はじ

め に

本書は，藤田保健衛生大学リハビリテーション部門で開発し，臨床で実践している「歩行分析・動作分析法」を紹介した教科書です．
リハビリテーション医学は，活動にフォーカスして，その障害を包括的に解決する医学，「活動の医学」です．したがって，リハビリテーション関係者は「活動を診て治す専門家」です．専門家は，技術と道具にこだわります．優れた道具なしに技術は発揮できません．医学の発展は，つねに新技術と最新機器に支えられてきました．リハビリテーション医学も例外ではあり得ません．
けれども寂しいことに一流といわれる施設を訪ねても，そのジムには，最新機
器はほとんどなく，数十年前と同じ機器・器具が並んでいます．人の目で順序尺
度によって評価し，人が介助して練習しています．私たちは，リハビリテーショ
ン医学の遅々たる発展の最大原因がここにあると考えています．
新技術・機器を開発する主体者は，工学者でしょうか？ 恐らくそうでしょう．
けれども，これまでの歩行分析の歴史が示す「研究と臨床の間の溝」の存在は，臨床家以外には臨床ニーズを十分理解することが困難であることを意味しています．
臨床家が主体となって自ら欲しいものを開発するという姿勢が必要なのです．そのため，藤田保健衛生大学リハビリテーション部門では，志しある企業とともに開発研究を続けてきました．この歩行分析・動作分析法の成果には，動作解析法
はもちろん，トレッドミル，安全懸垂，下肢装具，筋電図計測，床反力計測，周辺治具，リハビリロボットなど，多くの企業との関連共同研究が表に裏に寄与しています．
私たちは，摂食嚥下障害のリハビリテーションを創設し発展させてきました．
ご存知のように，摂食嚥下リハビリテーションは 1980 年代半ばから始まった約
30 年弱の若い分野です．けれども，その進歩は急速で，今やリハビリテーション
医学の主たる領域としての地位を確立しています．その進歩の原動力になったのが嚥下造影検査でした．嚥下造影は，レントゲンを使うため被曝します．また，誤嚥という重大なリスクを伴います．けれども，この検査が急速に普及したのは，この検査によって「見えないものが見えるようになり（発見性）」，体位，食物物性，嚥下手技などの「適切な介入方法を導ける（治療指向性）」ようになったためでした．摂食嚥下リハビリテーションの発展は，嚥下造影なしではあり得なかったのです．
一方，歩行分析は古くから研究対象として盛んに行われてきましたが，多くの臨床現場では，未だにその評価をストップウォッチと視診で行っています．なぜでしょうか？

私たちは，現存する歩行分析法には，多大な手間と治療指向性への疑問という課題が残っているからだと考えています．また同様に，麻痺の評価
でも，臨床場面では，Brunnstrom 法，Fugl-Meyer 法，SIAS など，視診による順序尺度が用いられていて，機器による定量的評価はほとんど行われていません．
これも適切な方法と道具がないからです．これらの問題を解決するために，この15 年間，私たちは歩行分析と動作解析の研究を行ってきました．本書は，その成果の第一弾です．
もしかすると，皆さんは，これまで読んできた教科書と私たちの方法論との違いに違和感を持たれるかもしれません．その評価は皆様にお任せいたします．け
れどもいずれにせよ，「優れた道具を手にする」という概念がリハビリテーション
臨床場面に必要であることを感じてほしいと願っています．そして，本書が，皆さんの臨床での歩行分析と動作分析を変えるきっかけになれば，著者一同この上ない幸いです．
2015 年 8 月
藤田保健衛生大学リハビリテーション部門代表
藤田保健衛生大学医学部リハビリテーション医学Ｉ講座
才藤 栄一

【執筆者紹介】
才藤 栄一（藤田保健衛生大学医学部リハビリテーション医学 I 講座）

大塚

はじめに

圭（藤田保健衛生大学医療科学部リハビリテーション学科）
1 章， 3 章， 5 章，付録 2

向野 雅彦（藤田保健衛生大学医学部リハビリテーション医学Ⅰ講座）


1章

寺西 利生（藤田保健衛生大学医療科学部リハビリテーション学科）


2章

松田 文浩（藤田保健衛生大学医療科学部リハビリテーション学科）


4 章，付録 2

伊藤 慎英（京都府立医科大学大学院医学研究科身体支持制御・骨代謝学講座）
6 章， 7 章

谷川 広樹（藤田保健衛生大学医療科学部リハビリテーション学科）


6 章， 7 章

山田 純也（藤田保健衛生大学病院リハビリテーション部）


7 章，付録 3

田辺 茂雄（藤田保健衛生大学医療科学部リハビリテーション学科）


8 章，付録 4

尾崎 健一（国立長寿医療研究センター機能回復診療部）


9章

渡辺 章由（藤田保健衛生大学医療科学部リハビリテーション学科）

10 章

伊藤 直樹（国立長寿医療研究センター機能回復診療部）


11 章

富田

豊（藤田保健衛生大学藤田記念七栗研究所リハビリテーション研究部門）
 付録 1

目

次

はじめに
第1章

歩行分析の現状

1 . 臨床と研究の深い溝 

132 . 研究分野の歩行分析 

142 . 1 三次元動作分析 141 ）三次元動作分析の計測 

142 ）分析指標 

143 ）計測の実際 

152 . 2 床反力分析 181 ）床反力 

182 ）床反力データの読み方 18

2 . 3 関節モーメント分析 211 ）力のモーメントと関節モーメント 212 ）関節モーメントのパワー 

23

3 . 臨床における歩行分析 

23

3 . 1 歩行速度と歩幅・歩行率の計測 

23

3 . 2 血圧，心電図，心拍計測と Physiological Cost Index : PCI 

24

3 . 3 視診による分析 

24

4 . 深い溝が生まれた原因 

24

4 . 1 計測空間の問題 

24

4 . 2 時間的・人的コストの問題 

26

4 . 3 計測の対象の問題 

26

4 . 4 検査としての有用性の問題 

26



5 . おわりに 
第2章

目

次

5
27

歩行とは 

1 . 歩行とは 

292 . 歩行の運動学 29

2 . 1 歩行周期（gait cycle）

29

2 . 2 時間因子（temporal factors）

30

2 . 3 距離因子（distance factors）

30

2 . 4 歩行周期の細分化 31

2 . 5 歩行速度・歩調・歩幅の関係 32

2 . 6 歩行時の関節運動 

32

3 . パッセンジャーユニットとロコモーターユニット 

33

4 . 足部のロッカーファンクション 

33

5 . 歩行のエネルギー効率 

34

6 . 加齢と歩行 

34

7 . 歩行の発達 

34

8 . 障害者の歩行 

35

第3章

トレッドミル歩行分析 

1 . トレッドミル歩行分析 

38

2 . トレッドミル歩行分析の利点 

39

2 . 1 省空間性・有線機器計測の容易性 392 . 2 定常速度による多数歩採取の容易性 39

2 . 3 手すり・懸垂補助の併用 40

2 . 4 治療的環境 40

2 . 5 速度負荷試験 

40

2 . 6 多様な運動表現 

40

3 . 三次元トレッドミル歩行分析 

41

目

6

次

3 . 1 三次元歩行分析装置 

41

3 . 2 トレッドミル 

42

3 . 3 懸垂装置 444 . トレッドミル歩行における「ばらつき」

44

4 . 1 FFT スムーザ処理 

44

5 . リサージュ図形による表現 

45

第4章

5 . 1 トレッドミル歩行のリサージュ図形 

45

5 . 2 リサージュ図形 46

健常者のトレッドミル歩行 

1 . 平地歩行との同一性 

50

2 . 時間距離因子 

50

2 . 1 歩行率と重複歩距離 

50

2 . 2 立脚期割合，遊脚期割合，両脚支持期割合 

50

3 . 下肢関節角度 

52

4 . リサージュ図形 

54

4 . 1 重心 

54

第5章

4 . 2 肩関節 

55

4 . 3 股関節 

55

4 . 4 膝関節 

57

4 . 5 足関節 57

4 . 6 爪先 

59

4 . 7 各部位の振幅値 61

リサージュ概観図 

1 . リサージュ概観図（Lissajous Overview Picture : LOP）

63

1 . 1 リサージュ概観図 63

1 . 2 リサージュ概観図の利点 

63



目

次

7

2 . リサージュ概観図のグランドアベレージ 

65

3 . LOP 臨床例 673 . 1 脳梗塞片麻痺例 67

3 . 2 変形性股関節症 

694 . 概観的観察と焦点的観察 

70

第6章

異常歩行の定量的分析 

１ . 異常歩行の定量的分析 

71

２ . 異常歩行の指標（10 種類）71

2 . 1 分回し歩行 

71

2 . 2 骨盤挙上 

73

2 . 3 骨盤後退 

75

2 . 4 外旋歩行 

76

2 . 5 急激な膝関節の伸展 

78

2 . 6 膝屈曲位歩行 80

2 . 7 遊脚期の膝屈曲不全（膝のこわばり）

81

2 . 8 前足部接地 

82

2 . 9 内側ホイップ 

83

2 .10 非麻痺側への体幹の過度側方移動 84

3 . まとめ 
第7章

85

臨床例 

1 . 臨床例の三次元トレッドミル歩行分析の臨床応用の実際 

89

2 . 臨床例（疾患別）

90

2 . 1 脳出血（右片麻痺）

90

2 . 2 脳梗塞（左片麻痺）

92

2 . 3 不全脊髄損傷（痙性対麻痺）

94

2 . 4 小児脳性麻痺 

96

目

8

次

2 . 5 パーキンソン病 

98

2 . 6 切断（大腿切断）

100

2 . 7 切断（下腿切断）

102

2 . 8 変形性股関節症（デュシェンヌ歩行）

104

2 . 9 変形性股関節症（トレンデレンブルグ歩行）

106

2 .10 神経症（転換性障害）

108

3 .装具効果・ボトックス効果の検討（装具の使用の有無，ボトックス前後で検討）

第8章

110

3 . 1 脳出血（右片麻痺）（装具効果の検討）

110

3 . 2 ポリオ（装具効果の検討）

113

3 . 3 脳出血（右片麻痺）（ボツリヌス治療効果の検討）

116

統合的歩行評価-練習システム 

１ . トレッドミル 

119

１ . １ 埋め込み型 120

１ . ２ 広いベルト面 120

１ . ３ 左右分離ベルト 121

１ . ４ 広い速度範囲での安定したベルト駆動 

122

１ . ５ 容易な手すり位置調整 123

１ . ６ 力覚センサ 124

１ . ７ さまざまな歩行練習方法 124

２ . 懸垂装置 

125

３ . 三次元動作分析装置 

127

４ . その他の周辺機器 

128

第9章

片麻痺の動作分析 

1 . 片麻痺機能障害評価 
1 . 1 片麻痺機能障害評価の分類 

132
132



目

次

9

1 . 2 順序尺度による評価法 132

1 . 3 定量的評価法 

132

2 . 片麻痺の動作分析 133

3 . QPPA 

133

3 . 1 QPPA の構想 

133

3 . 2 計測方法 

134

3 . 2 . 1 評価項目 

134

3 . 2 . 2 計測環境 

134

3 . 2 . 3 教示動作・マーカ・指標 

第 10 章134

3 . 3 QPPA の再現性 

136

3 . 4 QPPA の妥当性 136

3 . 5 QPPA の反応性 138

3 . 6 QPPA の臨床応用 

139

3 . 7 課題や今後の展望 

139

運動失調の動作分析 

1 . 従来の失調評価とその問題点 

146

1 . 1 上肢運動失調に対する従来の動作分析 

146

1 . 2 下肢運動失調に対する従来の動作分析 

147

2 . AAK 
2 . 1 計測方法 

147
148

2 . 1 . 1 AAK-UE 

148

2 . 1 . 2 AAK-LE 

150

2 . 2 AAK の再現性 

152

2 . 3 AAK の妥当性 152

2 . 4 AAK の反応性 157

2 . 5 まとめ 

158

10
第 11 章目

次

起立・着座の動作分析 

1 . 起立・着座の動作分析 

163

2 . 計測方法 

1642 . 1 計測の条件 

164

2 . 2 マーカの貼付位置 

164

2 . 3 システムの概要 

1643 . 健常者の起立・着座動作の分析 

165

3 . 1 健常者の軌跡図 

165

3 . 2 健常者の起立・着座動作の特徴 

167

4 . 脳卒中片麻痺患者の起立・着座の動作分析 

167

4 . 1 脳卒中片麻痺患者の軌跡図と起立・着座動作の特徴 

167

4 . 2 起立・着座時間 

167

4 . 3 左右非対称性の指標 

167

5 . まとめ 
付録 1

171

データ処理・解析 

1 . 時間領域の信号処理 
1 . 1 3 次スプライン補間（Cubic Spline Interpolation）

173
173

1 . 2 加算平均（Synchronized Averaging），正規化後加算平均（Normalized Synchronized Averaging）
2 . 周波数領域の信号処理 

174
175

2 . 1 パワースペクトル解析 

175

2 . 2 フィルタ 

175

3 . 統計処理の手法 

178

付録 2

動作分析の基礎知識 

1 . 三次元動作分析 
1 . 1 座標系とは 

183
183



目

次

11

1 . 2 キャリブレーション 184

1 . 3 DLT（Direct Linear Transformation）法 

185

1 . 4 臨床計測の工夫 

185

2 . 筋電図 

187

2 . 1 筋電図とは 

187

2 . 2 機器概要 

187

2 . 3 フィルタ設定 187

2 . 4 電極と導出 

188

2 . 5 波形処理 

189

2 . 6 筋力と筋電図 

190

3 . 動作分析に役立つ計測機器 

192

3 . 1 重心動揺計 1 ）バランス評価と重心動揺計 1922 ）測定方法 

1923 ）主要な指標 

193

3 . 2 フットスイッチ 

1931 ）フットスイッチとは 

1932 ）動作分析への応用 

194

3 . 3 加速度計 1941 ）加速度計とは 

1942 ）動作分析への応用 

196

3 . 4 ジャイロセンサ 

付録 3

192

196

1 ）ジャイロセンサとは 

1962 ）動作分析への応用 

197

トレッドミル歩行と平地歩行の比較 

1 . トレッドミル歩行と平地歩行の同一性 

199

2 . 時間・距離因子 

199

12

目

次

2 . 1 歩行率と距離因子 

199

2 . 2 実時間因子と相対時間因子 

199

3 . 運動学因子 
3 . 1 関節角度 

201

3 . 2 リサージュ図形・LOP 

203

4 . 運動力学因子：床反力 
付録 4

索引

201

204

ヘルシンキ宣言とわが国の倫理指針および用語の定義 

１ . ヘルシンキ宣言 

209

２ . わが国の倫理指針および用語の定義 

210

２ . １ 診療と研究 

210

２ . ２ 疫学研究と臨床研究 

210

２ . ３ 介入研究と観察研究 

211

２ . ４ インフォームド・コンセント 

211

２ . ５ 賠償と補償 

213

２ . ６ 個人情報の保護 

214

２ . ７ 利益相反 

215



第1章

第1章

動作分析の現状

13

歩行分析の現状

Keywords：研究と臨床の溝，三次元動作分析，床反力分析，視診，臨床指向性
1 . 臨床と研究の深い溝
近年，コンピュータテクノロジーの進歩に伴い，飛躍的に発展を遂げた計測機
器が，歩行分析関連の研究を加速させている．とくに三次元動作分析装置，床反力計は，運動・動作を運動学的・運動力学的に分析することができ，多くの研究者に汎用されている．しかし，これらの計測機器は，ほとんど臨床では活用されておらず，臨床現場では，この進歩の恩恵をほとんど受けていない．つまり，歩行分析は，研究と臨床の間に“深い溝”が存在している（図 1 ）．
本章では，研究と臨床で用いられる歩行分析を概説するとともに，両者の間に存在する“深い溝”について言及する．なお，研究分野の歩行分析機器は多岐にわたるため，本章では本書で取り扱いの多い三次元動作分析装置と第 8 章で後述

図1

歩行分析における研究と臨床の溝

第1章

14

動作分析の現状

する床反力計の概要のみとし，その他の動作分析機器に関しては，付録 2 で概説する．
2 . 研究分野の歩行分析
2.1

三次元動作分析1 ）三次元動作分析の計測
三次元動作分析は，対象とする身体部位に貼着したマーカやセンサの位置を計測し，運動軌跡や三点以上の身体部位の軌跡から算出した関節角度を分析することができる．計測機器は，位置計測の原理から光学的手法と磁気的手法の二つに大別される．光学的手法では，三次元計測するためには最低 2 台のカメラが必要となる（カメラ台数は多いほど計測精度は上がる）（図 2 ）．撮影された二次元の画像から，DLT（direct linear transformation）法（付録 2 参照）を用いて，マーカの位置を三次元座標に再構築する方法が一般である［ 1 ］．
2 ）分析指標
三次元動作分析で得ることができる指標を表 1 に示す．
位置は，時系列で表示した運動軌跡として，運動パターンをみることができる．
角度は二つの位置を結んだベクトルと他のベクトルのなす角度を算出したものである．また，すべてのマーカの速度，加速度を用いて，角速度，角加速度を算出

左側用カメラ左側用カメラ

図2

三次元動作分析（光学的手法）の計測

図1

三次元動作分析（光学的手法）の計測



第1章

表1

動作分析の現状

15

三次元動作分析で得られる分析指標

位置

座標空間におけるマーカの位置データ

速度

位置データの時間微分値

加速度

速度データの時間微分値

角度

3 点以上のマーカからなる二つのベクトルがなす角度

角速度

角度データの時間微分値

角加速度

角速度データの時間微分値

重心

重心の位置，速度，加速度

膝関節中心xb, yb, zbz

下腿部重心位置x1, y1, z1
45%h

55%h

h

y
足関節中心
xa, ya, za

0
x

図3

下腿部の重心（文献［2 ］を引用にて改訂）
図2 下腿部の重心（文献2を引用にて改訂）することもできる．重心は，身体を一つの剛体のセグメント（体節）として捉え，各マーカの位置と生体係数（図 3 ，図 4 ，表 2 - 1 ，表 2 - 2 ）を用いて算出する［ 2 ］．
3 ）計測の実際①計測空間
三次元動作分析の計測には，計測動作を考慮した計測空間が必要となる．たとえば，歩幅 60 cm の自然歩行で左右を最低 3 歩，加速，減速に必要な距離を前後

16

第1章

図4

動作分析の現状

身体に対する体重心の求め方
図3

身体に対する体重心の求め方

身体を体幹，左右それぞれの大腿部，下腿部，足部の計七つに分け
身体を体幹，左右それぞれの大腿部，下腿部，足部の計7つに分けて求めたて求めたセグメントの重心を合成し，体重心（重心データ）とする．
セグメントの重心を合成し，体重心（重心データ）とする．

表 2 -1

身体各セグメントの重心位置

体幹

両肩峰の中点と両股関節の中点を結んだ線上にあって，下から線長 65％の点

大腿膝・股関節を結ぶ線上にあって，線長の下から 55％の点

下腿足・膝関節を結ぶ線上にあって，線長の下から 55％の点

足部

第 3 中足骨と足関節を結ぶ線上にあって，線長の下から 55％の点（文献［ 2 ］を引用にて改訂）

表 2-2

身体各セグメントの質量（体重比）
体幹

0.66

大腿

0.10

下腿

0.05

足部

0.02

（文献［ 2 ］を引用にて改訂）



第1章

図5

動作分析の現状

17

歩行分析基本マーカ貼着部位

2 歩とすると，計測路は 6 m となる．この計測路全体を撮影するには，カメラをさらに歩行路をよりも広く設置しなければならないため，計測路の四方にさらに1 m の余裕をとり 8 m の計測空間を準備しなければならない．
②マーカの貼着分析の対象となる身体部位，関節を考慮してマーカを貼着する．歩行分析を行ううえで，身体の重心や下肢の関節角度を算出するために，最低限必要と思われるマーカ貼着部位と角度定義を紹介する．
a．歩行分析基本マーカ貼着部位（図 5 ）• 肩峰：肩峰中央• 腸骨：股関節の鉛直線上にあたる腸骨稜• 股関節：上前腸骨棘と大転子を結んだ直線上の大転子から 1 /3 の位置• 膝関節：大腿骨外側上顆の前後径の中点• 足関節：外果• 爪先：第 5 中足骨骨頭b．角度定義• 股関節：腸骨稜と股関節を結んだベクトルと股関節と膝関節を結んだベクト
ルがなす角度• 膝関節：股関節と膝関節を結んだベクトルと膝関節と足関節を結んだベクト

18

第1章

動作分析の現状

ルがなす角度• 足関節：膝関節と足関節を結んだベクトルと足関節と爪先を結んだベクトル
がなす角度
2.2

床反力分析

1 ）床反力床反力とは，床に与えた力（作用力）に対し正反対で同じ大きさをもった力である．床反力は，ベクトルを用いて力の大きさと方向を表現するが，実際には床に接しているすべての面にあらゆる方向にベクトルが無数に生じていることになる（図 6 ）．このまま，無数のベクトルで表しても解釈しづらいため，一般的には，すべてのベクトルを一つの合成ベクトルとして表す．作用力と床反力が床上で交わる点は床反力作用点（center of pressure：COP）と呼ぶ．床反力は， 3 分力
（左右方向，前後方向，鉛直方向）に分ける（図 7 ）．
床反力は，床反力計で計測する．床反力計は，直接荷重が加わるプレート（板）とそれを支える四つの柱からなる（図 8 ）．柱には力を感知するセンサ（ピエゾ素子式・ひずみ計式）がある．
2 ）床反力データの読み方①時間・距離因子
床反力計に足部が接地した時間と位置から時間・距離因子を分析できる（表 3 ）．
②力学的因子3 分力は，右手系（Fx，Fy，Fz：左右方向，前後方向，鉛直方向）で表す（図9 ）．なお，縦軸の符号は，左右方向では右方向がプラス，前後方向では前方向がプラス，鉛直方向では上方向がプラスとすることが多い．左右方向は，左右足と

図 図5
6 床反力
床反力



第1章

図7

動作分析の現状19

床反力 3 分力プレート

センサ（ピエゾ素子式，ひずみ計式）

図8

図7

床反力計
床反力計

も内向きをプラスとする場合もある．
床反力の値は，静止立位時の左右の合成床反力 Fz で正規化して表示する．また，時間軸は，歩行周期または立脚時間で正規化して表示する．時間軸を正規化する
ことにより，複数歩の床反力波形を重ねて表現でき，平均値と標準偏差の表示が可能となる．
健常者歩行の床反力 3 分力の波形はほぼ同一となる．また，床反力波形の定量的分析は，波形のピーク値・時間や床反力波形と基線がなす面積（積分値）が一般的である（図 10）．異常歩行で床反力波形が正常パターンから大きく逸脱して

20

第1章

動作分析の現状
Fz：鉛直方向成分（上向き＋）

原点

Fx：左右方向成分（右向き＋）

Fy：前後方向成分（前向き＋）

図9表3

図7

座標系の定義座標系の定義床反力計で求められる時間・距離因子

歩行速度：Gait speed（km/h）
歩行率：Cadence（steps/min）
歩行周期：Gait cycle（s）
立脚時間：Stance time（s）
遊脚時間：Swing time（s）
単脚時間：Single support time（s）
両脚時間：Double support time（s）
立脚期割合：Stance phase（％ stride）
遊脚期割合：Swing phase（％ stride）
単脚期割合：Swing support phase（％ stride）
両脚期割合：Double support phase（％ stride）
重複歩距離：Stride length（cm）
歩幅：Step length（cm）
歩隔：Step width（cm）



第1章

動作分析の現状21

図10 正常歩行の床反力 3 分力のピーク値いる場合には，ピーク値とピーク時間は，特定できないことがある．
2.3

関節モーメント分析1 ）力のモーメントと関節モーメント
物体が剛体である場合，静止している物体に力が加わると，その物体は動き始
め加速度が生じる．その力が，物体の重心に向かって加われば，物体は並進運動を生じ，重心以外の部分に力が加わった場合には，並進運動と重心を中心とした回転運動が生じる．この回転させる作用を力のモーメントという（図 11，図 12）．
力のモーメントの大きさは，力の大きさと重心から力の作用線までの距離を掛けた値で表される．力のモーメントは，回転する方向によって符号が決まっており，
例えば反時計まわりをプラスとすれば，時計まわりはマイナスとなる．この二つ以上の力が剛体に加わる場合，その総和が物体に働く力のモーメントとなる．
関節モーメントとは，関節まわりに働く回転する力である．この場合，身体を剛体のセグメントとみなし計算する．関節モーメントは，三次元動作分析と床反力分析のデータで近似的計算できる（図 13）．運動力学では，
M2 の筋力によるモー

22

第1章

動作分析の現状
力F

加速度

重心
質量m

図 11

静止している物体に力が加わるとその物体は動き始め加速度が生じる
図9 静止している物体に力が加わるとその物体は動き始め加速度が生じる

力 F1

力 F2

重心
h1

h2

角加速度

図 12図10力のモーメント
力のモーメント

図13 関節モーメントの計算
メントを“関節モーメント”として用いる．ただし，実際に骨格を動かす原因には関節モーメントだけではなく，重力によるモーメント，慣性力によるモーメン
ト，隣接体節からの力のモーメント，外力のモーメントがある．また，計算された関節モーメントには靭帯などの受動要素や関節拘縮の影響が含まれている．



第1章

動作分析の現状

232 ）関節モーメントのパワー
筋は，長さを短縮しながら収縮する求心性収縮と伸張させながら収縮する遠心性収縮がある．この筋の収縮形態を示しているのが関節モーメントのパワーである．関節モーメントのパワーは，関節モーメントに関節の角速度を掛けて計算される．従って，関節モーメントと角速度が同一方向へ働く場合は正のパワー，反対方向に働く場合は負のパワーとなる．つまり，正のパワーは求心性収縮，負のパワーは遠心性収縮と考えることができる（図 14）．
3 . 臨床における歩行分析
3.1

歩行速度と歩幅・歩行率の計測

歩行分析では歩行速度と歩幅・歩行率（ 2 章参照）の計測は，臨床で行われる
数少ない客観的分析である．臨床では 10 m の歩行路を用いることが多い．10 m
歩行路は，加速と減速を考慮して，両端に 2 m ずつ余裕をもたせ，14 m ほど確保するのが理想である（図 15）．歩行速度は，ストップウォッチを用いて計測した 10 m 歩行に要した時間から算出し，歩幅と歩行率は 10 m 歩行で要した歩数と所要時間から算出する．なお，この方法で求められる歩幅は，左右側の平均値となるため，片側性障害のように非対称的な場合は適応外となる．
歩行速度（km/h）＝ 36 /10 m の所要時間（s）
歩幅（cm）＝ 1 ,000 cm/ 歩数
歩行率（steps/min）＝歩数× 60 /10 m の所要時間（s）

図14 関節モーメントのパワー

第1章

24

動作分析の現状

開始地点

停止地点

予備区間

図15 10 m 歩行路

10m計測区間

図13

予備区間

10m歩行路開始地点と停止地点にはわかりやすいマークを設置すると良い．10 m 区間内には，距離の目安
開始地点と停止地点には分かり易いマークを設置すると良い．
になるように一定間隔で目盛りを付けると後の分析に役立つ．
10m区間内には，距離の目安になるように一定間隔で目盛りを付けると後の分析に役立つ．

3.2

血圧，心電図，心拍計測と Physiological Cost Index：PCI

血圧，心電図，心拍計測は動作分析に限らず，身体の循環器や呼吸器を含めた生理学的反応をみる重要な検査であり，臨床においても簡便に行うことができる．
歩行分析では，心拍数と歩行速度から算出する PCI が歩行のエネルギー効率を簡便に評価する分析指標として有用である．
PCI（beats/m）＝［歩行後心拍数－安静時心拍数（beats/min）］/ 歩行速度（m/min）3 . 3 視診による分析
視診による分析は，臨床でもっとも利用されている．視診は，簡便かつ即時的であるという利点がある．視診は，矢状面，水平面，前額面に投影した四肢や体幹の動きを運動学的に捉え，正常パターンからの逸脱性，左右の非対称性，運動の再現性などを観察する．また，歩行分析では，疾患特有の異常パターンに同定させ，重症度を主観的に判定する方法もある（表 4 ）．
視診は，簡便でかつ即時性という利点がある一方，信頼性の問題を抱えている（表 5 ）．
4 . 深い溝が生まれた原因研究と臨床の間で動作分析の“深い溝”が存在する，両者が乖離している原因について三次元動作分析装置を例に挙げてまとめる．
4.1

計測空間の問題

三次元動作分析は広い専用歩行路が必要となる．もちろん計測中には計測対象



第1章

表4

動作分析の現状25

主な異常歩行パターン

異常パターン症状

骨盤後方回旋骨盤が麻痺側後方に回旋し股関節が屈曲する．
股関節が足関節より後方に残る

トレンデレンブルグ徴候

麻痺側の単脚支持にて，骨盤の非麻痺側が過度に下がる

デュシェンヌ徴候

単脚支持で体幹が麻痺側へ傾く

膝ロッキング

立脚中期にて膝が完全伸展位となる

麻痺側立脚

立脚初期から伸展位のままの場合と単脚支持期にて急激に伸展する場合（スナッピング）がある
膝過屈曲

立脚中期に膝が過度に屈曲する．体重支持ができず崩れ落ち，屈曲が増加する

麻痺側遊脚期

爪先接地

爪先から接地する

外側接地

足部外側から接地する

分回し

下肢を正常より外転しながら振り出す

伸び上がり

遊脚中期での非麻痺側膝関節伸展，足関節底
屈

ひきずり・つまずき

表5

爪先と床との間のクリアランスがない

視診による歩行分析における評価者間信頼性の結果（κ係数）
分回し歩行

トゥクリアランス低下

完全一致

重み付け

完全一致

重み付け

全評価者（n=10）

0.23

0.38

0.11

0.13

経験年数 10 年以上群（n= 6 ）

0.13

0.25

0.09

0.13

経験年数 10 年未満群（n= 4 ）

0.39

0.58

0.09

0.12

経験年数 6 年目以上の理学療法士に脳卒中片麻痺患者の歩行のビデオ画像を観察させ，「分回し歩行」と「トゥクリアランス低下」の重症度を主観的に 5 段階評価させた結果，一致率（Cohen のκ係数）は，0.09 〜 0.58 と経験年数に関わらず低かった．このように経験年数に関わらず信頼性が低かったことから，歩行障害の視診に関する信頼性の低さは，臨床に広く存在する現象であり，経験が評価者の主観的尺度の近似化の影響が少ないことを示唆している［ 3 ］．（文献［ 3 ］を引用改変）

26

第1章

動作分析の現状

者以外は立ち入ることはできない．一般の病院施設の訓練室は，多くの患者や治療者が利用するため専用の計測空間を確保することは現実的に難しい．
4.2

時間的・人的コストの問題

現行の医療制度において，リハビリテーション練習は時間単位制である．具体的には理学療法は 1 単位 20 分として 1 日 2 〜 3 単位である．この時間内に必要な検査・評価から治療を行う．そのため，三次元動作分析は，準備，計測，解析の一連の行程を短時間で済ませなければならない．また，計測は主担当の治療者のみで行えることが望ましいが，現実的には転倒予防や操作補助の要員として複数人で行う必要がある．
4.3

計測の対象の問題

臨床における計測の対象者は，歩行障害者いわゆる「低歩行能力者」である．このような対象者の場合，三つの問題が生じる．一つ目は自立度の問題である．低歩行能力者は，補助具や人的介助を必要とすることが多く，計測条件が独歩であれば必然的に対象外となってしまう．二つ目は耐久性の問題である．耐久性が低下している低歩行能力者は，多数歩採取のため歩行路を複数回往復することはできない．三つ目は再現性の問題である．低歩行能力者の運動の再現性は低いことが多いため，少数データに基づいた分析結果の再現性は低くなる．
したがって，従来の三次元動作分析の対象者が正常に歩くことができる，いわゆる「歩行訓練卒業レベル」のみであれば，検査として活用価値は低くなる．
4.4

検査としての有用性の問題

CT，MRI，嚥下造影検査などは，「目に見えないものを見えるようにする」検査であり，治療者にとってもその価値は高い．しかし，三次元動作分析で得られる時間・距離因子や関節角度は「目に見えるもの」の検査であり，時間的・人的にコストを考慮すると治療者にとって低価値となってしまうことが多い．
また，視診は，下肢や体幹の相対的な位置関係や運動の軌跡を観察しながら歩行の概観を捉える．しかし，三次元動作分析で得られる股関節，膝関節，足関節の関節角度を眺めていても歩行の概観を直感的に理解しにくい．
さらに，治療上もっとも重要な概念となる「運動学習」に関連した指標は，現在のところほとんど存在していない．



第1章

動作分析の現状27

5. お わ り に
今後，歩行は，臨床指向性を高め，「研究機器」から「検査機器」として進化すべきである．また，「臨床指向性」という意味について検査の利得性と観点から考えてみたい（表 6 ）［ 4 ］．可視化性とは「見えないものを見えるようにすること」
である．抽出性とは，「見たい特徴を切り出しているか，良好な data reduction の有無」を示す．定量性とは間隔尺度以上の計測かどうかを示す．非恣意性とは，検査の恣意性の有無を示すが，必ずしも反応的運動が能動的運動につながらない点は留意が必要である．適応性とは，広い対象範囲に対して検査が可能かどうかである．予見性とは，治療の予後に役立つかである．治療指向性とは，治療方針の決定に役立つかである．研究機器としての歩行分析を検査と利得性として考えると，可視化性としては，重心や関節モーメントのように目に見えないものが見える点で優れているといえるが，抽出性は，臨床家の見たいものが必ずしも見えているとはいい難い．また，適応性は，歩けない，動けないと分析できないという根源的問題があり，予見性にも影響する．また，治療指向性に関しては，義足や装具の比較などの，限られた実験的状況では行われているものの，臨床全般をカバーしているとはいえない．
歩行分析の「検査機器」としての進化は，新しい治療を生み出すきっかけになる．また，臨床家が動作分析を検査機器として使いこなしていく過程で，臨床家の視診技術を向上させる相乗効果も生み出す．動作分析の「検査機器」への進化
は，臨床家にとって急務である．

表6

検査の利得性

可視化性

見えなかったものが見える

抽出性

見たい特徴を抽出，記録できる

定量性

間隔尺度以上の計測

非恣意性

恣意的変動が少ない

適応性

対象範囲が広い

予見性

予後に役立つ治療指向性

治療方針決定に役立つ（文献［ 4 ］を引用）

28
文

第1章

動作分析の現状

献［ 1 ］ 臨床歩行分析研究会 編 : 関節モーメントによる歩行分析．医歯薬出版，東京，1997 ; pp 43–44，57［ 2 ］ 江原義弘，山本澄子 : ボディダイナミクス入門 立ち上がり動作の分析．医歯薬
出版，東京，2001 ; pp 11–13［ 3 ］ 谷川広樹，大塚 圭，才藤栄一，伊藤慎英，山田純也，村岡慶裕，冨田昌夫，橋本修二 : 視診による歩行分析における評価者間信頼性の検討．総合リハビリ
テーション 2010 ; 38 : 1175–1181［ 4 ］ 臨床歩行分析研究会 監修，江原義弘，山本澄子 編集 : 臨床歩行計測入門．医歯薬出版，東京，2008 ; pp 171–180



第2章

第2章

歩行とは

29

歩行とは

Keywords：歩行の運動学・生理学，ロコモーターユニットとパッセンジャーユ
ニット，加齢・発達，障害者の歩行1 . 歩行とは
歩行とは，ヒトの移動動作の一つで 2 本の下肢の交互運動を用いて，体重心を含む体幹をバランスを失わないように前方へ運ぶ方法である．すなわち，ロコ
モーターと呼ばれる下肢と骨盤を用いて，パッセンジャーと呼ばれる Head Arm
Trunk：HAT（後述）を前方へ運ぶ移動手段であり，自動化された連続運動（連続スキル）（MEMO 参照［ 1 ］）である．
また，力学的には，倒立振子制御によって達成され，わずかな質量中心の上下動を用いて運動エネルギーと位置エネルギーを交互に変換することで，エネル
ギー消費の少ない移動を可能にしており，その達成には，協調された関節の動き
やロッカーなどが関与している．
ヒトの歩行は，日常で最も高頻度に行われる移動動作で，氷の上を歩く，草地を歩く，砂浜を歩く，熱いコーヒーの入ったカップを運ぶ，遅刻しそうで急いで歩く，などさまざまな環境や課題に対応できる応用性が必要である．
2 . 歩行の運動学
2.1

歩行周期（gait cycle）

歩行は，周期的連続運動である．したがって， 1 周期を取り出すことで表現が可能である．歩行周期（歩行の 1 サイクル）は，一般に一側下肢の接地から同側の下肢が再び接地するまでを意味する．
歩行周期は，足が床面についている立脚期（stance phase）と，足が床面から離れている遊脚期（swing phase）に分かれ，さらに，立脚期は，反対側の足も床面に接地している両脚支持期（double stance phase）と片側だけ接地している
単脚支持期（single stance phase）に分けられる．単脚支持期は反対側の遊脚期に相当する．
健常成人の歩行では，それぞれの期の割合はほぼ一定で，立脚期 60 %，遊脚期
40 %，両脚支持期が立脚期の最初と最後に 10 % ずつ合計 20 % となっている．

第2章

30

0％

歩行とは

10％

20％

30％

40％

右初期
左離地
接地

50％

60％

右立脚期 60％
両脚
支持期
10％

70％

80％

90％ 100％

左初期
右離地
接地

右初期
接地
右遊脚期 40％

左遊脚期 40％
右単脚支持期 40％

両脚
支持期
10％

左立脚期 60％
左単脚支持期 40％

右歩行周期時間（右重複歩時間）
左歩幅

右歩幅
右重複歩距離

図1
2.2

歩行周期

時間因子（temporal factors）

歩行の時間要素を時間因子という．時間因子には， 1 歩行周期に対する百分率で標準化して表す相対時間と実際に要する時間である実時間がある．重複歩時間（stride time）は， 1 歩行周期すなわち，踵接地から再び同側の踵が接地するまでの時間で，立脚時間（stance time）と遊脚時間（swing time）を加算したものになる．また，立脚時間は，初期両脚支持時間（initial double stance time）と終期両脚支持時間（terminal double stance time）および単脚支持時間（single
stance time）で構成される． 1 分間あたりの歩数を歩行率（cadence）と呼ぶ．
2.3

距離因子（distance factors）

歩行の位置要素を空間因子という．重複歩距離（stride length）は，踵接地から次の踵接地までの距離である．歩幅（step length）は，一側の踵位置から反対側の踵位置までの距離である．その他に空間因子として，図 2 に表す歩隔（stepwidth）・足角（foot angle）がある．



第2章

歩行とは

31

重複歩距離
足角
歩隔
歩幅

図2

2.4

距離因子

歩行周期の細分化

歩行分析の際，歩行周期を細分化し，図 3 に示すように立脚期を初期接地と 4期，遊脚期を 3 期に分けて表現する［ 2 ］．
初期接地（initial contact）：観察足部が床に接地する瞬間
荷重応答期（loading response）：初期接地から反対側の足部が床から離れた瞬間まで
立脚中期（mid stance）：反対側の足部が床から離れた瞬間から観察足部の踵が離れた瞬間まで
立脚終期（terminal stance）：観察足部の踵が離れた瞬間から反対側の初期接地まで
前遊脚期（pre swing）：反対側の初期接地から観察足部が床から離れるまで

0％

10％

30％

50％

60％

73％

87％

100％

初期
対側
対側初期
次の初期
踵離地
離地
足部交差 脛骨垂直
事象
接地
離地
接地
接地
細分化された
荷重
前遊
立脚中期
立脚終期
遊脚初期 遊脚中期 遊脚後期
歩行周期
応答期
脚期
両脚
両脚
相
単脚支持期
遊脚期
支持期
支持期
右歩行周期
周期

図3

歩行周期の細分化

32

第2章

歩行とは

遊脚初期（initial swing）：観察足部が床から離れてから両側足部が矢状面上で交差する瞬間まで
遊脚中期（mid swing）：両側足部が矢状面上で交差した瞬間から観察下腿が床に垂直になった瞬間まで
遊脚終期（terminal swing）：観察下腿が床に垂直になった瞬間から観察足部の初期接地まで
2.5

