国際医療福祉大学審査学位論文 ( 博士 ) 大学院医療福祉学研究科博士課程 片麻痺者の体幹伸展保持能力の検討 体幹前傾動作と歩行の運動学的分析 平成 26 年度 保健医療学専攻 福祉支援工学分野 福祉支援工学領域 学籍番号 :14U1639 氏名上條史子 研究指導教員 : 山本澄子教授

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1 国際医療福祉大学審査学位論文 ( 博士 ) 大学院医療福祉学研究科博士課程 片麻痺者の体幹伸展保持能力の検討 体幹前傾動作と歩行の運動学的分析 平成 26 年度 保健医療学専攻 福祉支援工学分野 福祉支援工学領域 学籍番号 :14U1639 氏名上條史子 研究指導教員 : 山本澄子教授

2 片麻痺者の体幹伸展保持能力の検討 - 体幹前傾動作と歩行の運動学的分析 - 上條史子 要旨 片麻痺者の歩行や日常生活を向上させるために, 下肢機能と体幹機能が重要とされる. 特に臨床現場では体幹機能が重要視されているが, その要因は明らかでない. 本研究では, 体幹を抗重力位で保つ能力を体幹機能と定義し, 三次元動作解析システムを用いた姿勢 動作解析から片麻痺者の体幹機能を検討した. さらに, 体幹機能と歩行との関係を示すことを本研究の目的とした. 対象者は, 片麻痺者 14 名と健常高齢者 20 名とした. 計測動作は座位 立位姿勢, 座位 立位での体幹前傾動作, 歩行とした. 片麻痺者と健常高齢者の違いは, 静止姿勢に比較し前傾動作で多くみられた. 特に立位での前傾動作の結果は, 歩行立脚終期での体幹の動きと関連し, 歩行スピードとの関係も認められた. これらの結果から, 立位での体幹前傾動作は片麻痺者の体幹機能を示す指標であり, この機能は歩行に影響することが明らかとなった. キーワード 片麻痺, 体幹, 動作解析

3 Ability of keeping trunk against gravity of hemiplegic patients Kinematic analysis of trunk bending and gait Fumiko Kamijo Abstract In order to improve the activities of daily living and walking of hemiplegic patients, trunk and lower limb functions are important. Particularly, trunk function is considered important by therapists, but the factor is not clear. In this study, we examined the trunk function defined as the ability to keep the trunk against gravity during movements, using the three-dimensional motion analysis system. In addition, the aim of this study was to elucidate the relationship between walking and this trunk function. The subjects were 14 hemiplegic patients and 20 healthy elderly. The measurement contents were static posture of sitting and standing, anterior tilt of trunk in the sitting and standing position and walking. In the results, larger differences between subjects were found in anterior tilt of trunk than the static posture. The tilt in standing was in relationship with walking speed and with the trunk movement at the time of toe off during gait. The results suggested that the trunk tilt was an indicator to show the trunk function and it affected the gait of hemiplegic patients. Keywords hemiplegic patients, trunk, motion analysis

4 目次 第 1 章序論 研究背景 本研究の目的 体幹機能と定義した 体幹伸展保持能力 について 仮説 本研究の構成 倫理面の配慮... 7 第 2 章三次元動作解析システムを使用した姿勢 動作の計測方法と対象者 諸言 使用した三次元動作解析システム 計測方法 データ処理方法 本研究における対象者...14 第 3 章片麻痺者における下肢機能評価, 体幹機能評価と歩行時間距離因子との関係 諸言 方法 結果 考察...20 第 4 章座位姿勢と座位前傾動作における健常高齢者と片麻痺者の比較 緒言 方法 データ処理 結果 考察 座位のまとめ...35 第 5 章立位姿勢と立位前傾動作における健常高齢者と片麻痺者の比較 緒言 方法 結果 考察 立位のまとめ...48 第 6 章健常高齢者と片麻痺者における体幹の動きに着目した歩行の比較 諸言 方法...50 i

5 6-3. 結果 考察 歩行のまとめ...57 第 7 章体幹前傾動作の特徴と歩行との関係 諸言 方法 結果 考察...62 第 8 章結論 結論 本研究の限界と今後の課題...65 謝辞 66 文献一覧 67 付録 76 ii

6 第 1 章序論 1-1. 研究背景脳血管障害 (crebrovascular disease: CVD) とは, 脳を栄養する血管に異常が生じた状態であり, 無症候性の一過性脳虚血発作と局在的脳機能障害の脳卒中とに大きく分類される 1). この中で, 脳卒中に分類される脳内出血, 脳梗塞を発症した患者では, 多くは脳の病変が存在している対側の上下肢に運動障害等を生じる. これは, 四肢を動かすための指令経路 ( 錐体路 ) が脳内の運動領野にある神経細胞から出て, 延髄レベルの錐体で約 85% が交叉するためである. この運動障害は随意性の低下といわれており, 自分の意図する方向に関節運動がおこらない場合やまったく運動ができなくなる場合がある. このような状態から全く回復が起こらないわけではなく, 成書では回復の過程があるとされている 2). 最終的に障害を負う前の状態に戻ることは難しいが, 徐々に患者の意図するように関節運動ができるようになる 3). このような特徴を踏まえ, 損傷された脳の中でどのような回復が起こり, 機能が改善されていくのかについては, リハビリテーションの効果も踏まえ種々の研究, 報告がなされている. 脳損傷から初期 4 週間ほどは機能改善や能力改善がみられやすいと報告しているもの 4-9) や, 慢性期であっても適切なリハビリテーションの提供が能力の改善や 10, 脳の中にある一次運動野の運動地図が変化するとの報告 11), 脳卒中片麻痺患者の手指の運動誘発電位をリハビリテーション実施前後で比較し, 損傷側の脳内の運動領野の変化を確認したと報告しているもの 12) などである. セラピストは, このような脳損傷後に脳内でおこる変化を考えながら, 患者が尐しでも自力で日常生活が送れるように, また社会復帰が可能になるように治療を実施している. 前述したように, 脳血管障害で片麻痺を呈した患者では, 一側の上下肢の運動コントロールが失われるのが特徴であり, 上下肢の運動が全体的なパターン ( 以下,mass pattern) となって運動が画一的になってしまう. それに加え, 体幹を選択的に動かせないことも大きな問題となる 13). 四肢 体幹を意のままに動かせないことは, 患者を過度な努力性のもとで動作をさせることにつながり, 筋の緊張をより高め,mass pattern を助長させる悪循環を生じさせる. 一瞬にして困難になった日常生活動作 ( 以下,Activity of daily living: ADL) を再獲得していく手助けをするために, この mass pattern を尐しでも減らし, 様々な対応ができるようにするのがリハビリテーションには重要である. 実際に臨床現場では上下肢機能の向上を図るとともに体幹に着目し, 評価や治療を実施することが多い. これは, 身体のほぼ中心に位置している体幹がしっかりとした支持をもたないと, 四肢筋はスタビライゼーションを失う 13) と多くのセラピストに認識されているからである. 健常者を対象とした先行研究においても, 体幹に位置する胸郭にある肩甲骨の動きが, 肩関節周囲筋の筋活動に影響しているとしたもの 14) や, 重量物を拳上する場合の体幹筋の活動については, 動作を開始する前から体幹を安定させるために脊柱起立筋や多裂筋の筋放電がみられていたとの報告 15) もあり, 上肢の動きと体幹筋との関係の重要性がうかがえる. また下肢においても,Hodges らは, 股関節の運動に先行して腹筋群の収縮が起きることを報告 16) しており, 動作をするために上下肢の機能とともに体幹筋の活動が必要とされることが分かる. このように四肢の選択的運動には, 体幹筋での身 1

7 体中枢部の固定により動きが左右されるため, 下肢とともに体幹機能は非常に重要なポイントと考えられる. そして体幹に存在する筋は, 大脳からの指令経路が両側性神経支配のため麻痺の影響が尐ないとも報告 17-19) されており, 立位をとることができない脳血管障害患者に対しても体幹へのアプローチが行いやすく, 同時に起居動作などの基本的な動作に体幹機能が必要であること 20) などが体幹にアプローチの主眼がおかれる要因であると思われる. 片麻痺者における下肢機能は,Brunnstrom 21) が述べたように mass pattern からの逸脱が回復段階として示される. したがって, この mass pattrn からの逸脱を評価するため Brunnstrom Recovery Stage( 以下,BRS) や Fugl-Meyer Assessment( 以下,FMA) といわれる評価法が確立されたものになっている. また動作の評価としても下肢の機能が大きく関わる歩行の時間距離因子で評価されることが多い. 片麻痺者での体幹の機能評価には, 古くは CT 画像によって腹部筋 背部筋の厚さを評価することが用いられていた. しかしながら, この方法は医師以外に実施することは難しい. そこで様々な体幹機能評価法が開発されてきた. その体幹機能評価を用いて片麻痺者の機能と動作との関連について, 多くの報告がなされている. 発症 6 か月後の Functional Independence Measure( 以下, FIM) と体幹機能評価の 1 つである Trunk Impairment Scale 22) ( 以下,TIS) との相関を認めるとの報告 23) や同じく体幹機能評価として用いられている Trunk Control Test( 以下,TCT) と運動機能との相関 24-26), 日本で開発された Functional Assessment for Control of Trunk 27) ( 以下,FACT) と ADL との関係が高いとの報告 28) などである. しかしながら, 下肢機能のように確立された評価法がないのが現状である. これらの体幹機能評価法に共通した限界は, 規定された動作ができるかできないかを評価して点数化するものであり, どのように動いたからその項目ができなかったのか, あるいはどのように動いたからその項目が可能であったかという動作様式については点数には反映されることはないということである. 他者に伝えるためには, このように点数化した評価は必要であるが, 患者に向き合っているセラピストは, 動作様式を観察 触診 分析してアプローチを再考しているのが現状である. この動作観察 分析は患者の問題点等を抽出するために非常に重要であるが, その視点はセラピストによって異なることが多い. 前述のように片麻痺者では, 動作の改善や四肢の動きの向上のために体幹の支持が重要とされているため, 様々な動作における体幹の動きを細かく観察することは患者の問題点を探るために必要であるといえる. 特に片麻痺者では, 入院生活の中で車いす生活が長期間になるため, 座位での体幹保持能力の向上が独立した日常生活を送るために必要とされている 29). 日常的に行う動作としては, 座位保持をしながら前方や側方に上肢を伸ばすリーチ動作が多い. 前方へのリーチ動作に着目すると, 手部を効率的に遠方へ到達させるために体幹を屈曲するのではなく, 脊柱の生理的彎曲をできうる限り保ちながら体幹を前傾し, 抗重力位で体幹の前傾姿勢を保持する能力が必要となる. しかしながら, 冨田ら 30) が述べているように片麻痺者では静止座位姿勢において体幹を伸展して中間位置に保つことが難しく, 体幹全体を屈曲させた姿勢, あるいは過剰に伸展させた姿勢をとりやすい. さらに前方へ上肢を差し伸べると, 身体を前方に回転する力が発生し, 脊柱の伸展を適度に保つ 2

8 ことは更に難しくなる状態となる. このため, 前方へのリーチ動作の中で体幹を前傾保持することは, 片麻痺者にとって難しい課題といえる. 脊柱での屈曲伸展可動性が最も大きい部分は, 腰椎部分であり次いで胸椎である 31). この腰椎 胸椎部分を前方に屈曲させないためには, 胸腰椎の角度維持を担う多裂筋, 胸椎の伸展を担う最長筋, 胸椎の伸展を制御する腹部筋の遠心性収縮が必要となると報告 32) されており, リーチ動作には体幹と上肢の協調した働きが必要 33) とされる. 先行 34, 研究では, 体幹トレーニングを実施することでリーチ到達距離が向上するとの報告 35) や前方リーチ動作の到達距離は, 先に述べた体幹機能と相関があると報告 36) されている. また, 片麻痺者を対象にした座位での前方リーチ動作を評価する測定法の信頼性と妥当性が報告されている 37). 座位での前方リーチと立位での Functional Reach Test との相関を認め, 立位をとることができない患者に対して座位で前方リーチを行う有用性を示す報告 38) もある. 座位での上肢前方リーチ動作において体幹の支持が適切に行われることにより, 到達距離が延びることも報告しているもの 39) もあり, 体幹の機能とリーチ動作との関係は深い. しかしながら, 先行研究ではリーチ動作における手部尖端の到達距離での報告となっており, 動作中の体幹の動き方については言及されてはいない. 臨床においてセラピストは, 体幹保持能力や動作様式を視診触診にて評価するため, 実際の到達距離ではなく, 体幹の前傾保持能力をみるポイントを提示することは重要である. そのため, 片麻痺者の動作に重要とされる体幹部分を複数のセグメントに分け, 詳細に分析する必要がある. 片麻痺者を対象として, 体幹に着目し, 運動学的 運動力学的に考察している研究では, 体幹を一つの剛体と考え, 動作を分析しているもの 40, 41) から, 体幹部分を 2 つの剛体に分け, 下肢の関節モーメントや関節角度との考察をしているもの 42-44), 頭部を含めた体幹を 6 つの剛体に分け, 立ち上がり動作時にそれぞれの剛体との関係を解析しているもの 45) と様々である. しかしながら, 歩行や日常生活動作に重要となる体幹機能を座位 立位の動作から段階的に考察したものは見当たらない. 特に片麻痺者の体幹に着目し, 詳細な動作分析を行っているものは筆者の知る限り見当たらない. そこで本研究では, 片麻痺者の日常生活動作や歩行に重要とされている体幹に焦点をあてた. 体幹部分を 3 つのセグメントに分け, 日常生活上頻回にみられる座位 立位での体幹前傾動作から, 片麻痺者の特徴を抽出する. 日常生活を送る上で, 抗重力位に体幹を保つことが必要とされるため, 今回の計測で用いる体幹前傾動作では, 体幹を抗重力下にて伸展保持できる能力を体幹の抗重力伸展保持能力とし, 解析の着眼点とした. 臨床で重要とされている体幹の抗重力保持能力は症例報告では重要とされているが, 客観的データから示されてはいない. 体幹の抗重力伸展保持能力が日常生活動作や歩行へどのように影響しているのかを客観的データから述べることにより, 体幹の抗重力伸展保持能力の重要性を示す必要がある. 3

9 1-2. 本研究の目的本研究は, 片麻痺者の ADL や歩行に重要とされている下肢機能と体幹機能のうち, 体幹機能と動作の関係を明らかにすることを主要な目的とする. 体幹機能は重要とされていながら, 下肢機能のように信頼性の高い評価法がなく, 動作を観察, 分析する場合に着眼するポイントを挙げることが難しい. そこで本研究では, 動作中に体幹部分の形を変えず抗重力位で体幹を伸展保持できることを体幹の抗重力伸展保持能力と定義をし, 以下の4つの課題を明らかにすることとした. 第一の課題は, 既存の臨床評価から体幹機能と下肢機能が歩行能力に寄与しているかを検討し, 先行研究との関係を述べることを目的とした. 片麻痺者の体幹機能評価と下肢機能評価を既存の評価法を用いて測定し, 歩行の時間距離因子との関係を明らかする. 第二の課題は, 体幹の抗重力伸展能力について片麻痺者と健常高齢者を比較し, 能力の違いを示すことを目的として実施した. 日常的によく行われる動作である体幹前傾動作を座位, 立位にて行い, 体幹の抗重力伸展保持能力について考察する. 第三の課題は, 歩行における体幹の動きを片麻痺者と健常高齢者で比較し, 歩行スピードとの関係を考察することを目的として実施した. 第四の課題は, 課題二と課題三で示された座位 立位での体幹前傾動作における特徴と歩行における歩行時の体幹の動きの特徴, 歩行スピードとの関係を示す. 座位 立位で明らかとなった体幹伸展保持の特徴が歩行へ影響を与えるか検討をすることを目的とした. これらの一連の研究から, 臨床で重要視されている体幹機能を明確にし, 片麻痺患者の最終目標とされる歩行へのアプローチの一助としたい. 図 1-1 本研究の目的と課題のフローチャート 4

