肌肉状态测定片的制作方法

本发明涉及一种肌肉状态测定片，该肌肉状态测定片用于根据通过神经刺激而诱发的肌肉活动电位来评价骨骼肌的活动状态的评价系统。

背景技术：

已知一种评价系统，该评价系统在骨骼肌通过来自大脑的神经刺激而伸缩时产生活动电位，以往检测该活动电位，根据活动电位的波形即肌电图(electromyogram：emg)来评价肌肉的异常、疲劳的状态。然而，在一边使骨骼肌伸缩一边检测活动电位时，作为噪声包含由于来自大脑的刺激而产生的电信号、运动负荷时的肌肉所产生的活动电位，从而无法稳定地评价肌肉的活动状态。

因此，提出了以下评价系统：对骨骼肌施加电刺激信号，从与骨骼肌的体表面紧密贴合的检测电极检测通过电刺激信号的神经刺激而诱发的肌肉活动电位来评价肌肉的活动状态。当通过电刺激信号对进行评价的肌肉的末梢神经进行刺激时，经由运动神经兴奋到达肌肉从而在肌肉上产生要使肌肉收缩的肌肉活动电位。该肌肉活动电位的波形被称为m波，通过从肌肉的体表面检测肌肉活动电位，得到m波的诱发肌电图。另一方面，当末梢神经被刺激时，经由感觉神经兴奋还到达脊髓，经由单突触反射来使α细胞兴奋，此后经由运动神经而产生要使肌肉收缩的肌肉活动电位。比该m波延迟产生的肌肉活动电位的波形被称为h波，在以往的肌肉评价系统中，根据m波或h波的振幅来评价肌肉的活动状况。

其中，如图15所示，日本特开2005-144108号(专利文献1)所公开的诱发肌电装置100具备：刺激端子固定用带102，其使刺激电极101与腘窝部的胫神经延伸部位的体表面紧密贴合；记录端子固定用带104，其使多个肌电检测电极103、103··分别紧密贴合在沿着评价活动状态的比目鱼肌的体表面的不同位置上；刺激产生装置105，其向刺激电极101输出电刺激信号；记录装置106，其记录由肌电检测电极103、103··检测的肌肉活动电位；以及处理装置107，其从诱发肌电图评价比目鱼肌的活动状况。

在诱发肌电装置100中，向刺激电极101输出电刺激信号，从肌电检测电极103、103··检测h波的振幅。h波的振幅表示从脊髓运动神经元对比目鱼肌的刺激量即肌肉活动量，因此将在安静时与运动时检测出的h波的振幅进行比较来评价比目鱼肌的活动状态。

另外，在日本特开2001-276005号(专利文献2)公开的肌肉的活动度的评价装置中，对进行测定的肌肉的体表面施加电刺激信号，从与沿着肌纤维方向的其它体表面紧密贴合的肌电检测电极测定m波的诱发肌电图，根据m波的振幅来评价肌肉的活动度、疲劳度。

并且，在日本特开2015-66401号(专利文献3)公开的有无兴奋收缩偶联障碍的判断辅助方法中，通过施加电刺激信号，使通过电刺激信号诱发的诱发肌音图(mechanomyogram：mmg)与从体表面检测出的诱发肌电图emg进行组合来评价肌肉的异常。诱发肌音图mmg是一种从体表记录了与随着电刺激而诱发的收缩相伴的肌肉的长轴方向的机械变量的振动波形，考虑为通过与诱发肌电图emg的频带相比低一位的100hz以下的频带进行振动的一种压波。在专利文献3中，在进行测定的肌肉的体表面上通过胶带固定肌电检测电极，在肌肉的振幅成为最大的肌腹部的体表面上通过胶带来固定加速度传感器，对肌肉附近的体表面施加1hz的单发电刺激信号，从肌电检测电极检测诱发肌电图emg，并且从加速度传感器检测诱发肌音图mmg。

求出检测出的诱发肌电图emg与诱发肌音图mmg两者的远端潜伏期的差，在与正常时相比远端潜伏期的差增大时，或者尽管诱发肌电图emg的振幅为固定，但是诱发肌音图mmg的振幅递减的情况下，评价为兴奋收缩偶联存在障碍。根据专利文献3的发明，一起使用诱发肌电图emg与诱发肌音图mmg，因此能够正确地判断再现性良好的兴奋收缩偶联的障碍。

如上所述，以往，根据诱发肌电图emg的振幅、诱发肌电图emg与诱发肌音图mmg的远端潜伏期的差来评价肌肉的活动状态，但是诱发肌电图emg的振幅、诱发肌电图emg与诱发肌音图mmg的远端潜伏期由于施加电刺激信号的刺激位置、刺激位置与肌电检测电极或检测诱发肌音的加速度传感器之间的距离而不同。