歩行速度・歩調・歩幅の関係

歩行速度上昇に伴い，歩行率と歩幅は増加する．また，相対時間因子では，立脚期割合と両脚支持期割合が減少し，遊脚期割合が増加する［ 3 ］．
2.6

歩行時の関節運動

健常者の快適歩行時関節運動を図 4 に示す．
股関節は約 30 度屈曲位で初期接地する．その後伸展を続け，足先離地の直前に
40

HIP

30

SAGITTAL ROTATION IN DEGREES

Fl

Fl

20
10
0

‑10

STANDING
POSITION

Ex

70
60

Fl2

50
40

KNEE

30
20
10
10
0

‑10
‑20

0

Fl1

ANKLE

Ex1

Ex1
Fl1

Ex2
STANDING
POSITION

Fl2

STANDING
POSITION
Ex2

FREE SPEED

0 10 20 30 40 50 60 70 80 90 100
PER CENT OF WALKING CYCLE

図4

歩行時の矢状面上の関節運動（文献［ 3 ］より改変引用）



第2章

歩行とは

33

約 10 度の最大伸展位となる．遊脚期には次の初期接地まで屈曲する．
膝関節は，歩行周期中 2 度伸展と屈曲を繰り返す．約 5 度屈曲位で初期接地し，その後 10 〜 15 度まで屈曲した後伸展を開始する．歩行周期の 40％までにはほぼ完全に伸展し，その後再び屈曲に転じ，最大屈曲は遊脚中期の始めに起こり約 60度になる．遊脚中期以降は次の初期接地にむけてほぼ完全伸展位まで伸展する．
足関節は， 0 〜 5 度底屈位で初期接地する．その後，10 度弱まで底屈した後，背屈方向に運動を変え，約 10 度まで背屈する．足先離地直後に 15〜20 度の最大底屈位となる．遊脚期には底背屈約 0 度となる［ 3 ］．
3 . パッセンジャーユニットとロコモーターユニット
歩行中の身体は，機能的にパッセンジャーユニットとロコモーターユニットに分けられる．
パッセンジャーユニットは，頭頸部・骨盤を含む体幹・両上肢（head, arm,
trunk：HAT）からなり，ロコモーターユニットの上で姿勢を保持し運ばれることが役割となる．その質量中心は，股関節と肩関節の間約 1 /3 に位置している．
ロコモーターユニットは，骨盤と両下肢からなり，パッセンジャーユニットへの負荷を最小限にし，支えながら前方へ運ぶ役割を担う．
4 . 足部のロッカーファンクション
足部には四つのロッカーがあり，パッセンジャーユニットを立脚下肢の上で滑らかに前進させる役割を果す．
heel rocker とは，踵接地後に起こる丸い踵骨隆起の表面での転がりである．下腿は前脛骨筋の作用で前方に引かれ，荷重応答期の終了まで継続する．
ankle rocker は，足関節による前方への転がりである．前足部が接地し足底が床面に固定されると，ヒラメ筋の働きによって減速しながら下腿は前方へ傾き，
膝関節伸展の安定性を作り，パッセンジャーユニットを前方へ導く．
forefoot rocker とは，圧中心が中足骨頭部へ達したときに開始される中足骨頭部による転がりである．腓腹筋とヒラメ筋によって足関節の安定が提供される．
toe rocker は，前足部内側と母趾による転がりである．前遊脚期で足関節底屈筋の弾性成分と toe rocker が下肢の前進を加速させ，推進力を提供する［ 1 ］
．

34

第2章

歩行とは

5 . 歩行のエネルギー効率
歩行中のエネルギー消費は，体重 1 kg を 1 m 進めるのに必要なエネルギー量（kcal/m/kg）によって標準化される．
最もエネルギー効率の良い歩行速度は 80 m/min で，私たちが自由に歩く速度に一致し，それより速い速度でも遅い速度でもエネルギー効率は低下する．
また，さまざまな速度で歩行する場合も，当該速度で最もエネルギー効率の良い歩幅と歩行率の組合せとなり，歩幅に対する歩行率の比（歩行比）は，男性
0.0072 m/歩/分，女性では，0.0064 m/歩/分で一定である［ 4 ］．
6 . 加齢と歩行
高齢者の歩行は，動的バランスの低下による歩隔の増加，歩行速度の低下が認められる．また，歩行速度の低下に伴い，歩幅・歩行率の低下，両脚支持期割合の増加等がおこる．
加齢に伴う歩行変数の変化を表 1 にまとめる［ 5 ］．
7 . 歩行の発達
小児の歩行は， 1 歳から 1 歳半で支えなしに歩行が可能になる．まず，highguard と呼ばれる肩関節の外転と肘関節の屈曲を伴った上肢を挙上した状態で体幹の回旋を伴わない歩行が行われる．股関節は外旋位で歩隔は広く，振り出しはEnergy expenditure per meter（cal/kg/m）

膝を曲げずに股関節を外転位で行い，足先で接地する．

図5

Energy expenditure during walking
1.6
1.4
1.2
1.0
0.8
0

20

40

60

80

100

120

Walking speed（m/min）

140

160

歩行速度とエネルギー消費（文献［ 4 ］から引用）



表1

第2章

歩行とは

35

加齢による歩行変化（文献［ 5 ］から改変引用）
空間・時間因子
歩隔の拡大
速度の低下
歩幅の減少
歩行率の低下
立脚期・両脚支持期割合の増加
運動学的因子重心の上下移動の減少
腕振りの減少股・膝・足関節の屈曲域の減少
全足底による接地
股・膝関節の協調性の低下
立脚期における動的安定性の低下
筋活動パターン
同時収縮の増加（こわばりの増加）
運動力学
蹴り出し力の低下
踵接地時の衝撃の低下

高く挙上していた上肢は，徐々に middle guard，low guard へと下降し， 2 歳
児になると上肢を交互に振るようになる．また，踵接地が現れるとともに股関節の外転が減少し，歩隔の狭くなる．
その後，歳を増すごとに歩行パターンは成人に近づき， 7 歳頃には，ほぼ成人と同じ歩行パターンになる．
年齢による歩行周期変数の推移を図 6 に示す［ 6 ］．
8 . 障害者の歩行
障害者の歩行には，歩行補助具の使用と・歩行様式によってさまざまな組合せが存在する．たとえば脳卒中片麻痺患者の 3 動作歩行は，杖・麻痺側下肢・非麻痺側下肢の順で行われる．この歩行様式は，麻痺側下肢振り出し後の休止にばらつきが大きく，本来の意味の歩行，すなわち，シームレスで努力を伴わない連続スキルとは異なる系列スキル（始まりと終わりのはっきりした複数の分離スキルを連結したスキル：MEMO 参照）に属する立位での移動と考えられる．本書で

第2章

36

180
160
140
120
100
80
60
40
20
0

図6

歩行とは

単脚支持期割合（％）
歩幅（cm）
歩行率（steps/min）
歩行速度（cm/s）

1歳
2歳
3歳
7歳
19歳
（51例） （45例） （47例） （46例） （15例）

小児発達過程の歩行変数変化（文献［ 6 ］のデータをグラフ化）

は以降，障害者の行う立位での移動も歩行として扱う．
MEMO
スキル
E. R. Guthrie は 1952 年に，スキルとは，あらかじめ決められた最終結果（課題の遂行）を最高の正確さと最小のエネルギー消費または最小の時間で達成する能力であると定義している．ただし，スキルという用語は多義に使用され，課題そのものを表したり
課題の出来映えを表す場合もある．
また，スキルはさまざまな側面から分類が可能である． 1 ．予測できる安定した環境下で行われる閉鎖スキル（たとえばトラックを走るなど）と予測しにくい環境下で行われる解放スキル（たとえば人混みの中をぶつからずによけながら走るなど）2 ．何をするのかは正確にわかっていて，どのように運動するかが重要な運動スキル（たとえば走り高跳びなど）と遂行すべき運動の決定が重要な認知スキル（たとえばチェスのゲームなど） 3 ．スキルの連続性によって，開始と終了の明確な分離スキル（たとえば技球な
ど），開始と終了の定義できない連続スキル（たとえば水泳のクロールや歩行など），分
離スキルを複数つなげた系列スキル（たとえば車椅子からベッドへの乗り移りなど）である［ 1 ］．
スキルの分類は，スキルを練習し学習する上で強調すべき要素を示唆している．

文

献［ 1 ］ Schmidt RA, Craig A, Wrisberg CA : Motor Learning and Performance. 4 th Ed,
Human Kinetics, Inc., Champaign, 2007
［ 2 ］ Perry J, Burnfield JM : Gait Analysis Normal and Pathological Function. 2 nd



第2章

歩行とは

37

Ed, SLACK, Inc., 2010
［ 3 ］ Murray MP, Kory RC, Clarkson BH, Sepic SB : Comparison of free and fast
speed walking patterns of normal walking. Am J Phys Med 1966 ; 45 : 8-24
［ 4 ］ Neumann DA : Kinesiology of Muscloskeletal System Fundation for Rehabilitation. 2 nd Ed, Mosby Elsevier, 2010
［ 5 ］ Shumway-Cook A, Woollacott MH : Motor Control Translating Research into
Clinical Practice. 3 rd Ed, Lippincott Williams & Wilkins, Philadelphia, 2007 .
［ 6 ］ Sutherland DH : Gait Disorders in Childhood and Adolescence. Williams &Wilkins, Baltimore, 1989

38

第3章

第3章

トレッドミル歩行分析

トレッドミル歩行分析

Keywords：トレッドミル歩行分析，三次元動作分析，リサージュ図形
1 . トレッドミル歩行分析
トレッドミル歩行分析とは，従来，平地の歩行路で行う歩行分析をトレッドミ
ル上で行う手法である．トレッドミルは，医療現場では運動負荷試験として登場
し，1990 年頃からは脊髄損傷患者や脳卒中患者の歩行練習機器として活用されている［ 1 ，2 ］．
トレッドミル歩行は，平地歩行との同一性がよく議論される．この点について
多くの研究が報告されているので一部を紹介する［ 3 ］（付録 3 参照）．
同一速度の平地歩行との比較におけるトレッドミル歩行の特徴• 重複歩時間が短縮し，歩行率が増加する傾向• 重複歩時間に内在する立脚時間，遊脚時間，両脚支持時間も短縮• 両歩行における立脚や遊脚の相対時間の差は僅か• 一般運動プログラム（表面的特徴：実時間が変動しても運動に内在する不変的特徴：相対時間が保たれていれば同一の運動とみなす）の概念で解釈すると，両歩行は同一の運動［ 4 ］• トレッドミル歩行の主観的快適速度が平地歩行の 1 . 5 倍に相当［ 5 ］• 脳卒中片麻痺患者では左右差が均等化する傾向［ 6 ］
表1

トレッドミル歩行分析の利点

省空間性と有線機器計測の容易性
定常速度による多数歩採取の容易性
手すり・懸垂補助の併用
治療的環境
速度負荷試験
多様な運動表現

第 3 章 トレッドミル歩行分析

39

2 . トレッドミル歩行分析の利点
平地の歩行分析の代替としてトレッドミルを用いることにより，第 1 章で前述した臨床の歩行分析における計測機器の導入問題を解決できる．
2 .1

省空間性と有線機器計測の容易性

トレッドミル歩行分析は，同一空間を繰り返し歩行するトレッドミルの特性を生かし，狭い空間で計測するので，広い空間を準備することができない臨床では実用的である．また，筋電図や呼気ガス計測装置のような有線機器による計測を行う場合も，配線の処理の手間も省くことができ，簡易に計測できる．
2 .2

定常速度による多数歩採取の容易性

トレッドミルは定常速度を設定できるので，同一速度による試行間の比較が容

30

25

25

20

20

15

15

5

5

0

0
20 0

0

30

30

25

25

20

20

角度

角度

10

15
10

40 20

60 40

80 60

歩行周期(%)
歩行周期(%)

10080

100

角度

10

30

30

25

25

20

20

15
10

0

0
20 0

図1

0
20

20
40

40
60

60
80

歩行周期(%)
歩行周期(%)

80100

2歩行周期で加算平均
2歩行周期で加算平均

5

0

5
0

10

15
10

5

15

5

角度

30

角度

角度

易になる．また，平地歩行で多数歩を採取するには，歩行路を繰り返し往復する

10歩行周期で加算平均
10歩行周期で加算平均
40 20

60 40

80 60

歩行周期(%)
歩行周期(%)

10080

100

少数歩と多数歩の平均処理の比較

脳卒中片麻痺者（60 歳代女性）の麻痺側膝関節角度の変化（屈曲-伸展）．
左上段は歩き始めから 2 歩行周期のデータ，左下段は 10 歩行周期のデータを示す．運動のばらつきが大きいため，少数歩で加算平均すると信頼性が低下する．

100

40

第3章

トレッドミル歩行分析

必要があるが，トレッドミル歩行では短時間を済ませることができる．さらに，定常速度による多数歩データの分析は，再現性の低い低歩行能力者の分析の信頼性を高め，平均値と分散を統計学的に判断できるようになる．
2 .3

手すり・懸垂補助の併用

トレッドミル歩行は，手すりと懸垂装置を併用できるので人的介助を要するよ
うな低歩行能力者の計測が可能になる．懸垂装置は人的介助と異なり，定量的に介助することができるので，重症例の計測に有用である．ただし，手すりや懸垂装置を用いた歩行は，平地歩行とは異なる要素があるので，解釈には注意が必要である．一般的に平地歩行で杖を用いる場合は，手すりを使用する．手すりは，つねに下方（床方向）に力を加える杖とは異なり，上方，前後，側方に力を加えることも可能になる．とくに，遊脚期では後方に力を加える “ 引き込み動作 ” で下肢の振り出しを代償する場合がある．懸垂による補助は，40 % 以上の懸垂力を加えると正常歩行から逸脱するという報告が多い（図 2 ）（ 8 章参照）
．
2 .4

治療的環境

練習と計測が同一環境であることは，練習効果を診るうえで効率的である．練習の過程をモニタリングした結果に基づいて治療の方向性を考えることができる．
2 .5

速度負荷試験

速度負荷試験は，歩行予備能を判定することができる．トレッドミル歩行では，懸垂装置で転倒防止対策をとりながら，安全に負荷試験を行うことができる．また，速度が遅い歩行練習開始時にある程度の改善を予測した速い速度で計測することによって，練習前後を同一速度で比較し，効果判定に役立てることができる．
2 .6

多様な運動表現

トレッドミルは，同一空間を繰り返し歩行するため，運動軌跡を閉鎖曲線として描くことができる．この閉鎖曲線の図形をリサージュ図形といい，臨床的指標として応用できる（詳細は後述）
．


懸垂なし

100

100

50

0
20

40

60

歩行周期(%)

80

100

懸垂量30%BW

0

100

20

40

60

歩行周期(%)

80

100

80

100

懸垂量40%BW150

床反力鉛直成分(%BW)

150

床反力鉛直成分(%BW)

50

0
0

100

50

0

50

0
0

図2

41

懸垂量20%BW150

床反力鉛直成分(%BW)

150

床反力鉛直成分(%BW)

第 3 章 トレッドミル歩行分析

20

40

60

歩行周期(%)

80

100

0

20

40

60

歩行周期(%)

懸垂量の増加に伴う床反力鉛直成分の変化

健常人男性（20 歳代）を対象にトレッドミル歩行時の懸垂量（懸垂なし，20，
30，40 %BW）を変化させた際の床反力を計測した．歩行速度は 4 km/h．グ
ラフは立脚時間で正規化した床反力波形を踵接地で重ね合わせたものである．
0 % で二峰性を呈している波形は，懸垂量増加によって二峰性が崩れ，台形様のパターンに変化している．

3 . 三次元トレッドミル歩行分析
3 .1

三次元歩行分析装置

三次元歩行分析装置は，トレッドミル歩行分析用の三次元動作解析システム：
KinemaTracer®（キッセイコムテック社製，長野県松本市）を使用する（図 3 ，4）．KinemaTracer® は， 4 台の CCD カメラ（60 fps）を IEEE1394 で接続した計測・解析 PC で構成している．市販のトレッドミルの周囲に 4 台の CCD カメラを設置し，被検者にマーカを装着すれば計測を開始できる．操作性は短時間で

42

第3章

トレッドミル歩行分析

右側用CCDカメラ

左側用CCDカメラ

右側用CCDカメラ

左側用CCDカメラ

HUB

トレッドミル

計測・解析用PC

IEEE1394

図3Ⓡ

KinemaTracer の概要

KinemaTracer® は １ 台の計測．解析用コンピュータとトレッドミルの周囲に配置する ４ 台の CCD カメラから構成する．コンピュータとCCD カメラ間は，IEEE1394 ケーブルにて接続するのみであり，撮影時のカメラ間の同期は不要である．

簡便に計測と解析ができるよう設計されている．とくに解析で時間を要する複数
歩データの時間軸の正規化後加算平均処理（複数の歩行周期ごとのデータを歩行
周期の平均値で時間軸を正規化し，その後平均する処理，付録 1 参照）は自動で処理できる．結果は，すべての指標の平均値，標準偏差，変動係数が自動で計算・グラフ化され，それらのデータはすべて簡単に出力でき，表計算や統計処理を行う こ と が で き る． ま た， 後 述 す る リ サ ー ジ ュ 図 形 の 分 析 も 簡 便 で あ る．
KinemaTracer® はトレッドミル歩行以外の平地歩行や立ち上がり動作のような一般的な動作分析にも利用でき，その汎用性は高い．
3 . 2 トレッドミル
トレッドミルは，市販のトレッドミルを利用して計測できるが，トレッドミル
歩行路面のサイズには注意を払う必要がある．従来，市販されているトレッドミ
ルはフィットネス用に設計されたものが多く，これらのほとんどは歩行路面（ベルト面）のサイズが小さい（表 2 ）．低歩行能力者は，歩幅が広いうえ，歩行中にベルトの前後に移動することが多い．また狭い歩行路は，心理的にも圧迫感を与

第 3 章 トレッドミル歩行分析

計測プログラム
計測プログラム43

三次元化プログラム
三次元化プログラム

分析プログラム
分析プログラム

図4

三次元トレッドミル歩行分析システム：KinemaTracer Ⓡのソフトウエア

計測プログラムで CCD カメラのフレームレート，ホワイトバランス，シャッター速度の設定，ビューアの切替え，同期撮影を行うことができる．三次元化プログラムは，計測した画像を用いて三次元化処理を行う．分析プログラムは，三次元化したデータを用いてスティックピク
チャー表示，時間・距離因子，関節角度，リサージュ図形の分析を行うことができる．

表2

国内で市販されているトレッドミルの走行面
（ベルト面）のサイズ
（単位：mm）
メーカー

サイズ（W × L）

A

450 × 1350

B

580 × 1600

C

500 × 1400

D

520 × 1500

E

559 × 1600

F

530 × 1300

44

第3章

トレッドミル歩行分析

え，本来とは異なった歩容となる可能性もある．そのため，トレッドミルは，広い歩行路のものが望ましい．また，トレッドミルの手すりは，歩行練習における杖の代替である．そのため，手すりの調整性は，杖同様に 2 cm ほどの間隔で調整ができるものが望ましい．さらに，手すりの位置が身体より外側に離れすぎると，患者の体重心が過剰に非麻痺側方向に移動してしまう．手すりは，ベルトに近い位置に設置されたものか，内外側方向への調整性があるものが望ましい（ 8
章参照）．
3 .3

懸垂装置

懸垂装置は，人的介助の代替として定量的に懸垂する役割と転倒防止の役割を果たす．従来の懸垂装置は，設置に基礎工事を要し，費用を要することが多いが，簡易式懸垂装置サスペンションリフト（SP-1000 をモリトー社製）は，特別な基礎工事も必要なく，市販されているほとんどのトレッドミルに簡便に設置することができる（ 8 章参照）．
4 . トレッドミル歩行における「ばらつき」
トレッドミル歩行ではその運動軌跡に，二種類の「ばらつき」が生じる．一つは身体部位間で生じる運動の「ばらつき」であり，たとえば，歩幅が一歩ごとに異なる場合，膝関節，足関節の関節角度および運動軌跡がばらつく．もう一つのばらつきは，身体が定常位置から移動することによって生じるばらつきであり，
トレッドミルのベルト上で前後方向および側方方向に移動する（図 5 ）．この二種類のばらつきを区別するため，身体部位間のばらつきを「ばらつき」，身体の定常位置からのばらつきを「ふらつき」としている．この「ふらつき」はリサージュ
図形にて運動パターンを表現する場合，リサージュ図形の特徴を歪ませることになる．この二種類のほか，技術的問題としてマーカの画像検出時の「ちらつき」
成分（三次元化プログラム処理において，約 10 ピクセルの検出範囲のなかから指定した色情報の 1 ピクセルを位置情報に特定する際，輝度変化の影響などにより検出点が，わすかに移動することによって生じる成分）もノイズとなる．
4 .1

FFT スムーザ処理

トレッドミル歩行のばらつきは，生データに FFT スムーザ法を施すことで，全身の「ふらつき」成分とマーカの「ちらつき」成分の多くの部分を除去できる

第 3 章 トレッドミル歩行分析

45

(cm)



後方

Toe Off

前方Heel Contact

(cm)

図5

トレッドミル歩行の「ふらつき」成分がリサージュ
図形へ与える影響

下図は，矢状面における爪先のリサージュ図形を示す．歩行中に後方に移動しているため，リサージュ図形も前後方向にばらついている．

［ 7 ］．
スムーザ法は，時系列データにフーリエ変換（FFT）を施し，不必要な周波数
帯域に 0 を代入した後，逆フーリエ変換（IFFT）により時系列データに戻す手法で，残された周波数の位相と振幅情報は完全に保持される（MEMO）．図 6 のとおり，FFT スムーザ処理によって「ふらつき」と「ちらつき」が除去され，「ばらつき」のみを残すことができる（付録 1 参照）．
5 . リサージュ図形による表現
5 .1

トレッドミル歩行のリサージュ図形

リサージュとは二つの単振運動を直角に重ね合わせて表現した閉鎖曲線である．
歩行における代表的なリサージュ図形は，前額面から捉えた重心の蝶々型の軌跡である．本来，平地歩行のリサージュ図形は前額面でしか描くことができなかっ

46

第3章

トレッドミル歩行分析
(cm)

40

FFTスムーザ処理前

20

0
20

40

60

80

100
(cm)

(cm)

40

FFTスムーザ処理後

20

0
20

40

60

80

100
(cm)

図6

FFT スムーザ処理の効果

脳卒中片麻痺者（60 歳代男性）の矢状面における麻痺側外果の運動軌跡．FFT ス
ムーザー処理（High cut 8 Hz，Low cut 0.36 Hz）前後の比較．低周波成分の前後方向のふらつきの成分が除去されている．また，ちらつきも除去されたため，運動の軌跡が滑らかになっている．

たが，トレッドミル歩行では同一空間を歩行する特性を生かし，矢状面と水平面においてもリサージュ図形を描くことができる（図 7 ）．
5 .2

リサージュ図形

トレッドミル歩行分析で得られるリサージュ図形は，二つの臨床的指標として役立つ（図 8 ）．一つは生データを用いた運動の再現性を表す指標である．図 9は，歩行練習開始と終了時（退院時）におけるトレッドミル歩行時の第 5 中足骨
骨頭（爪先：矢状面）の周期運動を示したものである．図 9 をみれば，一目でばらつきの変化を理解することができる．二つ目は複数歩を正規化後加算平均を施したデータを用いた運動パターンの指標である．図 10 は健常者と脳卒中片麻痺者の水平面上の足関節データで作成したリサージュ図形である．これを眺めると，片麻痺者の遊脚期で外側方向に大きく分回ししていることが直感的にわかる．このリサージュ図形を眺めれば，視診の所見で「中等度分回し」という言語表現よりも簡単に理解することができる．さらに三次元データを使い定量化することも可能になる（ 6 章参照）．



第 3 章 トレッドミル歩行分析

47( cm )
4( cm )
85

2
0
-2
-4

83

time

( cm )
85

81

83

79
-4

81
79

-2

0

2

側方成分と鉛直成分を組み合せた前額面
における重心のリサージュ図形

time

トレッドミル歩行時の重心側方成分（上段）と鉛直成分（下段）の軌跡

4 ( cm )4 ( cm )4( cm )

4 ( cm )

2
0
0

-4

( cm )

4-4

前額面上の重心

図7

-4

0
0

-4

4
( cm )

矢状面上の重心

-4

-2

0
0

2
4
( cm )-4

水平面上の重心

リサージュ図形

上段左は，重心の側方方向と鉛直方向の軌跡の時系列データ，上段右は横軸に鉛直方向，縦軸に側方方向に設定したリサージュ図形（前額面）である。下段は 3
平面における重心のリサージュ図形（左：前額面，中央：矢状面，右：水平面）
である。

MEMO
始端と終端においてひずみが大きくなる．とくに，始端と終端の値が異なる場合には，不連続性のために，ひずみが顕著に生じる．したがって，その影響を小さくするために，初期値と最終値が一致するように各軸成分の時系列データを終端で折り返している．

第3章

48

-3

-2

図8

トレッドミル歩行分析
2 ( cm )2 ( cm )

1

1

00

-1

1

2

( cm )

3

-3

-2

00

-1

1

-1

-1

-2

-2

2

( cm )

3

生データと加算平均処理したリサージュ図形

前額面における重心のリサージュ図形，右：計測時間 20 秒間の生データによるリサージュ図形，左：歩行周期ごとに切り出し，歩行周期の平均値を用いて時間軸を正規化し，加算平均処理を施したデータによるリサージュ図形．

A

B

40
(cm)

C

40
(cm)

-10

0
0

20

20

(cm) 10

-10

(cm)

40

初期接地

初期接地

20

D

40
(cm)

0
0

-20

-20

-40

-40

(cm) 10

水平面上の足関節（左から左側，右側の順）

-10

0
0

20

(cm)

10

-10

0
0

-10

-10

-20

-20

-40

-40

(cm)

10

水平面上の足関節（左から患側，健側の順）

図 9 リサージュ図形による健常者と脳卒中片麻痺者の運動パターンの比較
A, B：健常者（25 歳男性） C, D：脳卒中片麻痺患者（脳梗塞により左片麻痺を呈した 51 歳男性）トレッドミルの速度はともに 4 km/h



第 3 章 トレッドミル歩行分析

健側第5中足骨骨頭：矢状面

開始時

12

開始時

12

図 10

健側第5中足骨骨頭：矢状面
退院時

12
(cm)

退院時

12

-30

0

0

30

-30

0

0

30

-30

0

0
-4

30

-30

0

0
-4

30

-4

開始時

12

開始時

12

49

(cm)

-4

患側第5中足骨骨頭：矢状面(cm)

患側第5中足骨骨頭：矢状面
退院時

12
(cm)

退院時

12

-30

0

0

30

-30

0

-30

0

0
-4

30

-30

0

0
0
-4

30
30

リサージュ図形を用いた運動の再現性の比較-4-4

左段は訓練開始時，右段は退院時（訓練開始から 29 日後）を示す．トレッドミル
速度はともに 1.7 km/h

文献［ 1 ］ 大塚 圭，才藤栄一，寺西利生，金田嘉清 : トレッドミル歩行分析と歩行訓練 :現代医療 2000 ; 32 : 1439 -1444［ 2 ］ White SC, Yack HJ, Tucker CA, Lin H-Y : Comparison of vertical groundreaction force during overground and treadmill walking. Med Sci Sports
Exerc 1998 ; 30 : 1537 -1532［ 3 ］ 大塚 圭，才藤栄一，岡田 誠，寺西利生，武田斉子，櫻井宏明，鈴木由佳理，
金田嘉清，岡西哲夫 : 平地歩行とトレッドミル歩行における時間因子の比較．総
合リハビリテーション 2001 ; 29 : 549 -556
［ 4 ］ Schmidt RA, Craig A, Wrisberg CA : Motor Learning and Performance. 4 th Ed,
Human Kinetics, Inc., 2007
［ 5 ］ 久保 晃 : トレッドミルの歩行速度の知覚について．運動生理 1991 ; 6 : 33 -38［ 6 ］ 寺西利生，才藤栄一，大塚 圭，鈴木由佳理，金田嘉清 : 片麻痺の臨床におけるトレッドミルの活用．総合リハビリテーション 2002 ; 30 : 1161 -1167［ 7 ］ Tanabe S, Saitoh E, Ohtsuka K, Teranishi T, Tomita Y, Muraoka Y : Simple
method to reduce the effect of patient positioning variation on three-dimensional motion analysis during treadmill gait. Clinics and Practice 2013 ; volume 3 : e30 , 84 -86

50

第4章

第4章

健常者のトレッドミル歩行

健常者のトレッドミル歩行

Keywords：トレッドミル歩行，健常者
本章では，健常者のトレッドミル歩行における時間距離因子，下肢関節角度，
リサージュ図形について概説する．
1 . 平地歩行との同一性
トレッドミル歩行は，平地歩行に比べて歩行率が増加し，重複歩距離と歩幅が短縮する傾向を示すが．立脚や遊脚の相対時間の差は僅かである．また，下肢関節角度の変化は，平地歩行とほぼ同様のパターンを示す（付録 3 参照）．
2 . 時間距離因子
2 .1

歩行率と重複歩距離

20 歳代（21 名，平地快適歩行速度 4.8 ± 0.6 km/h）と 60 歳代（26 名，平地快適
歩行速度 4.9 ± 0.6 km/h）の健常者群におけるトレッドミル歩行時の歩行速度別の歩行率と重複歩距離の関係を図 1 a，b，c，d に示す．健常者群では，速度上昇に伴い歩行率が増加，重複歩距離が延長と両者が変動していることがわかる．また，個体間のばらつき（標準偏差）は低速度で大きい．
60 歳代を 20 歳代と比較すると，加齢に伴って歩行率は増加し，重複歩距離は短縮
することがわかる．各速度における個体間のばらつきは，両年代間でほぼ同一である．
速度別の重複歩距離の変動係数（coefficient of variation：CV）を図 1 e に，示す．これは被験者ごとの CV を平均したものである．変動変数は，歩行速度が遅いほど大きくなる．また，60 歳代は 20 歳代より高値を示す（図 1 f）．
2 .2

立脚期割合，遊脚期割合，両脚支持期割合

20 歳代と 60 歳代の健常群の平地快適歩行速度に近い 5 km/h のトレッドミル
歩行では立脚期・遊脚期・両脚支持期の割合は， 6 ： 4 ： 2 と平地歩行とほぼ同様の傾向であるが，低速度になると，立脚期割合は増加し，遊脚期割合は減少，両脚支持期割合は増加する（図 2 ）．健常者の歩行は左右が対称的であるため，遊脚歩行率

健常者のトレッドミル歩行b 20 歳代健常者の歩行速度と重複歩距離の関係

歩行率

重複歩距離

a 20 歳代健常者の歩行速度と歩行率の関係d 6 0 歳代健常者の歩行速度と重複歩距離の関係

重複歩距離

重複歩距離

c 60 歳代健常者の歩行速度と歩行率の関係e 20 歳代健常者の歩行速度と重複歩距離 CV の関係
図1

第4章

重複歩距離



f 60 歳代健常者の歩行速度と重複歩距離 CV の関係

健常者の歩行速度と時間・距離因子の関係

51

52

第4章

健常者のトレッドミル歩行

期割合は，反対側の単脚支持期割合に相当する．従って，立脚期割合の増加は，両脚支持期割合の増加によるものと解釈できる．同一速度（ 5 km/h）で年代間の比較をすると，20 歳代と 60 歳代の間に明らかな差は認めなかった．
（図 3 ）．
3 . 下肢関節角度
20 歳代の健常群（ 5 km/h）における 1 歩行周期の下肢関節角度変化を図 4 に示す．平地歩行と同様，股関節は 1 歩行周期中に屈曲・伸展を各 1 回，膝関節は各 2 回行う．足関節は 1 歩行周期中に底・背屈を各 2 回行う．関節角度の標準
偏差は，いずれの関節も 1 歩行周期を通しておよそ± 6°である．

図2

 脚期割合，遊脚期割合，両脚立
支持期割合の速度比較

図3

 脚期割合，遊脚期割合，両立
脚支持期割合の年代比較

20歳代健常群の平均および標準偏差を示す．5 km/h

20歳代と60歳代健常群の 5 km/h 歩行時

では，立脚期と遊脚期の割合はおよそ 6 ： 4 である．

における平均および標準偏差を示す．立

両脚支持期割合は，1 歩行周期中の 2 回分を合計し脚期と遊脚期の割合は，両年代でもおよた値である．速度低下に伴い，立脚期割合は増加，

そ 6 ： 4 である．

遊脚期割合は減少，両脚支持期割合は増加する．



第4章

健常者のトレッドミル歩行53

20 歳代健常群の低速度（ 2 km/h）の歩行では，股関節の屈曲・伸展，膝関節の屈曲，足関節の底屈のピークの値は減少する（図 4 ）．また，股関節の伸展，膝関節の屈曲，足関節の背屈・底屈における最大値を示す時期は，速度低下に伴い歩行周期において 5 〜 10 % 遅延する．関節角度の標準偏差は，速度低下に伴い膝関節の立脚期前半と遊脚期で増加し，足関節の立脚期後半で減少する．
60 歳代の健常者（ 5 km/h）下肢関節角度を図 5 に示す．60 歳代は 20 歳代に比べ股関節の立脚期後半の伸展，膝関節の遊脚期後半の伸展，足関節の立脚期後半の背屈の最大角度が減少する．また，各関節の運動範囲は縮小する．各運動の角度が最大値を示す時期は，20 歳代健常群とほぼ同じである．関節角度の標準偏差は，60 歳代が 20 歳代に比べて股関節の立脚期後半で低値を示し，膝関節の立脚期
前半にて高値を示す．また，加齢に伴い，立脚期における膝屈曲角度の個体間の図4

20 歳代健常者の下肢関節角度

20歳代健常者（左： 5 km/h，右： 2 km/h）の 1 歩行周期中の関節角度変化を示す．上段から股関節，膝関節，足関節である．実線が平均値，破線が平均値±標準偏差を表す．

54

第4章

健常者のトレッドミル歩行図5

60 歳代健常者の下肢関節角度

60歳代健常者（ 5 km/h）の 1 歩行周期中の関節角度変化を示す．上段が股屈曲角度，中段が膝屈曲角度，下段が足背屈角度である．実線が平均値，破線が平均値 + 標
準偏差を表す．

ばらつきが増大する．
4 . リサージュ図形
トレッドミル歩行時の各部位のリサージュ図形について概説する．なお，呈示するデータは 20 歳代の健常者 21 名（トレッドミル速度 5 km/h）のグランドアベ
レージである．
4 .1

重心（図 6 ）

水平面
・8 の字型の軌跡を描く．
・初期接地から同側前方に移動した後，後方へ移動する．



第4章

健常者のトレッドミル歩行

55

・立脚期後半で反対側の前方に移動し，爪先が離地する．
・遊脚期では再び後方に移動し，その後同側に向きを変える．
矢状面
・歩行周期において 2 回，上方部が細い円形の運動を繰り返す．
・円の後下方で踵接地し，前方に移動した後，立脚中期で上方が凸の弧を描き後下方に戻る．
・立脚期後半で再び前方に移動し，爪先が離地する．
・遊脚期では，立脚中期と同様の軌跡を描く．
前額面
・U 字型の軌跡を描く．
・初期接地から同側に移動した後，立脚中期で急激に上昇し，再度，下降して反対側に移動したところで爪先離地を迎える．
・遊脚期では，反対側で立脚中期と同様の軌跡を描く．
4 .2

肩関節（図 7 ）水平面
・立脚期で前方に，遊脚期で後方に動く．
・初期接地から立脚中期にかけて外側前方へ移動した後，内側前方へ向かい爪先が離地する．
・遊脚期ではいったん後方に移動するが，後半で外側前方に方向を変える．
矢状面
・立脚期と遊脚期で上昇と下降を一回ずつ繰り返す．
・初期接地後，立脚期では前方に移動する途中に急激な上昇と下降を呈する．
・遊脚期では後方に向かいながら比較的緩やかな上昇を呈する．
前額面
・前額面における重心の形状に類似した U 字型の軌跡を描く．
・初期接地から外方に移動した後急激に上昇し，下降しながら内方に移動した
ところで爪先が離地する．
・遊脚期では急激な上昇と下降を示した後，外方に移動する．
4 .3
水平面

股関節（図 8 ）

56

第4章

健常者のトレッドミル歩行

図6

重心マーカの軌跡

青が右の立脚期，赤が右の遊脚期を示す．◯は初期接地（IC）と爪先離地（TO）を表す．

図7

肩関節マーカの軌跡

右のマーカの軌跡である．青が立脚期，赤が遊脚期を示す．◯は初期接地（IC）と爪先離地（TO）を表す．

図8

股関節マーカの軌跡

右のマーカの軌跡である．青が立脚期，赤が遊脚期を示す．◯は初期接地（IC）と爪先離地（TO）を表す．

第4章

健常者のトレッドミル歩行

57

・前後の移動の大部分が立脚中に生じ，遊脚期での前後の動きは小さい．
・初期接地から外側前方に移動し，立脚中期で後方に向かった後，内側前方に移動して爪先離地を迎える．
・遊脚期ではいったん内側に移動した後，元の位置に戻り前外側に向かう．
矢状面
・軌跡の形状は肩に近いが，立脚期と遊脚期の動きが肩とは逆になる．
・立脚期で上方に凸の弧を描きながら後方に移動し，遊脚期で急激な上昇を示す．
前額面・前額面における重心の形状に類似した U 字型となる．
・初期接地後，外側へ移動しながら上昇し，内側に戻りながら下降して爪先が離地する．
・遊脚期では内側に位置したまま上昇と下降を呈する．
4 .4

膝関節（図 9 ）水平面・初期接地後，立脚期ではわずかに前方に動いた後，大きく後方に移動し，その後再び前方に向かう．
・遊脚期では立脚期の軌跡よりもわずかに内側を通り前方に移動する．
矢状面
・初期接地後，極わずかに前方へ動いた後，一定の高さを保ちつつ大きく後方に移動し，いったん前下方に向き爪先離地を迎える．
・遊脚期前半は立脚より低い軌道を通り，緩やかな弧を描きながら前方に向かい，遊脚期後半で立脚の高さより上昇してから下降する．
前額面・初期接地の後，内方に移動した後，下降して爪先離地を迎える．
・遊脚期では，内側上方に向かった後，さらに内側を下降する．
4 .5

足関節（図 10）

水平面・初期接地の後，大きく後方に移動した後，外側前方に向きを変えてわずかに前方へ移動したところで爪先が離地する．

58

第4章

健常者のトレッドミル歩行

・遊脚期で緩やかに内側に凸の弧を描きながら前方に移動し，最後に内側後方に向きを変える．
矢状面・初期接地から後方に向かい，その後前上方に向きを変えて爪先が離地する．
・遊脚期ではいったん上昇した後，下降しながら前方に向かい，わずかに後方に戻る．
・遊脚期の後半はほぼ水平に近い軌道を呈し，前方に移動する．
前額面・初期接地後のわずかな下降の後上方に向きを変え，立脚期後半で外側上方に向かい爪先離地を迎える．

矢状面

水平面

図9

前額面

膝関節マーカの軌跡

右のマーカの軌跡である．青が立脚期，赤が遊脚期を示す．◯は踵接地（IC）と爪先離地（TO）を表す．



第4章

健常者のトレッドミル歩行

59

・遊脚期にはさらに上昇した後，内側に凸の弧を描きながら下降する．
4 .6

爪先（図 11）

水平面・初期接地後，立脚期で後方に直線状に移動し，最後方位で爪先が離地する．

矢状面

水平面

前額面

図10 足関節マーカの軌跡
右のマーカの軌跡である．青が立脚期，赤が遊脚期を示す．◯は踵接地（IC）と爪先離地（TO）
を表す．

60

第4章

健常者のトレッドミル歩行

・遊脚期の前半は，直線状に前方に移動するが，後半は外側前方に向かう．
・遊脚期後半に内側後方へ戻る．

矢状面

前額面

水平面

図11 爪先マーカの軌跡
右のマーカの軌跡である．青が立脚期，赤が遊脚期を示す．◯は踵接地（IC）と爪先離地（TO）
を表す．



第4章

健常者のトレッドミル歩行

61

矢状面・初期接地から後下方に移動した後，直線状に後方に移動し，立脚後期で上方に移動しながら爪先が離地する．
・遊脚期では前方に向かいながら下降し，最前方位でいったん上昇した後，わずかに下降する．
前額面・初期接地後に下降するが，立脚期の後半で上方に向きを変え，上昇し爪先離地を迎える．
・遊脚期では上昇した後いったん外側に下降するが，再度上昇し，その後内側に向かいながら下降する．
4 .7

各部位の振幅値

最後に，健常者のトレッドミル歩行における重心，肩，股，膝，足，爪先の前後方向，左右方向，鉛直方向における振幅値を図 12 に示す．振幅値は，各座標における最大値と最小値の差である．
前後方向と鉛直方向では体幹部（肩，股）の振幅が下肢（膝，足，爪先）に比べ小さいが，左右方向では体幹部の振幅が下肢よりも大きい．体幹部の振幅値は各方向で 3〜7 cm 程度である．また，下肢の左右方向の振幅値は約 2 cm と小さいことが特徴である．

振幅値（cm）

健常者のトレッドミル歩行

前後方向

振幅値（cm）

第4章

左右方向

振幅値（cm）

62

鉛直方向
図12 マーカの振幅値
前後，左右，鉛直の各座標値における最大値と最小値の差を表す．



第5章

第5章

リサージュ概観図

63

リサージュ概観図

Keywords：リサージュ概観図，グランドアベレージ，概観的観察，焦点的観察
1 . リサージュ概観図（Lissajous Overview Picture：LOP）
1.1

