメー

錘の感度は脊髄を中枢とした「α-γ連関」と呼タが用いられる。

ばれるシステムにより調整され、筋の長さの情

本論文では、足底圧を指標とした歩行時の体報を脊髄に送る。また、ゴルジ腱器官は筋にか

重移動の制御を論じる。なお、関節モーメント

かる張力を感知する。このほか関節の動きはル

は生体を構成する筋・骨・関節など個々の要素

フィニ終末や靱帯のパチニ小体により感知されに加わる力学的な数値であるため議論の対象かる。また、自由神経終末は関節の動きを感知すらは外した。

るとともに侵害受容器として関節痛を生じる。

ここではまず、歩行を運動力学的なパラメー

しかし、抗重力姿勢の保持は筋緊張の調整機

タによって測定する方法を概観する。また、動構のみでは実現され得ないことも指摘されてい作時の重心移動を測定する方法として一般的なる(Winter et al, 1998)。ヒトは身体の重心を荷床反力計による歩行分析の結果を紹介する。つ重基底面のなかに保持しようとしながら、動作

ぎに、床反力計による歩行分析との対比から足を遂行するためには同時に目的とする方向へ変底圧を用いた歩行分析の方法論について論じる。

化させていかなければならない。重心の動的な変化に対応するためには上位中枢における調節

１．立位・歩行場面における体重移動の測定方法は不可欠である。このためにには、小脳を含む

Hurkmans et al(2003) は立位あるいは歩行時

上位中枢が関与すると考えられている(Ouchi etal, 1999)。末梢からの感覚入力情報は小脳にもの体重移動に関する測定方法を、
漓臨床における検査(clinical examination)、

入力されており(脊髄小脳路)、小脳は歩行の際に重心位置の補正や四肢の協調運動の調節に働滷

体重計(scale)を用いた方法、いていると考えられている。

澆

バイオフィードバック・システム(biofeedback systems)による方法、

さらに、歩行時に障害物を回避したり、空間や路面の状況を把握したりすることは、視覚情潺

歩行用測定装置(ambulatory devices)に

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よる方法、

連続的な動作の測定が可能であることが利点でプラットホーム(platforms)を用いた方法ある。しかし、身体運動に即した情報を得るこに分類した。

とができる反面で、歩行空間における重力や慣臨床場面において治療者は、観察や触診によ性力に関する情報を計測することは難しい。こって対象者の動作を把握することができる。まれに対してプラットホーム型の装置は、身体全た、疾患名や神経学的な兆候、関節可動域や筋体の動力学的な情報を得ることができる。その力テストなどの情報を考慮した上で、バランス

反面で、計測できる範囲が設置された場所に限能力を評価することとなる。

定されるのが欠点となる。これらの装置は測定簡便に客観的な指標を用いたい場合に、例え目的によって選択することになる。

ば対象者を片足ずつ別の体重計に乗って立たせ、歩行用測定装置に用いられるセンサとしては、重心移動を行わせる方法をとることがある。こひずみゲージ式やピエゾ素子を利用した荷重変のとき、静止時と重心移動を行ったときとの左換器が代表的である。ひずみゲージは、金属抵

右それぞれの体重計の目盛りを計測して比較す

抗線に張力が加わると伸長されて細くなり電気る。この方法では、立位姿勢を保持する段階で抵抗が増加する原理を用いている。ひずみに比

左右に偏倚はないか、体重移動により最大に荷例した抵抗の変化を電圧の変化として計測すれ重したときの量に左右差がないかを知ることがば、加わった力を求めることができる。ただし、できる。

加わった力と電気抵抗との変化が比例関係となまた、下肢の骨折後のリハビリテーションにる許容範囲が決まっている。一方、ピエゾ素子

おける例として、患肢の荷重量を体重に対するは加わった圧力に従って分極が発生する半導体割合で制限しながら段階的に漸増していく方法である。このとき発生した電荷の量を計測するが挙げられる。このとき即時的に変化する荷重ことによって加わった力を知ることができる。

量を対象者に提示する。そして目的の数値を超ひずみゲージ式のセンサはピエゾ素子式に比べえないように指示しながら、免荷したときの感ると計測可能な範囲が小さい。これに対してピ覚を覚えてもらう方法を用いる。このような方

エゾ素子式は精度が高いが、高価であり温度に法、すなわちバイオフィードバックは、感覚障

よって精度に影響を受けやすいという欠点があ

害、異常筋緊張や関節の変形などにより全身のる。しかし、対象の運動が歩行程度であれば、

重心あるいは足底圧の中心位置が、いずれかのどちらを用いても測定は可能であるとされる(内方向や部位に偏倚している場合にも、それを修山，2001)。

正するための治療として用いることができる。

体重支持基底面に投影される身体の重心位置

以上のような観察と触診を含む身体検査、あは、重心動揺計により計測することができる(図るいは検査および治療における体重計やバイオ１)。重心動揺計は複数の荷重センサの釣り合い

フィードバックなどの利用は臨床場面ではよく

位置により足底板上の圧中心を求める装置であ利用される方法である。

る。通常はひずみゲージ式のセンサが用いられ

しかし身体の重心位置や足底圧の動的な変化ており、一定の時間内における圧中心の変化をを定量的な指標によって表すためには、測定装

連続的に計測することで重心の動揺を軌跡とし置を用いる必要がある。歩行用の測定装置は、てとらえることができる。ただし、重心動揺計

センサの装着部位によって「身体装着型」と、は座位や立位など重心が基底面にとどまる場面

床やトレッドミルに装置が設置された「プラッでは有用であるが、歩行など動的な場面におけトホーム型」とに大きく分類することができる。

る重心移動の測定に用いることはできない。

身体装着型の装置はセンサへの電源供給やデー

歩行時の体重移動を測定するためには、足底タ通信のための配線が許容される限りの範囲で、圧分布や床反力などの測定装置が用いられる。

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サの装着された一つあるいは複数のフォースプ
レートが用いられる。フォースプレートは床面
あるいはトレッドミルに設置される。床反力計
は、このフォースプレートの上を歩行している
際の反力を計測する装置である。通常、床反力計のセンサはフォースプレートを支える柱に相当する部分の四方に装着されている。そのため、
図１．重心動揺計による身体重心の測定結果の例
左は開眼立位、右は閉眼立位。いずれも１分間の重心動揺を測定した。
被験者は健常成人39歳男性。
重心動揺計グラビコーダ GS-30(アニマ株式会社製)にて測定。

垂直方向のみならず、柱の部分の曲折によって前後・左右といった水平方向への力も計測することができるのが特徴である。用いられるセン
サには、ひずみゲージ式のものもピエゾ素子式のものもある。床反力計を用いた歩行分析については次の項目で紹介する。

市販されている身体装着型の足底圧分布の測定
装置には、F-Scan システム(Tekscan Inc.,

２．床反力計による歩行分析

Boston, MA, USA)や、Pedar システム(Novel

歩行時の荷重基底面である足底には、体重やelectronics Inc., Germany)などがある。また

慣性力が床面に対して加わる力と同じだけの力

足底圧分布の測定装置には EMED システム

が、床面からの反力として生じている。これを(Novel electronics Inc.. Germany)などのプラ「床反力(ground reaction force)」と呼ぶ。床反ットホーム型のものもある。これらの測定装置

力は身体の重心(center of gravity)から足底ののセンサはシート状であり、足底圧分布の継時圧力中心(center of pressure; COP)に向かうベ的な変化を荷重基底面のマトリックスのデータ

クトルに対して、床面から作用する力として計として得ることができる(図２)。センサの素材

測することができる。すなわち、床反力は足底としては、F-Scan システムには静電容量トラと床面との摩擦力であるということができる。

ンスデューサが、Pedar システムと EMED シ

このとき、作用点である COP に生じる反力はステムには感圧抵抗体素子が用いられている。

前後・左右・垂直(鉛直)方向の三つの分力としプラットホーム型の歩行用測定装置としては、て解析される。歩行周期は体重を支持する立脚

床反力計が代表的である。床反力計には、セン相と下肢の振り出しを行う遊脚相に分けられるが、床反力計では歩行周期を通した各成分の継時的な変化や COP の軌跡を追うことができる。
垂直方向の分力は通常は二峰性の波形を示す。二峰性の間にある時期に身体の重心は最高位置となり、全身の荷重が前方へと移動する。
また、踵接地後の衝撃によって initial spike と呼ぶ棘波を認めることもある。
前後方向の分力は二相性を示し、基線と交差する時点の前後で後方への分力と前方への分力とに分けることができる。後方への分力は「制図２．静止立位時における足底圧分布の測定結果例
被験者は健常成人、39歳男性。
FootView(ニッタ株式会社製)にて測定。

動期」、前方への分力は「推進期」と呼ばれる。
速度が一定であれば制動期と推進期の積分値は等しくなる。

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左右方向への分力は、踵接地の際に内側へ、
その後は外側の力が二峰性に作用するのが一般

３号：1-40頁（2012）の接地面積、最大あるいは平均圧力、COP の移動軌跡などが用いられている。

的であるとされる。ただし、垂直・前後方向の二次元あるいは三次元動作解析や、筋電図解

分力と比較して、値が小さく、誤差、個人差、析などと比較すると、足底圧の測定は歩行分析

左右差、再現性に問題があり、十分な検討はなの方法として一般的とはいえない。しかし、臨されていない(山崎他，1999；内山，2001)。

床においてはよく利用されている方法である。
井田ら(2004)は、足底圧の測定が臨床におい

３．歩行時の足底圧分布の解析
床反力計は「身体の重心位置の変化」に対応て、とくによく応用される例として整形外科疾
患や糖尿病による足病変を挙げている。

して足部にかかる、力学的な作用を測定するこ整形外科の領域においては、足底圧が症状のとができる。床反力計はベクトルや COP の軌

診断や治療効果を評価するために用いられてい跡を測定することはできても足底の圧力分布をる。骨折や腱の手術前後での変化を比較するこ

測定することはできない。荷重基底面である足とができるし、装具、インソール、サポータ、底の表面でどのような圧力の変化が生じている

テーピングなどによる矯正の効果を診断するとかについての情報を得ることができない。

きにも足底圧を指標として用いることができる。

足底の圧力分布を測定するときに現在では F-

しかしながら、井田ら(2004)は足底圧分布のパ

Scan システムや EMED システムを始めとする

ターンの変化は複雑であり、どのようなパター

半導体を応用したセンサにより、時間的にも空ンが得られたときに「治療効果が得られた」と間的にも精度の高い測定機器を用いてデータを評価できるのかを一概には言えない点も指摘し収集することができる。例えば図２で示したよている。実際の臨床では、他の身体検査やレン

うに、足底圧分布の測定結果は多数の圧力セン

トゲン写真などと合わせて診断や評価がなされサによって得られたマトリックス形式のデータることになる。

により色別に表示される。また歩行時の圧力分

また、糖尿病では、神経障害、血流低下、免布の変化は、踵接地(heel contact)、足底接地

疫力低下に起因して、いわゆる「靴ずれ」程度(foot ﬂat)、踵離期(heel off)、爪先離期(toeの症状からも足部の褥瘡や壊死に至る場合さえoff)に分けられる立脚相の各期を通じた連続しある。このことから、静止時の足底圧の分析にた動画として観察することができる(図３)。

より、歩行時の足底圧や褥瘡のリスクを推定す

足底圧分布の測定システムにおける解析のパる試みがなされてきた。しかし、本章でも述べ

ラメータとしては、足底の各領域における足底たように、足底圧の動的な変化は、足部の形態などの静的な因子のみからでは説明しきれない。
歩行方略などの動的な因子の方が大きく影響する可能性がある。さらに、歩行時の足底圧と皮下の血流量との関連性は決して高くない点からも、褥瘡形成の原因を足底圧の測定結果から断定することの困難さが指摘されている。

図３．歩行における足底圧分布変化の測定例
プラットホーム型の足底圧分布の測定装置で計測した動画を分解して示した。
被験者は健常成人39歳男性、ニッタ株式会社製 FootView
にて測定。
Heel Contact：踵接地、Foot Flat：足底接地、Heel
Off：踵離期、Toe Off：爪先離期。

臨床場面では、同一対象者に対して縦断的にデータを測定することで、足底圧を分析対象とすることは可能である。治療や装具の装着などのアプローチ前後で、変化を比較することはできる。しかし、測定結果から対象者のバランス能力を評価する上で、その判定基準が明確では7
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ない。このことが、臨床における診断や治療のについて詳述し、利点と欠点を明らかにしてお効果判定を行う際に課題として残っている。
「どきたい。つぎに、本研究に用いた方法を中枢神のような足底圧分布、あるいはその変化のパタ

経系疾患の歩行障害、とくに片麻痺歩行の臨床ーンが正常と言えるのか」についての議論は未評価として用いるために、その検討課題についだに十分に成されてはいない。測定結果に対すて述べる。

る臨床上の判定基準が明確でない理由もここに「健常成人の歩行における足底圧の動的変化」あると考える。

では、自然歩行、トレッドミル歩行、および方測定結果として得られた足底圧分布の変化を向転換を要する場面において足底圧を測定した

判断する上では、「足底の個々の領域が歩行周期

実験結果を示す。まず自然歩行場面における足を通じて、どのような変化を生じているのか」

底圧を分析する。このとき、とくに足底面の前を理解することが不可欠である。高精度な測定

後方向および側方における足底圧変動の基本的装置によって、足底圧分布を色別に段階表示しな特徴を示す。これを比較基準としてトレッドたり、継時的な変化を動画として得たりするこ

ミルにおいて速度を変化させたとき、方向転換とができるようになった。これによって、静止を行うときの足底圧の変動を検討する。

立位のみならず歩行のなかでの変化も視覚的に「片麻痺歩行における足底圧の動的な変化」で把握しやすくなった。しかし、床反力計は重心

は、臨床場面で測定した結果から症例検討を行点に関わる力学作用を求めるものであるし、既う。片麻痺歩行を呈する10症例について、前後存の足底圧測定装置から得られる画像や動画は、

