JP7835966B2 - 筋電センサシステム - Google Patents

Description

本発明は、筋電センサシステムに関し、特に、防水型の筋電センサシステムに関する。

筋電義肢では、筋肉の収縮により発生する微弱な電流（表面筋電位）を電極で採取して義指、義手、義足などの動作を制御する。電極は手足の皮膚と直接接触することから、筋電位（ＥＭＧ：electromyography）信号を検知するセンサの電極には装着感の良さが求められる。

筋電センサの電極に生体適合性の高い導電性の高分子材料を用い、伝導率の異なる導電性高分子の層を積層にした電極が提案されている（たとえば、特許文献１参照）。この電極は、皮膚との接触部が、カーボンを添加した導電性のシリコーンで形成されており、義手使用後の電極痕も少なく、良好な装着感を提供する。

義肢を装着して自立した生活をおくるためには、入浴、洗顔、炊事など、水を使う動作をこなせることが望ましい。筋電センサに用いられている電極が水などの導電体に触れると、内部インピーダンスが変動し、出力電圧が低下するので、装着感に加えて、高い防水機能が求められる。ＥＭＧ信号を取得する電極間の導電経路を耐水性テープで保護することで、ＥＭＧ信号の振幅の低下が抑制できるという研究結果が出されている（たとえば、非特許文献１参照）。筋電図用アクティブ電極の差動増幅回路を防水保護し、電極を皮膚に密着させる圧力を高めることで性能が改善されることが報告されている（たとえば、非特許文献２参照）。

特開２０１９－２１３８５７号公報

A. Rainoldi, et al., "Surface EMG alterations induced by underwater recording", Journal of Electromyography and Kinesiology, Vo. 14, pp. 325-331、2004 小池康晴，"お風呂に入ることができる福祉機器の開発"，科学研究費助成事業研究成果報告書，２０１４

上記の非特許文献１、及び２に記載されている防水構成は実験の域を出ず、実際に義肢に適用する際の具体的な構成は開示されていない。実際、非特許文献２では、水中での低圧時と高圧時の出力信号を比較しているだけであり、センサを皮膚に密着させるための周辺構造については、何ら開示されていない。筋電センサは一般的に外力の影響を受けやすいので、センサを皮膚に密着させる構成を具体化するにあたっては、センサと皮膚の間の接触圧力の変動に起因するノイズ低減の問題を解決する必要がある。

本発明は、装着が容易でノイズが抑制された防水型の筋電センサシステムを提供することを目的とする。

一実施形態において、筋電センサシステムは、筋電センサと、前記筋電センサを支持する装着ベルトと、を有し、
前記筋電センサは、第１方向に伸長可能な防水性の基材と、前記基材の第１の面で露出する電極とを有し、
前記筋電センサは、前記装着ベルトの円弧状の部分に対して弦を形成するように前記装着ベルトに固定されている。

上記の構成により、装着が容易でノイズが抑制された防水型の筋電センサシステムが実現される。

実施形態の筋電センサシステムの模式図である。 図１の筋電センサの底面図と側面図である。 防水チップを搭載する前の基材を示す図である。 作製した筋電センサシステムの外観図である。 筋電センサの信号入出力を示す図である。 筋電センサシステムの装着を示す図である。 筋電センサの弦状配置により働く荷重を示す図である。 筋電センサの基材の伸長量と荷重の関係を示すシミュレーション図である。 筋電センサの基材の伸長量と荷重の関係を示す実測データである。 実施形態の筋電センサシステムにより測定された筋電波形図である。 実施形態の筋電センサシステムにより測定された筋電波形図である。 実施形態の筋電センサシステムにより測定された筋電波形図である。

実施形態では、ＥＭＧ信号を検知する筋電センサ自体に防水機能をもたせ、装着が容易で、かつノイズが抑制された筋電センサシステムを提供する。一般的に、筋電センサでは所定距離離して皮膚に取り付けられた一対の電極から電気信号を取得し、その信号を差動増幅して出力する。電極と皮膚の間に水が存在すると、内部インピーダンスが変動して、出力電圧が低下する。防水型の筋電センサを実現するには、差動増幅回路などの電子部品を防水するとともに、皮膚と電極の界面を防水する必要がある。

