<4D F736F F D2095F18D908F D EC96CE816A817C82502E646F63>

Size: px

Start display at page:

Download "<4D F736F F D2095F18D908F D EC96CE816A817C82502E646F63>"

つねときかがんじ
6 years ago
Views:

但野力学 IC センサーを用いた装着型歩行機能計測システムの開発茂 [ 北海道大学大学院工学研究科人間機械システムデザイン専攻バイオロボティクス講座 / 教授 ] 吉成用科長 ] 哲 [ 北海道立工業試験場製品技術部 / 人間情報応江良聡 [( 株エイティーエフ / 代表取締役 ] 中土幸男 [ 独立行政法人国立病院機構長野病院診療部長整形外科部長リハビリセンター長 ] 背景

1 但野力学 IC センサーを用いた装着型歩行機能計測システムの開発茂 [ 北海道大学大学院工学研究科人間機械システムデザイン専攻バイオロボティクス講座 / 教授 ] 吉成用科長 ] 哲 [ 北海道立工業試験場製品技術部 / 人間情報応江良聡 [( 株エイティーエフ / 代表取締役 ] 中土幸男 [ 独立行政法人国立病院機構長野病院診療部長整形外科部長リハビリセンター長 ] 背景目的歩行は人間が生活する上での最も重要な機能の 1 つであるが加齢とともに筋力やバランス感覚など様々な機能が低下し歩行能力は衰えてゆくまた近年高齢化に伴い変形性膝関節症などの歩行疾患の患者が急増している歩行能力の低下は場合によっては寝たきりの原因にもなる外科療法や薬剤により疼痛を和らげる治療法は発達しているが一時的な疼痛の緩和が歩行障害の本質的な改善につながらない場合も多く再発の危険性も高い疾患の治療方針やリハビリテーションによる訓練指導に対し歩行状態の客観的機能評価の簡便な計測手法が望まれている従来の歩行解析装置は CCD カメラを複数台用いて撮影しこれを画像処理するものである測定空間内のキャリブレーションが必要なため限られた室内に設置しその中を被験者が歩行し測定するリハビリテーション関連施設等で広く使用されているが一般的に数百万円から数千万円と高価でまた測定には高度な熟練を要するまたトレッドミルを用いた歩行解析例も見られるが厳密には通常歩行と異なるこれらは屋外歩行や階段歩行といった日常動作の測定には向かないそこで本研究開発では IC センサーを用いてどこでも利用可能な装着型歩行機能解析システムを開発した加速度センサーと角速度センサーを両下肢関節部および腰部に装着した歩行計測に限定し歩行の特性をバイオメカニクス的にモデル化する加速度センサーを用いての歩行解析は 197 年代から行なわれてきている 3 が加速度センサーのデータと 3 次元空間座標における歩行因子の関係についての報告は数少ないそこで加速度センサーを傾斜計として利用する方法に注目し加速度センサーと角速度センサーより各測定部位の角度を求め身体各部の 3 次元空間座標を計算する測定する部位に直接センサーを取り付けるためカメラを用いた撮影時に良く見られる計測点の隠れ等によるデータの欠如が無いまた測定環境による制限が少ないため狭い通路や屋外長距離長時間の測定など様々な環境下において歩行解析を行なうことが可能である一方一般的なカメラを用いた 3 次元動作解析手法の利点は映像を見て感覚的に歩行の異常を発見できる点である歩行解析において歩行速度歩行周期ステップ長ストライド長左右 1 歩時間などは重要な評価基準となるそこで加速度と角速度データから歩行中の下肢の関節動態等を三次元的に画像化する手法を考案しスティックピクチャによる歩行の再現を試みたまた従来から用いられている 3 次元画像解析法の 1 つである DLT 法 (Direct Linear Transformation Method を用いて得られた結果と比較することや屋内平坦路での通常歩行被験者に身体的拘束を施した擬似障害歩行雪道凍結路での歩行を比較することで本研究で構築した歩行解析システムの評価検討を行った内容方法.1 歩行解析装置の開発歩行機能を評価するための携帯型歩行解析装置を製作した腰部左右股関節部左右膝関節部左右足関節部に加速度 IC センサーと角速度 IC センサーを装着する加速度センサーは日立金属 ( 株の 3 軸加速度センサー H34C を用いたセンサーは直交する 3 軸方向の加速度を計測することが可能である Fig.1 に示すようにセンサーパッケージサイズは 3.4mm 3.7mm.9mm であり評価基板実装時寸法は 1.16mm 1.16mm 1.6mm である動作電源は.V から 3.6V の間である角速度センサーはマイクロストーン ( 株の軸角速度センサー MG-1Ba を用いたセンサーは直交する軸回りの角速度を計測することが可能である寸法は Fig. に示すように 14mm 14mm 6.75mm である電源は 5V で動作するそれら 7 つの加速度センサーと 1 つの角速度センサーのスイッチを同時に ON にして測定を開始する同期制御とセンサーから得られたデータを逐次記録記録可能なコントロールボックスの基盤回路および処理ソフトを製作した測定されたデータはパーソナルコンピュータと接続することでセンサー毎に取り出すことができる Fig.3 に製作したコントロールボックスを示すコントロールボックスは腰部に装着するため寸法 175mm 8mm 55mm( 突起部分含まず重量約 6g( 電池含むの小型軽量で装着しやすいデザインとした Fig.1 Accelerometer Fig. Grosensor

