目次
第1章

緒

言 .............................................................................................................................. 1

第2章

装置の説明と計算方法 .................................................................................................. 3

第3章

実験方法 .......................................................................................................................... 7

第4章

結果 .............................................................................................................................. 9第5章

考察 ............................................................................................................................ 11

第6章

結言 ............................................................................................................................ 13

第1章 緒言

膝関節は骨自体の安定性は低く，靭帯，半月板，筋や腱などの組織が安定性に大きく関与している．運動時には大きな可動性とともに安定性が要求され，力学的なストレスにさらされる関節であり，スポーツ障害も多く発生する部位である．
スポーツでの膝関節靭帯損傷のほぼ半数は膝前十字靱帯（Anterior Cruciate Ligament：
ACL）損傷といわれ国内での損傷数は年間 2～3 万件，手術数約 1 万 5000 件という整形外科領域における外傷中，最も重要な疾患である[1]．また，ACL 損傷後におこる臨床症状
は膝くずれ（giving way）であり，スポーツ活動を大きく 制限するだけでなく，それを放置することにより半月板損傷や関節軟骨損傷などの二次的な関節内の損傷をきたす可能性が高い．その受傷メカニズムや治療については議論が絶えないところであるが，ACL 損
傷患者に対するリハビリテーションは，その機能が再建されるまでは負担をかけないよう，筋力を維持するために行われる．そして，ACL 損傷や機能再建の度合いは，一般にKT-1000 という機器によって脛骨前方変位量を測定することで推定される．これは，大腿を固定して下腿に引き出し力を加えることで ACL に張力を与え，変位を測定することで剛性を推定するものである．しかし，この装置は動作中に用いることはできず，動作中にACL にかかる負担を推定できるものではない[2]．
また，ACL に関する徒手検査である Lachman テストも，同様に下腿を前方に引き出して動揺性を確認するものである[3]．すなわち，下腿が前方に移動することによって
ACL に張力がかかるため，下腿の前方変位量はおおよそ「ACL の張力／剛性」を示す値
であると考えられる．徒手検査は，医師が徒手で患者の症状部位にストレスをかけ，それによって生じる骨の変位や整復現象などから具体的な疾患とその等級を診断する検査であり，診療後の回復の評価指標として行われる場合もある．徒手検査は症状を診断するための重要な役割を担うが，しかし徒手検査は医師の定性的な判断に依存しているため，診断結果の差異や再現性が得られないという問題や，徒手検査に熟達した医師の技術を若手医師に教育することが難しいという問題もある．このような現状から，定量的な評価方法を望む声が高まっている．
脛骨前方変位量の測定方法には，KT1000 のほかに，錘で荷重をかけて X 線透視画像から測定するもの（Lerat 法）や[4]，TELOS や GNRB などいくつかの装置も提案されているが[5][6]，動作中の測定を行った例はきわめて少なく，Dejour らが X 線透視画像を用いて測定した例[7]などに限定される．動作中の脛骨前方変位量を測定できれば，ACL にかかる負担を推定し，ACL への負担によって動作を序列することによって，リハビリテー
ション計画などに有用なデータとなることが期待できる．また，自然な動作中に，装具を装着したまま脛骨前方変位量を測定できれば，患者に対する負担を減らし，測定の信頼性が向上し，新たな診断装置としての有用性も期待できる．
そこで，動作中に脛骨前方変位量を測定する装置を設計製作したが，膝の回旋，内外反を測定できるものではなく，それらの動作を無視した設計であった[8]．そのため，自然な測定動作を阻害し，測定結果にも影響していると考えられた．本来動作中の膝は屈曲だ
けでなく，回旋，内外反といった動作もしている．また，ACL は脛骨前方変位量を制御するだけでなく膝の回旋に関しても制御している．

1

そこで本研究は，より自然な動作中に測定するために，測定装置の節を増やし 3 次元の測定装置を設計，開発することで脛骨前方変位量，膝の屈曲角度だけでなく膝の回旋，内外反の角度も測定可能となったことで，測定装置の機能向上を目指した．