電極と皮膚の間の電気的インピーダンスは、電極と皮膚との接触圧力に反比例する傾向にある。電極と皮膚の間の電気的インピーダンス（これを皮膚インピーダンスと呼ぶ）を低くしてＥＭＧ信号の検出感度を上げるためには、接触圧力を高く保つ必要がある。一方で、電極と皮膚との接触圧力は外力の影響を強く受け、皮膚インピーダンスも外力の影響によって敏感に変化する。電極と皮膚の間でインピーダンスが変化し２つの電極間で皮膚インピーダンスが異なると、同相成分のノイズを除去することができず、差動成分である筋電位のみを取り出すことが難しくなる。

実施形態では、皮膚への電極の密着性と、ノイズ抑制の両方を満たすために、以下の構成を採用する。一方向に伸長可能な防水性の基材に電極を埋め込むことで、筋電センサ自体を防水シールとして機能させる。同時に、円弧上の装着ベルトに対して基材を弦のように固定することで、筋電センサにかかる圧力変動を最小にして、ノイズを抑制する。筋電センサの弦状の配置は、ユーザが筋電センサシステムを装着したときに、筋電センサと皮膚との密着性を強め、防水機能を強化する効果もある。これにより、装着が容易で、かつノイズが抑制された防水型の筋電センサシステムが実現される。

＜筋電センサシステムの構成＞
図１は、実施形態の筋電センサシステム１０の模式図である。筋電センサシステム１０は、筋電センサ１１と、筋電センサ１１を支持する装着ベルト１２を有する。筋電センサ１１は、双方向矢印Ａで示すように、長手方向に伸長可能な防水性の基材１７を有する。

基材１７は、Ｐ１とＰ２の２か所で装着ベルト１２に固定されている。装着ベルト１２は、Ｐ１とＰ２の間で円弧を形成している。基材１７の長手方向の両端を、図１の状態でＰ１とＰ２で装着ベルト１２に固定することで、筋電センサ１１は、装着ベルト１２の円弧に対して弦を形成する。装着ベルト１２は、繊維、合成繊維、その他のファブリック製のベルトであってもよいし、後述するように、一部がプラスチックまたは防水性のポリマーで形成されたベルトであってもよい。装着ベルト１２には、バックル１２１等のベルト締具が設けられていてもよい。

筋電センサ１１は、位置Ｐ１とＰ２で装着ベルト１２に連結され、Ｐ１とＰ２の間の領域は装着ベルト１２に固定されていない。筋電センサ１１と装着ベルト１２との連結箇所を最小限にして、筋電センサ１１を浮かせた状態で保持することで、筋電センサ１１にかかる外力の影響を最小化できる。一般に、筋電センサを固定する装着ベルトを付けた状態で腕や足を動かすだけで、装着ベルトに多大な外力がかかる。筋電センサの全体を装着ベルトに取り付ける構成では、外力の発生により筋電セン自体が振動して、ノイズが大きくなる。図１の構成とすることで、筋電センサ１１にかかる圧力変動を最小化して、ノイズを抑制することができる。

筋電センサ１１の基材１７に、２組の測定電極１４０及び１５０と、基準電位を与える基準電極１３１が埋め込まれている。基材１７の底面１７ｂで、測定電極１４０、１５０、及び基準電極１３１が露出する。基材１７の底面１７ｂは、筋電センサ１１が円弧状の装着ベルト１２に対向する面と反対側の面であり、皮膚との接触面になる。

図２は、筋電センサ１１の模式図である。図２の（Ａ）は底面図、（Ｂ）は側面図である。座標系として、筋電センサ１１の長さ（ｌ）方向をＸ方向、幅（Ｗ）方向をＹ方向、高さ方向をＺ方向とする。

筋電センサ１１は、基材１７と、基材の底面１７ｂで露出する測定電極１４０、１５０、及び基準電極１３１を有する。この例では、基準電極１３１に対して、２組の測定電極１４０と１５０を設けて２チャンネルのセンサとしているが、この例に限定されない。基準電極に対して、一組の測定電極だけを用いてもよいし、４組の測定電極を用いて４チャンネルのセンサとしてもよい。

基材１７は、Ｘ方向に伸長可能である。基材１７がＹ方向にわずかに伸長可能であっても、基材１７は幅方向に沿って装着ベルト１２に固定されるので、Ｙ方向への伸長は無視できる。基材１７は一方向に伸長可能と評価することができる。