10 1-3. 体幹機能と定義した 体幹伸展保持能力 について立位姿勢では, 重心は身長の約 55~56% の位置にあり, 重心を通る垂線は股関節中心のわずか前方, 膝関節 足関節中心の前方を通る. 立位姿勢を保つためには姿勢保持筋が働く. 姿勢保持筋は主に, 頸部筋, 脊柱起立筋群, 腸腰筋, 大腿二頭筋, ヒラメ筋とされており 46), 立位姿勢を保つために微弱な活動をしている. また, 腹部筋との協調した働きや筋長が適切にあることによって, 脊柱の安定化が見込める 47) と報告されている. 脊柱 骨盤を中間位に保持した立位姿勢は, 高齢者に多いとされる脊柱後彎 骨盤後傾が増加した姿勢よりも深部単関節筋である腰部多裂筋や腰腸肋筋の筋活動量が高いことが報告 48) されており, 体幹のアライメントと背部筋との関連性が示唆されている. 背もたれのない座位姿勢においても立位姿勢と比較し, 胸椎や頸椎のアライメントは変わらないとの報告もあり, 立位姿勢 座位姿勢ともに脊柱の安定化には体幹後面筋と前面筋の協調性が重要であると認識できる. 日常生活動作では, 体幹は後屈することは少なく, 前方の物を取る動作や立ち上がり動作でみられる体幹を前屈する動作が多い. 先行研究で多く報告されているのは, 立ち上がり動作である. 立ち上がり動作での体幹前傾には, 骨盤の前傾を伴う体幹の前傾が起こることにより, 体幹の質量中心を前方に移動させ, 次の支持基底面となる足部に移動させる役割がある. この場合は, 体幹の質量中心をより前方に移動させるため, 体幹は屈曲させず, 生理的彎曲を保ちながら前傾させることが効率的である. 立ち上がりでの体幹前傾相では, 若年者で約 30~40 42), 健常高齢者では若年者に比較し, 大きな体幹の前傾がみられると報告 49, 50) や逆に体幹の前傾角度が少ないとの報告 51), 体幹の前傾角度に年齢は関係ないとの報告 40, 52) もある. 高齢者では, 自身の機能に合わせて体幹の前傾角度を変えていると考えられる. また, 障害をもつ者では体幹の角速度を大きくさせるとの報告 53) があり, 重心が動く不安定な時期を短くするための反応と考えることができる. 体幹を前傾する動作では, 前傾位を制御するために脊柱起立筋の活動 54) とともに, 下部体幹の安定のための腹横筋, 多裂筋などの深部単関節筋の働きと脊柱起立筋の協調した働きが必要である 55). 腰痛患者では腹横筋や多裂筋の筋活動の低下 56) や遅延 57) が数多く報告されており, 高齢者や障害をもつ者はこの脊柱の安定化の機構が適切に働いていないととらえることができる. 先に述べた立ち上がりの研究でもあるように体幹の前傾動作では, 深部単関節筋と脊柱起立筋の協調した筋活動が必要である. 脊柱の生理的彎曲を保持しながらの前傾動作を行うことにより, 静的姿勢より漸増的に脊柱の安定性が求められ, 上体の重力を支えておく体幹の伸展保持能力が重要となると考えられる. 前傾動作を運動学的に分析することによって, 脊柱の安定化に寄与している筋の協調した働き, すなわち体幹を伸展保持させる能力を推定でき, 片麻痺者の歩行に影響を与えている体幹機能として反映できると考えた. 体幹伸展保持能力を推定する方法の1つには, 力のモーメントの計算が挙げられる. 前傾した体幹を保持する力のモーメントを計算するには, 体幹の位置関係と角度, 上位の質量が必要となる ( 図 1-2). この算出方法は, 体幹の前傾角度 (θ) が体幹の伸展モーメン 5

11 トの値に大きな影響を与える. またこの方法で力のモーメントを算出するためには, 体節間は剛体リンクモデルである必要がある. しかしながら, 体幹は可動性が大きく変形するため剛体と設定できない. そのため, 体幹の伸展モーメントの算出に大きな影響を与える体幹セグメントの角度を分析することにより, 脊柱の安定化, つまりセグメント間の伸展保持能力を特定できると考え, 本研究では主に体幹セグメントの運動学的分析を用いることとした. 図 1-2 前傾動作で体幹にかかるモーメントの計算方法 1-4. 仮説片麻痺者の日常生活動作や歩行の向上には体幹の抗重力伸展能力が必要と考えられる. 体幹を重力下で保つことが可能になることによって, 座位では背もたれなしで座れるようになり, 立位 歩行と活動範囲の拡大が見込まれる. 片麻痺者では, この体幹の伸展保持能力が健常高齢者に比較すると低いと考えた. すなわち片麻痺者では, 座位 立位での体幹前傾動作においてセグメントの前傾角度が尐なくなる, あるいは体幹全体が屈曲すると仮説を立てた. 歩行では支持基底面が変化し, 床反力の位置も1 歩行周期で大きく変化する. 片麻痺者の歩行では, 体幹の伸展保持能力が低く, 体幹セグメントの前傾角度が大きくなると仮説を立てた. 歩行では下肢が大きく動くため, 下肢の影響で体幹の抗重力伸展能力が変化するとも考えられる. そこで, 座位や立位での前傾動作における体幹の抗重力伸展保持能力と歩行での体幹の前後傾角度との関係を検討することで, 臨床現場で体幹が重要視される要因を知ることができると考えた. 6

12 1-5. 本研究の構成第 2 章では, 動作解析に用いた三次元動作解析システムの概要と計測方法, 対象者について述べる. 第 3 章では, 既存の体幹 下肢の機能評価と歩行の時間距離因子との関係について述べる. 第 4 章では, 健常高齢者と片麻痺者での座位における体幹前傾動作の特徴を述べる. 第 5 章では, 健常高齢者と片麻痺者での立位における体幹前傾動作の特徴を述べる. 第 6 章では, 健常高齢者と片麻痺者での歩行における体幹の動きの特徴を述べる. 第 7 章では, 第 4 章と 5 章でに述べた座位 立位での体幹前傾動作における体幹の抗重力伸展保持の特徴と歩行での体幹の動き, 歩行スピードとの関係を述べる. 第 8 章では, 本研究の総括を行い, 本研究の結論と限界について述べる 倫理面の配慮研究計画に関しては, 国際医療福祉大学倫理委員会 ( 承認番号 10-27), 文京学院大学倫理審査委員会 ( 承認番号 ), 農協共済中伊豆リハビリテーションセンターセンター長とリハビリテーション部長の承認を得て, 計測実施前に各対象者に対して研究計画書と同意書, 同意撤回書を示し, 研究の内容とリスクについて文書と口頭にて説明し, 同意を得た. 7

13 第 2 章三次元動作解析システムを使用した姿勢 動作の計測方法と対象者 2-1. 諸言序論で定義した体幹の抗重力伸展保持能力は, 動作を行う際に体幹を抗重力位にて伸展保持できることである. この現象をとらえるには, 骨盤と中部体幹, 上部体幹の角度変位を詳しく解析する必要がある. そのため, 本研究では, 健常高齢者と片麻痺者の姿勢と座位 立位での体幹前傾動作, また歩行を計測するために三次元動作解析システムを使用した. 本章では, 計測方法について各動作に共通した事項を述べる 使用した三次元動作解析システム姿勢 動作解析に使用した機器は, 三次元動作解析システムであった. 三次元動作解析システムは, 三次元動作解析装置と床反力計で構成される. 三次元動作解析装置は, 複数台の赤外線カメラで, 身体に貼付した赤外線反射マーカの位置を捉えることができ, 身体の肢節の位置や動きが計測可能な装置である. また, 床反力計は床反力を計測する装置であり, 三次元動作解析装置から得られた情報と同期して 3 方向の床反力を専用のパソコンに取り込むことが可能である. 使用した三次元動作解析装置は,Vicon Motion Systems 社製の VICON MX および VICON NEXUS であり, 両製品はバージョンが異なるのみで, 性能としては同等であった. 健常高齢者を計測した場所と片麻痺者を計測した場所が異なり,2 箇所での計測となった. VICON MX では片麻痺者の一部を,VICON NEXUS では片麻痺者の一部と健常高齢者を計測した. 両システムとも, 赤外線カメラは計測空間の上方に 8 台設置した. 赤外線カメラの精度は, 各カメラの平均誤差が 1.5mm 以下になるように校正し, 赤外線反射マーカは直径 14mm のものを使用した. VICON MX ではサンプリング周波数 120Hz,VICON NEXUS では 100Hz でマーカの位置情報をパソコンに取り込んだ. また, VICON MX には, 大型床反力計 4 枚 ( 共和電業製, mm) を,VICON NEXUS には床反力計 6 枚 (AMTI 社製, mm/ mm) を同期させ使用し,Vicon Data Station を介しパソコンに取り込んだ. カメラと床反力計の座標系は, VICON MX では原点を床反力計 2と床反力計 3の間,VICON NEXUS では床反力計 1,2,4, 5の間においた.VICON MX,VICON NEXUS で左右方向を X( 右方向がプラス ), 進行方向を Y ( 進行方向がプラス ), 鉛直方向を Z( 上方向がプラス ) として一致させた ( 図 2-1). 8

14 図 2-1 三次元動作解析システムの概要床反力データ, カメラで撮影したマーカの位置データを VICON Data Station に取り込んだ.VICON MXと VICON NEXUS のシステム構成は同じである. 床反力計とカメラの座標系は左右方向が X( 右 :+), 進行方向を Y( 進行方向 顔面正面方向 :+), 鉛直方向を Z( 上方向 :+) として一致させた 計測方法姿勢と前傾動作, 歩行における骨盤角度と骨盤より上位の体幹の角度を測定するため, 身体には赤外線反射マーカを貼付した. 対象者には, 両側の肩峰 ( 以下,SHD), 烏口突起 ( 以下,CP), 上前腸骨棘 ( 以下,ASIS), 上後腸骨棘 ( 以下,PSIS), 大転子 ( 以下,GT), 膝関節点 ( 大腿骨外側上顆の高さで膝蓋骨を除いた膝の前後径の中央, 以下 KNE), 外果 ( 以下,ANK), 第 5 中足骨骨頭 ( 以下,MP5) と胸骨頚切痕 ( 以下,CLAV), 剣状突起 ( 以下,STRN), 第 2 胸椎棘突起 ( 以下, Th2), 第 8 胸椎棘突起 ( 以下,Th8), 第 10 胸椎棘突起 ( 以下,Th10) の計 21 点のマーカを貼付した ( 図 2-2). 下肢マーカ貼付場所は, 臨床歩行分析研究会が推奨する第 1 近似位置 ( 付録 1) を参考とした. 体幹部のマーカは,VICON 社が提供する付属のマーカモデルである Plug-in Gait( 付録 2) を参照しているが, 片麻痺者では麻痺側肩関節の亜脱臼が多いため,SHD マーカの貼付が難しい. そこで, マーカのズレが尐ないと考えられる CP へマーカ 58) を追加貼付した. 貼付した GT マーカ位置から VICON 付属ソフト Body Builder3.7 を使用して仮想の股関節点を計算した ( 図 2-3). また, 座位保持で足関節内反が強い者と立位保持に装具が必要な片麻痺者では, 使用している短下肢装具によって,ANK マーカを貼付することができない場合があった. この場合は, プラスティック製短下肢装具上にマーカを貼付し, プラスティックの厚みと外果とプラスティック短下肢装具間の距離を X 軸方向に内挿した点を外果マーカとして使用した. 9

15 図 2-2 身体に貼付したマーカ位置 * がついている箇所は, 左右両側にマーカを貼付した. 図 2-3 股関節点の推定方法 股関節点の計算方法は, 大転子 (GT) マーカと同側の ASIS マーカを用いた. この 2 つのマーカを結んだ直線の 下から 1/3 の点を股関節点とするよう,VICON 付属の処理ソフト VICON Body Builder を使用し計算をした. 10

16 着衣の条件として, 拒否がない限り, 衣服のズレによって生じるマーカと身体のランドマーク間の誤差を最小限にするため, 対象者にはスパッツを着用させた. 着用の拒否があった場合においても, 身体のランドマークが露出できるよう着用着を選定し, 衣服の影響が出ないように設定した. また, 全ての対象者において, 靴は装着せず裸足あるいは裸足上に装具着用での計測を条件とした. 計測の順番は, 全ての対象者で座位, 立位, 歩行での順序で計測を実施した. 座位と立位での計測では, 初めに静止姿勢を測定し, 動作計測へ移行した. 座位, 立位, 歩行計測の間には 10 分間の休憩をはさんだ. すべての三次元動作解析システムを使用した動作計測が終了した後,5 分間の休憩をはさみ, 身体基本情報を計測した. なお, 計測の途中で中止を申し出た場合は, 速やかに計測を中止した データ処理方法身体に貼付したマーカから, 上部体幹座標系と骨盤座標系を設定した. 上部体幹座標系は肩甲骨上でのマーカのズレが最も尐ないとされる両側の CP マーカ 58) と Th2,CLAV マーカを用いて設定した. 骨盤座標系は両側の ASIS と PSIS マーカを用いて設定した. 上部体幹座標系の原点は CLAV マーカとし,Th2 マーカから CLAV マーカに向かうベクトルを Y 軸とした. また原点から右側の CP マーカに向かうベクトルと Y 軸との外積を Z 軸として,Z 軸と Y 軸との外積を X 軸とした. 骨盤座標系の原点は, 両側の ASIS の中点とし, 両 PSIS の中点から両 ASIS 中点に向かうベクトルを Y 軸とした. また原点から右側の ASIS マーカへ向かうベクトルと Y 軸との外積を Z 軸として,Z 軸と Y 軸との外積を X 軸とした.( 図 2-4). 絶対座標系における上部体幹座標系の角度を 上部体幹角度, 骨盤座標系の角度を 骨盤角度 と定義した. 各平面上角度は,X 軸回りを前後傾角度,Y 軸回りを側方傾斜角度,Z 軸回りを回旋角度とした. また, 前傾をプラス, 右下方傾斜と麻痺側下方傾斜をプラス, 右側前方回旋と麻痺側前方回旋をプラスとなるよう計算した ( 図 2-5). 11

17 図 2-4 座標系の定義 上部体幹座標系は両 CP マーカと Th2 マーカ,CLAV マーカから, 骨盤座標系は両 ASIS PSIS マーカから Vicon Body Builder を使用し作成した. 図 2-5 座標系の角度定義上部体幹セグメント, 骨盤セグメントの各座標系にて, 極性を定義した. 各セグメントとも, 前傾をプラス, 後傾をマイナスとした. また, 回旋は健常高齢者では右側前方回旋をプラスに設定し, 片麻痺者は麻痺側前方回旋をプラスとした. 側方傾斜は, 健常高齢者では右側下方傾斜をプラスに設定し, 片麻痺者では麻痺側下方傾斜をプラスと設定した. 12

18 中部体幹は, 軟部組織の動きが座標系の動きに影響を与える可能性が大きいため, 座標系を定義せず,Th8 と STRN マーカを結ぶ直線にて定義した. その直線の矢状面角度と水平面角度を算出し, 算出した角度を 中部体幹角度 とした. 矢状面角度を前後傾角度, 水平面角度を回旋角度とした. また, 前傾をプラス, 右前方回旋と麻痺側前方回旋をプラスとして計算した ( 図 2-6). 図 2-6 中部体幹の定義と角度定義 Th8 マーカと STRN マーカを結んだ直線を中部体幹とし, この直線の矢状面上の傾斜を前後傾, 水平面上の動きを回旋と設定した. 直線の CLAV 側が下方に傾斜する場合を前傾とし, 符号はプラスとした. また, 水平面上の動きは, 健常高齢者で CLAV 側が右側前方回旋する場合, 片麻痺者では麻痺側へ前方回旋をする場合をプラスと定義した. 三次元動作解析システムから得られた情報から, 上部体幹角度, 中部体幹角度, 骨盤角度の他に, 骨盤に対する中部体幹角度 ( 以下, 中部体幹相対角度 ) と中部体幹に対する上部体幹角度 ( 以下, 上部体幹相対角度 ) を算出した. 中部体幹角度は直線の角度で求めているため, 中部体幹相対角度と上部体幹相対角度は, 前後傾と回旋角度のみ算出した. 上記の他に, 床反力作用点 ( 以下,Center of pressure: COP), 床反力 ( 以下,Floor reaction force : FRF), 貼付したマーカ位置を抽出した. 抽出方法は肢位で異なることから, 各章で詳細に記載する. 13

19 2-5. 本研究における対象者女性では,STRN マーカが胸部軟部組織によって動作時に計測できないことが多いため, 対象者はすべて男性とした. 対象者は, 健常高齢者 20 名 ( 平均年齢 73.9±2.6 歳 ), 脳卒中片麻痺者 14 名 ( 平均年齢 59.2±10.5 歳 ) であった. 健常高齢者は A 市シルバー人材センターの協力の下, 研究の趣旨に賛同が得られた者で, 整形外科的疾患, 中枢系疾患で治療とリハビリテーションを実施していない者を対象とした. 健常高齢者の対象者の中で, 日常生活に支障がある者はいなかった. 片麻痺対象者は, すべて計測を依頼した医療施設にて入院中の者であった. 高次脳機能障害が入院生活に支障をきたしておらず, 脳血管障害を呈したのが初めてであること, 整形外科的疾患を合併していないこと, 静止立位姿勢を尐なくとも 10 秒間介助なしでとれるものを選定の条件とした. その条件に合致している者のうち, 主治医, 担当の理学療法士から計測の許可が下りた者を対象者とした. 対象者のうち, 口頭指示が理解できない者はいなかった. 片麻痺対象者には, 機能的自立度評価法 (functinal independence measure: FIM) を用い, 日常生活動作の自立度の把握を行った.FIM は大項目として運動項目と認知項目の 2 項目があり, 運動機能 13~91 点, 認知項目 5~35 点となり, 最良点が 126 点の評価法である. 対象者の内訳を表 2-1,2-2 に示す. 年齢に関してのみ, 健常高齢者と片麻痺者で群間差を認めた. また, 片麻痺対象者の計測条件として静止立位姿勢が 10 秒間介助なしでとれるものとしたため, 対象者 14 名のうち 100 点以上が 12 名と比較的日常生活が自立しているものが多い状況となった.70 点台のもの 2 名は, 食事, 車いす移動以外は介助量が多い状況であった. 表 2-1 対象者内訳 健常高齢者 (n=20) 片麻痺者 (n=14) 危険率 年齢 ( 歳 ) 73.9± ±10.5 p=0.00 ** 身長 ( cm ) 163.3± ±9.3 p=0.96 体重 ( kg ) 60.2± ±13.0 p=0.82 **p<

20 表 2-2 片麻痺対象者の内訳 対象者 年齢 ( 歳 ) 身長 (cm) 体重 (kg) 発症から 計測まで の日数 疾患名障害部位麻痺側 院内 移動手段 機能的自立度 評価法 (FIM) 脳出血 視床 ~ 被殻 右 車いす 脳出血 視床 ~ 被殻 右 車いす 脳出血 視床 右 車いす 脳梗塞 被殻 右 車いす 脳出血 被殻 右 車いす 脳梗塞 中大脳動脈 左 車いす 脳梗塞 内頚動脈 右 歩行 脳梗塞 脳幹 右 歩行 脳梗塞 中大脳動脈 右 歩行 脳梗塞 内包後脚 左 歩行 脳梗塞 頭頂葉 左 歩行 脳出血 被殻 左 歩行 脳梗塞 内包後脚 左 歩行 脳出血 視床 左 歩行