および左右方向の足底圧の変動を健常成人のパ

足底全体の圧力分布における個々の領域間の相ターンと比較してタイプ分類を試みた。

対的な関係を示すに過ぎない。

最後に、歩行時の体重移動の制御について、本研究ではこの点について着目し、足底圧の足底圧の変動から検証した結果を総括する。ま相対的な分布ではなく、機能解剖学的に重要なた、足底圧の変動から示唆される足底が担う役役割をもつと考えられる特定の部位にセンサを割や、臨床評価の指標として動的に足底圧を測装着することにより直接に圧力を計測した。こ定することの有用性について論じる。つぎに、の方法により、センサを装着した各部位につい歩行分析や、病的歩行の評価として用いる有用て、歩行周期を通じた圧力変化を解析した上で、性を検討する。

足底内における役割を検証することが可能となった。

なお、本研究で実施した実験１〜３および片麻痺患者に対する評価に関しては、全て札幌山の上病院倫理委員会の承認を得て行った。

本論文の構成──────
本論文は全５章から構成する。各章の内容は

本研究の課題設定

次の通りである。
「序論」では、本研究に至った背景について言

歩行では足底面のそれぞれの領域はどのよう及した。次の「本研究の課題設定」では歩行時な役割を担っているのであろうか。また、踵をの足底圧の変動から体重移動の制御を論じる。

接地させてから母趾が離れるまでの間に、その足底圧の変動は、足底面の前後および左右方向

役割をどのように変化させているのであろうか。

について、それぞれ二つの計測部位から得られこの点について論じるためには、基底面内におる圧力曲線の差として分析する。この差波形にける圧力変化を空間的かつ時系列として特徴的

より、時間的にも空間的にも動的な足底圧の変に示すことが必要であった。そこで本研究では、化を表すことができると考えた。まずこの方法

まず解剖学的に規定される足底内の特定部位か8
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ら足底圧を計測する。このとき、足底面の前Harris et al. (1996)の報告は足部にかかる衝後・左右の方向について、それぞれ二つずつ計撃を周波数解析することが目的であった。しか測部位を配置する。それから前後・左右の各方

し本論文では、解剖学的に規定された領域から向について、二つの計測部位から得られた圧力の圧力曲線であることを前提として議論を進め曲線の差を求める。圧力曲線の差波形によって、る。したがって、この測定方法では問題が大き

部位間の足底圧の相対的な変動を表すことがでい。そこで、むしろ足底に直接センサを装着すきるだろう。この方法により、歩行時の足底圧る方法が妥当であると考えた。

は荷重基底面内の前後・左右の空間的な変動おOrlin and McPoil (2000)は、足底圧分析に関よび継時的な変化として動的に表すことができする総説で、足底圧分布測定と圧力曲線測定のると考えた。

決定的な違いを指摘している。すなわち、予め

ここでは、まず、歩行時の足底圧の動的変化

どの部位の圧力を計測するのかを決定しておかを、本研究で用いる方法により分析する上でのなければならない(圧力曲線測定)か、その必要利点と欠点を明らかにする。その上で、研究のがない(足底圧分布測定)かの点であるとしてい課題設定を行う。また、臨床評価の指標としてる。圧力曲線測定では使用するセンサの数は解

足底圧の動的変化を測定するときの検討課題を

剖学的に特定された部位に制限できる。したが提示する。

って、サンプリング周波数を高く設定できることが利点となる。しかし、被験者がセンサに違

歩行時の足底圧の時間的・空間的変化─────────────────

和感を覚えやすいこと、動作の測定中にセンサの位置がずれやすいことが欠点として挙げられ

歩行時の足底圧の分析方法は多数のセンサかている。できるだけ生体に負担のかからないセら得られるマトリックス・データに基づいて分ンサの選択が必要であり、測定中はセンサ位置

布図や動画として解析する方法と足底に付けたの確認が必要となる。また、身体装着型の測定センサから得られる圧力曲線を用いる方法があ装置の場合、センサから出力される値にはとくる。ここでは、前者を「足底圧分布測定」、後者に注意を要する。プラットホーム型の測定装置

を「圧力曲線測定」と呼ぶことにする。

の場合には、計測値は垂直方向の分力である。

圧力曲線測定では、センサを装着した部位のしかし、身体装着型の測定装置の場合には、垂圧力変化を波形として継時的に示すことができ

直方向の分力として計測できるのは、荷重基底

る。Harris et al. (1996)は、足底の各領域から面全体が垂直に床面に接地しているときのみで測定した歩行時の圧力曲線に対して周波数解析ある。また、この方法では、床反力計で得られを行った。また、結果について、床反力計によるのと同義の前後・左右方向の分力は計測する

る測定との対比を行っている。このとき、靴のことができない。

中敷き部分に６個所の圧力センサを埋め込んで、一方、宮原(1993)は、足底圧分布測定の利点

圧力曲線を測定した。センサは踵、立方骨の前を生かし、最大圧力の分布パターンを分析対象

後に２個所、第１および第５中足骨頭、母趾にとして分類を試みた。健常成人男性について、相当する部位に装着された。この方法によれば、

自然歩行時の足底圧を測定した結果、全例で踵立脚期間に、個々の領域における圧力がどのよ

部および第１趾では圧が高く、中足部では低下

うに変化したかを把握することができる。しかしていた。前足部の圧力分布は3タイプに分類さし、圧力曲線測定では各領域の相互関係は把握れた。すなわち、第１中足骨頭に圧の集中するしにくい。それに、靴の中敷きにセンサを装着もの(タイプ A)、第２、第３中足骨頭に圧の集する測定方法は、足底面とセンサとの間に可動中するもの(タイプ B)、第１から第３中足骨頭性が生じてしまう。

までに満遍なく圧の集中するもの(タイプ C)で9
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あった。しかしながら、前足部での圧力分布パ

もう一つの問題点は、それぞれのセンサの感ターンは個体内すなわち歩数ごとにも、あるい度の違いは校正することができるが、足底各領は個体間でも一定とはならないことが多かった。

域の軟部組織がセンサに与える影響の相違につ足底圧分布測定においては予め足底面をいく

いては精確な校正が難しい点にある。また、測つかの領域に区切って、その領域の最大圧力を定対象者の足底の形態は個々人で異なるから、分析することができる。しかし、区画相互の動圧力曲線の振幅値を被験者間で単純に比較する的な関係や、区画内での圧力変化をとらえられことはできない。

ない。それらを測定する目的であれば圧力曲線以上の問題点を踏まえた上でも、被験者内の測定の方が精度の高い結果を得ることができる

実験条件間での比較は可能であり、パラメータだろう。宮原も「１歩行周期間における等圧力の時間的な関係や、圧力曲線の波形をパターン

線図をパターンとして認識するには情報量が多として分析することは可能であると考えた。

すぎて事実上不可能である」としている。足底

さらに、基底面内における領域間の圧力変動

圧分布測定においては、足底各領域の動的な変を調べるために、足底の前後および左右方向に化と相互の関係を同時に分析することはできな

ついて、それぞれ二つの計測部位間の圧力曲線

い。

から差波形を求めて分析する。圧力曲線の差波

本研究では、歩行場面においてバランス能力

形は、足底全体が床面に接地している期間で、を反映するであろう、荷重基底面内の体重移動

かつ二つのセンサ装着部位から計測された圧力を測定することが目的である。したがって、時が同一になる時点で基線と交差することになる。

間的にも空間的にも動的な足底圧変化をとらえそして、歩行周期を通じてこの時点からどちらることが必須となる。このために、足底の特定の側の圧力がどの程度他方を上回るかを相対的部位に直接圧力センサー(ひずみゲージ)を装着に表すことができる。また、両部位間の圧力のして、立脚相における圧力曲線を測定する。こ差が最大の時点は、この差波形の頂点潜時となれにより足底圧の継時的な変化は知ることがでる。圧力曲線の差波形を用いることによって、きる。

立脚期間における部位間の相互関係が動的にと足底に装着したセンサからの圧力曲線の最大値については、床反力の垂直分力と同義である

らえることができるようになると考えた。これを足底圧の動的変化として解析する。

と言える。また、最大圧力に至るまでの時間が足底圧の前後方向の変動は、COP の移動方

頂点潜時となる。圧力曲線についての時間的な向、すなわち踵と第３中足骨頭との圧力曲線のパラメータ、すなわちセンサが床に着地する時差波形として求める。歩行時の COP は、「踵の間や頂点潜時、離床する時間などについては精中心部から始まり、第２または第３中足骨頭遠度が高い。したがって、圧力曲線間の時間的な位端まで直線的に移動し、速度が低下するとゆ関係、例えば計測部位の着地あるいは離床したっくり前方へ移動した後に、第１趾方向に移動

時間や、頂点潜時に至る時間的な順序を解析しする」とされる(Adachi et al, 1996)。

て比較することは可能である。

左右方向の変動は、足部の横アーチ、すなわ

しかし、最大圧力に至るまで、あるいは遊脚

ち前足部における体重支持の要所として、第５相に至るまでの過程でセンサに対して加わる剪

中足骨頭と第１中足骨頭との圧力曲線の差波形

断力を計測することはできない。この点は本研として求める。また、立脚相の足底における最究で用いる測定方法の問題点の一つである。た終接地部位である母趾にもセンサを装着する(図だし、ある区間における圧力の増減、例えば加４)。

圧しているのか減圧しているのかを比較することはできる。

圧力曲線の測定は、身体装着型の測定装置としての利点を備える。したがって、測定装置の10
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図４．圧力センサ(a〜e)より得られる圧力曲線(C、A)と算出された前後方向の圧力曲線の差波形(C−A)の模式図(桐山他, 2001より改変して引用)

設置環境に制限されにくく、連続歩数についてらえることができる。したがって、足底接地のの測定や、坂道・階段昇降場面、あるいはトレ

仕方についての分析も可能である。この方法をッドミルの上での測定が可能である。

臨床評価の指標として用いることにより、歩行本研究で用いる圧力曲線の測定方法は、FSCAN システムや EMED などの足底圧分布測

病態は簡潔にとらえることができ、より理解しやすくなると考えた。

定と相いれないものではない。足底圧分布の測本論文では、とくに脳卒中後の片麻痺歩行を定結果は、時間的にも空間的にも変化を定量的対象として論じる。脳卒中による片麻痺の運動に表すことが困難である。これに対して、足底障害の特徴は、異常筋緊張と原始的共同運動で圧の動的変化を圧力曲線の差波形を用いて表すある。異常筋緊張はα-γ連関による筋緊張の調ことで、これらを簡潔に表現することができる。

整機構が障害を受けることにより生じる。筋は

足底圧分布の測定データに対して本研究で用い伸張刺激に対して過剰な応答をする「痙性」とる解析方法を適用することができれば、いくつ呼ばれる状態になる。筋の出力は亢進しているかの足底圧分布パターンを比較したり、あるいか、あるいは弛緩性の麻痺のこともある。原始は床反力計の各分力と比較したりすることも可的共同運動は、個々の筋を選択的に収縮させる能となるであろう。

ことが困難となり、屈筋群あるいは伸筋群の共同的なパターンとして運動が遂行されることを

病的歩行の分析と臨床評価への応用────────────────言う。下肢においては、多くが伸筋優位の共同運動パターンが出現する。

病的な歩行障害を呈する場合には、足底が床

我が国では脳卒中による片麻痺の運動障害のに接地する仕方は通常とは異なっていることが程度を Brunnstrom の運動回復段階(ステージ)多い。本研究で用いる圧力曲線の差波形によるで表すことが多い。Brunnstrom の運動回復段

分析方法は、足底面における領域間の関係もと

階は片麻痺からの回復過程のモデルを基にして

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３号：1-40頁（2012）いる。このモデルは原始的共同運動に支配されした。そして、EMED を用いた分析結果を報告た段階から、個々の筋の分離した運動が可能としている。著者らは、足底の７個所で、立脚期なる段階に至るまでの過程をたどる。この過程

間における最大圧力を測定した。その結果、片を蠢〜蠧のステージに分けた(Brunnstrom,

麻痺歩行では、麻痺側における最大圧力は足底

1974)。

の全ての領域にわたり低下していた。また、最片麻痺歩行についても、COP の軌跡、床反力

大圧力の値は前足部において内側へ偏倚していなどの運動力学的な分析は多くなされている。

た。さらに、片麻痺症例のなかでも、とくに麻高見(1994)は、片麻痺歩行を床反力計により測

痺の重症度が高い群でこの傾向が強かった。

定し、Brunnstrom の運動回復段階に応じた変しかし、すでに述べたように、領域を区切っ化を報告している。垂直分力は回復段階が上がて最大圧力を求めても区切られた領域内の圧力るに従って、健常成人でみられるような二峰性

変化や領域相互の関係について時間的な変化をの波形となる。しかし、回復段階が低いときに動的にとらえることはできない。この点で、本は、下肢の伸筋優位な共同運動パターンによっ研究で用いる圧力曲線の差波形による分析方法て足部の可動性は低下している。麻痺側への支は時間的な精度を保ったままに空間情報を簡潔持能力が低下しているために体重移動は遅れる。

に表現することができる。

このため、垂直成分の立ち上がりは緩やかであまた、片麻痺で痙性により筋緊張が亢進したる。前後成分に関しては、非麻痺側の駆動力が状態では内反尖足を呈する場合がある。立位で高いのに比べて、麻痺側は制動力が大きい。この内反尖足は伸展共同運動パターンが出現して、の非対称性は回復に伴って改善する。また、麻下腿三頭筋、後脛骨筋、長指屈筋や長母指屈筋