2

第 2 章 装置の説明と計算方法
2.1

脛骨前方変位測定装置

本研究で使用する脛骨前方変位測定装置は，膝に取り付けて身体動作を行えるウェアラ
ブルなものである必要がある．そこで，(図 2.1)に示すような装置を作製した．
本研究で使用する脛骨前方変位測定装置は，従来の装置(図 2.2)に対して，「膝の自然な動作に対応できる」「膝の屈曲，回旋，内外反の 3 つの角度を測定可能にする」という改善点を施したものである．従来の装置は 3 節による開リンク機構であり，膝の屈曲角度，脛骨前方変位量が測定可能であった．実際のリハビリテーションの動作や歩行動作中の膝は屈曲だけでなく，回旋や内外反といった動きもしている．しかし，従来の動作は膝の屈曲動作にしか対応できない構造であったため，装置に無理な力が働き測定結果の正確さを損ねている可能性があった．
そこで本装置は，脛骨参照点と大腿参照点の間の関節とセンサを 3 つに増やすことで(図 2.3)，自然な膝の動作に対応できるようになり，脛骨前方変位量，膝の屈曲角度だけ
でなく膝の回旋，内外反の角度を測定できるようになり，装置としての有用性が上がった．
本装置は，その一方の端点を脛骨参照点に，他方を大腿骨参照点に設置する．各節の長さが既知であれば，節間の角度を測定することによって，関節間の長さを足し合わせ，計算することで，脛骨の参照点を原点としたときの大腿骨参照点の座標の位置をベクトル計
算式から下記のように算出することができる．図 2.4 に参照点位置の y 座標算出モデルを示す．

cos 𝜃1𝐴⃗ = ( sin 𝜃10
cos 𝜃2⃗⃗ = ( 0𝐵− sin 𝜃2
1
𝐶⃗ = (000cos 𝜃3sin 𝜃3−sin 𝜃1cos 𝜃100 𝑎0) (0)
1 0

0 sin 𝜃2𝑏10 ) {( 𝑐 ) + 𝐴⃗}
0 cos 𝜃200𝑑⃗⃗ }− sin 𝜃3 ) {( 𝑒 ) + 𝐵
cos 𝜃30

3

cos 𝜃4⃗⃗ = ( sin 𝜃4𝐷0−sin 𝜃4cos 𝜃400
f𝑋0) {( g ) + 𝐶⃗} = (𝑌 )𝑍
10

算出された X，Y，Z の値は脛骨参照点を原点としたときの大腿骨参照点の位置を表している．脛骨前方変位量は脛骨参照点を原点としたときの大腿骨参照点の y 方向の距離として表すことができる．
Y = 脛骨前方変位量
また，脛骨の前方変位量の測定装置を製作するために，測定，記録を行う装置として，
Arduino Leonardo (以下 Arduino とする)(図 2.5)を使用した．Arduino は，0V から 5V までの電圧を 1023 段階の分解能で読み取ることが可能である．また，機能を拡張できる特徴を持つ．通常，Arduino はパソコンに USB で接続して使用するが，記憶領域と内部電源
を Arduino に追加することでパソコンに接続することなく測定，記憶を行うことも可能である．
本実験では，Arduino を USB をとしてパソコンに接続し電源を取り，パソコン内にデータを記憶して使用した．Arduino の仕様を表 2.1 に示す．
2.2

角度測定法

身体動作を測定することは，関節の角度を測定することと同義である．関節角度は，関節を作る骨の相対姿勢を表すものである．例えば，膝関節であれば，大腿骨と脛骨の相対姿勢が屈曲角度，内外旋角度，内外反角度で表される．
剛体の三次元的な姿勢を表示する方法として最もよく使われるのはオイラー角表示である．しかし，関節角度においては解剖学的な定義との間で齟齬が大きく不便である．そこ
で Grood らは，数学的厳密さと臨床的分かりやすさを両立した関節座標系を提案した[9]．本研究の結果も関節座標系に従って表すため，本節では大腿骨と脛骨の相対位置から関節角度を算出する方法について記述する．
まず，関節角度の算出には，大腿骨と脛骨それぞれのセグメントに固定されたローカル
座標系の基底ベクトルが必要である．図 2.6 のように大腿骨，脛骨のローカル座標系をそれぞれ，XYZ，xyz 軸で決定する．わかりやすくするために，XYZ 軸の単位ベクトルをそれぞれ IJK，xyz 軸の単位ベクトルをそれぞれ ijk とする．また，このとき e は単位ベク
トルを意味し，e1(大腿骨の外側ベクトル)，e2(大腿骨，脛骨の双方に垂直なベクトル)，e3(脛骨の上方向ベクトル)，e´1(大腿骨の前方向ベクトル)，e´3(脛骨の前方向ベクトル)とす
る．

