yoshimi.'s Diary

よしみ.が過去にやってきたことに掃き溜めです

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パーキンソン病（PD）は、一般的な進行性神経変性疾患であり、運動症状と非運動症状の両方に影響を及ぼす。その中でも、歩行の凍結（FOG）は、転倒の原因となることが多い運動症状であり、PD患者の半数近くがFOGに悩まされています。本研究では，FOGを抑制するために開発されたロボット支援システム「UPS-PD」の有効性を検討した．5名のPD被験者を対象に、10mの直進歩行課題における二肢スーパーポート相（DLS）、歩行時間、歩数を測定した。 また、健常者におけるUPS-PDの安全性をOpenSimを用いて検討し、健常高齢者サブジェクト4名のDLSパラメータを評価した。PD患者を対象とした実験では，2名の被験者のDLSパラメータに改善が見られた．さらに、1人の被験者の歩幅ともう1人の被験者の歩幅と歩行速度が改善されました。また、両被験者とも歩行の不安定性については問題がなかった。また、ＵＰＳ-ＰＤは、シミュレーションにおいて、健康な高齢者の被験者の歩行や、健康な被験者モデルの歩行に悪影響を与えることはなかった。 以上のことから、UPS-PDはPD患者の歩行改善に有用な装置であると考えられます。

1. 序章
1.1. 1.1.背景
パーキンソン病（PD）は、中脳の黒質ドーパミンニューロンの減少によって引き起こされる進行性の神経疾患である。 振戦、歩行障害、姿勢反射障害などの運動症状と、認知機能障害や自律神経機能障害などの非運動症状を呈する [a]。日本では、高齢化に伴いPDの危機率が高まる中、PD患者数が増加している。日本の患者数は約150～200万人と推定されており[1]、PDの運動症状や非運動症状による生活の質の低下への対策が必要とされている。PD患者の歩行障害には、歩行の凍結（FOG）、短歩歩行、歩行の非対称性などがある[2]。Amboniら[3]によると、PD患者593人のうち、FOG、すなわちフリーザーを経験している人は54％であり、これは検討された患者数の約半分であり、FOGはPD患者によくみられる症状であることが示されている

1.2.関連研究

岡田ら[4]は，ペダル式車椅子COGYをPD患者が駆動する実験を行い，規則的で高速なペダル運動による運動が確実に得られたことを報告している．また，櫛田らの研究[5]では，重度のPD患者を対象にペダル式車椅子を用いたリハビリテーションの効果を評価し，FOGや赤道足の減少に加えて，歩行速度，歩幅，歩数などの歩行パラメータが改善されていることがわかった。これは、ペダリング運動によって得られる運動感覚、足圧感覚、視覚変化が、抑制された視床を活性化させるためと考えられた。COGYを用いた岡田らの研究結果や櫛田らの研究結果から、PD患者に歩行速度を大きな歩幅側で長時間に渡って低下させる訓練を行うことで歩行の対称性の改善と歩幅の減少の改善が得られたこと[6]や、PD患者では歩幅の減少がFOGを誘発したこと[7]から、外力による歩行の介入がFOGの予防に有効であると考えた。また、歩行パラメータが改善されたことも報告されている。例えば、[8]で開発された空気圧駆動の人工筋肉で脚の制御を補助する装置であるUPS-PDは、車椅子を必要としないYahrスケール[9]III～IVのPD患者の両側のケイデンス（片側ケイデンス）の非対称性を緩和し[10]、1回の歩行サイクル内での立脚相比と旋回相時間の非対称性を減少させ、立脚相時間のばらつきを減少させた[11]。

1.3. 本研究の仮説
FOGを経験したPD患者は、FOGを経験しない患者に比べて二肢支持相（DLS）が長く[12] 、健康な高齢者ではDLSの増加が転倒と関連している[13]ことから、DLSを短くすることが歩行能力の向上に有益であると考えられている。本論文では，脚が地面に接触している立脚初期のDLSを%初期DLS，立脚末期のDLSを%終末DLS，それらの合計を%総DLSと呼び，1回の歩行サイクル内での比率を%初期DLS，%終末DLS，%終末DLSの合計を%終末DLSと呼んでいる．初期DLSはスタンスフェーズの初期着地時に荷重を受け、終点DLSはスタンスフェーズの最終段階で身体を前方に移動させた時のDLSである。終端DLSは、UPS-PDによってアシスト側のスタンスフェーズの最終段階から旋回フェーズへの移行が容易になったときに減少すると考えられる。アシスト側が早期に地面から離れると，スタンス相の初期段階で反対側では％初期DLSが短くなることが予想される．その結果，UPS-PDによるアシスト時に両側の%Total DLSの再低下が生じていると考えられ，歩行能力が向上します．本研究では，5名のPD患者のDLSに対するUPS-PDの効果を，他の歩行パラメータに加えて検討した．また、健康な高齢者の%Total DLSを指標として、UPS-PDの有無が歩行に悪影響を及ぼさないことを検証し、UPS-PD補助の効果を検証した。本稿の第2節では，本研究で使用したアシスト装置であるUPS-PDの詳細を紹介する．第3節では本研究で実施した実験について、第4節では得られた結果について述べる。第5節では得られた結果についての考察を行い、第6節では本研究の結論を述べている。