21 第 3 章片麻痺者における下肢機能評価, 体幹機能評価と歩行時間距離因子との関係 3-1. 諸言片麻痺者は, ある日突然半身が自身の意図で動かすことができなくなるため,1~2 週間ほどの保存的加療で自宅復帰が可能な者以外は, 発症直後から車いす生活を余儀なくされることが多い. このような片麻痺者の日常生活動作を自立にするためには, 体幹機能が重要とされている 29, 59, 60). この体幹機能は, 起居動作や端座位での姿勢制御能力などを評価し判定されることが多い. また多くの片麻痺者に対し, リハビリテーションゴールは歩行の自立が掲げられ, 歩行自立には下肢機能が重要であるという先行研究が多い. 成田ら 61) は, 一定以上の最大歩行スピードがあり, 下肢 Brunnstrom Recovery Stage(BRS) が良好であることが歩行自立に影響していると報告し, 多くの研究で麻痺側下肢機能や麻痺側への荷重が歩行能力へ影響しているとの報告 62-66), 非麻痺側下肢筋力が低い場合には, 歩行自立に至らない場合があるとの報告 67), など下肢機能と歩行との関係が述べられている. このように在宅復帰や社会復帰を目指すためには, 体幹機能も下肢機能もどちらも重要といえる. 片麻痺者の予後予測の観点からは, 下肢機能, 体幹機能を含めた座位保持機能, 立位能力を統合的に評価することが重要とも述べられている 68). そこで本章では, 本研究の片麻痺対象者における下肢機能と体幹機能と歩行の時間距離因子との関係を既存の評価法を用いて検討し, 下肢機能と体幹機能がそれぞれどの程度, 歩行へ影響を与えているか明らかにすることを目的とした 方法対象者は, 第 2 章で述べた片麻痺者である. 片麻痺対象者の基本情報としては, 身長と体重のほかに機能評価として Fugl-Meyer Assessment(FMA) の下肢項目と感覚項目,Trunk Impairment Scale(TIS) を実施した.TIS,FMA の測定に関しては, 三次元動作解析システムでの計測前後 2 日の間に実施した. 体幹機能評価として用いた TIS は, 先行研究で検者間 検者内信頼性が報告されている 22). また片麻痺者における座位での静的平衡や動作性を評価できる 69) とされており, 今回の研究に妥当と判断した.TIS は, 静的バランス, 動的バランス, 協調性の3つの評価項目からなる. 静的バランス項目は, 支持基底面が小さい中で座位姿勢を保持可能か判断, 動的バランス項目は静止座位姿勢から骨盤より上部の体幹を前後左右に動かし静止姿勢まで戻れるかを判断, 協調性項目は静止姿勢から上部 下部体幹をそれぞれ時間内に左右へ回旋させ, その左右差をみる評価法である ( 付録 3). FMA は片麻痺者の機能評価として多くの論文で用いられている. 赤星ら 70) は,FMA の妥当性を報告しており, 片麻痺者の機能障害を多面的に評価することができると述べている.FMA は, BRS での評価に比較して片麻痺者の下肢の共同 - 分離運動レベルを細かく示すのに適していると考え, 今回の課題で用いた.FMA は, 上肢の運動機能と協調性, 下肢の運動機能と協調性, バラ 16

22 ンス動作, 感覚, 他動的関節可動域と関節痛の5 項目からなる. 今回は, 下肢の機能と体幹機能との関係について着目しているため, 下肢の運動機能と感覚項目のみの評価とした ( 付録 4). 三次元動作解析システムでの歩行計測は, 第 2 章での方法と同様に身体に赤外線反射マーカを貼付し, 至適スピードでの歩行を計測した. なお, 片麻痺対象者が日常的に歩行練習をしている条件の杖や装具を使用しての計測とした. 対象者は尐なくても 2m の助走路を設けた歩行路を絶対空間での Y 軸プラス方向に向かって歩行をし, 麻痺側 5 歩行周期が計測できるよう最低 3 施行の計測を実施した. 計測したデータから, 麻痺側 1 歩行周期を最低でも5 施行分抽出し, 平均歩行スピードとストライドを計算した. 抽出したストライドは, 身長で正規化した数値を用いた. 歩行スピードと FMA 下肢項目,FMA 感覚項目,TIS 静的バランス項目,TIS 動的バランス項目, TIS 協調性項目との関係を Spearman の順位相関係数にて検証を行った. また, ストライドに関しても同様に検証を行った. さらに FMA の各項目と TIS の各項目との関係も同様に検証した. いずれも有意水準は 0.05% に設定し, 使用した統計ソフトは SPSS ver.21 であった. 17

23 3-3. 結果 表 3-1 に対象者の FMA を用いた下肢 感覚項目の機能評価結果と TIS を用いた体幹機能評価 結果, 歩行の時間距離因子の結果を示す. 表 3-1 片麻痺対象者の機能評価 歩行の時間距離因子の結果 対象者 FMA 下肢 FMA 感覚 TIS 静的 バランス TIS 動的 バランス TIS 協調性 歩行スピード (m/sec) ストライド (m/height) *FMA:Fugl-Meyer Assessment( 下肢項目 :34 点満点, 感覚項目 :12 点満点 ) *TIS :Trunk impairment Scale ( 静的バランス項目 :7 点満点, 動的バランス項目 :10 点満点, 協調性項目 :6 点満点 ) 18

24 FMA TIS の各項目と歩行の時間距離因子との関係を表 3-2 に示す. 歩行の時間距離因子と相関が高かったのは FMA 下肢項目であった.TIS 項目の中では, 動的バランス項目との歩行の時間距離因子との相関が比較的強かった. また,FMA と TIS の各項目間の関係を表 3-3 示す. FMA 下肢項目と TIS 動的バランス項目のみ, 弱い相関を認めた. 表 3-2 FMA TIS の各項目と歩行の時間距離因子との相関関係 FMA FMA TIS TIS TIS 下肢 感覚 静的バランス 動的バランス 協調性 歩行スピード 0.82** * 0.52 ストライド 0.75** * 0.63* **: p<0.01,*: p<0.05 表 3-3 FMA と TIS の各項目間の関係 TIS 静的バランス TIS 動的バランス TIS 協調性 FMA 下肢 * 0.48 FMA 感覚 *: p<

25 3-4. 考察今回の片麻痺対象者では,TIS の動的バランス項目に比較し,FMA 下肢項目の点数が良好なほど, 歩行のスピードが速く, ストライドも大きくなりやすいとの結果が示された. 成田ら 61) の一定以上の最大歩行スピードがあり, 下肢 BRS が良好であることが歩行自立に影響していると報告, 麻痺側下肢機能や麻痺側への荷重が歩行能力に影響しているとの報告 62-66), 非麻痺側下肢筋力が低い場合には, 歩行自立に至らない場合があるとの報告 67) などにあるように, 多くの論文で下肢機能と歩行能力の関係が示されている. これらの先行研究と同様に, 今回の結果からも下肢機能と歩行能力には体幹機能よりも強い相関関係が示されたと推察できる. このように体幹機能評価に比べ, 下肢機能と歩行の時間距離因子に強い相関を認めるにも関わらず, 臨床では四肢末梢の機能を向上させるため, 体幹機能に着目がなされている. 二木 71) は, 早期歩行自立度予測の項目の1つにベッド上生活自立を挙げており, その定義は介助なしでのベッド上の起座 座位保持の自立としている. このベッド上生活自立を構成するベッド上の起座 座位保持は, 体幹の機能評価として用いられる Trunk Control Test(TCT) とほぼ同一の項目である. また石神ら 72) は初診時での足底接地条件での安静座位が保てるか否かで歩行と ADL に関しての予後予測が可能としている. また,Patton ら 73) や Yavuzer ら 74) は歩行や立位姿勢でのバランス能力や重心の推移が改善し, 体幹が安定することで歩行スピードが向上すると報告している. このように座位保持能力や立位能力, 体幹機能は歩行能力との関係が深いといえ, 下肢機能を上げるための基礎能力として体幹が位置づけられていると推察できる. FMA 下肢機能と TIS 動的バランス項目との間に弱い正の相関を認めた. 原ら 75) は, 体幹の機能は下肢の運動や可動性に影響を及ぼすと述べている. また, 片麻痺者を対象として大腿四頭筋筋力と外力を加えた際の体幹保持能力は相関があるとの報告 76) もみられ, 下肢機能と体幹機能との関係は密接であるといえる. また,Caroline ら 77) は片麻痺者の歩行における体幹の動きが, 下肢の対称的な動きに関与しているとも述べており, 歩行分析からも下肢機能と体幹機能との関わりが示されている. 骨盤を間に挟み下肢と体幹は位置している.TIS での評価は座位にて実施される. 座位での土台は骨盤 大腿部となる. この姿勢において四肢や体幹を動かすためには, 土台である骨盤を選択的に動かし支持面を変化させることが重要となってくる. 骨盤には大腿骨が股関節を介して連結しており, 骨盤の動きに対して, 下肢関節に分類される股関節機能も必要になることが十分推察できる. このように下肢機能と体幹機能は密接に関係し合うと考えられ,FMA 下肢機能と TIS 動的項目間に弱い相関を認めたと推察する. しかし,TIS での体幹機能評価では課題となっている動作が可能か不可能かでの判断となるため, 臨床でのセラピストが行っている動作分析とは意味合いが異なり, 評価としては不十分と考える. そこで重力下で動作を行う際に必要な体幹の抗重力伸展に着目し, 次章より分析を行うこととした. 20

26 第 4 章座位姿勢と座位前傾動作における健常高齢者と片麻痺者の比較 4-1. 緒言車いす座位で過ごすことが多い脳卒中片麻痺者では, 初めのリハビリテーションゴールとして ADL の自立が挙げられる. そのためにはまず, 抗重力姿勢である安定した座位の獲得および体幹筋の再教育が重要である 78) と述べられている. 座位は, 立位と異なり支持基底面が広く, 重心を支持基底面内にとどめやすくなるが,ADL を遂行するためには安定な座位姿勢をとるだけでなく, 上肢を動かすための安定した体幹の機能が必要となる. そのため, 体幹機能 59,79-81) や座位でのバラ 82, ンス評価 83) と ADL 能力との関係が数多く報告されている. また, 片麻痺者を対象として日常生活に必要となる上肢のリーチ動作に着目し, 加速度計を用いて動作を解析している報告 84), 対象物の高さや距離を変化させた場合の体幹の動き方を解析しているものがある 85). また, 体幹の動きの解析は立ち上がり動作に関しての報告が多く, その手法は身体に貼付したマーカの移動距離やマーカ 2 点を抽出し, 直線間の角度を求めているもの 40,42-44,86-89) がほとんどである. 加えて, 片麻痺者では左右での機能差が特徴であるため, 側方へのリーチ動作についての報告 90) がみられ 91, る. その他の疾患では, 脊髄損傷患者 92) や脳性麻痺児 93) を対象としたものがあり, 体幹の固定性が向上することによるリーチ距離の延長を報告している. これらの報告では, リーチ到達距離が重要な結果となるため, リーチをするために必要な抗重力体幹伸展能力の特徴に言及しているものは筆者の知る限り, 見当たらない. そこで本章では,ADLの遂行に重要とされる座位での抗重力伸展能力について体幹の前傾動作に着目し分析を行う. 片麻痺者における体幹の抗重力伸展保持能力について明らかにするため, 上肢の動作を除き, 体幹の前傾動作を計測することとした 方法 座位の設定座位での計測では,Y 軸進行方向が正面になるよう,2 枚の床反力計にまたがるように計測用椅子を設定した. 対象者の下腿長に合わせ, 計測用椅子の高さを調節した後, 床反力計をリセットした. 対象者の座位は, 足部は左右それぞれが 1 枚の床反力計に載るように設定した. 詳細な計測設定をする前に, 姿勢動作の計測方法を説明し, 動作確認のために練習を実施した. 動作の確認がとれた後, 椅子の前縁と膝窩までの距離が 10cm 離れるように臀部の位置を調整した. このとき, 対象者の臀裂が 2 枚の床反力計の中央にくるようにした. また膝関節の屈曲角度は 90 とし, 足角は規定しなかった ( 図 4-1). 21

27 図 4-1 計測における座位設定座位は, 高さを被験者の下腿長に合わせて調整し, 計測用椅子の前縁が対象者の膝窩から 10cm 離れるように設定した. また, 計測用椅子は 2 枚の床反力計に乗るように置き, 対象者の臀裂がこの 2 枚の床反力計の中央にくるようにした 座位での計測指示 動作計測対象者には, いつも座っているようにしていてください 正面前方を注視してください と指示し, 静止座位姿勢を計測した. この時上肢は,STRN マーカが隠れない高さで前腕を組むように指示し, 実際にマーカが隠れていないことを計測画面上で確認した. 計測動作は, 静止座位姿勢と体幹前傾動作であった. 前傾動作での指示は, 身体をできるだけ曲げないようにして, 股関節からお辞儀をするように身体を 30 ほど, ゆっくり倒してください とし,30 と思ったところで 3 秒間保持するように伝えた. 静止座位姿勢を計測後, 姿勢を修正することなく動作計測に移行したため, 体幹前傾動作の数回の練習を実施し動作が確認できてから, 静止座位姿勢計測と 5 回の前傾動作の測定を実施した. 22

28 4-3. データ処理 体幹前傾 動作の規定今回の計測指示では, 序論で述べた体幹の抗重力伸展能力を示すために 体幹をできるだけ屈曲させないで, 股関節からお辞儀をする とした. この場合, 骨盤の前傾を伴う動作を想像するわけであるが, 必ずしも骨盤の最大前傾時に体幹前傾最大とは限らない. そのため骨盤の前傾角度で体幹前傾動作を規定することは難しい. そこで, 絶対空間上における身体に貼付した CLAV マーカの Y 軸上位置を用い,CLAV マーカが Y 軸上で最小値を示すときを動作開始時, 最大値を示すときを動作終了時とし, 体幹前傾動作の範囲とした ( 図 4-2). 図 4-2 体幹前傾動作の規定今回の前傾動作に対する課題指示は, 股関節からお辞儀をするとした. 開始と終了を CLAV マーカ位置で判断することとした.CLAV マーカが Y 軸上で最小値を示す時を動作開始とし, 最大値を示す時を前傾動作終了時点とした. 23

29 セグメント角度体幹セグメントの角度は, 第 2 章で述べた骨盤, 中部体幹, 上部体幹の絶対角度と相対角度を算出した. 座位での静止姿勢では,10 秒間の計測データから開始 3 秒後から 6 秒後の 3 秒間のデータを抜出し, 平均化したデータを解析に使用した. 動作時の各セグメント角度は, 静止姿勢を基準とし抽出した. 前傾動作時の各セグメントの角度は, 体幹前傾動作の範囲を規定した後, 各施行の時間軸を 100% に正規化したデータから抽出をおこなった. 前傾動作時では,5 回の計測結果を平均化したデータを用いた 床反力作用点 (Center of pressure : COP) 静止姿勢からの重心の移動と足部での動作制御の関与を知るために, 臀部と足部の COP 位置を抽出した. 臀部にかかる圧の中心 ( 以下, 臀部 COP) と足部にかかる圧の中心 ( 以下, 足部 COP) を算出した. 臀部 COP は左右合成のものを, 足部 COP は左右を別々に算出した. 臀部 COP は, 対象者に貼付した GT マーカと KNE マーカ間の Y 軸方向距離から大腿長を求め, 臀部 COP と GT マーカ間の Y 軸方向の距離を大腿長で除して臀部 COP の位置を特定した ( 図 4-3). 足部 COP 位置は,ANK マーカと MP5 マーカの Y 軸方向距離を 100% とし,ANK マーカから足部 COP までの距離の割合を算出し, 位置を特定した ( 図 4-4). 左右は, 健常高齢者の左側と片麻痺者の非麻痺側, 健常高齢者の右側と片麻痺者の麻痺側との比較とした. これは, 吉田 94) や三上 95) らが健常者では軸足が左側となっている場合が多いとの報告によるものからである 骨盤と中部体幹の位置関係静止姿勢では, セグメントの角度が同一であっても, 支持面となる骨盤に対する中部体幹の Y 軸方向における位置関係が異なっている場合がある. そのため, 両 ASIS 中点と両 PSIS 中点を結ぶ直線の中点と ( 以下,CPEL),Th10 と STRN マーカの中点 ( 以下,Mtrunk) を算出し, その Y 軸方向の位置関係を比較した.CPEL に比較し,Mtrunk が前方にある場合をプラスとし, その値は身長で正規化した ( 図 4-5). 24

30 図 4-3 臀部 COP 位置の算出方法 臀部 COP 位置は, 静止時の大転子マーカ (GT マーカ ) と膝関節中心マーカ (KNE マーカ ) までの Y 軸方向距離 を 100% として,GT マーカから臀部 COP までの距離の割合を計算した. 図 4-4 足部 COP 位置の算出方法 足部 COP 位置は静止時の外果マーカ (ANK マーカ ) と第 5 中足骨骨頭マーカ (MP5 マーカ ) 間の Y 軸方向距 離を 100% として ANK マーカと足部 COP 位置までの距離の割合を計算し,COP 位置とした. 25