4

表 2.2 関節座標系の人間の膝への適応
大腿骨の軸 (屈曲)e1 = Ie´1 = J
脛骨の軸 (脛骨の回旋)
e3 = ke´3 = j
浮動軸 F
e2 = e3×e1/|e3×e1|
ただし本研究では，右側に向けられたベクトルを i，I，前方に向けられたベクトルを
j，J とする．
表 2.3

臨床回転

α = Flexion𝜋sinα = －e2∙K+ Adduction

right knee

－Adduction
2left knee

β = {𝜋2cosβ = I∙K

γ = External rotation

sinγ={−𝐞𝟐 ∙ 𝐢right knee𝐞𝟐 ∙ 𝐢left knee

大腿骨と脛骨の相対的な関係が図 2.7 に示されている．また，表 2.2，2.3 は臨床回転を定義する際に使用される記号規則をまとめたものである．屈曲運動は大腿固定軸周りに起こり，回旋運動は脛骨の固定軸周りに起こる．浮動軸周りには内外反運動が発生する．屈曲及び脛骨の回旋は，各骨の浮動軸と固定軸との間に形成される角度である．したがって，次の 2 つの関係が示される．
cos 𝛼 = 𝐞´𝟏 ∙ 𝐞𝟐 = 𝐉 ∙ 𝐞𝟐

α = flexion(1)

cos 𝛾 = 𝐞´𝟑 ∙ 𝐞𝟐 = 𝐣 ∙ 𝐞𝟐

γ = tibia rotation(2)

また，cos(α)=cos(-α)なので，α と γ の大きさは符号に関係なく大きさを求めることにな
り，符号を求めるために次の関係式を用いる．
𝜋𝐞𝟐 ∙ 𝐊 = cos (2 + 𝛼) = − sin 𝛼𝜋𝐞𝟐 ∙ 𝐢 = {cos ( 2 + 𝛾) = − sin 𝛾𝜋cos (2 − 𝛾) = sin 𝛾(3)right knee
left knee(4)式(1)~(4)の符号は任意に決められるものであり，脛骨の回旋は外旋，内旋ともに正の角度となる．内外反の大きさは大腿骨と脛骨の固定軸間の角度 β から次の関係があることが分かる．

5

cos 𝛽 = 𝐈 ∙ 𝐊𝜋𝛽−2right knee

−𝛽2left knee

Adduction = { 𝜋(5)式(3)，(4)，(5)を用いて右足の屈曲角度，回旋角度，内外反角度を求める．
Flexion = sin−1(−𝐞𝟐 ∙ 𝐊)𝜋

(6)Adduction = 2 − cos −1 (𝐈 ∙ 𝐊)

(7)

External rotation = sin−1(𝐞𝟐 ∙ 𝐢)(8)以上のように，大腿，脛骨に固定された基底ベクトルが既知であれば，関節角度を算出
することができる．

6

第 3 章 実験方法
前章にて説明した装置を用い，測定実験を行った．対象は健常男性 2 名の右脚とし，5つの実験を行った．
3.1

センサ位置の検証

脛骨参照点を原点としたときの大腿参照点の位置が，装置を装着していない状態で正確に算出されているか確認することを目的とした実験について説明する．測定装置を方眼紙の上に置き，脛骨参照点を原点とし，大腿参照点をそれぞれ x，y，z 軸方向に動かす．
x，y，z の方向は図 3.1 に示す．x 軸方向に 150,160,170mm，y 軸方向に 0,5,10mm，z 軸方
向に-10,0,10mm とそれぞれ移動させ，27 箇所でのデータをとった．y 軸方向に関しては厚さ 5mm の冶具を挟むことで移動させる．実際の位置と測定装置で測定した位置の誤差をまとめ，装置の精度の検証を行った．
3.2

