J Rehabil Health Sci 2014; 12: 1-6Ⓒ 2014 Osaka Prefecture University

速Journal of Rehabilitation and Health Sciences
Online ISSN 2185-8004

報

短下肢装具装着時における歩行中の蹴り出し動作改善のための予備的研究
米津亮†１，鈴木淳也２，山縣学３，齋藤聡佳２，小栢進也１，淵岡聡１

１

大阪府立大学大学院 総合リハビリテーション学研究科，583-8555 大阪府羽曳野市はびきの3-7-30
川村義肢株式会社 技術推進部，574-0064 大阪府大東市御領1-12-1
３
北村化学産業株式会社 大阪営業部，541-0046 大阪市中央区平野町1-8-13
２

受付：2014年10月31日，受理：2014年11月18日

A preliminary study to improve the push-off movement during gait with an ankle-foot orthosis
Ryo YONETSU†１, Junya SUZUKI２, Manabu YAMAGATA３, Akiyoshi SAITO２, Shinya OGAYA１, Satoshi FUCHIOKA１
Graduate School of Comprehensive Rehabilitation, Osaka Prefecture University, 3-7-30 Habikino, Habikino-city, Osaka 583-8555, Japan;

１２R&D Division, Kawamura Gishi Co.,Ltd, 1-12-1 Goryo, Daito-city, Osaka 574-0064, Japan; ３Osaka Sales Department, Kitamura Chem-icals Co.,Ltd, Hirano-machi, Tyuo-ku, Osaka-city, Osaka 541-0046, Japan
Received 31 October 2014; accepted 18 November 2014
Key words : Gait（歩行）; Ankle-foot orthosis（短下肢装具）; Motion analysis（動作解析）１

る10．さらに，踵接地後に素早く足関節が底屈することで，はじめに歩行において，足関節は姿勢調整という観点で重要な役

既存の装具と比較すると外側腓腹筋の過剰な筋活動が抑制

割を有する．まず，床接地時の衝撃に対する反応として踵される11．このように，足関節底屈運動を油圧で制動した装で初期接地を行う．その後，重心を前方へ移動させる推進具によって，足関節に痙縮を有する疾患群においても踵接1

力を生成することでより円滑な歩行動作の再現に関与する ．

地時の衝撃を吸収する効率的な関節運動の再現が可能とな

しかし，脳卒中片麻痺や脳性麻痺のように足関節に痙縮をっている．その一方で，この装具においても足部の蹴り出有する疾患においては，歩行中に過度な足関節底屈運動がし動作の際に十分な足関節底屈トルクの発揮が困難である観察される．このため，歩行中に安定した支持基底面が確ことにも言及されている11が，その特徴について検討した保できず，立脚時間が短縮したり，歩行速度が遅延するこ

研究は我々が知りうる範囲では見当たらない．

2−4とが広く知られている

そこで，本研究では，健常成人を対象に装具装着により．このような歩行の効率性改善の歩行中の蹴り出し動作がどのように変化するのか，その運ため，装具の使用が推奨されている．
装具には様々な種類のものが存在するが，そのほとんどが動学および運動力学的特徴の把握を目的に予備的研究を実

足関節の痙縮のため生じる過度な足関節底屈運動を制限す施した．このような特徴を明らかにすることで，脳卒中片5−9るため，底屈角度が 0 度に設定されている．
これらの装具の使用により，立脚時間や歩行速度が増加するなどの改善麻痺や脳性麻痺の歩行動作をより効率的に改善する装具開発に結び付けることを本研究の目的とする．

が確認されている．しかし，足関節の底屈運動が制限された歩行では正常な姿勢調整が困難との観点1から，足関節底２方法

屈運動を油圧で抵抗をかけ制動する装具が開発され，脳卒

2.1

対象

10, 11．

対象は，運動器疾患を有さない健常成人女性 10 名（平均これらの報告によると，立脚時間や歩行速度の増加だけで年齢：20.5±0.7 歳，範囲：18−24 歳）とした．基本的身体なく，踵接地時に膝関節の過度な屈曲運動の出現を制御す特性については，身長 160.4±5.1 cm，体重 52.9±6.2 kg で中片麻痺患者においてその使用効果が報告されているある．
†

連絡著者

E-mail: yonetsu@rehab.osakafu-u.ac.jp

本研究は，大阪府立大学研究倫理委員会の承諾（受付番2号 2012-PT11）を得て，対象者にその目的を十分に説明し，膝関節外側，足関節外果，踵骨，第 5 中足骨の 4 部位にカ書面で同意を得たうえで実施した．