然而，在专利文献1至专利文献3所记载的任意一个评价系统中，对进行评价的肌肉施加电刺激信号的刺激位置不明确，此外并非使肌电检测电极和检测诱发肌音的加速度传感器与从刺激位置隔开了预定间隔的体表面的位置紧密贴合，因此无法定量地检测诱发肌电图emg或诱发肌音图mmg的振幅、远端潜伏期而评价正确的肌肉的活动状态。

特别是在专利文献3的评价系统中，在运动过程中无法在固定位置施加电刺激信号，因此无法一边对肌肉施加负荷一边评价负荷和肌肉的活动状态，在运动过程中无法实时地观察肌肉的活动状态的随时间变化。

另外，本申请的发明人发现了以下情况：当随着运动而肌肉疲劳亢进时，基于电刺激信号的m波的传播速度下降，肌肉疲劳与传播速度具有相关，但是m波的传播速度根据从施加电刺激信号后直到通过肌电检测电极检测出m波为止的时间(潜伏期)以及刺激位置与肌电检测电极之间的间隔或肌电检测电极之间的间隔来得到，因此在这些间隔不清楚的以往的评价系统中，无法根据m波的传播速度来评价由于运动而导致的肌肉的疲劳度。

并且，进行测定的肌肉位于体表面下方，因此无法使肌电检测电极与沿着肌纤维的体表面的位置紧密贴合，从而无法得到正确的诱发肌电图。

专利文献1：日本特开2005-144108号公报

专利文献2：日本特开2001-276005号公报

专利文献3：日本特开2015-66401号公报

技术实现要素：

本发明是考虑到这种的以往的问题点而作出的，其目的在于提供一种定量地检测诱发肌电图emg或诱发肌音图mmg的振幅、潜伏期从而能够正确地评价肌肉的活动状态的肌肉状态测定片。

另外，本发明的目的在于提供一种即使在对肌肉施加负荷的运动过程中也能够实时地评价肌肉的活动状态的肌肉状态测定片。

本发明的目的在于提供一种根据通过肌电检测电极进行检测的潜伏期来评价肌肉的疲劳度的肌肉状态测定片。

为了达到上述目的，本发明第1方式记载的肌肉状态测定片在评价系统中使用，该评价系统将绝缘片的相对于体表面一侧的背面定位在进行测定的肌肉的体表面上，对进行测定的肌肉附近的体表面施加电刺激信号，根据在该肌肉附近的体表面上呈现的肌肉活动电位来评价肌肉的活动状态，该肌肉状态测定片的特征在于，具备：一组刺激电极，其在阳极与阴极之间输出电刺激信号；一个或两个以上的肌电检测电极，其检测通过电刺激信号诱发的肌肉活动电位；绝缘片，以在其背面露出的刺激电极与至少任意一个肌电检测电极之间的间隔比进行测定的肌肉的肌纤维的长度短的方式，使一组刺激电极与一个或两个以上的肌电检测电极位于上述绝缘片的背面；以及引出图案，其在绝缘片上配线，将一组刺激电极以及全部的肌电检测电极分别向外部电路引出，使一组刺激电极与全部的肌电检测电极相互隔开预定间隔与体表面紧密贴合。

一组刺激电极与全部的肌电检测电极隔开预定间隔与体表面紧密贴合，因此任意一个肌电检测电极与一组刺激电极之间的间隔、或与其它肌电检测电极之间的间隔为可测定的固定间隔，不依赖于电刺激信号的刺激位置而能够定量地检测诱发肌电图emg的振幅、潜伏期。

另外，因为以刺激电极与至少任意一个肌电检测电极之间的间隔比进行测定的肌肉的肌纤维长度短的方式位于绝缘片的背面，因此刺激电极和肌电检测电极中的任意一个不会偏离进行测定的肌肉的体表面，可切实地通过电刺激信号对肌肉进行刺激，能够通过肌电检测电极来检测受到刺激而在肌肉中传播的肌肉活动电位。

即使一组刺激电极、肌电检测电极进行振动，也将绝缘片定位在肌肉的体表面上而向体表面紧密贴合，因此不会从体表面脱落，即使在运动过程中也能够实时地在相同位置上检测诱发肌电图emg的随时间变化。

本发明第2方式记载的肌肉状态测定片的特征在于，使设为恒定电位的基准电极位于绝缘片的背面，根据与紧密贴合在体表面上的基准电极之间的电位差来检测肌电检测电极的肌肉活动电位。

根据设为恒定电位的基准电极的电位与肌电检测电极的电位差来检测肌肉活动电位。

本发明第3方式记载的肌肉状态测定片的特征在于，绝缘片是沿着进行测定的肌肉而定位在体表面上的细长带状的薄片主体，使一组刺激电极位于薄片主体背面的长度方向的一端侧，使多个肌电检测电极分别位于从薄片主体背面的一端侧向另一端侧沿着长度方向的不同位置。