人工関節による関節角度の測定

製作した測定装置が関節角度を正確に測定できるか，人工関節の模型に装置を装着して確認することを目的とした実験について説明する．生体の膝に装着して実験する前に人工関節の模型に装着して実験する理由としては，生体の膝で実験することによる生じる筋力や靭帯，膝の回転中心の影響が少ない状況下で関節角度が正確に測定できているか検証するためである．
本実験で使用した人工関節の模型は，脛骨と大腿骨のモデルをそれぞれ 3D プリンタで出力することによって作製した．(図 3.2.1)
対象とした動作は屈曲，内外旋，内外反，回旋と屈曲，内外反と屈曲の 5 つとし，それぞれ 5 回ずつ行う．作成した人工関節の模型に装置を装着し，対象の動作中をビデオカメ
ラで撮影することにより，画像由来の角度と測定装置の角度を比較し，関節角度の測定の検証を行った．
3.3

装置装着時の関節角度の測定

3.2 の実験においては人工関節の模型での関節角度が測定できることが示された．本節では製作した測定装置を実際に脚に装着して，関節角度を正確に測定できているかを確認することを目的とした実験について説明する．被験者は健常男子 2 名とし，右脚を対象とした．対象動作は踵をつけたスクワットとし，動作中における関節角度が正確に測定できているか実験を行った．対象の動作は深いスクワット，浅いスクワットの 4 回ずつの計 8回とした．
動作中に本装置で測定された関節角度の極小値・極大値と，被験者の関節にマーカーを設置し，ビデオカメラで動作を撮影することによって画像由来で計測した角度と比較した(図 3.3.1)．
3.4

仮想変位の測定7

脛骨の前方変位量を測定できるかを確認することを目的とした実験について説明する．
下腿のセンサの装着部と測定装置の間に 1mm の金属板を挟み，仮想的な脛骨の前方変位を設定した．金属板の厚さが脛骨前方変位量として測定結果に現れるか確認する方法である．金属板の厚さが正確に測定できていれば本装置が脛骨の仮想的な脛骨の前方変位量が測定できていると言える．
金属板を挟まない場合，1～3 枚挟んだ場合でそれぞれスクワット動作を行い，結果を比較した．実験の様子のイメージ図を図 3.4.1 に示す．実験回数は 5 回とした．
3.5

筋力の影響の測定

3.4 節では仮想的な脛骨前方変位が測定できることは示されたが，動作中に実際の脛骨
の前方変位量を測定できることについては示されていない．本節の目的は動作中に筋力の影響によって生じる脛骨前方変位量の測定ができるか確認することである．
膝伸展時には大腿四頭筋が働く．大腿四頭筋が働くことで脛骨は前方に変位すると考えられる．そこで大腿四頭筋の影響を見るために ACL にかかる張力の大小が推定しやすい条件を設定した．対象動作は図 3.5.1 に示した座位膝伸展とし，つま先におもりを付けることで荷重をかけて実験を行った．荷重を無荷重，2kgf，4kgf として，それぞれの場合において屈曲動作中の脛骨の変位を測定する．実験回数は 5 回とした．
3.6

リハビリテーション動作での測定

本節では ACL 損傷患者に対するリハビリテーション動作で，本装置が膝関節角度，脛
骨前方変位量が測定できているか確認することを目的とした実験について説明する．
対象動作はスクワット，フォワードランジ（図 3.6.1），歩行の 3 つとした．これらの動作は ACL 損傷患者の術後のリハビリテーション動作で用いられるものである．
フォワードランジとは図 3.7.1 のように片脚を一歩前に踏み出す動作のことである．このフォワードランジ時には膝の外反をするものが見られる[10]．本実験では装置を装着した右足を前方に踏み出すものとした．
それぞれの対象動作中の膝関節角度，参照点の y 座標を確認する．また，スクワット，
フォワードランジ，歩行の動作中では膝の屈曲動作時よりも伸展動作時の方がより強い大腿四頭筋力が働く．そのため，同一角度では屈曲動作時よりも伸展動作時の方が脛骨前方
変位量は大きくなると予想される．

