増幅器皮膚電極筋線維運動神経細胞神経軸索神経筋接合部図 1 筋電位の発生メカニズムと計測方法を示す模式図 Fig. 1 Schematic diagram of myoelectric signal generation and its detection. 細胞と筋線維には1 対多の

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みひなとりこし
5 years ago
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1 総説 < General remarks > Special Issues No.3:Measurement Technique for Ergonomics, Section 4:Measurements and Analyses of Bioelectric Phenomena and Others(1) Surface Electromyography for Human Factors Research, by Tadashi MASUDA. 特集 3 人間工学のための計測手法第 4 部 : 生体電気現象その他の計測と解析 (1) 1 - 表面筋電図の測定方法と人間工学への応用 - 増田正 2 1. はじめに筋の緊張状態を推定する方法として筋電図法 (electromyography:emg) がある. 電極を通して筋の緊張に伴って発生する電位 ( 筋電位 ) を計測することにより, 電極の検出範囲にある筋が, どのタイミングで, どの程度の強さで緊張しているかを推定することができる. また, 筋電位信号 (myoelectric signal) を周波数分析することにより, 筋の疲労度を推定することもできる. この総説では, 今まで筋電図を使ったことがない, あるいは, 特に原理を知ること無く指示された手順だけを基に筋電図を計測してきたという読者を念頭におき, 筋電図の原理を理解して的確に計測し, 人間工学的な研究に役立てられるように概要を説明する. この総説あるいは引用文献を手がかりとして, 電源周波数の信号 ( ハム ) や, リード線や電極の動きによって生じる人工的な変化 ( モーションアーチファクト ) を含まない, 本来の筋電位信号を的確に計測できるようして頂ければ幸いである. 概略を次節以降に記すが, より詳しい内容について 1) は文献を参照して頂きたい. また, イタリア, トリノ工科大学のMerletti 教授が中心となって取りまとめた, 筋電図データを報告するための標準(Standards for Reporting EMG Data) がインターネット 2) 並びに表面筋電図関係の論文が掲載されるJournal of Electromyography 3) and Kinesiology 誌に掲載されている. なお, これらの内 1) 容を和訳したものも文献に記載してある. 1 受付 :2015 年 10 月 15 日受理 :2015 年 11 月 17 日 2 福島大学共生システム理工学類 Faculty of Symbiotic Systems Science, Fukushima University 同じくMerletti 教授を含むヨーロッパの研究者が実施したSENIAM(Surface Electromyography for the Non-Invasive Assessment of Muscles) プロジェクトのWeb サイト 4) にも電極の設置位置等有益な情報が掲載されているので, 参照して頂きたい. 2. 表面筋電図とは筋電図は筋細胞が発生する活動電位を, 電極を通して検出記録したものである. 筋細胞は筋の長さ方向に伸びる細長い細胞で, 筋線維とも呼ばれる. この総説では, 脳からの指令で随意的に制御できる骨格筋を対象とし, 検出用電極として皮膚表面に設置した表面電極を用いる表面筋電図 (surface EMG) に限定して述べる. 表面電極以外には, 注射針の中に電極を通して筋内に刺入する針電極や, 筋内に留置するワイヤ電極等があるが, これらは主に神経筋疾患の診断等に用いられる侵襲的な手段なので, 一般的な人間工学的用途で用いられることはない. 骨格筋の場合, 筋の収縮は中枢神経系である脳からの指令で制御されるが, 筋線維に直接刺激を送るのは脊髄の中にある ( 末梢 ) 運動神経細胞である. 脳からの指令でこの運動神経細胞が興奮すると, 興奮は神経軸索を伝わって, 神経筋接合部 ( あるいは神経終板 ) に到達する. 神経筋接合部では, 伝達物質であるアセチルコリンが放出され, それを受けて筋線維の細胞膜上の興奮が開始する. 神経筋接合部は, おおむね筋線維の長さ方向中央部に1 本の筋線維あたり1カ所だけあり, そこから細胞膜上の興奮が両側の末端に向かって伝播する ( 図 1). 1つの運動神経細胞の軸索は末端部で枝分かれし, 複数の筋線維と神経筋接合部を持つ. すなわち, 運動神経 400 人間工学 Vol.51, No.6( 15)

増幅器皮膚電極筋線維運動神経細胞神経軸索神経筋接合部図 1 筋電位の発生メカニズムと計測方法を示す模式図 Fig. 1 Schematic diagram of myoelectric signal generation and its detection. 細胞と筋線維には1 対多の関係がある.