绝缘片为细长带状的薄片主体，因此通过沿着进行测定的肌肉的体表面来进行定位，即使在使肌肉伸缩的运动过程中，一端侧的一组刺激电极和从一端侧向另一端侧的多个肌电检测电极也会与沿着进行测定的肌肉的细长的肌纤维的体表面的不同位置紧密贴合。

通过电刺激信号诱发的肌肉活动电位的m波沿着进行测定的肌肉的肌纤维方向进行传播，并通过与沿着肌纤维的体表面的不同位置紧密贴合的多个肌电检测电极分别进行检测。一组刺激电极与多个肌电检测电极之间的相互间隔为已知的，因此在运动过程中也能够根据各肌电检测电极进行检测的潜伏期来实时地检测m波的传播速度。

本发明第4方式记载的肌肉状态测定片的特征在于，使一组刺激电极和多个肌电检测电极分别位于分散在绝缘片背面的平面上的各位置。

即使在未将绝缘片沿着进行测定的肌肉而定位在体表面上的情况下，位于分散在平面上的各位置的任一个肌电检测电极也会位于沿着进行测定的肌肉的附近，因此根据该肌电检测电极进行检测的潜伏期来检测沿着肌肉的m波的传播速度。

即使进行测定的肌肉是肌纤维方向的中央粗且两侧细的纺锤状，多个肌电检测电极也会与纺锤状的肌肉的体表面的各位置紧密贴合，因此任意一个肌电检测电极在肌肉的不同位置检测传播的m波。

进行测定的肌肉的体表面成为在肌肉的中央鼓起的弯曲面，但是位于分散在平面上的各位置的任意一个肌电检测电极会与体表面紧密贴合，以高的检测水平来检测m波。

本发明第5方式记载的肌肉状态测定片的特征在于，使一组刺激电极位于绝缘片背面的一端侧，使多个肌电检测电极分别位于绝缘片背面的格状地分散的各位置。

因为多个肌电检测电极位于格状地分散的各位置，所以位于直线上的各位置的多个肌电检测电极中的任意一个肌电检测电极接近进行评价的肌肉的肌纤维方向，因此根据从接近肌纤维方向的肌电检测电极检测出的m波的潜伏期，得到沿着肌纤维方向传播的m波的传播速度。

本发明第6方式记载的肌肉状态测定片的特征在于，以阳极和阴极中的一方的刺激电极位于绝缘片背面的位置为中心，使另一方的刺激电极圆环状地位于围绕中心的位置，使多个肌电检测电极分别分散地位于围绕中心成为同心圆的多个圆上的各位置。

以一对中的一方的刺激电极所位于的位置为中心，多个肌电检测电极分散地位于围绕该中心成为同心圆的多个圆上的各位置，因此相对于位于中心的刺激电极，位于同心圆上的多个肌电检测电极中的任意一个肌电检测电极处于与进行评价的肌肉的肌纤维的方向大致平行，从该肌电检测电极来检测通过电刺激信号而诱发的肌肉活动电位。

另外，因为多个肌电检测电极分散地位于与电刺激信号的刺激位置为同心圆上的各位置，因此位于同一圆上的多个肌电检测电极与刺激位置的距离相等，比较从位于同一圆上的多个肌电检测电极检测出的m波的潜伏期，从而能够比较各肌电检测电极紧密贴合的体表面内侧的肌肉的活动状态。

本发明第7方式记载的肌肉状态测定片的特征在于，电刺激信号为5ma以上，至少一方的刺激电极在绝缘片背面露出的露出面积为100mm²以上。

通过使露出面积为100mm²以上，对体表面施加的电刺激信号的每单位面积的电流值减小，从而不易感到刺激的疼痛。

本发明第8方式记载的肌肉状态测定片的特征在于，使一组刺激电极从绝缘片背面突出从而位于背面。

在将绝缘片定位于体表面的状态下，刺激电极压入体表面，因此即使受到振动等外力也维持向体表面的紧密贴合状态。

本发明第9方式记载的肌肉状态测定片的特征在于，其用于一种评价系统，该评价系统根据直到一个或两个以上的肌电检测电极检测出通过电刺激信号而诱发的肌肉活动电位为止的潜伏期来求出肌肉活动电位的传播速度，根据传播速度来评价肌肉的活动状态。

一组刺激电极与各肌电检测电极的间隔、各肌电检测电极之间的间隔为可测定的距离，根据肌电检测电极进行检测的潜伏期来得到表示肌肉活动电位的m波的传播速度。肌肉越疲劳则m波的传播速度越慢，因此能够根据m波的传播速度定量地评价肌肉的疲劳度。

本发明第10方式记载的肌肉状态测定片的特征在于，位于绝缘片背面的多个肌电检测电极沿着进行测定的肌肉的间隔小于15mm。

m波的传播速度至少为3m/s以上，肌肉活动电位的中心频率为最大350hz，因此传播的m波的波长为8.571mm以上的长度。关于该波长在为通常的肌肉活动电位的中心频率即200hz以下的情况下，波长为15mm以上，如果使多个肌电检测电极的沿着进行测定的肌肉的间隔为小于15mm，则根据通过多个肌电检测电极进行检测的潜伏期的差来得到m波的传播速度。