8

第4章 結4.1

果センサ位置の検証

3.1 節の実験について実際の位置と測定装置で測定した位置の 27 のデータについての誤差を，平均誤差，誤差の分散，最大誤差にまとめ，表 4.1.1 に示す．平均誤差は x，y，z 軸それぞれ 1.12mm，1.34mm，1.57mm となり，最大誤差は x，y，z 軸それぞれ3.38mm，3.65mm，3.79mm となり，分散は x，y，z 軸それぞれ 0.87，1.11，1.27 となった．
4.2

人工関節による関節角度の測定対象とした動作の屈曲，内外旋，内外反，回旋と屈曲，内外反と屈曲の 5 つの測定結果の一例を図 4.2.1~図 4.2.5 に示す．グラフは横軸に時間，縦軸に角度として表す．画像由来での人工関節の初期姿勢と最大角度，測定装置での初期姿勢と最大角度の比較を表
4.2.1~表 4.2.5 に示す．また 5 つの対象動作を 5 回ずつ行った誤差のまとめを表 4.2.6 に示す．
4.3

装置装着時の関節角度の測定

深いスクワット動作と浅いスクワット動作の膝関節角度の測定結果を図 4.3.1 に示す．
測定の結果は横軸に時間，縦軸にスクワット時の膝屈曲角度を示す．また測定結果の誤差のまとめを表 4.3.1 に示す．
4.4

仮想変位の測定3.4 節の測定結果を図 4.4.1 に示す．横軸に膝屈曲角度を，縦軸に脛骨参照点と大腿部参照点の距離 d(グラフ上では参照点位置の y 座標とする)をプロットすることで表示する．
同一の膝屈曲角度におけるプロット点が上にあるほど脛骨は前方に変位していると考えられる．板無しの場合と，1~3 枚の金属板を挟んだ場合のプロット点を線形近似すると，近似線はそれぞれ「d[mm]=0.92θ[deg]+48.99」，「d[mm]=0.88θ[deg]+51.18」，「d[mm]=0.89θ[deg]+53.97」，「d[mm]=0.90θ[deg]+56.62」となる．
板無しの場合と，金属板を 1~3 枚挟んだ場合での 0°~60°における差を計算し，比較するためにプロット点を線形近似した．5 回行った実験の屈曲角度 0°～60°における差の平均を表 4.4.1 に示す．
4.5

筋力の影響の測定

3.6 節の測定結果は，図に横軸に膝屈曲角度を，縦軸に参照点位置の y 座標として示したものである．座位膝伸展の条件では，重力による膝屈曲モーメントとつり合うよう大腿四頭筋が働き，結果として下腿は前方に移動すると予想される．つまり，荷重が重くなる
9ほど脛骨前方変位量が大きくなる．図 3.2.2 に示したように無荷重のとき，荷重をかけて伸展動作をしたときでは荷重が重くなるほど脛骨前方変位量は大きくなった．このことか
ら合理的な結果と言える．
無荷重，2kg，4kg の結果の近似線はそれぞれ「d[mm]=0.5189θ[deg]+36.155」，「d[mm]=0.5006θ[deg]+37.934」，「d[mm]=0.4962θ[deg]+38.938」となった．膝関節角度
30°における脛骨前方変位量の平均を表 3.2.1 にまとめた．荷重を 2kg 増やすと脛骨前方変位量がおよそ 1mm ずつ大きくなっているのが分かった．
4.6

リハビリテーション動作での測定

スクワット，フォワードランジ，歩行のそれぞれの動作の屈曲，回旋，内外反の角度を
図 4.6.1，4.6.3，4.6.5 に示す．動作時の屈曲角度と脛骨前方変位量の関係を図 4.6.2，
4.6.4，4.6.6 に示す．それぞれの動作の屈曲角度と脛骨前方変位量の関係は横軸に屈曲角度，縦軸に参照点位置の y 座標として表す．また，表 4.6.1 は本節の歩行の測定結果と過去に発表された健常者のデータを比較するために，ピーク値の平均を整理した結果である．