2. UPS-PD
本研究で使用した UPS-PD は，先行研究[8]で開発されたものである．UPS-PD は，使用者が支持脚の自重で力センサを踏むことで歩行に誘 導されるように脚のスイングを補助する装置であり，スイング脚に配置された低 圧駆動型の空気圧式人工筋肉を駆動させることで，歩行に同期した刺激を供給して 歩行を支援する装置である．また，歩行に同期した力刺激を与えることで歩行をサポートします．この装置は、アンプラグドパワードスーツ（UPS）[14] を基に開発されたもので、ダイ ヤ工業株式会社と広島大学が共同で開発したものである。UPS は、フットポンプに体重をかけた状態で低圧駆動の空圧義足筋に空気を送り込むことで駆動するため、足部の不安定性や歩行時の違和感が発生する可能性がある。そこで、ＵＰＳ-ＰＤは、図１に示すように、足の踵に設けた力センサ（ＦＳＲ-４０６）を介して踵の接触を検出し、ＣＯ２ガスカートリッジから人工筋肉にＣＯ２ガスを送り込んで人工筋肉を駆動させるようにしている。これにより、フットポンプによる足部の不安定性の問題を解決しました。ガスの切り替え制御はArduinoと電磁弁(KOGANEI G010E1,図2)を用いて実現し、閾値制御を用いて踵の接触を検出しました。かかとが接触してから片足のかかとが離れるまでの間、UPS-PDからアシスト力が供給されます。歩行サイクル中のアシストタイミングを図3に示す．図1に示したように，右側に全長0.32mの人工筋肉を2本並列に接続し，左側に足裏の力センサを設置した．人工筋肉は、使用者が直立姿勢になった状態で、起点が右側の腰部の上前腸骨棘に位置するように配置されている。人工筋の下端を自然長が約0.02m伸びるようにストレッチすることで、アシスト側に約1Nの張力をかけた。本研究では、定常歩行時の歩行を調べるために、利き足の影響は小さいと考え、右足のみをアシスト側としました。この場合、0.3MPaのガス圧をかけたとき、約26Nの最大出力が得られた。人工筋肉の下端を膝下の脛骨下部に配置し、全長が足りない場合はマジックテープを用いて延長した。ＣＯ２ガスカートリッジ１本で駆動した場合、歩行速度と歩幅に応じて連続駆動可能距離は少なくとも約５０ｍであった。体重60kgの人間の歩行では着地開始から0.02秒経過した時点で約100Nを超える接地反力があることから力覚センサの閾値を75Nとし[15]、サンプリング周波数50Hzのノベル社製足圧分布測定装置Pedar-xシステムを使用した。この値は、被験者間で体重が異なる場合でも、ＵＰＳ-ＰＤの力覚センサが着地のタイミングを確実に検出できるように十分な余裕をもって設定した。着地タイミングの推定は、着地タイミングとPedar-xから取得した足圧データに基づいてUPS-PDの閾値を超えていたため、被験者ごとのUPS-PDの着地検出の最大平均誤差は約0.02秒であり、Pedar-xのサンプリング周期とほぼ同じであることが判明した。このことから、一定の精度で着地タイミングを検出できた可能性が高いと考えられる。