本发明第11方式记载的肌肉状态测定片的特征在于，将与多个肌电检测电极分别连接的引出图案设为与引出图案的长度成比例地使其横截面积增加的形状。

将多个肌电检测电极配置在绝缘片的不同位置，即使各引出图案的长度不同，也经由相同电阻值的引出图案来输出检测出的肌肉活动电位。

本发明第12方式记载的肌肉状态测定片的特征在于，隔开绝缘间隔来通过接地导体将引出图案的周围包围。

通过接地导体将引出图案从外部遮蔽，来自外部的噪声不会与肌电检测电极检测出的肌肉活动电位重叠，经由引出图案进行输出。

本发明第13方式记载的肌肉状态测定片的特征在于，还具备肌音传感器，该肌音传感器检测通过电刺激信号而诱发的肌肉的微振动，绝缘片使肌音传感器的检测面位于不对刺激电极和肌电检测电极进行干扰的背面的位置，使肌音传感器的检测面紧密贴合在从一组刺激电极开始隔开预定间隔的体表面上。

当从一组刺激电极对进行测定的肌肉的体表面施加电刺激信号时，肌肉在与其肌纤维方向正交的侧方上进行微振动而产生一种压波，肌音传感器检测该振动波来作为诱发肌音图mmg。肌音传感器的检测面与一组刺激电极的刺激位置之间的间隔为固定，因此肌音传感器定量地检测诱发肌音图mmg的振幅、潜伏期。

肌音传感器的检测面与体表面紧密贴合，因此即使在使肌肉伸缩的运动过程中，也能够实时地检测通过电刺激而诱发的诱发肌音图mmg。

当肌肉疲劳时微振动的振幅减小，因此能够根据诱发肌音图mmg的振幅来评价肌肉的疲劳度。

本发明第14方式记载的肌肉状态测定片的特征在于，使一组刺激电极圆环状地位于绝缘片背面的隔开肌音传感器的检测面的两侧，将绝缘片的背面定位在体表面上，使得肌音传感器的检测面紧密贴合在与进行测定的肌肉的肌纤维方向正交的侧方位移为最大的体表面上。

肌音传感器的检测面在一组刺激电极之间位于绝缘片的背面，因此检测面与电刺激位置的体表面紧密贴合。另外，该紧密贴合的位置为进行测定的肌肉的与肌纤维方向正交的侧方位移为最大的位置，因此检测通过该最大振幅的微振动引起的诱发肌音图mmg。

本发明第15方式记载的肌肉状态测定片的特征在于，肌音传感器为麦克风。

通过麦克风将通过肌肉的微振动而产生的压波变换为电信号来进行检测。

根据第1方式的发明，能够通过任意一个肌电检测电极来切实地检测通过电刺激信号而诱发的诱发肌电图emg，诱发肌电图emg的振幅、潜伏期不会由于电刺激信号的刺激位置而发生变化，因此能够正确地检测肌肉的疲劳状态、动员数的增减等活动状态。

另外，即使在使肌肉伸缩的运动过程中，也能够实时地评价肌肉的活动状态。

另外，能够通过紧密贴合在相对于施加电刺激信号的刺激位置确定了相对位置的体表面的位置上的肌电检测电极来检测诱发肌电图emg，因此能够检测与肌肉的种类、活动内容相对应的肌肉活动电位的传播方向、传播速度。

根据第2方式的发明，不受普通模式噪声的影响地能够通过肌电检测电极来检测肌肉活动电位。

根据第3方式的发明，能够沿着诱发的肌肉活动电位的传播方向来对细长带状的薄片主体进行定位。

另外，在使进行测定的肌肉伸缩的运动过程中，能够实时地检测通过电刺激信号而诱发的肌肉活动电位的传播速度，因此能够根据连续检测的肌肉活动电位的传播速度来检测进行测定的肌肉的疲劳度的变化。

根据第4方式的发明，即使未将绝缘片沿着进行测定的肌肉来定位在体表面上的情况下，也能够检测沿着肌肉传播的肌肉活动电位的传播速度。

即使进行测定的肌肉是肌纤维方向的中央粗且两侧细的纺锤状，多个肌电检测电极也会与纺锤状的肌肉的体表面的各位置紧密贴合，因此能够在肌肉的不同位置检测传播的肌肉活动电位。

即使进行测定的肌肉的体表面成为在肌肉的中央鼓起的弯曲面，任意一个肌电检测电极也会与体表面紧密贴合从而以高的检测水平检测肌肉活动电位，因此能够切实地检测肌肉活动电位的传播速度、振幅。