31 図 4-5 骨盤と中部体幹の位置関係骨盤と中部体幹の位置関係をみるために, 両 PSIS 中点 両 ASIS 中点を結ぶ直線の中点と Th10 STRN を結ぶ直線の中点を算出し, その Y 軸方向位置の差を抽出した.Th10 STRN 中点が両 PSIS ASIS 中点よりも前方に位置する場合は符号をプラスとした. またこの値は身長で正規化した値を用いた 床反力 (Floor reaction force : FRF) 左右の足部での荷重差や足部での動作制動の左右差を検討するために, 臀部の FRF と左右足部にかかる FRF を計測した. 床反力計では, 鉛直方向成分 (Fz), 進行方向成分 (Fy), 左右方向成分 (Fx) が抽出できるが, 本研究では, このうち Fy と Fz 使用した. これらの値は, 対象者の静止時の合成 Fz で正規化した値をデータとして用いた 統計処理それぞれ算出したパラメータは, 健常高齢者と片麻痺者での違いや左右差を検討するために, Mann-Whitey の U 検定を使用し, 有意水準 5% で統計処理を行った. なお, 両統計処理には SPSS ver21.0 を用いた. 26

32 4-4. 結果 静止座位姿勢の結果 セグメント角度 ( 表 4-1) 静止座位時の骨盤の前後傾角度は, 健常高齢者では後傾 10.6±7.5, 片麻痺者で後傾 10.5 ±6.6 であり, 統計学的に有意差を認めなかった (p=0.85). 中部体幹の前後傾角度は, 片麻痺者で前傾角度が大きい傾向があり, 上部体幹の相対前後傾角度は片麻痺者で後傾していた. 回旋角度に関しては, 健常高齢者と片麻痺者の間で差は見られなかった. 表 4-1 静止座位におけるセグメント角度項目 ( 卖位 : ) 健常高齢者 (n=20) 片麻痺者 (n=14) 危険率 骨盤角度 後傾 10.6±7.5 後傾 10.5±6.6 p=0.85 中部体幹角度 前傾 16.0±7.8 前傾 21.5±7.1 p=0.06 前後傾 上部体幹角度前傾 22.0±6.9 前傾 20.1±7.2 p=0.48 中部体幹相対角度 前傾 26.6±11.7 前傾 32.0±10.4 p=0.10 上部体幹相対角度 前傾 6.0±4.9 後傾 1.4±6.8 p=0.00 ** 骨盤角度 右前方 2.2±5.0 麻痺側前方 0.6±3.6 p=0.46 中部体幹角度 右後方 1.8±4.9 麻痺側後方 1.5±3.2 p=0.93 回旋 上部体幹角度右後方 1.5±4.7 麻痺側前方 0.2±4.8 p=0.22 中部体幹相対角度右後方 4.6±9.3 麻痺側後方 2.2±4.1 p=0.83 上部体幹相対角度右前方 3.4±9.5 麻痺側前方 1.7±5.4 p=0.55 **: p<

33 骨盤に対する中部体幹の位置関係表 4-2 に骨盤に対する中部体幹の Y 軸方向位置の結果を示す. 健常高齢者に比較し片麻痺者では, 骨盤に対し中部体幹が前方に位置していることがわかる. また全対象者 34 名の骨盤に対する中部体幹の位置関係と上部体幹の相対前傾角度との関係を図 4-6 に示す. 骨盤に対して中部体幹が前方に位置している場合, 上部体幹の相対前後傾角度は後傾しやすい傾向を示した. 表 4-2 骨盤に対する中部体幹の Y 軸方向位置 健常高齢者 (n=20) 片麻痺者 (n=14) 危険率 骨盤に対する 中部体幹の Y 軸方向位置 ( mm /Height) 9.9± ±11.8 p=0.01** **:p<0.01 静止座位での上部体幹の相対前傾角度 前傾 [ ] [ mm /Height] 健常高齢者 片麻痺者 中部体幹が前方 -20 静止座位での骨盤に対する中部体幹の Y 軸方向位置関係 図 4-6 静止座位における骨盤に対する中部体幹の位置と上部体幹の相対前傾角度との関係横軸は, 骨盤に対する中部体幹の Y 軸方向の位置関係を示しており, プラスは骨盤に対し中部体幹が前方にあることを示す. 縦軸は, 静止座位での上部体幹の相対前傾角度を示している. 片麻痺者では健常高齢者と比較して中部体幹が骨盤に対し前方に位置することで, 上部体幹の相対前傾角度は後傾をとりやすいことがわかる. 28

34 床反力静止座位姿勢での臀部 足部の合成床反力鉛直成分 (Fz) に対する足部 Fz の割合では, 片麻痺者で足部の荷重が大きい傾向を認めた ( 表 4-3). また, 片麻痺者の左右足部の荷重を比較すると非麻痺側足部の荷重が大きくなっていた ( 表 4-4). 健常高齢者と片麻痺者における左右の足部の床反力進行方向成分 ( 足部 Fy) を静止座位姿勢の臀部 足部の合成 Fz で正規化した値は, 健常高齢者においては, 左側足部で後方へ 0.5± 0.4%, 右側足部で後方へ 0.6±0.4% であり, ほぼ同等な値を示した (p=0.34). 一方片麻痺者では, 非麻痺側の足部が後方へ 0.1±0.3%, 麻痺側の足部は後方へ 0.5±0.1% となっていた (p=0.44, 表 4-4). 表 4-3 静止座位における足部鉛直方向床反力成分 項目健常高齢者 (n=20) 片麻痺者 (n=14) 危険率 足部 Fz 割合 (%) 18.6± ±5.6 p=0.08 表 4-4 静止座位における片麻痺者の足部床反力成分 項目 非麻痺側足部 片麻痺者 麻痺側足部 危険率 足部 Fz 割合 (%) 11.8± ±2.5 p=0.01 ** 足部 Fy 割合 (%) 後向き 0.1±0.3 後向き 0.5±0.1 p=0.44 **:p< 床反力作用点臀部の COP 位置は, 健常高齢者では大転子から後方 2.1±2.9%, 片麻痺者では大転子から後方 3.0±7.4% に位置しており, 両群に有意な差を認めなかった (p=0.20). 健常高齢者での左側足部 COP 位置と片麻痺者での非麻痺側足部 COP 位置を比較すると, 健常高齢者では 51.8±20.7%, 片麻痺者では 54.9±23.9% であり, 群間に有意な差を認めなかった (p=0.69). 健常高齢者の右足足部の COP と片麻痺者の麻痺側足部 COP 位置を比較した結果, 健常高齢者では,65.1±26.2% であり, 片麻痺者の麻痺側足部 COP は 55.4±24.8% であった (p=0.22). なお, 片麻痺者での非麻痺側, 麻痺側 COP 位置の比較では有意差を認めなかった (p=0.22). 29

35 座位前傾動作の結果 セグメント角度 ( 表 4-5) 静止姿勢からの骨盤と中部体幹の前傾角度変化量は片麻痺者で小さく, 統計学的に有意差を認めた. 回旋角度についてはどのセグメントにおいても有意差を認めなかった. また, 骨盤が1 前傾するのに対する中部体幹の前傾角度変化の割合は, 健常高齢者で 2.1± 1.2, 片麻痺者で 3.0±1.7 であり, 群間に有意差を認めた (p=0.01). また, 中部体幹が 1 前傾するのに対する上部体幹の前傾角度変化の割合は, 健常高齢者で 1.1±0.1, 片麻痺者で 1.2±0.2 で群間に有意差を認めた (p=0.01). 前傾動作において, 片麻痺者では骨盤と中部体幹の前傾角度が小さいが, その範囲の中での骨盤の動き1 に対する中部体幹の前傾角度変化が大きい結果となった. 表 4-5 座位での前傾動作におけるセグメント角度変化 項目 ( 卖位 : ) 健常高齢者 (n=20) 片麻痺者 (n=14) 危険率 骨盤角度 前傾 22.2±5.9 前傾 12.9±5.1 p=0.00 ** 中部体幹角度 前傾 41.7±8.7 前傾 30.0±9.7 p=0.02 * 前後傾 上部体幹角度前傾 44.5±9.6 前傾 36.5±11.2 p=0.15 中部体幹相対角度 前傾 17.9±8.3 前傾 18.0±8.1 p=0.57 上部体幹相対角度 前傾 3.2±2.3 前傾 5.1±3.2 p=0.12 骨盤角度 0.0±0.8 麻痺側後方 0.4±2.1 p=0.26 中部体幹角度 右後方 0.7± ±5.8 p=0.85 回旋 上部体幹角度右後方 1.0±2.0 麻痺側後方 1.4±2.3 p=1.00 中部体幹相対角度右前方 3.0±10.6 麻痺側前方 0.3±5.8 p=0.50 上部体幹相対角度右後方 3.9±10.2 麻痺側後方 0.6±6.8 p=0.20 **:p<0.05, *:p<

36 床反力静止座位での合成床反力 Fz で正規化した前傾動作における足部床反力鉛直方向成分 ( 足部 Fz) の最大値は, 健常高齢者で 20.5±5.4%, 片麻痺者で 16.4±5.3% であり, 群間に有意差を認めなかった (p=0.07). 図 4-7 は, 片麻痺者での前傾動作における足部の床反力進行方向成分 ( 足部 Fy) の推移を全対象者において平均したものを示している. 縦軸は静止座位姿勢での合成床反力鉛直成分を基準とした足部床反力進行成分の大きさを示している. 横軸は前傾動作を 100% とした時間軸である. 実線は非麻痺側足部を, 破線は麻痺側足部の推移を示す. 非麻痺側足部は, 前傾動作に伴い緩やかに正の方向への推移が認められたが, 麻痺側足部は非麻痺側足部に比較すると急激に後方への傾きが減尐していた. 座位前傾動作時での床反力進行方向成分 静止時の床反力鉛直成分を基準に正規化した 前向き [N%] -1 時間 [%] 麻痺側 非麻痺側 -1.2 図 4-7 片麻痺者での座位前傾動作における足部床反力進行方向成分の推移図は座位での前傾動作における足部の床反力進行方向成分 ( 足部 Fy) の推移を示している. 縦軸の値は Fy を静止座位姿勢における合成床反力鉛直方向成分 Fz で正規化したもので, プラスは前方への傾きを, マイナスは後方への傾きを意味する. 前傾開始とともに非麻痺側足部の床反力進行方向成分ではやや後方からゼロへの推移が認められるが, 麻痺側足部の床反力進行方向成分は急激に後方の傾きが減尐していることがわかる. 31

37 床反力作用点座位での前傾動作における臀部 COP の移動量は, 健常高齢者では 52.3±8.0% を示し, 片麻痺者では 44.4±6.0% であった. 臀部 COP は片麻痺者において前方への移動が有意に尐なかった (p=0.01). また, 前傾動作における足部合成 COP の最大前方移動値では, 健常高齢者で前方へ 16.9± 14.5% 移動したのに対し, 片麻痺者では前方へ 33.3±16.8% 移動していた (p=0.00) 考察 静止座位姿勢の健常高齢者と片麻痺者との比較静的座位姿勢において, 健常高齢者, 片麻痺者間での骨盤の前後傾角度では有意差を認めておらず, 中部体幹の前後傾角度においても有意な差とはなっていなかった. 今回の対象者では, 静止座位を独力でとれる者のみであった. このような能力以上であると, 静止姿勢では大きな支持面に近い骨盤 中部体幹までは角度の差を生じにくく, 静止座位姿勢におけるセグメントの角度から体幹の抗重力伸展保持能力を判断するのは難しいことがわかる. 静止座位は, 骨盤と大腿後面, 足部を支持面とした姿勢であり, 座位姿勢を保持するためには体幹の抗重力伸展保持が必要である. 骨盤や中部体幹の前傾角度から, 体幹の抗重力伸展能力が低いことを判断できなかったが, 片麻痺者では骨盤に対し中部体幹の前後方向位置が前方へ偏位していた. この姿勢から, 土台となる骨盤より上部が前方へ並行移動していると考えることができる. 骨盤と中部体幹の間で中部体幹が前方に位置しすぎなないように, その上位である上部体幹を後傾方向に位置させていたと推察する. 骨盤に対し中部体幹が前方に移動していることにより, この間の抗重力伸展保持能力, 特に卖関節筋による抗重力伸展保持能力が低いと考えることができる. 骨盤と中部体幹の間には剛体の構造物が椎体しかなく, 可動性が大きい部位である. この腰椎 下位胸椎部の角度保持機能は, 脊柱の分節の剛性や椎間の運動の制御に関与するといわれている腹横筋, 腰部多裂筋などの深層筋 96) に影響を受けていると推察される. この中でも腰部多裂筋は腰椎椎間関節の適合と腰椎の屈曲に抗した活動によって脊柱の安定性に寄与すると述べられている 97). また腰部多裂筋と腹横筋が協調して働くことにより, 腰部の微細な動きをコントロールできるとの報告もある 98). 本研究において筋活動については推測でしか考察できないが, このような深層筋の筋活動の低下が今回の課題における中部体幹の前方化につながったと考える. 片麻痺者では下肢の回復の過程よりも, 上肢の回復過程の方が緩徐であると認識されており 99), 静止座位では, 上肢帯に近い姿勢保持に必要な抗重力筋の活動を抑える肢位を選択しやすいと思われる. 今回の計測においても体幹の回旋角度に群間差を認めていない. 今回はセグメントを設定し分析をしていないが, 頭頸部のアライメントや関係する姿勢保持筋が, 静止座位姿勢では大きな役割を果たしており, 片麻痺者において上部体幹が相対的に後傾したと推察する. 静止座位における FRF,COP の運動力学的結果の各項目では, 片麻痺者において足部の鉛直方向床反力成分が大きい傾向があったものの, 群間で有意な差を認めなかった. 静的座位を独 32

38 立してとることができる対象者では, 土台となる骨盤の角度が大きく変わらないため, 有意な差を認めなかったと考えられる. これらの結果より, 静止座位が独立して可能な片麻痺者では, 体幹セグメントの前後傾角度から抗重力伸展保持能力を判断することは難しいと考えられる. 静止座位姿勢からは, 骨盤に対する中部体幹の前後方向位置関係が静止座位における体幹の抗重力伸展保持能力を判断する点と解釈でき, 腰椎 下位胸椎部の卖関節筋の触診を詳細にする必要があると考察する 前傾動作での考察座位での前傾動作において, 片麻痺者では骨盤と中部体幹の前傾が小さい結果となり, 仮説で述べたように体幹の抗重力伸展保持能力が低いと推察できる. 前傾動作をすることで, 静止座位よりも体幹の抗重力伸展能力をセグメントの前傾角度から判断することができると考える. 前方リーチ時の体幹の動きに関しての先行研究において, 片麻痺者では体幹を屈曲してターゲットに近づくと報告がある 100, 101) が, 今回のように体幹部分を細かく分割しての分析ではない. 片麻痺者では, 座位の土台になっている骨盤が前傾しないことにより, 脊柱の中で特に屈曲方向に可動性が大きい腰椎と胸腰椎移行部での屈曲角度が大きくなると考えたが, 実際は中部体幹の前傾角度を小さくしていた. これは骨盤 中部体幹の前傾角度をともに小さくし, 腰椎 胸腰椎移行部の抗重力伸展筋の活動が必要でない肢位をとっていたと推察する. 骨盤から前傾しないことで, 前方に回転する質量が尐なくなることも片麻痺者にとって有利な環境となる. 腰部疾患の患者を対象とした先行研究であるが, 骨盤帯からの感覚情報が引き金になって体幹筋の活動が生じると報告している文献 102) もある. 座位の土台となる骨盤が股関節上を前方回転できないことは, 骨盤より上部のより多くの体幹部分を抗重力筋が必要な姿勢にすることができず, 骨盤と体幹との運動連鎖を破綻させると考えられる. 片麻痺者では骨盤の前傾角度が小さいのにも関わらず, 骨盤 1 の前傾に対しての上位体幹の動きが大きくなっていた. 脊柱の安定化は神経補助機構が知覚や運動を介して椎間板や靭帯, 関節包の受動的補助機構と深層筋の能動的補助機構が協調して働くことに影響を受ける 103) と言われている. この能動的補助機構の筋には相対的に多くの筋紡錘が存在し, 脊椎の分節間の運動や位置変化を中枢神経系に伝えているとの報告 104) もある.mass pattern での動きが特徴的な片麻痺者では, コルセット筋と呼ばれる深層筋群を個別的に働かせることが難しく, 加えて様々な知覚の低下により, 脊柱の安定化を図ることが困難になっていると思われる. このような状況から Bergmark が述べているような腰椎 胸腰椎移行部での分節的な支持性 96) が失われ, 土台となる下部体幹が安定しないことより骨盤 1 の動きに対して上位セグメントの角度に特徴が出現したと考えられる. 前傾動作を伴う立ち上がりに関する先行研究においては, 臀部離床前の体幹前傾期における胸椎伸展が重要であると述べられている 105). このことからも, 骨盤の自動運動に伴う上位体幹の運動制御が体幹の抗重力伸展能力に重要であると考える. 片麻痺者では, 骨盤から前傾しないことにより, 座面 COP は前方に移動できず群間にて有意差 33