3. 3.実験
3.1. シミュレーション
UPS-PDでは、人工筋の下端が膝下に位置してスイング脚を補助するため、上前腸骨棘から膝下の脛骨下部の配置点に引張力が作用する。この引張力が、脚のスイング時の膝関節角度や股関節屈曲角度に影響を与え、歩行の不安定性を誘発する可能性を検証するために、本研究では、この引張力が膝関節角度や股関節屈曲角度に影響を与え、歩行の不安定性を誘発する可能性があることを明らかにしました。例えば，足と接地面とのクリアランスの低下やつまずきについては，国立リハビリテーション研究センターが開発した筋骨格系モデルシミュレータであるOpenSim [16]を用いてシミュレーションを行った．このシミュレーションでは、補助側（右側）の2つの関節角度を、補助のプロビジョンの有無で検討しました。
3.1.1. 空気圧人工筋出力
測定 シミュレーションを行うために、人工筋肉の出力特性を調べた。実験条件は図4に示す通りで、力覚センサを固定し、人工筋をマジックテープで自然長から0.02m伸ばして固定し、1Nの引張力を加えました。この状態で人工筋に0.3MPaを入力して最大出力を出してから、最大出力を出してから1Nに低下するまでのアウトプットの時系列変化（図5）を測定した。電磁弁の開閉はスイッチで行った。測定は全体で10回実施した。
3.1.2. シミュレーション条件 OpenSimを用いたシミュレーション条件を表1に示す。 シミュレーションモデルはGait2392[17]のPath Actuatorを使用しました（図6）。これは，健康なアメリカ人成人男性の筋骨格系モデルです．動作は，左足を伸ばして段差をつけた状態から，右足を旋回相から初期立脚相に移行させるまでの 1 秒間の歩行である．設定された外力は、空圧人工筋の出力結果の時系列データに基づいています。空気圧人工筋と皮膚や布との摩擦力の影響は考慮していません．歩行運動は，健康なアメリカ人成人男性の歩行をシミュレートしています[17]．アシストを与えない条件では，人工筋の出力を 0 N と仮定してシミュレー ションを行い，アシストを与えた条件では，左足踵が地面に接地するまでの 0.07 秒間に人工筋が接地してから左足踵が地面から離れる 0.24 秒間にガスが充満し，人工筋が最大 5.91 N で動作したと仮定し，その後 0.34 秒で出力が低下したと仮定した．

3.2. PD患者実験
3.2.1. 実験プロトコル
UPS-PDを用いた歩行支援が歩行や歩行能力に及ぼす影響を調べるために、促進経路3.0m、歩行経路10.0m、減速経路3.0mの合計16.0mの直線歩行課題を、被験者が快適に過ごせる速度で実施しました（図7）。直進歩行課題を選択した理由は、旋回などの動作が不要であり、直進歩行中のつまずきや転倒の危険性が低いと考えたためである。PD患者の歩行には音の手がかりが影響している[18]。そのため、人工筋肉の駆動音が手掛かりとしての歩行に与える影響は、耳栓を用いることで解消される。被験者に耳栓を使用させ，体重などの負荷条件を一定に保つためにUPS-PDを使用させた未使用条件では，歩行補助ありと補助なしの2つの条件について，それぞれ3回の実験を行った。PD1のアシストについては後述する1回目の場合を除き，6回の試行を無作為化した順序で実験を行った．PD1の場合は、人工筋の末端が脛骨の前面から外側にずれており、患者は違和感と歩行困難を訴えていた。そこで、セットアップを調整し、アシスト条件を変更した。他の被験者については、人工筋末端を脛骨の前側に配置し、アシスト条件は一定とした。各試行は30秒の休憩を入れて実施し、踏ん張り側の足は右足とした。踏みつけやアンバランス転倒の危険性に備えて、1人のヘルパー（助手）が被験者の横を歩いてアシストを行い、もう1人のヘルパーに待機してもらいました。実験の様子をPedar-xとビデオカメラで記録し、10.0mの歩行に要した歩数と時間を測定しました。実験中の写真を図 8 に示す。
3.2.2. 測定パラメータ
本研究では，%Initial DLS，%Terminal DLS，%Total DLS の測定を行った．歩行安定性の指標とされる％DLSの変動係数（CV）[19]は式（1）を用いて求め、％Total DLSは介助あり、介助なしの歩行条件で、各被験者の両側の％DLSを求めた。