加速度センサーによる動作解析が困難とされてきた本研究では正常歩行の周期性に着目し周波数解析を行い測定加速度を重力加速度と運動加速度に分離するまた鉛直 ( 体幹軸廻り回転角は角速度センサーを用いて測定する

4 に示すように体幹腹部に角速度センサー体幹腹部と左右大腿部近位部左右下腿部近位部左右足背部に加速度センサーを取り付けたこの時運動によって軸方向が変化する座標系 o を運動座標系運動によって軸方向が変化しない O-XYZ を固定座標系とした

5 Coordinate sstem るように運動座標系の軸は直立静止時に固定座標系の Y 軸と一致するように取り付けるよって直立静止時の矢状面に運動座標系の軸があるように取り付けることとなる直立静止状態における加速度センサーの値から

2 Fig.3 Control bo. 加速度角速度データに基づく運動解析手法の開発通常動作解析では身体部位の運動が移動量 ( 距離で評価される加速度を二回積分すると理論的には空間移動量が計算できるしかし歩行中の測定加速度には重力加速度運動加速度およびノイズが含まれるため加速度センサーによる動作解析が困難とされてきた本研究では正常歩行の周期性に着目し周波数解析を行い測定加速度を重力加速度と運動加速度に分離するまた鉛直 ( 体幹軸廻り回転角は角速度センサーを用いて測定する歩行中の運動加速度と角速度から各測定位置の相対座標を検出しそれを床座標系 ( 固定座標系に変換する測定解析対象を股関節膝関節足関節とし Fig.4 に示すように体幹腹部に角速度センサー体幹腹部と左右大腿部近位部左右下腿部近位部左右足背部に加速度センサーを取り付けたこの時運動によって軸方向が変化する座標系 o を運動座標系運動によって軸方向が変化しない O-XYZ を固定座標系とした歩行の進行方向を X 方向鉛直方向を Z 方向と定義した (Fig.5 すなわち XZ 平面が矢状面と一致するように座標系をとるセンサーの軸方向は運動座標系の軸が各部位の長軸方向と一致す Fig.5 Coordinate sstem るように運動座標系の軸は直立静止時に固定座標系の Y 軸と一致するように取り付けるよって直立静止時の矢状面に運動座標系の軸があるように取り付けることとなる直立静止状態における加速度センサーの値から矢状面におけるセンサーの傾斜角を求めセンサー取り付け角度によるデータの補正を行っている各センサーのサンプリング周期は 1ms としたデータの記録や電源の供給を行なうコントロールボックスはウエストポーチに入れ Fig.4 のように歩行に影響の無い位置に取り付けた結果成果 3.1 加速度角速度データに基づく運動解析手法の開発角度導出方法加速度センサーを用いた角度導出方法は加速度センサーが静止状態であればセンサーが検出する加速度は重力加速度成分のみとなり式 (3.1 より重力方向を求めることができる (Fig.6 A G sin 1 = ( 1 (3.1 Fig.6 Angle derivation Fig.4 Sensor position