リサージュ概観図

リサージュ概観図は，トレッドミル歩行時のマーカの軌跡データで作成した各リサージュ図形を矢状面，前額面，水平面に表現したものである（図 1 ）．基本的には左右の肩峰，股関節，膝関節，足関節，爪先のマーカとそれらのマーカから算出した合成重心を用いる．リサージュ概観図の前後方向と左右方向は，重心の軌跡の平均値がゼロ点になるように補正している．
1.2

リサージュ概観図の利点

リサージュ概観図は，リサージュ図形のパターンをみて，特定の異常パターン

図1

リサージュ概観図（健常者例）

64

第5章

リサージュ概観図

を判定するとともに，図形間の相対的な位置関係をみて，歩行中の全身の姿勢や病態の因果関係を推察することができる．図 2 は，右片麻痺者のリサージュ概観図である．水平面を眺めると，麻痺側の足部が健常者に比べ外側に半円の弧を呈していることから遊脚期の分回しがわかる．また，矢状面を眺めると麻痺側の股関節は非麻痺側に比べ挙上していることがわかる．この二つの現象から，麻痺側の股関節挙上の，分回しへの関与が示唆される．また，左右足部の相対的な位置
関係を眺めると，麻痺側が非麻痺側より前方に変位しており，歩行中の姿勢を容易に理解できる．その他，麻痺側の足部のクリアランス低下，麻痺側肩の後方変位も観察できる［ 1 ］．
実際，視診で観察する場合，観察者の視線は対象者の移動とともに移動するため，歩行を「つねに同じ空間で繰り返す運動」として捉えている．つまり観察者
は歩行を「視野の端から端を横切っていく運動」とは捉えていない．また，観察者は，一つの運動軌跡だけ眺めるのではなく，各軌跡の相対的な位置の変化も観察している．したがって，肢節の各運動軌跡と相対的な位置関係を表現している
リサージュ概観図は視診との親和性が高く，歩行の概観を直感的にイメージしや

Sagittal plane

Frontal plane

Unit : cm

180

180

160

160

140

140

120

120

100

100

80

80

60

60

40

40

Unit : cm
Center of gravity
Right acromion
Right hip joint
Right knee joint
Right lateral malleolus
Right fifth metatarsal of heads
Left acromion
Left hip joint
Left knee joint
Left lateral malleolus
Left fifth metatarsal of heads

Horizontal plane
40

Forward

Unit : cm

30
20
10
-50

-40

-30

-20

-10 0
0

10

-10
-20

20

20

-30
-50

-40 -30

Backward

-20

-10

0
0

10

20

30

40

50

Forward-50

Left-40 -30

-20

-10

0
0

Backward

10

20

30

40

Right

50

リサージュ概観図（右片麻痺例）
図 2 図2リサージュ概観図（右片麻痺例）

-40

20

30Right
40

50



第5章

リサージュ概観図

65

すい．
2 .リサージュ概観図のグランドアベレージ
リサージュ概観図は，複数のデータで平均化することでグランドアベレージとして表現できる．
グランドアベレージは，以下の手順で処理する．
1 ．各対象の鉛直方向，前後方向，左右方向のデータを下肢長（静止立位時の股関節マーカから床の距離）で除し，100 を乗じる．
2 ．重心の前後・左右方向データはそれぞれの平均値（重心平均値）の差とす
る．
3 ．重心以外のマーカの前後・左右方向データは重心平均値の差とする．
4 ．すべてのデータを平均処理する．
5 ．全対象の下肢長の平均値を求め，各データに乗じ 100 で除する．

図3

非高齢者群と高齢者群のリサージュ概観図

第5章

66

リサージュ概観図
群
歩行周期

群



*

0

0.4

0.8

1.2

*

0

40

80

120

sec

steps/min

重複歩距離

歩幅

*

0

50

100

150

160

*

0

cm

20

40

60

80

100

cm

＊

：p ＜0 .05（Mann-Whitney U test）*：p<0.05 ( Mann-Whitney U test )図4

図4

非高齢者群と高齢者群の時間・距離因子の比較

非高齢者群と高齢者群の時間・距離因子の比較

健常者の 20 歳以上 40 歳未満の非高齢者群と 50 歳以上 70 歳未満の高齢者群で作成したグランドアベレージを紹介する（図 3 ）．
両群の時間・距離因子を図 4 に示す．非高齢者群と高齢者群の時間・重複歩距
離長を比較した結果，高齢者群は非高齢者に比べ，歩行率は高く，重複歩距離と歩幅が短縮しており，すべてのパラメータにおいて有意差（ p ＜ 0.05）を認めた．
両群のリサージュ概観図グランドアベレージを比較すると，水平面，矢状面，前
額面ともリサージュ図形のパターンや各リサージュ図形の相対的な位置関係は，ほぼ同等であることがわかるが，高齢者の膝関節，足関節，爪先の周期運動が矢状面でわずかに小さくなっていることが確認できる．これは，高齢者の下肢の前後方向の運動の減少を表し，歩幅の短縮と重複歩距離の短縮にも関係していることが推察できる．また，高齢者群の前額面における足関節，爪先の左右間距離が広くなっていることから，歩隔が拡大していることがわかる．



第5章

図5

67

脳梗塞左片麻痺例

年齢：73 歳

障害側：左

性別：男性

平地歩行：時速 1.4 km，T-cane 使用にて修正自立

身長：170 cm

トレッドミル歩行：手すりなし，時速 1.4 km

体重：58 kg

視診：左側下肢の内側ホイップ

原疾患名：脳梗塞

3 . LOP 臨床例
3.1

リサージュ概観図

脳梗塞片麻痺例（図 5 ）［2］

脳梗塞左片麻痺例

遊脚期におけるトウクリアランス低下

68

第5章

リサージュ概観図＜所見＞
水平面で麻痺側の足関節が内側に弧を描く軌跡は，内側ホイップを表している（A）．
矢状面で麻痺側の足関節と第 5 中足骨骨頭の低い軌道は，トゥクリアランス低図6

両側性変形性股関節症例

年齢：59 歳障害側：両側性別：女性

平地歩行：時速 1.5 km，

身長：131 cm

トレッドミル歩行：手すりなし，時速 1.5 km

体重：52 kg

視診：両側性のデュシェンヌ歩行

原疾患名：変形性股関節症

立脚における膝関節の過度の屈曲



第5章

リサージュ概観図

69

下を表している（B）．
前額面で非麻痺側に比べ麻痺側の股関節が挙上しているのは，骨盤挙上を表している（C）．
水平面や矢状面で麻痺側の足関節と第 5 中足骨骨頭の軌跡が，非麻痺側よりも相対的に前方に運動しており，非対称的な姿勢を呈していることがわかる（D）．
3.2

変形性股関節症（図 6 ）［2］

両側性股関節症例＜所見＞
前額面上で両側の股関節の軌跡は，鉛直・左右方向にほとんど動いていないが，両側肩峰は外側へ下降する軌跡を呈している．これは股関節を視点とした体幹の左右方向への動揺と推察でき，視診で認めたデュシェンヌ徴候を反映していると考えることができる（E）．
矢状面で膝関節の軌跡は，重心と足関節に対して相対的に前方に変位している．
これは，常時，膝関節を屈曲しながら歩行するため，膝関節のマーカが前方に変位していたと考えることができる（F）．
股関節の軌跡がほとんど動かず，両側肩峰の軌跡が上下方向に動いていること
膝関節マーカ③

角度定義④①：足関節マーカ，第 2 ・第 5 中足骨骨頭マーカが成す面に対する法線ベクトル

内外反角度②：膝関節マーカ・足関節マーカ・第 5 中足骨骨頭マー

②

①ʼ

カが成す面
③：②に垂直で，膝関節マーカ・足関節マーカを含む面

足関節マーカ④：足関節マーカと膝関節マーカを結んだベクトル①’：①を③に投影したベクトル
足内外反角度は，③上で，①’と ④ が成す角度①

第2中足骨骨頭マーカ

第5中足骨骨頭マーカ

図7

足部内外反角度の計測

角度定義① ：足関節マーカ，第2・第5中足骨頭マーカが成す面に対する法線ベクトル② ：膝関節マーカ・足関節マーカ・第5中足骨頭マーカが成す面③ ：②に垂直で，膝関節マーカ・足関節マーカを含む面④ ：足関節マーカと膝関節マーカを結んだベクトル①ʼ：①を③に投影したベクトル
足内外反角度は，③上で，①ʼ と ④ が成す角度

図7

足部内外反角度の計測

第5章

70

リサージュ概観図
裸足

内反

30

25

25

20

20

15

15

10

10

5

5

0
外反

APS-AFO

30

-5

0

20

40

60

80

100

歩行周期(%)

0
-5

0

20

40

60

80

100

歩行周期(%)

49 歳女性，慢性期の脳梗塞左片麻痺患者．SIAS1 -motor（下肢）は 2 - 2 - 0 ．トレッドミル速
度 0.5
km/h．
49歳女性，慢性期の脳梗塞左片麻痺患者．SIAS1-motor(下肢)は2-2-0．トレッドミル速度0.5km/h．

2
裸足歩行と装具歩行（APS-AFO：底屈方向－ 5 度で制限）中の足内外反角度を示す．横軸は裸足歩行と装具歩行（APS-AFO2：底屈方向-5度で制限）中の足内外反角度を示す．横軸は麻痺側の一歩行周期

割合，縦軸は足内外反角度(プラスが内反，マイナスが外反)を示す．赤色線は立脚期，青色線は遊脚期を示し，麻痺側の一歩行周期割合，縦軸は足内外反角度（プラスが内反，マイナスが外反）を示す．赤
太線は計測された歩数の平均値，細線はSDを示す．
色線は立脚期，青色線は遊脚期を示し，太線は計測された歩数の平均値，細線はSD を示す．
1
2

1: Stroke Impairment Assessment Setの略：Stroke
Impairment Assessment Set の略
2: Adjustable Posterior Strut-AFOの略：Adjustable Posterior Strut-AFO の略

図8

装具の使用による足内反の軽減

図8

装具の使用による足内反の軽減

から，体幹の前傾運動を表している（G）．
4 . 概観的観察と焦点的観察
リサージュ概観図は，時間的要素の解釈しづらくなる．この点は，従来の時間因子の指標を併用すると良い．リサージュ概観図は，歩行の概観的観察（Pan）に役立ち，特異的な異常すなわち焦点的観察（Zoom）には，個別な対応が必要になる．たとえば，臨床の歩行障害では頻度が高い「足部の過剰な内反」は，リサー
ジュ概観図では判断できない．この場合，従来の 10 点マーカ法に加えて，第 2 中足骨骨頭にマーカを付け，足部の内外反角度を算出し対応できる（図 7 ，8 ）．
文

献［ 1 ］ 大塚 圭，才藤栄一，加賀谷斉，伊藤慎英，金田嘉清 : トレッドミル歩行分析 :Med Rehabil 2013 ; 156 : 57-65［ 2 ］ Ohtsuka K, Saitoh E, Kagaya H, Itoh N, Tanabe S, Matsuda F, Tanikawa H,
Yamada J, Aoki T, Kanada Y. Application of Lissajous overview picture intreadmill gait analysis. Jpn J Compr Rehabil Sci 2015 ; 6 : 33-42



第6章

第 6 章 異常歩行の定量的分析

71

異常歩行の定量的分析

Keywords：脳卒中，異常歩行，定量的分析
1 . 異常歩行の定量的分析
脳卒中患者の歩行分析において，異常歩行パターンなどの特徴を同定し，重症度判定することが歩行障害の原因の理解および治療への示唆につながり［ 1 ］，治療効果を判定する手段となりうる．しかし，「分回し歩行」を例にとると，その現象および歩行周期中の出現時期といった定義は統一されておらず，解釈は曖昧である［ 2 ，3 ，4 ］．標準化された共通の異常歩行の定義がなく，同じ用語でも使用する個人や施設によって解釈が異なっている場合，異常歩行パターンの重症度判定の評価者間信頼性は低下すると考えられる．適切な治療を行うためには，信頼性の高い評価法が用いられるべきであるが，観察による歩行分析は，評価者によって主観的尺度が異なるため，異常歩行の定義を明確にしても評価者間信頼性は低い［ 5 ］．脳卒中患者に特徴的な異常歩行について，定義を明確にしたうえで，直感的に理解しやすく，臨床指向性の高い重症度を示す指標が必要である．本章
では，三次元トレッドミル歩行分析による，脳卒中患者に特徴的な異常歩行の重症度を示す指標を紹介する．
2 . 異常歩行の指標（10 種類）
脳卒中患者に特徴的な異常歩行 10 種類の定義を表 1 に示す．また，各異常歩行の指標値の算出方法を表 2 に示す．それぞれの指標は直感的に理解し易く，臨床指向性が高いものである．具体的には，臨床経験年数が長く歩行分析に習熟した
複数の理学療法士が観察により異常歩行の重症度判定を行い，その重症度判定結果と指標値との相関が高いことを確認している．本章で示す各異常歩行の指標の健常値の内訳を表 3 に示す．基本的には，身体に 10 点のマーカ（第 1 章参照）
を貼着し，三次元トレッドミル歩行分析を行うことで 10 種類の異常歩行を定量化することができる．
2.1

分回し歩行（図 1 ）• 定義：麻痺側遊脚初期〜中期に麻痺側股関節外転・外旋し，遊脚中期〜終期に

72

第6章

異常歩行の定量的評価

表1

異常歩行の定義

異常歩行
1 ．分回し歩行定義

麻痺側遊脚初期〜中期に麻痺側股関節外転・外旋し，遊脚中期〜終期に内転・内旋し麻痺側下肢が半円の軌跡を描くもの．

2 ．骨盤挙上

麻痺側遊脚期に麻痺側骨盤が過度に挙上するもの．

3 ．骨盤後退

麻痺側荷重応答期〜立脚中期に足部に対して股関節が後方に残る
もの．

4 ．外旋歩行

麻痺側遊脚期に麻痺側股関節が正常よりも常に大きく外旋しているもの．

5 ．急激な膝関節の伸展

麻痺側荷重応答期〜立脚終期に麻痺側膝関節が急激に後方に向かい伸展するもの．

6 ．膝屈曲位歩行麻痺側立脚期に麻痺側膝関節が屈曲したままであるもの．

7 ．遊脚期の膝屈曲不全

麻痺側遊脚期に麻痺側膝関節の最大屈曲角度が減少しているもの．

（膝のこわばり）8 ．前足部接地

麻痺側の初期接地時に前足部から接地するもの．

9 ．内側ホイップ

麻痺側立脚終期〜前遊脚期につま先を支点に踵部が内側に移動するもの．

10．非麻痺側への体幹の麻痺側遊脚期に体幹が非麻痺側へ過度に側方移動するもの．

過度な側方移動内転・内旋し麻痺側下肢が半円の軌跡を描くもの［ 6 ］．
• 指標：足関節マーカの，遊脚期 25～75％時間における最外側左右（以下，X）
座標と立脚期の 25～75％時間における最内側 X 座標の差を静止立位時の左右の股関節鉛直（以下，Z）座標の平均値（以下，下肢長）で除して 100 を乗じた
値．
分回し歩行は，麻痺側下肢のトゥクリアランス低下を過度な股関節屈曲と膝関節屈曲で代償できない場合に多く観察される［ 2 ］．健常者における足関節マーカの水平面上の軌跡は，遊脚期にわずかに立脚期の外側を通る（図 2 ）．指標の健常値は 3.4 ± 1.3％（mean ± SD）である．分回し歩行の有無は，水平面のリサー
ジュ概観図の足関節マーカの軌跡を見れば確認できる．



第 6 章 異常歩行の定量的分析

表2

異常歩行の重症度の指標

異常歩行
1 ．分回し歩行73

指標

足関節マーカの遊脚期 25 -75 % 時間における最外側 X 座標と立脚
期の 25 -75 % 時間における最内側 X 座標の差を下肢長で補正 1 した値．

2 ．骨盤挙上股関節マーカの遊脚期の最大 Z 座標と同時期の反対側の股関節
マーカの Z 座標の差から，両脚支持期の両股関節マーカの Z 座標の平均値の差を引いた値を静止立位時の左右の股関節マーカの前
額面上の距離で除して 100 を乗じた値．

3 ．骨盤後退単脚支持期における足関節マーカの Y 座標と股関節マーカの Y 座標の差の平均値を下肢長で補正 1 した値．

4 ．外旋歩行

麻痺側遊脚期における足関節マーカ X 座標と第 5 中足骨マーカ X
座標の差を足長で補正 2 した値．

5 ．急激な膝関節の伸展

膝関節マーカが立脚期に後方移動する速度の最大値とトレッドミ
ル歩行速度の差．

6 ．膝屈曲位歩行

単脚支持期の膝関節最大伸展角度．

7 ．遊脚期の膝屈曲不全

健常者と対象者の遊脚期の膝関節最大屈曲角度の差を健常者の最（膝のこわばり）8 ．前足部接地

大屈曲角度で除して 100 を掛けた値．
初期接地時の足関節マーカの Z 座標と第 5 中足骨頭マーカの Z 座標の差から安静立位時の両マーカの Z 座標の差を引いた値を，足長で補正 2 した値．

9 ．内側ホイップ

足関節マーカの，立脚期 25 -75 % 時間における最内側 X 座標と同
75 -100 % 時間の最外側 X 座標の差を足長で補正 2 した値．

10．非麻痺側への体幹の麻痺側後の両脚支持期〜麻痺側遊脚期における，両側肩関節マー

過度な側方移動

カの中点の非麻痺側方向の最外側 X 座標と，麻痺側後の両脚支持期における両側足関節マーカの中点の X 座標の平均値との差を下肢長で補正 1 した値．

1

下肢長で補正：静止立位時の左右の股関節マーカ Z 座標の平均値で除して 100 を乗じる

2

足長で補正：静止立位時の足関節マーカと第 5 中足骨骨頭マーカの距離で除して 100 を乗じる

2.2

骨盤挙上（図 3 ）• 定義：麻痺側遊脚期に麻痺側骨盤が過度に挙上するもの［ 6 ］．
• 指標：股関節マーカの遊脚期の最大 Z 座標と同時期の反対側の股関節マーカのZ 座標の差から，両脚支持期の両股関節マーカの Z 座標の平均値の差を引いた

第6章

74

異常歩行の定量的評価

表3

健常者の内訳

46 名（男性 45 名，女性 1 名）
年齢：60 歳（50 〜 69 歳）
身長：166.6 cm（153.0 〜 181.0 cm）
体重：66.0 kg（48.0 kg 〜 83.0 kg）
平均値（範囲）
40

L

40

前方

前方

座標(cm)

座標(cm)

L

0
外側

0

-40

-40
-20

-10

0

外側

-10

-20

座標(cm)
健常者

図1

分回し歩行

図2

0

-10

10

0

座標(cm)
左片麻痺患者

分回し歩行の指標

図2 分回しの指標

左片麻痺患者．麻痺側下肢を振り 健常者(トレッドミル歩行速度：5.0km/h)と分回しを呈する左片麻痺患者(トレッドミル歩行速度：1.8km/h)の左足関節
健常者（トレッドミル歩行速度： 5.0 km/h）と分回し歩
マーカの水平面におけるリサージュ図形を示す．座標は，X：側方（＋右側，－左側），Y：前後（＋前方，－後方）を示
0‒25，75‒100 % 時間の区間を破線で出す際，下肢を外側方に大きく分 赤色線は立脚期，青色線は遊脚期を示す．立脚期および遊脚期におけるそれぞれの行を呈する左片麻痺患者（トレッドミル歩行速度：
す．

回している．

示している．黒丸は初期接地を，Lは指標値を示す．

1.8 km/h）の左足関節マーカの水平面におけるリサー

ジュ図形を示す．座標は，
X：側方（＋右側，－左側），Y：
前後（＋前方，－後方）を示す．赤色線は立脚期，青色線
は遊脚期を示す．立脚期および遊脚期におけるそれぞれの 0 ～25，75～100％時間の区間を破線で示している．黒丸は初期接地を，L は下肢長で補正する前の指標値を示す．

値を静止立位時の左右の股関節マーカの前額面上の距離で除して 100 を乗じた値．
骨盤挙上は，麻痺側下肢のトゥクリアランスを得るため，股関節または膝関節の屈曲が不十分な場合に多く観察される［ 2 ］．健常者における股関節マーカの前

第 6 章 異常歩行の定量的分析

座標(cm)

95

90

85

左側

右側

上方

上方

75
95

L

-25

90

外側

外側

-20

-15

-10 10

15

20

25

85

座標(cm)
健常者
左側（麻痺側）右側（非麻痺側）上方

上方

座標(cm)

97

92

87

97

L
外側

-27

92

外側

-22

-17

-12 10

15

20

25

87

座標(cm)
左片麻痺患者

図3

骨盤挙上

左片麻痺患者．麻痺側下肢を振り出す際，トゥクリアランスを得るために麻痺側の骨盤

図4

骨盤挙上の指標 図4 骨盤挙上の指標

健常者（トレッドミル歩行速度： 5.0 km/h）と骨盤挙上を呈

健常者（トレッドミル歩行速度：5.0km/h)と骨盤挙上を呈する左片麻痺患者(トレッドミル歩行速度：0.7km/h)の両股関節マーカの前額面におけるリサージュ図形を示す．各座標は，X:側方（+右側，-左側），Z:鉛直（+上方，-下方）を示す．赤色線は立脚期，青色線は遊脚期を示す．黒丸は初期接地を， Lは指標値を示す．

する左片麻痺患者（トレッドミル歩行速度： 0.7 km/h）の両股関節マーカの前額面におけるリサージュ図形を示す．各座を挙上している．膝関節屈曲

標は，X：左右（＋右側，－左側），Z：鉛直（＋上方，－下はほとんど見られない．

方）を示す．赤色線は立脚期，青色線は遊脚期を示す．黒丸は初期接地を，L は補正前の指標値を示す．

額面上の軌跡は U 字型を描き，遊脚期の最大 Z 座標と立脚期の最大 Z 座標はほぼ同値である（図 4 ）．また，健常者において遊脚期に股関節マーカが最大挙上位になる時期は，反対側股関節マーカが立脚期に最大挙上位となる時期とほぼ同じであり，指標の健常値は 1.7 ± 1.9％（mean ± SD）である．骨盤挙上の有無は，前
額面のリサージュ概観図中の両側股関節マーカの相対的な位置関係から推察することができる．
2.3

骨盤後退（図 5 ）• 定義：麻痺側荷重応答期〜立脚中期に足部に対して股関節が後方に残るもの［ 7 ］．
• 指標：単脚支持期における足関節マーカの前後（以下，Y）座標と股関節マーカの Y 座標の差の平均値を下肢長で除して 100 を乗じた値．

76

第6章

異常歩行の定量的評価

(外果マーカY座標)-(股関節マーカY座標)/下肢長×100(%)

20

健常者

10
0

片麻痺患者

0

20

40

60

80

100

-10
-20
-30
-40

図6

単脚支持期(%）

骨盤後退の指標

単脚支持期における足関節マーカと股関節マーカの矢状面上の距離を下肢長で補正した値を示す．横軸は単脚支持期を

図5

骨盤後退

左片麻痺患者．麻痺側下肢が接地した後の麻痺側股関節伸展が不十分で，麻痺側足部の直上よりも後方に麻痺側股関節が残っている．

100％とした時間割合，縦軸は足関節マーカ Y 座標と股関節
マーカ Y 座標の差を下肢長で除して100を乗じた値を示す．
青色破線は健常者（トレッドミル歩行速度： 5.0 km/h）を，赤
色線は骨盤後退を呈する片麻痺患者例（トレッドミル歩行速度： 0.5 km/h）を示す．
指標は，単脚支持期における足関節マーカ Y 座標と股関節
マーカ Y 座標の差の平均値を下肢長で除して100を乗じた値．

骨盤後退は，振り出した下肢の接地後，能動的・選択的に股関節伸展ができず，接地した下肢の上に体重を運べない場合に観察される［ 7 ］．健常者において，初期接地時は股関節に対して足関節が前方に位置するため，足関節マーカの Y 座標と股関節マーカの Y 座標の差はプラスになるが，立脚中期以降，股関節伸展に伴い，値はマイナスになる（図 6 ）．指標の健常値は－13.8 ± 2.6％（mean ± SD）
である．リサージュ図形は時間の概念がなくなってしまうため，骨盤後退の有無
はリサージュ概観図のみから正確に読み取ることはできないが，矢状面上の股関
節マーカと足関節マーカの相対的な位置関係から推察可能である（図 7 ）．
2.4

外旋歩行（図 8 ）• 定義：麻痺側遊脚期に麻痺側股関節が正常よりもつねに大きく外旋しているもの［ 2 ］．
• 指標：遊脚期における足関節マーカ X 座標と第 5 中足骨骨頭マーカ X 座標の

図7

第 6 章 異常歩行の定量的分析

 盤後退を呈する左片麻痺患者のリサージュ概骨観図（矢状面）視診にて骨盤後退が観察された左片麻痺患者の矢状面のリサー
ジュ概観図を示す．麻痺側肩関節マーカと股関節マーカが非麻痺

図8

77

外旋歩行

左片麻痺患者．麻痺側下肢の遊脚中，常に麻痺側股関節が外旋している．

側に対して後方に位置していること，麻痺側股関節マーカが常に麻痺側膝関節マーカよりも後方にあることから，骨盤後退していることが推察できる．

差の平均値を安静立位時の両マーカ間距離（以下，足長）で除して 100 を乗じた値．
外旋歩行は，麻痺側下肢の麻痺が弛緩性で低緊張の場合や，股関節屈曲による麻痺側下肢の振り出しができず，股関節内転筋で代償する場合に多く観察される．
健常者でも高齢になると足角が大きくなる［ 7 ］ため，指標値はわずかにプラスになる（図 9 ）．指標の健常値は 24.5 ± 7.1％（mean ± SD）である．外旋歩行の有無はリサージュ概観図のみから正確に読み取ることはできないが，水平面上の

第6章

78

図9

異常歩行の定量的評価

外旋歩行の指標

遊脚期における足関節マーカと第 5 中足骨頭マーカの前額面上の距離を安静立位時の両マーカ間距離で除して100を乗じた値を示す．横軸は遊脚期を100％とした時間割合，縦軸は足関節マーカ
X 座標から第 5 中足骨頭マーカ Z 座標を引いた値を安静立位時の両マーカ間距離で除して100を乗じた値を示す．青色破線は健常者（トレッドミル歩行速度： 5.0 km/h）を，赤色線は外旋歩行を呈する片麻痺患者例（トレッドミル歩行速度： 1.2 km/h）を示す．指標は，足関節マーカ X 座
標から第 5 中足骨頭マーカ Z 座標を引いた値の平均値を安静立位時の両マーカ間距離で除して100を乗じた値．

足関節マーカと第 5 中足骨骨頭マーカの相対的な位置関係から推察可能である（図 10）．
2.5

急激な膝関節の伸展（図 11）• 定義：麻痺側荷重応答期〜立脚終期に麻痺側膝関節が急激に後方に向かい伸展するもの［ 2 ］．
• 指標：膝関節マーカが立脚期に後方移動する速度の最大値とトレッドミル歩行
速度の差．
急激な膝関節の伸展は下肢の荷重に対する最初の反応であり，大腿四頭筋の弱化や足関節底屈筋の痙縮が強い場合などで多く観察される［ 2 ］．健常者ではトレッドミル歩行速度よりも速く膝関節マーカが後方に移動することはないが，急激な膝関節の伸展を呈する片麻痺患者は，トレッドミル歩行速度よりも速く移動する（図 12）．指標の正常値は，－ 0.7 ± 0.5 km/h（mean ± SD）である．急激

第 6 章 異常歩行の定量的分析

79

図10 外
 旋歩行を呈する左片麻痺患者の足関節と第 5 中足骨頭マーカのリサー
ジュ図形（水平面）
視診にて外旋歩行が観察された左片麻痺患者の足関節マーカと第 5 中足骨頭マーカの水平面のリサージュ図形を示す．足関節マーカと第 5 中足骨頭マーカの横方向の距離は，非麻痺側（右）よりも麻痺側（左）の方が大きい．
(膝関節マーカVy)－(トレッドミル歩行速度)(km/h)

2

立脚期(%)

0
0

20

40

60

80

100

-2

-4

健常者
片麻痺患者

-6

-8

-10

-12
図12 急激な膝関節の伸展の指標

図12 急激な膝関節の伸展の指標
立脚期における，膝関節マーカが後方に移動する速度からトレッドミル速度を引いた値を示す．

立脚期における膝関節マーカが後方に移動する速横軸は立脚期を100%とした時間割合，縦軸は膝関節マーカが後方に移動する速度をプラス，前方に移動する速度をマイナスとし，トレッドミル歩行を引いた値を示す．
青色破線は健常者（トレッドミル歩行速度：5.0km/h)を，赤色線は急激な膝関節の伸展を呈する片麻痺患者例(トレッドミル歩行速度：1.2km/h)を示す．

度からトレッドミル歩行速度を引いた値を示す．横軸は立脚期を100％とした時間割合，縦軸は膝関節

指標は，立脚期に膝関節マーカが後方に移動する速度からトレッドミル歩行速度を引いた値の最大値．

マーカが後方に移動する速度をプラス，前方に移動する速度をマイナスとし，トレッドミル歩行速度を引いた値を示す．青色破線は健常者（トレッドミル
麻痺側初期接地時

麻痺側荷重応答期

歩行速度： 5.0 km/h）を，赤色線は急激な膝関節の伸展を呈する片麻痺患者例（トレッドミル歩行速

図11 急激な膝関節の伸展度： 1.2 km/h）を示す．指標は立脚期に膝関節マー

左片麻痺患者．麻痺側下肢初期接地直後，カが後方に移動する速度からトレッドミル歩行速

急激に膝関節が伸展している．

度を引いた値の最大値．

80

第6章

異常歩行の定量的評価

な膝関節の伸展は，時間の概念がなくなってしまうリサージュ図形から判断することは難しく，マーカの速度のデータを参照する必要がある．
2.6

膝屈曲位歩行（図 13）• 定義：麻痺側立脚期に麻痺側膝関節が屈曲したままであるもの［ 2 ］．
• 指標：単脚支持期の膝関節最大伸展角度．
膝屈曲位歩行は，麻痺側膝伸展筋力が弱い場合や膝関節屈筋群の痙縮が強い場
合などに観察される．健常者では単脚支持期の開始時は膝関節屈曲位であるが，伸展運動に伴い徐々に屈曲角度は小さくなる（図 14）．膝屈曲位歩行を呈する片麻痺患者では，麻痺側単脚支持期の麻痺側膝関節角度の変化に乏しく，重症例では屈曲角度が増加する．指標の健常値は，3.5 ± 4.9°
（mean ± SD）である．膝屈
曲位歩行の有無は，膝関節角度を参照すれば一目瞭然であるが，矢状面のリサー
ジュ概観図における股関節マーカ，膝関節マーカ，足関節マーカの相対的な位置関係から推察可能である（図 15）．

麻痺側前の両脚支持期

麻痺側単脚支持期

麻痺側後の両脚支持期

図13 膝屈曲位歩行左片麻痺患者．麻痺側下肢の立脚期を通して，麻痺側膝関節が屈曲位である．



第 6 章 異常歩行の定量的分析

81

Sagittal plane
180

160

140

膝関節屈曲角度(度)

40
35

120

30
25

100

20
15

ForwardBackward

10

80

健常者
片麻痺患者

5
0
0

20

40

60

80

60

100

単脚支持期(%)

40

図14 膝屈曲位歩行の指標

図14 膝屈曲位歩行の指標
単脚支持期における，膝関節屈伸角度を示す．

20

横軸は単脚支持期を100%とした時間割合，縦軸は膝屈伸角度を示す．
青色破線は破線は健常者(トレッドミル歩行速度：5.0km/h)を，赤色線は膝屈曲位歩行を呈する片麻痺患者例（トレッドミル歩行速度：0.8km/h)を示す．

単脚支持期における，膝関節屈伸角度を示す．横軸は単脚支持期を100％とした時間割合，縦軸は膝屈伸角度を示す．青色破線は破線は健常者（ト指標は，単脚支持期の膝関節最大伸展角度．

レッドミル歩行速度： 5.0 km/h）を，赤色線は膝屈曲位歩行を呈する片麻痺患者例（トレッドミル歩行速度： 0.8 km/h）を示す．指標は，単脚支持期の膝関節最大伸展角度．

-50

-30

0
-10

10

30

右肩関節
左肩関節
重心
右股関節
左股関節
右膝関節
左膝関節
右足関節
左足関節
右第5中足骨骨頭
左第5中足骨骨頭50

図15 膝 屈曲位歩行を呈する左片麻痺患者のリサージュ概観図（矢状面）
動画から，屈曲位歩行が観察された左片麻痺
患者の矢状面のリサージュ概観図を示す．麻痺側膝関節マーカの軌跡は常に股関節，足関節の前にあることから，常に膝関節屈曲位であると推察できる．

2.7

遊脚期の膝屈曲不全（膝のこわばり）（図 16）• 定義：麻痺側遊脚期に麻痺側膝関節の最大屈曲角度が減少しているもの［ 8 ，9 ，10，11］．
• 指標：健常者と対象者の遊脚期の膝関節最大屈曲角度の差を健常者の最大屈曲角度で除して 100 を乗じた値．
遊脚期の膝屈曲不全は，大腿直筋の痙縮が強い場合などに多く観察される［11］．
健常者は遊脚初期に膝関節最大屈曲位（65.8 ± 6.7°，mean ± SD）に達し，遊脚
終期では 0 °に近づくが，遊脚期の膝屈曲不全を呈する片麻痺患者では膝関節角度の変化に乏しく，健常者との膝関節最大屈曲角度の差は大きくなる（図 17）．遊脚期の膝屈曲不全の有無は，膝関節角度を参照すれば一目瞭然であるが，麻痺側の膝関節が屈曲しないため，トゥクリアランスを確保するために麻痺側膝を上方

82

第6章

異常歩行の定量的評価

麻痺側つま先離地時

両下肢が交差する時期

麻痺側初期接地時

図16 遊脚期の膝屈曲不全（膝のこわばり）
左片麻痺患者．麻痺側下肢の遊脚中，正常歩行と比較して膝関節屈曲が減少している．

に大きく持ち上げるといった代償運動がリサージュ概観図で確認できる（図 18）．
2.8

前足部接地（図 19）• 定義：麻痺側の初期接地時に前足部から接地するもの［ 6 ］．
• 指標：初期接地時の足関節マーカの Z 座標と第 5 中足骨骨頭マーカの Z 座標の差から安静立位時の両マーカの Z 座標の差を引いた値を足長で除して 100 を乗じた値．
前足部接地は，ハムストリングスと足関節底屈筋の複合した痙縮がある場合や弛緩性麻痺の患者に多く観察される［ 2 ］．健常者において初期接地する部位は踵であり，初期接地時に足関節はわずかに背屈しているため，足関節マーカ Z 座標と第 5 中足骨骨頭マーカ Z 座標の差は，初期接地時よりも安静立位時の方が大きくなる．指標の健常値は－ 14.0 ± 8.0％（mean ± SD）である．前足部接地を呈す
る片麻痺患者は，足関節マーカ Z 座標と第 5 中足骨骨頭マーカ Z 座標の差が安静
立位時よりも大きくなり，指標値はプラスになる（図 20）．



第 6 章 異常歩行の定量的分析

8370

膝関節屈曲角度(度)

60
50

L

40

健常者
片麻痺患者

30
20
10
0
0

20

40

60

80

100

遊脚期(%)
遊脚期の膝屈曲不全（膝のこわばり）の指標
図17 図17遊
脚期の膝屈曲不全（膝のこわばり）の指標

遊脚期における，膝関節屈曲角度を示す．
横軸は遊脚期を100%とした時間割合，縦軸は膝関節屈曲角度を示す．
青色破線は健常者(トレッドミル歩行速度：5.0km/h)を，赤色線は遊脚期の膝屈曲不全を呈する片麻痺患者例（トレッドミル歩行速度：1.4km/h)を示す．

遊脚期における，膝関節屈曲角度を示す．横軸は

指標は，健常者と対象者の遊脚期の膝関節最大屈曲角度の差(L)を，健常者の最大屈曲角度で除して100を掛けた値．

遊脚期を100％とした時間割合，縦軸は膝関節屈
曲角度を示す．青色破線は健常者（トレッドミル
歩行速度：5.0 km/h）を，赤色線は遊脚期の膝屈曲不全を呈する片麻痺患者例（トレッドミル歩行速度：1.4 km/h）を示す．指標は，健常者と対図18 遊
 脚期の膝屈曲不全（膝のこわばり）を呈する左片麻痺患者のリサージュ概観図（矢状面）
動画から，遊脚期の膝屈曲不全が観察された

左片麻痺患者の矢状面のリサージュ概観図を
象者の遊脚期の膝関節最大屈曲角度の差（L）を，示す．麻痺側股・膝関節マーカの上下の振幅
健常者の最大屈曲角度で除して100を乗じた値．
は，非麻痺側と比較して大きい．

2.9

内側ホイップ（図 21）• 定義：麻痺側立脚終期〜前遊脚期につま先を支点に踵部が内側に移動するもの［ 8 ，12］．
• 指標：足関節マーカの立脚期 25～75％における最外側 X 座標と同 75～100％時
間の最内側 X 座標の差を足長で除して 100 を乗じた値．
健常者では，立脚期 75～100％に足関節マーカは外側に移動し遊脚期に移行するが，内側ホイップを呈する片麻痺患者では，同時期に足関節マーカが内側に移動する（図 22）．指標値は，立脚期 25 ～ 75％における最外側 Z 座標を基準とし，内側をプラス，外側をマイナスとして算出した．健常値は－8.5 ± 4.7 ％（mean ±SD）である．

84

第6章

異常歩行の定量的評価

図19 前足部接地
左片麻痺患者．麻痺側下肢の初期接地が，前足部である．

座標(cm)

a

24

上方

b

L

0

上方

座標(cm)

24

a

L

b

0

-4
-40

0

座標(cm)
健常者

図20 前足部接地の指標

40

-4

-40

0

座標(cm)
左片麻痺患者

40

図20 前足部接地の指標

健常者（トレッドミル歩行速度：5.0km/h）と前足部接地を呈する左片麻痺患者（トレッドミル歩行速度：2.1km/h)の左足関節(a)と左第5中足骨頭マーカ(b)の矢状面におけるリサージュ図形を示す．座標は，Y:前後（+前方，-後方），
Z:鉛直（+上方，-下方）を示す．赤色線は立脚期，青色線は遊脚期を示す．黒丸は初期接地を， Lは指標値を示す．

健常者（トレッドミル歩行速度： 5.0 km/h）と前足部接地を呈する左片麻痺患者（トレッドミル
歩行速度： 2.1 km/h）の左足関節（a）と左第 5 中足骨骨頭マーカ（b）の矢状面におけるリサー
ジュ図形を示す．座標は，Y：前後（＋前方，－後方），Z：鉛直（＋上方，－下方）を示す．赤色線は立脚期，青色線は遊脚期を示す．黒丸は初期接地を，L は足長で補正する前の指標値を示
す．

2 .10

非麻痺側への体幹の過度側方移動（図 23）• 定義：麻痺側遊脚期に体幹が非麻痺側へ過度に側方移動するもの［ 2 ，
13，
14］
．
• 指標：麻痺側後の両脚支持期〜麻痺側遊脚期における，両側肩関節マーカの中

第 6 章 異常歩行の定量的分析40

前方座標(cm)

座標(cm)

40

0
外側

85

前方

0
外側

L
L

-40
-20

-10

0

-40

座標(cm)
健常者

図21 内側ホイップ
左片麻痺患者．踵離地からつま先離地の間，踵がつま先を支点にして身体内側に向かって移動している．

-20

-10

0

座標(cm)
左片麻痺患者

図22 内側ホイップの指標
図22 内側ホイップの指標
健常者(トレッドミル歩行速度：5.0km/h)と内側ホイップを呈する左片麻痺患者(トレッドミル歩行速度：1.7km/h)の左健常者（トレッドミル歩行速度：
5.0 km/h）と内側ホイップを呈足関節マーカの水平面におけるリサージュ図形を示す．座標は，X：側方（＋右側，－左側），Y：前後（＋前方，－後方）を示す．
する左片麻痺患者（トレッドミル歩行速度：
1.7 km/h）の左足関
青色線は遊脚期，立脚期における0‒25%時間の区間をオレンジ色線，25-75%時間の区間を赤線，75‒100 % 時間の区間を

節マーカの水平面におけるリサージュ図形を示す．座標は，X：
ピンク色線で示している．黒丸は初期接地を，Lは指標値を示す．

側方（＋右側，－左側），Y：前後（＋前方，－後方）を示す．青色線は遊脚期，立脚期における 0 ～25％時間の区間をオレンジ色
線，25～75％時間の区間を赤線，75～100％時間の区間をピンク色線で示している．黒丸は初期接地を，L は足長で補正する前の指標値を示す．