4. 結果
4.1. シミュレーション
図9は、シミュレーション結果から得られたUPS-PD搭載側である右側の膝関節屈曲角と股関節屈曲角を示しています。股関節屈曲角は、補助時のスイング時と0.6秒後の初期スタンス時に最大約10.0の増加が見られ、膝関節には大きな変化は見られませんでした。
4.2. PD患者実験
有意差が認められた平均歩行時間、歩数、%Total CV、%Total DLS を以下に示す。なお、各被験者で有意差が認められなかった%Total DLSについては、付録Aに記載しています。
4.2.1. 歩行時間と歩数
歩行時間は、10.0mの歩行路に入ってから最初の一歩目の開始時刻から歩行路を出てから最初の一歩目の開始時刻までの時間について、Pedar-xdataとビデオカメラのデータを照合して算出した。被験者ごと、各条件ごとの平均歩行時間を表4に、平均歩数を表5に示す。
4.2.2. 各ＰＤ被験者の％総ＣＶ
表6は、各PD被験者の%Total CVを示しています。

4.2.3. PD患者の%DLS
図10～13は、有意差が認められた%初期DLSと%総DLSの標準偏差と平均値をそれぞれ示したものである。"アシスト」と「アシストなし」はアシストの有無、「L」と「R」はそれぞれ左右の脚の値を示しています。PD1とPD4については対のt検定を行い、PD2についてはWilcoxon符号付き順位検定を行った分析結果である。p<0.05で有意差があったものを＊で示しています。

 4.2.4. PD患者の歩行変化
PD1の%Initial DLSと%Terminal DLSには有意な差はないが、アシストなしの場合に比べて短い。総DLSは両側とも有意に低下していた。平均歩数に有意な変化はなく，平均歩行時間は約0.70秒減少した．平均歩行時間は1歩分の時間と同じかそれ以上短縮しており[21]，1歩あたりの所要時間が減少していることがわかる．PD2の場合、アシストにより左側の%Initial DLSと%Total DLSが有意に減少し、平均歩数に変化はなかったが、平均歩行時間は0.20秒増加した。PD患者の1歩あたりの所要時間は約0.56秒[21]であり、これは10mの直線歩行課題の所要時間がPD患者の1歩あたりの所要時間の約36%延長したことを示しており、PD2では1歩あたりの所要時間が増加したことが示唆される。PD3では、DLSに有意な変化は認められず、平均歩数にも変化は認められなかった。平均歩行時間には0.35秒の増加が認められた。これは歩行ペースが遅くなったことを示唆している。PD4では、左側のアシストで初期DLSの有意な増加が認められた。この時、平均歩数は0.70歩減少し、平均歩行時間は約0.40秒増加しており、ゆっくりとした歩幅になっていることがわかりました。PD5のDLS値はいずれも有意な変化を示しませんでした。平均歩数は1.3歩減少し，平均歩行時間は0.90秒減少しており，歩行が速く大きな歩幅になっていることがわかりました．また，総歩数はPD4のみが介助時の総歩数の増加を示したが，歩行の不安定性や転倒は認められなかった．健常高齢者の在宅10m直線歩行課題の平均歩行時間は男性9.75秒、女性10.2秒で、平均歩数はそれぞれ17.05歩、18.55歩[22]であることから、PD1、PD4、PD5は歩行時間、歩数ともに健常高齢者を上回る値を示した。

4.3. 健康高齢者実験
4.3.1. 4.3.1. 各健康な高齢者被験者の%Total CV 表7は、各健康な高齢者被験者の%Total CVを示している。"NoUPSはUPS-PDを使用しなかった場合の結果，Assistはアシストの有無，NoAssistはアシストの有無を，Land Rは左右の脚の値をそれぞれ示す．
4.3.2. 健康な高齢者における%Total DLS
図１４～１６に有意差が認められた％Total DLS の平均値と標準偏差を示す．"NoUPSはUPS-PDがない状態、Assistはアシストの有無、NoAssistはアシストの有無、Land Rは左右の脚の値をそれぞれ示している。HL2 を除き、分析はすべてボンフェローニ法で補正した Wilcoxon 符号付き順位検定に基づいて行った。p<0.05 が真で有意差があるものを＊＊、p<0.01 が真で有意差があるものを＊＊＊で示した。左側のHL3、HL4ではFriedman検定で有意差は認められなかった。

4.3.3. 健康な高齢者の歩行変化
健康な高齢者の総DLSをみると、HL2からHL4の間では、UPS-PDの有無に左右差は認められなかった。HL1では、UPS-PD装着時に両側で有意なTotal DLSの低下が認められた。アシスト条件では、NoUPS条件と比較して、HL1、HL2の両側およびHL3の右側でTotal DLSの減少が見られた。 HL2では、NoAssistとAssistを比較すると、歩行補助時の総DLSは両側で減少していましたが、HL1とHL2、HL3では右側で減少していました。アシストの有無で総動員数を比較すると、HL4の場合を除き、総動員数は両側で減少しています。