3 3.1. 重力加速度成分の推定歩行中の加速度データ (Fig.7 には重力加速度成分のほかに運動加速度成分や雑音が含まれているこれらを分離しなければ歩行中の加速度データから正確な角度を求めることはできないそこで歩行の周期性を利用することで雑音を取り除き (Fig.8 特徴的な周波数帯の波形の分解組み合わせによって重力加速度成分を推定し角度の導出を行っている本研究では 46,8, 通りの組み合わせについて検討した各部位の重力加速度成分の仮定を歩行中の各関節角度の可動域や heel contact 時の踵の Z 座標と体幹腹部の X 座標によって最適な組み合わせの判別を行う Fig.7 Raw acceleration data Fig.9 Lumbar angle Raw Filtered 相対座標の導出各部位の重力加速度成分と体幹腹部の角速度より式 (3.1 と式 (3. を用いて各部位の傾き角度を求める求めた傾き角度と身体寸法測定によって求められた各部位の長さより身体各部の相対座標を以下のようにして導く下腿部と大腿部は鉛直軸回りの回転運動が少なく角速度センサーを用いていないので同じ考え方を用いて相対座標を求めることができるまた体幹腹部も同様に求めることができる例えばある部位 AB の関節 A に対する関節 B の座標は以下のように表せる AB (, = ( AB, AB, AB AB = L AB sin AB AB = sin AB L AB = L AB AB 1 sin sin AB AB (3.3 (3.4 (3.5 (3.6 Fig.8 Filtered acceleration data 鉛直軸回り回転角度前節の重力加速度成分を用いた角度導出方法では鉛直方向の回転角度を求めることができないそこで本研究では体幹腹部の軸回転について角速度センサーを用いて計測を行なう角速度センサーで得られた角速度データを式 (3. のように積分することで角度が求められる = ω dt (3. しかしセンサーから得られた角速度データにはオフセット値などの微小な検出誤差が含まれておりそれを積分して求めた角度には少しずつ誤差が蓄積されるこの問題には歩行の周期性を利用し低周波成分を除去することで対処した (Fig.9 AB, AB AB: 関節 A に対する関節 B の相対座標 L AB :AB の部位長さ AB, AB : 加速度センサーより求められた方向角度次に左股関節中心に対する右股関節中心の座標は以下のように表せる (, = (,, = L cos singro = L cos cosgro (3,7 (3.8 (3.9 = sin (3.1 L, : 左股関節中心に対する右股関節中心の相対座標 L : 左右股関節中心間の長さ : 体幹腹部の加速度センサーより求めれた方向角度 Gro : 体幹腹部の角速度センサーより求められた軸回転角度

18, : 第三中足骨頭に対する足関節中心の相対座標 L, : 第三中足骨頭に対する足関節中心の L TA TA HA HA = ( L + L tan sin HA HA = ( L + L tan 1 sin 次に第三中足骨頭に対する足関節中心の座標は以下のように表せる TA (, = (, TA, TA = LTA sin + L cos (3.15 (3.