点の非麻痺側方向の最外側 X 座標から麻痺側後の両脚支持期における両側足関節マーカの中点の X 座標の平均値の差．
健常者において，一方の下肢が遊脚する際，反対側に重心が側方移動するため，指標値はプラスになるが，非麻痺側への体幹の過度な側方移動を呈する患者は，指標値が大きくなる（図 24）．健常値は， 3.6 ± 1.3 ％（mean ± SD）である．非麻痺側への体幹の過度な側方移動の有無は，前額面のリサージュ概観図の肩関節
マーカ，股関節マーカ，足関節マーカの相対的な位置関係と振幅から推察可能である（図 25）．
3. ま

と

め

リハビリテーション医療における歩行分析において，異常歩行パターンの特徴

86

第6章

異常歩行の定量的評価
((両側肩関節マーカの中点のX座標)-(麻痺側後の両脚支持期における両側足関節マーカの中点のX座標の平均値))/下肢長×100(% )

25

20

15

健常者

10

5

0

図23 非
 麻痺側への体幹の過度な側方移動
左片麻痺患者．麻痺側下肢の遊脚中，体幹が非麻痺側方向
へ大きく傾いている．

片麻痺患者

0
20
40
60
80
100
麻痺側後の両脚支持期〜麻痺側遊脚期を100%とした時間割合

図24 非麻痺側への体幹の過度な側方移動の指標
麻痺側後の両脚支持期〜麻痺側遊脚期における，両側肩関節
マーカの中点の X 座標と非麻痺側後の両脚支持期における両側足関節マーカの中点の X 座標の差を，下肢長で除して100を乗じた値の変化を示す．横軸は麻痺側後の両脚支持期〜麻痺
側遊脚期を100% とした時間割合，縦軸は両側肩マーカの中点の X 座標と非麻痺側後の両脚支持期における両側足関節マー
カの中点の X 座標の差を，下肢長で除して100を乗じた値を示す．青色破線は健常者（トレッドミル歩行速度： 5.0 km/h）
を，赤線は非麻痺側への体幹の過度な側方移動を呈する片麻痺患者例（トレッドミル歩行速度： 1.2 km/h）を示す．指標は，麻痺側後の両脚支持期〜麻痺側遊脚期における，両側肩関
節マーカの中点の非麻痺側方向の最外側 X 座標と，麻痺側後の両脚支持期における両側足関節マーカの中点の X 座標の平均値との差を，下肢長で除して100を乗じた値．

を抽出し，群化あるいは概念化することは治療対象とすべき問題点を把握すること，治療的介入方法を考えるうえで重要［15］である．
本章で紹介した異常歩行の指標は，KinemaTracer Ⓡに標準プログラムとして搭載しており，計測したデータは解析用ソフトで自動処理され，簡便に定量化することができる．



第 6 章 異常歩行の定量的分析

87

図25 非
 麻痺側への過度な体幹の側方移動を呈する左片麻痺患者のリサージュ概観図（前額面）
動画から，非麻痺側への過度な体幹の側方移動を呈する左片麻痺患者（手すり使用）の矢状面のリサージュ概観図を示す．肩関節マーカと股関節マーカの左右の振幅が大きい．また，右肩関節マーカが右股関節マーカよりも相対的に外側に位置していることから，体幹が右側屈していると推察できる．

文

献［ 1 ］ Olney SL, Griffin MP, McBride ID : Temporal, kinematic, and kinetic variables
related to gait speed in subjects with hemiplegia : a regression approach. Phys
Ther 1994 ; 74 : 872-885［ 2 ］ Perry J, Burnfield J : Gait Analysis : Normal and Pathological Function. SLACK,
Thorofare, 1992
［ 3 ］ 上田 敏，大川弥生 編 : リハビリテーション医学大事典．医歯薬出版，東京，
1996［ 4 ］ 中村隆一，齋藤 宏，長崎 浩 : 基礎運動学 第 6 版．医歯薬出版，東京，2003［ 5 ］ 谷川広樹，大塚 圭，才藤栄一，伊藤慎英，山田純也，村岡慶裕，冨田昌夫，橋本修二 : 視診による歩行分析における評価者間信頼性の検討．総合リハビリ
テーション 2010 ; 38 : 1175-1181［ 6 ］ Itoh N, Kagaya H, Saitoh E, Ohtsuka K, Yamada J, Tanikawa H, Tanabe S, Itoh

88

［7］
［8］
［9］

［10］
［11］

［12］

［13］
［14］
［15］

第6章

異常歩行の定量的評価

N, Aoki T, Kanada Y : Quantitative assessment of circumduction, hip hiking,and forefoot contact gait using Lissajous figures. Jpn J Compr Rehabil Sci
2012 ; 3 : 78-84
Davis PM : Steps to Follow. 2 nd Ed, Springer-Verlag, Berlin, 2000
Brunnstrom S : Movement Therapy in Hemiplegia : A NeurophysiologicalApproach, Harper & Row, New York, 1970
Namdari S, Pill SG, Makani A, Keenan MA : Rectus femoris to gracilis muscle
transfer with fractional lengthening of the vastus muscles: a treatment for
adults with stiff knee gait. Phys Ther 2010 ; 90 : 261-268
Reinbolt JA, Fox MD, Arnold AS, Ounpuu S, Delp SL : Importance of preswing
rectus femoris activity in stiff-knee gait. J Biomech 2008 ; 41 : 2362-2369
Alberto Esquenazi : Botulinum toxin in the treatment of lower limb spasticiy.
in Spasticity: Diagnosis and Management（ed by Brasher A, Elovic E）．Demos
Medical Publishing, New York, 2010 ; pp 119-129
Menard MR, McBride ME, Sanderson DJ, Murray DD : Comparative
biomechanical analysis of energy-storing prosthetic feet. Arch Phys Med
rehabil 1992 ; 73 : 451-458
Lorenze EJ, Derosa AJ, Keenan EL : Ambulation problems in hemiplegia. Arch
Phys Med Rehabil 1958 ; 39 : 366-370
Woolley SM : Characteristics of gait in hemiplegia. Top Stroke Rehabil 2001 ; 7 :1-18
星 文彦 : 理学療法における異常歩行分析の考え方．理学療法 2009 ; 26 : 79-85



第7章

第7章

臨床例

89

臨床例

Keywords：三次元トレッドミル歩行分析，LOP（Lissajous Overview Picture）
1 . 三次元トレッドミル歩行分析の臨床応用の実際
各疾患または各障害の特徴を時間・距離因子，関節角度，LOP を用いて概説する（表 1 ）．

表1

本章で取り扱う疾患

＜疾患別＞

歩行速度

装具・義足

手すり

脳出血（右片麻痺）

右 CEPAなし

3.3

脳梗塞（左片麻痺）

左 APS-AFO

右手すり

1.0

不全脊髄損傷（痙性対麻痺）

両 APS-AFO

両手すり

1.2

小児脳性麻痺

両 APS-AFO

左手すり

3.4

パーキンソン病

なし

両手すり

1.3

切断（大腿切断）

左大腿義足

両手すり

2.7

切断（下腿切断）

左下腿義足

なし

3.9

変形性股関節症（デュシェンヌ歩行）

なし

なし

1.5

変形性股関節症（トレンデレンブルグ歩行）

なし

なし

2.0

神経症（転換性障害）

なし

なし

0.6

脳出血（右片麻痺）

右 APS-AFO

なし

4.2

ポリオ

右 P-AFO

なし

1.2

なし

左手すり

0.9

（ km/h）＜装具効果の検討＞＜ボツリヌス治療効果の検討＞
脳出血（右片麻痺）

第7章

90

臨床例

2 . 臨床例（疾患別）
2.1

脳出血（右片麻痺）＜症例プロフィール＞
年齢

53 歳

発症後日数

性別

男性

SIAS motor 下肢

73 日
4 -4 -4

身長175 cm

トレッドミル速度

3.3 km/h

体重

71 kg

手すり

なし

診断名

脳出血

装具

右 CEPA（Clear Eight Plastic
AFO：簡易型装具）

障害側

右

平地歩行

右 CEPA，左 T 字杖

＜所見＞
・各マーカの運動パターンは，健常者とほほ同様（矢状面，前額面，水平面）
・麻痺側の肩関節，股関節，膝関節が非麻痺側より前方に変位（矢状面）
・遊脚終期で麻痺側の膝関節の軌跡が非麻痺側より挙上（矢状面，前額面）
・麻痺側の第 5 中足骨骨頭が低い軌道（矢状面）
・麻痺側の単脚支持期割合が非麻痺側より減少
・非麻痺側の歩幅が麻痺側より短縮

表2
周期
MEAN_RSD
CV
MEAN_L
SD
CV

1.1
0.0
4.0
1.1
0.0
3.1

時間・距離因子

歩行率 立脚時間 立脚割合 遊脚時間 遊脚割合
107.2

107.5

0.7
0.0
5.5
0.8
0.0
3.3

63.5
1.7
2.6
68.9
1.7
2.5

0.4
0.0
4.8
0.3
0.0
7.1

36.5
1.7
4.6
31.2
1.7
5.5

両脚支持 両脚支持 重複歩
時間
割合
距離
0.2
16.2
102.4
0.0
1.5
4.2
10.4
9.3
4.1
0.2
16.2
102.6
0.0
1.3
4.0
8.3
7.9
3.9

歩幅
54.7
2.6
4.8
47.7
3.4
7.0

※単位：周期（s），歩行率（steps/min），立脚時間（s），立脚割合（%），遊脚時間（s），遊脚割合（%），両脚支持時間（s），
両脚支持割合（%），重複歩距離（cm），歩幅（cm）



第7章

図1

臨床例

91

脳出血（右片麻痺）例の LOP＜まとめ＞
各関節マーカの運動パターンは健常者とほぼ同様であるが，運動の大きさや相対的位置に左右差を認める．麻痺側の第 5 中足骨骨頭の低い軌道はトゥクリアラ
ンス低下を反映したものである．また，遊脚終期で認められた麻痺側の膝関節挙上は，トゥクリアランスを確保させる代償運動と推察できる．また，麻痺側下肢の機能障害による支持性低下が，麻痺側の単脚支持期割合の短縮や非麻痺側歩幅

第7章

92

臨床例

の短縮に影響を及ぼした可能性が考えられる．
2.2

脳梗塞（左片麻痺）＜症例プロフィール＞
年齢

51 歳

SIAS motor 下肢

1 -2 -0

性別

女性

トレッドミル速度

1.0 km/h

身長

151 cm

手すり

右手すり

体重

44 kg

診断名

脳梗塞

装具

障害側

左

左 APS-AFO（Adjustable Posterior
Strut Ankle Foot Orthosis：調整機
能付き後方平板支柱型短下肢装具）

発症後日数

88 日

平地歩行

左 APS-AFO，右 T 字杖

＜所見＞
・各マーカの運動パターンは，左右非対称的（矢状面，前額面，水平面）
・重心が非麻痺側の足関節上に変位（前額面）
・麻痺側の足関節と第 5 中足骨骨頭が半円状の弧を描く軌跡（水平面）・麻痺側の第 5 中足骨骨頭が低い軌道（矢状面）
・麻痺側の股関節と膝関節が非麻痺側より挙上（矢状面，前額面）
・両側の肩関節，股関節の左右方向の運動が増大（前額面）・両側の肩関節の前後方向の運動が増大（矢状面）
・麻痺側の単脚支持期割合が非麻痺側より減少
・非麻痺側の歩幅が麻痺側より短縮

表3
氏名

周期

MEAN_RSD
CV
MEAN_L
SD
CV

1.7
0.0
2.7
1.7
0.1
4.5

時間・距離因子

歩行率 立脚時間 立脚割合 遊脚時間 遊脚割合
69.6

70.1

1.5
0.0
2.7
1.0
0.1
6.8

84.1
1.2
1.4
58.5
2.2
3.7

0.3
0.0
8.3
0.7
0.0
5.5

15.9
1.2
7.3
41.5
2.2
5.2

両脚支持 両脚支持 ストラ
ステップ
時間
割合
イド
0.4
23.2
48.1
21.4
0.0
1.6
2.0
1.9
7.9
7.0
4.1
8.9
0.3
19.1
47.2
25.9
0.1
2.7
2.3
1.9
15.2
14.0
4.9
7.2

※単位：周期（s），歩行率（steps/min），立脚時間（s），立脚割合（%），遊脚時間（s），遊脚割合（%），両脚支持時間（s），
両脚支持割合（%），ストライド（cm），ステップ（cm）



第7章

図2

臨床例

93

脳梗塞（右片麻痺）例の LOP＜まとめ＞
本症例は，左右非対称性の歩容を呈している．重心が非麻痺側上に変位していることから，歩行中常に非麻痺側優位の荷重を呈していたことが推察できる．また，麻痺側は，分回しを呈し，トゥクリアランスが低下していたと考えられる．さらに，トゥクリアランス確保を目的として AFO を使用しているが，分回しや麻痺側の股・膝関節の挙上も代償として関与していたと推察できる．体幹の左右・

第7章

94

臨床例

前後の運動の増大は，手すりの使用による影響が大きいと考えられる．麻痺側下肢の運動麻痺が重度であることから下肢の支持性低下が疑われ，麻痺側の単脚支持期割合の減少，非麻痺側歩幅の短縮に影響を及ぼしたと考えられる．
2.3

不全脊髄損傷（痙性対麻痺）＜症例プロフィール＞
年齢

53 歳

性別

男性

身長

170 cm

体重

74 kg

診断名
障害側
発症後日数

ASIA

C（Neurological Level：motor L 1 /
L 1 ，sensory L 1 /L 1 ，L 4 ）MAS（右／左）大腿四頭筋 2 / 2 ，ハムストリング
ス 2 / 2 ，下腿三頭筋 3 / 3不全脊髄損傷 Th12

トレッドミル速度

1.2 km/h

両側

手すり

両手すり

1,989 日装具

両 APS-AFO＜所見＞
・各マーカの運動パターンは，健常者とは異なるが左右対称的（矢状面，前額面，水平面）
・股関節に比べ肩関節が前方に変位（矢状面）
・両側の肩関節，股関節，重心の左右方向の運動が増大（前額面）
・両側の第 5 中足骨骨頭が半円状の弧を描く軌跡（水平面）・両側の第 5 中足骨骨頭が低い軌道（矢状面）
・遊脚期における両側の膝関節の上方の運動が増大（矢状面）
・遊脚期における両側の膝関節の屈曲不全

表4
氏名

周期

MEAN_RSD
CV
MEAN_L
SD
CV

2.6
0.1
2.7
2.7
0.0
1.6

時間・距離因子

歩行率 立脚時間 立脚割合 遊脚時間 遊脚割合
45.3

45.1

2.0
0.1
3.4
2.1
0.0
2.1

76.8
2.0
2.7
77.9
1.5
1.9

0.6
0.1
9.6
0.6
0.0
6.8

23.2
2.0
8.8
22.1
1.5
6.6

両脚支持 両脚支持 ストラ
ステップ
時間
割合
イド
0.8
29.4
88.9
44.1
0.0
1.9
4.4
3.1
6.0
6.6
4.9
7.0
0.7
25.6
88.2
44.1
0.1
2.2
2.0
2.7
8.6
8.7
2.2
6.2

※単位：周期（s），歩行率（steps/min），立脚時間（s），立脚割合（%），遊脚時間（s），遊脚割合（%），両脚支持時間（s），
両脚支持割合（%），ストライド（cm），ステップ（cm）



第7章

図3

不全脊髄損傷（痙性対麻痺）例の LOP

臨床例

95

＜まとめ＞
本症例は，歩行中に下肢伸筋群の痙縮による膝関節屈曲不全と足関節の過剰な底屈が出現する．トゥクリアランスの確保を目的として AFO を使用しているが，代償運動として分回しも出現している．また，体幹の前後左右方向への大きな運動は，両側に使用した手すりの影響が大きく，振り出しの代償運動であったと推
察できる．

第7章

96
2.4

臨床例

小児脳性麻痺

＜症例プロフィール＞
年齢

9歳

性別

男性

SIAS motor 下肢

Rt 4 - 4 - 2 ，Lt 4 - 4 - 4

身長

123 cmMAS

腸腰筋 1 +/ 1 +，ハムストリングス
1 +/ 1 +，下腿三頭筋 2 / 1 +

体重
診断名

25 kg

トレッドミル速度

3.4 km/h

小児脳性麻痺

手すり

左手すり

障害側

両側

装具

両 APS-AFO

発症後日数3,155 日平地歩行

両 APS-AFO，右ロフストランド杖＜所見＞
・各マーカの運動パターンは，足関節と第 5 中足骨骨頭を除きほぼ対称的（矢状面，前額面，水平面）・股関節に対して肩関節が前方に変位（矢状面）
・健常者に比べ，足関節，第 5 中足骨
骨頭が重心の後方に変位（矢状面）
・右 側の足関節・第 5 中足骨骨頭は，遊脚初期に内側方向に変位した後，外側方向に半円状の弧を描く軌跡（水平面）・両側の肩関節，股関節の鉛直・左右方向の運動が増大（矢状面，前額面）・右 側の股関節の最大屈曲角度が左
側より減少

周期

MEAN_RSD
CV
MEAN_L
SD
CV

1.1
0.0
2.1
1.1
0.0
2.7

股関節角度

赤色：右股関節，青色：左股関節
太線：平均値，細線：±標準偏差

表5
氏名

図4

時間・距離因子

歩行率 立脚時間 立脚割合 遊脚時間 遊脚割合
112.8

112.6

0.6
0.0
4.0
0.7
0.0
3.0

59.3
1.8
3.0
62.7
1.2
1.9

0.4
0.0
4.6
0.4
0.0
4.7

40.7
1.8
4.3
37.3
1.2
3.3

両脚支持 両脚支持 ストラ
ステップ
時間
割合
イド
0.1
10.8
100.6
48.1
0.0
1.3
2.6
2.0
12.2
12.4
2.6
4.2
0.1
11.3
100.5
52.3
0.0
0.7
3.2
2.5
7.4
6.5
3.2
4.8

※単位：周期（s），歩行率（steps/min），立脚時間（s），立脚割合（%），遊脚時間（s），遊脚割合（%），両脚支持時間（s），
両脚支持割合（%），ストライド（cm），ステップ（cm）



第7章

図5

臨床例

97

小児脳性麻痺例の LOP・両側とも立脚期における過度な膝関節屈曲＜まとめ＞
矢状面の各マーカ間の前後の位置関係から歩行中の前傾姿勢が推察できる．また，膝関節が常に屈曲位で歩行していることがわかる．右側の足関節・第 5 中足骨骨頭は，遊脚初期に内側方向に変位した軌跡は，内側ホイップを反映したもの

第7章

98

臨床例

と考えられ，その後の分回しを呈したとみられる．初期接地時における右股関節の最大屈曲角度は左側より減少しており，右下肢の歩幅の短縮にも影響していると考えられる．
2.5

パーキンソン病＜症例プロフィール＞
年齢

76 歳

発症後日数

429 日

性別

女性

Hoehn-Yahr の重症度分類

stage Ⅲ

身長153 cm

トレッドミル速度

1.3 km/h

体重

43 kg

手すり

両手すり

診断名

パーキンソン病

装具

なし

障害側

両側

平地歩行

シルバーカー＜所見＞
・すべてのマーカの軌跡が小さい（矢状面，前額面，水平面）・股関節に対して肩関節が前方に変位（矢状面）
・両側の第 5 中足骨骨頭が低い軌道（矢状面）
・股関節と足関節に対して膝関節が前方に変位・両脚支持期割合が健常者より増加
・歩幅が短縮し，歩行率が増加

表6
氏名

周期

MEAN_RSD
CV
MEAN_L
SD
CV

0.8
0.0
2.5
0.8
0.0
4.4

時間・距離因子

歩行率 立脚時間 立脚割合 遊脚時間 遊脚割合
159.0

159.0

0.5
0.0
3.0
0.5
0.0
5.3

72.4
1.5
2.1
70.6
2.8
3.9

0.2
0.0
6.4
0.2
0.0
11.2

27.6
1.5
5.5
29.4
2.8
9.4

両脚支持 両脚支持 ストラ
ステップ
時間
割合
イド
0.2
23.1
27.3
11.4
0.0
2.7
0.8
0.9
11.8
11.5
3.0
8.1
0.2
20.0
27.2
15.9
0.0
2.1
1.0
0.6
9.9
10.5
3.8
4.0

※単位：周期（s），歩行率（steps/min），立脚時間（s），立脚割合（%），遊脚時間（s），遊脚割合（%），両脚支持時間（s），
両脚支持割合（%），ストライド（cm），ステップ（cm）



第7章

図6

臨床例

99

パーキンソン病例の LOP＜まとめ＞
全身的に各マーカの運動がみられず，歩幅が短く歩行率が高い，さらにトゥク
リアランスが低下していることから，小刻み歩行，すり足歩行を呈していると推察できる．体幹が前傾位でほとんど動きがみられない点は，パーキンソン病の症状の特徴を捉えていると考えられる．また，股・膝・足関節の相対的な位置関係
から歩行中に膝が常に屈曲位を呈していることが推察できる．

100
2.6

第7章

臨床例

切断（大腿切断）＜症例プロフィール＞
年齢

79 歳

トレッドミル速度

2.7 km/h

性別

男性

手すり

両手すり

身長

167 cm

体重

40 kg

義足

左大腿義足（骨格構造義足，膝継手：固定膝）診断名

大腿切断（外傷性）

脚長差

右下肢の方が 2 cm 長い

障害側

左

平地歩行

歩行器

発症後日数

18 ,263 日＜所見＞
・肩関節，股関節の運動パターンは左右ほぼ対称的であるが，膝・足関節，第5 中足骨頭が非対称的である（矢状面，前額面，水平面）・股関節に対して肩関節が前方に変位（矢状面）
・両側の第 5 中足骨骨頭が半円状の弧を描く軌跡（水平面）
・両側の第 5 中足骨骨頭が低い軌道（矢状面）
・両側の肩関節，股関節，重心が立脚中期で右上方に移動

図7・左側の膝関節は角度変化なし

膝関節角度

赤色：右膝関節，青色：左膝関節
太線：平均値，細線：±標準偏差

表7
氏名

周期

MEAN_RSD
CV
MEAN_L
SD
CV

1.3
0.1
4.1
1.3
0.1
5.0

時間・距離因子

歩行率 立脚時間 立脚割合 遊脚時間 遊脚割合
89.8

90.3

1.0
0.0
3.9
0.8
0.0
5.3

73.2
1.3
1.8
62.6
1.1
1.8

0.4
0.0
7.8
0.5
0.0
6.6

26.8
1.3
4.9
37.4
1.1
2.9

両脚支持 両脚支持 ストラ
ステップ
時間
割合
イド
0.2
18.1
100.3
47.0
0.0
1.9
4.4
2.6
9.3
10.5
4.4
5.5
0.2
18.0
100.0
53.3
0.0
0.9
6.7
4.6
7.1
5.0
6.7
8.6

※単位：周期（s），歩行率（steps/min），立脚時間（s），立脚割合（%），遊脚時間（s），遊脚割合（%），両脚支持時間（s），
両脚支持割合（%），ストライド（cm），ステップ（cm）



第7章

図8

臨床例

101

切断（大腿切断）例の LOP＜まとめ＞
本症例は，平地歩行で歩行器を使用しており，トレッドミル歩行でも両側の手すりを使用している．両側の肩関節と股関節の右上方への運動パターンは，右下肢の伸び上がり歩行と推察できる．また，左下肢は分回しを呈している，本症例の大腿義足の膝関節部は固定され，常に屈曲伸展 0 度の状態であるため，遊脚期のトゥクリアランス確保には不利となる．したがって，伸び上がり歩行や分回しはトゥクリアランス確保の代償運動と考えられる．

102
2.7

第7章

臨床例

切断（下腿切断）＜症例プロフィール＞
年齢

50 歳

発症後日数

889 日

性別

女性

トレッドミル速度

3.9 km/h

身長

162 cm

手すり

なし

体重

40 kg

義足

左下腿義足（骨格構造義足）

診断名

下腿切断（慢性腎不全）

脚長差

なし

障害側

左

平地歩行

右 T 字杖＜所見＞
・水平面における足関節と第 5 中足骨骨頭を除き，各マーカの運動パターンは健常者とほぼ同様（矢状面，前額面，水平面）
・右側の肩関節が左側に比べ，後方に変位かつ下制（矢状面，前額面）
・両側の第 5 中足骨骨頭が低い軌道（矢状面）
・左側の足関節の内側方向への運動が増大（前額面，水平面）
・左側の足関節は角度変化なし

図9

足関節角度

赤色：右足関節，青色：左足関節
太線：平均値，細線：±標準偏差

表8
氏名

周期

MEAN_RSD
CV
MEAN_L
SD
CV

1.0
0.0
2.3
1.0
0.0
2.4

時間・距離因子

歩行率 立脚時間 立脚割合 遊脚時間 遊脚割合
117.9

117.7

0.7
0.0
2.8
0.7
0.0
3.3

67.3
1.3
2.0
67.8
1.7
2.5

0.3
0.0
4.6
0.3
0.0
6.3

32.8
1.3
4.0
32.2
1.7
5.4

両脚支持 両脚支持 ストラ
ステップ
時間
割合
イド
0.2
18.0
110.4
54.5
0.0
1.5
3.4
2.2
7.8
8.0
3.1
4.0
0.2
17.0
110.2
55.7
0.0
1.5
2.7
2.7
9.0
8.9
2.5
4.9

※単位：周期（s），歩行率（steps/min），立脚時間（s），立脚割合（%），遊脚時間（s），遊脚割合（%），両脚支持時間（s），
両脚支持割合（%），ストライド（cm），ステップ（cm）



第7章

臨床例

103

図10 切断（下腿切断）例の LOP＜まとめ＞
全身的には健常者とほぼ同様の運動パターンを呈しているが，両側の肩関節に
前後．鉛直方向の非対称性を認め，身体がわずかに左側に傾斜していることがわかる．その他，運動パターンの異常所見は切断側である左下肢の足関節に限局している．左足関節の内側への運動が右に比べて大きいのは，身体の傾斜に伴って内側に振り出された左下肢を転倒回避のために外側に軌道修正した現象であると

104

第7章

臨床例

推察できる．
2.8

変形性股関節症（デュシェンヌ歩行）＜症例プロフィール＞
年齢

56 歳

性別

女性

障害側

両側

身長

149 cmMMT（右／左）腸腰筋 4 / 4 ，中殿筋 2 / 2 ，大腿四頭筋 4 / 4 ，下腿三頭筋 5 / 5

体重
診断名

52 kg

トレッドミル速度

1.5 km/h

変形性股関節症

手すり

なし

装具

なし

平地歩行

左 T 字杖※足関節マーカは計測上の都合により足関節下方に貼付＜所見＞
・各マーカの運動パターンは，左右対称的である（矢状面，前額面，水平面）・股関節の運動がみられない（矢状面，前額面，水平面）
・両側の肩関節が外側下方へ移動し，「ハの字」型を呈している．
・股関節と足関節に対して膝関節が前方に変位

表9
氏名

周期

MEAN_RSD
CV
MEAN_L
SD
CV

1.1
0.0
3.0
1.1
0.0
2.7

時間・距離因子

歩行率 立脚時間 立脚割合 遊脚時間 遊脚割合
113.9

113.8

0.8
0.0
5.7
0.8
0.0
5.3

75.3
3.2
4.2
79.8
3.3
4.1

0.3
0.0
13.3
0.2
0.0
15.2

24.7
3.2
12.8
20.2
3.3
16.2

両脚支持 両脚支持 ストラ
ステップ
時間
割合
イド
0.3
25.1
43.9
19.6
0.0
3.2
2.4
2.2
13.5
12.9
5.4
11.4
0.3
30.2
43.6
24.4
0.0
3.6
4.3
2.2
12.8
11.8
9.8
8.9

※単位：周期（s），歩行率（steps/min），立脚時間（s），立脚割合（%），遊脚時間（s），遊脚割合（%），両脚支持時間（s），
両脚支持割合（%），ストライド（cm），ステップ（cm）



第7章

臨床例

105

図11 変形性股関節症（デュシェンヌ歩行）例の LOP＜まとめ＞
両側肩関節は左右下方に大きく運動しているが，股関節はほとんど動いていな
いことから，股関節を支点にした体幹側屈だと推察できる．この運動パターンは，中殿筋の筋力低下を認めることもふまえ，デュシェンヌ歩行を反映したものと考えられる．また，股・膝・足関節の相対的な位置関係から歩行中に膝が常に屈曲位を呈していることが推察できる．

106
2.9

第7章

臨床例

変形性股関節症（トレンデレンブルグ歩行）＜症例プロフィール＞
年齢

59 歳

性別

女性

発症後日数

右 4 ,670 日，左 127 日

身長154 cmMMT（右／左）腸腰筋 5 / 3 ，中殿筋 4 / 3 ，大腿四頭筋 5 / 4 ，下腿三頭筋 5 / 4

体重
診断名

58 kg

疼痛

右股関節に荷重時痛

変形性股関節症

トレッドミル速度

2.0 km/h

術式

右 寛骨臼回転骨切り術
左 人工股関節全置換術

手すり

なし

装具

なし

障害側

両側

平地歩行

左 T 字杖＜所見＞
・肩・股・膝関節の運動パターンが左右非対称的（矢状面，前額面，水平面）
・両側の肩関節の右側が下方に移動しているが，右側で著明（前額面）
・両側の股関節の右側が下方に移動（前額面）・右側の単脚支持期割合が左側より減少

表 10
氏名

周期

MEAN_RSD
CV
MEAN_L
SD
CV

1.4
0.0
1.9
1.4
0.0
1.8

時間・距離因子

歩行率 立脚時間 立脚割合 遊脚時間 遊脚割合
83.0

83.0

1.1
0.0
3.5
1.2
0.0
2.3

77.2
1.8
2.3
80.3
1.5
1.9

0.3
0.0
7.0
0.3
0.0
8.1

22.8
1.8
7.8
19.7
1.5
7.6

両脚支持 両脚支持 ストラ
ステップ
時間
割合
イド
0.4
28.8
80.6
38.1
0.0
2.0
2.2
2.0
7.2
6.8
2.7
5.3
0.4
28.6
80.0
42.0
0.0
1.4
3.0
2.9
5.7
4.9
3.8
6.8

※単位：周期（s），歩行率（steps/min），立脚時間（s），立脚割合（%），遊脚時間（s），遊脚割合（%），両脚支持時間（s），
両脚支持割合（%），ストライド（cm），ステップ（cm）



第7章

臨床例

107

図12 変形性股関節症（トレンデレンブルグ歩行）例の LOP＜まとめ＞
健常者では U 字型を示す肩関節と股関節が両側とも軌跡の右側が下方に移動した運動パターンを呈している．この運動パターンを左右で比較すると，肩関節は右側が大きく，股関節は左側が大きい．右側中殿筋の筋力低下と荷重時痛を認めることをふまえると肩関節と股関節の運動パターンは，トレンデレンブルグ歩行を反映したものと推察できる．また，右側の単脚支持期割合の減少は，右側中

第7章

108

臨床例

殿筋の筋力低下と荷重時痛が影響しててると考えられる．
2 .10

神経症（転換性障害）＜症例プロフィール＞
年齢

40 歳

性別

女性

身長
体重
診断名

神経症（転換性障害） 装具

なし

障害側

両側

右 T 字杖発症後日数8 ,705 日

MMT（右／左）腸腰筋 4 / 4 ，中殿筋 4 / 4 ，大腿四頭筋 4 / 4 ，下腿三頭筋 4 / 4152 cm

トレッドミル速度

0.6 km/h

41 kg

手すり

なし

平地歩行

＜所見＞
・すべてのマーカの軌跡が小さい（矢状面，前額面，水平面）
・右側の肩関節が左側より下制（前額面）・股関節に対して肩関節が前方に変位（矢状面）
・両側の第 5 中足骨骨頭が低い軌道（矢状面）
・股関節と足関節に対して膝関節が前方に変位
・歩幅に左右差を認める
・両脚支持期割合が増加
・重複歩距離，歩幅の変動係数が健常者より大きい

表 11
氏名

周期

MEAN_RSD
CV
MEAN_L
SD
CV

1.1
0.1
6.0
1.1
0.1
7.3

時間・距離因子

歩行率 立脚時間 立脚割合 遊脚時間 遊脚割合
106.3

106.5

0.9
0.1
6.5
1.0
0.1
7.5

82.1
1.4
1.7
84.1
1.9
2.3

0.2
0.0
8.7
0.2
0.0
14.8

17.9
1.4
7.8
15.9
1.9
12.0

両脚支持 両脚支持 ストラ
ステップ
時間
割合
イド
0.4
37.8
18.4
13.6
0.0
3.3
3.8
1.9
8.6
8.8
20.5
13.9
0.3
28.2
18.7
4.8
0.1
3.2
2.6
2.6
16.5
11.5
13.7
53.3

※単位：周期（s），歩行率（steps/min），立脚時間（s），立脚割合（%），遊脚時間（s），遊脚割合（%），両脚支持時間（s），
両脚支持割合（%），ストライド（cm），ステップ（cm）



第7章

臨床例

109

図13 神経症（転換性障害）例の LOP＜まとめ＞
著明な筋力低下等の運動機能障害は認めないにも関わらず，全てのマーカの運動が小さく，重複歩距離や歩幅のばらつきが大きい．また両脚支持期割合が増加していることから，立位バランス不良が推察できる．

110

第7章

臨床例

3 . 装具効果・ボツリヌス治療効果の検討（装具の使用の有無，ボツリヌス前後で検討）
3.1

脳出血（右片麻痺）（装具効果の検討）＜症例プロフィール＞
年齢

33 歳

発症後日数

性別

男性

SIAS motor 下肢

200 日
4 -4 -2

身長176 cm

トレッドミル速度

4.2 km/h

体重

69 kg

手すり

なし

診断名

脳出血

装具

右 APS-AFO

障害側

右

平地歩行

右 APS-AFO＜所見＞
・右側の分回しが改善（水平面）・右側の股関節の上方運動が減少（矢状面）
・右側の膝関節の挙上が減少
・時間・距離因子の左右差が軽減し，対称性が向上
表 12

時間・距離因子

装具なし
氏名

周期

MEAN_RSD
CV
MEAN_L
SD
CV

1.1
0.0
2.8
1.1
0.0
2.9

歩行率 立脚時間 立脚割合 遊脚時間 遊脚割合
107.9

107.9

0.7
0.0
4.4
0.8
0.0
2.2

63.2
1.9
3.0
69.5
1.5
2.1

0.4
0.0
5.2
0.3
0.0
7.0

36.8
1.9
5.1
30.5
1.5
4.9

両脚支持 両脚支持 ストラ
ステップ
時間
割合
イド
0.2
18.7
130.0
71.1
0.0
1.7
4.7
3.2
9.3
9.1
3.6
4.4
0.2
14.0
129.2
58.1
0.0
1.2
3.6
2.9
7.3
8.7
2.8
4.9

装具あり
氏名

周期

MEAN_RSD
CV
MEAN_L
SD
CV

1.1
0.0
3.2
1.1
0.0
2.4

歩行率 立脚時間 立脚割合 遊脚時間 遊脚割合
108.5

108.7

0.7
0.0
4.1
0.8
0.0
2.1

66.4
1.8
2.8
69.4
1.6
2.3

0.4
0.0
6.3
0.3
0.0
6.9

33.6
1.8
5.5
30.6
1.6
5.2

両脚支持 両脚支持 ストラ
ステップ
時間
割合
イド
0.2
18.4
128.8
66.8
0.0
1.3
4.1
2.9
6.8
7.2
3.2
4.3
0.2
17.3
128.4
61.6
0.0
1.7
4.1
3.6
9.5
9.8
3.2
5.8

※単位：周期（s），歩行率（steps/min），立脚時間（s），立脚割合（%），遊脚時間（s），遊脚割合（%），両脚支持時間（s），
両脚支持割合（%），ストライド（cm），ステップ（cm）



第7章

図14 脳出血（右片麻痺：装具なし）例の LOP

臨床例

111

112

第7章

臨床例

図15 脳出血（右片麻痺：装具あり）例の LOP＜まとめ＞
装具装着にて裸足歩行で認めた各関節マーカの運動パターンと時間距離因子の左右非対称性が軽減した．トゥクリアランス確保のために生じた分回し，股関節の上方運動，膝挙上代償動作が軽減した．



3.2

第7章

臨床例

113

ポリオ（装具効果の検討）＜症例プロフィール＞
年齢

58 歳

発症後日数

約 57 年（ 1 歳頃にポリオ罹患）

性別

男性

トレッドミル速度

1.2 km/h

身長

167 cm

手すり

なし

体重

70 kg

診断名

ポリオ

装具

障害側

両側

右 P-AFO（Plastic Ankle Foot
Orthosis：プラスチック短下肢
装具）

変形

右足関節に内反変形

平地歩行

右 P-AFO，左 T 字杖

＜所見＞
・右側の股関節の前後方向の運動が減少（矢状面）
・右側の足関節の上方への円運動が減少し，左右対称性が向上（矢状面）
・右側の膝関節の上方への運動が減少（前額面）・両側の単脚支持期割合が増加
・両側の歩幅が延長し，対称性が向上
表 13

時間・距離因子

装具なし
氏名

周期

MEAN_RSD
CV
MEAN_L
SD
CV

1.7
0.0
2.8
1.7
0.1
3.7

歩行率 立脚時間 立脚割合 遊脚時間 遊脚割合
72.2

72.1

1.3
0.0
3.3
1.3
0.1
4.5

76.1
1.1
1.4
77.9
1.3
1.7

0.4
0.0
4.9
0.4
0.0
7.0

23.9
1.1
4.5
22.1
1.3
5.8

両脚支持 両脚支持 ストラ
ステップ
時間
割合
イド
0.4
24.8
55.0
28.4
0.0
2.7
2.7
2.5
11.2
10.7
4.9
8.9
0.5
29.1
55.7
26.6
0.0
1.9
2.8
2.0
8.4
6.4
4.9
7.4

装具あり
氏名

周期

MEAN_RSD
CV
MEAN_L
SD
CV

1.8
0.1
5.0
1.8
0.1
4.9

歩行率 立脚時間 立脚割合 遊脚時間 遊脚割合
66.4

65.7

1.3
0.1
8.1
1.4
0.1
6.1

72.6
1.7
2.3
75.6
1.9
2.5

0.5
0.0
5.6
0.4
0.0
7.4

27.4
1.7
6.2
24.4
1.9
7.7

両脚支持 両脚支持 ストラ
ステップ
時間
割合
イド
0.4
22.7
61.1
30.1
0.0
1.4
2.2
1.3
10.0
6.2
3.7
4.3
0.5
25.8
60.6
30.8
0.1
2.8
2.7
1.6
14.1
10.8
4.4
5.2

※単位：周期（s），歩行率（steps/min），立脚時間（s），立脚割合（%），遊脚時間（s），遊脚割合（%），両脚支持時間（s），
両脚支持割合（%），ストライド（cm），ステップ（cm）

114

第7章

臨床例

＜まとめ＞
裸足歩行では，遊脚期の右側の足関節マーカは挙上しているが，第 5 中足骨骨
頭マーカの挙上量が足関節より小さいことから下垂足と推察できる．装具装着にて下垂足が軽減し，トゥクリアランス確保のために出現していた足関節の円運動や膝関節の上方への運動といった代償運動が軽減した．また装具装着によって右側の支持性が向上し，歩幅の延長，ばらつきの軽減，対称性の向上に影響を及ぼ

図16 ポリオ（装具効果の検討）装具なし例の LOP



第7章

臨床例

したと考えられる．

図17 ポリオ（装具効果の検討）装具あり例の LOP

115

116
3.3

第7章

臨床例

脳出血（右片麻痺）（ボツリヌス治療効果の検討）＜症例プロフィール＞
年齢

73 歳

トレッドミル速度

0.9 km/h

性別

女性

手すり

左手すり

身長

147 cm

装具

なし

体重

42 kg

診断名

脳出血

注射筋

腓腹筋（外側頭 75 単位，内側頭75 単位），後脛骨筋（75 単位）

障害側

右

平地歩行

右 APS-AFO，左四脚杖発症後日数

348 日（ボツリヌス治療前），362 日（ボツリヌス治療後）

SIAS（L/E）

3 - 3 - 2 （ボツリヌス治療前後で変化なし）

MAS

足関節底屈筋群 2 → 1 +，後脛骨筋 1 + → 1 （ボツリヌス治療前―後）＜所見＞
・両側の肩・股関節の鉛直方向の運動が減少（前額面）・右側の股関節の挙上が軽減し，左右対称性向上（前額面）
・麻痺側の遊脚期における足関節の内反角度の最大値が減少
・麻痺側後ろの両脚支持期割合が減少し，麻痺側単脚支持期割合が増加した
表 14 時間・距離因子
ボツリヌス治療前
氏名