39 を認めていた. 前傾動作に伴い, 健常高齢者と非麻痺側の足部 Fy は緩やかに後方への傾きが尐なくなっているのに対し, 麻痺側足部は急激な減尐となっていた. これは, 体幹が前傾するにつれて片麻痺者では全身的に筋緊張が高くなり, 筋緊張が高くなりやすい膝関節屈曲筋群, 股関節内転筋群の 2 関節筋への刺激入力により膝関節を屈曲させるような力が働いたと示唆される. このとき, 下腿三頭筋の緊張によって足関節も底屈方向への動きが誘発され, 麻痺側足部の COP が前方へ大きく動いたと考えられる. 体幹の前傾動作を伴う立ち上がり動作の臀部離床時において, 下腿三頭筋が作用すると足部 COP は前方に位置し, 重心を後方へ回転させる力を発生させやすいとの報告 106) もある. この先行研究では, 離殿時のことを述べており, 足部 COP の前方化が大きく体幹の前方回転に影響すると考えられる. 今回は体幹前傾動作であり, 臀部 足部ともに接地面が存在しており, 臀部と足部の合成 COP の位置が体幹の動きに関与している. 片麻痺者における前傾動作では足部 COP が前方へ偏位し, 足部より後方にある体幹との足部 COP 距離が長くなること, また臀部 COP を前方化できないことが重なり, 体幹が重力により前方回転することを難しくしていると考えられる. 片麻痺者では座位での前傾動作において, 骨盤を前傾させず体幹の抗重力伸展能力を大きく必要としない動作をおこなっており, 動きが尐ない中でも骨盤の前傾 1 に対する中部体幹の動きが大きかった. このことから, 骨盤と中部体幹との間の抗重力伸展能力が低いと推察する. 図 4-8 座位での前傾動作における特徴健常高齢者では骨盤からの前傾が起こるが, 片麻痺者では骨盤の前傾が小さかった. また中部体幹も片麻痺者では前傾角度が小さくなっていた. 健常高齢者では骨盤から前傾することにより, 体幹の伸展モーメントとともに股関節伸展モーメントも必要なアライメントとなる. 片麻痺者では支持面である骨盤の前傾が小さいことから, 動作に必要な体幹の抗重力伸展保持能力を尐なくしている姿勢をとっていると推察される. 骨盤の前傾角度が小さいものの, 片麻痺者では座骨結節から付着するハムストリングスの緊張が増し, 下腿を後方に引く力となると考えられ, 麻痺側足部 Fy の後方への傾きが動作とともに減尐し, 足部 COP が前方化したと推察される. 34

40 4-6. 座位のまとめ体幹の抗重力伸展能力をみるために, 体幹を3つのセグメントに分け解析を行った. 静止座位では, 健常高齢者と片麻痺者の間で体幹セグメント角度, 運動力学的データに大きな違いは見られなかった. 独力で静止座位がとれる者では, セグメント角度には特徴が示されないことが明らかとなり, 静止座位姿勢のセグメント前傾角度からは体幹の抗重力伸展能力を判断することが難しいと推察された. 前傾動作では, 片麻痺者は土台となる骨盤が前傾せず, 中部体幹の前傾角度も小さくなっていた. 体幹を前傾させず, 体幹の抗重力伸展保持能力が大きく必要な姿勢まで動かさない動作戦略をとっていると判断できる. また片麻痺者では, 骨盤前傾 1 に対して中部体幹の動きが大きくなっており, 腰部 胸腰椎移行部での運動制御能力が乏しく, 腰部 胸腰椎移行部での体幹の抗重力伸展能力が低くなっていると推察された. 今回の片麻痺対象者は, 独立して静止座位がとれ, 訓練レベルであっても歩行が可能な者のみだった. 静止座位が独立してとることができる者だけでなく, 見守りレベルの者の協力を得ることにより, 座位での体幹の抗重力伸展保持能力について片麻痺者の特徴をさらに細かく示せると考える. 35

41 第 5 章立位姿勢と立位前傾動作における健常高齢者と片麻痺者の比較 5-1. 緒言片麻痺者の立位姿勢は, 昔よりマン ウエルニッケ肢位 107) と呼ばれ特徴的であるとされている. このような姿勢をとる片麻痺者に対し, 体幹機能を向上させ, 体幹の支持性を図ることにより四肢の随意性を促進するアプローチをとることが多い. 体幹は, 体重の約 8.1% の質量をもつ頭頚部 108) を支える脊柱が主な柱となる. 脊柱のなかでの胸腰椎の可動性については報告 109) があり, 屈曲角度が伸展 側屈 回旋角度よりも大きい値を示すとしている. このような構造のなかで, 体幹を前傾させると胸腰椎が容易に屈曲する. しかしながら, 健常者では脊柱の生理的彎曲を大きく変化させずに保持が可能である. これには,Kapandji 110) が述べている腹部の力や腹腔内圧の保持のための体幹筋が必要と考えられている 111). 第 4 章では, 座位での前傾動作における体幹の抗重力伸展能力について検討した. 座位での前傾動作では, 骨盤と中部体幹の前傾角度が小さいことが片麻痺者の特徴であり, 骨盤から中部体幹までの抗重力伸展能力が片麻痺者では低下していると判断した. そこで, 課題として難易度が上がる立位での体幹前傾動作において, 健常高齢者と片麻痺者との間での体幹の抗重力伸展保持能力の違いを検討することを目的として, 本課題を実施した 方法 使用機器 立位の設定計測に使用した機器は, 第 2 章に示した三次元動作解析システムであった. 静止立位は左右の足部がそれぞれ 1 枚の床反力計に載る肢位とした. その際, 足角や足幅は規定しなかったが, 視線は前方を向くように指示した. 上肢は STRN マーカが隠れない位置の体幹前方で組むように指示し, 実際に計測画面上で STRN マーカが隠れていないことを確認した. 片麻痺者において, 立位保持が不安定で転倒の危険性が考えられる場合は, 検者が麻痺側の後側方に立ち, すぐにサポートできる体制を整えた. 静止立位の計測を実施後, 足部の位置は変化させずに前傾動作計測を実施した 計測指示 計測動作 対象は, 第 2 章と同様であった. また, 計測指示 計測動作は計測肢位が立位に変わったのみで, 第 4 章と同様であった. 36

42 データ処理と計測パラメータ セグメント角度, 床反力, 床反力作用点セグメント角度は, 第 4 章と同様に抽出した. 左右の足部での荷重差や足部での動作制動の左右差を検討するために, 床反力を計測した. 座位計測と同様に, 床反力計のデータは鉛直方向成分 (Fz), 進行方向成分 (Fy) を使用した. この値は, 左右別に抽出し, 対象者の静止時の合成 Fz で正規化してデータとして用いた. 静止姿勢からの足部での動作制御の関与を知るために, 足部の COP 位置を抽出した ( 足部 COP). 足部 COP は左右別に算出した. 足部 COP 位置は,ANK マーカと MP5 マーカの Y 軸方向距離を 100% とし,ANK マーカから足部 COP までの距離の割合を算出し, 位置を特定した. 合成 COP 位置は, 両 ANK マーカ中点と両 MP5 マーカ中点の Y 軸方向距離を 100% とし, 両 ANK マーカから合成足部 COP までの距離の割合を算出した 身体ランドマークの位置片麻痺者では, カウンターウエイトという身体の重さの釣り合いをとって, 動作を遂行する特徴があると言われている 112). そのため, 角度のみの抽出ではセグメントの前後方向変位が分からないため, 立位前傾動作では貼付マーカの前後方向の位置関係の変化を抽出した. KNE マーカ位置,HIP マーカ位置,ASI と PSI 位置の中点を左右それぞれ算出し, また STRN Th10 中点,CLAV Th2 中点を抽出した. 各標点の静止立位からの移動量を算出し, 後方へ移動した場合はマイナス, 前方に移動した場合はプラスの符号とした. その値は身長で正規化した. また, 健常高齢者と片麻痺者を比較する場合, 健常高齢者の左側データと片麻痺者の非麻痺側データ, 健常高齢者の右側データと片麻痺者の麻痺側データを比較した. これは, 吉田 94) 95) や三上らが健常者では軸足が左側となっている場合が多いとの報告からである 統計処理 計測パラメータに関しては, 健常高齢者と片麻痺者を比較するために,Mann-Whitey U 検定を 実施した ( 有意水準 5%). 使用した統計ソフトは,SPSS ver.21 であった. 37

43 5-3. 結果 静止立位姿勢の結果 セグメント角度 ( 表 5-1) 骨盤の前後傾角度は, 健常高齢者で前傾 8.6±4.9, 片麻痺者で前傾 10.1±6.4 であり, 群間に有意な差を認めなかった. 群間で有意差を認めたのは, 中部体幹の前後傾角度と上部体幹の相対前後傾角度のみであり, 片麻痺者で中部体幹が前傾し, 中部体幹に対し上部体幹が後傾していた. 表 5-1 静止立位姿勢時のセグメント角度 項目 ( 卖位 : ) 健常高齢者 (n=20) 片麻痺者 (n=14) 危険率 骨盤角度 前傾 8.6±4.9 前傾 10.1±6.4 p=0.48 中部体幹角度 前傾 7.6±5.8 前傾 15.7±7.9 p=0.01 ** 前後傾 上部体幹角度前傾 14.6±5.3 前傾 14.1±7.1 p=0.75 中部体幹相対角度 後傾 1.1±6.9 前傾 5.6±11.7 p=0.09 上部体幹相対角度 前傾 7.0±5.1 後傾 1.6±7.8 p=0.00 ** 骨盤角度 右後方 2.2±5.0 麻痺後方 1.4±5.4 p=0.75 中部体幹角度 右後方 1.8±4.9 麻痺後方 1.7±5.9 p=0.73 回旋 上部体幹角度右後方 1.5±4.7 麻痺後方 1.3±5.6 p=0.70 中部体幹相対角度右前方 0.4±3.3 麻痺後方 0.3±2.5 p=0.53 上部体幹相対角度右前方 0.3±1.4 麻痺前方 0.4±2.8 p=0.89 **:p<

44 図 5-1 に静止立位における中部体幹の前後傾角度と上部体幹の相対前後傾角度との関係を示 す. 健常高齢者も片麻痺者も中部体幹の前傾角度が大きいと上部体幹の相対後傾角度が大きく なることがわかる. 図 5-1 静止立位における中部体幹の前後傾角度と上部体幹の相対前傾角度との関係 図の横軸は静止立位における中部体幹の前後傾角度を, 縦軸は上部体幹の相対前後傾角度を示している. 健 常高齢者も片麻痺者も中部体幹の前傾角度が大きいと上部体幹は中部体幹に対し相対的に後傾していることが わかる. [ ] 20 静止前 健常高齢者立傾 15 位 片麻痺者での 10 上部 5 体 前傾幹 [ ] 0 の相 対前後傾角度 静止立位での中部体幹前後傾角度 39

45 床反力 ( 表 5-2) 健常高齢者での左側下肢の FRF 鉛直方向成分 (Fz) と片麻痺者の非麻痺側下肢 Fz を比較したところ, 有意差を認めた (p=0.00, 表 5-2).FRF の鉛直方向成分 (Fz) の左右差を健常高齢者と片麻痺者で比較したところ, 健常高齢者では左右差を認めなかった (p=0.74) が, 片麻痺者では非麻痺側 Fz が 61.5±11.9%, 麻痺側 Fz が 38.5±11.9% であり左右で有意差を認めた (p=0.00) 床反力作用点左右の合成 COP は, 健常高齢者で ANK から前方へ 66.5±16.4%, 片麻痺者では 90.6±20.7% に位置しており, 有意差を認めた (p=0.00, 表 5-2) また健常高齢者では, 左右足部の COP 位置を比べたところ左右差を認めなかった (p=0.90, 表 5-3). 片麻痺者では麻痺側で前方に位置する傾向にあったが, 非麻痺側と麻痺側で有意差を認めなかった (p=0.12, 表 5-3). 表 5-2 静止立位での運動力学的データ 項目健常高齢者 (n=20) 片麻痺者 (n=14) 危険率 左 非麻痺側 Fz(%) 49.6± ±11.9 p=0.00 ** ANK MP 間距離に対する 合成 COP 位置 (%) ANK から前方に 66.5±16.4 ANK から前方に 90.6±20.7 p=0.00 ** **:p<0.01 表 5-3 静止立位での床反力作用点の位置 項目 左, 非麻痺側の ANK MP 間距離右, 麻痺側の ANK MP 間距離危険率に対する COP 位置 (%) に対する COP 位置 (%) 健常高齢者 (n=20) ANK から前方に 66.8±18.5 ANK から前方に 66.4±17.2 p=0.90 片麻痺者 (n=14) ANK から前方に 86.8±25.9 ANK から前方に 104.3±32.6 p=

46 前傾動作での結果 セグメント角度 ( 表 5-4) 前傾動作では, 健常高齢者に比較し, 片麻痺者で 3 つの体幹セグメントの前傾角度が有意に小さい結果となった. 回旋角度に関しては, 絶対角度と相対角度すべての項目で, 健常高齢者に比較し片麻痺者で回旋変化量が大きくなっており, 群間で有意差を認めた ( 表 5-4). また, 片麻痺者では中部体幹の麻痺側前方回旋が大きいと上部体幹は中部体幹に対し麻痺側後方回旋しやすくなっていた ( 図 5-2). 表 5-4 立位での前傾動作におけるセグメントの角度変化 項目 ( 卖位 : ) 健常高齢者 (n=20) 片麻痺者 (n=14) 危険率 骨盤角度 前傾 25.1±8.9 前傾 20.0±7.3 p=0.00 ** 中部体幹角度 前傾 45.3±8.0 前傾 41.4±9.4 p=0.00 ** 前後傾 上部体幹角度前傾 47.1±9.0 前傾 43.6±9.0 p=0.00 ** 中部体幹相対角度 前傾 20.2±8.0 前傾 21.4±7.2 p=0.78 上部体幹相対角度 前傾 1.8±2.6 前傾 2.2±2.5 p=0.73 骨盤角度 右前方 1.6±2.0 麻痺前方 2.1±5.5 p=0.00 ** 中部体幹 右前方 0.9±2.1 麻痺前方 4.8±6.0 p=0.00 ** 回旋 上部体幹右前方 1.1±1.8 麻痺前方 2.5±4.6 p=0.00 ** 中部体幹相対角度右後方 0.8±1.7 麻痺前方 2.7±5.5 p=0.00 ** 上部体幹相対角度右前方 0.4±1.8 麻痺後方 2.3±3.8 p=0.00 ** **:p<

47 中立部位体前幹傾に動対作しで上の部上体部幹体が幹右の 麻相痺対側回へ前旋方角回度旋 [ ] 立位前傾動作での中部体幹の回旋角度 0 右 麻痺側前方回旋 [ ] 健常高齢者 片麻痺者 図 5-2 立位前傾動作における中部体幹の回旋角度と上部体幹の相対回旋角度との関係図の横軸は立位前傾動作における中部体幹の回旋角度を示し, 図の縦軸は上部体幹の相対回旋角度を示している. 片麻痺者では, 中部体幹の麻痺側前方回旋が大きいと上部体幹は中部体幹に対し麻痺側が後方回旋しやすいことがわかる 床反力立位前傾動作時における床反力鉛直成分は, 健常高齢者と片麻痺者ともに動作中に数値の著明な増減はみられなかった. 健常高齢者での左側下肢と片麻痺者での非麻痺側 Fz の最大値を比較したところ, 群間に有意な差を認めた ( 表 5-5). 表 5-5 立位前傾動作における床反力鉛直成分の最大値 項目 ( 卖位 :%) 健常高齢者 (n=20) 片麻痺者 (n=14) 危険率 左 非麻痺側 Fz 最大値 (%) 51.6± ±16.9 p=0.00 ** **:p<

48 床反力作用点立位での体幹前傾動作における COP( 左右合成 ) の進行方向に対する動きの全対象者の平均を図 5-3 に示す. 縦軸は両側の MP マーカと ANK マーカの中点の Y 軸方向距離を 100% としており,0% が両 ANK マーカ中点位置,100% が両 MP マーカ中点位置となる. 横軸は, 前傾動作を 100% 正規化した時間軸である. 健常高齢者を実線で, 片麻痺者を破線で示す. 健常高齢者では, 前傾動作開始とともに COP は徐々に前方に移動しているが, 片麻痺者では前傾開始とともに COP は後ろに下がり, その後前方に移動していることがわかる. 前傾動作時に おける床反力作用点の進行方 向位置 足関節中心と第 5 中足骨骨頭マーカ間距離を 100% とした 120 CMP 100 前方 CANK [%] 健常高齢者 片麻痺者 時間 [%] 図 5-3 立位での前傾動作における合成床反力作用点の進行方向推移図の縦軸の原点は両足関節マーカの中点を示し, 縦軸 100% は両第 5 中足骨骨頭マーカ中点位置を示す. 健常高齢者では, 前傾するにつれて徐々に COP が前方に移動するのに対し, 片麻痺者では前傾初期に一度 COP を後方に下げることがわかる. 43

49 身体ランドマーク位置 ( 表 5-6) 健常高齢者 片麻痺者ともに, 静止立位と比較し, 骨盤から遠位の下肢マーカについては後方へ, 体幹に貼付したマーカは前方へ動いていた. 各身体ランドマークの動きの変化量を比較すると,KNE マーカ,HIP マーカでは両群間に有意な差は認められなかったが, 片麻痺者での非麻痺側骨盤の移動は健常高齢者と比較し有意に後方へ移動していた. また,STRN Th10 中点と CLAV Th2 中点の最大前方移動は, 健常高齢者に比較し片麻痺者で有意に尐なかった. 表 5-6 立位での前傾動作における身体ランドマークの移動割合 項目 ( 卖位 : 身長で正規化した距離 %) 健常高齢者 (n=20) 片麻痺者 (n=14) 危険率 CLAV Th2 マーカ中点 前方へ 13.0±2.4 前方へ 11.1±2.5 p=0.05 * STRN Th10 マーカ中点 前方へ 5.4±2.0 前方へ 3.4±1.7 p=0.01 ** L( 非麻痺 )ASI PSI マーカ中点 後方へ 4.5±1.3 後方へ 5.8±1.5 p=0.02 * R( 麻痺 )ASI PSI マーカ中点 後方へ 4.2±1.2 後方へ 4.9±1.5 p=0.25 L( 非麻痺 )HIP マーカ 後方へ 5.7±1.8 後方へ 7.0±1.7 p=0.06 R( 麻痺 )HIP マーカ 後方へ 5.2±1.6 後方へ 5.9±1.7 p=0.36 L( 非麻痺 )KNE マーカ 後方へ 3.9±0.9 後方へ 4.2±1.6 p=0.48 R( 麻痺 )KNE マーカ 後方へ 3.7±1.0 後方へ 3.8±1.6 p=0.94 **:p<0.01,*:p<