痺側下肢の支持能力が低下しているために支持の緊張が亢進するために生じる。このときの歩基底面を通常より広げる必要があり、左右の側行は、足底が床へ着地する仕方自体が通常とは方成分は外側へ膨らんだ凸型波形をとる。回復

異なっている。片麻痺歩行の病態を把握すると段階が高くなると、これが健常成人と同様の凹いう目的において、体重移動のみならず、足底型波形に変化していく。

接地の仕方を評価することができる点でも、本Morita et al. (1995)も床反力計により片麻痺研究で用いる分析方法が有用であると考えた。

歩行を分析し、同様の結果を報告している。片以上のように、足底圧を動的に測定すること

麻痺歩行では、麻痺側の下肢の荷重量が低下しの利点を用いて、病的歩行とくに片麻痺歩行のた。また、体重心はより後方へ、より非麻痺側

特徴を、健常成人の測定結果と比較して示すこ

方向へ偏倚して、着地の円滑さが失われる。し

とも本研究の課題とした。ただし、歩行病態のかし、これらの現象は回復段階の高い症例では一般的な特徴を調べるための研究・調査では、少なかった。麻痺の回復段階と床反力の各分力

個々の症例における歩容の特徴を相殺してしまとには高い相関を認めた。

う可能性がある。片麻痺の臨床症状は、下肢のまた Wong et al. (2004)は CDG(Computer

典型的なものだけでも内反尖足に限らず、反張Dynography)システムを用いて COP の軌跡を

膝や槌趾など様々な状態によって引き起こされ解析した。その結果、歩行時の体重心の移動にる。そこで、本論文では前後および左右方向の関しては、麻痺の回復に伴って左右の非対称性

足底圧の変動から、片麻痺歩行のタイプ分類をが改善し、足底内の圧力変動範囲が増加するこ試みる。その後、足底圧の変動あるいは足底接とを示した。

地の仕方という視点から片麻痺歩行を論じる。

Meyring et al. (1997)は、片麻痺歩行について動的に足底圧を分析することについては、それまでの研究対象になっていなかった点を指摘

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健常成人の歩行における足底圧の動的変化（実験）

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２．方法(1）被験者

本章では健常成人の歩行時の足底圧を、時間

20歳から33歳までの健常成人16名(男８名；的そして空間的に動的な変化として論じる。ま

平均年齢22.9±2.30歳、女８名；平均年齢23.9±

ず自然歩行場面における足底圧の変動を示す。

4.36歳)を被験者とした。男性の平均身長は

このとき、足底各領域の圧力変化のなかで、前173.1±6.22cm、平均体重は60.1±3.64kgであっ

後方向および側方の足底圧変動を位置づける。

た。女性の平均身長は161.5±4.47cm、平均体重

これによって、それぞれの方向の変動が、体重は54.3±1.83kg であった。全ての被験者とも、移動の制御において反映する役割を検証する。

歩行能力に影響を与えるような疾患の既往はな

つぎに、歩行条件の違いによる足底圧の変化い。被験者には予め実験の目的と、要する時間を示す。条件としてはトレッドミル歩行、およおよび身体的負担を説明して、実験に参加する

び床上の垂直軸の周りを歩行(回転歩行)する場

ことへの同意を得た。

面を設定した。トレッドミル歩行については、

身長と体重に関する男女差をスチューデント

速度の変化に応じた足底圧の変動を分析する。

の t 検定(両側検定)を用いて調べた。また、身回転歩行については、方向転換時に足が回転軸

長や体重と、歩行速度や歩行率との関係を単回に対して外足すなわち外側にあるときと、内足帰分析によって調べた。身長・体重とも男女差

すなわち内側にあるときとを、直線歩行(自然歩を認めるが、歩行能力には影響していないこと行)における足底圧変動との比較から分析する。

が確認された。したがって、被験者16名は一つの群として解析を進めた。

自然歩行時の足底圧の変動(実験１)─────────────────
(2）装置
１．目的

足底に装着する圧力センサにはひずみゲージ

自然歩行における足底圧の動的変化の様相は

式荷重変換器(NEC 三栄社製 9E01-L42-500N)

歩行条件の違いによって検討するときの、さらを５個用いた。センサの直径は14mm、厚さは４には臨床評価として用いるときにも比較基準とmmであった。また、定格容量は50kgf(490N)、なるものである。したがって、前後方向および温度補償範囲は０から60℃であった。センサへ

側方の足底圧の変動について、基本的な性質をの電源供給とセンサからの信号出力は約500gの分析することが目的であった。このために、歩装置からの配線を介して行った。また、センサ

行時の足底各領域における圧力変化のなかに前からの出力信号は増幅器と、200Hz のローパス

後方向および側方の足底圧変動を、その基本的フィルタを介した後、カセットデータレコーダ

な特徴から位置づける。

(TEAC 社製 R-71)を用いて磁気テープに記録

まず、センサを装着した各計測部位から得らした。磁気テープへは、それぞれのセンサかられる圧力曲線について、着地、離床、最大振幅の出力信号ごとに５チャンネルを用いて記録し値やその頂点潜時を求めた。これを基に計測部た。同時に、実験中はデータを多チャンネルペ

位間の時間的な関係や前後方向および側方につンオシログラフ(NEC 三栄社製 Recti-Horiz-

いての圧力変動を検討する。

8K)に出力して各チャンネルの波形をモニタしなお、ここで述べる装置や測定と記録、およた。磁気テープに記録されたデータは、シグナ

び分析方法は、本研究に関わる実験で共通の方

ルプロセッサ(NEC 三栄 7T18A)を用いて歩数法となる。

ごとのデータに処理した後、デジタル変換して解析のためのパーソナルコンピュータに転送した(図５)。

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図５．実験装置および解析装置(3）手続き実験には直線で５m の距離を使用した。室内の床はフローリングされており、床の材質による圧力の吸収は最小限に抑えられた状況で測定された。圧力センサの装着は右側の足底に対して行った。センサ装着位置は、
ａ）踵骨隆起ｂ）第５中足骨頭遠位端ｃ）第３中足骨頭遠位端ｄ）第１中足骨頭遠位端ｅ）母趾の末節骨の中央に相当する足底表皮上の５箇所であった(図６)。
中足骨頭への装着に際しては、踵離期においてもセンサが床面から離れないように留意した。

図６．圧力センサの装着部位に相当する
解剖学的な位置爬踵骨隆起、爰第５・爲第3・爻第１中足骨頭遠位端、爼母趾末節骨。

センサはそれぞれ両面テープで足底に固定した。
歩行時に位置がずれること防ぐため、センサが開始した。

圧迫されないように注意しながら、サージカル

被験者には「歩きやすいと感じる自然な速度

テープで上から固定した。さらに、足部と床面で」歩くように教示した。歩行区間は直線で５の保護のために木綿の靴下を両足に着用した。

m の距離であった。床の開始・終了地点にはテセンサからの配線を身体運動が妨げられないよープで印をつけて目安とした。歩き始めおよびうに下肢に固定した後、電源供給装置が固定し終わりの３歩がかからないように往復して歩行てあるベルトを被験者の腰に装着した。皮膚温した。このときの圧力曲線を記録した。また、がセンサに影響を与えないように、モニタした

実験中に５m の区間の歩行に要した秒数と歩数波形が安定していることを確認してから実験をを計測した。

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桐山希一／医療保健学研究(4）分析方法

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本論文では「Ｘ軸(X-axis)の足底圧変動波形」

磁気記録されたデータは全てオフラインにてと呼ぶ。

処理を行った。磁気テープからシグナルプロセ

また、歩行速度と歩行率の算出は５m 歩行中ッサへのサンプリング周波数は250Hzとした。

の測定データを基に、それぞれ時速(km/h)、

一歩分のデータは踵のセンサが着地した時点を一分間の歩行数(steps/min)に換算して算出し基点として200ms 前から、全ての圧力曲線が基た。

線に戻るまでの時間を分析対象とした。方向転

結果表示は平均値±標準偏差として示した。

換時や歩き始めおよび終わり、あるいはアーチ

圧力センサを取り付けた足底各部位の着地・離ファクトが混入したデータは除外して、一人の床時間や、圧力曲線の頂点潜時および最大振幅

被験者につき10歩分をオフラインにて処理した。

値について、差の検定には反復測定による一元実験終了後、歩行した床面で５個所のセンサ

配置分散分析を用いた。これが有意であった場に対して圧力を加えて、１kgに相当する出力信合には、テューキーの多重比較検定を行った。

号を記録した。このとき得られた出力信号によ

いずれも有意水準は５％とした。危険率は p でり、それぞれのセンサから得られた圧力曲線の示す。

振幅値を補正した。さらに、この振幅値に被験者の体重を除算して、体重１kg に対する割合

３．結果(percent body weight; %BW)を単位として解(1）足底圧の前後方向および側方の変動
被験者ごとにＹ軸およびＸ軸の足底圧変動波

析した。
足底圧の前後方向の変動は、第３中足骨頭遠形を、各計測部位につき同じ10歩分を加算平均

位端の圧力曲線から踵の圧力曲線を減算して求した圧力曲線を用いて求めた。さらに、それぞめた。本論文では、これを「Ｙ軸(Y-axis)の足

れの方向について、被験者16名分を総加算平均

底圧変動波形」と呼ぶ。足底圧の側方の変動は、して足底圧変動波形求めた。総加算平均された第５中足骨頭遠位端の圧力曲線から第１中足骨

足底圧変動波形は、Ｙ軸およびＸ軸ともに二相頭遠位端の圧力曲線を減算して求めた。これを、性を認めた(図７)。

図７．自然歩行時の足底圧の変動
図左で各被験者の加算平均した足底圧変動波形を重ね書きして示す。
また、図右で被験者16名の総加算平均した足底圧変動波形を示す。
いずれも上が Y 軸、下が X 軸である。
medial balance：内側バランス、lateral balance：外側バランス、rear-footphase：後足部荷重期、fore-foot phase：前足部荷重期。

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Ｙ軸の足底圧変動波形は、基線から下方では二相を区別することができ、歩数ごとの変動もより踵側すなわち後方の、上方ではより第３中少なかった。これに比較して、Ｘ軸の足底圧変

足骨頭側すなわち前方の足底圧が大きいことを動波形に連続歩数を通じた一定の傾向は認めな意味する。そこで、より後方の足底圧が大きい

かった(図８)。Ｙ軸とＸ軸の足底圧変動波形に時期を「後足部荷重期(rear-foot phase)」、よ

関するこの傾向は全ての被験者に認めた。

り前方の足底圧が大きい時期を「前足部荷重期(fore-foot phase)」と呼んだ。Ｙ軸の足底圧変
動波形は、全ての被験者で後足部荷重期から前足部荷重期への二相を区分することができた。
また、Ｙ軸の足底圧変動波形に前足部荷重期が占める時間的な割合は、被験者間の平均で54.8±6.58％であった。
Ｘ軸の足底圧変動波形は、基線から下方ではより第５中足骨頭側すなわち外側の、上方ではより第１中足骨頭側すなわち内側の足底圧が大きいことを意味する。そこで、より外側の足底圧が大きいことを「外側バランス(lateralbalance)」と呼び、より内側の足底圧が大きいことを「内側バランス(medial balance)」と呼んだ。総加算平均波形においては、Ｘ軸の足底圧変動波形は外側バランスから内側バランスへの二相性が確認できた。Ｘ軸の足底圧変動波形に内側バランスが占める時間的な割合は、被験者間の平均で61.35%であった。

図８．被験者 SH についての自然歩行時の足底圧変動波形(20歳、男性、身長167cm、体重59kg)
10歩分の Y 軸(上)および X 軸(下)の足底圧変動波形をそれぞれ重ね書きした。
歩行速度は時速5.6km相当、歩行率は126.6steps/min。
Y 軸の足底圧変動波形に占める前足部荷重期の時間は平均55.9±4.02%。

しかし、Ｘ軸の足底圧変動波形について、その様相は被験者の間で一定の傾向を認めなかった。加算平均した被験者ごとのＸ軸の足底圧変(2）足底各部位の着地・離床時間および圧力曲線の頂点潜時動波形に、上記の二相性を認めたのは被験者16

踵接地を基点としてセンサを装着した各計測名のうち６名(37.5%)であった。また、基線に部位が床に着地するまでの時間を「着地時間」

対して二相以上の波形を示すものが５名(31.2%)とした。また、各部位が床を離れるまでの時間であった。このうちでも、内側に対して二峰性を「離床時間」とした。さらに、それぞれのセを示すものが２名、あるいは外側に対して二峰

ンサからの圧力曲線が最大圧力に至るまでの時性を示すものが２名、外側に対して三峰性を示

間を「頂点潜時」とした。着地時間、離床時間

すものが１名であった。３名(18.8%)の波形でおよび頂点潜時について、被験者間の平均値をは、外側バランスのみを認めた。２名(12.5%)求めた(図９)。

の波形では内側バランスのみを認めた。このう

各部位の着地時間を平均値からみると、踵接

ち、１名の被験者は内側バランスのみで二峰性

地の次は第５中足骨頭が着地する。次に第３中を示した。

足骨頭が、その後に第１中足骨頭が着地する。

それぞれの被験者について、歩数ごとの解析

最後に母趾が着地する結果となった。ただし、も行った。総加算平均波形と同様にＹ軸の足底

この順番で着地したのは被験者16名中13名であ圧変動波形は、後足部荷重期と前足部荷重期のった。２名の被験者が第１中足骨頭よりも母趾

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第３、第５の順と、第５、第１、第３の順と、第１、第５、第３の順とが、それぞれ２名ずつであった。５箇所のセンサ装着部位を水準とした分散分析の結果、各部位の離床時間には主効果を認めた(p≦0.001)。踵はどの領域よりも早く離床する(いずれの部位との比較においてもp≦0.001)。しかし、踵以外の部位間では離床時間の差に有意差は認めなかった。
各部位からの圧力曲線の頂点潜時を平均値からみると、踵が一番早く、次が第５中足骨頭で、続いて第１中足骨頭の順に最大圧力に到達する。
図９．自然歩行における着地・離床時間と圧力曲線の頂点潜時
被験者16名の平均値と標準偏差を足底の各部位について、踵の着地を基点とした時間差で示す。
Heel：踵骨隆起部、5th：第５中足骨頭部、3rd：第３中足骨頭部、1st：第１中足骨頭遠位端部、Toe：母趾末節骨部。