10

第5章 考5.1

察センサ位置の検証

センサ位置の検証の測定結果の平均誤差は x，y，z 軸方向それぞれ 1mm 程度に抑えられた．誤差の原因としては方眼紙の上で装置を動かすときの置く位置のずれや，角度計測の誤差，パラメータ誤差などが考えられる．また，平均誤差が 1mm 程度に抑えられたことにより，KT1000 の精度の検証実験の結果と比較すると[11]測定誤差は小さく，装置の機械的な精度は確認できる結果となったと考えられる．本実験により，本装置の機械的な精度が確認できたため，装置を脚に装着し，脛骨前方変位量の測定精度を検討することが可能であることが示された．
5.2

人工関節による関節角度の測定

本実験では測定装置を用い，人工関節の模型で関節角度が正確に測定できているか調べた．その結果，人工関節の模型で関節角度を測定した場合，すべての対象動作で平均誤差は 2.5°以内にとなることが分かった．膝屈曲角度の測定において，回旋や内外反が加わったときの誤差が指摘されているが，本実験においては回旋や内外反を加えた屈曲角度の測定でも誤差が大きくなるということはなかった．
傾斜計を用いて測定した村田ら[12]の測定結果と比較しても十分な精度の結果であると考えられる．しかし，本実験では実際に被験者の脚に装着して測定したものではなく，人工関節のモデルに装着して測定を行っている．今回の実験により人工関節のモデルで膝関節角度の測定について一つの結果を得ることができた．本研究の目的，臨床現場で使用する際は人体モデルが主体であるので，実際に被験者の脚に装着して測定実験を行う必要がある．
5.3

装置装着時の関節角度の測定

本実験では測定装置を足に装着し，膝屈曲角度を正確に測定できているか調べた．その結果浅いスクワット，深いスクワットのどちらも誤差が 2°程度になる事が分かった．傾
斜計を用いて測定した村田ら[12]の結果と比較しても十分な精度の結果であると考えられる．また，以前開発した測定装置[8]と比較しても屈曲角度の測定精度が上がっていることが分かる．
前述の脚に装着せずに行った人工関節を用いた実験結果と同程度の誤差となった．このことからも，被験者の脚に装着して動作中の膝関節の角度を測定することが可能であると考えられる．
今回の実験によりスクワット動作中の膝屈曲角度の測定についての一つの結果を得ることができた．しかし本実験では，スクワット動作中の回旋，内外反の角度は測定できたものの，その角度の精度の検証はなされていない．今後の目標としては三次元動作解析装置を用いて実験を行い，回旋，内外反の角度についても結果の妥当性を示していくことであ
る．

11

5.4

仮想変位の測定

実験の結果については，下腿と装置の間に金属板を挟むと，測定値はおおよそ前方に移動しており，合理的な結果であった．結果は表 4.4.1 より 1~2mm ずつ前方に変位していた．挟んだ板厚は 1mm であったが，脛骨の仮想的な脛骨の前方変位量の測定を目的とした実験であるため，KT-1000 の測定誤差[11]と比較したところ精度のある結果であると考えられる．また，装着せずにセンサ位置の検証を行った 3.1 節の実験結果と比較すると，参照点位置の y 座標の誤差が同程度となった．このことからも足に装置を装着して行った実験でも精度のある結果が得られたことが分かる．
以前開発した測定装置[8]と比較しても精度が上がっており，装置としての有用性が向上したと考えられる．
5.5

筋力の影響の測定

本実験では筋力の影響による脛骨の前方変位量が測定できているか調べた．その結果，
座位伸展動作においては荷重の有無，荷重の増減いずれの条件においても明確な傾向を確認することができた．前述のように座位伸展の条件では，重力による膝屈曲モーメントとつり合うように大腿四頭筋が働き，結果として下腿は前方に移動することが分かった．
この結果により本装置は筋力による脛骨の前方変位量を測定できることが分かったが，本実験では荷重の有無や，荷重の増減による変位量の測定についての妥当性が示された訳ではない．今後の目標として，荷重の増減と脛骨前方変位量の測定結果の妥当性を示していくためには，三次元動作解析装置で実験をして比較することである．
5.6