根据第5方式的发明，能够容易地判别在沿着进行测定的肌肉的肌纤维方向的体表面上紧密贴合的肌电检测电极，能够从该肌电检测电极高精度地检测肌肉活动电位的水平、潜伏期。

根据第6方式的发明，因为任意一个肌电检测电极与进行测定的肌肉附近的体表面紧密贴合，所以能够从该肌电检测电极高精度地检测肌肉活动电位的水平、潜伏期。

并且，根据第6方式的发明，电刺激信号的刺激位置与分散地位于同心圆上的各位置的肌电检测电极之间的距离用该圆的半径来表示，因此能够根据检测出诱发的肌肉活动电位的潜伏期来容易地检测肌肉活动电位的传播速度。

并且，根据第6方式的发明，把从分散地位于同一圆上的各位置的多个肌电检测电极检测出的m波的潜伏期进行比较，从而能够比较电刺激位置周围的体表面内侧的肌肉的活动状态。

根据第7方式的发明，即使向体表面施加电刺激信号也不会对受检者带来不适感。

根据第8方式的发明，即使由于运动等刺激电极进行振动，也能够与体表面紧密贴合从而切实地向体表面施加电刺激信号。

根据第9方式的发明，能够根据通过肌电检测电极检测出的潜伏期定量地评价肌肉的疲劳度。

根据第10方式的发明，能够根据多个肌电检测电极检测的潜伏期的差来切实地检测肌肉活动电位的传播速度。

根据第11方式的发明，即使将多个肌电检测电极配置在绝缘片的不同位置，引出图案的长度分别不同，也会经由相同电阻值的引出图案输出检测出的肌肉活动电位，不会受到由于引出图案的长度不同而引起的误差的影响。

根据第12方式的发明，能够不受噪声的影响地经由引出图案来输出数mv和微小电位的绝缘片背面的肌肉活动电位。

根据第13方式的发明，诱发肌音图mmg的振幅、潜伏期不会由于电刺激位置的不同而变化，能够根据诱发肌音图mmg的振幅、潜伏期来评价肌肉的活动状态。

另外，即使在使肌肉伸缩的运动过程中，也能够根据实时检测的诱发肌音图mmg来评价肌肉的活动状态。

另外，一并使用肌电检测电极进行检测的潜伏期从而根据该潜伏期和诱发肌音图mmg的振幅能够更正确地检测肌肉的疲劳度。

根据第14方式的发明，使肌音传感器的检测面紧密贴合在施加电刺激信号从而微振动的振幅为最大的位置的体表面上，因此能够切实地检测诱发肌音图mmg的振幅、振动频率。

根据第15方式的发明，在诱发肌音的检测中不使用加速度计，因此不会作为误差而包含由于身体动作而产生的加速度，即使在运动过程中也能够正确地检测诱发肌音图mmg。

附图说明

图1是本发明申请的一个实施方式的使用肌肉状态测定片1的评价系统10的框图。

图2是肌肉状态测定片1的底面图。

图3是肌肉状态测定片1的平面图。

图4是沿长度方向将肌肉状态测定片1切断的纵截面图。

图5是表示与体表面的不同位置紧密贴合的肌电检测电极3在运动开始时检测出的诱发肌电图emg的波形图。

图6是表示与体表面的不同位置紧密贴合的肌电检测电极3在运动刚结束后检测出的诱发肌电图emg的波形图。

图7是第二实施方式的肌肉状态测定片20的底面图。

图8是与进行测定的肌肉50的体表面紧密贴合的肌肉状态测定片20的主要部分的平面图。

图9是本发明申请的第二实施方式的使用肌肉状态测定片20的评价系统18的框图。

图10是表示使肌肉状态测定片20与评价活动状态的斜方肌50的体表面紧密贴合的状态的外观图。

图11表示进行测定的肌肉50的肌纤维方向50c与肌肉状态测定片20的关系，

(a)是表示沿肌肉50的肌纤维方向50c对肌肉状态测定片20进行了定位的状态的说明图，

(b)是表示向肌肉50的肌纤维方向50c倾斜地对肌肉状态测定片20进行了定位的状态的说明图。

图12是第三实施方式的肌肉状态测定片40的底面图。

图13是第四实施方式的肌肉状态测定片30的底面图。

图14是表示使肌肉状态测定片30与进行测定的肌肉50的体表面紧密贴合的状态的截面图。

图15是以往的诱发肌电装置100的结构图。

附图标记说明

1、20、30、40：肌肉状态测定片；2：刺激电极；3、21、33：肌电检测电极；4、31：绝缘片主体；6：引出图案；34：肌音传感器；50：肌肉；50c：肌肉的肌纤维方向。