5. 議論
5.1. シミュレーション
OpenSimを用いたシミュレーションでは，旋回相と初期立脚相で股関節の屈曲が増加しており，膝関節には大きな変化は見られませんでした．このことは、UPS-PDが主に股関節の屈曲を補助し、接地面とのクリアランス確保に寄与していることを示しており、また、UPS-PDがステップ長の増加を誘導していることを示しています。これらの結果から、健康な成人では、直進時のつまずきなどの歩行安定性の低下のリスクが低減されることが示唆されました。

5.2. PD患者実験
5.2.1. DLS、歩数、歩行時間への影響
PD1では，左右の%Total DLSが有意に減少した．PD2の場合は、左足側の%Initial DLSと左足側の%Total DLSが減少しており、これは右足へのスイングアシストにより左足の着地から右足の離陸までの時間が短縮されたことによると考えられる。PD1の場合、アシストの有無に関わらず平均歩数に大きな変化はなかったが、所要時間が短縮され、左右の%Total DLSが低下した。これは、脚の振り出しへのアシストにより身体の重心移動が促進されたためと考えられます。PD3では歩行時間が0.35秒増加したことで歩行速度が低下しましたが、歩数に変化はなく、%DLSの全ての値に有意な影響はありませんでした。これは，元々の歩行速度が高いため，UPS-PDのスイングレッグアシストの影響を受けにくいためと考えられます．PD4の場合、必要歩数の減少と歩行時間の増加により歩幅が遅くなり、左側の%初期DLSが大幅に増加した。また、実験後に得られた被験者からのコメントでは、UPS-PDからの力を次のステップへの合図として認識していることが示唆されました。モールステップの長さがFOGを誘発することや、%Total DLSが[23]のPD患者と同じ値であることを考慮すると、全体的な歩行能力が向上していると考えられます。PD4 の場合、左側の初期 DLS が増加した原因は、被験者が合図を認識した後に脚を振ったため、右側の振 り方に遅れが生じ、左側の初期 DLS が増加した可能性があります。また、歩幅歩行の開始に伴い、人工筋に残存するガスによる緊張が負荷として作用し、遅延が発生したと考えられる。PD5の場合、歩数が1.3歩減少し、歩行時間が0.9秒減少したことから、速歩歩行が発生したことが示唆された。これは、歩数が少ないとFOGが誘発され、高齢者の歩行速度が低下することから、歩行能力の向上と考えられます。しかし、DLSには有意な効果は認められなかった。このことから，歩行補助時に身体の重心移動の円滑化が起こる可能性が示唆された．PD患者の平均歩幅は約0.61m[21]であり，平均必要歩数から算出したPD4，PD5の歩行補助時の歩幅はそれぞれ約0.49m，0.52mと推定され，歩幅が過度に増加していないことが示された．以上のことから，UPS-PDによる歩行補助はPD1，PD2の%DLSに対して本研究の仮説で予測された効果を発揮し，歩行速度の改善をもたらしたと推察されます．また，UPS-PDによる歩行補助はPD4の歩幅，PD5の歩幅と歩行速度の改善をもたらした．
5.2.2. フォースキューの可能性
PD4の歩行がゆっくりとした歩幅に変わったのは、前述の緊張の影響の可能性に加えて、力を合図として認識した上で、サブジェクトが脚の振りを意識するようになった可能性が考えられる。FOGの解放には、音声刺激や視覚刺激などの周期的な外部刺激（キュー）が用いられることが知られている[18]。歩行中に脚をできるだけ大きく振るという意識的な合図の下で歩行したPD患者では、歩行速度と歩幅の有意な増加が観察され[24]、体性感覚的な合図が歩行速度を低下させている可能性がある[25]。このことは、意識的に脚を振ろうとすることで歩幅が増加し、体性感覚への刺激で歩行速度が低下した可能性を示しています。