2 増幅器皮膚電極筋線維運動神経細胞神経軸索神経筋接合部図 1 筋電位の発生メカニズムと計測方法を示す模式図 Fig. 1 Schematic diagram of myoelectric signal generation and its detection. 細胞と筋線維には1 対多の関係がある.1つの運動神経細胞と, それに支配された筋線維群をまとめて, 運動単位 (motor unit:mu) と呼ぶ. 運動神経細胞は, 互いに独立に興奮するが,1つの運動神経細胞に支配された筋線維群は同期的に興奮する. これによって発生する電位を運動単位活動電位 (motor unit action potential:muap) という. 筋の発揮する力を大きくすると, 個々の運動神経細胞の発火頻度 (firing rate) が上昇するとともに, 発火を開始する運動単位の数が増加する (recruitment). 発火を開始する順序はおおむね決まっており, 少数の筋線維を支配する運動神経細胞がまず発火を始め, 次第により多数の筋線維を支配する運動神経細胞が興奮するというサイズの原理 (size principle) が働く. 筋電位は独立して活動する運動単位活動電位の総和となるが, 電極から近い筋線維の活動電位の影響をより強く受ける. 個々の運動単位活動電位はスパイク状の同一波形が10 ~ 20 Hz 程度の頻度で, おおむね一定間隔で発生する信号である. 複数の運動単位が独立に興奮するので, それらの総和としての表面筋電位信号はランダム波形となる. ただし, ごく弱い収縮時には, 単一あるいは少数の運動単位活動電位が検出できることもある. 3. 表面筋電位の測定方法 3-1. 電極表面筋電位を計測するための電極として, 素材や形状, 大きさ等, 様々なものが用いられ, 現状では特に標準化されていない. 素材としては, ステンレス, 銀, 銀塩化銀等で, 形状としては円形や棒状等である. 心電図用の使い捨て電極も利用可能である. 小さな筋に対しては, 小児用の小さな電極を用いると便利である. 目的とする筋電位信号が得られれば, どのような電極を用いて図 2 筋電位計測用電極の例. 前置増幅器一体型双極電極 (Biometrics Ltd., UK). Fig. 2 Example of a surface EMG electrode. This electrode has two contacts and also contains a preamplifier for differential amplification(biometrics Ltd., UK). も問題ないが, 論文等で報告する際には, 素材や形状, 大きさについて記載することが必要である 2,3). 電極を設置するにあたって, 皮膚と電極の間の電気的抵抗を下げ, 良好な接触状態を確保する必要がある. 増幅器によっては電極抵抗を測定する機能を有するものもあるが, 抵抗を計測することが簡単にできなければ, 計測された信号のノイズ成分を見て判断することになる. 接触状態を良くするためには, 電極ペーストを用いる, 電極を設置する前にアルコールで皮脂を除去する, 皮膚処理剤でこすり角質の表面を除去する, 体毛を剃る等の方法がある. 最近の筋電位計測装置は, 入力側を高インピーダンスにする等, 性能が良くなっているので, あまり手間をかけなくてもきれいな信号が得られることが多い. 実際に使用する機器に応じて, 対策をとることになる. 表面筋電図は, 原則として,2つの電極間の電位差として計測する ( 双極導出 ). 電極間の距離は20 mm 程度がよく用いられるが, これも対象とする筋の大きさによっても異なる. 最近では, 双極電極を1 体化したものも市販されている ( 図 2). また,3 個の電極を用いて, 双極導出した信号のさらに差分 (double differentiation) を取り, 一種の空間フィルタをかける電極もある. ただし, 一体型電極の場合には, 電極と皮膚の間で発汗が生じると, 電極間がショートした状態になり, 筋電位の振幅に影響を与えるので, 注意が必要である. 検出用電極とは別に装置の電位の基準を決めるためのアース電極が必要になる. アース電極は筋のない関節部総説特集 3 人間工学のための計測手法第 4 部 : 生体電気現象その他の計測と解析 (1) 401