具体实施方式

如图1所示，本发明的第一实施方式的肌肉状态测定片1用于评价系统10，该评价系统10通过对肌肉50施加电刺激信号，检测从刺激位置沿着肌肉50的肌纤维而传播的肌肉活动电位的传播速度，根据传播速度来评价肌肉50的疲劳度。为了评价该肌肉50，评价系统10具备：刺激产生装置12，其在肌肉状态测定片1的一组刺激电极2的阳极2a与阴极2b之间经由隔离器11输出后述的电刺激信号；四个比较电路13a、13b、13c、13d，其将肌肉状态测定片1的四个肌电检测电极3a、3b、3c、3d的电位与兼作基准电极的阴极2b的接地电位进行比较，输出肌电检测电极3a、3b、3c、3d检测出的肌肉活动电位；三个比较电路14a、14b、14c，其将由相邻的肌电检测电极3a、3b、3c、3d检测出的肌肉活动电位的差分(v3a-v3b、v3b-v3c、v3c-v3d)向记录器15输出；记录器15，其将从比较电路14输出的肌肉活动电位的差分(v3a-v3b、v3b-v3c、v3c-v3d)与经过时间一起进行记录；以及数据处理装置16，其根据在记录器15中记录的结果来评价肌肉50的疲劳度。

关于肌肉状态测定片1，以在沿着要评价活动状态的肌肉50的肌纤维的肌纤维方向的体表面上进行定位的方式，通过外形为细长带状的柔性印刷电路板(fpc)形成，如图2至图4所示，在由pet等构成的柔性的绝缘片主体4上以相互绝缘的方式一体地形成有一组刺激电极2a、2b；接地电极5；四个肌电检测电极3a、3b、3c、3d以及将各肌电检测电极3向外部引出的四个引出图案6a、6b、6c、6d。在绝缘片主体4的与体表面相对的成为背面的底面上几乎全部粘贴未图示的双面胶带，在后述的一组刺激电极2a、2b；肌电检测电极3a、3b、3c、3d以及引出图案6a、6b、6c、6d的外部连接端子所露出的部位去除该双面胶带，将双面胶带剥离了剥离纸后出现的粘接层粘接在沿着要评价活动状态的肌肉50的体表面上，从而对肌肉状态测定片1进行定位。而且，通过将肌肉状态测定片1定位在体表面上，一组刺激电极2a、2b以及肌电检测电极3a、3b、3c、3d与相对的体表面紧密贴合。

一组刺激电极的阳极2a与阴极2b分别为椭圆形的轮廓并以在绝缘片主体4的厚度方向上贯通的方式一体形成，与体表面接触的底面侧的接触面2a1、2b1如图4所示，以从绝缘片主体4的底面稍微突出的状态位于绝缘片主体4的底面。由此，在将肌肉状态测定片1定位在体表面上时，将阳极2a与阴极2b压入体表面，从而以预定的接触压力与体表面切实地紧密贴合。另外，在阳极2a与阴极2b与体表面紧密贴合时，为了进一步降低其表面电阻，通过镀金来覆盖接触面2a1、2b1。

关于为椭圆形轮廓的位于绝缘片主体4的底面的接触面2a1、2b1的大小，根据在阳极2a与阴极2b之间施加的电刺激信号的电流值来设为一定面积以上的大小，使每单位面积的电刺激信号的电流值成为不会感到刺激疼痛的程度的电流值。在本实施方式中，电刺激信号的电流值为5ma以上，因此接触面2a1、2b1的面积分别设为至少100mm²以上的大小。

在细长带状的绝缘片主体4的长度方向的一端侧(在图2至图4中为右端侧)形成一组刺激电极的阳极2a与阴极2b，将阳极2a配置在外侧，将阴极2b配置在其内侧。当在与肌肉50的体表面紧密贴合的阳极2a与阴极2b之间流过电刺激信号时，在电刺激信号的通电过程中，以在阳极2a朝内，以神经纤维为长度方向，在阴极2b朝外的方式来流过电刺激信号。由于朝外的电流引起兴奋，因此通常在通电开始时在阴极2b附近产生肌肉活动电位，在之后的阳极2a附近产生肌肉活动电位，但是电刺激信号如后文中所述那样为0.5msec的短刺激，因此考虑仅通电开始时的阴极2b具有刺激效果，在其附近产生由于刺激而诱发的肌肉活动电位。因此，在将肌肉状态测定片1沿着要评价活动状态的肌肉50的体表面进行定位时，以阴极2b以及各肌电检测电极3a、3b、3c、3d更加切实地与肌肉50的体表面紧密贴合的方式，将一组刺激电极的阴极2b配置在阳极2a的内侧。

一组刺激电极的阳极2a经由在绝缘片主体4的平面一侧露出的面上以焊接方式连接的电线17a与隔离器11的+输出相连接。另外，阴极2b经由在绝缘片主体4的平面一侧露出的面上以焊接方式连接的电线17b与被设定为恒定电位在此为接地电位的隔离器11的－输出以及各比较电路13a、13b、13c、13d的反转输入相连接，兼作与肌电检测电极3a、3b、3c、3d的电位进行比较的基准电极。