5.2.3. 歩行安定性
歩行安定性の指標とされるDLSの変動係数（％Total CV）[19]は、PD4の場合のみ歩行補助時に増加を示した。これは、被験者が歩行の変化に適応できず、安定性が低下したためと考えられる。しかし、他の被験者では変動係数が減少していた。また、[26,27]の健常者と高齢者のDLSの変動係数とほぼ同じか、それ以下であることから、いずれの値も許容範囲内であると考えられる。この実験では、被験者の中に転倒や不安定な姿勢を示した者はいなかった。歩行安定性については，PD4の場合にのみ増加したが，健常者の場合とほぼ同じであったため，歩行不安定性に対するUPS-PDの効果は小さく，PD患者へのUPS-PDによる歩行補助により歩行改善が達成されたことが示唆された。
5.3. 健康な高齢者を対象とした実験
全ての被験者において、UPS-PD の装着による総 DLS の増加は認められなかった。 HL4の場合はUPS-PD装着時に%Total CVが増加したが、[26,27]の健常者と高齢者のDLSの変動係数と同等かそれ以下の値であった。このことは、UPS-PDの有無によって歩行の悪化が起こりにくいことを示している。また、装着時のアシストの有無については、HL2の場合、歩行補助時の総DLSの低下が認められました。UPS-PDの有無とHL1、HL2の両側とHL3の右側でのアシストの有無を比較すると、歩行補助時の総DLSの低下が観察されました。また、HL2とHL3では、UPS-PDの有無に差は認められませんでした。歩行補助時に総DLSが改善されていることが示唆された。
5.4. 他の歩行補助装置との比較
本研究で使用した人工筋の最大労作力は約 26 N であるが，実際の労作力は踵の接触時間に依存しており，シミュレーションでは約 5.91 N，あるいはある程度大きくなると推定される．28]の下肢アシスト1自由度ロボットの出力が約16Nであることから，本研究で使用したUPS-PDアシスト装置は比較的低い出力ではあるが，PD患者の歩行に介入することが可能であると考えられる．
5.5. 今後の展望
本研究では、PD患者の症状の違いから、UPS-PDの使用によりどのような症状に影響を受けたのかを調べるために、被験者ごとに観察された変化を主に評価した。サンプル数が少なかったため、今後の研究ではサンプル数を増やしてさらなる検討を行う必要がある。また、所定の薬の服用による症状への影響をほぼ一定に保つように、所定の薬を服用する２時間前に実験を行ったため、本研究で行った作業中に被験者はＦＯＧを経験しなかった。したがって、歩行支援が FOG に与える影響は明らかになっていない。今後は，FOG症状を頻繁に経験するPD患者に対するUPS-PDの効果を調べるとともに，直進歩行課題中にUPS-PDを中止した場合の歩行への影響を調べる必要があると考えられる。本研究では、歩行時の人工筋出力のログは取得していない。今後の研究では、実際の人工筋の出力情報を取得する必要がある。

6.結論
PD は FOG の他に振戦、歩行障害、姿勢反射障害などの運動症状を呈する一般的な進行性神経障害である。FOGを経験したPD患者の歩行時のDLSは、FOGを経験しない患者に比べて長く、DLSの増加は転倒と関連している。そのため、DLSを短くすることが歩行能力の向上に有効であると考えた。低圧駆動の空気圧式人工筋肉を介して歩行誘導的に脚のアシスト制御を行う装置であるUPS-PDを用いてPD患者の歩行能力を改善することを目的に、5名のPD患者に対してその効果を検討しました。また，健康な高齢者4名を対象に，UPS-PDの有無が歩行に悪影響を及ぼさないことを検証し，UPS-PDの歩行補助効果も検証した．PD患者を対象とした実験では、10.0mの直線歩行にUPS-PDが必要とした歩数、歩行時間、歩行時の%初期DLS、%終末DLS、%総DLSを測定し、%総CVによる歩行安定性への影響を検討し、健常高齢者の%総DLSと%総CVを評価しました。また，OpenSimを用いたシミュレーションにより健常者の安全性を検討し，UPS-PDが歩行時の関節角に与える影響を検討した．PD患者実験では、本研究の仮説で予測された結果を2名の患者に提示し、DLSの観点から歩行の改善を確認しました。また、そのうちの1人の患者では歩行速度の改善がみられました。また、1名の患者で歩幅の改善が、もう1名の患者で歩幅と歩行速度の改善がみられました。シミュレーションの結果、健常者では歩行への悪影響が少ないことが示され、％Total CVでは、PD患者では歩行安定性にUPS-PDが有意な影響を及ぼさないことが確認されました。また、健康な高齢者の症例では、ＵＰＳ-ＰＤの有無にかかわらず歩行の悪化は見られず、歩行補助時には歩行の改善が可能であることが示された。これらの結果から、UPS-PDは歩行を阻害しにくく、健常高齢者やPD患者の歩行改善装置として有用であることが示唆された。