3 等の皮膚上に貼付ける. アース電極の設置位置はそれほど厳密に決める必要はないが, 大きめの電極を用いてインピーダンスを下げるとハムの混入等を低減できる電極の設置位置計測対象となる筋が決まったとして, 電極を筋のどの部位に設置するかが問題になる. 教科書的には筋が一番太くなっている筋腹上に筋線維の走行方向に沿って設置するとされており, 多くの場合には, それで問題は生じない. しかしながら, 運動に伴って関節角度が変化する場合には, 皮膚上に貼付けた電極と皮下の筋の相対的な位置関係が変化するので, 運動範囲全般に渡って, 電極が筋の活動を検出できる位置にあることを確認する必要がある. 運動範囲が大きいと, 電極下から筋が移動し, 電極が腱の上に移動する場合もありえる. 筋に力を入れて皮膚上から触診し, 筋の緊張状態を確認すると良い. 前腕のように小さな筋が密集している場所に電極を貼付ける場合には, どの筋から電位を導出しているのかが分かりにくい. 特に手先の回内外運動が伴う場合には, 皮膚と筋の相対的な位置がずれるため, 目的とする筋以外からの電位を導出したり, 他の筋からの電位が本来の筋からの信号に重畳している可能性もでてくる. 電極位置に関しては, 神経筋接合部との関係も重要である. 先に述べたように, 筋電位は神経筋接合部から開始し, 両端の腱に向かって伝播するため, 神経筋接合部を挟んで双極電極を設置した場合には,2つの電極で常に同じ電位値を観測することになり, 差動で出力される振幅は0になる. 神経筋接合部は, 上腕二頭筋 ( 力こぶの筋 ) や僧帽筋 ( 肩から背中の筋 ) 等, 筋によっては神経支配帯と呼ばれる狭い範囲に限局している場合があり, このような筋では, 実際に電極設置位置によっては振幅が極端に小さくなることがある. 運動により関節角度が変化する場合には, 神経支配帯が双極電極のちょうど中央部に位置した時に振幅が小さくなる. これを収縮力の減少と誤って解釈することのないように注意する必要がある. 神経支配帯の位置は, 多点表面電極列によって推定することができる. 実際問題としては, 計測毎に神経支配帯の位置を確認することは困難であろうから, 上記の振幅の減少のように, 常識的に考えておかしい現象に遭遇した時に, 誤った解釈をしないように注意し, 必要ならば, 多点表面電極列を用いて, 改めて詳しく計測する増幅器とフィルタ表面筋電位の信号は, 通常大きくても数 mvであり, 生体側のインピーダンス ( 電気抵抗 ) も大きいので, 直接 AD 変換器を通して計算機に取り込んだり, データレコーダに記録することはできない. そのため, 生体電位用の増幅器を用いる. 筋電位専用の増幅器もあるが, 心電図や脳波等も対象とした汎用の生体増幅器を用いても良い. ただし, 脳波や心電図とは, 電位の振幅も周波数帯域も異なるので, 適切な値に増幅器を設定する必要がある.1000 倍の増幅率 ( ゲイン ) にすれば,1 mvの信号が1 Vになる. 増幅率を大きくし過ぎて,AD 変換器の入力電圧範囲を超えないように注意する必要がある. 最大収縮等を行って, 増幅器の信号が入力範囲に収まっていることを確認しておく. 増幅器に付属するフィルタの高域側の周波数は, 筋電位の周波数成分をカバーするように設定する必要がある. 通常は500 Hz 程度である. 