4 次に踵骨隆起部に対する足関節中心の座標は以下のように表せる HA (, = ( HA (3.11, HA, HA HA = L sin L cos (3.1 HA HA HA, HA (3.13 HA sin HA (3.14, : 踵骨隆起部に対する足関節中心の相対座標 L, : 踵骨隆起部に対する足関節中心の L HA HA 方向方向長さ, : 足背部の加速度センサーより求めら TA TA, TA れた方向角度 TA (3.18, : 第三中足骨頭に対する足関節中心の相対座標 L, : 第三中足骨頭に対する足関節中心の L TA TA HA HA = ( L + L tan sin HA HA = ( L + L tan 1 sin 次に第三中足骨頭に対する足関節中心の座標は以下のように表せる TA (, = (, TA, TA = LTA sin + L cos (3.15 (3.16 TA = ( L L tan sin (3.17 TA TA 方向方向長さ, : 足背部の加速度センサーより求められた方向角度これらの相対座標から左踵骨隆起部を基準とする各関節の座標が得られる (Fig.1 TA TA = ( L L tan 1 sin sin 相対座標と固定座標各部位の傾きによって各部位の相対座標を求めることができるまた Fig.11 の歩行中の左右下腿部方向加速度波形から heel contact の瞬間がわかるので接地している方の足の踵を基準点とすることで固定座標を求めることができる Fig.11 Heel contact 以上の一連の流れを Fig.1 に示す Fig.1 Calculation flow Fig.1 Relative coordinates 3. DLT 法との比較本研究では加速度センサーと角速度センサーを用いた歩行解析と 3 次元画像解析法の 1 つである DLT 法よる歩行解析を同時に行いそれぞれの結果の比較を行った今回の実験では歩行において特に重要である下肢に注目し実験解析を行なうことにした測定では Fig.13 のように被験者の左右上前腸骨棘股関節 ( 大転子中央と上前腸骨棘を結ぶ線上で大転子から 1/3 の点膝関節 ( 膝関節裂隙より cm 上方の高さで前後径の 1/ と 1/3 の中点足関節外果突起第五中足指節関節の 6 箇所に反射マーカーを貼り付けた

られるが波形の特徴についてはほぼ一致していることが確認できるこのことより加速度データを FFT とフィルタ処理によって分解し 3 倍振動まで考慮して波形の組み合わせを行う本手法を用いることで被験者の各関節角度変化の特徴を見ることが可能であると考える 5 Fig.

スティックピクチャによるリアルタイム再現映像と実際の歩行映像のつの動画を用いたこのつの動画を対比すると歩行の様子には大きな差は見られなかったまたつの動画を一時停止させてそのときの様子を比較した Fig.

17 には DLT 法とスティックピクチャのそれぞれから求めた股関節膝関節足関節の屈曲角度変化の比較を示すここでグラフの横軸は歩行周期をパーセンテージ (% で表した正規化表示であり Fig.

5 られるが波形の特徴についてはほぼ一致していることが確認できるこのことより加速度データを FFT とフィルタ処理によって分解し 3 倍振動まで考慮して波形の組み合わせを行う本手法を用いることで被験者の各関節角度変化の特徴を見ることが可能であると考える 5 Fig.13 Marker position 歩行は直立静止状態からの通常歩行とし歩行終了後も直立静止状態としたこれによりデータ処理の際にデータの歩行開始位置と終了位置をはっきりと確認することができるまた複数データの比較のため歩行を開始する足は右足からとした測定結果の比較にはスティックピクチャによるリアルタイム再現映像と実際の歩行映像のつの動画を用いたこのつの動画を対比すると歩行の様子には大きな差は見られなかったまたつの動画を一時停止させてそのときの様子を比較した Fig.14 にスティックピクチャによる屋内平坦路の再現映像と実際の映像の矢状面についての歩行の比較結果を示すリアルタイム表示で差を感じられなかったのと同様に静止画でも大きな差は認められなかった Fig.15 Fig.16 Fig.17 には DLT 法とスティックピクチャのそれぞれから求めた股関節膝関節足関節の屈曲角度変化の比較を示すここでグラフの横軸は歩行周期をパーセンテージ (% で表した正規化表示であり Fig.18 に歩行周期と歩行状態の対応を示すそれぞれの関節の屈曲角度変化の比較から値に差は見 Fleion angle(degree Fleion angle(degree Dorsifleion angle(degree Gait ccle(% Analed Fig.15 Hip fleion angle Gait ccle(% Analed Fig.16 Knee fleion angle Gait ccle(% Analed DLT DLT DLT Fig.17 Ankle dorsifleion angle Fig.14 Image comparison % 5% 1% Fig.18 Gait ccle

3.3 歩行実験加速度センサーと角速度センサーによる歩行解析システムを用いて被験者による通常歩行の違いや通常歩行と左膝関節をギプス材で固定した場合の歩行 ( 擬似障害歩行の違いを比較する実験を屋内平坦路にて行った被験者は 3 から 4 歳の健常男性 3 名とした実験に使 Fig.19Corridor Fig. Gait disorder 用した屋内平坦路は直線で約 m である (Fig.