これらに比較して、第３中足骨頭の頂点潜時は遅れた。母趾の頂点潜時は最も遅い。５箇所のセンサ装着部位を水準とした分散分析の結果、各部位の頂点潜時には主効果を認めた(p≦0.001)。踵はどの部位よりも頂点潜時が早い(いずれの部位との比較においても p≦0.001)。第の方が早く着地し、１名は第１中足骨頭と母趾

３中足骨頭と第５中足骨頭との頂点潜時には有とが同時に着地した。５箇所のセンサ装着部位

意差を認めた(p≦0.01)。また、母趾と第５中足を水準とした分散分析の結果、各部位の着地時

骨頭(p≦0.001)および第１中足骨頭(p≦0.001)

間には主効果を認めた(p≦0.001)。母趾は、踵との頂点潜時にも有意差を認めた。

(p≦0.001)とも、第５中足骨頭(p≦0.001)とも、
第３中足骨頭(p≦0.001)とも、第１中足骨頭(3）足底の各部位からの圧力曲線の最大振幅値(p≦0.05)とも、全ての部位との間で着地時間にセンサを装着した各計測部位からの圧力曲線

有意差を認めた。踵と第３中足骨頭(p≦0.05)、

について、最大振幅値をそれぞれの被験者の平および踵と第１中足骨頭(p≦0.001)との間でも均値から求めた(図10)。

着地時間に差を認めた。第５中足骨頭と第１中各部位の最大振幅値を平均値からみると、踵

足骨頭との着地時間の差にも有意差を認めたが最大値を示した。次に、第３中足骨頭の最大(p≦0.05)。ただし、踵と第５中足骨頭、第５中

振幅値が大きかった。第１中足骨頭と第５中足足骨頭と第３中足骨頭、第３中足骨頭と第１中骨頭が続き、母趾は最も小さかった。5箇所のセ足骨頭との着地時間の差には有意差を認めなか

ンサ装着部位を水準とした分散分析の結果、各った。

部位の最大振幅値には主効果を認めた(p≦各部位の離床時間を平均値からみると、踵、

0.001)。踵の最大振幅値は第５中足骨頭(p≦第５中足骨頭、第３中足骨頭、第１中足骨頭、0.001)とも、第３中足骨頭(p≦0.05)とも、第１母趾の順番に離床する結果となった。ただし、中足骨頭(p≦0.001)とも、母趾(p≦0.001)とも、

この順番で離床したのは被験者16名中７名であ全ての部位との間に有意差を認めた。また、第った。踵は全被験者で始めに離床した。１名の３中足骨頭における最大振幅値は第５中足骨頭

被験者で母趾が第１中足骨頭より早く離床する(p≦0.001)、母趾(p≦0.001)との間に有意差を結果であったが、その他の被験者は最後に母趾認めた。

が離床した。中足骨頭部が離床する順は３名が第３、第１、第５中足骨頭の順であった。第１、

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これとよく対応した。すなわち、第１および第５中足骨頭部における被験者平均の最大振幅値
はそれぞれ3.6%BW、2.6%BW であり、踵骨隆起部6.3%BWのおよそ半分となる。このことは、
これら三点が構成要素となる足のアーチが歩行時においても体重支持の機能に関わった結果であると考えられる。
ただし、前足部から得た圧力曲線の最大振幅
値は、第３中足骨頭部が第１中足骨頭部や第５中足骨頭部を上回っており、頂点潜時も第３中足骨頭部では遅延した。前足部荷重期において、
図10．自然歩行における圧力曲線の最大振幅値
被験者16名の平均値と標準偏差を足底の各計測部位について示す。
Heel：踵骨隆起部、5th：第５中足骨頭部、3rd：第３中足骨頭部、1st：第１中足骨頭遠位端部、Toe：母趾
末節骨部。

最後まで最大の振幅値を示したのは第３中足骨
頭部から得られた圧力曲線であった。しかし、離床時間については、これらの３部位間における有意な時間差は認めなかった。前足部はほぼ同時に床から離れたと言える。したがって、第３中足骨頭部は、離床時間が遅延したために最４．考察後まで最大の振幅値を示したのではない。この(1）足圧中心の移動に伴う足底圧の前後方向のことは、Adachi et al.(1996)の「歩行時には COP

変動

が踵の中心部から、第２または第３中足骨頭遠Ｙ軸の足底圧変動波形は、床反力における前位端まで直線的に移動する」というこれまでの後分力に対応するパターンを示した。床反力の知見により説明される。さらに、第１中足骨頭

前後分力は、後方への分力である「制動期」、前部では第５中足骨頭部における最大振幅値より方への分力である「推進期」の二相性を示した。

大きいことも、COP が「速度が低下するとゆっこれに対して、Ｙ軸の足底圧変動波形において

くり前方へ移動した後に、第１趾方向に移動す

も、本論文で「後足部荷重期」と呼んだ後方のる」ことにより説明される。すなわち、前後方足底圧が大きい時期と、「前足部荷重期」と呼ん向について各領域の足底圧の変動は、COP の移だ前方の足底圧が大きい時期との二相性を認め

動軌跡とよく対応していたと言える。

た。

したがって、踵から第３中足骨頭への足底圧

歩行は前方への移動動作であるから、Ｙ軸のの動的変化を表した前後方向の足底圧変動波形

足底圧変動波形における二相性も自明のことでも、COP の移動に伴う圧力変化を反映するものある。しかし、足底圧が体重移動の制御を反映と位置づけることができる。

すると考えるとき、足底の各領域の圧力変動の

前後方向の足底圧変動波形は、被験者間に比なかで足底圧の変動を位置づけることが重要でべて、同じ被験者における歩数ごとの相違が少ある。これについて、以下に実験から考察されなかった。それゆえ、被験者間の差については、る結果を述べる。

足底の形態など身体の構築学的要因や運動力学序論で触れたように、静的な立位姿勢において片側の足部で支持する力の体重に対する比率

的要因、あるいは歩行方略などの個人因子が影響していると考えられる。

は、踵部に25%、母指球と小指球部とで合わせて25%である。踵骨隆起部と第１および第５中(2）体重の移動を方向づける足底圧の側方の変動

足骨頭部から得られた圧力曲線の最大振幅値は、

Ｘ軸の足底圧変動波形は、Ｙ軸の足底圧変動18
桐山希一／医療保健学研究

３号：1-40頁（2012）

波形と比較すると振幅値が小さく、被験者によ能性としては、側方の足底圧変動は一歩ごとにってその様相は異なり、歩数ごとの再現性も低異なる体重の移動をＹ軸の足底圧変動波形が反い。

映するように、COP の移動に伴う体重移動方向

総加算平均したＸ軸の足底圧変動波形をみるへと調整する役割を担っていると考えることもと、踵接地から足底面の外側への足底圧が大きできる。すなわち、Ｘ軸の足底圧変動は、体重

くなり、その後は内側への足底圧が大きくなるの支持とともに、前後方向の足底圧変動を方向という二相性を得た。歩行が立脚肢を反対側へづける機能を反映するとも位置づけられる。

踏み換える動作であることを考えると、これはなお、Ｘ軸の足底圧変動波形の位置づけにつ妥当な結果である。しかし、被験者ごとに分析

いては、歩行の連続性のなかでの特徴や、体重すると、二相以上の波形を示すこともあり、あの移動を特定の方向に強いる方向転換場面でのるいは内側や外側へのみの足底圧変動波形を示

結果を基にして、さらに後に詳述する。

す場合もあった。さらに、同じ被験者の歩数ごとの波形でも同様の変動を示し、一定の傾向を

トレッドミル歩行時の足底圧の変動(実験２)─────────────────────

認めなかった。したがって、このばらつきは前後方向の足底圧変動のように個人の身体機能の相違や歩行方略のみでは説明できない。

１．目的
ここでは歩行速度の変化あるいは走行に応じ床反力における左右方向への分力も、垂直・た体重移動の制御の仕方について論じる。この前後方向の分力と比較して値は小さく、また誤ため、トレッドミル上の歩行および走行場面で差、個人差、左右差、再現性の問題により、十足底圧の変動を測定した。つぎに、速度の変化、分な検討はなされていない。また、宮原(1993)

および歩行と走行の違いが、前後方向および側が報告した歩行時の足底圧分布の測定結果にお方それぞれの足底圧変動に与える影響を調べた。

いても、前足部の最大圧力分布パターンは三つ

前後方向について、Ｙ軸の足底圧変動波形をに分類されるが、個体間あるいは歩数ごとにも立脚時間、最大振幅値とその頂点潜時の分析を一定とはならなかった。これらの点に関しては、行う。また、前足部荷重期と後足部荷重期の二足底圧の側方への変動に関する今回の測定結果

相性に関して、速度による時間的な相対関係のも同様であった。

変化を分析する。このときに、立脚時間に占め歩行を行動としてとらえると、その目的は前る前足部荷重期の割合を指標とする。Ｘ軸の足方への移動であり、Ｙ軸の足底圧変動波形は、

底圧変動波形については、立脚時間の分析ととCOP の前方への移動に伴う圧力変化を反映する

もに、速度に伴う波形の変化を分析する。

ものと位置づけられた。Ｙ軸の足底圧変動波形

Ｘ軸の足底圧変動波形については、自然歩行

はＸ軸の足底圧変動波形に比較して、歩数ごと場面においては被験者間・被験者内の変動が大の変動も少なかった。これに対して、Ｘ軸の足

きく、波形に一定の傾向を認めなかった。自然

底圧変動波形からすると、第１および第５中足歩行場面においては、速度を一定に保ったまま

骨頭部は両領域間の圧力を一歩ごとに変化させ歩行し続けることは難しい。しかし、トレッドている。最大振幅値の分析からは、前足部におミルの上では同じ速度の連続した歩行が可能で

いて足のアーチを構成する第１および第５中足ある。そこで、Ｙ軸およびＸ軸の足底圧変動波

骨頭部が、歩行時にも体重を支持する機能を発形、とくにＸ軸については歩行の連続性のなか揮していると考えられた。しかし、歩行時の体で変動を分析することも目的とした。

重移動は一歩ごとに一定ではあり得ない。むしろ、前後方向の足底圧変動のばらつきが側方に比較して少ないことに注目すべきであろう。可19
桐山希一／医療保健学研究

２．方法(1）被験者

３号：1-40頁（2012）(3）手続き
センサの取り付け位置や、測定と記録の方法

健常成人12名を分析対象とした。被験者は20

は実験１と同様に行った。被験者はトレッドミ

歳から33歳までの12名(男７名；平均年齢22.9±

ル上で時速２km、時速４km、時速６km、時速

2.48歳、女５名；平均年齢24.0±5.10歳)であっ

８km の速度の順での歩行、時速８kmでの走行た。男性の平均身長は174.0±6.16cm、平均体重を行った。それぞれの条件で、トレッドミルのは60.4±3.82kg であった。女性の平均身長は速度が安定した後、足底５箇所からの圧力曲線

160.4±4.45cm、平均体重は54.2±1.64kgであっを20歩分記録した。被験者には「頭部を前下方た。全ての被験者とも、歩行能力に影響を与えへ向けたままできるだけ自然に歩行する」ようるような疾患の既往はない。被験者には予め実に教示した。また、時速６km および時速８km

験の目的と要する時間および身体的負担を説明

では明示的に「歩行を行う」ように教示して測して、実験に参加することへの同意を得た。実定を行った後に時速８kmでの走行を測定した。

験２は実験１の被験者である16名について測定を行ったが、このうち２名は本実験での課題で(4）分析方法

ある時速８kmでの歩行が困難であった。このほ分析は実験１と同様の方法で行った。それぞか２名にデータに不備が生じたため、これらのれの被験者について、各計測部位につき同じ10

被験者は分析対象から外した。

歩分を加算平均した圧力曲線を用いて、Ｙ軸お被験者の身長と体重に関する男女差について、

よびＸ軸の足底圧変動波形を求めた。

スチューデントの t 検定(両側検定)によって調

また、歩行率に関しては、多チャンネルペン

べた。また、身長や体重と歩行率との関係は単オシログラフによる記録を基に、10歩分の歩行回帰分析によって調べた。速度の速い歩行にな周期に要する時間から、一分間の歩行数(steps/

るほど身長と歩行率は負の相関をする傾向が示min)を換算して算出した。

唆されるが、いずれも統計的に有意な相関は認

結果表示は平均値±標準偏差として示した。

めなかった。身長と歩行率との関係と同様に、歩行率の速度条件による差についての検定は反速度の速い歩行になるほど体重と歩行率は負の復測定による一元配置分散分析を用いた。Ｙ軸

相関をする傾向が示唆されるが、いずれも統計の足底圧変動波形から算出される立脚時間(後足的に有意な相関は認めなかった。

部荷重期と前足部荷重期の和であり、ここでは

身長・体重とも男女差を認めるが、歩行能力「Ｙ軸方向の立脚時間」と呼ぶ)、頂点潜時、最には影響していないことが確認された。したが大振幅値、およびＹ軸方向の立脚時間に前足部って、被験者12名を一つの群として解析を進め荷重期が占める時間の割合について、速度条件

た。

による差を反復測定による一元配置分散分析を用いて検定した。Ｘ軸の足底圧変動波形から算(2）装置

出される立脚時間(ここでは「Ｘ軸方向の立脚時

トレッドミル(ミナト医科学社製，AR-100)間」と呼ぶ)について、速度条件による差も反復の上で歩行および走行をしたときの、足底5箇所測定による一元配置分散分析を用いて検定した。