基材１７は、十分な弾性と、防水性または撥水性を備えた材料で形成される。このような材料として、シリコーン、ポリウレタンゴム系のポリマー、エチレンプロピレンゴムなどを用いることができ、高伸長のシリコーンは特に望ましい。ただし、シリコーンは断裂しやすく、短辺（幅）側の端部だけで装着ベルト１２に固定することが難しい。

そこで、基材１７の強度を強め、かつ加工しやすい素材にするために、伸縮布にシリコーンなどの弾性材料を充填した基材１７を作製する。伸縮布として、パワーネット、伸縮包帯、スパンデックス（登録商標）包帯などを用いることができる。実施形態では、表面凹凸が少なく、適切なメッシュサイズをもつパワーネットを用いる。

パワーネットは、ポリエステル、ポリウレタン、ナイロンとポリエステルの重合体などの弾性糸を用いたメッシュ素材である。パワーネットにシリコーン（ＴＳＧ－Ｅ３０，株式会社タナック製）を塗布し、メッシュ内にシリコーンを充填することで、防水性と弾性を備えた基材１７が得られる。実施形態では、一方向（たとえばＸ方向）のみに支配的に伸長するように、ハニカム形状に編み込まれたパワーネットを用いる。

基材１７の厚さｔは、たとえば０．４５ｍｍ、幅Ｗは、たとえば、５０ｍｍである。基材１７の自然長ｌは、筋電センサシステム１０が適用される部位（前腕など）の太さ、または直径によって決定され得る。

基材１７に埋め込まれる測定電極１４０と１５０、及び基準電極１３１のそれぞれは、防水加工されている。測定電極１４０と１５０、及び基準電極１３１は、特許文献１に記載されているように、所定量のカーボンを含むシリコーンゴムで形成されてもよい。あるいは、ポリフェニレンビニレン等の導電性ポリマーにバインダー樹脂を添加した材料、または、金、白金などの耐食性に優れた比較的柔らかい金属などで、これらの電極を形成してもよい。

測定電極１４０は、距離ｄ離れて配置される一対の電極１４１と１４２を含む。測定電極１５０は、距離ｄ離れて配置される一対の電極１５１と１５２を含む。距離ｄは、たとえば１０ｍｍ程度である。電極１４１、１４２、１５１、及び１５２の長さｌ２は、たとえば２０ｍｍ、幅ｗ２は、たとえば１０ｍｍである。基準電極１３１は、たとえば３０ｍｍ×３０ｍｍの正方形状であってもよい。

測定電極１４０は、配線１４６によってアンプ１４５に接続されている。電極１４１と１４２の底面を除いて、測定電極１４０、配線１４６、及びアンプ１４５の全体は、防水加工された防水チップ１４内に収容されている。同様に、測定電極１５０は、配線１５６によってアンプ１５５に接続されている。電極１５１と１５２の底面を除いて、測定電極１５０、配線１５６、及びアンプ１５５の全体は、防水加工された防水チップ１５内に収容されている。

防水チップ１４は、以下の手順で作製されてもよい。入出力用のコードが接続された状態のアンプ１４５を、一対の電極１４１、１４２、及び、配線１４６とともに防水加工用の金型に配置し、液状シリコーンを注入する。液体シリコーンを乾燥し、固化した後に金型から取り出して、防水チップ１４を得る。防水チップ１５も同様の方法で作製される。

基準電極１３１は、アンプ１４５、及び１５５に基準電位を供給するための配線１３３に接続されている。防水チップ１３は、配線１３３を外に引き出した状態で基準電極１３１を金型に配置し、注入した液状シリコーンを固化して作製される。ここで、「チップ」という用語は文字通り「小片」という意味で用いられており、電子回路を封止しているか否かは無関係である。

防水チップ１３、１４、１５は、基準電極１３１と、電極１４１、１４２、１５１、及び１５２が基材１７の底面１７ｂに露出するように、基材１７に埋め込まれている。基材１７ｂの底面１７ｂで各電極が露出する限り、作製方法は特に限定されない。実施形態では、準備した基材１７に、電極露出用の開口を形成し、開口に防水チップ１３、１４、１５をはめ込んでシーリングする。

図３Ａは、防水チップ１３、１４、及び１５を搭載する前の基材１７を示す。パワーネットにシリコーンを充填した基材１７に、防水チップ搭載用の開口が形成されている。具体的には、基準電極１３１を露出するための開口１７１、電極１４１と１４２をそれぞれ露出する開口１７３と１７４、及び、電極１５１と１５２をそれぞれ露出する開口１７５と１７６が、基材１７に形成されている。