可能ならば, 計測した信号を周波数分析して確認しておけば良いが, 筋電位の振幅情報から筋の活動度を推定する目的であれば, そこまで詳しく調べる必要はないであろう. 筋を弛緩した状態で, 周波数の高い, あるいは不規則な信号が見られる場合には, 増幅器等の機器の不具合か, 外部からの何らかの電気的なノイズを検出している可能性があるので, これらの原因を取り除く. 周波数の下限については,5 Hz 程度の小さめに設定して, 必要ならば計算機に取り込んだ後に信号処理でフィルタをかける. あるいは増幅の段階でモーションアーチファクト等,~ 30 Hz 以下の周波数成分を除去することも考えられる. 身体の運動を伴うような状況では, 電極や電極から増幅器までのリード線が動いて, 基線の揺らぎ等の低周波のノイズが入る場合がある. これらについては, 電極やリード線をバンドや粘着テープで固定することが基本である. どうしてもノイズが除去できない場合には, フィルタで信号の低周波成分を除去することも有効である. 最近の製品では双極電極を一体化した上で, さらに前置増幅器 ( プレアンプ ) の回路も電極に内蔵してリード線の動きによるアーチファクトの混入を防ぐ製品も多くなっている. 電極の接触状況が悪い, あるいは, 周囲の電気的な環境が悪いと, 電源周波数 (50あるいは60 Hz) のハムノイズが混入する場合がある. この場合, 電極の接触状況や周囲の電気的な環境を改善することが第一である. 次善の対策として, 電源周波数を除去するハムフィルタの使用も対策の1つとなる. いずれにしても, どのようなフィルタを使用したのかを記録し, 論文等の報告に記載する必要がある. 研究の目的によっては無線式の計測装置 ( テレメー 402 人間工学 Vol.51, No.6( 15)

4 タ ) を用いる場合もある. 一般的に無線式の場合には, ゲインや周波数帯域の選択範囲が狭い場合もあるので, あらかじめ確認しておく必要がある. 最近では, 電極内に電池を内蔵し一体化した製品も販売されている. このような製品では, 電池の持続時間も重要になる. いずれにしても, 常に増幅器から出力される信号を確認していないと, 整流平滑化等の処理をした信号からは本来の筋電位以外のノイズ信号の混入を識別することができないので, 注意が必要である計算機への取り込み現在では, 増幅した筋電位信号はAD 変換器を通して計算機に取り込み, 計算機内で処理することが普通であり, 記録紙に波形を書き出すことはまずない.AD 変換にあたっては, サンプリング周波数が問題になる. ナイキストの原理で知られるように, 必要な最低周波数は元の信号の周波数成分の2 倍であり, 元の筋電位信号が 500 Hzまでの成分を持っていれば, サンプリング周波数は1000 Hzとなる. ただし, 増幅器のフィルタの高域周波数が500 Hzだった場合, 周波数成分は500 Hzから高域になるに従って徐々に減少するので,500 Hzを境に周波数成分が無くなる訳ではない. 計算機に取り込むためのハードウェアとしては, 筋電位計測システムとして一体化されている場合や, 動作計測装置の外部入力, あるいは汎用のAD 変換器等, いろいろな状況が考えられる. 研究の目的やハードソフトに関する知識, 予算額等を勘案して決定することになる. 一般的に, 一体化されたシステムでは, 取り扱い方だけを修得すれば, それほど手間をかけないで目的の結果が得られるものの, 一方で, 予め提供された以外の機能を用いようとすると苦労する, あるいはあきらめることになる. 反対に, 汎用的なシステムでは, できることの制限は少なくなるが, 自身でプログラムを作成する等の必要が出てくる.National Instruments 社の提供するAD 変換器と LabVIEW ソフトを組み合わせると, 比較的手軽に汎用的な計測システムを構築でき, 後述する平滑化等の処理も容易に実現できる. しかしながら, これらを使いこなすには一定のプログラミング能力とプログラムの作成時間が必要になるので, 自身の能力と時間的な余裕を基に判断することになる. AD 変換に当たっては, ビット数も問題になるが,12ビット以上であれば問題ない. なお, これらの情報も報告に記載する必要がある. 