周期

MEAN_RSD
CV
MEAN_L
SD
CV

2.0
0.1
2.8
2.0
0.0
1.4

歩行率 立脚時間 立脚割合 遊脚時間 遊脚割合
60.2

60.7

1.3
0.0
2.6
1.6
0.0
2.7

67.6
1.5
2.2
82.2
1.3
1.6

0.7
0.0
6.3
0.4
0.0
8.6

32.4
1.5
4.6
17.8
1.3
7.5

両脚支持 両脚支持 ストラ
ステップ
時間
割合
イド
0.5
26.2
49.8
27.8
0.0
1.1
1.6
1.0
4.0
4.2
3.1
3.6
0.5
23.2
49.4
21.5
0.0
1.6
1.6
1.8
7.5
6.7
3.2
8.2

ボツリヌス治療後
氏名

周期

MEAN_RSD
CV
MEAN_L
SD
CV

2.0
0.1
2.5
2.0
0.1
2.6

歩行率 立脚時間 立脚割合 遊脚時間 遊脚割合
58.6

58.7

1.4
0.0
3.5
1.6
0.0
2.9

67.9
2.7
3.9
80.0
1.1
1.4

0.7
0.1
9.2
0.4
0.0
5.8

32.1
2.7
8.3
20.1
1.1
5.4

両脚支持 両脚支持 ストラ
ステップ
時間
割合
イド
0.5
26.6
50.4
23.8
0.0
1.6
2.8
2.4
4.2
6.0
5.5
10.1
0.4
21.5
51.4
27.0
0.0
1.4
2.2
1.4
6.7
6.4
4.3
5.2

※単位：周期（s），歩行率（steps/min），立脚時間（s），立脚割合（%），遊脚時間（s），遊脚割合（%），両脚支持時間（s），
両脚支持割合（%），ストライド（cm），ステップ（cm）



第7章

臨床例

117

図18 足関節角度
赤色：ボツリヌス治療前
青色：ボツリヌス治療後
太線：平均値，細線：±標準偏差

図19 脳
 出血（右片麻痺：
ボツリヌス治療効
果前）例の LOP

118

第7章

臨床例

図20 脳出血（右片麻痺：ボツリヌス治療後）例の LOP＜まとめ＞
ボツリヌス治療後，麻痺側後ろの両脚支持期割合が短縮し，麻痺側単脚支持期割合が延長した．また，非麻痺側歩幅が延長した．これらは麻痺側下肢の支持性が向上した結果であり，腓腹筋に対するボツリヌス治療の効果だと推察できる．また，遊脚期の足内反角度が軽減したことは後脛骨筋への治療効果だと推察できる．各関節マーカの運動パターンにはほとんど変化を認めないが，治療後は前後左右への運動がわずかに軽減していることから，効率性のよい歩容になったと考えられる．



第8章

第8章

統合的歩行評価-練習システム

119

統合的歩行評価-練習システム

Keywords：トレッドミル，懸垂装置，三次元動作分析装置
真に効果的な評価と治療を実現するためには，リハビリテーション医学の進歩だけではなく，関連機器の開発とその継続的な改良も必須要件となる．しかし，工学分野で生まれた技術をもとに開発された評価機器および練習機器は，臨床現場の要望と大きく乖離しているものも少なくない．臨床現場が求めている機器とは，評価と練習とが融合し，評価結果が練習内容に直接的な示唆を与えるシステ
ムである．しかし現状は，個々に開発された評価機器と練習機器の方向性が一致していないため，統合した活用が困難である．本章では，臨床に直結した統合的歩行評価 - 練習システムに求められる仕様について，トレッドミル，懸垂装置，三次元動作分析装置，その他の周辺機器にわけて述べる（図 1 ）．
1. トレッドミル
3 章で述べたとおり，リハビリテーション医療で用いられているトレッドミル
は，健常者の健康増進用に近い仕様の装置が多く，臨床で行われる歩行評価-練習の観点から作られたものではない．したがって，トレッドミル歩行練習が脳卒中患者の歩行速度，歩行耐容能，歩行自立度，などの改善に有効とされているものの，幅広い対象には活用できていない．リハビリテーション医療で用いるトレッ

図1

統合的歩行評価-練習システム

120

第8章

統合的歩行評価-練習システム

ドミルの仕様について，とくに重要と考えられる点を以下に示す．
1.1

埋め込み型

多くのトレッドミルは装置が床上に設置されており，乗り降りの大きな段差が低歩行能力者の使用を妨げている．加えて，車いすの患者はトレッドミルの手前で立ち上がり，介助等によって練習位置まで歩行する必要がある．したがって，臨床で広い対象にトレッドミルを適用するうえで，装置の埋め込みは重要である．
埋め込み型で通り抜けできる構造にすることによって，車いすのまま歩行路の中心まで移動することが可能である．立ち上がりが困難な症例には，後述の免荷装置直下まで車いすで移動したあと，動力でハーネスを引き上げることによって立ち上がりを補助する（図 2 ）．これらの利点によって，早期から重度の患者を対象としたトレッドミル使用が可能となる．
1.2

広いベルト面

リハビリテーション室の標準的なトレッドミルは，低歩行能力者にとって適切なベルト長およびベルト幅でないと考える（ 3 章参照）
．ベルト長の違いがスト

図2

免荷装置による立ち上がり補助



図3

第8章

統合的歩行評価-練習システム

121

ベルト長の違いが重複歩距離に与える影響

平地歩行での重複歩距離が異なる 2 名の被験者の結果を示す．

ライド長に与える影響を図 3 に示す．平地歩行で重複歩距離の短い歩行者では，どの条件でもほぼ同様のストライド長であった．一方，重複歩距離が長い歩行者
では，大型のトレッドミル（ベルト長 204 cm）と比較して標準型のトレッドミル（ベルト長 144 cm）で重複歩距離が短縮した．またベルト幅についても，さまざまな歩容（広い歩隔，分回し歩行など）の患者が歩行を継続するためには，標準型よりも広い幅が必要と考えられる．したがって，低歩行能力者にとっても歩行しやすいベルト面の広さとしては，70 cm × 180 cm（分離ベルトであれば 35 cm ×180 cm × 2 面）程度必要であると考えられる．
1.3

左右分離ベルト

脳卒中患者は，多くの症例で歩幅の非対称性が認められる．左右異なるベルト
速度を用いたトレッドミル歩行練習は，非対称性改善を目的としたさまざまな練
習に活用できる．具体的な例として，麻痺側を安静立位で保持した状態（ベルト
停止）で，非麻痺側のみベルト駆動によるステップ動作を行うことで，歩幅の対称性が改善している［ 1 ］．また，麻痺側を低速ベルト側（高速側の半分の速度）に，非麻痺側を高速ベルト側（平地で速く歩いた際の速度）に載せて歩行することでも，歩幅の対称性が改善している［ 2 ］．麻痺側の歩幅が非麻痺側よりも長い
症例，短い症例に分けて検討を行った研究では，麻痺側の歩幅が長い症例では非

122

第8章

統合的歩行評価-練習システム

前

左

前

右

左

後

図4

右

後

 幅の非対称性を認める脳卒中患者の足関節マー
歩カ水平面リサージュ図形

どちらも左片麻痺の例を示す．左図の場合は非麻痺側（青）のベ
ルトを，右図の場合は麻痺側（赤）のベルトを速く設定する．

麻痺側を速く，短い症例では麻痺側を速く設定すると対称性が改善するとしている［ 3 ］．これら左右異なるベルト速度を用いたトレッドミル歩行練習で共通している概念は，非対称性をより高めるよう速度を設定した練習によって，練習後の対称性改善を促すというものである（図 4 ）．
1.4広い速度範囲での安定したベルト駆動

標準型のトレッドミルにおいては，モータ性能の制限によって最低速度を0.5 km/h に設定しているものが多く，重度の低歩行能力者には速すぎるため使用が困難である．広い速度範囲での安定したベルト駆動を実現するためには，左右のベルトそれぞれをサーボモータで駆動させる方法がある．サーボモータは高い回転トルクを有するため，低速での駆動も安定しており，重度の低歩行能力者
は 0.1 km/h 程度の非常に遅い速度から歩行練習を開始することができる．また，
速度調整は細かく変更可能であり，患者それぞれに最適な速度での練習を提供できる．
一方で，最高速度も十分に高く設定が可能であり，高速度でのトレッドミル歩行練習も実施できる．脳卒中患者への具体的な使用例として，最大歩行速度の120％でトレッドミル歩行練習を行うことで，最大歩行速度が改善している［ 4 ］．
また，歩行中，頻回に最大歩行速度を確認し，つねに患者の最大速度を用いてト



第8章

統合的歩行評価-練習システム

123

レッドミル歩行練習を行うことで，最大歩行速度に加えて，歩行率および重複歩距離も改善している［ 5 ］．
加えて，正転逆転が可能な装置であれば，通常の進行方向に向いたままで簡便に後進歩行練習を行うことができる．具体的な使用例として，小児の脳性麻痺者においては，日常生活で必要となる運動機能の指標（Gross Motor Function
Measure），荷重の対称性，歩幅および重複歩距離が改善している［ 6 ］．不全脊髄損傷者においては，歩行能力指標のみでなく起立着座動作の能力指標も改善している［ 7 ］．
1.5

容易な手すり位置調整

とくに重度の低歩行能力者にとっては，手すりの把持による上肢での支持が大きな意味をもつ．分離ベルトのトレッドミルは，歩行者が歩行路幅の中心を歩かなければならないため，歩行者が適切な位置まで左右移動できない欠点がある．
その問題を解決するためには，容易な手すり位置調整機能が必須となる．両手す

図5

手すり位置の調整

上段は手すりを外側に広げた状態，下段は内側に狭めた状態を示す．

124

図6

第8章

統合的歩行評価-練習システム

画面上での両足部位置と時間距離因子の表示例

左上は時間距離因子を表示（図は赤が右歩幅，青が左歩幅を示す），左下は両足部
位置を表示（白丸は足部，青・赤はベルト面，その外側に床反力垂直成分を示す）

り間の幅および手すり高さが容易に調整可能であれば，個々の症例に合わせた適切な肢位での手すり把持を提供できる（図 5 ）．さらに，両手すり間の幅が可変する機構は，上肢の運動を阻害しないうえでも有用である．すなわち，把持しない
手すりをもっとも広げた位置にすることによって，上肢の振りと手すりとの干渉を防ぐことができる．
1.6

力覚センサ

位置座標および関節角度の変化のみから検討を行う運動学的分析では，その運動を引き起こした原因について十分に明らかにすることはできない．両側のベル
ト下にそれぞれ床反力計を埋め込むことによって，運動力学的分析が可能となる．
左右の手すりにも力覚センサを搭載することによって，手すりを把持して歩く症
例についても詳細な力学的分析が可能である．
加えて，ベルト下の床反力計の値からは両足部位置の実時間推定を行うことも可能であり，その値から歩行分析で重要となる各種時間距離因子を算出することもできる（図 6 ）．リハビリテーション医，療法士はこれらの情報をもとに患者に対する介入を適宜変更することで，歩行中つねに最適な内容で練習を行うことが
できる．
1.7

さまざまな歩行練習方法

左右分離ベルトと力覚センサを統合的に用いることによって，さまざまな新し



第8章

統合的歩行評価-練習システム

125

いトレッドミル歩行練習方法を実現できる可能性がある．有用と考えられるいく
つかの練習方法の例について以下に述べる．
重度の低歩行能力者に対しては，トレッドミルが遊脚を補助する練習法を行うことができる．トレッドミルは下肢が歩行周期のどの相にあるか推定できるため，
麻痺側遊脚時のみ麻痺側のベルトを逆転させることによって下肢の前方移動を補助する．多くの重度麻痺者は十分なトゥクリアランスが得られないため，このような練習は通常のトレッドミル歩行を開始する前段階として有用であると考える．
下肢の遊脚を介助者が行うトレッドミル歩行練習は，練習に二人の介助が必要であるだけでなく，その介助の量や時期にばらつきが生じるため患者の運動学習を阻害する可能性もある．したがって，一定の介助をベルトが繰り返す手法は，運動学習の観点からも適切であると考えられる．Gait Trainer GT I，LokoHelp といった下肢の運動全体を補助する専用機器では，歩行自立の促進と，歩行速度および耐容能の改善を認めており［ 8 ］，同様の効果が期待できる．
また，麻痺側のベルト逆転での遊脚，非麻痺側の随意運動による遊脚，その後の両側ベルト正転による開始位置への復帰という様式は，三動作歩行と類似した運動課題である．したがって，最終目標が三動作歩行自立の症例であれば，通常のベルト駆動による連続歩行よりも課題として適切である可能性がある．
2 . 懸垂装置部分免荷トレッドミル歩行練習は，重度の低歩行能力者に広く用いられ始めている．しかし，これまでに多くの懸垂装置が製品化されているものの，臨床での使用において問題のある装置も多い．たとえば，一定の高さに固定することで懸垂量を調節する装置では，歩行中の身体の上下運動によって免荷量が大きく変動する．そのほかに引張りコイルばねまたは重錘で釣り合いを取る機構も提案されているが，それぞればねの変位量による影響が大きい，慣性の影響が大きい，といった問題がある．すなわち，引張りコイルばねにおいては，重心位置の上昇で免荷量が減少し，下降で増大する．したがって，脳卒中患者の場合には，麻痺側遊脚中に懸垂量が減少する（図 7 ）．重錘においては，重心の加速度が変化するたびに慣性が働き，自由な運動を阻害する．歩行中はつねに上下方向の重心加速度が生じており，慣性もつねに働いた状態となっている（図 7 ）．
それらの問題を解決する一例としては，ハンガー部のねじりばね構造化がある（図 8 ）．歩行中の身体の上下動によってたわみ角が増減するが，その構造上懸垂

126

第8章

図7

統合的歩行評価-練習システム

1 歩行周期での重心位置と加速度の変化

左図は矢状面上での歩行中の重心位置変化，右図は重心加速度変化を示す．

図8

懸垂装置とハンガー部

左図は懸垂装置全体，右上段はねじりばね構造のハンガー部を示す．
右中段は荷重前，右下段は荷重後でたわみ角が増加している．

量の変動は少ないため，ほぼ一定の懸垂量で歩行練習を行うことができる．図 9は懸架装置（一定の高さに固定）における通常のハンガーとの性能比較を示す．通常のハンガーで一定の高さに固定された場合，上述のとおり免荷量が変動する．
したがって，懸垂なしで認められる二峰性の床反力鉛直成分が大きく歪む．一方でねじりばね構造のハンガーは，歩行周期全体を通して一定の懸垂量であるため，二峰性を保ったまま免荷されている．
免荷歩行練習の有効性は，すでに多くの報告がなされている．免荷歩行は，開



図9

第8章

統合的歩行評価-練習システム

127

通常のハンガーとの性能比較

上段は懸垂なしで，中段および下段はそれぞれ通常のハンガー，ねじりばね構造のハンガーで 20 kg 免荷して歩行した際の床反力鉛直成分を示す．横軸が歩行周期（％），縦軸が体重比（％）を示す．

始直後の歩容のばらつきを認めるものの， 3 分程度継続すると安定した歩行となる［ 9 ］．脳卒中患者の部分免荷トレッドミル歩行練習では，歩行速度と歩行耐容能が改善している［10］．
もう一つの使用目的として，転倒予防としてのハーネス着用（いわゆるセーフ
ティーサスペンション）がある．転倒に対する恐怖心は，立位時の自由な重心移動を阻害するため，自身の持つ歩行能力を最大限に発揮できない．したがって，懸垂装置による転倒予防を行うことは，早期からの積極的な歩行練習を行う上で大変重要である．その際，使用目的が免荷ではなく転倒予防であるため，ベルトがわずかに弛むよう調整する必要がある．
3 . 三次元動作分析装置
三次元動作分析装置についても，十分にリハビリテーション医療における動作分析に特化したものでなければならない（ 3 章参照）．トレッドミルの床反力計のデータを同期してを取り込むことができれば，歩行時の各関節モーメントが算

128

第8章

統合的歩行評価-練習システム

出できる．また，ベルト速度情報を用いて，運動軌跡および床反力の結果を平地
歩行様に表示することも可能である（図 10）．
4 . その他の周辺機器
映像提示（オプティカルフロー），筋電計および心電計など，その周辺機器との連携が容易になれば，統合的歩行評価-練習システムはより有用なものとなる．
トレッドミル前方に設置する映像提示は，歩行練習効果を促進するうえで有効

図10 運動軌跡および床反力の結果を平地歩行様表示

図11 映像提示第8章

統合的歩行評価-練習システム

129である（図 11）．脳卒中患者において，歩行速度に一致して変化する映像を見なが ら ト レ ッ ド ミ ル 歩 行 練 習 を 行 う こ と で， 歩 行 能 力 指 標（Functional Gait
Assessment）および歩行速度［11］，動的バランス能力および歩行耐容能［12］，歩行率と歩幅およびストライド長［13］，などが改善している．また，歩行の非対称性を視覚教示および左右のベルト速度の調節でフィードバックする装置では，非対称性および歩行速度が改善している［14］．前額面上の重心移動軌跡のフィードバックでは，麻痺側遊脚期の過剰な重心引き上げ抑制の口頭指示を同時に与えることで，過剰な引き上げ抑制に伴う麻痺側の膝屈曲増大とエネルギー消費の改善が得られている［15］．
筋電計および心電計についても，トレッドミルおよび三次元動作分析装置と同期して計測可能な装置であれば有用性が高まる（図 12）．これらの装置について
は，動作への影響を最小限にするため，小型で軽量，かつ通信を無線で行う仕様

図12 筋電図および心電図

130

第8章

統合的歩行評価-練習システム

で，動作による雑音を減少させるため能動電極を採用することが望ましい．心電計から得られた心拍数を実時間で画面表示することによって，練習負荷量の確認
および練習の効果判定に活用でき，安全性の向上にも寄与すると考える．
文

献［ 1 ］ Kahn JH, Hornby TG : Rapid and long-term adaptations in gait symmetry
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

第8章

統合的歩行評価-練習システム

131684-691［11］ Walker ML, Ringleb SI, Maihafer GC, Walker R, Crouch JR, Van Lunen B,
Morrison S : Virtual reality-enhanced partial body weight-supported treadmill
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132

第9章

第9章

片麻痺の動作分析

片麻痺の動作分析

Keywords：片麻痺，SIAS，間隔尺度，QPPA
1 . 片麻痺機能障害評価
臨床場面で使用されている片麻痺機能障害評価を紹介する．
1.1

片麻痺機能障害評価の分類

才藤ら［ 1 ］は，脳卒中機能障害評価法を①筋力低下を捉えた評価法，②共同運動─分離運動という動作パターン障害を主とした評価法に大別している．①の代表としては，Motricity Index［ 2 ］が挙げられる．これは，Manual Muscle
Testing（以下 MMT）を基盤として，28 項目の動作を各 6 段階で評価している．
②の代表としては，Brunnstrom Stage［ 3 ，4 ］
（以下 BRS）が挙げられる．これは，いくつかの動作パターンの実行可否により上肢，手指，下肢を各 6 段階で評価するものである．このほかに，片麻痺以外の所見も含めた総合的機能障害評価法が提案されており，Fugl-Meyer scale［ 5 ］や Stroke Impairment Assessment
Set［ 6 ，7 ］
（以下 SIAS）が有名である．
1.2

順序尺度による評価法

本邦でよく使用される BRS および SIAS 運動項目（以下 SIAS-m）の定義，BRS
における共同運動を MEMO- 1 ～ 3 に示す．これらや 1 . 1 節で挙げた他の評価法のいずれも，診察，視診による主観的な順序尺度である．順序尺度の評価法は，最頻値や中央値に意味はあるが，通常，加減や平均値の演算結果には意味がない．
また，検者の主観や熟練度によって評価が左右されたり，尺度の段階が少ないと微細な変化を捉えることができないという欠点をもつ．
1.3

定量的評価法脳卒中機能障害評価に求められる要件として，①標準化（共通言語としての評価），②信頼性（再現性，妥当性の優れた評価），③定量化（定量的かつ客観的な評価），④利便性（簡便で瞬時に障害像が把握できる評価）が挙げられる［ 8 ］．従来行われてきた評価法は，③定量化が実現できていない。近年，これまで以上に



第9章

片麻痺の動作分析

133

科学的根拠に基づく医療が求められるようになり，リハビリテーション医療でも従来の順序尺度による主観的な評価法ではなく，計測装置を用いた客観的な間隔尺度による障害評価，治療成績検討が切望される．
2 . 片麻痺の動作分析
片麻痺の動作分析として，どのような研究・報告がされてきたかを紹介する．
これまでの動作分析装置を用いた研究は，下肢ではそのほとんどが歩行に関する研究［ 9 ，
10］であり，機能障害レベルの評価は存在しない．上肢は機能障害と能力低下が密接に関係するため，リーチ動作の報告［11，12］が多く，症例数の少ない予備的検討か，訓練ロボットなど特定の訓練効果の一指標として用いられていることがほとんどである．例として，Joanne ら［13］は慢性期片麻痺患者 14名でリーチ動作の動作分析指標の再現性を検討しており，リーチ距離（ICC：0.93〜 0.99），最大速度（0.74 〜 0.95），最大関節角度変化（0.93 〜 0.99）で高い再現性を認めたと報告している．手指は，Ａ型ボツリヌス毒素の効果検討［14］などが散見される程度である．
3 . QPPA片 麻 痺 の 動 作 分 析 の 一 例 と し て，Quantified Paralysis Performance
Assessment［15］（以下 QPPA）を紹介する．
3.1

QPPA の構想

これまでに述べてきた片麻痺機能障害評価の問題点や臨床応用の観点から，
QPPA では，①計測機器を用いた定量的評価，②簡便な計測環境，③単純な指標
を 用 い る こ と を 主 目 的 と し て い る． ① 計 測 機 器 を 用 い た 定 量 的 評 価 は，
KinemaTracer Ⓡを使用する．②簡便な計測環境は，歩行分析の計測環境を応用し，三次元動作解析に必要な最少台数である 2 台のカメラ使用，カメラ間・被験者間距離を一定にすることでキャリブレーションフリーとしている．③単純な指標とは，SIAS や BRS 等の視診による順序尺度である程度妥当な評価ができているという背景から，人の目でも直感的に理解できる単純な指標を採用している．

134
3.2
3.2.1

第9章

片麻痺の動作分析

計測方法
評価項目

評価項目は，上肢（腕），下肢（股関節，膝関節，足関節），手指の五つとし，それぞれを QPPA-UE，QPPA-Hip，QPPA-Knee，QPPA-Ankle，QPPA-Finger と命名している．評価指標は，距離（D），速度（V）とし，QPPA-UE は QPPA-U
（D）
，
-U
（V）
，-Hip は -H
（D）
，-H
（V）
，-Knee は -K
（D）
，-K
（V）
，-Ankle は -A
（D）
，-A
（V）
，
-Finger は -F
（D），-F（V）の計 10 指標を使用している．
3.2.2

計測環境

QPPA は臨床応用を念頭においた評価法であり，すべての撮影を座位姿勢で行う．上下肢は座位姿勢での動作，手指は座位でテーブルに前腕を乗せた状態での動作を撮影する．簡便化の工夫として，カメラは三次元化に必要な最少台数である 2 台とし，カメラ同士をフレームで固定している．撮影環境を図 1 に示す．上下肢は同一条件で撮影可能とするためにカメラ間距離を 1 m，カメラ - 被検者間距離を 2 m とし，麻痺側（計測側）45°から撮影，マーカは標準的な 30 mm の全球マーカとする．手指はカメラ間距離を 30 cm，カメラ-被検手間距離を 30 cm とし，前腕中間位の手を手掌側から撮影，マーカはφ 8 mm の円型および 8 mm ×
20 mm の長方形のフェルトを使用する．
3.2.3

教示動作・マーカ・指標

教示および指標マーカ位置，指標を表 1 ，実際の撮影場面を図 2 に示す．教示
において，上下肢は 5 回分，手指は 5 回の実行可能例が少ないため 3 回分の動

図1

撮影環境

QPPA-UE, -Hip, -Knee, -Ankle は座位姿勢の被検者を麻痺（計測側）45°から撮影とした．QPPA-Finger はテーブルに被験者の前腕を置き手掌側から撮影とした．



第9章

片麻痺の動作分析

135

作を行わせる．指標において，上下肢は 5 回中の中 3 回の平均値を，手指は 3
回中 1 回目における 5 指の屈曲・伸展相の各値の平均を採用する．距離は，体格補正のために KinemaTracer Ⓡで計測した各肢長で除し，さらに健常者計測で得られた計測上限値（QPPA-UE：1.9，-Hip：0.9，-Knee：0.9，-Ankle：0.7，-Finger：

表1
評価項目

QPPA の教示動作とマーカ位置，指標
教示動作

マーカ位置

反対側の膝に置いた手を肩外転，肘屈曲 手関節背側中央UEし口に運ぶ．そこから可能な限り速く，高指標
拳上距離 = U（D）
拳上速度 = U（V）

く手を挙げ，口に戻す動作を 5 回行う．
前腕中間位から親指から順番に指を曲げ，①母指尖Finger

小指から順番に指を開く指折り動作をで ②小指中手指節関節 距離変化 = F（D）
きる限り速く，スムーズに 3 回行う．

③示指尖～⑥小指尖 速度変化 = F（V）
⑦舟状骨結節Hip

股関節を 90°屈曲位より最大屈曲させる動 大腿骨外側上顆

拳上距離 = H（D）

作を可能な限り速く，高く 5 回行う．

拳上速度 = H（V）

膝関節を 90°屈曲位から十分伸展させる動 外果
Knee

作を可能な限り速く，高く 5 回行う．この際，大腿が椅子から離れないように注意する．
足関節を 10 度底屈位から踵部を床につけ 第五中足骨骨頭Ankle たまま背屈・底屈を可能な限り速く，高く 5 回行う．

拳上距離 = K（D）
（膝拳上分補正）
拳上速度 = K（V）
拳上距離 = A（D）
拳上速度 = A（V）

拳上距離＝ 5 回中の中 3 回の拳上距離の平均［cm］
× 100 / 各肢長［cm］/ 計測上限値（各肢長

U（D）：上肢長，H（D）：大腿長，K（D）：下腿長，A（D）：外果 - 第五中足骨頭間計
測上限値 U（D）：1.9，H（D）：0.9，K（D）：0.9，A（D）：0.7）
拳上速度＝ 5 回中の中 3 回の最大拳上速度の平均［cm/s］× 100 / 健常若年者平均値［cm/s］（健常若年者平均値 U（V）
：214.1 cm/s，H（V）：157.9 cm/s，K（V）：268.8 cm/s，A（V）：56.6 cm/s）
距離変化＝ 3 回中の 1 回目の① - ②と③～⑥ - ⑦間の屈曲・伸展時距離変化平均［cm］
× 100 / 手長［cm］/ 計測上限値（計測上限値：0.8）
速度変化＝ 3 回中の 1 回目の① - ②と③～⑥ - ⑦間の屈曲・伸展時最大速度平均［cm/s］
× 100 / 健常若年者平均値［cm/s］（健常若年者平均値：104.8 cm/s）

136

第9章

片麻痺の動作分析
母指尖

舟状骨結節

示指尖
中指尖
環指尖
小指尖
小指中手指節関節

手関節背側中央大腿骨外側上顆外果
第五中足骨頭図2

指標マーカ位置0.8）で除し 100 を乗することで％表示とする．速度は健常者計測で得られた平均値（QPPA-UE：214.1 cm/s，-Hip：157.9 cm/s，-Knee：268.8 cm/s，-Ankle：
56.6 cm/s，-Finger：104.8 cm/s）で除し 100 を乗ずることで％表示とする．
3.3

QPPA の再現性

図 3 は脳卒中初発患者において QPPA-UE を 2 回計測した際の散布図である．
こ こ か ら 検 者 内 信 頼 性 を 得 る た め に 級 内 相 関 係 数（Intraclass correlation
coefficient；以下 ICC，
（付録 1 参照）を算出した．ICC（ 1 , 1 ）は QPPA-U（D）
で 0.989，U（V）で 0.965 であった．他の指標も同様の結果であり，ICC（ 1 , 1 ）は0.957 ～ 0.993 であった．機器を使用した計測では高い再現性を示すことが伺える．
3.4

QPPA の妥当性

図 4 は QPPA-U（D），-U（V） と， 同 一 日 に 評 価 し た SIAS 運 動 項 目（ 以 下
SIAS-m）との散布図である．Spearman の順位相関係数（付録 1 参照）を求めると，SIAS-m と QPPA-U（D）で 0.936，SIAS-m と QPPA-U（V）で 0.881 であった．
他の指標も同様の結果であり，相関係数は 0.836 ～ 0.946 であった．また，BRS とも相関を検討した結果（QPPA-Hip，-Knee，-Ankle は BRS の下肢項目とそれぞ



第9章

片麻痺の動作分析

QPPA-U(D)QPPA-U(V)
n=88

(2回目)
ICC=0.989

100

137

n=88

(2回目)
ICC=0.965

100

80

80

60

60

40

40

20

20
0

0
0

20

40

60

80

0

100
(1回目)

20

40

60

80

100
(1回目)

図図33 QPPA-UEの再現性
QPPA-UE の再現性

QPPA-UEを別日に2回計測した際の指標の散布図である．左図はQPPA-U(D)で
QPPA-UEを別日に 2 回計測した際の指標の散布図である．左図は QPPA-U（D）
で
ICC=0.989，右図はQPPA-U(V)でICC=0.965となった．

ICC=0.989，右図は QPPA-U（V）で ICC=0.965となった．

(U(D))

QPPA-U(D)とSIAS-m

n=119(U(V))

100

100

80

80

60

60

40

40

20

20

0

QPPA-U(V)とSIAS-m

n=119

0
0

1

2

3

4
5
(SIAS-m)

0

1

2

3

4
5
(SIAS-m)

図図4
4 QPPA-UEの妥当性
QPPA-UE の妥当性

QPPA-UEと同日に評価したSIAS-mの散布図を示す．Spearman順位相関係数は
SIAS-mとQPPA-U(D)で0.936，SIAS-mと-U(V)とで0.881であった．SIAS-U(D)は
SIAS-m と QPPA-U（D）で0.936，SIAS-m と -U（V）とで0.881であった．SIAS-U
SIAS-m: 1～3で値の変化が大きく，-U(V)はSIAS-m: 4,5で値の変化が大きく，詳（D）は SIAS-m： 1 ～ 3 で値の変化が大きく，-U（V）は SIAS-m： 4 , 5 で値の変細な評価が可能と考えられた。

QPPA-UE と同日に評価した SIAS-m の散布図を示す．Spearman 順位相関係数は化が大きく，詳細な評価が可能と考えられた．

第9章

138

片麻痺の動作分析

れ相関係数を求めた），0.752 ～ 0.923 と，いずれも強い相関関係を認めた．QPPAは従来の評価法と十分な基準関連妥当性を有するといえる．
3.5

QPPA の反応性

図 5 は急性期脳卒中初発患者において，入院リハビリテーションを行った 1カ月間での SIAS-m および QPPA-U（D），-U（V）の変化である．SIAS-m は 1 以上グレードが変わった場合，
QPPA は 3 . 3 項の再現性データから最小可検変化量（minimal detectable change）の 95％信頼区間（以下，MDC95，（付録 1 参照）を求め，MDC95 以上に指標値が変化した場合を有意変化としている．ちなみに，
MDC95 は QPPA-U（D）で 6.7％，-U（V）で 5.3％であった．SIAS-m は 27 例中 16
例（59％）で変化したのに対し，QPPA-U（D）は 16 例，QPPA-U（V）は 19 例で変化し，いずれかの指標が変化したのは 22 例（81％）
であった．QPPA は SIAS-mと比較して鋭敏に麻痺の変化を捉えることが可能であることが示唆される．

(SIAS-m)n=27(QPPA-U(D))

n=27(QPPA-U(D))

5

100

100

4

80

80

3

60

60

2

40

40

1

20

20

0

0

0
pre

post

変化例: 16

n=27

pre
post
変化例: 16prepost

変化例: 19= 有意変化の幅(=MDC95)
いずれかが有意に変化: 22/27

図図5
5 SIAS-m，QPPA-UEの反応性
SIAS-m，QPPA-UE の反応性
急性期片麻痺患者において，SIAS-m，QPPA-UEを1か月間隔で同一日に評価し反急性期脳卒中初発患者において，SIAS-m，QPPA-UE
を 1 カ月間隔で同一日に評応性を検討した．SIAS-mは16/27変化したのに対し，QPPA-U(D)は16/27，-U(V)は価し反応性を検討した．SIAS-m
は16/27変化したのに対し，QPPA-U（D）は16/27，
19/27，いずれかで変化したのは22/27であった．
-U（V）は19/27，いずれかで変化したのは22/27であった．



3.6

第9章

片麻痺の動作分析

139

QPPA の臨床応用

図 6 は QPPA-U（D）を縦軸，-U（V）を横軸にした散布図を作成し，SIAS-m ごとにプロットしたものである．SIAS-m ごとに集積を認めることがわかる．ここから，各 SIAS-m のグレードごとに平均値と 95％信頼区間（1.96 SD）の範囲を求めると図 7 となる．一部に重複部分が存在するが，QPPA 指標から SIAS-m の推定が可能と考えられる．著者らはこの図を利用したレポート（図 8 ）を作成し，入院／外来リハビリテーションを行っている片麻痺患者に対して麻痺の変化のフィードバックを行っている．
事例を図 9 にて紹介する． 1 カ月間隔で膝関節麻痺の継時的変化（SIAS-m お
よび QPPA-Knee）を検討した．SIAS-m： 2 → 3 と改善した症例では，QPPA-K（D），-K（V）とも MDC95 以上の改善を認めている．SIAS-m： 2 → 2 → 2 と不変であった症例では，初期と中間で QPPA-K（D）が MDC95 以上の改善を認め，中間から終了時で QPPA-K（D），K（V）ともに改善を認めている．
3.7

課題や今後の展望

いくつかの課題を挙げる．一つ目に，QPPA-Hip，-Ankle において SIAS-m： 0 ，
1 の判別が困難なことである．図 10 は SIAS-m： 0 から 2 の症例の QPPA-H（D），(QPPA-U(D))(QPPA-U(D))

100

100

80

80

60

60

40

40

20

20

0
0

図6

20

40

60

80

100
(QPPA-U(V))

QPPA-UE 指標を用いた図 その１

0
0

図7

20

40

60

80

100
(QPPA-U(V))

QPPA-UE 指標を用いた図 その２

縦軸を QPPA-U（D），横軸を QPPA-U（V）をと

縦軸を QPPA-U（D），横軸を QPPA-U（V）をとした散布図．SIAS-m のグレードごとに集積がした際の SIAS-m グレードごとの平均値と，認められる．

1.96SD（95% 区間）の範囲を示した図．

第9章

140

片麻痺の動作分析＜QPPA評価レポート＞■股関節評価
100

ID：

80

⽒名：
評価⽇：

60

疾患：

40

発症⽇：

20

⿇痺側：

0
0

■上肢評価

20

40

60

80

100

40

60

80

100

40

60

80

100

■膝関節評価

100

100

80

80

60

60
40

40

20

20

0

0
0

20

40

60

80

0

100

■⼿指評価

20

■⾜関節評価

100

100

80

80

60

60

40

40

20

20

0

0
0

20

40

60

80

100

0

20

図図8
8 QPPA
QPPA
レポート
レポート
QPPA-UE,
Finger,Hip, Knee,
Ankle の評価結果を
1 枚のレポート用紙に出力したもの．
QPPA-UE,
Finger,Hip, Knee,
Ankleの評価結果を1枚のレポート用紙に出力し患者に片麻痺の変化のフィードバックとして利用している．
たもの．患者に片麻痺の変化のフィードバックとして利用している．



第9章

片麻痺の動作分析

141(K(D))(K(D))(K(V))(K(V))

図 9 実際の継時的変化
図9 実際の継時的変化
左図は62歳女性，脳梗塞，右片麻痺の変化．初回と 1 カ月後で SIAS-m： 2 → 3 と改善を認めた．
左図は62歳女性，脳梗塞，右片麻痺の変化．初回と1か月後でSIAS-m:
2 → 3
QPPA-Knee
でも改善していることがわかる．右図は75歳女性，脳梗塞，左片麻痺の変化．初回，と改善を認めた．QPPA-Kneeでも改善していることが分かる．
1 カ月後，2 カ月後で SIAS-m： 2 → 2 → 2 と不変であった．QPPA-Knee では同じ SIAS-m： 2の範囲で改善していることがわかる．
右図は75歳女性，脳梗塞，左片麻痺の変化．初回，1か月後，2か月後でSIASm: 2 → 2 → 2と不変であった．QPPA-Kneeでは同じSIAS-m:2の範囲で改善していることが分かる．
-H（V）の散布図である．QPPA は動作解析により片麻痺の評価を行うことが最大の特徴であるが，逆に動作の起こらない状態は評価できない．動作以外の補助的評価法を検討する必要がある．二つ目に QPPA-Finger のマーカ数が多く，やや簡便さに欠けることである．指標マーカを減らした簡易版を検討している．

142

第9章

片麻痺の動作分析

(H(D))
30

20

10

0
0

10

20

30 (H(V))

図10 図10
SIAS-m: SIAS-m：
0～2の症例のQPPA-Hip
0 ～ 2 の症例の QPPA-Hip
SIAS-m:0と1は共に関節運動が起こらず，判別が困難である．
SIAS-m： 0 と 1 はともに関節運動が起こらず，判別が困難である．

今後の展望として，前述した課題を検討するとともに，更なる臨床応用が挙げられる．従来の評価法では差が明らかとならなかった治療群間の効果判定や，A型ボツリヌス毒素等の新しい治療の評価法として利用できると考えている．
文献［ 1 ］ 才藤栄一，千野直一 : 脳卒中機能障害患者の身体機能評価．総合リハビリテー
ション 1989 ; 11 : 481-489［ 2 ］ Demeurisse G, Deml O, Robaya E : Motor evaluation in vascular hemiplegia.
Eur Neurol 1980 ; 19 : 382-389［ 3 ］ Brunnstrom S : Motor testing procedures in hemiplegia : based on sequential
recovery stages. Phys Ther 1966 ; 46 : 357-375［ 4 ］ Brunnstrom S : Movement Therapy in Hemiplegia : A NeurophysiologicalApproach. Harper & Row, New York, 1970
［ 5 ］ Fugl-Meyer AR, Jääskö L, Leyman I, Olsson S, Steglind S : The post-stroke
hemiplegic patient. 1 . a method for evaluation of physical performance. Scand
J Rehabil Med 1975 ; 7 : 13-31［ 6 ］ Chino N, Sonoda S, Domen K, Saitoh E, Kimura A : Stroke Impairment
Assessment Set（SIAS）: a new evaluation instrument for stroke patients. リ
ハ医 1994 ; 31 : 119-125［ 7 ］ 千野直一 編 : 脳卒中患者の機能評価 SIAS と FIM の実際．シュプリンガー・
フェアラーク東京，東京，1997



第9章

片麻痺の動作分析

143［ 8 ］ 島岡秀奉，内田成男，竹林秀晃 : 脳卒中片麻痺の機能評価．土佐リハビリテー
ションジャーナル 2008 ; 7 : 1-9［ 9 ］ 大塚 圭，才藤栄一，村岡慶裕，山村怜子，沢田光思郎 : トレッドミル歩行分析
─リサージュ図形を用いた新しい三次元動作解析法─．脳波・筋電図の臨床2006 ; 48 : 541-546［10］ Yavuzer G, Oken O, Elhan A, Stam HJ : Repeatability of lower limb threedimensional kinematics in patients with stroke. Gait Posture 2008 ; 27 : 31-35［11］ Luiz AK, Sandeep KS, Bradford JM, Daniel B, Mindy FL : Kinematics ofpointing movements made in a virtual versus a physical 3 -dimensional
environment in healthy and stroke subjects. Arch Phys Med Rehabil 2009 ;90 : 793-802［12］ Lang CE, Beebe JA : Relating movement control at 9 upper extremity
segments to loss of hand function in people with chronic hemiparesis.
Neurorehabil Neural Repair 2007 ; 21 : 279-291［13］ Joanne MW, Jennifer AR, Carolynn P : Reproducibility and minimal detectablechange of three-dimensional kinematic analysis of reaching tasks in people
with hemiparesis after atroke. Phys Ther 2008 ; 88 : 652-663［14］ Bensmail D, Robertson J, Fermanian C, Roby-Brami A : Botulinum toxin to treat
upper-limb spasticity in hemiparetic patients : grasp strategies and kinematics
of reach-tograsp movements. Neurorehabil Neural Repair 2010 ; 24 : 141-151［15］ 尾崎健一 : 三次元動作解析装置を用いた片麻痺運動障害の定量的評価法の開発．
藤田学園医学会誌 2011 ; 35 : 183-195［16］ Brunnstorm S 著．佐久間譲爾，松村 秩訳 : 片麻痺の運動療法．医歯薬出版，東京，1974