リハビリテーション動作での測定

本実験ではリハビリテーション動作において，本装置が膝関節角度，脛骨前方変位量が測定できているか調べたものである．その結果スクワット，フォワードランジ，歩行の動作において膝関節角度，脛骨前方変位量が測定できていることが分かった．
本実験で行った 3 つのリハビリテーション動作すべてにおいて，同一屈曲角度における参照点位置の y 座標をみると膝の屈曲時より伸展時に脛骨が前方に位置していることが分かる．これは伸展時に大腿四頭筋という外力が膝蓋大腿関節を介して大腿骨を相対的に後方に圧迫し，結果として脛骨が前方に変位したものと考えられる．
スクワット，フォワードランジでは膝の屈曲に伴い，膝の外反が見られる．スクワット
では明らかな外反が確認できた．フォワードランジではスクワットよりも小さい値ではあるが外反が確認できた．
表 4.6.1 は，今回の歩行の測定結果と過去に発表された健常者の歩行データと比較するために，膝屈曲角度のピーク値の平均をまとめたものである．これらの値と図 4.6.5 の膝関節角度の推移の結果を，慣性センサを用いて測定した J.Favre ら[13]のデータと比較すると，膝の最大屈曲角度は全体的に小さな値であるものの，膝関節の屈曲，回旋，内外反の角度の推移は良い一致を示していることが分かる．測定装置，歩き方，処理方法などの違いを考慮に入れるならば，今回の実験結果は装置の妥当性を示すものであり，リハビリテーション動作での測定も可能であると考えられる．
12

第6章 結言本研究では動作中に脛骨前方変位量と膝関節角度を測定する装置を設計開発し，測定結果の妥当性について検討する実験を行った．その結果，以前開発した装置に改良を加え，新たに装置を開発したことで脛骨前方変位量，膝の屈曲角度に加え回旋，内外反の角度が測定可能になった．また，改良を加える以前の装置と結果を比較したところ，脛骨前方変
位量と屈曲角度の測定精度が向上したことが分かった．
今後の課題としては三次元動作解析装置を用いて動作中の回旋，内外反角度の測定の精度を検討すること．ACL 損傷患者に対しても実験を行うことで臨床の現場での有用性を高めていくことである．

13

参考文献
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10) 宮原拓也他：フォワードランジにおける下腿伸展筋活動，理学療法-臨床・研究・教育，
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Knee,15,107-110(2008)
12) 村田伸他：傾斜角度計による関節可動域測定，理学療法科学，18(3):153-157,(2003)1413) J. Favre ほか，A new ambulatory system for comparative evaluation of the three-dimensionalknee kinematics, applied to anterior cruciate ligament injuries，Knee Surg Sports Traumatol
Arthrosc (2006)15図 2.1

脛骨前方変位量測定装置

16

図 2.2従来の装置

17図 2.3

本研究での改良点

18

図 2.4

脛骨前方変位量算出モデル

表 2.1

図 2.5

Arduino Leonardo

19

Arduino の仕様

図 2.6

図 2.7

大腿，脛骨のローカル座標系

大腿骨と脛骨の相対関係20図 3.1

センサ位置の検証の実験

図 3.2.1 製作した人工関節
21

図 3.2.2

人工関節に装置を装着した状態

図 3.3.1

装置装着時の関節角度の検証

22図 3.4.1 仮想変位の測定

図 3.5.1 座位膝伸展動作

23図 3.6.1 フォワードランジ動作24表 4.1.1 センサ位置の検証の結果
y 軸(mm)z 軸(mm)

平均誤差

1.12

1.34

1.57

分散

0.87

1.11

1.27

最大誤差

3.38

3.65

3.79

屈曲角度[°]

x 軸(mm)

45
40
35
30
25
20
15
10
5
0
-5 0

10

20
時間[s]

30

図 4.2.1 模型の屈曲角度測定結果

表 4.2.1 模型の屈曲角度測定結果
初期姿勢[°]
画像由来
1
測定値
1.52

25

最大屈曲角[°]
41
39.52

40

図 4.2.2 模型の回旋角度測定結果
表 4.2.2 模型の回旋角度測定結果
初期姿勢[°]
画像由来
11
測定値
11.28

最大内旋角[°]
6
7.16

最大外旋角[°]
19
16.17

25

内外反各[°]