からの圧力曲線を、実験１と同じ装置を用いてこれらが有意であった場合には、テューキーの測定した。トレッドミルで歩行あるいは走行可

多重比較検定を行った。いずれも有意水準は能なベルト面は520×1500×150mmであった。

５%とした。危険率は p で示す。

また、ギア比は時速0.1kmから速度の設定ができる仕様に変更してある。

20
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３．結果(1）歩行・走行速度と歩行率との関係
各速度条件における歩行率を、被験者間の平均値として求めた(図11)。歩行率は速度が増すにしたがって増加した。各速度条件を水準とした分散分析の結果、速度ごとの歩行率には主効果を認めた(p≦0.001)。ただし、時速８km の歩行と走行では歩行率に差は認めなかった。しかし、この他の全ての速度条件間において歩行率には有意差を認めた(時速４kmと時速６kmとの歩行率においては p≦0.05、時速２km と時速４km、時速６kmと時速８kmとの歩行率との歩行率においては p≦0.01、その他の速度条件間では p≦0.001)。

図12．各速度条件における足底圧変動波形
被験者12名のY軸(左列)とX軸(右列)の足底圧変動波形。
各被験者の加算平均波形を速度条件ごとに重ね書きした。
図11．各速度条件における歩行率(steps/min)
被験者12名の平均値と標準偏差を、歩行速度が時速２km、時速４km、時速６km、時速８km、走行速度時速８kmについて示す。
n.s.：有意差なし。

なかった。
Ｙ軸方向の立脚時間は速度が増すに従って短くなった(表１)。各速度条件を水準とした分散分析の結果、Ｙ軸方向の立脚時間には主効果を(2）歩行速度の変化や走行に応じた足底圧の変動認め(p≦0.001)、全ての速度条件間で有意差を被験者ごとに各速度条件のＹ軸およびＸ軸の認めた(歩行速度が時速６km のときと歩行速度

足底圧変動波形を、それぞれ10歩分を加算平均

が時速８km のときとのＹ軸方向の立脚時間につした圧力曲線を基にして求めた(図12)。

いては p≦0.05、歩行速度が時速８kmと走行速

トレッドミル歩行における足底圧変動波形に度が時速８kmのときとのＹ軸方向の立脚時間にも、自然歩行と同様の波形の性質を認めた。す

ついては p≦0.01、その他の速度条件間では p≦

なわち、Ｙ軸の足底圧変動波形は後足部荷重期0.001)。

と前足部荷重期の明確な二相性を示した。また、

Ｙ軸の足底圧変動波形の最大振幅値は歩行に速度が変化してもこの性質を保持した。Ｘ軸の比較して、走行のときに増加した(表２)。各速

足底圧変動波形は被験者間で一定の傾向を認め

度条件を水準とした分散分析の結果、Ｙ軸の足なかった。この傾向は速度が変化しても変わら

底圧変動波形の最大振幅値には主効果を認めた21
桐山希一／医療保健学研究

表１．各速度条件における Y 軸方向の立脚時間

３号：1-40頁（2012）

表３．各速度条件における Y 軸の足底圧変動波形の頂点潜時(単位：ms)(単位：ms)表２．各速度条件における Y 軸の足底圧変
動波形の最大振幅値(単位：%BW)(p≦0.001)。走行速度が時速８kmのときと他の全ての歩行速度条件との最大振幅値間には有意差を認めた(走行速度が時速８km のときと歩行
速度が時速４km および時速６km のときとの間については p≦0.05、走行速度が時速８kmのときと歩行速度が時速２km および時速８km のときとの間についてはp≦0.001)。しかし、歩行で

図13．各速度条件における Y 軸方向の立脚時間に前足部荷重期が占める時間の割合
被験者12名の平均値と標準偏差を示す。

は、速度条件間での有意差は認めなかった。
最大振幅値を被験者12名についてみると、１歩行では全ての速度条件間において頂点潜時に名を除き11名の被験者で歩行条件に比較して走有意差を認めた(歩行速度が時速６km のときと行条件での最大振幅値が増加していた。しかし

時速８kmとの間のＹ軸の足底圧変動波形の頂点

歩行条件では、被験者間の平均値でみると時速潜時については p≦0.05、その他の速度条件間４km から時速８km へと速度が増すにしたがっでは p≦0.001)。

て、最大振幅値はむしろ低下していた。この最さらに、Ｙ軸の足底圧変動波形の二相性につ

大振幅値の低下は、時速６km から時速８km にいて、立脚時間に前足部荷重期が占める時間のかけて被験者８名に認めた。このうち４名は時割合を分析した(図13)。

速４km から時速８km にかけて低下していた。

Ｙ軸方向の立脚時間において、時速２kmでは

この他に、２名は時速２km から時速６km にか

前足部荷重期より後足部荷重期の時間が長かっ

けての低下を、１名は時速４km から時速６km

た。他の速度条件では前足部荷重期の方が長くにかけての低下を認めた。また、１名は時速２なるが、速度の変化に伴う変化は認めなかった。

kmの最大振幅値が他の速度条件を上回った。

各速度条件を水準とした分散分析の結果、速度

Ｙ軸の足底圧変動波形の頂点潜時は歩行速度

条件ごとの前足部荷重期の割合には主効果を認が増すに従って短くなった。ただし、速度条件

めた(p≦0.001)。歩行速度が時速２kmの条件と時速８km の歩行と走行との間には差がなかった

他の全ての速度条件間で有意差を認めた(p≦(表３)。各速度条件を水準とした分散分析の結0.001)。しかし、この他の速度条件間では有意

果、Ｙ軸の足底圧変動波形の頂点潜時には主効差を認めなかった。

果を認めた(p≦0.001)。速度条件時速８kmの歩Ｘ軸方向の立脚時間は、Ｙ軸方向の立脚時間

行と走行との間には有意差を認めなかったが、と同様に速度が増すに従って短くなった(表４)。

22
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各速度条件を水準とした分散分析の結果、Ｘ軸被験者間で認めた特徴は、歩数ごとの波形に方向の立脚時間には主効果を認め(p≦0.001)、も確認された。すなわち、Ｙ軸方向の立脚時間

全ての速度条件の間で有意差を認めた(歩行速度は速度が増すに従って短くなり(p≦0.001)、全が時速４km のときと時速６km のとき、およびての速度条件間に有意差を認めた(p≦0.001)。

時速６km のときと歩行速度が時速８km のとき

また、最大振幅値については速度による差を認については p≦0.01、歩行速度が時速８kmと走め(p≦0.001)、歩行に比較して走行のときに増行速度が時速８km のときについては p≦0.05、加した(p≦0.001)。頂点潜時は歩行速度が増す

その他の条件間では p≦0.001)。

に従って短くなる(p≦0.001)が、速度条件時速

各速度条件の歩数ごとの足底圧変動波形を、８km の歩行と走行との間には差は認めない。Ｙ

被験者 KA の測定結果を例として示す(図14)。

軸の足底圧変動波形の二相性に関して、立脚時

表４．各速度条件における X 軸方向の立脚時間

間に前足部荷重期が占める時間の割合を分析したが、被験者 KA には速度の変化に伴う有意差は認めなかった。Ｘ軸方向の立脚時間は速度が増すに従って短くなり(p≦0.001)、全ての速度条件の間で有意差を認めた(p≦0.001)。

(単位：ms)(3）歩行の連続性に伴う足底各部位における足底圧の変動
自然歩行場面においても、また速度の変化に対しても、Ｙ軸の足底圧変動波形は明確な二相性を保持する。これに対して、Ｘ軸の足底圧変
動波形は一定の傾向を認めず、変動が大きかった。
しかし、Ｘ軸の足底圧変動波形を構成する第１中足骨頭部と第５中足骨頭部の圧力曲線の最大振幅値について、ある歩数分を連続して解析すると、負の相関関係が周期的に繰り返す規則性を認めた(図15)。
第１中足骨頭部の足底圧が小さいときには、第５中足骨頭部の足底圧は相対的に大きくなる。
また、第１中足骨頭部の足底圧が大きいときには、第５中足骨頭部の足底圧は相対的に小さくなる。すなわち、Ｘ軸の足底圧変動波形における外側バランスと内側バランスが、１〜５歩数
ごとに繰り返した。この傾向は被験者を通じて、
また歩行速度に関わらずに認めた(図16)。これに対して、踵骨隆起部と第３中足骨頭部の圧力曲線との間にはこのような関係は明確ではなか
図14．被験者 KA の各速度条件における足底圧変動波形(21歳、女性、身長159cm、体重53kg)
速度条件ごとに10歩分の Y 軸(左列)と X 軸(右列)の足底圧変動波形を重ね書きした。

った。
外側バランスと内側バランスが周期的に繰り返すこの現象の特徴を、被験者 SH の歩行につ23
桐山希一／医療保健学研究

３号：1-40頁（2012）

いての結果を例として解析した。圧力曲線の最大振幅値は、トレッドミルの各歩行速度条件につき連続15歩分を多チャンネルペンオシログラ
フによる記録から計測した。このとき、床面でそれぞれのセンサに１kgを加えたときの出力信号を基にして数値化および補正を行った。これを、被験者の体重１kg に対する割合(%BW)を単位として解析した。第１中足骨頭部と第５中足骨頭部の足底圧の関係(図17)、および踵骨隆
起部と第５中足骨頭部の足底圧の関係(図18)を、それぞれ散布図に表した。速度条件ごとに単回帰分析を行った結果、第１中足骨頭部と第５中足骨頭部の足底圧の関係については、いずれの速度条件についても回帰は統計的に有意で
図15．時速４kmのトレッドミル歩行における５箇所のセンサからの圧力曲線(被験者 YK：22歳、女性、身長156cm、体重48kg)
連続した41歩分の圧力曲線について、左から右方向への時間経過で示す。
Heel：踵骨隆起部、3rd：第３中足骨頭部、5th：第３中足骨頭部、1st：第３中足骨頭部、Toe：母趾からの圧力曲線。

あり(p≦0.001)、負の相関関係が確認された。
これに対して、踵骨隆起部と第５中足骨頭部の足底圧については、第１中足骨頭部と第５中足骨頭部の足底圧で確認された負の相関関係は認
めず、いずれの条件においても統計的に有意な回帰は認めなかった。

図16．トレッドミル歩行における５箇所のセンサからの圧力曲線(被験者 SH：20歳、男性、身長167cm、体重59kg、図８と同じ被験者)
歩行速度が時速２km、時速４km、時速６km、時速８km、走行速度時速８km の、連続した15s分の圧力曲線について、左から右方向への時間経過で示す。
Heel：踵骨隆起部、3rd：第３中足骨頭部、5th：第３中足骨頭部、1st：第３中足骨頭部 Toe：母趾からの圧力曲線。

24
桐山希一／医療保健学研究

３号：1-40頁（2012）

４．考察(1）歩行速度による歩行率および足底圧の前後方向の変動
自然歩行では、規定された速度で歩行し続けることは難しい。したがって、プラットホーム
型の測定装置の場合、速度をパラメータとして歩行を分析することが難しい。しかし、トレッドミルを用いることによって、速度の変化をパラメータとして歩行分析することが可能となる。
本研究で用いたのは身体装着型の測定装置であり、その利点としてトレッドミルを用いての測定が可能な点を挙げることができる。
実験２は、トレッドミルを用いることによって、速度という外的因子を物理的に操作したときの足底圧変動を分析することが目的であった。
その結果、速度の増加にしたがって歩行率は増
図17．第１中足骨頭部と第５中足骨頭部との足底圧の関係(被験者 SH：図８、図16と同じ被験者)
各歩行速度条件について連続15歩分の最大振幅値を示す。
それぞれの速度条件ごとに回帰式と相関係数(r)を示す。
5th：第３中足骨頭部、1st：第３中足骨頭部の足底圧。

加し、Ｙ軸およびＸ軸の足底圧変動波形はともに立脚時間が短くなった。
Zhu et al(1995)は、立脚時間、立脚時間にわたる足底圧の積分値、最大振幅値について、歩行率との関係を報告している。それによると、歩行率の増加にしたがって足底圧の平均積分値
は低下(120steps/minに対して45%)し、立脚時間は短縮する(120steps/minに対して64%)。最
大振幅値は増加する(120steps/min に対して119%)。歩行率の増加に伴って足底圧変動波形の立脚時間が短縮したことは、これと一致した結果であった。
これに対して、最大振幅値に関しては、各歩行速度条件間で有意差は認めなかった。むしろ、平均値からすると、時速４km から時速８km にかけては速度が増加すると最大振幅値は低下す
る傾向にあった。しかし、歩行に比べて走行のときには大きくなった。ここで、本実験で求めた最大振幅値は前後方向の足底圧変動波形の前足部荷重期における値であり、足底面全体における最大値ではないことに考慮すべきであろう。
前後方向の足底圧変動は COP の前方への移動

図18．踵骨隆起部と第５中足骨頭部の足底圧の関係(被験者 SH：図８、図16および図17と同じ被験者)
各歩行速度条件における連続15歩分の最大振幅値を示す。
Heel：踵骨隆起部、3rd：第３中足骨頭部の足底圧。

に伴う圧力変化を反映すると考えた。少なくともトレッドミル歩行の条件下では、速度の増加に伴って前足部への圧力を増加させる傾向は認25
桐山希一／医療保健学研究めなかった。むしろ、限界点の存在さえ示唆された。

３号：1-40頁（2012）

そのときまでの歩行速度条件に加えて時速８kmの走行条件との比較、および被験者間の条件

さらに、Ｙ軸方向の立脚時間に前足部荷重期を統一した本実験の分析では、初期の議論とはが占める割合についても、時速４km から８km

異なる結果となった。歩行速度が時速２kmのとまでの歩行速度では有意差を認めなかった。速きでは、前足部荷重期よりも後足部荷重期の時度の変化に対する足底圧変動について、研究の間が長くなった。そして、時速４km以上の速度