50 5-4. 考察 静止立位姿勢の考察静止立位姿勢では, 片麻痺者で中部体幹の前傾角度が大きく, 上部体幹が中部体幹に対し後傾していることが特徴であった. 座位姿勢では特徴が出現しなかった静止姿勢で中部体幹の前傾角度が大きくなっていたことは, 体幹の抗重力伸展能力をみる上で座位よりも立位が適切であると判断する. 立位姿勢は両足部が支持面となり, 座位姿勢よりも支持基底面が狭く不安定な姿勢であるが, 人間が支持性, 安定性, バランスを保ちながら, 移動や作業を行うために最も活動的な姿勢である 113) とされている. 立位で体幹を保持するためには, 下肢の姿勢保持筋とともに体幹の伸展保持能力が必要である. 静止立位での骨盤セグメントの前傾角度は, 群間差を認めていない. このことは, 骨盤と中部体幹との間の抗重力伸展保持能力が片麻痺者で低く, 腰椎屈曲肢位となり姿勢を保持していると考えられる. この姿勢は片麻痺者に多く観察される姿勢である. 骨盤と中部体幹との間には, 腰椎と腹部を取り巻く筋のみが存在するため, 片麻痺者にとってこの部位を制御することは非常に難しいと考えられ, 中部体幹の前傾角度が比較的大きな値となったと推察される. また, 中部体幹の前傾角度が大きいことから, その上位にある上部体幹が前方回転方向に力を受ける. この上肢の重量を含めた上部体幹の前方への回転モーメントを補完するために, 体幹後面にある筋や筋膜での負荷が増大し, 片麻痺者では上位体幹や頸部の大きな筋出力が必要となり上部体幹が後傾方向に動く結果になったと推察される. 今回の計測結果での静止立位姿勢では, 左右合成 COP 位置が片麻痺者において足部内の前方に位置していた. 特に麻痺側足部 COP 位置は前方偏位しており, 先行研究 114) で報告されている結果と同様の結果となった. 片麻痺者にて計測時に目視にて踵が床についていない者は確認していないが, 四肢遠位部の下腿三頭筋筋緊張が強くなりやすい疾患であるため, 足部内 COP が前方化したと推察する. 静止姿勢では,COP を起点とする FRF は重心に向かう. 片麻痺者では, 合成 COP を前方位にし下肢の負荷を減らし, 可動性が大きい腰椎 胸腰椎移行部を屈曲位にしていると推察され, 結果として中部体幹の前傾角度が大きくなったと考えられる. これらの結果から, 静止座位姿勢よりも静止立位姿勢でセグメントの前後傾角度から体幹の抗重力伸展能力を判断できると考察する. 前後傾角度の中でも, 中部体幹の前傾角度の大きさが体幹の抗重力伸展能力に大きく影響を与えていると推察され, 片麻痺者では, 骨盤と中部体幹の間での抗重力伸展保持能力が低下していると考えられる. また, 中部体幹の前後傾角度により上部体幹の抗重力伸展活動が左右されると考えられ, 中部体幹の角度は体幹の要になると推察する. 今回は頭部にセグメントを定義しなかったが, 中部体幹の影響により頸部から上位胸椎までは, 過剰に抗重力筋が働く可能性があると推察され, 上位体幹と頭部の位置関係, 筋の詳細な触診が必要となると考える. 45

51 立位の前傾動作における考察片麻痺者の立位での前傾動作において, 骨盤 中部体幹 上部体幹の前傾角度が小さくなっており, 座位での前傾動作と同様に片麻痺者では, 体幹部分の抗重力伸展能力を尐なくする戦略をとっていると推察できる. 静止座位, 座位での前傾動作, 静止立位までは体幹部分の前傾角度からのみ体幹の抗重力伸展能力を判断できたが, 立位での前傾動作においては体幹の抗重力伸展保持に左右差を生じていると推察され, 前傾角度とともに回旋角度も抗重力伸展能力を判断するのに重要と考察する. 鈴木 32) は体幹の前傾動作において, 上半身重心がある胸腰椎移行部からの伸展が必要と述べている. 片麻痺者では各セグメントの前傾を小さくし, この抗重力伸展活動を抑えていたと推察する. 静止立位姿勢において中部体幹の前傾角度が大きいことより, 座位での前傾動作と同様, 腰部 胸腰椎移行部での深層筋群を片麻痺者では個別的に働かせることが難しいことが原因と推察でき, 前傾動作で骨盤の前傾が能動的に可能になり, 上位の体幹を抗重力位に保てることが片麻痺者の体幹の抗重力伸展保持能力に必要と考察できる. 今回の課題計測では確認できなかったが, 同じ角度までの前傾動作を行った際の各セグメント間の前傾角度を観察し, より同じ条件下での抗重力伸展能力を考察する必要があったと考える. また前傾動作では回旋角度の項目すべてに群間の有意差を認め, 片麻痺者では麻痺側が重力に負け前方回旋していた. これは, 座位での前傾動作では見られなかったことである. 支持基底面が狭い立位で, 抗重力位で体幹セグメントを保持するために下肢, 体幹部の筋が協調して働かなくてはならない. 長谷 113) は, 一側肢になんらかの障害が存在すると, 患肢の支持機構は破綻し, 重心を管理するための実質的な支持基底面は狭くなり荷重は障害のない対側下肢に偏位して代償に基づいた立位が構築されるとしている. 片麻痺者では下肢荷重が非麻痺側に偏位しており, 非対称的な姿勢で動作を行っている. 麻痺側下肢への荷重が尐ないことで, 非麻痺側に偏る運動連鎖が生じると推察され, 体幹の抗重力伸展能力に左右差を生じさせている要因の1つと考えられる. 今回の対象者は, 発症から経過が長い者が多い. 荷重差からの影響だけでなく, 非対称性な姿勢を保つことにより, 体幹筋の左右差も生じると推察できる. この非対称性の姿勢改善は機能回復と姿勢の安定が必要 115) との報告もあり, 下肢荷重と体幹の抗重力伸展保持は互いに影響を与えていると考えられる. 上部体幹の相対回旋角度では, 片麻痺者の方が中部体幹に対し上部体幹は麻痺側が後方回旋位にあった. 片麻痺者では中部体幹の麻痺側前方回旋に伴い, 上部体幹は前方へ回転する力を大きく受ける. この力に対して体幹を抗重力位で保つために, 頸部から上部体幹部まで過剰な抗重力伸展活動が必要とされると推察でき, 上部体幹は相対的に麻痺側が後方回旋したと考えられる. 静止立位での考察でも述べたように中部体幹の角度は上部体幹へ影響を与えていると推察され, 体幹の要であると推察する. 静止立位では COP 前方偏位, 非麻痺側への荷重優位, 中部体幹の前傾角度が増大した姿勢を片麻痺者はとっていた. この姿勢から体幹前傾動作を実施する場合, 運動力学的に考えると下肢の姿勢保持筋の筋出力を弱めるために, 一度 COP を後方に移動させなければ体幹の前傾を起こすことが難しいと考えられる. 実際に片麻痺者での COP は静止立位姿勢保持時と比較して, 一 46

52 度後方へ移動していた. 片麻痺者の戦略としては, 足関節から骨盤を含めた下肢関節を後方へ移動させることによって体幹を前傾させており, 骨盤から遠位部と近位部との重さのつり合いをとるカウンターウエイトを利用していたと考えることができる. 片麻痺者に比較し, 骨盤を後方に引かない健常高齢者では今回の課題を遂行するために, 股関節伸展筋群と体幹伸展筋の遠心性収縮が必要となると考えられるが, 片麻痺者ではカウンターウエイトを利用することで, これらの筋出力は尐なくて済み, 片麻痺者にとって前傾動作を遂行する上で効率的であると思われる. 片麻痺者では, 下肢伸展位での足関節の背屈は分離運動とされており難しい. 前傾動作に伴い骨盤を後方へ移動させることにより, 足関節の背屈角度は尐なくてすみ, 片麻痺者は自身の身体特徴に合わせ動作が容易にできる方法を選択していると推察する. 片麻痺者ではFzの非対称性が生じており, 立位での動作において体幹を抗重力肢位で保つため, 非麻痺側下肢を支点とした運動制御が行われている 113) と考えることができる. 47

53 5-5. 立位のまとめ片麻痺者の静止姿勢では, 中部体幹の前傾角度が大きく, 上部体幹が中部体幹に対し後傾していた. また, 前傾動作では, 骨盤 中部体幹 上部体幹の前傾角度が小さく, 非麻痺側の骨盤を後方に引いていた. 静止立位の結果から, 片麻痺者では骨盤と中部体幹の間の抗重力伸展保持能力が不足していると推察できる. 前傾動作では, 対象者に求められる体幹の抗重力伸展保持能力は静止姿勢と比較し大きくなる. 片麻痺者での前傾動作では, 荷重が大きい非麻痺側の骨盤を後方に移動させ, カウンターウエイトを利用して体幹のセグメントの前傾角度を小さくする戦略をとっていた. 片麻痺者では, 荷重が大きい非麻痺側下肢優位の動作, また体幹の抗重力伸展保持能力を必要としない動作を行っていたと考えられる. また, 静止座位姿勢 座位前傾動作 静止立位姿勢ではみられなかった回旋角度に立位前傾動作では群間の特徴がみられた. 立位での前傾動作を行うことにより, 初めて体幹の抗重力伸展活動に左右差を生じる環境となると推察される. 前傾角度も回旋角度も中部体幹角度の大きさにより上位のセグメント角度が影響を受けていると考えられ, 中部体幹が体幹の制御の要となると推察する. 立位での前傾動作から, 片麻痺者において体幹の抗重力伸展保持能力が低いこと, また抗重力伸展保持能力に左右差を生じること, 中部体幹の角度が上部体幹の抗重力伸展保持に影響を与えていることが考察できる. 次章からは, 立位での動作である歩行での体幹の抗重力伸展保持能力に着目する. 図 5-4 立位のまとめ立位前傾動作において, 片麻痺者では骨盤と中部体幹の前傾角度変化が小さかった. 回旋角度については, 骨盤 中部体幹 上部体幹で健常高齢者と有意な差を認めており, 麻痺側が重力に抗せず前方回旋していた. 立位前傾課題において, 片麻痺者ではセグメント角度を小さくすること, 非麻痺側の骨盤を後方に引くことでより抗重力伸展活動を尐なくする戦略をとっていた. 立位前傾動作で初めて抗重力伸展保持能力の左右差を生じた. 48

54 第 6 章健常高齢者と片麻痺者における体幹の動きに着目した歩行の比較 6-1. 諸言脳血管障害を発症後, 患者は錘体路症状としての運動麻痺や感覚障害, 高次脳機能障害を呈す. これらの機能障害は, ADL の低下をもたらし, 自宅復帰を困難にさせる要因である. 片麻痺者の退院先に関わる機能や能力として, 徳田 116) は歩行能力とトイレ動作の自立が退院先に影響を与えると報告している. また, 武政 117) らも介護者の Quality of Life( 以下,QOL) と要介護者の ADL との関連性を報告しており, 排泄コントロールと移乗, 移動の自立度が高ければ, 介護者の QOL が良好としている. これらを踏まえ, 担当セラピストは歩行能力の向上と排泄動作の自立をリハビリテーションのゴールとすることが多い. 片麻痺者の歩行に関しては, その特徴として歩行の非対称性 118) と歩行スピードの遅延を報告しているもの 119) などがある. また, 成田ら 61) の, 一定以上の最大歩行スピードがあり, 下肢 Brunnstrom Recovery Stage(BRS) が良好であることが歩行自立に影響しているとの報告, 麻痺側下肢機能や麻痺側への荷重が歩行自立に影響しているとの報告 62-66), 非麻痺側下肢筋力が低い場合には, 歩行自立に至らない場合があるとの報告 67), など下肢機能と歩行との関係を述べている報告が多い. 一方, 体幹と歩行の関係については, 体幹は歩行によって運ばれている部分であるとされ, Elftman 120) は頭部と上肢を含め HAT と定義している.Perry 121) は正常歩行時に発生するわずかな姿勢変化に対して, 脊柱のアライメントをニュートラルに保つためだけに, 頸部と体幹の筋活動が働くと述べており, 体幹筋力と姿勢が歩行に直接的な相互関係を与えているとは証明されていないとしている. そのため, 片麻痺者の歩行に関する運動学 運動力学的報告は, 下肢の動きや下肢の関節モーメントを報告したもの 122, 123), 歩行中の下肢関節角度や関節モーメントを麻痺側と非麻痺側で比較したもの 124, 125), 重心付近に加速度計を装着し歩行中の加速度の非対称性を報告したもの 77, 126) など多数あるものの, 体幹の動きを中心に述べているものは尐ない. 片麻痺者の体幹機能と歩行に関しては,Saeys W ら 127) が体幹トレーニングの実施が脳卒中片片麻痺者の歩行と立位バランスの向上に寄与すると述べているものや, 歩行の自立 非自立で判断される歩行能力と Trunk Impairment Scale(TIS) の点数には関連性があるとの報告 23) がある. また, バランスの評価である Berg Balance Scale での振り向き動作項目,360 度回転動作項目が歩行能力に関連する要因との報告 128) もある. 古澤 129) は脳卒中片麻痺者の歩行について, 下部体幹の低緊張が問題であり, 下部体幹の抗重力伸展が歩行改善に重要であると述べている. このように体幹は, 脳卒中片麻痺者の歩行に関して重要なポイントであると考えられる. しかしながら, この体幹の機能は先に述べた既存の体幹機能評価法で評価された報告, あるいは症例報告のみであり, 片麻痺者を対象に体幹を数個のセグメントに分け歩行解析を実施し, その特徴と歩行スピードとの関係を示している報告は見当たらない. そこで本章では, 健常高齢者と片麻痺者の歩行を3つの体幹セグメントの動きを中心に比較しその特徴を述べ, 歩行スピードと体幹伸展保持能力との関係について述べる. 49

55 6-2. 方法対象者は第 2 章で述べた者と同様である. 第 3 章での方法と同様に身体に赤外線反射マーカを貼付し, 至適スピードでの歩行を計測した. 計測した歩行データから, 麻痺側の Initial Contact( 以下,IC), 非麻痺側の Toe off( 以下, 対側 TO), 非麻痺側の Initial Contact( 以下, 対側 IC), 麻痺側 Toe off( 以下,TO) を抽出した. 健常高齢者では右側の1 歩行周期を対象とし, 片麻痺者と同様に IC, 対 TO, 対 IC,TO を抽出した. これらの4 時点の体幹セグメント角度を前傾動作時と同様に算出し,5 周期分のデータの平均値を解析データとした. 体幹の各セグメント角度は, 静止立位姿勢を基準とし算出した. また, 歩行スピードと抽出した4 時点での体幹セグメントの角度との関係を検討した. 抽出したパラメータについて, 健常高齢者と片麻痺者の群間差を比較するために Mann-Whitey U 検定を用いた. また歩行スピードと体幹セグメント角度との関係をみるために Spearman の順位相関係数を用いた. 使用した統計ソフトは SPSS ver.21 であり, ともに有意水準 5% とした 結果 歩行における歩行スピードと歩行の相の周期割合健常高齢者での歩行スピードの平均は 0.91±0.17m/s, 片麻痺者では 0.47±0.30m/s であり群間に有意差を認めた (p=0.00). 1 歩行周期における各相の割合を表 6-1 に示す. 片麻痺者では歩行スピードが遅く, 麻痺側卖脚支持期が短く, 両脚支持期が長いといった特徴がみられた. 表 6-1 歩行周期における各相の割合 歩行相 (%cycle) 健常高齢者 (n=20) 片麻痺者 (n=14) 危険率 LR(IC~ 対 TO) 12.35± ±9.51 p=0.00 ** SS( 対 TO~ 対 IC) 37.71± ±9.95 p=0.00 ** Psw( 対 IC~TO) 13.11± ±12.82 p=0.00 ** Sw(TO~IC) 36.82± ±5.21 p=0.02 * **:p<0.01,*:p<