即使在通过从一组刺激电极2a、2b向评价活动状态的肌肉50以固定周期施加电刺激，从而在运动过程中等一边向肌肉施加负荷一边检测肌肉活动电位的情况下，也会识别为在由于来自大脑的神经刺激而进行伸缩时产生的不稳定的肌肉活动电位，能够检测由于电刺激诱发的肌肉活动电位。另外，因为在进行测定的肌肉50的体表面上定位的肌肉状态测定片1的绝缘片主体4上一体地形成一组刺激电极的阳极2a与阴极2b，所以即使在运动过程中电刺激位置也不会发生位置偏移，从而能够实时地正确地检测肌肉活动电位的传播速度、传播方向。

关于从刺激产生装置12在一组刺激电极2a、2b之间输出的电刺激信号，通过最大电流值为10ma、脉宽为0.5msec、电压为50v至100v的矩形波以1秒的周期输出到刺激电极2a、2b之间。通过使电刺激信号为变化率大的矩形波，即使是低电流值，也可通过比缓缓增加的递增刺激波形高的刺激效果来刺激神经纤维。另外，通过以1秒的周期来施加单一的矩形波的刺激，容易检测沿着肌肉50传播的肌肉活动电位的传播速度。

此外，关于在上述一组刺激电极2a、2b之间输出的电刺激信号，还可利用以向肌肉50施加电刺激来使肌肉进行伸缩从而训练肌肉50为目的在一组刺激电极2a、2b之间输出的电刺激信号。例如，以训练肌肉50的目的从刺激产生装置12输出的电刺激信号优选为20hz左右频率的电刺激信号，可以在肌电检测电极3a、3b、3c、3d中检测输出该电刺激信号而诱发的肌肉活动电位。另外，能够选择性地输出从刺激产生装置12以评价肌肉50的活动状态的目的而输出的电刺激信号和以训练肌肉50的目的而输出的电刺激信号这两种电刺激信号，可以根据其目的向一组刺激电极2a、2b之间输出某个电刺激信号。

从绝缘片主体4底面的一体地形成了一组刺激电极2a、2b的一端向另一端，在沿着长度方向的四个不同的位置上印刷形成了四个肌电检测电极3a、3b、3c、3d。当电刺激位置从进行测定的肌肉50的体表面偏离时，无法对肌肉50施加刺激，此外当肌电检测电极3a、3b、3c、3d从进行测定的肌肉50的体表面偏离时，无法检测通过电刺激信号诱发的肌肉活动电位。因此，以一组刺激电极2a、2b和全部的肌电检测电极3a、3b、3c、3d与肌肉50所在的体表面紧密贴合的方式，将四个肌电检测电极3a、3b、3c、3d中的距离一组刺激电极2a、2b最远的肌电检测电极3d印刷形成在其与一组刺激电极2a、2b之间的间隔至少比评价活动状态的肌肉50的肌纤维的长度短的位置上。

例如，设为股外侧肌的肌纤维的长度为65.7mm，腓肠肌的长度为35.2mm至50.7mm，在用于评价股外侧肌的活动状态的肌肉状态测定片1中，使位于底面的阳极2a与肌电检测电极3d之间的间隔为65.7mm以下，在用于评价腓肠肌的活动状态的肌肉状态测定片1中使位于底面的阳极2a与肌电检测电极3d之间的间隔为35.2mm以下。由此，当将细长带状的肌肉状态测定片1沿着进行测定的肌肉50定位在肌肉50的体表面时，一组刺激电极2a、2b和全部的肌电检测电极3a、3b、3c、3d自然不会从肌肉50的位置脱离而与肌肉50的体表面紧密贴合，从而能够切实地对肌肉50施加电刺激，检测通过电刺激诱发的肌肉活动电位。

当从一组刺激电极2a、2b通过电刺激信号对肌肉50的末梢神经进行刺激时，兴奋经由运动神经到达肌肉50而在肌肉50中产生要使肌肉50收缩的肌肉活动电位。该肌肉活动电位的波形被称为m波，从电刺激位置开始在肌肉50中传播。从与肌肉50的体表面紧密贴合的肌电检测电极3检测出的m波是进行评价的肌肉50的很多肌纤维的电活动的集合波的波形，在本实施方式中，根据与不同的体表面位置紧密贴合的四个肌电检测电极3a、3b、3c、3d的从施加电刺激信号后直到检测出m波的上升为止的时间(潜伏期)的差分得到m波的传播速度，来评价肌肉50的疲劳度。