ラーマーカーを貼付した．なお，短下肢装具装着時はこれ

2.2

らのランドマークのうち足関節外果と踵骨はマーカーを直測定

本研究では，短下肢装具装着時の足部の蹴り出し動作の接皮膚に貼付できないが，先行研究12と同様にこれらの位特徴を把握するため，裸足と短下肢装具装着時の歩行解析置に該当する部位を目視にて注意深く確認し貼付した．さを実施した．なお，使用する短下肢装具は，川村義肢株式らに，前脛骨筋と腓腹筋（外側）の 2 箇所に電極を貼付し,会社製のポリプロピレン製のものである．その重量は，お表面筋電計（MQ-Air：キッセイコムテック社製）（1000 Hz）

よそ 350 g，足底部の厚さは 3 mm である．その構造は，油で筋活動を記録した．対象筋への電極貼付については，十圧で足関節の底屈運動を制動する短下肢装具の底屈可動域分な皮膚処理を行い，各筋の電極貼付部位は SENIAN proj-10を参考 に装具の可動制限を底屈 15 度に設定しており，背ect（Surface ElectroMyoGraphy for the Non-Invasive Assess-

屈角度に制限はない（Fig. 1）．このような短下肢装具を足長ment of Muscles）13の推奨する方法を参考に決定し，電極間や下腿周径の異なるサイズのものを 3 足用意し，対象者に距離は 2 cm とした．なお，カラーマーカーと同様に短下肢最も適合するサイズを装着してもらった．なお，今回の解装具装着時はこの推奨された方法に沿って対象筋への電極析対象は右下肢とし，そのため短下肢装具も右下肢のみ装の貼付に制約が生じることを想定できたので，短下肢装具着した．そして，対象者には，同一日内に裸足と短下肢装はベルト位置の変更や下腿外側面の刳り貫きなどの加工を具装着時の 2 条件の歩行動作をランダムに実施してもらっ事前に施している（Fig. 1）．このような条件下で，右足が床た．各条件施行後には十分な休憩時間を設けている．

反力計内に接地する歩行を再現できるよう十分な練習時間

このような条件で，対象者には 10 m の歩行路を歩いてもを設け，対象者の自然な速度でそれぞれ 5 回の歩行動作のらった．なお，歩行路の中央 5 m の位置に縦 40 cm，横 30 cm計測を実施した．ちなみに，今回使用した動作解析装置，の床反力計（TF-3040：テック技販社製）（100 Hz）を 1 枚設

床反力計および筋電計については，同期設定済みである．

置している．そして，この床反力計に右足が接地し，足趾2.3

データ解析が離地するまでの動作を記録できるよう動作解析システム

記録したすべての動作 5 回を解析対象とした．そのため，（Kinema Tracer：キッセイコムテック社製）に付属するデ本研究では裸足と短下肢装具装着時の 2 条件で，それぞれジタルカメラ 2 台（30 Hz）を右側方に設置した．この区間50 施行が解析対象となった．の関節運動を把握するため，対象者には事前に，右下肢のまず，立脚時間を右踵接地地点（Heel Contact：HC）から右足趾離地地点（Toe Off：TO）の区間として定義した．
右 HC と右 TO は，床反力計の垂直分力が出現した地点と消失した地点としてそれぞれ定義した（Fig. 2）．そして，この区間を 100％ Stance Phase (100％SP ) として正規化した．
さらに，足関節背屈角度が最大値を示す地点の割合（％）

Fig. 1

短下肢装具

足関節背屈角度は制限を設けず，底屈角度は15度に設定している．

Fig. 2 立脚時間の定義方法

3Table 1も算出した．

間接角度データ

関節角度については，下腿前傾角度と足関節背屈角度を算出した．なお，関節角度の定義については，下腿前傾角度は膝関節と足関節外果を結ぶ線と足関節外果を通る垂線とのなす角と設定した．同様に，足関節背屈角度は膝関節と足関節外果を結ぶ線の垂線と踵骨と第 5 中足骨を結ぶ線のなす角と定義した．そして，下腿前傾角度については HC地点と TO 地点，足関節背屈角度については HC 地点と最大値を示す地点の値を算出した．なお，足関節背屈角度については短下肢装具装着により底屈 15 度に設定されてお3.2