のように左膝関節の固定を行ったその後被験者には膝関節を固定した状態でしばらく歩いてもらい被験者がある程度その状態に慣れてから測定を行った通常歩行の測定と同様に歩行の開始前と終了後は直立静止状態とし歩行を開始する足は右足からとしたまた本研究で構築したシステムの特徴の 1 つである様々な環境下での歩行解析が可能であることを示すために Fig.

3 は雪道歩行での各被験者の結果である平坦路歩行解析結果については 3 名の被験者における膝関節中心位置の軌跡 (Fig. と足関節中心位置の軌跡 (Fig.3 左右 1 歩時間の比較結果 (Fig.

6 3.3 歩行実験加速度センサーと角速度センサーによる歩行解析システムを用いて被験者による通常歩行の違いや通常歩行と左膝関節をギプス材で固定した場合の歩行 ( 擬似障害歩行の違いを比較する実験を屋内平坦路にて行った被験者は 3 から 4 歳の健常男性 3 名とした実験に使 Fig.19Corridor Fig. Gait disorder 用した屋内平坦路は直線で約 m である (Fig.19 実験装置は前節と同じものを用いセンサーやコントロールボックスを前節と同様の位置に取り付けたサンプリング周期も同じく 1msec として行った通常歩行は直立静止状態から開始とし歩行終了後は直立静止状態としたまた歩行を開始する足は右足からとした擬似障害歩行ではまず Fig. のように左膝関節の固定を行ったその後被験者には膝関節を固定した状態でしばらく歩いてもらい被験者がある程度その状態に慣れてから測定を行った通常歩行の測定と同様に歩行の開始前と終了後は直立静止状態とし歩行を開始する足は右足からとしたまた本研究で構築したシステムの特徴の 1 つである様々な環境下での歩行解析が可能であることを示すために Fig.1 のような雪道凍結路での実験を行った測定方法は屋内平坦路における通常歩行の場合と同様に行った Fig. から Fig.4 には屋内平坦路歩行での各被験者の体幹腰部中央に対する膝関節中心位置の動く軌跡と足関節中心位置の動く軌跡や左右 1 歩時間を示す同様に Fig.5 から Fig.7 は擬似障害歩行での各被験者の結果 Fig.8 から Fig.3 は雪道歩行での各被験者の結果である平坦路歩行解析結果については 3 名の被験者における膝関節中心位置の軌跡 (Fig. と足関節中心位置の軌跡 (Fig.3 左右 1 歩時間の比較結果 (Fig.4 から各被験者ともほぼ左右対称な動作であったと考えられる一般に健常者の歩行は概ね左右対称な動作であるが本解析により確認できたと考えるまた被験者によって軌跡や波形の形状が異なっていることから個人差による歩行の特徴の違いも確認できると考える一方平坦路擬似障害歩行では左膝をギプスで固定したことによって歩行には左右の非対称性が現れると予想される実験によって得られた膝関節中心位置の軌跡 (Fig.5 足関節中心位置の軌跡(Fig.6 左右 1 歩時間の比較結果 (Fig.7 を見ると 3 名の被験者ともにはっきりとした左右の非対称性が現れていることが確認できた以上のことから本研究で構築したシステムを用いることで歩行運動を評価する際の重要な評価基準である歩容の対称性を比較評価できると考えているまた雪道歩行実験の結果 (Fig.8 から Fig.3 から雪道歩行においても歩容の対称性を比較評価することが可能であることを確認できたこのことから本研究で構築したシステムは従来の 3 次元動作解析装置に比べて測定環境の制限が少ないことを示すことができたと考えている Fig.1 Snow road