4. 表面筋電位の信号処理 4-1. 振幅情報筋電図から筋の緊張度を知りたい場合には, 筋電位信号の振幅情報が解析の対象となる. 振幅情報を抽出するためには, 筋電位信号を整流したのち, 低域通過フィルタを通して平滑化する. 整流のためには, 絶対値を計算するか (average rectified value:arv),2 乗して平滑化した後に平方根をとって振幅に戻す (root mean square: RMS)( 図 3,4). 平滑化においては, どの程度の時間範囲あるいは周波数で平滑化を行うかが問題になる. 表面筋電位信号はランダムな信号なので, 平滑化が十分でないと変動が大きく残った信号になる. しかしながら, 実際に筋が発揮している張力が筋電位と同様に細かく変動している訳ではない. 一方で, 平滑化をし過ぎると, 筋張力の変動に追いつかなくなり, 実際の筋張力の変動よりもさらになだらかな波形になる. この辺は, 発揮する筋力の変動の程度と見比べながら適切な値を探索するしかない. どちらかと言えば, 筋電位の振幅が完全に筋張力の変化に一致しないことは分かっているので, 筋電位の変動が残っても, 元の筋電位信号の包絡線から逸脱しない程度の平滑化に留めた方が良い. また, 歩行運動等の周期的な動作であれば, 何回か繰り返した動作の平滑化筋電図を, 時 EMG[mV] RMS[mV] Time[s] 図 3 表面筋電図の例 Fig. 3 Example of a surface EMG signal Time[s] 図 4 筋電位の振幅情報. 図 3の波形からRMSとして求めた. Fig. 4 Amplitude of a surface EMG signal. This waveform represents the root mean square(rms)of the EMG signal shown in Fig. 3. 総説特集 3 人間工学のための計測手法第 4 部 : 生体電気現象その他の計測と解析 (1) 403

5 間軸を揃えてさらに平均することもできる. 平滑化において, 単にフィルタを通しただけでは, 元の信号に対して時間遅れが生じるので, 振幅がピークを示した時間を知りたい際には問題になる. このような場合には, 時間の正の向きにフィルタを一旦通した後, 時間を反転させて再度同じフィルタに通すことにより, 時間遅れを打ち消すことができる (zero phase shift filter). 逆に, このようなフィルタをかけると, 信号の立ち上がり時等で, 実際には信号が0に近い時間に振幅が上昇することになる. 振幅のピーク時間を知りたいのか, あるいは活動の立ち上がりを見たいのかによって使い分ける必要がある. 目的とする情報がARVやRMS のような振幅情報だけであっても, 処理する前の筋電位の原波形は保存しておいた方が良い. 分析の結果, 振幅情報にアーチファクトが混入していることが疑われても, 原波形が残っていなければ確認することができない. 現在の計算機では1 khz でサンプリングした数秒 ~ 数分の, 複数チャンネルの筋電位信号を保存しても, それほど問題になるような情報量にはならない周波数情報筋電位はランダム信号なので, 周波数分析を用いて変化を解析することも有効である. 筋の持続的な収縮によって生じる局所的筋疲労にともなって, 筋電位信号の周波数成分が低周波側に移動することが知られており, この性質を利用して筋疲労を定量化できるものと考えられている 5). 