初期の議論においては、前方への体重移動にでは、前足部荷重期の方が後足部荷重期の占めついて前足部荷重期の占める時間に着目したる時間よりも長くなった。しかし、時速４km以(Kiriyama et al, 2004)。このとき速度の増加に

上では前足部荷重期がＹ軸方向の立脚時間に占したがって、前足部荷重期の占める時間的な比

める時間的な比率は、歩行速度の影響を受けな率が大きくなると分析した(図19)。このときは、かった。

時速２kmから時速８km までの歩行を比較した。

歩行速度が増すに伴って、歩行率は増加して、しかし、全ての速度条件にて歩行することが困

足底が床面に接地している時間は短縮する。こ難であった被験者が存在したため、この時点でれに対して、Ｙ軸の足底圧変動波形について最は前足部荷重期がＹ軸方向の立脚時間に占める大振幅値や二相性は速度の影響を受けない。た割合について、速度条件間の差を検討できるまだし、歩行速度が比較的遅い場合には、前足部

でには至っていなかった。

荷重期よりも後足部荷重期が長くなる。走行の場合には前足部における足底圧は歩行と比較して大きくなる。走行の際には、前足部で前方への推進力を産出していると考えた。
以上のことから、速度の変化に対するＹ軸の足底圧変動波形からは、遅い歩行と通常の歩行、走行の三つの体重制御のされ方があることが分かった。
ここで、トレッドミル上での歩行を、自然歩行すなわち床上歩行と比較する際には考慮が必要であることを指摘しておく。トレッドミル歩
行と床上歩行との比較については多くの研究報
告がある(Murray et al, 1985；岡田 他，2002；
Barbeau, 2003；Owings and Grabiner, 2004)。
Murray et al. (1985)は、トレッドミル歩行では床上歩行に比較して歩行率が増加して歩行周期は短くなるが、二つの歩行に大きな相違はないと結論した。岡田ら(2002)は28名の健常成人について、両歩行を床反力の３分力の波形から比較した。波形のピークには差を認めるが、やはり二つの歩行の床反力波形は類似性が高いと結論している。Owings and Grabiner (2004)は、

図19．Y 軸方向の立脚時間に占める前足部荷重期の割合(Kiriyama et al.、2004より引用)
被験者は８名、各速度条件(横軸に示す)の平均値(■)と標準偏差(縦線)を示す。

レッドミル歩行では歩幅に比較してステップ幅の変動が大きく、床上歩行においても同様の関係を認めた。これらの報告は、トレッドミル歩26
桐山希一／医療保健学研究

行と床上歩行とがよく対応していることを結論づけている。

３号：1-40頁（2012）

動における相反機構」と呼ぶ。
側方の足底圧変動における相反機構は、歩行

さらに、Stolz et al. (1997)の報告では、12名における左右方向の過度な体重移動を制御しての成人および14名の小児について、トレッドミいると考えられる。この機構は以下により説明

ルと床上歩行を比較した。トレッドミル歩行でされるだろう。例えば、立脚相において、足部は、床上の同一速度での歩行と比較して成人での内側に体重が偏倚したときには下肢の内側のは７%、子供では10%の歩行率の増加を認め、筋群が同時収縮し、内側バランスとなる。この

歩幅と立脚時間は短縮した。また、ステップ幅

ことが、外側の同時収縮を促して今度は外側バと足部の回旋角度はトレッドミル歩行で増加しランスとなる。この神経生理学的なしくみは現た。著者らは、これを感覚入力により歩行運動

在のところ分からないが、『歩行によって生じる

パターン生成回路に修正が働いたため引き起こ

不安定性を最小限に抑えるために、筋力と関節されたものであるとした。Alton et al. (1998)が負荷を相補的に調整しながら先行制御(proac-

三次元動作解析装置を用いて分析した結果、トtive control)が働くと考えられる(Winter et al,

レッドミル歩行のときに女性では股関節の屈曲1990)』。すなわち、Ｘ軸の足底圧変動波形がバ

角度が大きく、男性では膝の最大屈曲角度が大ランス能力を反映していることを示している。

きくなる。また、歩行率の増加と立脚相の短縮

これを裏付けるためには、足底圧の動的変化とも認めた。これらの報告から、運動学的にはト筋電図解析との対応を検討する必要がある。歩

レッドミル歩行と床上歩行とでは相違点も存在

行時の安定性を保持するためには、体幹や股関し、とくに「床上歩行と比較すると、トレッド

節の筋では、このような先行制御が重要な役割

ミル歩行では歩行率が増加し歩行周期あるいはを担っている。例えば、体幹の脊柱起立筋や股立脚時間が短縮する」という特徴を挙げられる。

関節の大殿筋といった伸筋群は踵接地の前からWarabi et al. (2005)は、本論文で言う足底圧

収縮し、立脚相の前半まで収縮を持続させる

変動波形について、トレッドミルと床上歩行と(Basmajian, 1975；Thorstensson et al, 1982)。

を比較した。その結果、トレッドミル歩行におバランス能力を反映すると位置づけられるＸ

ける足底圧変動波形についても、やはり歩行率

軸の足底圧変動波形、および相反機構についての増加(6.6%)と立脚時間(6.7%)の短縮を認めは、次節でさらに検討する。

た。本実験の結果からも、トレッドミルと床上
歩行の足底圧変動波形は類似性が高いと言える。

回転歩行時の足底圧の変動(実験３)─────────────────

ただし、これらを比較するときには、歩行率と立脚時間については考慮すべきである。

１．目的
ここでは方向転換を行うときに、足部で遂行(2）歩行の連続性における足底圧の側方の変動

される体重移動の制御について論じる。このた

トレッドミルを用いることにより、連続しために、回転歩行場面を設定した。回転歩行とは、歩数の測定が可能である。足底圧変動を連続歩「時計回りあるいは反時計回りに、垂直軸の周り数にわたり分析すると、第１中足骨頭部と第５を歩行すること」とした。回転歩行では、連続中足骨頭部との足底圧には負の相関関係を周期的な方向転換が必要となる。この歩行場面にお的に繰り返す現象を認めた。すなわち、一側のいて、右足の前後方向および側方の足底圧変動

下肢において、Ｘ軸の足底圧変動波形の外側バを調べた。直線歩行のときと、右足が時計回り

ランスと内側バランスを繰り返した。この現象に歩いて「内足(inner foot)」にあるときと、反は、Warabi et al(2004)により初めて報告され時計回りに歩いて「外足(outer foot)」にあるとた。本論文では、この現象を「側方の足底圧変

きとを、足底圧変動波形を指標として比較した。

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なお、自然歩行は、ここでは「直線歩行」とし0.001)、平均体重は男性で女性よりも8.0kg 重かてとらえた。

った(p≦0.01)。

Ｙ軸の足底圧変動波形については、Ｙ軸方向

被験者の直線歩行場面での平均歩行速度は、の立脚時間、最大振幅値および頂点潜時の分析

男性が時速5.3±0.5２kmで、女性が時速4.7±を行う。また、波形の二相性については、前足

0.30km あった。男性の方が時速0.6km 速かった

部荷重期がＹ軸方向の立脚時間に占める時間的(p≦0.05)。歩行率は直線歩行場面での男女差はな割合を調べる。

認めなかった。被験者の平均歩行率は119.6±

Ｘ軸の足底圧変動波形については、Ｘ軸方向

6.99steps/minであった。

の立脚時間、および立脚時間における平均振幅

被験者の身長と歩行速度との相関係数から、値を分析した。回転歩行では、身体の重心を移身長が高いほど歩行速度の速く、歩行率が低い

動方向に強いることになる。したがって、体重傾向があったが、いずれも統計的に有意な相関が回転軸側に偏ることになる。このことが、足は認めなかった。また、被験者の体重と歩行速

底の圧力変動にも影響を与えるだろう。Ｘ軸の度との相関係数から、体重が重いほど歩行速度

足底圧変動波形は、内足では外側バランスに、の速く、歩行率が低い傾向があったが、いずれ外足では内側バランスになることが推測される。

も統計的に有意な相関は認めなかった。

Ｘ軸の足底圧変動波形の平均振幅値は、これを男性は女性より身長が高く、体重は重い。男

検証するために求めた。また、側方の足底圧変

性は直線歩行場面での歩行速度が女性より速か動における相反機構についても検討する。

った。実験２の結果から、歩行速度が増すと、歩行率が増して立脚時間が短縮することが確か

２．方法められた。しかし、本実験における歩行速度の(1）被験者

男女差は、歩行率に影響を与える程度ではなか

被験者は20歳から28歳までの10名(男５名；ったと言える。被験者の身長や体重と、歩行速

平均年齢22.2±3.27歳、女５名；平均年齢23.2±

度や歩行率との間に有意な相関関係も認めなか

2.78歳)であった。男性の平均身長は173.4±

った。また、回転歩行の分析は速度を実験条件

3.36cm、平均体重は60.6±2.61kg であった。女とはしないことから、被験者10名は同一の群と性の平均身長は158.9±3.50cm、平均体重はして解析を進めた。

52.6±2.79kg であった。全ての被験者とも、歩行能力に影響を与えるような疾患の既往はない。

(2）装置

被験者には予め実験の目的と要する時間および床に立てた高さ80cm のポールの周りを方向

身体的負担を説明して、実験に参加することへ転換しながら回転歩行する場面において、足底の同意を得た。

５箇所からの圧力曲線を、実験１と同じ装置を10名の被験者のうち、女性２名は実験１に参用いて測定した。このとき、センサと電源供給加した被験者であった。また、男性２名と女性装置との配線は天井からポールの上に吊して被１名の３名は実験１および実験２の両方に参加

験者の歩行に影響を与えないように配慮した。

した被験者であった。男性３名と女性２名の５名は、実験３で新たに被験者とした。

(3）手続き身長と体重に関して男女差をスチューデント

右足底部へのセンサの取り付け位置や、測定の t 検定(両側検定)を用いて検定した。また、と記録の方法は実験１と同様に行った。被験者

身長や体重と、歩行速度や歩行率の関係は単回

は直線歩行での足底圧を測定した後に、ポール

帰分析によって調べた。

に対して右回りおよび左回りに回転する歩行場

平均身長は男性で女性よりも14.5cm 高く(p≦面において測定を行った。直線歩行の測定の手28
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続きは実験１の自然歩行の測定と同様に行った。
回転歩行場面では、足底５箇所からの圧力曲線
を最低20歩分記録した。被験者には「できるだけポールの近くを自然な速度と歩幅で歩行する」
ように教示した。また、眩暈を感じそうなときには、その場で止まって休憩するように指示した。
(4）分析方法
分析は実験１と同様の方法で行った。それぞれの被験者について、直線歩行と、内足および外足のときの歩行について、それぞれの条件ご図20．直線歩行および回転歩行時における足底圧変動波形
内足(inner foot)、直線歩行(straight)、外足(outer foot)それぞれについて、被験者12名の Y 軸(上段)と、X 軸(下段)の加算平均した足底圧変動波形を重ね書きした。

とに10歩分のデータからＹ軸およびＸ軸の足底圧変動波形を求めた。
結果表示は平均値±標準偏差として示した。
Ｙ軸方向の立脚時間、最大振幅値とその頂点潜

表５．直線歩行および回転歩行(内足・外足)時における Y 軸の足底圧変動波
形の最大振幅値

時、および立脚時間に前足部荷重期が占める割合について、それぞれ歩行条件による差の検定には反復測定による一元配置分散分析を用いた。

(単位：％BW)

Ｘ軸方向の立脚時間、および立脚時間にわたる
平均振幅値についても、歩行条件による差の検した(表６)。頂点潜時には主効果を認め(p≦定には反復測定による一元配置分散分析を用い0.01)、直線歩行時と内足のときとの間で有意差た。これらが有意であった場合には、テューキを認めた(p≦0.01)。また、内足のときと外足のーの多重比較検定を行った。いずれも有意水準ときとの間で有意差を認めた(p≦0.05)。

は５%とした。危険率は p で示す。
３．結果

表６．直線歩行および回転歩行(内足・外足)時における Y 軸の足底圧変動波
形の頂点潜時(1）足底圧の前後方向および側方の変動
被験者ごとにＹ軸およびＸ軸の足底圧変動波
形を、直線歩行および内足・外足の条件それぞれにつき、各計測部位から得られる10歩分の加算平均した圧力曲線から求めた(図20)。

(単位：ms)

Ｙ軸方向の立脚時間は直線歩行時よりも内足Ｙ軸の足底圧変動波形の最大振幅値は、内足のときの方が長くなった(表７)。Ｙ軸方向の立あるいは外足のときに比較して、直線歩行時で脚時間には主効果を認め(p≦0.05)、直線歩行時大きくなった(表５)。最大振幅値には主効果をと内足のときとの間で有意差を認めた(p≦0.05)。

認め(p≦0.01)、直線歩行時と内足のとき(p≦0.01)、および外足のとき(p≦0.05)との間でそ

表７．直線歩行および回転歩行(内足・外足)時におけるY軸方向の立脚時間

れぞれ有意差を認めた。ただし、内足のときと外足のときとの間には有意差は認めなかった。
Ｙ軸の足底圧変動波形の頂点潜時は、直線歩行時や外足のときと比べて、内足のときが遅延(単位：ms)29
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Ｙ軸方向の立脚時間に前足部荷重期が占める

直線歩行および回転歩行条件における歩数ご

時間の割合は、直線歩行時や外足のときに比べとの足底圧変動波形を、被験者 ES の測定結果て内足のときには低下した。前足部荷重期と後を例にして示す(図21)。被験者間で認めた特徴