20
外反

15
10

内反
5

0
0

5

10

時間[s]

15

20

図 4.2.3 模型の内外反測定結果
表 4.2.3 模型の内外反測定結果
画像由来
測定値

初期姿勢[°]

最大内反角[°]

最大外反角[°]

10
10.89

1
2.47

21
19.69

26

25

35
30

角度[°]

25

屈曲角度
回旋角度

20
15
10
5

0
-5 0

5

10

15
20
時間[s]

25

図 4.2.4

模型の屈曲，回旋測定結果

表 4.2.4

模型の屈曲，回旋測定結果

30

初期姿勢[°]

最大外旋角[°]

1
0.09

29
30.05

画像由来
測定値

35

25

角度[°]

20
15

屈曲角度

10

内外反角度

5

0
-5 0

5

10

15

20

-10
-15
-20

時間[s]
図 4.2.5

模型の屈曲，内外反測定結果

表 4.2.5

模型の屈曲，内外反測定結果

画像由来
測定値

初期姿勢[°]

最大外反角[°]

1
1.55

24
22.74

27

25

30

表 4.2.6 誤差のまとめ
屈曲(°)

回旋（外旋）(°)

内外反（外反）(°)

回旋＋屈曲(°)

内外反＋屈曲(°)

平均誤差

1.40

1.82

2.15

2.24

1.10

最大誤差

3.04

3.59

2.88

3.31

3.19

分散

0.77

2.00

0.27

0.80

1.12

100
90
80

屈曲角度[°]

70
60
50
40

30
20
10
0
0

20

40

時間[s]

60

80

図 4.3.1 関節角度測定実験の結果

表 4.3.1

関節角度測定実験の誤差のまとめ
浅いスクワット（°） 深いスクワット（°）

平均誤差

2.05

2.01

最大誤差

3.01

2.85

分散

0.52

0.43

28

100

参照点位置の y 座標 [mm]120f(x) = 0.92x + 48.99

100

f(x) = 0.88x + 51.18

80

板なし
線形 ( 板なし )1枚
線形 (1 枚 )2枚線形 (2 枚 )3枚線形 (3 枚 )60
40f(x) = 0.89x + 53.97

20f(x) = 0.90x + 56.62

0
0

10

20

30

膝屈曲角度 [°]

40

50

60

図 4.4.1 仮想変位の結果の一例

表 4.4.1

0°~60°の差の平均

板なし

1 枚(mm)

2 枚(mm)

3 枚(mm)

参照点位置の y 座標

1.53

3.84

4.91

仮想変位

1

2

3

誤差

0.53

1.84

1.91

29

75
70
y = 0.5189x + 36.155

参照点のy座標[mm]65

y = 0.5006x + 37.934
y = 0.4962x + 38.938

60

無荷重
2kgf
4kgf
線形 (無荷重)
線形 (2kgf)
線形 (4kgf)

55
50
45
40
10

20

30

40
50
屈曲角度[°]

6070

図 4.5.1

表 4.5.1
無荷重

2kg (mm)

4kg (mm)

脛骨前方変位量の平均

1.40

2.52

脛骨前方変位量の分散

0.17

0.21

30

80

100
90

屈曲

80

回旋

角度[°]

70

内外反

60
50
40
30
20
10
0
0

5

時間[s]

10

15

図 4.6.1

参照点のy座標[mm]

70
65
60

55
50
45
40

0

20

40
60
屈曲角度[°]
図 4.6.2

31

80

100

90

角度[°]

80
70

屈曲

60

回旋

50

内外反

40
30
20
10
0
-10 0

5

10

15

20

25

時間[s]

参照点位置のy座標[mm]図 4.6.3

70
68
66
64
62
60
58
56
54
52
50

0

20

40
屈曲角度[°]
図 4.6.4

32

60

80

50
屈曲
回旋
内外反

40

20
10
0
-10

0

2

4

6
時間[s]

8

10

12

図 4.6.5

75

参照点位置ののy座標[mm]

角度[°]

30

70
65
60
55
50
0

5

10

15
20
屈曲角度[°]
図 4.6.6

表 4.6.1
屈曲

41.04°

伸展

0.17°

膝関節

33

25

30

35