開口１７１、１７３、１７４、１７５、１７６の周縁に硬化前のシリコーンを塗布し、各電極が対応する開口内に位置するように防水チップ１３、１４、及び１５を取り付け、シリコーンを硬化させる。硬化後に、基材１７の端部を装着ベルト１２の位置Ｐ１とＰ２に縫合する。

図３Ｂは、実際に作製された筋電センサシステム１０の外観を示す。装着ベルト１２を円弧状にたわませた状態で、筋電センサ１１が弦となるように装着ベルト１２に取り付けられている。使用時に筋電センサシステム１０に外力がかかる場合でも、筋電センサ１１に対して外力がかかるのは、両端の固定部だけである。測定電極１４０、１５０、及び基準電極１３１に対して働く外力は少なく、ＥＭＧ信号に混入するノイズを低減することができる。

図３Ｃは、アンプ１４５、及び１５５に接続されたコードと配線１３３の接続状態を示す。基準電極１３１の配線１３３は、アンプ１４５の基準電位Ｖ_ＲＥＦと、アンプ１５５の基準電位Ｖ_ＲＥＦに接続されている。アンプ１４５と１５５のＧＮＤは、それぞれ接地電位に接続されている。アンプ１４５と１５５を駆動する電圧は、それぞれのＶ_ＩＮに接続されている。測定電極１４０と１５０で得られた電流信号は、アンプ１４５と１５５によりそれぞれ差動増幅され、Ｖ_ＳＩＧから出力される。

＜筋電センサシステムの装着＞
図４は、筋電センサシステム１０Ａの装着を示す図である。筋電センサシステム１０Ａを前腕２０に装着する例を考える。図４の（Ａ）は装着前の状態、（Ｂ）は装着後の状態である。筋電センサシステム１０Ａは、装着ベルト１２Ａと、装着ベルト１２Ａに弦状に取り付けられた筋電センサ１１を有する。

装着ベルト１２Ａは、円弧部１２３と、ベルト１２２と、固定具１２１を有する。円弧部１２３は、プラスチック等により、前腕２０の外周にフィットする形状に成形されていてもよい。ベルト１２２は、前腕２０に巻き付けることのできる任意の素材で形成されており、たとえば、マジックベルトである。固定具１２１は、ベルト１２２を所定位置に固定する固定具であり、たとえば、バックルである。

筋電センサ１１は、基材１７の裏面１７ｂで露出する測定電極１４０、１５０、及び基準電極１３１が前腕２０と接触するように、位置Ｐ１とＰ２で装着ベルト１２Ａに固定されている。基材１７は、長手方向に伸長可能である。ユーザが、前腕２０を筋電センサ１１の裏面１７ｂに押し当てながら円弧部１２３に嵌め込むと、筋電センサ１１は長手方向に伸びながら、円弧部１２３に沿って湾曲する。

図４の（Ｂ）のように、装着する方と反対側の手で、ベルト１２２を前腕２０の外周に巻き付けて固定すると、測定電極１４０、１５０と基準電極１３１は前腕２０にぴったりと接触する。基材１７は、長手方向に引っ張られた状態で前腕２０を覆うので、筋電センサ１１自体がシーリングとして機能する。同時に、測定電極１４０、１５０、及び基準電極１３１が、前腕２０の表面に対して押圧され、皮膚と電極の間への水の侵入を防止できる。基材１７は、両端部のみで装着ベルト１２に固定されているので、測定電極１４０、１５０、及び基準電極１３１のそれぞれで、圧力変動に起因するインピーダンス変動が抑制され、ノイズを低減できる。

図５は、筋電センサ１１の弦状配置によりはたらく荷重を説明する図である。筋電センサ１１の自然長をｌ［ｍ］、伸長方向に垂直な断面積をＳ_０［ｍ^２］、基材１７のゴム弾性をＥ［Ｎ／ｍ^２］とする。前腕２０の半径をＲ［ｍ］、筋電センサ１１が前腕２０に沿って彎曲したときの円弧長をＬ［ｍ］とする。