関節角度

り TO 地点の値は裸足の条件のものと明らかに異なるが，下腿前傾角度と足関節背屈角度を Table 1 に示す．

参考のためその値も算出した．

下腿前傾角度においては，HC 地点では 2 条件間に有意差

床反力計からは，垂直分力で立脚前半と立脚後半にそれを認めなかった．しかし，TO 地点では裸足が 61.6±4.5 度，短ぞれピークとなる地点の値をそれぞれ Force1 (F1)，Force2（P＜0.01）．
下肢装具装着時が 67.7±4.7 度で有意に増加した(F2) として算出した（Fig. 2）．なお，F1 は体重の急速な落

足関節背屈角度については，HC 地点，最大値において，下に伴う下肢への衝撃，F2 は床に対する足関節底屈筋の蹴それぞれ有意差を認めた．HC 地点では，裸足は −0.1±4.914

り出し動作の力を把握する指標となる ．これらの値を，対度に対し，短下肢装具装着時は 3.2±4.4 度で有意に増加し象者の体重で除した値（N/Kg）として算出した．

た（P＜0.01）．さらに，最大値も裸足が 14.4±3.1 度，短下筋活動については，得られた生波形を整流化した後バン

肢装具装着時は 21.7±2.7 度で有意に増加した（P＜0.01）．

ドパスフィルター（通過帯域：20−500 Hz）を適応すること

なお，TO 地点では，裸足が −20.3±8.5 度，短下肢装具装で，あらかじめ筋電図信号からノイズを除去した．得られ着時は −4.1±3.5 度となった．

た筋電図波形は，平滑化（Root Mean Square：50 msec）の3.3

1垂直分力処理を行った後，立脚期中の前遊脚期の占める割合を参考

下肢の垂直分力については，
F1 が裸足は 11.5±0.9 N/Kg，に解析区間中の 85％ 地点で区分し，85−100％ SP 区間中短下肢装具装着時は 11.5±0.8 N/Kg で有意差を認めなかの最大振幅値を 0−85％ SP 区間中の最大振幅値で正規化った．しかし，F2 については裸足が 10.8±1.0 N/Kg に対した値（％Electromyogram:％EMG）を算出した．そして，し，短下肢装具装着時が 10.4±0.9 N/Kg で有意に減少した

この算出した値を足部の蹴り出し動作の筋活動量として扱（P＜0.01）．

った．

3.4

筋活動

Fig. 3 に，対象者 1 名の立脚時間中の対象筋の筋活動を足部の蹴り出し動作の筋活動量（％EMG）＝最大振幅値（85−100％ Stance Phase）／最大振幅値（0−85％ Stance Phase）×100加算平均したグラフを示す．
筋活動については，腓腹筋については裸足が 12.4±10.0％
EMG，短下肢装具装着時が 15.7±11.3％ EMG で 2 条件間に有意差を認めなかった．しかし，前脛骨筋については裸統計処理については，裸足と短下肢装具装着時の 2 条件の比較を対応のあるt検定を用い，平均値と標準偏差を算出

足 が 27.6±16.1％ EMG に 対 し ，短 下 肢 装 具 装 着 時 が66.2±33.9％ EMG で有意に増加した（P＜0.01）．

して検討した．有意水準は 5 ％ 未満とした．
４３

結果

3.1

立脚時間

考察
今回の研究では，健常成人女性を対象に短下肢装具装着により，歩行中の足部の蹴り出し動作にどのような運動学立脚時間に関しては，裸足が 0.63±0.05 秒，短下肢装具および運動力学的特徴が生じるのか検討を行った．脳卒中

装着時が 0.64±0.06 秒で 2 条件間に有意差を認めなかっ

片麻痺や脳性麻痺患者においては，足関節の痙縮のため下た．なお，足関節背屈角度が最大値を示す地点も，裸足が肢での安定した支持が困難となる側面から，足関節底屈運

59.1±9.3％，短下肢装具装着時が 59.2±10.3％ で 2 条件間動そのものを制限する短下肢装具が広く使用されている5−9．に有意差を認めなかった．

その一方で，足関節底屈運動は下肢への衝撃吸収や前方へ4

Fig. 3

立脚時間における裸足と短下肢装具装着時の筋活動

解析区間における最大振幅値を100％EMGとして，対象者1名における5回のデータを加算平均したグラフを代表例として示す．上段は左から裸足時の前脛骨筋（A-1）と短下肢装具装着時の前脛骨筋（A-2）の筋活動を示す．下段は左から裸足時の腓腹筋（外側）（B-1）と短下肢装具装着時の腓腹筋（外側）（B-2）の筋活動を示す．の推進力を担うなど歩行動作において重要な役割も有する1．