筋電位が低周波化する原因としては, いろいろな要素が指摘されているが, 直接的に関係するのが, 筋線維伝導速度である. 筋線維伝導速度とは, 筋線維上を活動電位が伝わる速度で, 通常は4 m/s 程度であり, 筋の持続的な収縮にともなって低下する. 筋電位の周波数成分の特徴量としてよく使われるものは, 平均周波数 (mean frequency) と中央周波数 (median frequency) である. 平均周波数は, 筋電位のパワースペクトル分布の平均値で, 中央周波数はスペクトル分布の面積を二分する周波数である. どちらを用いても良いが, 高周波のノイズが筋電位に含まれていると平均周波数の方が影響を受けやすいとされている. 5. 振幅値の規格化筋電位の振幅については, 筋に力を入れて緊張度が高くなるほど, 振幅が大きくなるという単調増加の関係がある. この関係を用いて, 筋電位振幅から筋の緊張度を推定するのであるが, 異なった筋の間の比較や, 異なった被験者間あるいは同一の被験者内であっても異なった計測時の間の比較をどうするかという問題が生じる. 異なった被験者では, 同じように電極を貼付けても, 筋肉の量や, 皮膚や皮下脂肪の厚さの違いによって筋電位の電圧値は大きく異なる. 同じ被験者であっても, 別の日に計測をやり直すと, 電極の位置や間隔が微妙に異なっていて同じ振幅値が得られるとは限らない. 基本的には, 電極の装着毎に, 対象とする筋に対して最大随意収縮 (maximal voluntary contraction:mvc) を行わせ, その時に記録した筋電位の振幅値を100% として比較する. ただし, 筋電位振幅と筋張力の間には, 単調増加の関係はあるが, 線形関係は必ずしも成立しないので, 筋電位の振幅値が50% であっても, 筋張力が50% になっていることは保証されない. 最大筋力を発揮する場合には, できるだけ速やかに力をいれ, 最大を2 ~ 3 秒間持続すると良い. これを, 十分な休憩時間を挟んで3 回程度繰り返し, 一番大きな値を採用する. 徒手的に筋力を発揮させる際の姿勢等については, 徒手筋力テストのテキストを参考にすると良い. あるいはサイベックス等の筋力測定装置を用いる場合には, 装置に付属の資料を参考にアタッチメント等を取り付け, 関節角度を設定した上で計測を行う. 最大筋力の発揮においては, 対象とする筋だけに力を入れ, 他の筋の寄与をできるだけ排除する必要があるが, 実際には共同で働く筋もあるので難しい. 通常の生活において, 最大筋力を特定の筋で発揮することは多くはないため, いきなり最大筋力を発揮するように指示してもできない場合もあり得る. できるだけ正確な値を知る必要がある場合には, 姿勢等も指示して, 計測前に練習を行わせる必要がある. 最大筋力の発揮ができない場合もある. 例えば高齢者等で, 最大筋力の発揮によって関節や靱帯等に傷害が発生する可能性があるような場合である. このような場合には, 最大筋力ではなく, 例えば5 kgfの負荷をかける等, 一定の絶対値の負荷に対する筋電位振幅を記録することもできるが, 異なる被験者間での比較を行う場合にはさらに注意を要することになる. 6. 人間工学への応用人間工学分野においては, 筋緊張の程度と持続時間が主な解析対象となる. 筋電位の振幅が大きく, 筋の緊張度が高い場合には, 一般的に身体への負担が大きいと考えられる. 一方で, たとえ筋の緊張度が低くても, 緊張 404 人間工学 Vol.51, No.6( 15)

の持続時間が長い場合には, やはり, 大きな身体負担があると推測される. これらの情報に基づいて, 作業負担や操作負担を評価し, 負担の軽減につなげて行くことになる. 例えば, 上肢を使ってレバー操作を行った際に, 体のどの部位に, どの程度の筋緊張が生じているかを定量化する際に筋電位を用いることができる. このような場合には, どこに電極を取り付けるかが問題になる.