筋電センサ１１が自然長ｌから円弧長Ｌまで伸長変形したとき、筋電センサ１１のひずみεは、式（１）で表される。

ε＝（Ｌ－ｌ）／ｌ （１）
したがって、筋電センサ１１の長手方向への引張り強さＦは、式（２）で表される。

Ｆ＝εＥＳ_０＝｛（Ｌ－ｌ）／ｌ｝×ＥＳ_０ （２）
ここで、（Ｌ－１）は伸長長さΔｌである。

引張り強さＦは、微小な長さに対しても同様であるので、筋電センサ１１が微小な角度ｄθで図５のように接触することを考えると、引張強さＦの法線方向の力の合成が、図５の矢印の方向に働く向心力に等しい。引張り強さＦの法線方向成分Ｆ_ｎは、
Ｆ_ｎ＝Ｆｓｉｎ（ｄθ／２）
である。ｄθ→０のときｓｉｎ（ｄθ／２）≒ｄθ／２より、向心力、すなわち前腕２０の中心方向に向かう荷重Ｎ_０は、
Ｎ_０＝２Ｆ_ｎ＝Ｆｄθ＝｛Ｌ（Ｌ―ｌ）｝ＥＳ_０ｄθ （３）
となる。

図５のモデルで、Ｌ＝Ｒθ_０を満たすθ_０を考えたとき、筋電センサ１１が接触している領域にはたらく、前腕２０の中心方向へ向かう加重Ｎは、

と表される。

この値Ｎは理論値である。以下では、実際の値を力センサで測定することで、図5の力学モデルによる理論値と、実際の値との対応関係を確かめる。

＜伸長長さΔｌと荷重Ｎの関係＞
図６は、筋電センサ１１の基材１７の伸長量と荷重の関係を示すシミュレーション図である。図６のシミュレーションは、図５のモデルに基づき、
Ｎ＝｛Ｌ（Ｌ―ｌ）／ＲＬ｝×ＥＳ_０
で表される理論値を、異なる周長Ｌについてプロットしたものである。筋電センサ１１の自然長ｌを１４ｃｍ（０．１４ｍ）、断面積Ｓ_０を、５０ｍｍ×０．４５ｍｍ＝２２．５ｍｍ^２（２２．５×１０^－６ｍ^２）に設定する。周長Ｌを、１９ｃｍ、２４ｃｍ、２９．４ｃｍの３通りに設定し、伸長長さΔｌと荷重Ｎの関係をプロットする。

周長Ｌの値にかかわらず、荷重Ｎは伸長長さΔｌに対して単調増加する。筋電センサ１１から装着部位の中心方向にはたらく荷重を大きくしたいときは、自然長ｌからの伸長長さΔｌを大きくすればよい。また、周長Ｌが小さいほど、伸長長さΔｌの増加による荷重の変化が大きくなる。

図７は、作製した筋電センサ１１の伸長量と荷重の関係を示す実測データである。測定は、以下の手順で行う。前腕２０と疑似するテーパ状の円筒の表面に、力センサを固定する。筋電センサ１１を長手方向にΔｌだけ伸ばした状態で、基準電極１３１の中心を力センサに接触させて装着ベルト１２を締める。

図６と同様に、周長Ｌを１９ｃｍ、２４ｃｍ、２９．４ｃｍと変え、それぞれの周長Ｌで荷重を測定する。力センサとして、Interlink Electronics, Inc.製の感圧センサＦＳＲ（登録商標）４００を用い、シリアル通信で取得できる電圧の変位を測定する。

図７の横軸は、図６と同様に伸長長さΔｌであるが、縦軸は、力センサの出力電圧値Ｖoutの指数関数ｅｘｐ（Ｖout）を表す。ｅｘｐ（Ｖout）は、荷重に対応する値として用いられる。

使用した感圧センサのデータシートによると、感圧センサの出力電圧値Ｖoutは、荷重Ｎに対して、Ｖout＝Ｃ×ｌоｇＮで変化する。定数Ｃは感圧センサの個体差により決まる値であり、正確な値は不明なので、ここではＣ＝１とおく。Ｎ＝ｅｘｐ（Ｖout）で求まる値を、荷重に対応する値として記録する。同じ伸長長さΔｌに対して、５回の測定を行い、５回の記録の平均値と標準偏差を求める。