足部荷重期を比較すると、内足の時には後足部

は、歩数ごとの波形にも確認された。

荷重期の方が長くなるが、直線歩行と外足のときには前足部荷重期が長くなった(表８)。Ｙ軸
方向の立脚時間に前足部荷重期が占める時間の割合には主効果を認め(p≦0.001)、直線歩行時と内足のときで有意差を認めた(p≦0.001)。また、内足のときと外足のときとの間でも有意差を認めた(p≦0.001)。
Ｘ軸方向の立脚時間については、いずれの条件間でも有意な差は認めなかった(表９)。
表８．直線歩行および回転歩行(内足・外足)時における Y 軸方向の立脚時間に占める前足部荷重期の割合(単位：％)
表９．直線歩行および回転歩行(内足・外足)時における X 軸方向の立脚時間

図21．被験者 ES の回転歩行時における足底圧変動波形(28歳、女性、身長165cm、体重52kg)
内足(inner foot)、直線歩行(straight)、外足(outer foot)それぞれにつき10歩分の Y 軸(上段)と、X 軸(下段)の足底圧変動波形を重ね書きした。

被験者 ES についても、Ｙ軸の足底圧変動波
形の最大振幅値は回転歩行場面よりも直線歩行時における最大振幅値が大きかった(p≦0.001)。
そして、直線歩行時と内足のとき(p≦0.001)、
および外足のとき(p≦0.001)との間でそれぞれ有意差を認めた。Ｙ軸の足底圧変動波形の頂点(単位：ms)

Ｘ軸方向の立脚時間を通じた平均振幅値を求

潜時は、直線歩行時よりも内足のときに遅延した(p≦0.01)。そして、直線歩行時と内足のときとの間で有意差を認めた(p≦0.01)。

めた(表10)。内足のときには負の方向、すなわ

Ｙ軸方向の立脚時間は、被験者 ES について

ち外側バランスとなった。また、外足のときには条件間の差を認めなかった。立脚時間に前足は内側バランスとなった。直線歩行時には両者

部荷重期が占める割合の平均値は、内足のときの中間値をとった。これらＸ軸の足底圧変動波が46.3±4.55%、直線歩行のときが49.4±3.29%、

形の平均振幅値には主効果を認め(p≦0.01)、内外足のときが55.4±7.70%であった。前足部荷足のときと外足のときとの間で有意差を認めた

重期と後足部荷重期を比較すると、内足の時に(p≦0.01)。

は後足部荷重期の方が長くなるが、外足のときには前足部荷重期が長くなった(p≦0.01)。そし表10．直線歩行および回転歩行(内足・外足)時における X 軸の足底圧変動波
形の平均振幅値て、内足のときと外足のときとの間で有意差を認めた(p≦0.01)。
Ｘ軸方向の立脚時間については、いずれの条
件間にも有意差は認めなかった。Ｘ軸方向の立
脚時間を通じた振幅値を平均すると、内足のと(単位：％BW)きが−1.3±0.37%BW、直線歩行のときが−30
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0.5±0.48%BW、外足のときが0.3±0.52%BW

相反機構を認めた。これに対して、内足のときであった。内足のとき、直線歩行時、外足のとには第５中足骨頭部からの足底圧の方が、第１きの順に大きくなった(p≦0.001)。すなわち、中足骨頭部よりも大きい。すなわち、全体とし内足のときには外側バランス、外足のときにはては外側バランスとなった。また、外足のとき

内側バランスとなった。直線歩行時には両者のには、第１中足骨頭部からの足底圧の方が、第中間値をとった。被験者 ES については、全て

５中足骨頭部よりも大きい。すなわち、全体との条件間でＸ軸の足底圧変動波形の平均振幅値

しては内側バランスとなった。ただし、回転歩に差を認めた。すなわち、内足のときと外足の行場面においても、内足そして外足を問わず直ときとの間で有意差を認めた(p≦0.001)。さら線歩行場面で認めた側方の足底圧変動におけるに、直線歩行時と内足のとき(p≦0.01)、外足の相反機構を認めた。この相反機構は、被験者にとき(p≦0.01)にもそれぞれ有意差を認めた。

よりその程度に差は認めるが、全被験者を通して確認された。

(2）回転歩行の連続性に伴う足底各部位の足底
圧の変動

４．考察

被験者 ES については、さらに連続した歩数

Ｘ軸の足底圧変動波形は、自然歩行やトレッ分の足底圧を解析した。直線歩行および回転歩

ドミル歩行では、COP を、Ｙ軸の足底圧変動波

行場面の圧力曲線を図22に示す。

形が反映する体重の移動方向へと調整する働き

前述した通り直線歩行を連続した歩数としてをすると考えられた。すなわち側方の足底圧変解析すると、Ｘ軸の足底圧変動波形における外動によって、一歩ごとにこの調整が機能してい側バランスと内側バランスを周期的に繰り返することを示した。また、トレッドミル歩行で連図22．直線歩行および回転歩行時における5箇所のセンサからの圧力曲線(被験者 ES：28歳、女性、身長165cm、体重52kg、図21と同じ被験者)
内足(inner foot)、直線歩行(straight)、外足(outer foot)それぞれについて、Heel：踵骨隆
起部、3rd：第３中足骨頭部、5th：第３中足骨頭部、1st：第３中足骨頭部 Toe：母趾からの圧力曲線を左から右方向への時間経過で示す。なお、ここでは時速４kmのトレッドミル
上での歩行を直線歩行として示した。

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続した歩数を解析すると、この変動は内側バラまとめられる。すなわち、前後方向の足底圧のンスと外側バランスを周期的に繰り返す現象と変動は、足底面内の重心移動に伴う動的な変化

して確認された。この相反機構は左右方向へのを示す。つぎに歩行速度や走行、あるいは重心

過度の体重移動を制御していると考えられた。

の移動方向によって特定の変動パターンを示す。

回転歩行は、身体の重心が移動方向に偏る歩

重心移動の方向づけは側方の足底圧変動によっ

行であると考えられる。したがって、側方の足て調整される。また、側方の足底圧変動は、過底圧変動が体重移動方向への調整として働くの度の体重移動を制御するバランス能力を反映すであれば、内足では外側バランスに、外足ではると考えられる。

内側バランスに偏倚することは予め推測された。
これらはＸ軸の足底圧変動波形の平均振幅値の測定結果により確かめられた。Ｘ軸の足底圧変

片麻痺歩行における足底圧の動的変化（症例検討）

動波形は回転歩行場面においても、体重の移動に伴うバランス能力を反映したと言える。また、本研究は、歩行時の足底圧の変動を指標とし回転歩行における側方の足底圧変動にも過度なて病的歩行を評価すること、またその有用性を

体重移動を制御する相反機構が働いた。

検討することも目的としている。足底圧変動波

体重の移動方向が変化するのに伴って、前後形を臨床評価として利用するときには、足底圧方向の足底圧も変化した。Ｙ軸の足底圧変動波の動的な変化および足底接地の仕方を簡潔に、

形は、直線歩行時と比較して回転歩行時には最かつ特徴的に表示できることが利点となる。

大振幅値が低下した。頂点潜時は回転歩行時に健常成人の分析においては、足底圧変動波形遅延した。これらのＹ軸の足底圧変動波形の変により歩行を解析することで、足底の特定領域

化は、COP の移動方向が内足のときには第５中の圧力変化と各領域間の相互関係を示すことが足骨頭側に、外足のときには第１中足骨頭側にできた。そして、同じ基準をもって病的歩行の偏倚したために生じると説明することができる。

評価についても応用が可能であると考えた。

内足のときにはＹ軸方向の立脚時間は長くなり、臨床場面では歩行環境に制約があるし、即時

前足部荷重期よりも後足部荷重期の方が長くな性が求められる。しかし、病的歩行を呈する患って頂点潜時は遅れた。これに対して、外足の者では、場所や時間に制限のある状況で歩行す

ときには、側方の足底圧変動は内側バランスとることは困難なことが多い。むしろ自然歩行になり最大振幅値も低下するが、Ｙ軸の足底圧変近い状況が望まれる。したがって、測定装置に

動波形では立脚時間や、前足部荷重期と後足部よる制約は最小限に止めたい。実用性の観点か

荷重期との比率からみると直線歩行とほぼ同じ

ら考えても、プラットホーム型の測定装置を用様相を示した。Ｙ軸の足底圧変動波形から、回いた測定に比較して本研究で用いた足底圧の測

転歩行では体重を支える軸足としての機能が内定装置は計測範囲や時間の制約が少ない。セン足に働いたことが示唆された。

サと電源供給装置との配線が届く限り、環境に

Ｙ軸の足底圧変動波形は体重の移動方向の変

縛られない自由な歩行の測定が可能である。ま化に伴って、時間的な変化を示した。これに対た、記録が可能な限りの時間の範囲で測定が可

して、Ｘ軸方向の立脚時間には条件による有意能である。これらの点では利点があると言える。

差を認めなかった。側方の足底圧変動が回転歩

この章では、歩行病態を足底圧変動波形によ

行条件により影響を受けたのは、その圧力変動

り表したい。とくに片麻痺歩行を対象として、パターンであった。

足底圧変動を臨床場面で測定した結果を報告す

健常成人の足底圧変動波形から得られる知見
からは、歩行時の体重移動制御は以下のようにる。前後および側方の足底圧変動から、片麻痺
歩行の特徴を示したい。

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２．方法

足底圧変動からみた片麻痺歩行(1）対象者
杖や装具を使用せずに歩行可能な脳卒中片麻１．目的
麻痺側および非麻痺側のそれぞれについて歩痺患者10名(男性８名、女性２名)を対象とした。

行時の足底圧変動を測定した。健常成人の足底対象者のリストを表11に示す。対象者の平均年

圧変動波形は、Ｙ軸が足底面内における重心移

齢は61.7±12.65歳、平均身長は163.5±6.57cm、動に伴う圧力変化を、Ｘ軸が体重の移動方向に平均体重は66.6±10.44kgであった。

対するバランス能力を反映すると考えられた。

対象者は、発症から４ヶ月以上を経過して、健常成人との比較によって、また麻痺側と非麻病態が安定していることが条件となった。また、

痺側との比較によって、片麻痺歩行の特徴を分全ての対象者に対して重篤な合併症のないこと

析することを目的とした。

を確認した。発症から測定日までの平均経過月

片麻痺歩行において動的な足底圧分析が研究

数は56.4±51.23ヶ月であった。

対象となっていなかった点は Meyring et al.

対象者には、測定目的が歩行状態を把握する(1997)が指摘した通りである。また、歩行に関ためであることを予め説明した。つぎに、測定

わる片麻痺の臨床症状だけでも単一ではない。

に要する時間および身体的負担を説明して同意したがって、多様な現象が歩行病態として示さを得た。また、医療の質を向上するために測定れることが推測された。そこで、ここでは対象結果を研究・教育目的に使用することに対して者の歩行について、前後方向および側方の足底予め許可を得た。

圧変動からタイプ分類を試みた。分類の基準については、健常成人の足底圧変動波形で認めたＹ軸の二相性とＸ軸の圧力変動パターンに着目(2）装置
足底５箇所からの圧力曲線は前述した実験と同じ装置を用いて測定した。

した。
また、片麻痺歩行の特徴を、麻痺側と非麻痺
側のＹ軸方向の立脚時間、Ｙ軸の足底圧変動波(3）手続き形の最大振幅値、および後足部荷重期と前足部測定場所は前述した実験と同じ条件で行った。

荷重期との比率を比較することによって分析す

対象者には「最も歩きやすい速度で」歩くようる。

に教示し、歩行区間は直線５mの距離であった。
開始・終了地点の床にはテープで印をつけて目安とした。直線距離を往復しながら歩行して、
表11．対象者リスト* 経過月数は発症日から測定日までの月数を示す** BRS は Brunnstrom Stage を示す

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このときの圧力曲線を記録した。これを麻痺も長かった(p≦0.05)。他の全ての対象者におい側・非麻痺側それぞれについて測定した。また、ては麻痺側の立脚時間の方が短かった(p≦0.01)。

電源供給装置を腰に装着した測定者が、歩行を阻害しない程度に近位で見守りながら測定を行った。

(2）麻痺側および非麻痺側における足底圧の変動
各対象者の足底圧変動波形を10歩分のデータを加算平均して求めた。この加算平均波形につ(4）分析方法

いて分析する。

分析方法も前述した実験と同様である。ただＹ軸の足底圧変動波形の最大振幅値について、

し、歩行率、立脚時間、およびＹ軸の足底圧変

１名を除き他の全ての対象者において麻痺側の動波形の最大振幅値と頂点潜時について、それ最大振幅値が低下した(p≦0.01)。対象者間の平ぞれ被験者ごとに麻痺側と非麻痺側の平均値を

均値は麻痺側が1.9±0.27%BW、非麻痺側が求めた。後足部荷重期と前足部荷重期の比率を2.9±0.37%BWであった。１名の対象者(SM)で検証するため、Ｙ軸方向の立脚時間に占める前麻痺側は2.5±0.13%BW、非麻痺側が2.3±

足部荷重期の割合も同様に求めた。結果表示は0.11%BWであった。ただし、この対象者につい

平均値±標準偏差として示した。麻痺側と非麻て歩数ごとの最大振幅値を分析すると、有意差

痺側との有意差は対応のある t 検定(両側検定)は認めなかった。

により判定した。検定の有意水準は５%とした。

Ｙ軸の足底圧変動波形の頂点潜時について、危険率は p で示す。なお、歩行率の算出は多チ

対象者間の平均値は麻痺側が777.6±67.44ms、ャンネルペンオシログラフによる記録を用いて、非麻痺側が929.4±73.99msであった。立脚時間

一分間の歩行周期(cycles/min)に換算して算出が麻痺側で非麻痺側よりも長かった１名の対象した。健常成人についての分析では一分間の歩者(ST)が、麻痺側1164.8±42.32ms、非麻痺側数(steps/min)を歩行率としたが、片麻痺歩行1069.2±11.38msであった。頂点潜時が出現するの分析では両側の足について測定を行うことを