144

第9章

片麻痺の動作分析

MEMO- 1SIAS 運動機能1 ）上肢近位（knee-mouth test）
3 ）下肢近位（股）（hip-flexion test）
坐位において患肢の手部を対側膝（大腿）上 坐位にて股関節を 90 度より最大屈曲させる．
より挙上し，手部を口まで運ぶ．この際，肩 3 回行う．必要ならば坐位保持のための介助は 90 度まで外転させる．そして膝上に戻す． をして構わない．
これを 3 回繰り返す．肩，肘関節に拘縮の存
0 ：全く動かない．
在する場合は可動域内の運動をもって課題可
1 ：大腿にわずかな動きがあるが足部は床能と判断する．
から離れない．
0 ：全く動かない．
2 ：股関節の屈曲運動あり，足部は床より
1 ：肩のわずかな動きがあるが手部が乳頭
離れるが十分ではない．
に届かない．
3 - 5 ：knee-mouth の定義と同一
2 ：肩肘の共同運動があるが手部が口に届 4 ）下肢近位（膝）（knee-extension test）
かない．
坐位にて膝関節を 90 度屈曲位から十分伸展
3 ：課題可能．中等度あるいは著明なぎこ （－10゜程度まで）させる． 3 回行う．必要なちなさあり．
らば坐位保持のための介助をして構わない．
4 ：課題可能．軽度のぎこちなさあり．
0 ：全く動かない．
5 ：健側と変わらず．正常．
1 ：下腿にわずかな動きがあるが足部は床2 ）上肢遠位（finger-function test）
から離れない．
手指の分離運動を，母指～小指の順に屈曲，
2 ：膝関節の伸展運動あり，足部は床より
小指～母指の順に伸展することにより行う．
離れるが十分ではない．
0 ：全く動かない．
3 - 5 ：knee-mouth の定義と同一
1 A：わずかな動きがある，または集団屈 5 ）下肢遠位（foot-pat test）
曲可能．
坐位または臥位．支持は介助しても可．踵部
1 B：集団伸展が可能．
を床につけたまま，足部の背屈運動を強調し
1 C：分離運動が一部可能．
ながら背屈・底屈を 3 回繰り返し，その後な
2 ：全指の分離運動可能なるも屈曲伸展が るべく速く背屈・底屈を繰り返す．
不十分である．
0 ：全く背屈しない．
3 ：課題可能（全指の分離運動が十分な屈
1 ：わずかな背屈運動があるが前足部は床
曲伸展を伴って可能）．中等度あるいはから離れない．
著明なぎこちなさあり．
2 ：背屈運動あり，足部は床より離れるが
4 ：課題可能．軽度のぎこちなさあり．
十分ではない．
5 ：健側と変わらず．正常．
3 - 5 ：knee-mouth の定義と同一※文献［ 7 ］より



第9章

片麻痺の動作分析

145

MEMO- 2 Brunnstrom Stage
Stage
Ⅰ

動きなし（弛緩性麻痺）

Ⅱ

連合反応が出現

Ⅲ

共同運動

Ⅳ

分離運動の開始

Ⅴ

個別的な関節運動可能

Ⅵ

全運動可能

上記 Stage を上肢，手指，下肢で行う．
※文献［ 4 ］を改定．

MEMO- 3 基本的共同運動の構成要素［16］

上肢

下肢

＊

屈筋共同運動伸筋共同運動肩甲帯の後退と，または挙上肩甲帯のやや前方突出した位置での固定

肩関節 90°の外転（ときに伸展）

体の前面への上腕の内転＊

肩関節の外旋肩関節の内旋肘関節の鋭角度の屈曲＊
前腕の完全な回外肘関節の完全な伸展
前腕の完全な回内股関節の屈曲

股関節の伸展

股関節の外転と外旋

股関節の内転と内旋

膝関節の約 90°屈曲＊

膝関節の伸展＊足関節の背屈と内がえし

足関節の底屈と内がえし

足趾の背屈

足趾の底屈

共同運動パターンでのなかでとくに強い要素を示す．共同運動はすべての要素が全可動域にわたって生じる完全型，すべての要素によって運動が生じるが，その可動域の狭い不全型，
あるいは一部の要素の運動が欠けている部分型などに区別される．

146

第 10 章

第 10 章運動失調の動作分析

運動失調の動作分析

Keywords：協同運動障害（運動失調），定量的分析，AAK
1 . 従来の失調評価とその問題点
協調運動障害は，運動速度の低下，運動の大きさの減少，運動の方向の異常，運動時の関節固定性の不安定性としてみられ［ 1 ］，その結果として上肢動作や下肢
動 作 に 際 し て の 運 動 の 協 調 性 の 欠 如（asynergia）， そ れ に 伴 う 運 動 の 分 解（decomposition），運動の方向の大きさの測定障害（dysmetria），運動の速度測定の 障 害（ 動 作 の 開 始 や 終 了 の 遅 れ ）（dyschronmetria），拮抗運動反復不能（adiadochokinesia），運動の連続性と円滑性の欠如，企図振戦（intensiontremor），
筋トーヌスの低下などがみられる［ 2 ］．この機能が障害された患者の臨床症状は，
すでに前世紀の早くに Holmes によってまとめられた［ 3 ］．
これらの症状に対する臨床的評価としては，指鼻試験，指鼻指試験，指耳試験，
回内回外試験，膝打ち試験，踵膝試験，脛叩打試験などさまざまな検査で評価されている［ 4 ］．さらに，総合的評価法としては World Federation of Neurologyが提唱した International Cooperative Ataxia Rating Scale［ 5 ］（ICARS）が使用されてきたが，評価項目が 19 項目と多く計測に時間を要することから，2006 年に Scale for the assessment and rating of ataxia［ 6 ］（SARA）が提唱された（MEMO）．SARA は全 8 項目からなる小脳性運動失調の重症度スケールであり，
その日本語版についても高い信頼性，内的整合性が認められている［ 7 ］．しかし，
これらの臨床的評価法はいずれも順序尺度であり，評価結果が検者の熟練度や主観に左右されるという側面をもっている．
このような臨床的評価の背景から運動失調の複雑な臨床的特徴を数量的・客観的に評価しようとする試みは，多くの研究者によりなされてきたが，その手技が複雑であったり，特別な機器を用いたりするもので，容易に臨床応用できるもの
ではない．
1.1

上肢運動失調に対する従来の動作分析

上肢の運動失調における動作分析はデジタイザを用いたものが多い．浅賀，松本ら［ 8 ］は上肢の小脳性運動失調の定量的評価指標として打点テスト，線引き

第 10 章 運動失調の動作分析

147

テストにおける目標点とのずれを，また運動過程テスト（二つの連続した三角波線をなぞる）において三角波線と軌跡間のずれの面積値を指標にしている．また，中西ら［ 9 ］は描円課題において移動距離の変動係数が運動失調軽症例の評価に有効であったと報告しているが，これらの評価は臨床で用いられるに至っていな
い．その理由の一つが，上肢の失調評価のために特別な機器の導入が必要になることが挙げられる．
1.2

下肢運動失調に対する従来の動作分析

失調症歩行の特徴として Holmes［ 3 ］は歩幅が短く，不規則で，振り出しは過度に股関節，膝関節を屈曲させ高く下肢を挙げる，接地は過度な力を伴い勢いよく行われるといった点を挙げている．正門は両足を開いて歩く wide base，体幹の左右への動揺が大きいという特徴を報告している［ 2 ］．眞野ら［10］は筋電図による分析で，各筋の歩行サイクルでの筋放電持続時間の不規則さや，一歩ごとの振幅が指標として有効であると報告している．また，床反力計と三次元動作分析装置を用いた研究においては林［11］が center of pressure（COP）の左右動揺や各関節の角度変化の減少，床反力では床反力鉛直成分の不規則性で多峰性を有することを報告している．しかし，これらの指標では，失調症歩行に特徴的な下肢の動きを運動学的に理解することは困難である．そこで，失調症歩行の運
動学的特徴として，協調性に欠けた不規則な下肢の運動パターンが注目されるようになった．Palliyath, Hallett ら［12］は，失調症歩行時の下肢の 2 関節の角度変化の関係を示した joint angle-angle plots を使って，下肢の協調運動パターンの不規則性を示した．しかし，下肢の協調性を定量化するこれらの方法は，指標が複雑であり，直感的に理解しにくい．加えて各関節の角度変化を算出するために，多くの反射マーカを被験者に貼付する必要があり臨床応用に至っていないのが現状である．
2 . AAK三 次 元 動 作 分 析 装 置 KinemaTracer Ⓡ を 用 い た 運 動 失 調 の 定 量 的 評 価 法
Assessment of Ataxia Kinematics （以下 AAK）を紹介する．AAK の上肢機能評価は AAK-UE（upper extremity），下肢機能評価は AAK-LE（lower extremity）
である．

148
2.1

第 10 章運動失調の動作分析

計測方法

2.1.1

AAK-UE・計測動作：①指鼻試験（体幹正中位で被験者の鼻尖の高さ，肩峰から示指先端の 95％の距
離にターゲットを設置）（図 1 ）．
②自由速度で被験者の鼻尖とターゲットを 7 往復，分析区間： 7 往復の最初と最後を除いた 5 往復とした・マーカ：①示指先端に 1 個装着
・推奨計測条件：①撮影側前方 45°からの撮影にて（図 2 ），ツインカメラスタンドを利用（図 3 ）．
②対象までの距離 2 m，カメラ間距離 1 m，カメラの高さは床より 150 cm，上下方向は下向き 25°，左右方向は内向き 15°・ 指標：①加速度の正負の変化回数（以下ゼロクロス）（図 4 ）②左右成分における軌跡長の平均値（以下左右成分軌跡長）（図 5 ）
95%長

示指先端

図1

ゴムバンド

ターゲット頂点

AAK-UE の95％長の位置決め
図２

AAK-UEの95％長の位置決め

体幹正中位で被験者の鼻尖端の高さ，肩峰から示指先端の95％の距離
体幹正中位で被験者の鼻尖端の高さ，肩峰から示指先端の95％の距離にターゲットを設置にターゲットを設置した．位置決めを簡便化するために50cm のゴムバ
した．位置決めを簡便化するために50cmのゴムバンドで47.5cm位置(95％長)にラインを引
ンドで47.5 cm 位置（95％長）にラインを引いたものを作成し使用する．
いたものを作成し使用した．



第 10 章 運動失調の動作分析

149

緑：ターゲット 橙：指標カラーマーカ

CCDカメラカ ラ

図2

AAK-UE の計測風景

示指先端にカラーマーカを装着し，鼻とターゲットを交互に触れるよう教示する．鼻からターゲット間の 7 往復を計測する．

図3

図４ 計測用カメラ固定フレーム

ツインカメラスタンド（アスカ株式会社製）

持ち運び，カメラ間距離設定(30～100cm)，カメラ方向設定(上下左右5°刻み)
持ち運び，カメラ間距離設定（30 ～ 100cm），カメラ方向設定
可能な計測用フレーム．

（上下左右 5 °刻み）可能な計測用フレーム．

第 10 章150

図4

運動失調の動作分析

ゼロクロス回数とはーで示される加速度成分の符号が正と負に切り替わる回数を指す．
図中のゼロクロス回数は ４ 回となる．

図5

左右成分軌跡長平均とは左右成分軌跡長平均値とは，基線から軌跡への長さの平均値をさす

2.1.2

AAK-LE・計測動作：①トレッドミル上を手すり使用にて歩行②撮影時間は 20 秒



第 10 章 運動失調の動作分析

151③歩 行の主観的歩行速度を平地歩行と一致させるために平地快適歩行速度の70％で計測［13］・マーカ：①足関節外果に 1 個装着
・推奨計測条件：①ツインカメラスタンドを利用．
②対象までの距離 190 cm，カメラ間距離 135 cm，カメラの高さは床より，上カメラ 170 cm，下カメラ 35 cm③上下向きは水平から，上カメラ 35°
下方，下カメラ 5 °下方，左右向きは水平（図 6 ）
・指標：① 10 m 歩行から算出した平地での快適歩行速度の 70％速度 km/h（以下速度）②トレッドミル上での 1 歩行周期における外果軌跡長の変動係数（coefficientof variation）（以下軌跡長 CV）（図 7 ）CCDカメラ指標
カラーマーカ

図6

AAK-LE の計測風景

両足の外果にカラーマーカを装着し，平地快適歩行速度の70％の速度設定でトレッドミル上を歩行する．計測時間は20秒とする．

152

図7

第 10 章運動失調の動作分析

AAK-LE の指標 1 歩行周期における外果軌跡長の変動係数

左：トレッドミル歩行での矢状面における外果運動軌跡
右： 3 次元での 1 歩行周期における外果の運動軌跡
この 1 歩行周期ごとの外果軌跡長の変動係数を指標とする．

2.2

AAK の再現性

運動失調を呈する患者に対し，急性期（入院）患者では同日から 7 日間以内，慢性期（外来）患者では 30 日間以内の別日に AAK を 2 回計測した．計測日と同一日に計測者以外の者（リハビリテーション科医師もしくは，経験年数 3 年以上の理学療法士，作業療法士）により SARA を評価し，運動失調症状の変化がない
ことを確認した．計測より得られた 2 回分の指標を用い，各指標の級内相関係数（Intraclass correlation coefficients；以下 ICC）を算出したところ，ICC（ 1 . 1 ）は 0.844 〜 0.960 であり高い再現性が得られた（図 8 ，図 9 ，図 10，図 11）．
2.3

AAK の妥当性

AAK 計測と同一日に計測者以外の者（リハビリテーション科医師もしくは，経験年数 3 年以上の理学療法士，作業療法士）により SARA 鼻-指試験，SARA
歩行を評価し，AAK の各計測で得られた指標値との Spearman の順位相関係数を算出したところ，ゼロクロスで 0.65（図 12），左右成分軌跡長で 0.68（図 13），速度が－0.74（図 14），軌跡長 CV が 0.72（図 15）であり，いずれも強い相関関係を認めた．AAK は従来の評価法と十分な基準関連妥当性を有するといえる．



第 10 章 運動失調の動作分析

2回目計測結果(回)
350（N=36）

ICC=0.844
300
250
200
150
100
50
0
0

100
図９

図8

200

300

400

1回目計測結果(回)

AAK-UE ゼロクロス指標における再現性

AAK-UE ゼロクロス指標における再現性

36名の運動失調症患者において，AAK-UE計測を2回行い，1回目と2回目の値
36名の運動失調症患者において，
AAK-UE 計測を 2 回行い，1 回目と 2 回目
を用いて散布図を作成した．ICCは0.844と非常に高い相関関係を認めた．

の値を用いた散布図である．ICC は0.844と非常に高い相関関係を認めた．
2回目計測結果(cm)
160（N=36）

ICC=0.972
140
120
100
80
60
40
20
1回目計測結果
(cm)

0

図9

0
図10

40
80
120
160
AAK-UE 左右成分軌跡長平均指標における再現性

AAK-UE 左右成分軌跡長平均指標における再現性

36名の運動失調症患者において，AAK-UE計測を2回行い，1回目と2回目の値
36名の運動失調症患者において，
AAK-UE 計測を 2 回行い，1 回目と 2 回目
を用いて散布図を作成した．ICCは0.972と非常に高い相関関係を認めた．

の値を用いた散布図である．ICC は0.972と非常に高い相関関係を認めた．

153

154

第 10 章運動失調の動作分析

2回目計測結果(km/h)
4（N=20）

ICC=0.960
3.5
3
2.5
2
1.5
1
0.5
0
0

0.5

1
図11

1.5
2
2.5
3
3.5
AAK-LE 速度指標における再現性

4

1回目計測結果(Km/h)

図10 AAK-LE 速度指標における再現性

20名の運動失調症患者において，AAK-LE計測を2回行い，1回目と2回目の値
20名の運動失調症患者において，AAK-LE
計測を 2 回行い， 1 回目と 2 回目
を用いて散布図を作成した．ICCは0.960と非常に高い相関関係を認めた．

の値を用いた散布図である．ICC は0.960と非常に高い相関関係を認めた．
2回目計測結果(％)
20.0（N=20）

ICC=0.966
15.0

10.0

5.0

1回目計測結果
(％)

0.0
0.0
図12

5.0
10.0
15.0
20.0
AAK-LE 外果軌跡長の変動係数指標における再現性

図11 AAK-LE 外果軌跡長の変動係数指標における再現性
20名の運動失調症患者において，AAK-LE計測を2回行い，1回目と2回目の値
20名の運動失調症患者において，AAK-LE
計測を 2 回行い， 1 回目と 2 回目
を用いて散布図を作成した．ICCは0.966と非常に高い相関関係を認めた．

の値を用いた散布図である．ICC は0.966と非常に高い相関関係を認めた．



第 10 章 運動失調の動作分析

図12 AAK-UE ゼロクロスと SARA 振戦の関係
横軸は SARA 鼻-指試験，縦軸はゼロクロス回数を示す．
Spearman の順位相関係数は0.65であり高い相関関係を認めた．

左右成分軌跡長(cm)
160（N=66）

rs=0.68
140
120
100
80
60
40
20
0
0

1
図14

2

3

4

SARA鼻-指試験(点)

AAK-UE 左右成分軌跡長とSARA振戦の関係

図13 AAK-UE 左右成分軌跡長と SARA 振戦の関係
横軸はSARA鼻-指試験，縦軸は左右成分軌跡長を示す．

横軸はSARA 鼻-指試験，縦軸は左右成分軌跡長を示す．
Spearman順位相関係数は0.68であり高い相関関係を認めた．
Spearmanの順位相関係数は0.68であり高い相関関係を認めた．

155

156

第 10 章運動失調の動作分析

速度(km/h)
3.5（N=46）

rs=-0.74

3
2.5
2
1.5
1
0.5
0
0

1

2
図15

3
4
5
6
7
AAK-LE 速度とSARA歩行の関係

8

SARA歩行(点)

図14 AAK-LE 速度と SARA 歩行の関係
横軸はSARA歩行，縦軸は速度を示す．
横軸はSARA 歩行，縦軸は速度を示す．Spearman の順位相関
Spearman順位相関係数は-0.74であり高い相関関係を認め
係数は－0.74であり高い相関関係を認めた．
た．

軌跡長CV
(％)

（N=46）

25.0

rs=0.72
20.0

15.0

10.0

5.0

0.0
0

1

2

3

4

5

6

7

8

SARA歩行(点)

図16 AAK-LE 軌跡長CVとSARA歩行の関係
図15 AAK-LE
軌跡長 CV と SARA 歩行の関係
横軸はSARA歩行，縦軸は軌跡長CVを示す．Spearman順位相関係数
横軸はSARA 歩行，縦軸は軌跡長 CV を示す．Spearman の順
は0.72であり高い相関関係を認めた．

位相関係数は 0.72であり高い相関関係を認めた．



2.4

第 10 章 運動失調の動作分析

157

AAK の反応性

治療経過を 2 回に分けて AAK と SARA を評価するとともに，症状の変化度（ 7 段階の臨床的変化度基準：表 1 ）の結果と比較し，反応性を検討した．
上肢では，症状に改善がみられた症例のうち，SARA が変化したものはわずかであったが，AAK-UE のゼロクロスと左右成分軌跡長は症状の改善に伴い有意に減少しており，AAK-UE は SARA よりも高い反応性を有することが示唆された（図 16）．

表1

臨床的変化度基準
３ 点 ： 著明に改善
２ 点 ： 改善
１ 点 ： やや改善
０ 点 ： 変化なし

－ １ 点 ： やや悪化
－ ２ 点 ： 悪化
－ ３ 点 ： 著明に悪化

図16 AAK-UE 反応性の検討
左：横軸は臨床的変化量，縦軸は SARA 鼻-指試験の変化量を示す．
中：横軸は臨床的変化量，縦軸はゼロクロスの変化量を示す．
0 点と 1 点において有意差（p<0.001）を認めた．
右：横軸は臨床的変化量，縦軸は左右成分軌跡長の変化量を示す．
0 点と 1 点において有意差（p<0.001）を認めた．

158

第 10 章運動失調の動作分析

図17 AAK-LE 反応性の検討
左：横軸は臨床的変化量，縦軸は SARA 歩行の変化量を示す．
Spearman の順位相関係数は0.79（p ＜0.001）であった．
中：横軸は臨床的変化量，縦軸は速度の変化量を示す．
Spearman の順位相関係数は－0.70（p=0.004）であった．
右：横軸は臨床的変化量，縦軸は軌跡長 CV の変化量を示す．
Spearman の順位相関係数は0.87（p ＜0.001）であった．

下肢では，症状の変化に伴い SARA と AAK-LE の指標値（歩行速度，軌跡長CV）ともに変化を示した．両者の間には強い相関がみられたことから，AAK-LE
は SARA と同等の反応性を有することが示唆された（図 17）．
これらより，AAK-UE は SARA より高い反応性を有しており，AAK-LE は
SARA と同等以上の反応性を有することが明らかとなった．したがって，「症状は少し改善したが SARA の基準では点数が変化しない」といった日常の臨床で見かける症例でも，AAK であれば客観的評価が可能であることが示唆された．
2.5

ま

と

め

AAK は，簡便な計測で失調を定量的に評価できる分析方法である．また，
AAKの反応性は，SARA と同等，さらに上肢に関しては SARA よりも優れており，臨床的有用性は高いと考えられる．今後，AAK のような間隔尺度を用いた統計解
析が，リハビリテーションの効果の判定に活用され，さらに新しい治療を生み出すきっかけになることを期待する．



第 10 章 運動失調の動作分析

159

MEMO J apanese Version of the Scale for the Assessment and Ratingof Ataxia（SARA）
1 ）歩行以下の 2 種類で判断する．①壁から安全な距離をとって壁と平行に歩き，方向転換し，②
帰りは介助なしでつぎ足歩行（つま先に踵を継いで歩く）を行う．
0 ：正常．歩行，方向転換，つぎ足歩行が困難なく 10 歩より多くできる．
（ 1 回までの足の踏み出しは可）
1 ：やや困難．つぎ足歩行は 10 歩より多くできるが，正常歩行ではない．
2 ：明らかに異常．つぎ足歩行はできるが 10 歩を超えることができない．
3 ：普通の歩行で無視できないふらつきがある．方向転換しにくいが，支えは要らない．
4 ：著しいふらつきがある．時々壁を伝う．
5 ：激しいふらつきがある．つねに， 1 本杖か片方の腕に軽い介助が必要．
6 ：しっかりとした介助があれば 10 m より長く歩ける． 2 本杖か歩行器か介助者が必要．
7 ：しっかりとした介助があっても 10 m には届かない． 2 本杖か歩行器か介助が必要．
8 ：介助があっても歩けない．
2 ）立位
被検者に靴を脱いでいただき，開眼で，順に①自然な姿勢，②足を揃えて（親趾同士をつける），③つぎ足（両足を一直線に，踵とつま先に間を空けないようにする）で立っていただ
く．各肢位で 3 回まで再施行可能，最高点を記載する．
0 ：正常．つぎ足で 10 秒より長く立てる．
1 ：足を揃えて，動揺せずに立てるが，つぎ足で 10 秒より長く立てない，
2 ：足を揃えて，10 秒より長く立てるが動揺する．
3 ：足を揃えて立つことはできないが，介助なしに，自然な肢位で 10 秒より長く立てる．
4 ：軽い介助（間欠的）があれば，自然な肢位で 10 秒より長く立てる．
5 ：つねに片方の腕を支えれば，自然な肢位で 10 秒より長く立てる．
6 ：つねに片方の腕を支えても，10 秒より長く立つことができない．
3 ）座位
開眼し，両上肢を前方に伸ばした姿勢で，足を浮かせてベッドに座る．
0 ：正常．困難なく 10 秒より長く座っていることができる．
1 ：軽度困難，間欠的に動揺する．
2 ：常に動揺しているが，介助なしに 10 秒より長く座っていられる．
3 ：時々介助するだけで 10 秒より長く座っていられる．
4 ：ずっと支えなければ 10 秒より長く座っていることができない．
4 ）言語障害
通常の会話で評価する．

160

第 10 章運動失調の動作分析

0 ：正常．
1 ：わずかな言語障害が疑われる．
2 ：言語障害があるが，容易に理解できる．
3 ：時々，理解困難な言葉がある．
4 ：多くの言葉が理解困難である．
5 ：かろうじて単語が理解できる．
6 ：単語を理解できない．言葉が出ない．
5 ）指追い試験
被検者は楽な姿勢で座ってもらい，必要があれば足や体幹を支えてよい．検者は被検者の前に座る．検者は，被検者の指が届く距離の中間の位置に，自分の人差し指を示す．被検者に，自分の人差し指で，検者の人差し指の動きに，できるだけ早く正確についていくように命ずる．検者は被検者の予測できない方向に，2 秒かけて，約 30 cm，人差し指を動かす．これを 5 回繰り返す．被検者の人差し指が，正確に検者の人差し指を示すかを判定する． 5 回のうち最後の 3 回の平均を評価する．
0 ：測定障害なし．
1 ：測定障害がある． 5 cm 未満．
2 ：測定障害がある．15 cm 未満．
3 ：測定障害がある．15 cm より大きい．
4 ： 5 回行えない．
6 ）鼻 - 指試験
被検者は楽な姿勢で座ってもらい，必要があれば足や体幹を支えてもよい．検者はその前に座る．検者は，被検者の指が届く距離の 90％の位置に，自分の人差し指を示す．被検者に，人差し指で被検者の鼻と検者の指を普通のスピードで繰り返し往復するように命じる．運動
時の指先の振戦の振幅の平均を評価する．
0 ：振戦なし．
1 ：振戦がある．振幅は 2 cm 未満．
2 ：振戦がある．振幅は 5 cm 未満．
3 ：振戦がある．振幅は 5 cm より大きい．
4 ： 5 回行えない．
7 ）手の回内・回外運動
被検者は楽な姿勢で座ってもらい，必要があれば足や体幹を支えてよい．被検者に被検者の大腿部の上で，手の回内・回外運動を，できるだけ速く正確に 10 回繰り返すよう命ずる．
検者は同じことを 7 秒で行い手本とする．運動に要した正確な時間を測定する．
0 ：正常．規則正しく行える．10 秒未満でできる．
1 ：わずかに不規則．10 秒未満でできる．



第 10 章 運動失調の動作分析

161

2 ：明らかに不規則． 1 回の回内・回外運動が区別できない，もしくは中断する．しかし，
10秒未満でできる．
3 ：きわめて不規則．10 秒より長くかかるが 10 回行える．
4 ：10 回行えない．
8 ）踵-すね試験
被検者をベッド上で横にして下肢が見えないようにする．被検者に，片方の足をあげ，踵
を反対の膝に移動させ， 1 秒以内ですねにそって踵まで滑らせるように命じる．その後，足を元の位置に戻す．片方ずつ 3 回連続で行う．
0 ：正常．
1 ：わずかに異常．踵はすねから離れない．
2 ：明らかに異常．すねから離れる（ 3 回まで）
3 ：きわめて異常．すねから離れる（ 4 回以上）
4 ：行えない．（ 3 回ともすねにそって踵をすべらすことができない）．
※文献［ 9 ］より

文

献［ 1 ］ 平山恵造 : 臨床神経内科学．南山堂，東京，2000［ 2 ］ 正門由久 : リハビリテーション―評価―．リハビリテーション医学 2005 ; 42 :762 -766［ 3 ］ Holmes G : The symptoms of acute cerebellar injuries due to gunshot injuries.
Brain 1917 : 461 -535
［ 4 ］ 矢谷令子 : 標準作業療法学 専門分野 作業療法評価学．医学書院，東京，2011［ 5 ］ Trouillas P, Takayanagi T, Hallett M, Currier RD, Subramony SH, Wessel K,
Bryer A, Diener HC, Massaquoi S, Gomez CM, Coutinho P, BenHamida M,
Campanella G, Filla A, Schut L, Timann D, Honnorat J, Nighoghossian N, Manyam B : International Cooperative Ataxia Rating Scale for pharmacological assessment of the cerebellar syndrome. The Ataxia Neuropharmacology Committee of the World Federation of Neurology. J Neurol Sci 1997 ; 145 : 205 -211
［ 6 ］ Schmitz-Hübsch T, du Montcel ST, Baliko L, Berciano J, Boesch S, Depondt C,
Giunti P, Globas C, Infante J, Kang JS, Kremer B, Mariotti C, Melegh B,
Pandolfo M, Rakowicz M, Ribai P, Rola R, Schöls L, Szymanski S, van deWarrenburg BP, Dürr A, Klockgether T, Fancellu R : Scale for the assessment
and rating of ataxia : development of a new clinical scale. Neurology 2006 ; 66 :1717 -1720［ 7 ］ 佐藤和則，矢部一郎，相馬広幸，安井建一，伊藤瑞規，下畑享良，小野寺理，中

162

［8］
［9］
［10］
［11］
［12］
［13］

第 10 章運動失調の動作分析

島健二，祖父江元，西澤正豊，佐々木秀直 : 新しい小脳性運動失調の重症度評価
スケール Scale for the Assessment and Rating of Ataxia（SARA）日本語版の信頼性に関する検討．Brain Nerve 2009 ; 61 : 591 -595
浅賀忠義，松本昭久 : 上肢協調性運動の定量的評価の試み．理療ジャーナル
1989 ; 23 : 129 -134
中西亮二，山永裕明，奥村チカ子，村山伸樹，出田 透 : 上肢運動失調の定量的評価．臨神経 1992 ; 32 : 251 -258
眞野行生，森本 茂 : コントロール系の異常による病的歩行（その 1 ）．総合リ
ハ 1987 ; 15 : 949 -955
林 良一 : パーキンソン病と小脳失調症の歩行制御．臨床脳波 1988 ; 40 : 78 -83
Palliyath S, Hallett M, Thomas SL, Lebiedowska MK : Gait in Patients With
Cerebellar Ataxia．Mov Disord 1998 ; 13 : 958 -964
大塚 圭，才藤栄一，冨田昌夫，赤羽 毅，金田嘉清 : 脳卒中患者に対する部分
免荷トレッドミル歩行訓練の実際．理学療法 2007 ; 24 : 1555 -1563



第 11 章

第 11 章 起立・着座の動作分析

163

起立・着座の動作分析

Keywords：軌跡図，起立・着座，Asymmetry Index
1 . 起立・着座の動作分析
起立・着座動作は，日常生活において欠かすことのできない動作の一つであり，起立・着座動作の障害は，ADL（Activities of Daily Living）の制限に大きな影響を及ぼす．したがって，リハビリテーション医療においても起立・着座動作の障害は，歩行障害に並ぶ治療対象の一つである．
近年，起立・着座動作に関する研究報告［ 1 ， 2 ， 3 ， 4 ， 5 ， 6 ， 7 ］は増えてきているものの，歩行に比べると圧倒的に不足しており，臨床においても分析手法が標準化されていない現状にある．臨床における評価は，第 1 章で述べているように視診が主流である．起立・着座動作は，一連の動作をいくつかの相に区分して捉えることが多い．Kelley ら［ 1 ］や Nuzik ら［ 2 ］は，起立動作を大腿部が椅子に接触しているか否かにより 2 相に区別している．また，Millington
ら［ 4 ］は，体幹前傾から大腿部離床までの体重移動相，膝関節伸展開始から体幹の伸展運動が生じるまでの移行相，膝関節伸展と体幹の伸展運動開始から終了までの上昇相の 3 相に区別している．視診では，四肢や体幹の位置関係や運動方
向または運動速度を観察し，各相における重心の前方移動性，左右対称性，離殿・着殿のタイミングの適切性を評価する．
起立・着座動作の先行研究は，“歩行分析”と同様に三次元動作分析装置や床反力計を用いた関節角度変化，関節モーメントの分析や表面筋電図の分析が多い［3，4，5，6，7］．これらの分析は，客観的かつ定量的データとして有用である．また，実際には見ることができない床反力や関節モーメント，筋活動は可
視化できる点で価値が高い．しかしながら，これら分析結果のみ眺めていても，視診で観察するように全体像をイメージすることは難しい．
本章では，三次元動作分析装置を用いて，起立・着座動作の全体像を客観的に表現する手法について解説する．

164

第 11 章

起立・着座の動作分析

2 . 計測方法（図 1 ，図 2 ）
2 .1

計測の条件

椅子は，背もたれ・肘掛けがなく，座面高の調整が出来るものが望ましい．座
面奥行は，大腿長の近位 1 /3 程度が良い．両上肢は，自由な肢位とする．ただし，上肢の反動が著明な場合，または動作中に上肢がマーカを隠してしまう場合は胸の前で組むようにする．
2 .2

マーカの貼付位置

頭頂，両側の耳介前点，肩峰，腸骨稜，股関節（上前腸骨棘と大転子を結んだ
線上で大転子から 1 /3 の位置）
，膝関節（大腿骨外側上顆の前後径の中点），足関
節（外果中央），第 5 中足骨骨頭の 15 カ所にカラーマーカを貼着する．
2 .3

システムの概要

KinemaTracer Ⓡを図 2 のように設置する．起立・着座の動作分析では，離殿と着殿の情報が必要である．歩行分析でよく用いられるフットセンサなどの on-offを検出する感圧センサを用いると簡便である（付録 2 参照）．動作開始は，肩峰，

図1

マーカ貼付位置頭頂，耳介前点のマーカについては，ヘッドホンなどを用いると簡便に装着できる．



図2

第 11 章 起立・着座の動作分析

165

起立・着座動作解析システムの概略図

感圧センサは歩行分析でよく用いられるフットセンサを用いると簡便である．

股関節，膝関節の三つのマーカの作る角度αを股関節角度として，αが 1/60 s 間に最初に 0.5 度以上の変動を示した時点とする．動作終了は，角度αが 0.5 度以上の変動を示さなくなった時点とする［ 8 ］．マーカの軌跡は，水平面，前額面，矢状面における頭頂，耳介前点，肩峰，腸骨稜，股関節，膝関節，足関節の軌跡を図示することで，運動パターンと左右の対称性を分析することができる．起立・着座時間は，それぞれの動作開始から終了までの時間を算出し指標とする．
起立動作終了から着座動作開始までは，起立・着座動作の初動に影響を与えないように 3 秒以上の間隔を置くことが望ましい．
3 . 健常者の起立・着座動作の分析
3 .1

健常者の軌跡図

起立・着座動作における健常者 20 名を平均処理した各マーカの軌跡図を示す（図 3 ，図 4 ）．起立動作ではすべてのマーカの軌跡はほぼ左右対称であり，水平面，前額面の動きは直線的な運動を呈している．矢状面では，頭頂，耳介前点，肩峰は離殿前に前下方へ，離殿後は後上方へ向かっている．腸骨稜，股関節の二つのマーカは動作開始から緩やかに上方へ向かうカーブを描いている．
着座動作は，水平面，前額面では起立動作とほぼ同様の軌跡となるが，矢状面では，頭頂，耳介前点の着殿までの前方への移動が起立動作よりも大きくなって

166

図3

第 11 章

起立・着座の動作分析

健常者における起立動作の軌跡図

健常男性20名の起立動作の軌跡を平均したものである．●は動作開始 , ■は動作終了，離殿は○で示す．水平面，前額面の右側が利き足側である（単位：cm）．

図4

健常者における着座動作の軌跡図

健常男性20名の着座動作の軌跡を平均したものである．●は動作開始，■は動作終了，着殿は○で示す．水平面，前額面の右側が利き足側である（単位：cm）．



第 11 章 起立・着座の動作分析

167いる．股関節は，起立動作に比べ，直線的な軌跡を呈している．
3 .2

健常者の起立・着座動作の特徴

健常者における起立・着座動作は，左右対称な動作である．
起立，着座動作の比較では，矢状面の頭頂，耳介前点の着座動作の軌跡長が起立動作より増大する［ 9 ］．健常者の着座動作は，遠心性収縮を軽減させるため，
体幹の前傾運動によって生じる慣性力を利用する特徴がある．矢状面の頭頂，耳介前点の軌跡はこの体幹の前傾運動を反映したものと考えられる．
4 . 脳卒中片麻痺患者の起立・着座の動作分析
脳卒中片麻痺患者の起立・着座動作の特徴をマーカの軌跡図を用いて概説する．
4 .1

脳卒中片麻痺患者の軌跡図と起立・着座動作の特徴

図 5 ，図 6 は，麻痺の軽度な症例である．起立動作では，矢状面のすべてのマーカが健常者と近似した軌跡を示しているが水平面，前顔面の軌跡は全体的に麻痺側に偏位している．着座動作は，起立動作とほぼ同様のパターンである．
図 7 ，図 8 は，麻痺の重度な症例である．起立動作では，開始肢位から離殿にかけて非麻痺側へ偏位し，離殿後，非麻痺側に偏位したまま上昇する運動を呈している．また，矢状面では，股関節，腸骨稜ともに動作開始から床面に対してほぼ平行に前方移動しているが，離殿後に急激に前上方へ移動している．頭頂，耳介前点，肩峰は，離殿前まで大きく前下方に移動した後に，上後方へ移動するが読み取れる．着座動作は，水平面，前額面とも起立動作と同様の軌跡であったが，矢状面では，股関節，腸骨稜は下後方へ移動する特徴を呈している．
4 .2

起立・着座時間［10］

健常者と脳卒中片麻痺患者の起立・着座時間を図 9 に示す．起立時間，着座時
間ともに健常者よりも片麻痺患者が延長している．
4 .3

左右非対称性の指標

左右の非対称性を示す指標として，両肩峰マーカを結ぶ中点の側方成分の運動軌跡から，その面積を算出し，所要時間で除した値（Asymmetry Index：AI）
を用いると動作中の左右への偏位量が捉えやすい（図 10）．健常者の AI は起立・着座ともほぼ 0 である．マーカの軌跡図で大凡の偏位量を確認した上で，AI を

168

第 11 章図5

起立・着座の動作分析

片麻痺患者における起立動作の軌跡図（軽症例）●は動作開始，■は動作終了，離殿は○で示す．水平面，前額面ともに全体
的に麻痺側へ偏位していることがわかる（単位：cm）．

図6

片麻痺患者における着座動作の軌跡図（軽症例）●は動作開始，■は動作終了，着殿は○で示す（単位：cm）
．



図7

第 11 章 起立・着座の動作分析

片麻痺患者における起立動作の軌跡図（重症例）●は動作開始，■は動作終了，離殿は○で示す（単位：cm）．

図8

片麻痺患者における着座動作の軌跡図（重症例）●は動作開始，■は動作終了，着殿は○で示す（単位：cm）
．

169

170

第 11 章図9

起立・着座の動作分析

健常者，右片麻痺・左片麻痺患者の起立・着座時間

健常者，片麻痺患者ともに起立時間より着座時間の方が延長している．また，健常者よりも片麻痺患者の方が起立．着座時間ともに延長している．

図10 Asymmetry Index（AI）の算出方法
両肩峰マーカを結ぶ中点の側方成分の運動軌跡から，その面積を算出し，所要時間で除した値を AI と定義する．プラスは非麻痺側へ，マイナスは麻痺側へ偏位していることを示す．



第 11 章 起立・着座の動作分析

171

算出することで，動作中の左右への偏位量を定量的に評価できる．
5. ま

と

め

起立・着座動作の視診は，身体の各部位の運動軌跡と相対的な位置関係，または運動のタイミングを診る．したがって，マーカの軌跡図から起立・着座動作を分析する手法は，動作そのものを捉えているために，臨床所見との親和性が高く，どのような疾患であっても応用できるという利点がある．
今後の展望として，手すりの有無や椅子の高さ，装具の有無などの条件における起立・着座動作のマーカ軌跡図を作成することで，さらに臨床場面に即した分析が可能になると思われる．
文

献［ 1 ］ Kelley DL, Dainis A, Wood DK : Mechanics and muscular dynamics of risingfrom a seated position. in International Series on Biomechanics : Biomechanics
V-B. University Park Press, Baltimore, 1976 ; pp 127－134［ 2 ］ Nuzik S, Lamb R, VanSant A, Hirt S : Sit-to-stand movement pattern : akinematic study. Phys Ther 1986 ; 66 : 1708－1713［ 3 ］ Dubost V, Beauchet O, Manckoundia P, Herrmann F, Mourey F : Decreased
trunk angular displacement during sitting down : an early feature of aging.
Phys Ther 2005 ; 85 : 404－412［ 4 ］ Millington PJ, Myklebust BM, Shambes GM : Biomechanical analysis of the sitto-stand motion in elderly person. Arch Phys Med Rehabil 1992 ; 73 : 609－617［ 5 ］ Cheng PT, Chen CL, Wang CM, Hong WH : Leg muscle activation patterns of
sit-to-stand movement in stroke patients. Am J Phys Med Rehabil 2004 ; 83 :10－16
［ 6 ］ Burnett DR, Campbell-Kyureghyan NH, Cerrito PB, Quesada PM : Symmetryof ground reaction forces and muscle activity in asymptomatic subjects during
walking, sit-to-stand, stand-to-sit tasks. J Electromyogr Kinesil 2011 ; 21 : 601－
615
［ 7 ］ 野澤 涼，山本澄子 : 椅子からの立ち上がりにおける若年者と高齢者の体幹と下肢の動きの関係．理学療法科学 2012 ; 27 : 31－35［ 8 ］ Kagaya H, Shimada Y, Ebata K, Sato M, Sato K, Yukawa T, Obinata G :Restoration and analysis of standing-up in complete paraplegia utilizing
functional electrical stimulation. Arch Phys Med Rehabil 1995 ; 76 : 876－881［ 9 ］ 伊藤直樹，加賀谷斉，堀 和朗，堀尾和美，大塚 圭，岡西哲夫 , 才藤栄一 : 軌