7 Fig. Knee trajector (corridor Fig.8 Knee trajector (snow road Fig.3 Ankle trajector (corridor 1 Step duration (s A B C Right Left Fig.4 Step duration (corridor Fig.5 Knee trajector (disorder Fig.9 Ankle trajector (snow road Step duration (s A B C Right Left Fig.3 Step duration (snow road 3.4 歩行解析ソフトの開発身体各部の固定座標を以下に示した式 (4. 1 (4. を用いて座標変換を行なうことにより次元平面上にスティックピクチャを描画する Microsoft Visual Basic 6. を用いてプログラムを書き歩行解析ソフトを作成した Fig.3 に作成した歩行解析ソフト画面を示す Fig.6 Ankle trajector (disorder 1 Step duration (s A B C Right Left Fig.7 Step duration (disorder Fig.31 Frame view Xp = X cos + Z sin (4.1 Yp = X sin Z cos sin + Y cos (4. Xp, Yp : スティックピクチャ表示画面内への変換座標, : 視点位置を指定する角度. それぞれ軸回り軸回りの角度指定

8 X Y Z: 身体各部の固定座標歩行の様子を分かり易く提示するため様々な角度から見ることができる機能や再生速度の選択映像の拡大縮小などの機能を加えた Fig.3 の 1 がスティックピクチャによる再現歩行の表示画面であるスティックピクチャは腰部及び左右の大腿部下腿部足部により構成され各部位ごとに色を変えている解析においてはより歩行データを選択し次に 3 の表示座標系 ( 固定相対を選択するここで相対座標系を選ぶと体幹腹部を画面中央に固定した歩行表示となるまた 4 で選択した関節の歩行時軌跡を表示することができ複数関節軌跡の同時描画も可能である 5 には観測者の位置指定のための角度を入力する固定座標系の XZ 平面が X 軸回転角度度 Z 軸回転角度度と定義し (Fig.31-Ⅰ Fig.31-Ⅱ の位置から見る場合は X 軸回転角度 15 度 Z 軸回転角度 1 度となる再現歩行映像表示に関してはフレームレート (1 秒間に描写するピクチャ数 6 画面に残したい残像のフレームレート 7 倍率 8 位置 ( 平行移動距離 9 再生速度 1 等がそれぞれ指定できる表示中のスティックピクチャの一時停止 11 再スタート 1 録画 13 等も可能である全ての設定が完了するとスタートボタン 15 を押すだけで指定データの読み込みと計算が実行され簡単にスティックピクチャによる歩行表示を行うことができる歩行因子についても上記と同様に Fig.3 の画面内に表示するまず歩行周期 16 は身体各部の固定座標を導出する際に用いた heel contact の時間 (Fig.11 より求める計算には定常歩行が期待できる 4 歩目から 14 歩目までの 1 周期毎の平均時間を用いる左右の 1 歩時間 17 についても同様に計算することができる歩行速度 18 ストライド長 19 ステップ長については heel contact 時の踵固定座標に着目し導出可能であるまた身体各部の固定座標と各関節屈曲角度の計算式より股関節膝関節足関節の屈曲角度変化が求まるその結果を画面画面右上段中段下段にそれぞれ表示するグラフの横軸を時間縦軸を関節屈曲角度とした股関節膝関節は屈曲を正伸展を負とし足関節については背屈を正底屈を負とした以上によりスティックピクチャによる定性的評価と歩行因子による定量的評価など歩行状態の客観的評価に必要な項目を網羅し誰でも簡単に扱える解析ソフトが構築できたと考える 3.5 まとめ本研究を通して以下の結言を得ることができた (1 加速度センサーと角速度センサーを用いた歩行解析システムを構築した ( 従来の 3 次元動作解析手法の 1 つである DLT 法を用いた解析結果との比較から構築した歩行解析システムの評価検討を行った (3 構築した歩行解析システムを用いて歩行解析を行い屋内平坦路や雪道における歩容の対称性の比較評価が行えることを確認した (4 従来の 3 次元動作解析システムよりも安価で測定環境に制限の少ない歩行解析システムを構築した Fig.3 Gait analsis software