56 体幹セグメント角度結果のうちで, 群間に差を認めた項目の結果を表 6-2 に示す.IC 時での体幹セグメント角度において, 群間差を認めたのは骨盤の前後傾角度, 中部体幹の前後傾角度であった. 片麻痺者では, IC 時に健常高齢者と比較して, 骨盤と中部体幹が後傾位となっていた. 対 TO 時での体幹セグメント角度において, 群間差を認めたのは中部体幹の相対回旋角度のみであった. 健常高齢者に比較し片麻痺者では, 骨盤に対して中部体幹の麻痺側後方回旋が小さくなっていた. 対 IC 時での体幹セグメント角度において, 群間差を認めたものはなかった. TO 時での体幹セグメント角度において群間差を認めたのは, 中部体幹の回旋角度と上部体幹の回旋角度, 中部体幹の相対回旋角度, 上部体幹の相対回旋角度であった.TO 時, 片麻痺者では健常高齢者に比較し, 中部体幹, 上部体幹ともに麻痺側が後方回旋していた. 相対角度は, 片麻痺者では骨盤に対し中部体幹の麻痺側前方回旋が小さくなっていた. 麻痺側の立脚終盤に体幹セグメント角度に群間差を認めた項目が多い結果となった. 表 6-2 群間で有意差を認めた歩行中の体幹セグメント角度 セグメント角度 ( 卖位 : ) 健常高齢者 (n=20) 片麻痺者 (n=14) 有意差 右 麻痺側 IC 骨盤前後傾角度 前傾 0.3±2.6 後傾 3.3±5.1 p=0.05 * 中部体幹前後傾角度 前傾 3.8±3.2 前傾 1.3±3.2 p=0.03 * 対側 TO 中部体幹相対回旋角度 後方回旋 3.9±1.7 後方回旋 2.4±3.3 p=0.04 * 右 麻痺側 TO 中部体幹回旋角度 右前方回旋 2.2±4.3 麻痺側後方回旋 3.7±5.1 p=0.00 ** 上部体幹回旋角度 右前方回旋 1.9±4.0 麻痺側後方回旋 3.0±5.1 p=0.00 ** 中部体幹相対回旋角度 前方回旋 4.0±1.8 前方回旋 0.3±3.1 p=0.00 ** 上部体幹相対回旋角度 後方回旋 0.28±0.7 前方回旋 0.7±1.6 p=0.04 * **:p<0.01,*:p<

57 歩行スピードと歩行における体幹セグメント角度との関係歩行で特徴があった右 麻痺側 IC 時の骨盤前傾角度, 中部体幹の前傾角度と歩行スピードとの関係を図 6-1,6-2 に示す. 片麻痺者の中でも歩行スピードが 0.4m/s 以下の者では, 歩行スピードと IC 時での骨盤の前傾角度が正の相関を示しており, 歩行スピードが遅いと IC を骨盤後傾位で迎えやすかった. 歩行スピードと IC 時の中部体幹の前後傾角度との関係では, 骨盤の前後傾角度ほど特徴をみなかったが, やはり 0.4m/s 以下の者でばらつきが大きい傾向があった. 歩行スピードと歩行で特徴があった体幹セグメントの角度との関係を表 6-3 に示す. 片麻痺者では歩行スピードと麻痺側 TO 時の中部体幹の回旋角度に正の相関を認め, 歩行スピードが速いものでは, 麻痺側 TO 時に中部体幹が麻痺側前方回旋していることが明らかとなった ( 図 6-3). 右 前麻傾痺側 IC 時での骨盤の前後傾角度 [ ] 図 6-1 歩行スピードと歩行 IC 時での骨盤の前後傾角度との関係 図の横軸は歩行スピードを, 縦軸は右 麻痺側 IC 時での骨盤の前後傾角度を示している. 健常高齢者では, 歩 行スピードと IC 時の骨盤の前後傾角度との関係は低い. 片麻痺者の歩行スピードが遅い者は IC 時に骨盤が後傾 する傾向がある 歩行スピード 健常高齢者 片麻痺者 [m/s] 52

58 右 麻前痺傾側 IC 時での中部体幹前後傾角度 [ ] 健常高齢者 10 片麻痺者 [m/s] 歩行スピード 図 6-2 歩行スピードと歩行 IC 時における中部体幹の前後傾角度の関係 図の横軸は歩行スピードを, 縦軸は右 麻痺側 IC 時での骨盤の前後傾角度を示している. 片麻痺者では, 歩行 スピードが 0.4m/s 以下の者ではばらつきが大きい. 表 6-3 歩行スピードと歩行における体幹セグメントの特徴との相関関係 項目 健常高齢者 (n=20) 片麻痺者 (n=14) IC 骨盤前後傾角度 中部体幹前後傾角度 TO 中部体幹回旋角度 * 上部体幹回旋角度 中部体幹相対回旋角度 上部体幹相対回旋角度 *:p<

59 右 麻 痺側 TO 時の中部体幹回旋角度 右 麻痺側前方回旋 [ ] 歩行スピード 図 6-3 歩行スピードと右 麻痺側 TO 時の中部体幹の回旋角度の関係 健常高齢者 片麻痺者 図の横軸は歩行スピードを, 縦軸は右 麻痺側 IC 時での中部体幹の回旋角度を示している. 片麻痺者では歩行 [m/s] スピードが 0.4m/s を下回ると TO 時に中部体幹が麻痺側後方回旋しやすくなることがわかる. 54

60 6-4. 考察 片麻痺者の歩行について IC 時, 片麻痺者では骨盤が後傾し, 中部体幹の前傾角度が小さくなっていた. 正常歩行では, IC から LR へかけて荷重の受け継ぎ時期とされ, 骨盤は前後傾中間位をとる. 片麻痺者では麻痺側下肢を振り出すことが難しく, 分回し歩行のように下肢 骨盤を一体化して振出しをおこなうことが多い. この場合, 非麻痺側下肢を軸として遊脚を努力的に行っており, 接床も非麻痺側下肢でコントロールしていると考えられる. このような接床は, 骨盤を後傾させる. 片麻痺者では, 非麻痺側に依存した立位をとり骨盤後傾, 股関節屈曲の肢位をとりやすいため, 骨盤と中部体幹の間の体幹を抗重力位で保つための筋出力が尐なくなると推察される. 解剖学的に考えると, 下肢 骨盤と中部体幹との間には, 剛性の構造物が脊柱しか存在しない. 体幹の抗重力伸展は, 椎体間のスタビリティを高める背面の脊柱伸展に対する卖関節筋とコルセット筋とされる腹部筋の協調した働き 130) が必要といわれており, 片麻痺者には骨盤と中部体幹間の角度制御が難しい部位と考察できる. その他の横突間筋や棘間筋などの小さな分節筋群は, 脊柱の機械的安定化を図るための固有受容器としての役割があるとされている 131). このような姿勢保持のための感覚情報もまた, 片麻痺者では処理が難しい. 成書においても, 片麻痺者の下部体幹の固定性が下肢を含む末梢の運動性に重要な役割を果たしているとしており, 可動性が大きい骨盤と中部体幹部の間を重力に抗しながら下肢を動かすことが難しい代償として,IC 時に骨盤と中部体幹の前後傾方向に特徴が出現したと考える. 片麻痺者の TO 時では中部体幹と上部体幹が麻痺側後方回旋となっていた. 正常歩行であると, 対側下肢が IC を迎える時期までに適切に股関節が伸展されることにより, 腸腰筋が力をため込め遊脚の原動力となる. しかしながら, 片麻痺者では麻痺側立脚後期で股関節の伸展が難しいため, 麻痺側下肢を振り出すために努力的な力が必要となり, 歩行の連続性が断たれる. 成書 132) では健常歩行の TO 時, 立脚側の骨盤は後方回旋しており, 胸郭は骨盤に対し約 180 位相がずれるとしている. 片麻痺者では, 麻痺側 TO 時, 中部体幹と上部体幹ともに麻痺側が後方回旋しており, 体軸内回旋ができず, 体幹が進行方向に対して正面にむいていないことが明らかとなった. 麻痺側 TO 時に中部体幹と上部体幹が麻痺側後方回旋することは, 運動連鎖で麻痺側股関節を屈曲, 体幹を前傾させる. 中部体幹を設定した胸腰椎移行部の TO 時の後方回旋を尐なくし, 体幹を正中位に保つことが歩行立脚後期での体幹の抗重力伸展能力と推察される. この体幹の抗重力伸展保持能力は, 歩容に影響を与えており,Elftman 120) や Perry 121) が述べているように体幹部分はただ運ばれているだけでないと考えられる. 片麻痺者の歩行では麻痺側へ荷重を受けるとき, 麻痺側から荷重を渡すときに体幹の特徴が出現しており, この時期に体幹の抗重力伸展能力が反映されていると推察する. 歩行では下肢の動きが大きく, 体幹の抗重力伸展保持能力だけでなく下肢機能が上位体幹の動きに影響を与えると考えることもできる. 次章からは, 座位 立位で明らかになった体幹の抗重力伸展保持能力が, 歩行での体幹の特徴や歩行スピードと関係があるか検討し, 歩行での体幹の抗重力伸展保持能力が座位や立位の前傾動作から推察できることを明らかにしたい. 55

61 歩行スピードと歩行における体幹セグメント角度との関係歩行スピードと IC 時での骨盤の前後傾角度との関係では, 歩行スピードが遅い片麻痺者ほど骨盤が後傾していた.IC 時は荷重の受け継ぎ時期とされる. この時期に骨盤が後傾することによって, 非麻痺側下肢に荷重が残りスムースな重心移動が難しいと予測される. また,IC 時での中部体幹の前後傾角度においても, 歩行スピードが遅い者では後傾位を示す傾向があった. 健常高齢者や歩行スピードが速い片麻痺者では,IC を迎える下肢側へ向かって体幹を軽度前傾し伸展保持していると推察できるが, 歩行スピードが遅い片麻痺者では難しく, 必要とされる抗重力伸展保持力を尐なくしている姿勢と考えられる.IC 時のこの姿勢は, 座位における前傾動作での片麻痺者の特徴と同じである. また,TO 時には矢状面上の角度ではなく水平面上の体幹セグメント角度と歩行スピードとの間に特徴をみた.TO 時は, 伸展方向に伸ばされた麻痺側股関節が振り出される時期である. 正常歩行では, 骨盤は TO を迎える下肢が身体の後方に位置するため, 後方回旋位となるが, 体幹中心部は後方回旋することなく, 進行方向に向かい正面に位置する. しかしながら, 歩行スピードが遅い片麻痺者ではこの骨盤の後方回旋に付随し中部体幹, 上部体幹も麻痺側後方回旋位になりやすい傾向となっていた. 車いす生活が長期間にわたる片麻痺者にとっては, 骨盤後傾位が長く継続する場合が多い. その姿勢は, 腸腰筋の短縮を助長させる.TO 時には体幹に付着する大腰筋, 腸骨筋が伸張される肢位となり, 筋が付着している腰椎部を前方に回転させるように力が働くと推定される. この力は体幹部を前方回転させる力となり, 体幹の抗重力伸展の力が必要となる. 片麻痺者は体幹が倒れないようにし TO を迎えるが, 筋の伸張性の低下と努力的な筋出力により mass pattren を助長させ, 中部体幹から上部体幹にかけ麻痺側が後方回旋したと考えられる. 近年, 片麻痺者へのアプローチとして早期から立位 荷重訓練を行うべきとされており, 可能な限り股関節伸展位を保持し, 大腰筋の活動を高めるようにすることが望まれている 123). 中部体幹の回旋角度を抑えながら抗重力伸展位に保ち, 麻痺側立脚終期に股関節の伸展を促すことができることにより, COG の進行方向移動を促すことができると推察される. 片麻痺者の選択的な体幹活動へのアプローチを述べている成書 124) においても, 片麻痺者の歩行において胸椎の伸展を維持できない患者が多いと述べられ, 上半身重心位置で前後方向から胸郭を挟み軽く引き上げ, 体幹をスタビライズし, 体幹を正しい位置へアシストする方法を提言している. 今回の結果は, それを裏付けるような結果となっていたと考察する. 56

62 6-5. 歩行のまとめ片麻痺者では, 麻痺側 IC 時の骨盤の後傾と中部体幹の前傾角度が小さいことが特徴であった. 衝撃吸収と荷重の受け継ぎ時期の骨盤と中部体幹間の制御が片麻痺者では難しく, 体幹の抗重力伸展保持能力が低いと推察された. 抗重力筋を制御している回路は, 網様体脊髄路, 前庭脊髄路などの腹内側系といわれており, 片麻痺者ではこの経路の姿勢調整も難しいと考えられる. また麻痺側 TO 時には, 骨盤と中部体幹が麻痺側後方回旋していることが特徴であった. 歩行の立脚後期では中部体幹の回旋を制御し, 中部体幹を進行方向正面に向けることが難しいと考えられる. 体幹の抗重力伸展能力は, 荷重の受け継ぎ時期に能力が反映されやすいと推察され, またこの特徴は骨盤と中部体幹の間に出現すると考えられる. 歩行スピードと歩行における体幹セグメント角度との関係では, 片麻痺者の中でも歩行スピードが遅い者で麻痺側 IC 時において骨盤が後傾しやすく, 非麻痺側下肢に荷重を多く残し, 下部体幹の抗重力伸展保持を尐なくしていると考えられた. また, 麻痺側 TO 時に中部体幹が麻痺側後方回旋位にある者は歩行スピードが遅くなっていた. これは, 麻痺側下肢機能にも影響されると考えられるが, 骨盤 腰椎間の抗重力伸展保持能力が低いことも一因であると推察された. 図 6-4 歩行のまとめ麻痺側 IC 時, 片麻痺者では骨盤を後傾し, 中部体幹の前傾角度が小さいことが特徴であった. 麻痺側 TO 時, 片麻痺者では中部体幹と上部体幹の麻痺側後方回旋が特徴的であった. 荷重の受け渡しに関与する時期に体幹の抗重力伸展能力の特徴が出現しており, 特に中部体幹の角度が体幹の抗重力伸展能力に重要と考えられる. 57

63 第 7 章体幹前傾動作の特徴と歩行との関係 7-1. 諸言前章までに体幹の抗重力位保持能力に着目し, 座位 立位での体幹前傾動作と歩行の計測結果について, 考察してきた. 静止姿勢と座位前傾動作ではセグメントの前傾角度から, 立位の前傾動作ではセグメントの前傾角度に加え回旋角度から, 片麻痺者の体幹の抗重力伸展能力について考察した. 歩行においては, 麻痺側の IC と TO 時の荷重の受け継ぎ時期に体幹の動きに特徴があらわれており, セグメントの前傾角度と回旋角度から片麻痺者の歩行での体幹の抗重力伸展能力について考察した. しかし, 歩行では下肢が大きく動くため, 下肢機能が体幹の抗重力伸展保持能力で影響を与えたと考えることもできる. そこで本章では, 座位 立位で明らかとなった体幹の抗重力伸展保持能力の特徴と歩行での体幹の動きの関係を明らかにするために, 座位 立位での前傾動作と歩行でみられた体幹セグメントの特徴との関係, 歩行スピードとの関係を検討する 方法座位 立位での体幹前傾動作で明らかになった片麻痺者の体幹抗重力保持能力の特徴と第 6 章で述べた歩行 4 時点での体幹角度の特徴との関係を知るために, 各動作で群間に有意があった項目間の関係を調べた. すなわち, 座位での前傾動作で体幹の抗重力伸展能力を示すと推察された項目である骨盤の前後傾角度 中部体幹の前後傾角度, 立位での前傾動作で体幹の抗重力伸展能力を示す骨盤 中部体幹 上部体幹の前後傾角度, 回旋角度と歩行 IC での骨盤と中部体幹の前後傾角度,TO 時での各セグメントの回旋角度との関係を分析した. 歩行の能力評価を行うにあたり, 先行研究では歩行スピードが用いられることが多い. そこで, 第 3 4 章で明らかになった片麻痺者での体幹抗重力伸展保持能力が歩行に関係しているかを検討するために, 先に述べた前傾動作での特徴と歩行スピードに関連があるか検討を行った. 統計処理には Spearman の順位相関係数を使用し, 有意水準は 0.05% とした. なお, 統計処理には SPSS ver21.0 を用いた. 58

64 7-3. 結果 前傾動作の特徴と歩行での体幹セグメント角度との関係片麻痺者において, 立位での前傾動作における中部体幹の相対回旋角度と歩行 TO 時での同項目に相関を認めたのみであった. 立位前傾動作時に中部体幹が骨盤に対し麻痺側前方回旋位であると, 歩行 TO 時に骨盤に対して中部体幹が麻痺側後方回旋することが明らかとなった ( 表 7-1). 表 7-1 片麻痺者における座位 立位での前傾動作と歩行での体幹セグメント角度との相関関係 歩行 IC 歩行 TO 骨盤 前後傾 角度 中部体幹 前後傾 角度 中部体幹 回旋角度 上部体幹 回旋角度 中部体幹 相対回旋 角度 上部体幹 相対回旋 角度 座位 骨盤前後傾角度 中部体幹前後傾角度 骨盤前後傾角度 中部体幹前後傾角度 立位 中部体幹回旋角度 ** 0.41 上部体幹回旋角度 * 0.47 中部体幹相対回旋角度 ** 0.61* 上部体幹相対回旋角度 * ** **:p<0.01,*:p<

65 歩行スピードと前傾動作における各セグメント角度との関係歩行スピードと座位での前傾動作における骨盤の前傾角度は, 健常高齢者では歩行スピードが速い人ほど座位での前傾動作における骨盤の前傾角度が大きい傾向がみられたが, 片麻痺者では一定の傾向を示さなかった ( 表 7-2). 歩行スピードと座位での前傾動作における中部体幹の前傾角度では, 両群とも一定の傾向を示さなかった. 歩行スピードと立位での前傾動作における各セグメントの前後傾角度には, 一定の傾向がみられなかった. しかし, 歩行スピードと片麻痺者での中部体幹の回旋角度との関係に特徴がみられ, 歩行スピードが遅い対象者では, 立位前傾動作において中部体幹が麻痺側前方回旋していることが明らかとなった ( 表 7-3). 図 7-1 に, 歩行スピードと立位前傾動作における中部体幹の回旋角度との関係を示す. 健常高齢者では一定の傾向をみなかった (r=-0.13) が, 片麻痺者では歩行スピードが遅い者ほど, 立位前傾動作において中部体幹が麻痺側前方回旋位となっていた (r=-0.71). 表 7-2 歩行スピードと座位前傾動作における体幹セグメントの特徴との相関関係 歩行スピードと座位前傾動作での特徴との相関 健常高齢者 (n=20) 片麻痺者 (n=14) 骨盤前後傾角度 0.59** 0.06 中部体幹前後傾角度 **:p<0.01 表 7-3 歩行スピードと立位前傾動作における体幹セグメントの特徴との相関関係 歩行スピードと立位前傾動作の特徴との相関 健常高齢者 (n=20) 片麻痺者 (n=14) 骨盤前後傾角度 中部体幹前後傾角度 上部体幹前後傾角度 骨盤回旋角度 中部体幹回旋角度 ** 上部体幹回旋角度 中部体幹相対回旋角度 上部体幹相対回旋角度 **p<