172

第 11 章

起立・着座の動作分析

跡を用いて視覚的に表現した起立動作の運動学的分析 . 藤田学園医学会誌 2011 ;35 : 87－90［10］ Itoh N, Kagaya H, Horio K, Hori K, Itoh N, Ota K, Kanada Y, Saitoh E :Relationship between movement asymmetry and sit-to-stand/stand-to-sit
duration in patients with hemiplegia. Jpn J Compr Rehabil Sci 2012 ; 3 : 66－71



付録 1

付録 1

データ処理・解析

173

データ処理・解析

Keywords：時間領域での信号処理，周波数領域での信号処理，フーリエ変換・逆変換，推測統計学と検定
三次元動作分析装置（たとえば，KinemaTracer Ⓡ），床反力計，重心動揺計，加速度計などから取得したデータは解析（分析）して初めて意味をもつ．基本的にデータは時系列（一定時間間隔で取得されたデータ列）である．これを時間領域（横軸を時間，縦軸をたとえば距離にとったデータ）で処理・解析する方法（スプライン補間法，正規化加算平均法など），周波数領域（横軸を周波数，縦軸をたとえば距離や距離の 2 乗にとったデータ）で処理・解析する方法（パワースペクト
ル法など），さらに周波数領域で演算処理後，時間領域に戻す方法（ローパスフィ
ルタやハイパスフィルタなど）がある． 1 節と 2 節ではこれらを説明する． 3 節
では歩行分析 ･ 動作分析に必要な統計処理手法について述べる．
1 . 時間領域の信号処理
1 .1

3 次スプライン補間（Cubic Spline Interpolation）

3 次スプライン補間は測定点をなめらかな曲線で結び，見た目をきれいにしたり，実際には測定されていない点を推定したりする方法である． 3 次スプライン
補間曲線は三つの測定点を通る 3 次関数曲線であり，さらに，隣り合う 3 次関数
曲線の微係数（傾き）を等しくしてなめらかに結んだ曲線群である．
例で説明する．図 1 に示すように，まずシミュレーションで 40 点の距離の時系
列を発生させた（赤実線）．つぎに 11 点でサンプルしなおした（青丸）．さらに，サンプル点を 3 次スプライン補間した（青実線）． 3 次スプライン曲線は完全に
もとの 40 点の時系列に重なった．したがって測定していない点，たとえば，1.5 秒
における距離を測定点（青丸）を 3 次スプライン補間後（青実線），推測することができる．
距離を微分すると速度が得られる．このような微分（差分）操作をする前にス
プライン補間をした方が誤差は少なくなる．図 2 に図 1 に示した波形を微分（差分）した波形を示す．サンプル点を微分（差分）したものが青丸で， 3 次スプラ
イン補間曲線を微分（差分）したものが青実線である．サンプル点のまま微分（差

174

図1

付録 1

データ処理・解析 る波形（赤実線）を11 個サンあプリングしたもの（青丸）とそれを 3 次スプライン補間した曲線
（青実線）

図2

 1 の測定点を微分して速度を図計算したもの（青丸）とスプライン補間曲線を微分して速度を計算したもの（青実線）分）したものは，真の微分値（差分値）から離れている．とくに，極値近傍で差が大きいことがわかる．3 次スプライン補間曲線は 1 階微分までは連続関数になるが， 2 階微分では不連続になるので，高階の微分（差分）をするときには注意
を要す．
1.2

加算平均（Synchronized Averaging），正規化後加算平均（Normalized
Synchronized Averaging）

動きを伴うときの心電図では筋電がノイズと重畳することがある．このようなときに，同じタイミングで重ね合わせて（同期という）各時刻における平均値を求めて，時間的につなぎ合わせる方法を加算平均法という．図 3 に筋電図が混入した心電図と 100 回の加算平均法によって心電図が浮かび上がった図を示す．ノイズがランダムならば，n 回加算平均すると，ノイズは 1 ⁄ n になることが数学的にわかっている［ 1 ］．
歩行を解析するとき，一歩一歩の細かい相違ではなく，全体にどのような動作をしているかを知りたいことがある．心電図と同様に加算平均の手法が利用できる．しかし実際には，踵接地に合わせても，つぎの踵接地までの時間が一歩一歩異なっている．そこで，一歩ごとに，踵接地からつぎの踵接地までを 100 % とするように時間軸の長さを変換して加算平均する．これを正規化後加算平均法とよ
んでいる．



図3

付録 1

データ処理・解析175

加算によるノイズの低減

左はノイズのない心電図（赤）に筋電によるノイズが重畳した波形（青）．右は100回の加算平均によりノイズが低減した様子を示す．

2 . 周波数領域の信号処理
時間領域の波形を周波数領域に移すこと（数学では写像という）をフーリエ変換という．フーリエ変換することによって時間領域では見えなかった信号の特徴が明らかになることがある． 2 . 1 項でパワースペクトル解析を例に示す．また，
時間領域の波形をフーリエ変換して，周波数領域に移し，そこでなにか処理した
結果を再度時間領域に戻すことがある．これを逆フーリエ変換とよぶ．2 . 2 項でフィルタを例に示す．
2 .1

パワースペクトル解析

図 4 にある脳卒中片麻痺者の開眼立位時の重心動揺の結果を示す．同図の青は入院 2 週後，赤は入院 6 週後の結果である．2 週後では動揺が全周波数にわたって大きく，とくに 1 ～ 1.5 Hz の高い周波数の成分が多いが， 6 週後では全周波数にわたって小さくなっている．とくに高い周波数の成分は顕著に減少している．
高い周波数成分は中枢系の，低い周波数成分は前庭系の反射を表しているものと考えられている［ 2 ］
．
2 .2

フィルタ

信号成分の周波数帯域が既知の場合，その成分だけを通してそれ以外の成分を除去すること（フィルタリング）によって，ノイズを低減し，信号成分を相対的に大きくすることができる．信号の振幅とノイズの振幅の比を対数で表し，さら

176

付録 1

データ処理・解析

図4

重心動揺のパワースペクトル

2 週時（青）と 6 週時（赤）．

に 20 をかけたものを SN 比（単位は，dB（デシベル））という．心電図では 100
Hz 以上の成分はないので，100 Hz 以下を通過させ，それ以上の周波数成分を除去する低域通過（ローパス）フィルタ（高域遮断フィルタとよぶこともある）を用いている．この 100 Hz のことを遮断（カットオフ）周波数とよぶ．低域通過
フィルタは遮断周波数以上の周波数をすべて遮断するわけではなく，10 倍の周波数（=1000 Hz）を 1 /10 に低減する 1 次のフィルタ， 1 /100 に低減する 2 次のフィルタ， 1 /1000 に低減する 3 次のフィルタ…などがある．
筋電図では 10 ～ 350 Hz の成分があるので，その成分を通過させる帯域通過（バンドパス）フィルタを使用する．動作に伴う電極のコードの揺れによってノイズが混入するが，動作は 1 Hz 程度なので，このフィルタによって低減される．
筋電図や脳波ではよく商用電源の周波数（西日本では 60 Hz，東日本では50 Hz）がノイズとして重畳される．多くの測定器では AC フィルタという名前で，
商用周波数前後を遮断する帯域遮断（バンドストップ）
フィルタを備えている．図5 に示すように商用周波数雑音は AC フィルタによって低減できる．
トレッドミル歩行を KinemaTracer Ⓡのような三次元動作分析装置で記録すると， 1 周期で閉じる閉曲線を描くことができ，これをリサージュ図形とよぶ．リ
サージュ図形の形状によって歩行解析や歩行診断をすることができる．しかし，実際にはトレッドミル歩行ではその運動軌跡に， 2 種類の「ばらつき」が生じる．
一つは身体部位間で生じる運動の「ばらつき」であり，たとえば，歩幅が一歩ごとに異なる場合，膝関節，足関節の関節角度および運動軌跡がばらつく．もう一



図5

付録 1

データ処理・解析

177

左は筋電図の生波形

60 Hz の周期的な商用周波数雑音が大きい．右は AC フィルタによって，雑音が低減され，筋電図が浮き出ている．

つのばらつきは，身体が定常位置から移動することによって生じるばらつきであり，トレッドミルのベルト上で前後方向および側方方向に移動（「ふらつき」）す
る．本研究では，二種類のばらつきを区別するため，身体部位間のばらつきを「ばらつき」，身体の定常位置からのばらつきを「ふらつき」とよぶことにする．リ
サージュ図形にて運動パターンを表現する場合，「ふらつき」はリサージュ図形の特徴を歪ませることになる（ 3 章図 5 参照）．この 2 種類のほか，技術的問題としてマーカの画像検出時の「ちらつき」成分（三次元化プログラム処理において，約 10 ピクセルの検出範囲のなかから指定した色情報の 1 ピクセルを位置情報に特定する際，輝度変化の影響などにより検出点が，わすかに移動することによって生じる成分）もノイズとなる．
生データに FFT スムーザ法を適用，加工することで，全身の「ふらつき」成分とマーカの「ちらつき」成分の多くの部分を除去した．
例として 3 章の図 6 では，外果マーカの矢状面リサージュ図形を例にあげ，歩容成分を抽出するための FFT スムーザ法の手順を示した．スムーザ法は，時系列データにフーリエ変換（FFT）を施し，不必要な周波数帯域に 0 を代入したあと，逆フーリエ変換（IFFT）により，時系列データに戻す手法で，残された周波数の位相と振幅情報は完全に保持される．しかし，とくに，始端と終端の値が異なる場合には，不連続性のために，IFFT したときに，時間軸でのひずみが顕著に生じる．したがって，その影響を小さくするために，3 章の図 6 では手順 1 として，初期値と最終値が一致するように各軸成分の時系列データを終端で折り返

178

付録 1

データ処理・解析

した．つまり，X（n）＝｛ （
x 1）
,（
x 2）
, …, （x n）｝
に対し，新たにX（2 n）＝
｛（
x 1）
,（
x 2）
, …, （x n－1）
,（
x n）
,（
x n）
,（
x n－1）, …, （
x 2）
,（
x 1）
｝
という時系列を作成した．
手順 2 として，X（2 n）に対し，矩形窓関数をかけて FFT を施した．手順 3として，鉛直成分を除いた前後成分および側方成分について，歩行周期 1 /3 以下の周波数以下の成分を「ふらつき」，つまり，全身の移動成分とみなし， 0 で置換した．ただし，直流成分（ 0 Hz）は，基準位置とし，置換を行わずに値を保持した．同様に，各リサージュ図形の全方向成分の周期の 3 倍以上の成分をマーカの「ちらつき」成分とみなし，0 で置換した．そして，手順 4 として IFFT を施し，時系列関数に戻した．手順 5 として，手順 1 で折り返して連結した部分を削除した．得られた各成分時系列関数を統合し，「ふらつき」成分，マーカの「ちらつき」成分を除去したリサージュ図形を復元した．
以前はハードウェアのフィルタを用いていたが，近年では，高分解能の AD 変換器の出現で，雑音を含んだ測定波形をそのまま PC に記録し，ソフトウェアのフィルタを用いることが一般的になっている．ソフトウェアのフィルタでは遮断周波数や次数を比較的容易に変更することができる．
フィルタを用いた場合はフィルタの種類（ローパス，ハイパス，バンドパス，バンドストップ），遮断周波数，次数を論文に記載すべきである．
3 . 統計処理の手法
ここでは，紙面の都合上，道筋だけを述べるので，詳しくは他の成書を参考にされたい（たとえば文献［ 4 ，5 ］）．
われわれが，統計とよんでいるものは大きく二つに分けられる．
一つは部分（サンプルとか標本とよばれる）から全体（母集団とよばれる）を推し量ることである．これはさらに二つに分かれて，一つはわれわれがよく使う
統計的仮説検定とよばれるもので，部分（標本）が 2 グループあったとき，それらが同じ全体（母集団）から取り出されたという説（帰無仮説，よく使われるのは 2 グループの標本の平均値が等しい）とそうでないという説（対立仮説）をおき，どちらがもっともらしいかを確率的に判断する方法である．他方は統計的推定とよばれるもので，部分（標本）の統計量（たとえば平均値や標準偏差）から



付録 1

データ処理・解析

179

母集団のそれらを推定する方法である．数施設のインフルエンザ患者数から，その地域全体のインフルエンザ患者数を推定するなどに用いられている．
もう一つの統計は，標本から得られた情報を数量的に要約したり分類したりする方法である．たとえば，単回帰分析は二つの変数の構造を明らかにしようという方法である．重回帰分析は二つ以上の変数の構造を明らかにしようという方法である．また，相関関数は二つの変数の間の（線形）関係を明らかにしようとする手法である．相関関数解析の延長線上に主成分分析（多数の変数を統合し，新
たな総合的指標を作り出す手法），判別分析（どの群に属しているかがわかっている標本があるときに，まだ分類されていない標本がどちらの群に属するかを推定する手法），また，男に 0 ，女に 1 を割り付けるとか，住居地域を郵便番号で割り付けるなど，数字にはなっているが，数値に意味がない質的変量を分析するために，それらに強制的に数値を割り付けて既存の多変量解析手法を用いる手法で，日本で開発された数量化理論がある．ダミー変数の導入による質的データの数値化により，回帰分析を行うのが数量化理論 I 類，判別分析を行うのが数量化理論
II 類，主成分分析あるいは因子分析を行うのが数量化理論 III 類である．詳細は成書［ 6 ］にゆずり，ここでは立ち入らない．
さてわれわれが実験を行うとき，実験データ（標本）の平均値や標準偏差が欲しいわけではなく，実験データの後ろにある，全体（母集団）の平均値や標準偏差を求めたい．たとえば，実験を行った 3 名の 60 代男性の握力の平均値と 3 名の 70 代男性の握力の平均値が必要なのではなく，非常に多くの（母集団）60 代と70 代男性の握力の平均値を知り，年代によって握力は低下するのかを検定したいのである．そこでそれぞれ 3 名の平均値と標準偏差から 60 代の母集団の平均値と 70 代の母集団の平均値に差があるかを検定するわけである．
以下にそのようなときに使う方法を簡単に述べる．詳しくは，他の成書［ 4 ，5 ］を参考にされたい．
まずは平均値や標準偏差の定義を述べる．実験の結果 x 1 , x 2 , …, xn を取得したとしたとき，（ 1 ）平均値（mean），中央値（median），最頻値（mode）
平均値（mean）は x̅ ＝
（ x 1 ＋x 2 ＋⋯xn）/n で定義される．中央値（median）は
x 1 , x 2 , …, xn を大きい順に並べた中央の値．もし n が偶数ならば，中央二つの値の平均値で定義される．最頻値（mode）はヒストグラムを描いたときに，一番頻度が高いセルの中央値で定義される．

180

付録 1

データ処理・解析

（ 2 ）分散（variance；V）と標準偏差（standard deviation；SD）
不偏分散と標準偏差は以下の式で定義される．
V＝｛（ x 1 －x̅）2 ＋（ x 2 －x̅）2 ＋⋯＋（ xn－x̅）2 ｝（n－1）/
SD ＝ V
以下にいくつかの検定の方法を述べる．
（）内に手法の名称を記した．前がパラメトリック，後がノンパラメトリックな手法である．
（ 1 ）平均値の差の検定
1 人の患者の治療前後など関連のある 2 群の差の検定（関連 2 群の t 検定，
Wilcoxon 検定）
男性の睡眠時間の平均値と女性の睡眠時間の平均値のように互いに関連のない
2 群の平均値の差の検定（ 2 標本 t 検定，Mann-Whitney 検定）（ 2 ）要因による平均値の差の検定（分散分析，Kruskal-Wallis 検定，Friedman
検定（二元配置以上の分散分析に対応））
要因による差があるか，を検定する．たとえば，年齢という要因によって握力に差があるのかという検定．要因が一つの場合は，一元配置分散分析（これは本質的に 2 標本 t 検定と同じ），要因が二つの場合（年齢と性差という要因によって握力に差があるのかという検定）は，二元配置分散分析，要因が三つの場合は，三元配置というように要因の分析項目が増える．
（ 3 ）一つの変数（説明変数）からもう一つの変数（従属変数）をどのように直線的に関係づけられるか（（単）回帰分析）
年齢を横軸に，握力を縦軸にとり，男女各被験者の値をプロットする（散布図という）．握力がどのように年齢に依存するかを検定する．また，年齢に伴う握力の低下が，男性よりも女性の方が大きいかどうかの検定などに用いる．
説明変数が二つ以上の場合は重回帰分析という．
（ 4 ）二つの変数間の直線関係の強さを検定する（Pearson の相関，Spearmanの順位相関）
二つの変数間に関係があるのかを検定する．また，相関係数の大小を検定する．
（ 5 ）介入前後の測定値の差は介入によるものか，偶然か（MDC95）
MDC95 は最小可検変化量の 95 % 信頼区間（minimal detectable changes at the
95 % confidence level）を意味する略語である．測定値に系統誤差（測定器による



付録 1

データ処理・解析

181

誤差で固定誤差と比例誤差がある）がなく，すべて正規分布する偶然誤差のみであるとみなせるとき使用できる手法である．すなわち， 2 回計測した値の差が誤差の範囲内であるのか，それとも介入によるものかを判断することができる．
MDC95 を求める式は以下のとおりである［ 7 ］．
MDC95 ＝ 1.96 × 2 × SEM
ここで 1.96 は標準正規分布の 95 % 信頼域であり， 2 は標準正規分布の二つの測定値群の分散（＝ 1 ）の和（＝ 1 ＋ 1 ＝ 2 ）を，上に述べたように標準偏差は分散の平方根なので， 2 となることによる．SEM は平均値標準誤差（standard
error of the mean）であり，測定値の差の標準偏差を 2 で除すことで求められる．したがって MDC95 は，測定値の差の標準偏差を SDd とすると以下の式によって求めることができる［ 8 ］．
MDC95 ＝ 1.96 × SDd
あらかじめ，予備実験で MDC95 を求めておけば，その後の被験者の介入前後 2回の実験による測定値が MDC95 以下ならば，介入による成績の向上ではなく，偶然起こった誤差と考え，MDC95 以上ならば介入による成績の向上とみなすことができる「真の変化」と判断できる［ 7 ］．
（ 6 ）同じ検者が複数の被験者を 2 回（以上）測定したときの測定法の信頼性（ICC（Interclass correlation coefficient）, Spearman の順位相関係数）
ICC（正しくは ICC（ 1 , 1 ））は検者が 2 回（以上）測定したときの一致度の指標である．ICC はパラメトリックな統計手法であり，データが正規分布することが前提であるが，Spearman の順位相関はノンパラメトリック法なので順位尺度の変量で使用することができ，Pearson の相関と同じ式で一致度を判定することができる．
ICC は，
測定値＝期待値＋被験者の要因＋誤差というモデルを想定して，ICC（ 1, 1 ）＝ rT2 /（rT2 ＋ rW2 ）で与えられる．ここでrT2 は被験者による変数の分散，rW2 は誤差による分散である．この式から明らか
なように，
ICC
（ 1, 1 ）は ０～１ の間の値をとり，1 に近いほど一致度が高い．ICC（ 1, 1 ）の値と一致度の関係は表 1 に示すとおりである．

182

付録 1

データ処理・解析

表1

文

ICC と一致度［ 9 ］

ICC

一致度

0.81 ～

almost perfect

0.61 ～ 0.80

substantial

0.41 ～ 0.60

moderate

0.21 ～ 0.40

fair

0.0 ～ 0.20

slight献［ 1 ］ 富田 豊，衛藤憲人，牛場潤一 : バイオサイバネティクス．コロナ社，東京，2009［ 2 ］ 矢箆原隆造 : 藤田保健衛生大学大学院保健学専攻修士論文 2013
［ 3 ］ Tanabe S, Saitoh E, Ohtsuka K, Teranishi T, Tomita Y, Muraoka Y : Simple
method to reduce the effect of patient positioning variation on threedimensional motion analysis during treadmill gait. Clin Pract 2013 ; 3（e30）:
84-86［ 4 ］ 佐藤 信 : 推計学のすすめ，講談社ブルーバックス．講談社，東京，1996［ 5 ］ 市原清志 : バイオサイエンスの統計学．南江堂，東京，2001［ 6 ］ 駒澤 勉，橋口捷久，石崎龍二 : 統計科学選書 2 ，新版パソコン数量化分析．朝倉書店，東京，1998［ 7 ］ 下井俊典 : 評価の絶対信頼性．理学療法科学 2011 ; 26 : 451-461［ 8 ］ Faber MJ, Bosscher RJ, van Wieringen PC : Clinimetric properties of theperformance-oriented mobility assessment. Phys Ther 2006 ; 86 : 944-954［ 9 ］ Landis JR, Koch GG : The measurement of observer agreement for categorical
data. Biometrics 1977 ; 33 : 159-174



付録 2

付録 2

動作分析の基礎知識

183

動作分析の基礎知識

Keywords：三次元動作分析，筋電図，重心動揺計フットスイッチ，加速度計，
ジャイロセンサ
1 . 三次元動作分析
1 .1

座標系とは

三次元動作分析の計測では，空間内に基準となる位置と方向を定義しなければいけない．これを座標系と呼ぶ．座標系にはいくつか種類があるが，動作分析で用いられるのは直行座標系である．
直行座標系とは，互いに直交する座標軸を指定して定まる座標系である．三次元空間の直交座標系は，空間内に互いに直交する 3 本の数直線 x 軸，y 軸，z 軸を決めることによって定められる．空間内に存在するある一点から各座標軸への垂線の交点を表す実数の組（a，b，c）と座標が与えられる．三つの軸の向きは，一般的には右手系がとられる（図 1 ）．座標系の軸は，鉛直方向を z 軸（上方がプラスの値），前後方向を y 軸（前方がプラスの値），左右方向を x 軸（右側がプラスの値）と定義する．

原点

図1

座標系

184
1 .2

付録 2

動作分析の基礎知識

キャリブレーション

座標系を定義する手続きをカメラのキャリブレーションと呼ぶ．カメラのキャ
リブレーション方法は，各社の製品によって異なるが，本質的には同じである．
具体例として，KinemaTracer Ⓡのカメラキャリブレーションの手順を以下に示す．
1 ．撮影前にキャリブレーションフレームを撮影する（理論的にはキャリブレー
ション完了後，カメラが動かされていなければ，キャリブレーションする必
要はない）．
2 ．キャリブレーションを撮影した画像に対応するキャリブレーションフレームのデータを照合させる（図 2 ）．
3 ．各カメラのひずみ補正は，計測インターフェースで装備されている補正機能を設定しておく（図 3 ）．

図2

キャリブレーションフレームの照合

右側が座標系を定義したキャリブレーションフレームのデータ，左側がカメラで撮影した画像である．撮影した画像にキャリブレーションフレームを照合する作業をすべてのカメラに対して行う．



図3

付録 2

動作分析の基礎知識

185

カメラのレンズひずみ補正

KinemaTracer Ⓡでは，レンズひずみ補正の「する」を選択すると，レンズのひずみによる影響が自動的に補正される．

1.3

DLT（Direct Linear Transformation）法

DLT 法とは，マーカの三次元位置座標を計測する数学的手法である．この方法
は，三角測量の原理に基づいたものである．一台のカメラのレンズの中心点 A とマーカ P を結ぶ直線 AP ともう一台のカメラ B とマーカ P を結ぶ直線 BP から交
点 P の位置が計算できる（図 4 ）．詳しくは，他の成書を参考にされたい［ 1 ，2 ］．
1 .4

臨床計測の工夫

マーカの動きがヒトの動きとして計測されるため，可能な限り直接皮膚のうえか，もしくは密着性の良い計測用衣類（計測着）のうえにマーカを貼着することが望ましい．とくに股関節マーカは，皮膚に直接貼着することが困難なため，計測着の着替えは必須である．
（しかし，臨床の計測では，患者を計測着に着替えさせるのは，現実的には難しい）そこで，図 5 のような計測用サポータを活用する
ことで，患者を着替えさせることなく，病衣のまま簡易にずれなく股関節にマーカを貼着することができる．

186

付録 2

動作分析の基礎知識

P
上下方向

進行方向

B
A

図4

図5

DLT 法の原理（文献［ 1 ］より改変にて引用）

計測用サポータ

計測時，露出が難しい股関節周囲のマーカのズレを防止するため，衣服の上から伸縮性の高いサポータを着用している．左上が開いた際の形状，
左下が装着した際の形状を示す．右は実際に装着しマーカを貼着した状態である．上部を骨盤に，下部を両大腿に巻き付けるように装着する．



2.筋

電

2 .1

筋電図とは

付録 2

動作分析の基礎知識

187

図

骨格筋の筋線維は，安静時に細胞膜の内外で一定の電位差をもち，平衡状態を維持している．ヒトが随意運動を行う場合，大脳皮質の運動野から発生したインパルスが脊髄を経由し，運動神経細胞を興奮させ，神経筋接合部，次いで筋線維に伝播していき筋収縮が発生する．このとき，筋収縮で発生する筋線維活動電位を導出し記録したものが筋電図である．
動作分析において運動学や運動力学は運動の結果に関する分析であり，筋電図
は，その運動の原因にあたる筋活動を探る重要な分析である［ 3 ］．
筋電図は，針電極を用いた電気生理学的検査と表面電極を用いた動作分析に大別されるが，本章では後者について説明する．
2 .2

機器概要

表面筋電図を記録するには，電極，生体アンプ（増幅器），モニタ，記録装置が必要である．生体アンプは，高周波帯域に対応しており，帯域設定可変バンドパ
スフィルタ付き，高入力インピーダンス（＞ 1012 ohms），低ノイズ（＞ 5 μVrms）の高感度増幅器が推奨される．
筋電図は，データレコーダ，パーソナルコンピュータになどの記録装置に記録する．最近では，AD（analog to digital）変換してコンピュータのハードディス
クに保存することが多い．
2.3

フィルタ設定表面筋電図には雑音が混入しやすい．この雑音を除去する方法の一つがフィルタである．表面筋電図の場合，20 〜 500 Hz 程度の周波数帯域を記録することが標準的である．低周波帯域（10 〜 30 Hz）は，モーションアーチファクト（電極
リード線の揺れや電極と皮膚とのずれにより生じる雑音）と関連するため，注意が必要となる．筋電図のうち，20 Hz 以下の成分は再現性に乏しいとされ，その生理学的意義も少ない．そこで，低域遮断フィルタを 30 Hz に設定し，モーショ
ンアーチファクトの混入を防ぐ．
筋電図の高周波成分は，皮下組織を通過する際に減衰し，500 Hz 以上のものは減衰が著明である．したがって，高域遮断フィルタは 500 Hz に設定するとよい．
ただし，高周波数帯域の設定には AD 変換をする場合に注意が必要になる．すな

188

付録 2

動作分析の基礎知識

わち，デジタルサンプリングの頻度が記録している最高周波数より 2 倍以上（厳密には 2.56 倍以上）に設定しておかないと，本来存在しない周波数の波が現れる
エイリアシング（aliasing）という現象が起きてしまう［ 4 ］．つまり，500 Hz まで記録したアンプからの信号を AD 変換する際には，サンプリング周波数は1,000 Hz 以上（厳密には 1,280 Hz 以上）にする必要がある．
2.4

電極と導出

電極は，通常，銀-塩化銀（Ag-AgCL）素材の皿型電極がよく用いられるが，最近では貼着が容易なディスポ型電極もよく用いられている．電極を貼着前に，ス
キンピュアⓇなどの皮膚前処置剤を用いて皮膚抵抗を 3 〜 5 Ω以下に落とす必要がある．
また，能動電極は（active electrode, pastless electrode, dry electrode）は，ペー
ストが不要なうえ，モーションアーチファクトに強いため動作筋電図には有用である［ 5 ，6 ］
（図 6 ）．
電位導出法には，単極（monopolar），双極（bipolar），多極（multipolar）導出があるが，本章では，動作筋電図によく用いられる双極導出に限って説明する．
一般に表面電極法の場合，電位導出の範囲は電極間距離に比例し，拡大する．し

図6

能動電極

電極近位に小型アンプ（青い部分）を配する．



付録 2

動作分析の基礎知識

189

たがって，電極間距離が大きいほど，導出の安定性が増す．一方，その他の電位を拾いやすく，SN 比（信号：signal と雑音：noise の比）が悪くなり，さらにク
ロストーク現象（近傍筋の活動を拾ってしまう現象）が避けられなくなる．双極電極法では，導出電極と基準電極は近接し電位発生源の近くに存在する．導出部
位は，導出筋の直上で，運動点（motor point）と遠位腱部の中間位置で筋線維の走行に沿い電極を貼着する電極間距離 1〜2 cm とすることが望ましいが，動作時にも電極同士が接触しない程度の間隔をあけておく必要がある。
（図 7 ）．
また，計測する筋に貼着する電極のほかに必ずアース電極を貼着する．
2 .5

波形処理

代表的な波形処理には，生波形，整流波形，積分波形，
RMS（root mean square）がある（図 8 ）．生波形は，大まかな振幅の情報やタイミングの情報を知るために用いる．整流波形は，陽性波形，陰性波形とも基準線上に折り返して絶対値とし

1〜2cm

図7

導出部位

腓腹筋内側頭の導出部位を示す．運動点より遠位で筋線維の走行に沿い電極を貼付する．

190

付録 2

動作分析の基礎知識

mV

0.2

(a)

0

mV

-0.2
0.2

(b)

0

-0.2

mV・msec
msec

30
20

(c)
10

mV

0
0.1

(d)
0
0

200

400

600

800

1000

時間（msec）

図8

主な波形処理（a）生波形，（b）全波整流波形，（c）積分波形，（d）RMS.

て表現（全波整流）し，積分あるいは平均化のために必要となる．積分波形は，全波整流波形を時間で積分したもので，整流波と基線で囲まれた部分の面積である．
RMS は筋電図信号の power にあたるため，数学的に解釈しやすく，もっとも好ましい平滑化であるとされている．
2 .6

筋力と筋電図

筋電図の絶対値は，筋活動電位のほか，介在する皮膚，皮下脂肪による電極までの距離や伝導性に大きく影響される．したがって，個人間データでは，筋電図



付録 2

動作分析の基礎知識

191の振幅を用いて筋力を比較することは困難である．しかし，個人内の経時的変化については，十分注意すれば比較が可能であるといわれている．ただし，経時的再現性は注意深く測定しても，やや問題を有すると思われる．
動作筋電図では，再現性の問題を考慮して，正規化した筋電位値を用いる．とくに個人間データの扱いには必須となる．一般的には，最大随意収縮を用いて正規化（%MVC：maximum voluntary contraction）して用いられることが多いが，臨床的には，麻痺筋に対する対応など課題が指摘されている．
正規化した張力と筋電位の関係は，ほぼ直接的（linear）な関係になる．これらの関係は，電極の大きさや電極間距離には依存性が低く，経時的にも安定しているといわれている［ 7 ］（図 9 ）．しかし，両者の関係性を詳細に検討すると，直線的な関係と非直線的な関係を示すものがある．

図9

表面筋電図と筋力の関係性

双極導出．縦軸は正規化した筋電位（RMS），横軸は正規化した筋力（等尺性収縮）．
第 1 背側骨間筋ではほぼ直線的関係にあるが，上腕二頭筋では curvilinear となる．

192

付録 2

動作分析の基礎知識

3 . 動作分析に役立つ計測機器
3 .1

重心動揺計

1 ）バランス評価と重心動揺計
重心動揺計は，動作分析においてバランス評価によく用いられる．重心動揺計
で測っているのは，重心（COG：center of gravity）の動揺そのものではなく，圧中心点（COP：center of pressure，床支力作用点と同義）の軌跡である（図 10）．
これは，Marry らの安静立位の重心は圧中心に落ちていることを示唆した研究［ 8 ］が基礎となり，計測法が確立されたものであるが，実際，重心に加速度が生じている場合には，重心と圧中心点の位置は一致しない［ 9 ］．しかし，両者の軌跡には強い相関関係を認めるため，圧中心点の軌跡を重心の動揺と解釈している．
2 ）測定方法
日本めまい平衡医学会の検査手引き（2006 年 ER，468 -503）を以下に示す［10］．
足底の中心が検査台上の基準点と一致するように直立させる．

前後座標（cm）
前後座標（

→前方

5

0
-5

5

後方←

①

-5
左方←

左右座標（cm）→右方

図10 COP の軌跡
健常者の静止立位時（閉眼閉脚）における30秒間の COP の軌跡を示す．



②

付録 2

動作分析の基礎知識

193

両足内側を接して直立する，または直立維持が不安定で閉足直立が困難な例
では，開足または踵をつけて足尖を開いて直立させ，開足間距離，足尖を開いた角度を記載する．

③

検査は開眼，閉眼で行う．

④

開眼検査では，正面，眼の高さに設定された指標を注視させ，閉眼時には設定された指標をイメージして検査する，指標と検査台の距離は 1 〜 3 m とする．

⑤

60 秒間の記録を基準とする．60 秒間が困難な場合は 30 秒記録する．
実際には，安静立位のみならず，座位における重心動揺の計測，立位にて随意的に重心を移動させた状態で計測，前後左右へ最大限重心を移動させる動的な能力を測ることがある．
3 ）主要な指標
重心動揺で中心となる指標を以下に示す．
①総軌跡長
計測時間内の圧中心点の移動した全長を表す．
②矩形面積
前後，左右軸の圧中心の軌跡の最大幅で囲まれる長方形の面積を求めたものである．
③実効値（RMS）
データを 2 乗し正弦化した後，平方根を求めたものである．
④左右・前後動揺平均中心偏位
左右および前後方向の動揺の平均値で，臨床上患者の重心がおもにどこに落ちているかを表しているものである．
⑤左右・前後動揺標準偏差と集中面積
一定時間の揺れをヒストグラム化して，おのおのの動揺の標準偏差を算出したものである．
⑥パワースペクトル解析
揺らぎの各周波数成分の自乗平均値パワーの相対的比率を求めるものである．
3 .2

フットスイッチ1 ）フットスイッチとは足底に設置したセンサ（図 11）により，荷重の有無を感知し，足部の接地，離

194

付録 2

動作分析の基礎知識

図11 フットスイッチのセンサ部分
踵と前足部の 2 箇所に設置することにより，踵接地と爪先離地の検出が可能となる．

地のタイミングを計測する装置である．フットスイッチには，弾性材料や感圧導電ゴムが用いられ，圧力が加わった（荷重された）時のみ電気が流れる仕組みとなっている．スイッチは靴底あるいは中敷の下に設置される．左右の足底に設置されたセンサは，回路ボックスとコードでつながれる．その回路ボックスから各足の接地，離地のタイミングがアナログ信号で PC に出力され，専用ソフトで記録・解析される．
2 ）動作分析への応用
センサを対象者の両足の踵と前足部に設置して歩行させることにより，左右の踵接地と爪先離地のタイミングが計測可能となる．これにより，表 1 に示すような歩行の時間因子を算出できる．また，立ち上がりの動作分析（11 章参照）で紹介したとおり，歩行以外の動作を各相に分けて分析するために活用できる．
3 .3

加速度計

1 ）加速度計とは物体の加速度を計測するための装置である．装置の中に設置された重りにかかる慣性力を計測し，加速度を算出する仕組みとなっている（図 12）．直交する三



表1

付録 2

動作分析の基礎知識

フットスイッチから算出可能な時間因子
時間因子
重複歩時間
歩行率

単位
s
steps/min

立脚期時間

s

遊脚期時間

s

両足支持期時間

s

立脚期割合

％

遊脚期割合

％

両脚支持期割合％

加速度（α） α=kx/m

x

バネ（k）

重り
（m）

図12 加速度計の原理（文献［11］より改変にて引用）
箱の内部に，バネでつながれた重りが設置されている．重りの質量（m），変位量（x），バネ定数（k）から箱にかかる加速度が求められる．

195

196

付録 2

表2

動作分析の基礎知識

加速度計の種類（文献［12］より改変にて引用）

種類

検出方法

ピエゾ抵抗型力 → 結晶の歪み →電圧

ひずみゲージ型

力 → 電気抵抗の変化

→

静電容量型

力 → 電極の変位 →

静電容量の変化

熱検出型

力 → 熱した空気の移動→ 温度分布の変化

FET 型

力 → ゲート電極の変位→ S/D 電流の変化

電圧

つの座標軸に対応した加速度を計測できるよう設計されたものは， 3 軸加速度計と呼ばれ動作分析に活用されている．加速度計には多くの種類があり，加速度の検出方式により分類される（表 2 ）．臨床において動作分析に用いられる加速度計
は，ピエゾ抵抗型，ひずみゲージ，静電容量型，熱検出型，FET 型など小型軽量のものが中心である．
2 ）動作分析への応用
加速度計を腰背部に設置することにより，重心の加速度に近似したデータを計測できる．また，加速度のデータを積分すると速度データが得られ，さらに速度データを積分すると位置データが得られる．これらを応用すると，立位時の重心
動揺や歩行中の重心の動きを算出することが可能となる．加速時計は動加速度の混入により，計測結果に誤差が生じやすいので十分に注意する必要がある．計測される加速度はすべて装置の向きが基準となるため，身体に貼着した装置が空間の絶対座標に対して傾いていると，正確なデータが得られない．使用する際には，誤差を最小限にするため，加速度計の軸の向きがなるべく一致するように設置し，不要な振動が生じないよう身体に固定することが重要である．また，加速度から
速度や位置データを算出するために行う積分処理は誤差の影響を受けやすく，加速度計のデータで算出した速度，位置データの信頼性は劣る場合がある．
3 .4

ジャイロセンサ

1 ）ジャイロセンサとは角速度を計測する装置である．ジャイロセンサには，振動式，流体式，光学式など多くの種類があるが，動作分析には一般的に振動式や流体式のジャイロセン
サが用いられる．左右軸，前後軸，上下軸の三つの角速度を同時に計測できるも



付録 2

動作分析の基礎知識

197のは 3 軸ジャイロセンサと呼ばれる．
2 ）動作分析への応用
計測した角速度を積分すると角度データが算出される． 3 軸のジャイロセンサを用いることで，骨盤や体幹といった複数の運動軸を持つ部位の角度を三次元的に計測することが可能である．しかし，ジャイロセンサで直接計測できるのは角速度であるため，積分処理によって得られるのは計測開始時を基準とした相対的な角度である．また，ジャイロセンサでは計測開始時の角度を求めることはできない．したがって，動作中の身体の角度を算出したい場合は，計測開始時の角度を何らかの方法で求めておく必要がある．ジャイロセンサで算出する角度は積分処理を施すため，加速度計と同様に誤差の影響を受けやすくなる．また，二つの装置を隣接する体節に設置し，同時に計測すれば，角度の差を求め関節角度の算出が可能となるが，その場合，二つの体節の運動が同一平面上にないと正確な関節角度を算出することはできない．
文

献［ 1 ］ 臨床歩行分析研究会・編集 : 関節モーメントによる歩行分析．医歯薬出版，東京，1997 ; pp 43-44，57［ 2 ］ 臨床歩行分析研究会 監修，江原義弘，山本澄子 編集 : 臨床歩行計測入門．医歯薬出版，東京，2008 ; pp 144-145［ 3 ］ 才藤栄一，金田嘉清，岡田 誠，高橋 修 : 表面筋電図による筋力推定．総合リハビリテーション 1996 ; 24 : 423-430［ 4 ］ Perry J, Bekey G : EMG-force relationships in skeletal muscle. CRC Crit Biomed
Eng 1981 ; 7 : 1-22
［ 5 ］ 西村 涼，富田 豊，才藤栄一，千野直一 : 皮膚の前処理を必要としないペース
トレス電極の試作．総合リハビリテーション 1991 ; 19 : 647-649［ 6 ］ 西村 涼 : リード線の動揺に影響されない筋電図用能動電極の開発．人間工学
1992 ; 28 : 339-343［ 7 ］ Basmajian JV, De Luca CJ : Muscles Alive. 5 th Ed, Williams & Wilkins,
Baltimore, 1985
［ 8 ］ Murray MP, Seireg A, Scholz RC : Center of gravity, center of pressure, andsupportive forces during human activities. J Appl Physiol 1967 ; 23 : 831-838［ 9 ］ 水澤一樹，江原義弘，田中悠也，古川勝弥 : 重心動揺計では重視を評価しているのか？．総合リハビリテーション 2010 ; 38 : 773-777［10］ 山本昌彦，吉田友英 : 重心動揺計を用いた体平衡機能検査―重心動揺検査・電気

198

付録 2

動作分析の基礎知識

性身体動揺検査―．Equilibrium Research 2011 ; 70 : 135-144［11］ 臨床歩行分析研究会 監修，江原義弘，山本澄子 編集 : 臨床歩行計測入門．医歯薬出版，東京，2008 ; p 69
［12］ 臨床歩行分析研究会 監修，江原義弘，山本澄子 編集 : 臨床歩行計測入門．医歯薬出版，東京，2008 ; p 70