実測データによると、伸長長さΔｌが２ｃｍ以上の領域で、図７の変化の傾向は、図６と同じである。すなわち、周長Ｌにかかわらず、伸長長さΔｌに対して荷重は単調増加し、線形近似が可能である。また、周長Ｌが小さいほど、伸長長さΔｌの変化に対する縦軸の値の変化の割合が大きい。伸長長さΔｌが２ｃｍ未満の領域で、図６と同じ傾向が観察されないのは、感圧センサで取得される出力電圧は荷重に対して対数的に増加するため、Δｌが小さく荷重の小さい領域で、誤差が大きくなるためと考えられる。

図６、及び図７から、実施形態の筋電センサシステム１０は理論値と同じ傾向を示し、皮膚と電極の間に水が浸入しない条件を満たす荷重を、筋電センサ１１の自然長ｌ、伸長長さΔｌ、装着部位の周長Ｌに基づいて、設計できることがわかる。

＜効果確認＞
図８Ａ～図８Ｃは、実施形態の筋電センサシステム１０により測定された筋電波形図である。筋電センサシステム１０は、義肢使用中に、水を扱う日常生活動作を可能とすることを目的としている。筋電センサシステム１０を空気中で使用するときと、水中で使用するときで、ＥＭＧ信号に差がないことを検証する。

実験を以下の手順で行う。３名の被験者につき、筋電センサシステム１０を前腕の同じ位置に固定する。一対の電極１４１、１４２は腕の長さ方向に所定距離、離れて配置される。３名の被験者の前腕の周長は、基材１７の長軸に沿った中心線の位置で、それぞれ２３．０ｃｍ、２４．８ｃｍ、２６．６ｃｍである。

机上に水を入れた水槽を置き、各被験者は、空気中での使用時と、水中での使用時で同じ姿勢を維持する。空気中と水中の双方で、手を握りしめて力を入れる把握（Grasp）動作を５秒、オフセットを挟んで、安静（Relax）動作を５秒行って、信号を記録する。これを２０回繰り返す。筋電センサ１１の出力をＡ／Ｄコンバータに接続し、デジタル変換されたデータをパーソナルコンピュータに入力してＥＭＧ波形を取得する。

３名の被験者の各々で、筋電センサ１１の伸長長さΔｌを、１ｃｍ、３ｃｍ、５ｃｍと異らせている。伸長長さΔｌを変え、同じ条件で、２０回の計測を３セット、合計６０回の計測を行う。１回の計測ごとのＲＭＳ（root mean square：二乗平均平方根）と、ＭＤＦ（median frequency：周波数中央値）を導出し、水中使用時と空気中での使用時の値を比較する。

図８Ａは、伸長長さΔｌが１ｃｍのときのＥＭＧ波形、図８Ｂは、伸長長さΔｌが３ｃｍのときのＥＭＧ波形、図８Ｃは、伸長長さΔｌが５ｃｍのときのＥＭＧ波形である。安静時は手の力を抜いているので、筋肉の収縮に起因するＥＭＧ信号はほぼコンスタントである。把握持は、筋肉の収縮によるＥＭＧ信号が得られる。被験者、すなわち伸長長さΔｌに拠らず、空気中（図中、「Ｌａｎｄ」と表記）と水中（図中、「Ｗａｔｅｒ」と表記）で、同等のＥＭＧ信号が得られる。この構成例では、いずれの被験者でも、水中、空気中ともにＥＭＧ波形の振幅は約０．５Ｖであり、ノイズが抑制されている。

図８Ａ～図８Ｃの結果から、実施形態の筋電センサシステム１０は、電子部品の防水と、電極と皮膚の間の防水とが確実に行われていることがわかる。上述のように、伸長長さΔｌが大きいほど、前腕中心方向に働く荷重Ｎが大きくなり、皮膚への密着度が高まる。水中での計測後に筋電センサ１１の基材１７の裏面１７ｂの状態を観察したところ、伸長長さΔｌが３ｃｍと５ｃｍのときは、水が筋電センサ１１の電極露出位置に入り込んだ形跡は見られなかった。

伸長長さΔｌが１ｃｍのときは、皮膚と基材１７の裏面１７ｂとの間にわずかに水が浸入した形跡が見られたが、ＥＭＧ信号の計測値に視覚的に識別できるほどの影響は出ていない。これは、筋電センサ１１を端部のみで装着ベルト１２に固定して電極面にかかる圧力変動を最小化した構成が優位に働いているためと考えられる。