6 の持続時間が長い場合には, やはり, 大きな身体負担があると推測される. これらの情報に基づいて, 作業負担や操作負担を評価し, 負担の軽減につなげて行くことになる. 例えば, 上肢を使ってレバー操作を行った際に, 体のどの部位に, どの程度の筋緊張が生じているかを定量化する際に筋電位を用いることができる. このような場合には, どこに電極を取り付けるかが問題になる. 可能性のある部位にできるだけ多く電極を取り付けて解析することも可能であるが, 電極の取り付けに時間を要するし, 増幅器のチャンネル数の制限もあるかも知れない. このような場合には, まず予備的に作業を行わせ, 被験者の自覚的な筋負担を聞き出したり, あるいは作業姿勢から筋負担が予想される筋を予測して対象筋を選択する必要がある. 持ち上げ動作における腰部の負担を調べる場合等では, 脊柱起立筋からの筋電位を計測することになる. この際, 筋電位の振幅が小さいほど負担が少なく, より良い動作という訳には行かない. 筋が力を発揮して脊柱を支えないと脊柱の他の部位に負担がかかり, 腰痛の原因になることも考えられる. このような場合には, 筋電図だけではなく動作計測も同時に行い, 関節にかかるトルクや筋力を計算し, これらと筋電位から推定される筋力を比較する必要がある. 筋疲労に関しては, 例えばキーボード操作のような上肢作業において, 僧帽筋 ( 肩から背中の筋 ) の筋電位信号を計測し, 持続的な筋緊張にともなって筋電位の周波数成分がどのように変化するのかを分析するような応用が考えられる. ただし, 筋電位の周波数の変化だけをもって筋疲労について議論することはできないので, 自覚症状や, 筋の硬さ等多面的な指標を利用して総合的に解析する必要がある. 7. おわりに筋電位計測については, 基本的な原理は古くから変わっていないが, 製品としては, 増幅器一体型電極や, さらにそれを無線化したもの,AD 変換まで内蔵してデジタル通信で信号を送信するもの, 加速度等との同時計測も行うもの等, 利便性を追求したものが開発され, 実際に販売されている. また, 計算機用の処理ソフトも, ハードウェアと一体化して販売されているものも多い. 価格的な問題は残るが, 特段の注意を払わなくても筋電位信号を計測し, 付属ソフトで信号処理することは容易になっている. しかしながら, 安易に利用した結果, 学会発表等で基線の動揺した筋電位信号波形が発表されている例を目にすることもある. 計測機器の性能は十分に良くなっているので, 筋電位の的確な計測にあたっては, 計測のノウハウの比重は相対的に低下し, 筋電位の発生機構や得られた信号の的確な解釈がより重要になってきている. 本稿を機会として, これらの点に改めて注意し, 筋電図を有効に使用して頂けば幸いである. 参考文献 1) 木塚朝博, 増田正, 他 : 表面筋電図, 東京電機大学出版局, 東京, ) International Society of Electrophysiology and Kinesiology(ISEK): Standards for Reporting EMG Data, Retrieved September 7, 2015, available from isek-online.org/standards_emg.html 3) Standards for Reporting EMG data, Journal of Electromyography and Kinesiology, 9(1), III-IV, ) SENIAM project: Recommendations for sensor locations on individual muscles, Retrieved September 7, 2015, available from 5) Basmajian JV, De Luca CJ: Muscles Alive: Their Functions Revealed by Electromyography, Williams & Wilkins, Baltimore, 1985 著者情報増田正 ( ますだただし ) 1976 年東京大学工学部卒. 工学博士. 独産業技術総合研究所, 東京医科歯科大学勤務を経て,2011 年より福島大学共生システム理工学類教授. 専門領域 : 筋電位を中心とした生体電位計測, 人体動作計測, 人体運動のモデリングほか. バイオメカニズム学会ほか会員. 連絡先 :masuda@sss.fukushima-u.ac.jp 総説特集 3 人間工学のための計測手法第 4 部 : 生体電気現象その他の計測と解析 (1) 405

増幅器 皮膚 電極 筋線維 運動神経細胞 神経軸索 神経筋接合部 図 1 筋電位の発生メカニズムと計測方法を示す模式図 Fig. 1 Schematic diagram of myoelectric signal generation and its detection. 細胞と筋線維には1 対多の

増幅器皮膚電極筋線維運動神経細胞神経軸索神経筋接合部図 1 筋電位の発生メカニズムと計測方法を示す模式図 Fig. 1 Schematic diagram of myoelectric signal generation and its detection. 細胞と筋線維には1 対多の