知見は，足部での蹴り出しの力が低下していることを示唆

このような観点から，油圧で足関節底屈運動を制動する短しており，先行研究11と同様な所見と判断できる．一般的下肢装具が開発され，下肢の振り出しの際に生じた推進力に，床反力計で算出した下肢の垂直分力は，歩行速度によを踵接地時に効率的に吸収するより正常な下肢関節運動のり変動する15−17が，本研究においては裸足と短下肢装具装再現が可能となっている10, 11．しかし，この油圧調整式の短着の 2 条件間の立脚時間がほぼ均一であり，その影響は少下肢装具においても，歩行中の蹴り出し動作の際に十分なないと考えている．さらに，踵接地時に観察される関節運11

推進力が得られないことにも言及されており ，この部分動は，下腿前傾角度は 2 条件間で差を認めず，体重の急速の改善が今後の短下肢装具開発に求められている．今回得14もな落下に伴う下肢への衝撃の指標となる垂直分力（F1）られた知見は，健常成人女性を対象としたもので，脳卒中ほぼ均一である．つまり，今回記録した裸足と短下肢装具片麻痺や脳性麻痺患者に該当するか慎重に検討する必要が装着時の歩行は，立脚初期から中期までの運動がほぼ類似あるが，短下肢装具装着により足部の蹴り出し動作に生じしたものであり，立脚終期から前遊脚期における足部の蹴る機能的制約の一部を明らかにできたと考えている．

り出し動作への影響をできる限り厳密に評価できる状況を今回の研究を通して，短下肢装具装着時は蹴り出し動作の力に対する指標となる垂直分力（F2）が減少した．この設定できたと考えている．
短下肢装具装着時に足部での蹴り出し動作の力が低下し5た主要な要因を検討すると，裸足の条件と比較し立脚終期やか基金」の助成を受け実施した．

から前遊脚期において前脛骨筋の筋活動が比較的高い状態を持続したことが推察される（Fig. 3）．このように前脛骨筋文献の筋活動が高い状態を維持した理由については，まず立脚

1 Perry J, Burnfield JM (1992) Normal gait “Gait analysis:

期の足関節最大背屈角度が過度に大きくなっていることがnormal and pathological function,” Slack, Thorofare,関与したと考えている（Table 1）．さらに，今回の研究ではpp.19-160.

油圧で足関節底屈運動を制動する短下肢装具の足関節の可102 Brandstater ME, de Bruin H, Gowland C, et al. (1983)

動範囲を参考 に足関節底屈角度を設定したが，TO 地点で

Hemiplegic gait: analysis of temporal variables. Archのこの角度は設定した値と約 10 度近い差を生じておりPhys Med Rehabil, 64: 583-587.

（Table 1），その可動範囲が十分に引き出されていない．こ3 Wall JC, Turnbull GL (1986) Gait asymmetries in resid-

れらの現象は，元々短下肢装具自体が脳卒中片麻痺や脳性ual hemiplegia. Arch Phys Med Rehabil, 67: 550-553.

麻痺患者において足関節の痙縮による足関節の過度な底屈

4 Wren T, Do K, Kay R (2004) Gastrocnemius and soleus

運動を制御するため，この底屈運動と相反する背屈運動を

lengths in cerebral palsy equinus gait: differences be-

引き出すことに主眼を置いた構造が背景にあると推察す

tween children with and without static contracture andる．この結果，短下肢装具装着時の歩行動作においては立

effects of gastrocnemius recession. J Biomech, 37: 1321-

脚期中の足関節運動が裸足の条件と比較すると逸脱し，筋1327.の過剰な収縮を引き起こされ，足部での蹴り出し動作の力

5 Tyson SF, thornton HA (2001) The effect of a hinged
ankle foot orthosis on hemiplegic gait: objective meas-を低下させたと考えている．
なお，今回得られた知見は健常成人女性を対象としたもures and user’s opinions. Clin Rehabil, 15: 53-58.