66 中部体幹の回旋角度 立位前傾動作における 右 麻痺側前方回旋 [ ] 片麻痺者 r=-0.71 健常高齢者 片麻痺者 [m/s] 歩行スピード 図 7-1 歩行スピードと立位前傾動作における中部体幹の回旋角度の関係 図の横軸は歩行スピード, 縦軸は立位前傾動作における中部体幹の回旋角度を示している. 歩行速度が遅い 片麻痺者では, 立位前傾動作時に中部体幹が麻痺側前方回旋する特徴がみられた (r= 0.71**). 健常高齢者で は一定の傾向をみなかった (r=-0.13). 61

67 7-4. 考察 前傾動作の特徴と歩行での体幹セグメントとの関係座位 立位での前傾動作の特徴と歩行での体幹セグメントの動きの特徴において, 片麻痺者では, 立位前傾動作において麻痺側体幹を抗重力伸展位に保つことができずに重力に負けて前方回旋する場合, 歩行 TO 時に骨盤とともに中部体幹が麻痺側後方回旋をすることが明らかになった. 正常歩行において, 多裂筋などの体幹の伸展筋の活動は 2 峰性の波形を示し, 立脚初期と立脚終期に活動が増加する 133) とされている. 立位の前傾動作から判断した体幹の抗重力伸展能力が歩行へ反映されていると考えられ, 特に麻痺側 TO 時に特徴が大きくあらわれたと考えられる. 麻痺側 TO 時には, 体幹は麻痺側足部の前方に位置し 134) 遊脚の準備に入っている. この時, 麻痺側股関節は伸展から屈曲になる時期で, 腸腰筋が伸張され遊脚のために蓄えた力を放出する. この力の蓄え方は遠心性収縮であり, 求心性収縮が主な片麻痺者には難しい課題である. 特徴が生じた骨盤と中部体幹間の間には, 腸腰筋を構成する大腰筋がある. この大腰筋は, 起始が第 12 胸椎から第 1~4 腰椎の椎体および椎間板の側面, 第 1~5 腰椎の肋骨突起にあり, 停止が大腿骨の小転子である. 体幹を抗重力位で保ちながら麻痺側の股関節が伸展され, 麻痺側の大腰筋の遠心性収縮や遠心性収縮から求心性収縮へ切り替えが求められる状況は片麻痺者には難しいと推察される. 一方, 前傾動作のように両側の股関節が同じ方向に動く場合は, 求心性収縮のため, 骨盤を前方に回転する. このとき, 大腰筋と多裂筋の協調した働きで脊柱を骨盤上で固定するといわれている 106). 立位前傾動作と歩行の麻痺側 TO 時では, 股関節と下部体幹に付着する筋の収縮様式は異なるが, これら関わる筋の不均衡により中部体幹の回旋角度に影響が出現したと考える. また立位前傾動作では, 股関節の伸展角度は必要としない. このことから, 立位前傾動作の動作分析から推察される体幹の抗重力伸展能力の低さと左右差が歩行の麻痺側 TO 時の体幹の抗重力伸展活動に影響を与えていると考えられ, 体幹部分は Locomotor で運ばれているだけではないことが推測される. 急性期から慢性期の片麻痺者において, 体幹機能が歩行能力に影響を及ぼしているとの報告 23) もあり, これを裏付けるものと考察する. 今回の片麻痺対象者は回復期から慢性期の者であり,FIM の点数が比較的高い者であった.FIM の点数と体幹機能は高い相関があると報告がある 60). 今回の対象者のように FIM の点数が高く, 日常生活活動がほぼ自立であっても, 発症後からの日々の生活において身体を抗重力位で保持する姿勢が骨盤から中部体幹までの抗重力伸展保持能力の低下や左右差を招くと考えられる. 62

68 歩行スピードと前傾動作における各セグメント角度との関係歩行スピードと座位, 立位での体幹前傾動作で群間の特徴がみられた体幹各セグメントとの関係をみた. 座位での前傾動作でみられた骨盤, 中部体幹の前傾角度と歩行スピードとの関係をみると, 健常高齢者では座位前傾動作において骨盤が前傾できるほど歩行スピードが速くなっていたが, 片麻痺者では一定の傾向を示さなかった. 吉尾 135) は, 立位での荷重により抗重力筋の活動を上げ, 股関節を伸展位にすることが片麻痺者の動作改善に重要と述べている. 今回の結果も座位での体幹前傾動作での特徴と歩行スピードに関係を示しておらず, この理論を裏づけていると考える. 立位の前傾動作での特徴と歩行スピードとの関係では, 矢状面上角度である前後傾角度は特徴を示さず, 麻痺側中部体幹が重力に抗せず前方回旋している場合, 歩行スピードが遅い結果を示した. 歩行では,COG を前方に移動させながら, 抗重力下に脊柱を立たせておかなくてはならない. この場合, 抗重力筋である体幹の後面筋が力を発揮する. 立位での体幹前傾課題においても, 最終の位置で体幹を静止させるためには, 体幹の後面筋の活動が必要となる. この課題において, 各セグメントが重力に抗せず前方回旋するということは左右の筋出力に差を生じており, 麻痺側の体幹で重力に抗する能力が低いと考えることができる. 小竹ら 18) は, 中枢神経系疾患患者では体幹筋の左右差は生じにくいとしているが, 今回の結果からは左右差が生じていると考えることができる. 片麻痺者では麻痺肢の随意性が低い状態が続く. 立位で体幹を前傾する場合, 体幹が麻痺側に倒れてしまわないよう, 非麻痺側の体幹筋の収縮の貢献が必要な環境となる. 今回の対象者は, 発症から日が経っているものが多かった. このような機能状況から日常生活では当然, 使用する頻度が左右で異なる状況であり, 体幹筋の活動にも左右差を生じる結果を生み出すと考えられる. 今回の対象者での FIM 点数が低いものは歩行スピードが遅くなっていた.FIM の点数と体幹機能とは高い相関があるとの報告 60) や体幹機能と歩行スピードとの関連を示す報告 23) があり, これらの報告での既存の体幹機能評価とともに体幹筋の左右差も歩行スピードに関連すると示唆される. 本研究からは, 動作中の筋活動については推察しかできないが, 体幹の抗重力伸展保持が必要とされる前後方向の運動課題において水平面上代償動作が出現することは, 常に体幹を正中位保持していないとならない歩行に不利益な要素となり, 歩行スピードとセグメントの回旋に負の相関を認めたと推察する. 片麻痺者では, 座位での前傾動作の特徴と歩行スピードの間に関係はなく, 立位での前傾動作では中部体幹の回旋角度が歩行スピードに関係していた. このことから歩行には, 立位での体幹の抗重力伸展能力, 特に中部体幹の角度変化から判断する抗重力伸展能力に影響されると示唆された. 63

69 第 8 章結論 8-1. 結論臨床では片麻痺者の日常生活や歩行に, 下肢機能と体幹機能が重要とされている. 片麻痺者の FMA,TIS と歩行の時間距離因子との関係を検討したところ, 下肢機能である FMA との相関が体幹機能 TIS よりも高い相関を示す結果となった. なぜ体幹機能が臨床で重要視されているのか, その理由を探るため, 本研究では日常生活を送る上で, 必ず脊柱を抗重力位に保っていなければならないことに着眼点をおき, 体幹機能を抗重力伸展保持能力として研究を進めた. この体幹抗重力伸展保持能力をみるために, 体幹に骨盤 中部体幹 上部体幹の 3 つのセグメントを作成し, 健常高齢者と片麻痺者を対象として, 座位 立位での体幹の前傾動作を計測し, 歩行との関係を調べた. 座位での前傾動作では骨盤, 中部体幹の前傾角度が小さいこと, 骨盤が1 前傾するのに対して中部体幹の前傾角度が大きいことが, 片麻痺者の特徴であった. 片麻痺者では, 支持面に接している骨盤を前傾させないことにより, 骨盤より上部の体幹にかかる重力を軽減させる戦略をとっており, 骨盤 中部体幹間の抗重力伸展能力が片麻痺者では低いと推察された. 立位での前傾動作では, 骨盤, 中部体幹, 上部体幹の前傾角度が小さいことと体幹セグメントの麻痺側が前方回旋することが特徴であった. 特に回旋角度の群間差は, 中部体幹の回旋角度で大きくなっていた. 特に中部体幹のレベルでの抗重力伸展能力は片麻痺者で低く, 左右差が生じていると考えられた. 歩行では, 麻痺側 IC での骨盤と中部体幹の前傾角度が小さく, 麻痺側 TO 時での中部体幹と上部体幹の麻痺側後方回旋が片麻痺者で特徴となっていた. 歩行周期の中で荷重の受け継ぎ期に体幹の抗重力伸展能力の特徴があらわれた. 歩行は下肢が大きく動くため, 下肢の影響を受けやすい. そこで, これら座位 立位での前傾動作と歩行の特徴, 歩行スピードの関係をみた. 片麻痺者では立位前傾動作において中部体幹の麻痺側前方回旋が大きいと麻痺側 TO 時に中部体幹が麻痺側へ後方回旋しやすいとの結果となった. また, 歩行スピードと立位前傾時の中部体幹の前方回旋, 歩行 TO 時での中部体幹の後方回旋に負の相関を認めた. このことより, 歩行において体幹部分は Locomotor によりただ運ばれているだけでなく, 体幹の抗重力伸展保持能力の低さや左右差が歩行へ影響を与える 1 要因と考えられ, これが臨床現場で体幹が重要視される要因と推察された. 本研究の仮説では, 体幹セグメントの前傾角度から体幹の抗重力伸展能力を推定できるとした. 静止姿勢, 座位前傾動作では前傾角度から仮説は証明できたと考える. しかし, 立位前傾動作や歩行では前傾角度だけでなく, 回旋角度からも体幹抗重力伸展能力について考察を加えることとなり, 立位前傾動作での中部体幹の回旋が歩行に最も関係していた. 片麻痺者における体幹機能は, 立位での評価, とくに中部体幹の動態を詳細に評価することが必要であると示唆された. 臨床において体幹の抗重力伸展保持を高めるには, 骨盤 中部体幹を一体化させ前傾を行うこと, また立位では骨盤 中部体幹 上部体幹の回旋の代償を抑制することが重要であると示唆される. 64

70 8-2. 本研究の限界と今後の課題本研究では, 片麻痺者に重要とされる体幹機能に着目し考察を加えた. 動作計測には, リハビリテーションスタッフが視診や触診で評価しているランドマークを用いて計測を実施したため, 動作分析から問題点を導きだす手法としては, 臨床での手法と大きな違いはない. しかし, 人の動作に関しては必ず筋の働きが関与する. 本研究においては身体に貼付したマーカのからセグメントを作成し, その動きについての筋の働きを先行研究から予測した. しかし, あくまでも予測にすぎない. 先行研究においても, 片麻痺者を対象としての体幹の動作解析と筋電計を組み合わせた計測は, 下肢に着目した歩行計測以外尐ないのが現状である. 今回の研究の予備計測にて筋電計を使用して, 片麻痺者の腹壁と固有背筋群の計測を数名実施したが, ノイズが多く解析に至らなかったのが, 非常に悔やまれる. さらに, 三次元動作解析システムを利用し, 体幹に加わる力のモーメントを算出する方法も考えたが, この手法を利用するには足部, 下腿部, 大腿部に各 3 点のマーカを貼付してセグメントを定義する必要がある. 今回は, 筋電計を用いて体幹筋の関わりを述べる予定であったため, 下肢には関節点のみのマーカ貼付としていた. そのため, 三次元的に骨盤に加わる力を計算することができず, 体幹に加わる力のモーメントを算出することは困難となってしまった. 加えて, 中部体幹をおいた脊柱高位は可動性が大きく剛体と仮定することが難しく, 今回は直線での計測としたため, 同様に体幹に加わる力のモーメントを算出できなかった. 今後は, 筋電計を併用しての動作解析の手法を確立させ, 今回の筋活動についての根拠を明確にしたいと考えている. 今回の前傾動作課題では, 厳密に 30 までの前傾と規定していない. 課題動作の角度を厳密にした場合は, 動作戦略が変化する可能性があるため, 今後は動作の設定による違いも明らかにしていく必要があると考える. また, 体幹機能評価として用いた既存の評価法は TIS のみとしたが, 他の機能評価法も同様に歩行スピードと関連があるかを検証すべきであった. そして数種の既存の体幹評価法の結果と動作分析との結果を検討することにより, 動作分析結果をより反映している機能評価法を探りあてることが可能だったと思われる. 今後は, 数多く存在している既存の評価法との関連も検討していく必要があると考える. さらに本研究では, 健常高齢者と片麻痺者での年齢 被験者数の不一致, 性別の片寄りがあり, 片麻痺対象者は, 日常生活動作能力も比較的高い対象者であった. 今後はさらに対象者数を増やし, 障害側や性別, 年齢, 発症からの日数, 日常生活動作の能力などで群分けし, 比較検討をすることで, より詳細な検討を加え, データを一般化できるようにすることが課題と考える. 65

71 謝辞本研究を行うにあたり, 被験者として計測にご協力いただきました農協共済中伊豆リハビリテーションセンターに入院中の患者様, 及びふじみ野市シルバー人材センターにご所属の高齢者様に多大なる感謝を申し上げます. また, 計測を承認していただいた当時の農協共済中伊豆リハビリテーションセンター長音琴勝先生, リハビリテーション部長殷祥洙先生のご配慮に感謝申し上げます. そして, 計測に際して人的協力をいただいた農協共済中伊豆リハビリテーション臨床検査技師奈良武彦氏, 担当理学療法士の方々, 研究内容について多くのご意見をいただいた国際医療福祉大学大学院の院生各位に厚く御礼申し上げます. 研究指導教員である国際医療福祉大学大学院山本澄子教授には, 研究計画から論文執筆まで大変長い期間ご指導いただきました. ここに深甚なる謝意を記したいと思います. 66

72 ( 引用文献一覧 ) 1) 落合慈之 [ 監 ]. 脳神経疾患のビジュアルブック. 東京 : 学研,2010: ) 上田敏 [ 著 ]. 目でみる脳卒中リハビリテーション. 東京 : 東京大学出版,1997: 6-7 3) 石川朗 [ 編 ]. 理学療法テキスト神経障害理学療法学 Ⅰ. 東京 : 中山書店,2011:34 4) Dunacn PW, Lai SM, Keighley J. Defining post-stroke recovery :implications for design and interpretation of drug trails.neuropharmacology 2000;39(5): ) Nudo RJ, Milliken GW. Reorgenization of movement representation in primary motor cortex following forcal ischemic infarcts in adult squirrel monkeys. Neurophysiol 1996;75(5): ) Barbay S, Plautz EJ, Friel KM, et al. Behavioral and nerophysiologaical effects of delayed training following a small ischemic infarct in primary motor cortex of squirrel monkeys.exp Brain Res.2006;169(1) : ) Biernaskie J,Chernenko G,Corbett D.Efficacy of rehabilitative experince declines with time after focal ischemic brain injury.j Neurosci.2004;24(5): ) Biernaskie J,Corbett D.Enriched rehabilitaive training promotes improved forelimb motor function and enhanced dendritic growth after focal isochemic injury. J Neurosci. 2001; 21(14): ) Jorgensen HS, Nakayama H, Raaschou HO, et al.outcome and time course of recovery in stroke.part Ⅱ: Time course of recovery.the Copenhagen Stroke Study.Arch Phys Med Rehabil.1995;76(5): ) Richards LG,Stewart KC,Woodbury ML,et al.movement-dependent stroke recovery;a systematic review and meta-analysis of TMS and fmri evidence. Neurophychologia 2008 ; 46: ) Pascual-Leone A, Nguyet D,Cohen LG,et al.modulation of muscle responses evoked by transcranial magnetric stimulation during the acquisition of new fine motor skills.j neurophysiol.1995;74: ) Traversa R,Cicinelli P,Bassi A,et al.mapping of Motor cortical Reorganization After Stroke. A Brain Stimulation Study With Focal Magnetric Pulses.Stroke 1997;28(1): ) P.M. デービス [ 著 ], 冨田昌夫 [ 監訳 ]. Right in the Middle. 東京 : シュプリンガー フェアラーク,1998: ) 高岡邦夫 [ 編 ]. 肩関節 - 病態 診断 治療の新たな展開. 別冊整形外科. 東京 : 单江堂,1999: ) 渡邊昌宏, 金岡恒治, 岡浩一郎ら. 物体挙上動作時の質量予測不一致による体幹筋の収縮 : 67

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81 ( 付表 ) 1. 臨床歩行分析研究会推奨のマーカ貼付位置 ( 第 1 近似 ) 股関節点 :A= 大転子の最も側方に突出した箇所膝関節点 :A= 膝蓋骨の中央の高さで前後径の後 1/3 足関節点 :A= 外果突起第 5 中足骨骨頭出典 ) 臨床歩行分析研究会発行 DIFF 解説書改訂版 Ver Plug-in Gait マーカモデル 出典 ) VICON 社 Plug-in Gait 説明書 76