実施形態の筋電センサシステム１０は、筋電義手、筋電義足等に適用される。これまでは、特に小児や短断端のユーザにとって、装着性の悪さと、ノイズの混入によるＥＭＧ信号の品質劣化は深刻な問題であった。装着が容易でノイズが抑制された防水型の筋電センサシステム１０を用いることで、義肢の利便性が向上し、リハビリテーションもスムーズに進行する。

筋電センサシステム１０では、アンプ１４５、１５５等の電子部品が防水加工されているだけでなく、筋電センサ１１自体が引張り力による密着性を発揮して、皮膚と電極の間の防水シールとして機能する。筋電センサ１１の弦状の配置によりノイズが抑制されることは上述したとおりである。

以上、特定の構成例に基づいて本発明を述べてきたが、本発明は上記の構成例に限定されず、種々の変形が可能である。筋電センサ１１の基材１７として、防水性または撥水性があり一方向に支配的に伸長する任意の材料を用いることができる。基材１７の端部の装着ベルト１２への取付は、縫合に限定されず、ステープルで固定してもよいし、装着ベルトに形成したスリットに基材１７の端部を挿入して、挿入側と反対側から硬化樹脂などで固定してもよい。

装着ベルトはマジックベルトに限定されず、一部または全部をドライスーツ用の発泡プロピレンゴムで形成してもよいし、断端に嵌めるソケットの円弧部に筋電センサを弦状に固定してもよい。測定電極１４０、１５０に接続されるアンプ１４５、１５５は、ＥＭＧ信号のフィルタリング、電流/電圧変換、増幅等を行う電子部品と一体化されていてもよい。

１０、１０Ａ 筋電センサシステム
１１ 筋電センサ
１２、１２Ａ 装着ベルト
１３、１４、１５ 防水チップ
１７ 基材
１７ｂ 裏面（第１の面）
１３１ 基準電極
１３３、１４６、１５６ 配線
１４０、１５０ 測定電極
１４１、１４２、１５１、１５２ 電極
１４５、１５５ アンプ
１７１、１７３、１７４、１７５、１７６ 開口

Claims (6)

1. 筋電センサと、
   前記筋電センサを支持し、手、腕または足に装着される装着ベルトと、
   を有し、
   前記筋電センサは、第１方向に伸長可能な防水性の基材と、前記基材の第１の面で露出する電極とを有し、
   前記筋電センサは、前記装着ベルトの円弧状の部分に対して弦を形成するように前記装着ベルトに固定されており、
   前記第１方向は、前記基材の長手方向であり、
   前記筋電センサは、前記長手方向の第１端部と第２端部で前記装着ベルトに固定され、前記第１端部と前記第２端部の間の領域は前記装着ベルトに固定されておらず、
   前記筋電センサは、前記手、腕または足に装着するときに、前記手、腕または足に沿って湾曲する伸縮性を有し、
   前記装着ベルトは、繊維、合成繊維またはファブリックである撓む材料から構成されて、撓ませた状態で前記筋電センサが前記弦を形成するように固定され、前記筋電センサに当接するまで前記手、腕または足に沿った前記装着ベルトの周回の長さを調整して維持可能に構成される、
   筋電センサシステム。
2. 前記第１の面は、前記筋電センサが前記装着ベルトの前記円弧状の部分と対向する面と反対側の面である、
   請求項１に記載の筋電センサシステム。
3. 前記基材は、前記第１方向に伸長する伸縮布にシリコーンゴムを充填した素材で形成されている、
   請求項１または２に記載の筋電センサシステム。
4. 前記電極は、一対の電極と、基準電極とを含み、
   前記一対の電極は、前記第１の面で露出する第１露出面を除いて、筋電信号を処理する電子部品とともに防水加工されており、
   前記基準電極は、前記電子部品に基準電位を供給する配線を引き出した状態で、前記第１の面で露出する第２露出面を除いて防水加工されている、
   請求項１から３のいずれか１項に記載の筋電センサシステム。
5. 前記筋電センサは、前記筋電センサシステムの装着時に、前記第１方向に伸びながら、前記装着ベルトの前記円弧状の部分に向かって湾曲して、前記第１の面で露出する前記電極の露出面を前記手、腕または足に密着させる伸縮性を有する、
   請求項１から４のいずれか１項に記載の筋電センサシステム。
6. 前記筋電センサが前記第１方向へ伸長することで、円弧の中心へ向かう荷重が単調増加する、
   請求項５に記載の筋電センサシステム。