時間を立脚時間に対する割合として求めた。対考慮したことによる。また、立脚時間はいずれ

象者間の平均値は麻痺側で81.1±5.87%、非麻かのセンサが床に着地した時点から、いずれの痺側が85.3±4.89%の時点に存在した。これら

センサも床から離床した時点までの時間とした。

には有意差を認めなかった。
Ｙ軸方向の立脚時間に占める前足部荷重期の３．結果

割合は麻痺側と非麻痺側とに有意差は認めなか(1）麻痺側および非麻痺側の歩行率と立脚時間った。対象者の平均値は麻痺側で45.9±21.19%、

歩行率について、対象者間の平均値は麻痺側非麻痺側で42.7±9.15%であった。

が46.6±9.67cycles/min、非麻痺側が46.7±

しかし、Ｙ軸方向の立脚時間に占める前足部

9.35cycles/minであった。麻痺側と非麻痺側と荷重期の割合は対象者ごとで相違を認めた(表の歩行率に有意差は認めなかった。この結果か

12)。対象者10名のうち、６名は麻痺側が非麻ら、麻痺側と非麻痺側の足底−床反力測定時の痺側よりも前足部荷重期の割合は高く、４名は歩行は同質であると判断した。

麻痺側が非麻痺側よりも前足部荷重期の割合は立脚時間について、対象者間の平均値は麻痺低い。

側が946.4±235.30ms、非麻痺側が1107.9±

また、前足部荷重期と後足部荷重期とを比較

292.07ms であった。１名の対象者(ST)が麻痺して、Ｙ軸方向の立脚時間に占める割合が麻痺

側1378.4±154.54ms、非麻痺側1233.2±42.71ms

側と非麻痺側ともに前足部荷重期が大きい対象であった。この対象者の歩数ごとの立脚時間を者が２名いた。麻痺側か非麻痺側かの、いずれ分析すると、麻痺側が非麻痺側の立脚時間よりか一方の前足部荷重期が大きい対象者も１名ず

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表12．麻痺側および非麻痺側の Y 軸方向の立脚時間に占める前足部荷重期の割合(平均値±標準偏差%)つであった。
麻痺側に内反尖足を呈する対象者AMの場合、
Ｙ軸方向の立脚時間に占める前足部荷重期の割合は80.5%であった。しかし、同じく内反尖足を呈する対象者 NW は、44.9%であった。また、前脛骨筋などの足関節の背屈に関わる筋群の麻痺が強い対象者 SM でも75.3%と高値になった。しかし、同じく背屈筋群の麻痺が強い対
象者 YA では30.0%であった。
(3）麻痺側の足底圧変動波形による片麻痺歩行の分類
健常成人の総加算平均した足底圧変動波形ではＹ軸およびＸ軸それぞれについて二相性の波形を得ることができた。この点に注目して、片麻痺の麻痺側の足底圧変動波形を、対象者の加図23．麻痺側の足底圧変動波形による片麻痺歩行の分類
第１〜４のタイプ(Type蠢〜蠶)の典型例について、加算平均した Y 軸・X 軸足底圧変動波形を示す。波形はいず
れかのセンサが着地した時点を基点として加算平均した。
affected side：麻痺側、unaffected side：非麻痺側。

算平均波形を用いて分類すると、以下のような四つのタイプであった。

Ｙ軸の足底圧変動波形は前足部荷重期、Ｘ軸の第１のタイプはＹ軸およびＸ軸の足底圧変動

足底圧変動波形は外側バランスのみが確認され波形ともに、それぞれ前足部と外側バランスにた。第１のタイプである対象者 AM は立脚相に偏倚した単相性であった。

内反尖足を認めた。また、日常では車椅子を移

第２のタイプはＹ軸の足底圧変動波形には二動に使用していた。対象者 AM のＹ軸方向の立相性を認めるが、Ｘ軸の足底圧変動波形は外側脚時間に占める前足部荷重期の割合は80.5%でバランスに偏倚していた。

あったが、これは第５中足骨頭が踵接地時点よ第３のタイプはＹ軸の足底圧変動波形には二相性を認めるが、Ｘ軸の足底圧変動波形は内側バランスに偏倚していた。
第４のタイプはＹ軸およびＸ軸ともに二相性であった。

りも前に着地したことによるもので、後足部荷重期との比率ではなかった。
健常成人の場合には全ての被験者が踵から床に着地した。しかし、加算平均した足底圧変動
波形から分析すると、対象者10名のうち麻痺側それぞれのタイプの典型例を図23に示す。

で踵から着地したのは２名であった。７名は第対象者のうち、第１のタイプは１名であった。

５中足骨頭が最も早くに着地した。残りの１名

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は第３中足骨頭が最も早くに着地した。さらに、られる。また、麻痺側と非麻痺側に一致した特

非麻痺側においても、踵から着地したのは7名で徴として、Ｙ軸方向の立脚時間に占める前足あった。他の３名は第５中足骨頭が最も早くに部荷重期の割合は総じて低下したことが挙げら着地した。

れる。片麻痺歩行の特徴には、麻痺側下肢の支

第２のタイプは２名であった。Ｙ軸の足底圧

持能力の低下と、それに伴う荷重量の低下、後変動波形には二相性を認めるが、Ｘ軸の足底圧

方への重心の偏倚が挙げられた(高見，1994;

変動波形は外側バランスのみが確認された。対Morita et al, 1995)。足底圧変動波形を用いた片象者 NW は内反尖足を、対象者 ST は背屈筋群

麻痺歩行分析においても、これらの知見に一致に強い麻痺を呈する。両名とも日常は杖を使用した結果が得られたと言える。

して歩行されていた。また、全対象者のうちで、前章で示したように、健常成人がトレッドミ

非麻痺側においても踵より第５中足骨頭が早く

ルで時速２kmといった速度の遅い歩行を行うとに着地した対象者が第１と第２のタイプの３名

前足部荷重期の割合は低くなる。トレッドミル

であった。

の上を時速１kmで歩行すると、さらに前足部荷第３のタイプは５名であった。Ｙ軸の足底圧変動波形に二相性を認めるが、Ｘ軸の足底圧変

重期の割合が低下したＹ軸の足底圧変動波形が得られる(図24)。

動波形は内側バランスに偏倚した。足底圧変動

片麻痺歩行では両側とも前足部荷重期の割合

波形の最大振幅値について、外側バランスは内が低下している。したがって、健常成人では側バランスに対して被験者平均12.2±9.48%で「遅い歩行」において遂行されると位置づけた体あった。また、同じく外側バランスとなった時

重移動の制御が行われていると考えられた。た間は内側バランスの時間に対して平均で39.6±
16.15%であった。第３のタイプの対象者は歩行時に麻痺側の股関節が外旋位となることが特徴であった。日常生活においては、３名(TI<
TG<SM)が杖を使用して歩行され、２名(MK<
YA)は独歩であったが階段などでは手すりを要した。
第４のタイプは２名であった。Ｙ軸およびＸ
軸の足底圧変動波形とも二相性を認める。ただし、非麻痺側のＸ軸の足底圧変動波形は対象者
JK では外側バランスに、対象者 HM では内側バランスに偏倚した。２名の対象者はいずれも
歩行は独歩で実用レベルにあった。
４．考察
足底圧変動波形を指標として片麻痺歩行を分析することにより、その歩行病態を特徴的に示すことができた。麻痺側は非麻痺側に比べて立脚時間が短く、最大振幅値が低下していた。すなわち、麻痺側下肢の支持力の低下を意味する。
これを代償するために非麻痺側では立脚時間が長くなり、また支持性を向上させていると考え

図24．トレッドミル時速１kmでの歩行における足底圧変動波形(被験者 HK：24歳、健常成人男性、身長175cm、体重61kg)
Y 軸方向の立脚時間に占める前足部荷重期の時間は平均32.7±5.86%。
10歩分の Y 軸および X 軸の足底圧変動波形をそれぞれ重ね書きした。

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だし、Ｙ軸方向の立脚時間に占める前足部荷重

いは外側接地の代償動作によって起こると考え期の割合は対象者による相違を認めた。しかし、られている(窪田，1997)。第３のタイプのＸ軸

この相違は、特定の片麻痺症状と一概に結びつの足底圧変動波形は股関節の外旋により、足底

くのではなかった。麻痺側の内反尖足や背屈筋

内における重心移動方向が第１中足骨頭側に偏群の麻痺を同じ症状として認めていても、数値倚したことを表すと考えられる。これは、回転は一致するとは限らないからである。麻痺側の歩行において外足のときに内側バランスに偏倚

足底接地の仕方は、各関節の可動域や筋緊張のすることと同義であろう。Meyring et al.(1997)

分布の仕方、麻痺の回復度合いや感覚障害、歩も、麻痺側の前足部における最大圧力は内側に行方略などが、複合的に重なり合って現れるも偏倚したと報告している。ただし、この結果にのである。そこで、本論文では、対象者の足底ついては、臨床場面において片麻痺歩行には足接地の仕方を足底圧変動波形から分類した。そ部の内反や下肢の分回しが観察されるから意外の結果、４タイプに分けることができた。

な結果であったと考察している。この現象に対第１のタイプは.Ｙ軸およびＸ軸の足底圧変動して、麻痺側の支持性低下による代償として、波形ともに単相性で、内反尖足による足底の前非麻痺側すなわち内側へ体重を偏倚させること

外側部からの接地を反映した。第２のタイプはが一因であると説明している。しかし、今回のＹ軸の足底圧変動波形には二相性を認めるが、結果からすると、股関節が外旋することによっ

Ｘ軸の足底圧変動波形は外側バランスに偏倚して、体重の移動方向に対して足底の重心移動方

た。内反足や背屈筋群の麻痺により足底の外側

向が内側に偏倚したことによっても説明はできから接地するときにはこのタイプとして表される。

ると考えられた。第３のタイプにもＹ軸の足底第１のタイプが車椅子移動レベルなのに対し圧変動波形は二相性を認めるが、Ｘ軸の足底圧て、第４のタイプは実用的な歩行が可能であっ変動波形は内側バランスに偏倚した。歩行時のた。日常生活における移動能力は、タイプによ股関節が常に外旋位のままである場合には、こって段階的な相違があるようにも見える。しかのタイプとして表されると考えられた。第４のし、分類したタイプと片麻痺の回復過程との因タイプはＹ軸およびＸ軸の足底圧変動波形とも果関係については現時点で結論できない。第１に二相性を認めるタイプであった。他のタイプのタイプは明らかに内反尖足の病態を示すと考に比較すると、健常成人の足底圧変動のパターえてよいだろう。しかし、第２のタイプの外側ンに近いと言える。

バランスへの偏りや、第３のタイプの内側バラ

しかし、第４のタイプの例として挙げた対象

ンスへの偏りは、それ自体では必ずしも病的と者では非麻痺側のＸ軸の足底圧変動波形が、外は言えない。健常成人においても個人差として側バランスに偏倚していた。また、第１と第２認めた傾向である。片麻痺歩行を足底圧変動波のタイプの対象者にも非麻痺側に外側接地を認形により評価するためには、非麻痺側との立脚めている。これらのことは、麻痺側の支持性低

時間や最大振幅値の偏り、あるいは波形の対応

下が、非麻痺側での機能代償により足底荷重パ関係を比較することが必要である。

ターンまでも変化させていることを示唆してい片麻痺の足底荷重パターンの異常は様々な要る。非麻痺側での外側接地や、外側あるいは内因が複合的に関連して示されると考えられる。

側バランスへの偏倚といった足底荷重パターン

しかし、第１から第４までのタイプ分類は、足が、どのような機能の代償を反映しているのか

底圧変動波形によって歩行病態を把握するときについては議論が必要である。

の徴表とすることはできるだろう。

片麻痺歩行における股関節の外旋は、内旋筋群の筋出力が低下している場合や、前足部ある37
桐山希一／医療保健学研究総括

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的変化は体重の移動方向を調整する、バランス

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40
桐山希一／医療保健学研究

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Review article

Body weight shift during stance period studied by measuringsole-ﬂoor reaction forces during healthy
and hemiplegic human walking
Kiichi Kiriyama
Department of Physical Therapy, Faculty of Health Science,
Tsukuba International University

Abstract
Strain gauge transducers were ﬁrmly attached to ﬁve points on the human sole: calcaneus, 1st, 3rd, and 5th
metatarsals and great toe. Forces from these points were recorded while walking on the ﬂoor, on a treadmill
at different speeds, and around a pole. With this method it is possible to obtain data of several dozen steps
successively. Lateral–medial force changes during progression were obtained from the 5th and 1st
metatarsals, and posterior–anterior force changes were obtained from the calcaneus and 3rd metatarsal.
Lateral and medial balance was different in the lateral–medial force change, and the rearfoot and forefootphases were distinguished in the posterior–anterior force change. The percentage of the forefoot phaseamong the stance period shows a linear increase with speed of progression. It was concluded that the phaseof body sway forward is regulated by walking speeds. The foot takes off the ﬂoor from medial balance inmost steps, although in some steps the foot takes off from lateral balance at slower walking speed at ２km/h
or ４km/h, showing variable patterns of the lateral-medial force change. At faster walking speed at ６km/h
or ８km/h body weight shifted to 1st metatarsal before talking off the ﬂoor. During walking around a polebody weight shift to 1st metatarsal in the outer foot, and to 5th metatarsal in the inner foot in most cases. For
the purpose of comparison, these force changes were measured while walking in hemiplegic patients andcompared with those recorded in our healthy subjects. Using this measure, hemiplegic patients showed fourtypes of force changing patterns. (Med Health Sci Res TIU 3: 1-40 / Accepted 14 February 2012)
Keywords: Sole-ﬂoor reaction force, Human locomotion, Straight walking, Circular walking, Treadmill
walking, Walking speed