付録 3

付録 3

トレッドミル歩行と平地歩行の比較

199

トレッドミル歩行と平地歩行の比較

Keywords：トレッドミル歩行，平地歩行，時間・距離因子，運動学因子，
運動力学因子1 . トレッドミル歩行と平地歩行の同一性
トレッドミル歩行は，同一空間の中で流れているベルト上を歩行するという点
で平地歩行と異なるため，両歩行の同一性について多くの研究者によって議論されてきた（表 1 ）．
本章では，健常者のトレッドミル歩行と平地歩行を比較した知見について概説
する．
2 . 時間・距離因子
2.1

歩行率と距離因子

先行研究では，トレッドミル歩行の歩行率は平地歩行に比べて増加し，ストラ
イド長と歩幅は短縮するという報告が多い［ 1 - 4 ，6 - 8 ，12］
．大塚らは，健常者
29 名に対して，両歩行を同速度で比較した結果，トレッドミル歩行で歩行率が増
加し，重複歩距離が短縮したと報告している（表 2 ）
［1］
．
2.2

実時間因子と相対時間因子

重複歩時間，立脚時間，遊脚時間は，トレッドミル歩行で短縮するという報告が多い．大塚らは，健常者 29 名を対象にフットスイッチを用いて比較した結果，
重複歩時間，立脚時間，遊脚時間が短縮したと報告している（表 2 ）［1］．また，
岡田らは，健常者 17 名を対象に床反力計を用いて比較した結果，大塚らと同様の結果を報告している［ 7 ］．両脚支持時間に関しては，両歩行間で比較すると，先行研究間で結果が異なっており，一定の見解には至っていない［ 5 - 7 ］．
相対時間因子は，統計学的に差があると報告する先行研究が多い［ 5 - 7 ，13］．
しかしながら，その差は，ごくわずかであり，臨床的にはほぼ同一と捉えること
ができる．

200

付録 3

表1

トレッドミル歩行と平地歩行の比較

同一速度の比較におけるトレッドミル歩行の特徴

時間・距離因子◦歩行率が増加［ 1 - 8 ］◦重複歩距離が短縮［ 3 ，4 ，12］
◦歩幅が短縮［ 6 ］◦立脚時間が短縮［ 1 - 4 ，7 ，8 ］
◦遊脚時間が短縮［ 6 ，7 ］
◦両脚支持時間が延長［ 6 ］，短縮［ 5 ，7 ］
◦立脚期割合，遊脚期割合はほぼ同一［ 7 ］，同一ではない［ 5 ，6 ，13］
◦一般運動プログラム（表面的特徴：実時間が変動しても運動に内在する不変的特徴：相対時間が保たれていれば同一の運動とみなす）の概念で解釈すると，両歩行は同一の運動［ 9 ］
運動学因子：関節角度◦立脚初期で股関節の屈曲角度が減少，膝関節の屈曲角度が増加［ 7 ］◦立脚後期で足関節の底屈角度が減少［ 7 ］◦股関節，膝関節，足関節の最大屈曲角度と最大伸展角度はほぼ同一［10］◦股関節，膝関節の最大屈曲角度と最大伸展角度は同一ではない［ 8 ］
運動力学因子：床反力◦平地歩行と同一のパターンを示す［ 7 ，11，12］◦立脚初期で前後方向の床反力値が減少，立脚後期で鉛直方向の床反力値が減少［ 7 ］◦立脚初期と立脚後期で鉛直，前後，側方方向の床反力値が減少［11］◦立脚中期と立脚後期で鉛直方向の床反力値が減少［12］筋電図◦立脚期で前脛骨筋，腓腹筋，ハムストリングスの電位量が減少［10］◦前脛骨筋，ハムストリングス，内側広筋，長内転筋の電位量は遊脚初期から遊脚中期で減
少し，遊脚後期で増加［10］生理学因子◦心拍数が増加［ 6 ，15］◦エネルギーコストが減少［14］◦酸素摂取量が増加［15］心理学因子◦主観的運動強度が増加［15］◦トレッドミル歩行の主観的快適歩行速度は平地歩行の 1 . 5 倍に相当［16］



付録 3

表2

トレッドミル歩行と平地歩行の比較

平地歩行とトレッドミル歩行における時間因子の比較

Gait paramaters

Comfortable speed
Overground

TreadmillCadence（steps/min） 118 . 46 ± 7 . 47 ＜ 123 . 05 ± 9 . 29

Fast speed
Overground

1 . 02 ± 0 . 06＞＊＊

0 . 98 ± 0 . 07

0 . 92 ± 0 . 04＊＊

Stance time（s）

0 . 61 ± 0 . 05＞

0 . 40 ± 0 . 02＞

0 . 60 ± 0 . 05

0 . 54 ± 0 . 03

0 . 37 ± 0 . 03

0 . 38 ± 0 . 02

0 . 22 ± 0 . 04＜

0 . 17 ± 0 . 03＞

60 . 94 ± 1 . 48

59 . 05 ± 1 . 56

39 . 06 ± 1 . 48

40 . 95 ± 1 . 56

20 . 60 ± 3 . 12＜

0 . 35 ± 0 . 03＜

0 . 18 ± 0 . 03＜

59 . 94 ± 1 . 79＊＊＊＊

Double support phase

＞

＊＊

＊＊

Swing phase（%stride） 39 . 68 ± 1 . 57

0 . 53 ± 0 . 04＊＊＊＊

Stance phase（%stride） 60 . 32 ± 1 . 57

0 . 88 ± 0 . 05＊＊＊＊

Double support time（s） 0 . 21 ± 0 . 04

＞
＊＊

＊＊

Swing time（s）

Treadmill

131 . 43 ± 6 . 16 ＜ 136 . 49 ± 8 . 21＊＊

Stride time（s）（%stride）

201＞

40 . 07 ± 1 . 79＊＊

21 . 89 ± 2 . 95＊＊

18 . 17 ± 3 . 13＜

19 . 83 ± 3 . 53＊＊

文献［ 1 ］より引用にて改訂
健常者 29 名（年齢：25.7 ± 3 . 4 歳，身長：165.4 ± 8 . 2 cm，体重：57.9 ± 8 . 9 kg，快適歩行速度： 5 . 1 ± 0 . 6 km/h，高速度： 6 . 4 ± 0 . 6 km/h）のデータである．トレッドミル歩行において歩行率は増加，重複歩距離は短縮し，有意差を認めた．

3 . 運動学因子
3.1

関節角度

両下肢の下肢（股関節，膝関節，足関節）の角度の変化は，ほぼ同一パターンとなる（図 1 ）．しかし，歩行周期の各相における角度差は，異なった見解の報告が多い．岡田らは立脚初期における股関節の屈曲角度はトレッドミル歩行で減少，膝関節は増加傾向を示すが，立脚後期から遊脚期では角度に差を認めないと報告している（図 2 ）［ 7 ］．また，Lee らは健常者 19 名を対象として，両歩行の股関節，膝関節，足関節の最大屈曲角度と最大伸展角度は有意差を認めないと報告しているが，Alton らは健常者 17 名を対象として，股関節と膝関節の最大角度に有意差を認めたと Lee らとは相反する結果を報告している［ 8 ］［10］
．

202

付録 3

トレッドミル歩行と平地歩行の比較

文献［ 7 ］より引用

図2
図1

 地歩行（破線）とトレッドミル平
歩行（実線）の関節角度

 地歩行（青）とトレッドミル歩平行（赤）の関節角度

健常者 17 名（男性 8 名，女性 9 名，年齢：

健 常 者 1 名（ 男 性， 年 齢：67 歳， 身 長：57.1± 9.6 kg，歩行速度：5.0 ± 0.7 km/h）の164.0 cm， 体 重：65.0 kg， 歩 行 速 度：

データである（図 6 も同様）．上段から体4.1 km/h）のデータである（図 3 〜 5 も同

幹・股関節・膝関節・足関節の関節角度を様）． 3 つのグラフは，上段から股関節，膝示している．横軸は 1 歩行周期における割関節，足関節の関節角度を示す．横軸は 1 歩合を示し，縦軸は平地歩行（破線）とトレッ

行周期における割合を示し，縦軸は平地歩行

ドミル歩行（実線）の関節角度を表したもの（青）とトレッドミル歩行（赤）の関節角度である．グラフ内の丸印は両歩行で有意差がを表したものである．

認められた箇所である．

22.9 ± 4.3 歳， 身 長：162.9 ± 7.4 cm， 体 重：



付録 3

3.2

トレッドミル歩行と平地歩行の比較

203

リサージュ図形・LOP

三次元動作分析装置で平地を計測した場合，前額面以外のリサージュ図形を描くことはできない．しかし，すべてのマーカの Y 座標値を身体合成（以下，重心）
重心の（進行方向への）移動距離との差とに計算すればリサージュ図形として表現できる（但し，重心の進行方向の速度変動が著明な場合は不可）（図 3 ，4 ，5 ）．
両歩行のリサージュ図形（重心，肩関節，股関節，膝関節，足関節，第 5 中足骨骨頭）は，水平面，矢状面，前額面とも図形（運動）の形状や図形間の相対的な位置関係とも，ほぼ同一の傾向を示す．各図形の振幅値（大きさ）をみると，足関節と第 5 中足骨骨頭は，トレッドミル歩行が平地歩行に比べて前後成分の振幅値が小さくなる．また，遊脚期に相当する相の鉛直方向に運動が大きくなり，足部を高く上げていることがわかる（図 3 ，図 4 ，図 5 ）．

図3

健常者の平地歩行（左）とトレッドミル歩行（右）の LOP（水平面）

足関節と第 5 中足骨骨頭マーカの前後成分の振幅値や両マーカにおける左右間の距離に差を認める．

204

図4

付録 3

トレッドミル歩行と平地歩行の比較

健常者の平地歩行（左）とトレッドミル歩行（右）の LOP（矢状面）

足関節と第 5 中足骨骨頭マーカの前後成分と鉛直成分，膝関節の鉛直成分の振幅値に差を認める．

4 . 運動力学因子：床反力
床反力波形は， 3 成分（鉛直，前後，左右）とも関節角度と同様に両歩行において同一のパターンを示す．しかし，床反力のピーク値をみると歩行周期の各相において両歩行間で差を認めるという報告が多い．岡田らは，床反力波形の形状を比較した結果，高い相関を認め，同一のパターンである一方，立脚初期の前後
成分と立脚後期の鉛直成分でトレッドミル歩行時のピーク値が減少すると報告し



付録 3

図5

トレッドミル歩行と平地歩行の比較

205

健常者の平地歩行（左）とトレッドミル歩行（右）の LOP（前額面）

肩関節，重心，股関節マーカは U 字型の運動軌跡を認め，左右対称である．

ている（図 6 ）［ 7 ］．Riley らは，立脚初期と立脚後期で鉛直，前後，側方方向のピーク値が減少すると報告している［11］．また，White らは立脚中期と立脚後期
で鉛直方向のピーク値が減少すると報告している［12］．これらの差異が生じる要因は明らかになっていない．

206

付録 3

トレッドミル歩行と平地歩行の比較

文献［ 7 ］より引用

図6

平地歩行（破線）とトレッドミル歩行（実線）の床反力値

上段から鉛直，前後，側方成分の床反力値を示している．横軸は 1 歩行
周期における割合を示し，縦軸は平地歩行（破線）とトレッドミル歩行（実線）の床反力値を表したものである．グラフ内の＊は両歩行で有意差が認められた箇所である．

文

献［ 1 ］ 大塚 圭，才藤栄一，村岡慶裕，伊藤慎英，金田嘉清 : フットスイッチを用いた
トレッドミル歩行と平地歩行の時間因子の比較．藤田学園医学会誌 2009 ; 33 :73-76
［ 2 ］ Warabi T, Kato M, Kiriyama K, Yoshida T, Kobayashi N : Treadmill walking
and overground walking of human subjects compared by recording sole-floor



付録 3

トレッドミル歩行と平地歩行の比較

207

reaction force. Neurosci Res 2005 ; 53 : 343-348［ 3 ］ Watt JR, Franz JR, Jackson K, Dicharry J, Riley PO, Kerrigan DC : A threedimensional kinematic and kinetic comparison of overground and treadmill
walking in healthy elderly subjects. Clin Biomech（Bristol, Avon） 2010 ; 25 :444-449［ 4 ］ Strathy GM, Chao EY, Laughman RK : Change in knee function associated withtreadmill ambulation. J Biomech 1983 ; 16 : 517-522［ 5 ］ Parvataneni K, Ploeg L, Olney SJ, Brouwer B : Kinematic, kinetic and metabolic
parameters of treadmill versus overground walking in healthy older adults.
Clin Biomech（Bristol, Avon）2009 ; 24 : 95-100［ 6 ］ Murray MP, Spurr GB, Sepic SB, Gardner GM, Mollinger LA : Treadmill vs.
floor walking : kinematics, electromyogram, and heart rate. J Appl Physiol
1985 ; 59 : 87-91［ 7 ］ 岡田 誠，才藤栄一，大塚 圭，櫻井宏明，寺西利生，鈴木由佳理，寺尾研二，
金田嘉清 : 運動学的，運動力学的因子からみたトレッドミル歩行と平地歩行の比較．総合リハビリテーション 2004 ; 32 : 987-995［ 8 ］ Alton F, Baldey L, Caplan S, Morrissey MC : A kinematic comparison ofoverground and treadmill walking. Clin Biomech（Bristol, Avon）1998 ; 13 :434-440［ 9 ］ Schmidt RA, Craig A, Wrisberg CA : Motor Learning and Performance. 4 th Ed,
Human Kinetics, Inc., 2007［10］ Lee SJ, Hidler J : Biomechanics of overground vs. treadmill walking in healthy
individuals. J Appl Physiol 2008 ; 104 : 747-755［11］ Riley PO, Paolini G, Della Croce U, Paylo KW, Kerrigan DC : A kinematic andkinetic comparison of overground and treadmill walking in healthy subjects.
Gait Posture 2007 ; 26 : 17-24［12］ White SC, Yack HJ, Tucker CA, Lin HY : Comparison of vertical groundreaction forces during overground and treadmill walking. Med Sci Sports
Exerc 1998 ; 30 : 1537-1542［13］ Stolze H, Kuhtz-Buschbeck JP, Mondwurf C, Boczek-Funcke A, Jöhnk K,
Deuschl G, Illert M : Gait analysis during treadmill and overground locomotion
in children and adaults. Electroenceph clin Neurophysiol 1997 ; 105 : 490-497［14］ Pearce ME, Cunningham DA, Donner AP, Rechnitzer PA, Fullerton GM,
Howard JH : Energy cost of treadmill and floor walking at self-selected paces.
Eur J Appl Physiol Occup Physiol 1983 ; 52 : 115-119［15］ 西田裕介，樋口謙次，啓利英樹 : トレッドミル平地歩行と室内平地歩行の相違．

208

付録 3

トレッドミル歩行と平地歩行の比較

理学療法科学 1998 ; 13 : 199-204［16］ 久保 晃 : トレッドミルの歩行速度の知覚について．理学療法のための運動生理
1991 ; 6 : 33-38



付録 4

付録 4

ヘルシンキ宣言とわが国の倫理指針および用語の定義

209 ルシンキ宣言とわが国の倫理指針おヘ
よび用語の定義

Keywords：ヘルシンキ宣言，個人情報保護，インフォームド・コンセント
日々進展し続ける自然科学研究によって，医学に関連するさまざまな知見や技術が生み出されている．それらをもとにして新しい予防方法，診断方法，治療方法が開発されているが，その過程において疫学研究および臨床研究などの実施は不可欠である．すなわち，臨床家が行う臨床は研究と表裏一体であり，その積み重ねが開発にもっとも重要となる．これらの研究を進めていくうえで，十分な倫理的配慮は必要欠くべからざるものである．したがって，研究者だけでなく臨床家も倫理に関する最低限の知識を持っておく必要がある．本章では，倫理規範として広く用いられているヘルシンキ宣言と，わが国の倫理指針および用語の定義について述べる．
1 . ヘルシンキ宣言
世界医師会は，医学の現状に即した倫理規範の作成を進め，1964 年にヘルシンキ宣言として公表した．この宣言は，倫理観の成熟や社会情勢の変化などに対応
して繰り返し修正が行われている．1975 年には，被験者の同意取得および倫理審査の必要性が強調された．2000 年には，対象研究の拡大（介入研究（ 2 節 3 項参照）のみから観察研究（ 2 節 3 項参照）まで），対象者の拡大（医師のみから医療者全体へ），出版倫理および利益相反（ 2 節 7 項参照）に関する記述追加が行われた．2008 年には，研究開始前のデータベースへの試験登録などが追加された［1］．そして 2013 年に最新の改訂が行われ，その構成が 12 部 37 項目へと細分化された［ 2 ］．すべての項目が重要であるが，とくに 13 項の研究参加機会の提供，
15 項の有害事象の補償，17 項のリスク評価，22 項の研究計画書，23 項の倫理審査，
24 項のプライバシー保護，25 項から 32 項のインフォームド・コンセント，33 項のプラセボ使用，34 項の実験後の規定，35 項のデータベース登録，36 項の出版倫
理などについては，研究者自身の直接的な対応が必要となるため，十分に理解しておく必要がある．

210

付録 4

ヘルシンキ宣言とわが国の倫理指針および用語の定義

2 . わが国の倫理指針および用語の定義
わが国の倫理指針は，欧米を中心とした臨床研究の倫理規範制定の流れを受け，2002 年に「疫学研究に関する倫理指針」［ 3 ］，2003 年に「臨床研究に関する倫理指針」［ 4 ］が公表された．これらの指針に出てくる用語の定義について以下
に述べる．
2.1

診療と研究

「臨床研究に関する倫理指針」は，「診断及び治療のみを目的とした医療行為は指針の対象外」［ 4 ］としており，実施する行為が診療と研究のどちらに含まれるかは明確にしなければならない．しかし，診療と研究は密接に結びついており，区別することは困難である．この区別については，米国の「生物医学・行動学研
究の対象者保護のための国家委員会」が発表したベルモントレポートが一助となる．レポートは，研究の定義を「仮説を検証し，結論を導き出すことを可能とし，それによって，一般化可能な知識を開発したり，その様な知識に貢献したりする
ように考案された活動」［ 5 ］としている．また診療の中に研究的な観点を持つ事
例も考えられるが，「行為の中にわずかでも研究の要素が含まれるのであれば，被験者を保護するために倫理審査を受けるべき」［ 6 ］とも記載されている．
「疫学研究に関する倫理指針」では，「ある疾病の患者数等を検討するため，複数の医療機関に依頼し当該疾病の患者の診療情報を収集・集計し，解析して新たな知見を得たり，治療法等を調べる行為」［ 3 ］は指針の対象事例として示している．一方で，「特定の患者の治療を前提とせずに，ある疾病の治療方法等を検討するため，研究者等が所属する医療機関内の当該疾病を有する患者の診療録等診療情報を収集・集計し，院内又は院外に結果を報告する行為」［ 3 ］は指針の対象外事例とし
ている．
2.2

疫学研究と臨床研究

疫学研究とは，「疾病のり患を始め健康に関する事象の頻度や分布を調査し，その要因を明らかにする科学研究」［ 3 ］であり，「明確に特定された人間集団の中で出現する健康に関する様々な事象の頻度及び分布並びにそれらに影響を与える
要因を明らかにする科学研究」［ 3 ］と定義されている．
一方で，臨床研究は，「医療における疾病の予防方法，診断方法及び治療方法の改善，疾病原因及び病態の理解並びに患者の生活の質の向上を目的として実施さ



付録 4

ヘルシンキ宣言とわが国の倫理指針および用語の定義

211れる医学系研究であって，人を対象とするもの」［ 4 ］と定義されている．医学系
研究には，「医学に関する研究とともに，歯学，薬学，看護学，リハビリテーショ
ン学，予防医学，健康科学に関する研究」［ 4 ］が含まれている．具体的な例としては，「介入を伴う研究であって，医薬品又は医療機器を用いた予防，診断又は治療方法に関するもの」，「前述以外の介入を伴う研究」，「介入を伴わず，試料等を用いた研究であって，疫学研究を含まないもの（観察研究）」［ 4 ］が挙げられている．
2.3

介入研究と観察研究

介入とは「予防，診断，治療，看護ケア及びリハビリテーション等について，
1 ：通常の診療を超えた医療行為であって，研究目的で実施するもの， 2 ：通常の診療と同等の医療行為であっても，被験者の集団を原則として 2 群以上のグループに分け，それぞれに異なる治療方法，診断方法，予防方法その他の健康に影響を与えると考えられる要因に関する作為又は無作為の割付けを行ってその効果等をグループ間で比較するもの」［ 4 ］と定義している．
観察研究の定義について，「臨床研究に関する倫理指針」についてのＱ＆Ａでは，「他の法令及び指針の適用範囲に含まれない，かつ，連結不可能匿名化された診療情報だけを用いる研究ではない医学系研究」のうち，「能動的医療介入を伴い，通常診療を超えず，割り付け群間比較を行わないが，試料等を用いる場合」を観察研究としている［ 6 ］．加えて，「能動的医療介入を伴わないが，試料等を用いる
場合」も，疫学研究に関する倫理指針に該当しない場合は観察研究に該当するとしている［ 7 ］．
2.4

インフォームド・コンセント

インフォームド・コンセントは説明に基づく同意を意味し，「臨床研究に関する倫理指針」では，「被験者となることを求められた者が，研究者等から事前に臨床研究に関する十分な説明を受け，その臨床研究の意義，目的，方法等を理解し，自由意思に基づいて与える，被験者となること及び試料等の取扱いに関する同意」［ 4 ］と定義されている．一般的に必要となる説明事項として，16 項目が示されている．表 1 にその要約を示す．ただし，臨床研究の内容に応じて変更できるとも述べられている．
被験者からインフォームド・コンセントを受けることが困難な場合は，第 17 項

212

付録 4

表1
1

ヘルシンキ宣言とわが国の倫理指針および用語の定義

インフォームド・コンセントに必要な説明事項

研究参加は任意9

個人情報の取扱い等について，倫理審査委員会で審査した上での，他機関への研究結果提供の可能性

2

研究参加に不同意でも不利益が 10 研究成果により特許権等が生み出された場合のその3

被験者又は代諾者等は，同意を 11 被験者を特定できないように対処した上での，研究ない

権利等の帰属先いつでも不利益なく撤回可能

成果公表の可能性

4

被験者として選定された理由

5

研究の意義，目的，方法，期間 13 試料等の保存・使用方法・保存期間6

研究者等の氏名及び職名

7

予測される研究結果，研究参加 15 医薬品又は医療機器を用いた予防，診断又は治療方

812 研究に係る資金源，利益相反及び研究者等の関連組
織との関わり14 研究に関する問い合わせ，苦情等の窓口と連絡先で期待される利益及び起こり得法に関する研究での，被験者に生じた健康被害の補る危険等，研究終了後の対応

償

被験者等の希望により，個人情 16 観察研究で試料等の採取が侵襲性を有する場合の，報保護等に支障がない範囲内で，補償の有無等の十分な説明の上での同意

研究計画及び方法に関する資料の入手又は閲覧が可能目として「研究の重要性及び被験者の研究参加が実施に必要不可欠な理由」［4］
も説明するよう記載されている．
インフォームド・コンセントを受ける手続きについては，臨床研究の多様な形態に配慮し，いくつかの方法が示されている．介入を伴う研究の場合は，「研究者
等は，被験者が文書により説明した内容を理解していることを確認した上で，自由意思によるインフォームド・コンセントを文書で受けなければならない」［4］としている．観察研究の場合は，「人体から採取された試料等を用いる場合，研究者等は，文書により説明し，文書により同意を受ける方法により，被験者からインフォームド・コンセントを受けなければならない．ただし，試料等の採取が侵襲性を有しない場合には，文書による説明及び文書による同意に代えて，説明の内容及び被験者から受けた同意に関する記録を作成することができる」［ 4 ］としている．また，「人体から採取された試料等を用いない場合，研究者等は，被験者からインフォームド・コンセントを受けることを必ずしも要しない．この場合に



付録 4

ヘルシンキ宣言とわが国の倫理指針および用語の定義

213

おいて，研究者等は，当該臨床研究の目的を含む研究の実施についての情報を公開しなければならない」［ 4 ］としている．この情報公開には，「当該研究の意義，
目的，方法」，「研究機関名」，「保有する個人情報開示に応じる手続」，「保有する個人情報に関する問い合わせ，苦情等の窓口の連絡先」，「利用目的の通知」を含める必要がある［ 4 ］．一方，疫学研究では異なる基準が適応されるため，「疫学研究に関する倫理指針」などを確認して対応する必要がある［ 3 ，7 ，8 ］．
2.5

賠償と補償

研究中，被験者に健康被害が生じた場合，研究者等に故意・過失があったかど
うかによって求められる対応が異なる．研究者側に過失があれば，被害者の健康被害を償う賠償責任が生じる．過失とは，「客観的に定められた結果回避義務に違反すること」［ 9 ］である．賠償とは治療にかかる医療関係費用等の積極的損害と研究がなければ得られた利益等の消極的損害，慰謝料などからなる［ 9 ］．
過失はないが，研究と因果関係が否定されない健康被害が生じた場合は，補償責任が生じることがある．補償には，賠償の際に対象となる消極的損害，慰謝料は通常対象に含まれていない［ 9 ］．臨床研究に関する倫理指針では，「研究者等は，介入を伴う研究であって，医薬品又は医療機器を用いた予防，診断又は治療方法に関するものを実施する場合には，あらかじめ，当該臨床研究の実施に伴い被験者に生じた健康被害の補償のために，保険その他の必要な措置を講じておか
なければならない」［ 4 ］としている．ただし，医薬品・医療機器を用いるとは，有効性・安全性等を評価しようとする対象物として医薬品・医療機器を用いることを意味しており，医薬品・医療機器を用いても，評価対象として用いないのであれば，医薬品・医療機器を用いる介入研究ではない．補償の程度としては，「医法研保障（医薬品企業法務研究会）のガイドライン程度の内容であれば差支えない」［ 6 ］とし，詳細な補償内容の規定はない．
「金銭その他の補償を行うか否か及び行う場合に許容される程度については，使用する医薬品・医療機器の種類，
対象疾患の特性，被験者の便益，リスク等を評価し，個別に考慮されるべきもの」［ 6 ］であり，「被験者に対して予め文書により説明し，同意を得ておくことは最低限必要」［ 6 ］という趣旨のみが述べられている．現在，臨床研究の被験者に生じた健康障害を補償するための保険商品が販売されている．保険会社へ研究計画書を提出し，対象，期間，規模などの内容から保険料金が決定される．「その他の必要な措置」の例としては，「健康被害に対する医療の提供及びその他の物又は

214

付録 4

ヘルシンキ宣言とわが国の倫理指針および用語の定義

サービスの提供」［ 4 ］が挙げられている．一方，上記のいわゆる医薬品・医療機器を用いる介入研究以外の臨床研究においては，補償の有無を明らかにする点のみが求められている［ 6 ］．
2.6

個人情報の保護患者の個人情報を利用する場合，その保護に留意する必要がある．個人情報とは，「生存する個人に関する情報であって，当該情報に含まれる氏名，生年月日その他の記述等により特定の個人を識別することができるもの（他の情報と容易に照合することができ，それにより特定の個人を識別することができることとなるものを含む）」［ 4 ］と定義されている．また，「死者に係る情報が同時に，遺族等の生存する個人に関する情報である場合には，当該生存する個人の個人情報となる」［ 4 ］とも示されている．具体的な情報の範囲としては，「氏名，生年月日，住所，電話番号のほか，患者ごとに記録された診療録番号等の符号を含む情報等が考えられるが，この指針が対象とする個人情報に該当するか否かは具体的な状況に応じて個別に判断することとなる」［ 7 ］としている．
個人情報の漏えいと悪用を防ぐためには，研究で得られる情報を匿名化する必要がある．匿名化とは，「個人情報から個人を識別することができる情報の全部又は一部を取り除き，代わりにその人と関わりのない符号又は番号を付すことをいう．試料等に付随する情報のうち，ある情報だけでは特定の人を識別できない情報であっても，各種の名簿等の他で入手できる情報と組み合わせることにより，その人を識別できる場合には，組合せに必要な情報の全部又は一部を取り除いて，その人が識別できないようにすること」［ 4 ］と定義されている．
匿名化には，連結可能匿名化と連結不可能匿名化に分けられる．連結可能匿名化とは，「必要な場合に個人を識別できるように，その人と新たに付された符号又は番号の対応表を残す方法による匿名化」［ 4 ］を指し，「いわゆるコード化において，特定の人と新たに付された符号又は番号の対応表を残す方法によるものは，連結可能匿名化に当たる」［ 4 ］としている．個人情報漏えいのリスクを避けるた
め，符号に患者のイニシャル表記を用いることは避ける．連結表は同じパソコン
や記憶媒体に保存することなく，別々に保管する必要がある．常時使用することのない対応表については，暗号化した記録媒体に保存した後，保管庫に鍵をかけて保存し，鍵の管理者も指定しておくことが望ましい．連結可能匿名化にすることによって，対象者の予後を追跡し，時間を経たデータを加えることも可能とな



付録 4

ヘルシンキ宣言とわが国の倫理指針および用語の定義

215

る．また，参加者の同意撤回と削除依頼があった際も容易に同定が可能である．
加えて，同一人物の二重登録の回避も容易である．
一方で，連結不可能匿名化とは，「個人を識別できないように、その人と新たに付された符号又は番号の対応表を残さない方法による匿名化」［ 4 ］を指し，「いわゆる無名化において，特定の人と新たに付された符号又は番号の対応表を残さない方法によるものは，連結不可能匿名化に当たる」［ 4 ］としている．
研究結果を公表する場合には、被験者を特定できないように行わなければならない．
「特定の被験者の症例や事例を学会で発表したり，学会誌で報告したりする
場合等は氏名，生年月日，住所等を消去することで被験者を特定できないように対処することが想定されるが，症例や事例により被験者を特定できないようにすることが困難な場合は，あらかじめ被験者の同意を得なければならない」［ 5 ］と述べられている．
2.7

利益相反

利益相反とは，一方の利益になると同時に他方への不利益になる状態である．
「厚生労働科学研究における利益相反の管理に関する指針」では，「外部との経済的な利益関係等によって，公的研究で必要とされる公正かつ適正な判断が損なわれる，又は損なわれるのではないかと第三者から懸念が表明されかねない事態」［10］と定義されている．公正かつ適正な判断が妨げられた状態としては，「デー
タの改ざん，特定企業の優遇，研究を中止すべきであるのに継続する等の状態」［10］が例示されている．利益相反はそれ自体が悪いことではなく，指針にも，「特定の利益相反そのものが問題であることはまれであり，問題はむしろ利益相反への対応であって，ほとんどの場合，利益相反が明らかにされないか，評価又は管理されない場合に問題が発生している」［10］と述べられている．したがって，研究資金の出所，外部組織に所属する者の計測および解析補助，外部組織からの実験機器提供，対象者に対する謝金拠出などについて，研究計画書にすべて明記し，患者への説明文書にも共同研究にて行う旨を記載することが重要である．また研究をバイアスから保護するため，利益相反の状態にある研究者が対象者の選択，同意の取得などに関与してはならない．

216
文

付録 4

ヘルシンキ宣言とわが国の倫理指針および用語の定義

献［ 1 ］ 「ヘルシンキ宣言」和文．
Available from URL : http://dl.med.or.jp/dl-med/wma/helsinki2008 j.pdf（2013年 12 月 28 日引用）
［ 2 ］ 「WMA Declaration of Helsinki - Ethical Principles for Medical Research
Involving Human Subjects」．
Available from URL : http://www.wma.net/en/30 publications/10 policies/b3 /index.html（2013 年 12 月 28 日引用）
［ 3 ］ 疫学研究に関する倫理指針（本文）（平成 20 年 12 月 1 日一部改正）．
Available from URL : http://www.mhlw.go.jp/general/seido/kousei/i-kenkyu/
ekigaku/0504 sisin.html（2013 年 12 月 28 日引用）
［ 4 ］ 臨床研究に関する倫理指針（本文）（平成 20 年厚生労働省告示第 415 号）（平成 21
年 4 月 1 日より施行）．
Available from URL : http://www.mhlw.go.jp/general/seido/kousei/i-kenkyu/
rinsyo/dl/shishin.pdf（2013 年 12 月 28 日引用）
［ 5 ］ ベルモントレポート「研究対象者保護のための倫理原則および指針」．
Available from URL : http://www.med.kyushu-u.ac.jp/recnet_fukuoka/houkirinri/report.html（2013 年 12 月 28 日引用）
［ 6 ］ 臨床研究に関する倫理指針 疑義照会集（Ｑ＆Ａ）（平成 21 年 6 月掲載版）．
Available from URL : http://www.mhlw.go.jp/general/seido/kousei/i-kenkyu/
rinsyo/dl/gigisyoukai.pdf（2013 年 12 月 28 日引用）
［ 7 ］ 疫学研究に関する倫理指針 疑義照会集（Ｑ＆Ａ）（平成 19 年 11 月掲載版）．
Available from URL : http://www.mhlw.go.jp/general/seido/kousei/i-kenkyu/
ekigaku/0503 qa.html（2013 年 12 月 28 日引用）
［ 8 ］ 疫学研究に関する倫理指針 インフォームドコンセント等の具体的方法について．
Available from URL : http://www.mhlw.go.jp/shingi/2002 /04 /s0409 -2 e.html（2013 年 12 月 28 日引用）
［ 9 ］ 笹栗俊之，池松秀之 : 臨床研究のための倫理審査ハンドブック．丸善出版，東京，
2011［10］ 厚生労働科学研究における利益相反（Conflict of Interest : COI）の管理に関する指針．
Available from URL : http://www.mhlw.go.jp/general/seido/kousei/i-kenkyu/
rieki/txt/sisin.txt（2013 年 12 月 28 日引用）

索歩行分析の索引217

引

数字は章・節の番号． 1 は第 1 章（13 頁），付 2 は付録 2 （186 頁）等を表す．
▪あ行
アナログ信号
位置
陰性波形
インフォームド・コンセント
運動失調
運動スキル
運動点
エイリアシング
疫学研究
オプティカルフロー

付2
1
付2
付4
10
2
付2
付2
付4
8

▪か行
概観的観察
5
外旋歩行
6，6，7
介入研究
付4
解放スキル
2
角加速度
1
角速度
1 ，付 2角度
1 ，付 2可視化性
1
荷重応答期
2
下垂足
7
加速度計
1 ，付 2
活動電位
付2
観察研究
付4
関節モーメント
1
関節モーメントのパワー
1
関連 2 群 t 検定
付1
基準関連妥当性
9
基準電極
付2
軌跡図
11
帰無仮説
付1

キャリブレーション
急激な膝関節の伸展
級内相関係数
距離因子
距離因子
起立時間
起立動作
筋電図
矩形面積
グランドアベレージ
系列スキル
懸垂装置
光学的手法
高速度トレッドミル歩行練習
骨盤挙上
骨盤後退

付2
6
9
2
付3
11
11
付2
付2
4
2
3
1
8
6
6

▪さ行
再現性
9 ，10
最小可検変化量
9 ，10，付 1
最頻値
付1
座標系
付 2 ，付 3
左右成分軌跡長平均10
左右分離ベルト8
三次元動作分析
1 ，付 2
三次元トレッドミル歩行分析3
サンプリング周波数
付2時間・距離因子
4，4
時間因子
2，6
時間領域
付1
磁気的手法
1
時系列
付1
膝屈曲位歩行6

218

歩行分析の索引

実効値
実時間因子
ジャイロセンサ
重回帰分析
重症度判定
重心
重心動揺計
周波数領域
重複歩距離
重複歩時間
主成分分析
順序尺度
焦点的観察
初期接地
数量化理論
スキル
正のパワー
正規化後加算平均
整流波形
積分
積分波形
セグメント
絶対座標
ゼロクロス回数
前足部接地
全波整流
前遊脚期
相関関数
総軌跡長
双極導出
相対時間因子
足圧中心点
足角
速度

付2
付3
付2
付1
6
1
付2
付1
2
1
付1
9 ，10
5
4
付1
2
1
3
付2
付2
付2
1
付2
10
6
付2
2
付1
付2
付2
4，5
付2
2 ，付 3
1▪た行
帯域遮断フィルタ

付1

代償運動
6，6，7
対立仮説
付1
妥当性
9
多変量解析
付1
単回帰分析
付1
単脚支持期
2，4
単脚支持期割合
1 ， 4 ， 7 ，付 3
単脚支持時間1
力のモーメント
1
着座時間
11
着座動作
11
中央値
付1
抽出性
1
直交座標系
付2
ちらつき
3 ，付 1
治療指向性
1 ， 2 ， 7 ，付 3
爪先離地
4 ， 7 ，付 3
低域通過フィルタ付1
定量性
1
定量的評価
9
適応性
1
デュシェンヌ歩行
5
電位導出法
付2
電極間距離
付2
転倒予防
8
トゥクリアランス
6
統計的仮説検定
付1
統計的推定
付1
統合的歩行評価 - 練習システム
8
導出電極
付2
匿名化
付4
トレッドミル
3，8
トレッドミル歩行
4 ，付 3
トレッドミル歩行分析
3
トレンデレンブルグ歩行
7


▪な行
内側ホイップ
生波形
認知スキル
ノイズ低減
能動電極
伸び上がり

歩行分析の索引
5
付2
2
付1
付2
7

▪は行
パッセンジャーユニット
2
ばらつき
3，8
パワースペクトラム解析
付2
バンドパスフィルタ
付1
反応性
9 ，10
判別分析
付1
ピエゾ素子式1
膝のこわばり6，7
非恣意性
1
ひずみ計式
1
ひずみ補正
付 2 ，付 3
皮膚抵抗
付2
非麻痺側への体幹の過度な側方移動

6
標準偏差
4
表面筋電図
付2フィルタ
付2フィルタリング
付1
フーリエ変換3，7
フットスイッチ
付2
負のパワー
1
ふらつき
3，4
分散
付1
分散分析
付1
分回し歩行
6
分離スキル
2
平均値
付1
閉鎖スキル
2

219

平地歩行
4 ，付 3ヘルシンキ宣言
付4
変動係数
4 ，付 1歩隔
1歩行周期
2 ， 2 ， 4 ， 7 ，付 3
歩行率1
ボツリヌス治療
7，9
歩幅
1
▪ま行
右手系
モーションアーチファクト

1，2
付2

▪や行
遊脚期
2
遊脚期の膝屈曲不全
6
遊脚期割合
1 ， 4 ， 7 ，付 3
遊脚時間
1
遊脚終期
2，4
遊脚初期
2
遊脚中期
2
床反力
1 ， 2 ， 7 ，付 3 ， 4
床反力計
1 ，付 2
床反力作用点
1
陽性波形
付2
予見性
1
▪ら行
利益相反
付4
力覚センサ
8
リサージュ概観図
5，7
リサージュ図形
3 ，付 1立脚期
2 ，付 3
立脚期割合
1，2
立脚時間
1 ， 4 ， 7 ，付 3
立脚終期
2 ，付 3
立脚中期
2，4

220

歩行分析の索引

両脚支持期
2 ，付 3
両脚支持期割合
1 ， 2 ， 7 ，付 3
両脚支持時間
1，7
臨床研究
付4
連続スキル
2 ，付 3
ローパスフィルタ付1
ロコモーターユニット
2，2，4
7 ，付 3
ロッカーファンクション
2▪数字・欧文%MVC
付22 標本 t 検定
付1
AAK
10
AC フィルタ付1
AD 変換
付2ankle rocker
2
Asymmetry Index：AI
11
Brunnstrom Stage
9cadence2
COG（center of gravity）
付2
COP（center of pressure）
付2
DLT 法
1 ，付 2
FFT スムーザ処理
3
forefoot rocker
2
Freedman 検定
付1
heel rocker
2
ICARS
10，10
Kruskal-Wallis 検定
付1
LOP（Lissajous Overview Picture）

7，7
Mann-Whitney 検定
付1
MDC95
9
Pearson の相関
付1
Physiological Cost Index
1
QPPA
9
RMS
付2

SARA
10
SIAS
7
SN 比
付1
Spearman の順位相関
付1
Spearman の順位相関係数 9 ，付 1
toe rocker
2
Wilcoxon 検定
付 1 ，付 2

歩行分析と動作分析

編2015 年 8 月 31 日

集

発行者
発行所



才

藤

栄 一

大

塚

圭

第 1 版発行

藤田保健衛生大学リハビリテーション部門
一般財団法人学会誌刊行センター〒 113-0032 東京都文京区弥生 2 - 4 -16
学会センタービル 1 F
TEL. 03-3817-5821 FAX. 03-3817-5830

ISBN 978-4-905648-98-4
電子書籍組版 三美印刷株式会社≪検印省略≫
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