ので，脳卒中片麻痺や脳性麻痺患者において歩行中の蹴り

6 Iwata M, Kondo I, Sato Y, et al. (2003) An ankle-foot or-出し動作の改善には，足関節の痙縮の影響に伴う選択的なthosis with inhibitor bar: effect on hemiplegic gait. Arch

1718

関節運動の欠如 ，主動作筋と拮抗筋の過剰な同時収縮 ，19, 20Phys Med Rehabil, 84: 924-927.などの機能的側面の影響を包括的に評価し ，7 Carlson JM, Bruce D, Berglund G (1990) Double short

短下肢装具の開発を検討しなければならない．このため，

flexure type orthotic ankle joint. J Prosthet Orthot, 2: 289-

本研究で示された所見を改善した短下肢装具により，これ300.

筋力低下

ら疾患患者の足部の蹴り出し動作の推進力が十分に発揮で8 Dieli J, Ayyappa E, Hornbeak S (1997) Effect of dynamic

きるかについて，一概に断定することはできない．今後は，

AFOs on three hemiplegic adults. J Prosthet Orthot, 9:

これら疾患の対象者による歩行中の蹴り出し動作の特徴を82-89.

明らかにする研究を実施し，その知見を蓄積していくことが新しい短下肢装具開発のため必要不可欠となる．

9 Radtka SA, Skinner SR, Dixon DM, et al. (1997) A comparison of gait with solid, dynamic, and no ankle-foot orthosess in children with spastic cerebral palsy. Phys５結論

Ther, 77: 395-409.

本研究では，健常成人女性を対象に短下肢装具装着によ10 Yokoyama O, Sashika H, Hagiwara A, et al. (2005) Kine-る歩行中の蹴り出し動作の特徴の検討を行った．短下肢装matic effects on gait of a newly designed ankle-foot-or-

具を装着した歩行では，立脚期に過度な足関節背屈運動がthosis with oil damper resistance: A case series of 2

出現し，このことが立脚終期から前遊脚期に前脛骨筋の筋patients with hemiplegia. Arch Phys Med Rehabil, 86:活動を持続させたことにより，足部での蹴り出しの際の推162–166.

進力を低下させていることが示唆された．今後は，この部

11 Ohata K, Yasui T, Tsuboyama T, et al. (2011) Effects of分を改良した短下肢装具の開発とともに脳卒中片麻痺や脳an ankle-foot orthosis with oil damper on muscle activity

性麻痺患者を対象とした解析研究を同時に推し進める必要

in adults after stroke. Gait Posture, 33: 102-107.

がある．

12 Romkes J, Hell AK, Brunner R (2006) Change in muscle
activity in children with hemiplegic cerebral palsy while

謝辞
本研究は，平成26年度大阪公衆衛生協会「母と子のすこwalking with and without ankle-foot arthoses. Gait Posture, 24: 467-474.

6

13 SENIAM project (2014) “Surface ElectroMyoGraphy for

Research Society, 5: 273.

the Non-Invasive Assessment of Muscles,” SENIAM

18 Raine S (2009) The Bobath concept: Developments andproject <http://www.seniam.org/>. [accessed 30 Junecurrent theoretical underprinning, “Bobath concept: the-2014]

ory and clinical practice in neurological rehabilitation,”

14 Perry J, Burnfield JM (1992) Quantified gait analysis“Gait analysis: normal and pathological function,” Slack,Thorofare, pp.457-470.

(Raine S, Meadows L, Lynch-Ellerington M, editors)
Wiley-Blackwell, Oxford, pp.1-17.
19 Nadeau S, Gravel D, Arsenault AB, et al. (1999) Plan-

15 Crowinshield RD, Brand RA, Johnston RC (1978) The ef-tarflexor weakness as a limiting factor of gait speed infects of walking veolocity and age on hip kinematics andstroke subjects and the compensating role of hip flexors.

kinetics. Clin Orthop, 132: 140-144.

Clin Biomech (Bristol Avon), 14: 125-135.

16 Mann RA, Hagy J (1980) Biomechanics of walking, run-

20 NcNee AE, Gouth M, Morrissey MC, et al. (2009) In-ning, and sprinting. Am J Sports Med, 8: 345-350.

crease in muscle volume after plantarflexor strength

17 Shinner SR, Barnes LA, Perry J, et al. (1980) The rela-training in children with spastic cerebral palsy. Dev Med

tionship of gait velocity to the rate of lower extremity
loading and unloading. Transcactions of the Orthopaedic

Child Neurol, 51: 429-435.