9 今後の展望本研究では加速度センサーと角速度センサーを用いて安価で測定環境に制限の少ない歩行解析システムを構築し今後の実用化に向けて基本的な部分の知見を得ることができたしかし実際にリハビリ等の現場で使用するには解決しなければならない課題が残されているその 1 つに実験解析にかかる手間の多さが挙げられる特に重力加速度成分の推定の際の組み合わせ計算では 46,8, 通りの計算を一度に行うと膨大な計算時間が掛かってしまうために計算を分割して行っているこれを 1 度で行えるような計算プログラム上の工夫や組み合わせを減らすことのできるような新たな条件の追加などが必要であると考えるつ目にスティックピクチャの再現精度の向上が挙げられるこれについては体幹腹部だけではなく大腿部下腿部足背部についても軸方向の回転角を考慮するなど運動に対するより多くの情報を取得することでより精度の高い再現解析が可能になるのではないかと考えるまた本研究では平坦路における歩行の測定および解析を行ってきたこれにより雪道など屋外での測定や長距離長時間の測定が可能なことが確認でき従来に比べて測定環境の制限は少なくなったと言える今後は本解析手法の特徴を活かすべく階段や坂道といった平坦路よりも複雑な歩行路においても日常動作の歩行解析が行えるようになればと期待するそして様々な測定環境下において歩行の測定および解析が可能となることが今後の高齢化社会に対応した歩行解析の発展につながると考えている参考文献 (1MM Sequeira,M Rickenbach,V Wietlisbach, B Tullin,Y Schut:Phsical activit assessment using a pedometer and its comparison with a questionnaire in a large population surve American Journal of EpidemiologVol.14, Issue9, ,(1995 ( 内閣府 : 平成 17 年度版高齢社会白書,-3 (5 (3 J.R.W Morris:Accelerometr - A technique for t he measurement of human bod movements, Journal of Biomechanics,Vol.6,Issue6,79-736,(1973 (4 石田明允, 廣川俊二, 宮崎信次, 阿江通良, 林豊彦 : 身体運動のバイオメカ二クス, コロナ社,1-139,( (5 小原二郎, 内田謙, 上野義雪, 八田一利 : 人体を測る計測値のデザイン資料, 株式会社日本出版サービス,48-84,(1986 (6 工業技術院生命工学工業技術研究所 : 設計のための人体寸法データ集, 生命工学工業技術研究所研究報告,Vol.,No.1,53-153, ( (7 キッセイコムテック株式会社, (8 日立金属株式会社, (9 マイクロストーン株式会社,

要旨一般的に脚長差が3cm 以下であれば著明な跛行は呈しにくいと考えられているが客観的な根拠を示すような報告は非常に少ない本研究の目的は脚長差が体幹加速度の変動性に与える影響を加速度センサーを用いて定量化することである対象者は健常若年成人男性 12 名とした腰部に加速度センサーを装着し

要旨一般的に脚長差が3cm 以下であれば著明な跛行は呈しにくいと考えられているが客観的な根拠を示すような報告は非常に少ない本研究の目的は脚長差が体幹加速度の変動性に与える影響を加速度センサーを用いて定量化することである対象者は健常若年成人男性 12 名とした腰部に加速度センサーを装着し脚長差が歩行中の体幹加速度の変動性に及ぼす影響について柿本信一西村拓真林尚孝秀村碧斗目次 Ⅰ. はじめに 71 Ⅱ. 対象と方法 71 Ⅲ. 結果 73 Ⅳ. 考察 74 69 要旨一般的に脚長差が3cm 以下であれば著明な跛行は呈しにくいと考えられているが客観的な根拠を示すような報告は非常に少ない本研究の目的は脚長差が体幹加速度の変動性に与える影響を加速度センサーを用いて定量化することである