在此，施加电刺激信号来检测m波的传播速度是由于，通过电刺激而诱发的肌肉活动电位的m波的传播速度仅反映肌肉50的疲劳等末梢性的变化。即，在运动过程中由于肌肉疲劳引起的m波的传播速度的下降与大脑、运动神经等中枢的中枢性疲劳和末梢的肌肉细胞的末梢性疲劳相关，但是通过微弱的电刺激信号而诱发的肌肉活动电位的传播速度仅反映由于抹消性疲劳引起的变化，因此通过将在肌肉细胞中传播的m波的传播速度与运动前进行比较，能够客观地评价肌肉的疲劳度。通过将电刺激位置与任意一个肌电检测电极3之间的距离除以从该肌电检测电极3进行检测的潜伏期或将相邻的一对肌电检测电极3、3之间的距离除以从一对肌电检测电极3、3进行检测的潜伏期的差分，能够计算出m波的传播速度，但是在本实施方式中，通过后者的方法检测m波的传播速度。此外，关于电刺激位置，如果是一组刺激电极的阳极2a与阴极2b之间的位置则也可以是任意位置，但是，如上所述，在电刺激为短时间时，将一组刺激电极2a、2b中的阴极2b附近考虑为向肌肉50的电刺激位置，因此优选设为阴极2b的位置。

无论哪一种方法，因为在沿着肌肉50的肌纤维方向的不同位置上形成的一组刺激电极2a、2b和肌电检测电极3a、3b、3c、3d一体地形成在绝缘片主体4上，电刺激位置与肌电检测电极3之间的距离、相邻的肌电检测电极3a、3b、3c、3d之间的距离为固定，所以能够根据各肌电检测电极3的潜伏期来正确且可靠地检测m波的传播速度。

在肌肉50未疲劳的状态下，沿肌肉50传播的m波的传播速度与神经纤维的长径大致成比例，例如在长径为0.6μm的情况下，传播速度为其6倍的3.6m/s，通常在3m/s至5m/s的范围内。另外，m波的频率为100至350hz，因此其波长至少为8.571mm以上。然而，通常的肌肉活动电位的中心频率为200hz以下，波长为15mm以上，因此如果使四个肌电检测电极3a、3b、3c、3d的相邻的肌电检测电极3之间的间隔小于15mm，则在此之间不会存在两个以上的m波，能够根据相邻的肌电检测电极3的潜伏期的差分来切实地检测m波的传播速度。因此，在本实施方式中，使四个肌电检测电极3a、3b、3c、3d以10mm的等间隔位于肌肉状态测定片1的底面。

各肌电检测电极3a、3b、3c、3d通过沿着绝缘片主体4的尾部4a的底面而配线的引出图案6a、6b、6c、6d被引出到另一端侧(图中左端侧)，并经由连接电缆分别与四个比较电路13a、13b、13c、13d的非反转输入连接。通过各肌电检测电极3a、3b、3c、3d检测的肌肉活动电位为数mv的微小电压，因此为了防止噪声的侵入将尾部4a的平面通过接地的屏蔽导体(未图示)进行覆盖。另外，各肌电检测电极3a、3b、3c、3d形成在绝缘片主体4的不同位置上，因此引出到另一端侧的引出图案6a、6b、6c、6d的长度也不同，但是通过与其长度成比例地将图案宽度放大，由此使全部的引出图案6a、6b、6c、6d为相同的电阻值。由此，在各肌电检测电极3a、3b、3c、3d检测出的肌肉活动电位中不包含由于引出图案6a、6b、6c、6d的电阻值的差异导致的误差。

此外，引出图案6a、6b、6c、6d被布置在与体表面相对的绝缘片主体4的底面上，因此其表面由保护层覆盖，与体表面绝缘。

另外，如图3所示，在一组刺激电极2a、2b与肌电检测电极3a、3b、3c、3d之间的绝缘片主体4的平面上印刷形成了将沿着绝缘片主体4流动的噪声切断的接地的接地电极5。

说明在使用了该肌肉状态测定片1的评价系统10中评价肱二头肌50的疲劳度的方法。首先，剥离在肌肉状态测定片1的底面上粘接的双面胶带的剥离纸，如图1所示，以要评价的肌肉50的肌纤维方向与细长带状的肌肉状态测定片1的长度方向一致的方式，将肌肉状态测定片1粘接在肌肉50的体表面上来进行定位。由此，一组刺激电极2a、2b与各肌电检测电极3a、3b、3c、3d自然而然地在肌肉50的体表面上沿着肌纤维的方向与体表面紧密贴合。

接着，在使肌肉50伸缩的运动开始前，从刺激产生装置12经由隔离器11在一组刺激电极2a、2b之间以1秒的周期输出脉宽为0.5msec、电压为100v的矩形波的电刺激信号，在输出电刺激信号后的一定的经过时间内，从比较电路13a、13b、13c、13d连续输出相对于基准电极2b的接地电位的各肌电检测电极3a、3b、3c、3d的电位。各比较电路13a、13b、13c、13d的输出波形为各肌电检测电极3a、3b、3c、3d检测出的通过电刺激信号诱发的肌肉活动电位的波形即m波，在其后级连接的比较电路14a、14b、14c将从相邻的肌电检测电极3a、3b、3c、3d检测出的m波的电位的差分向记录器15输出。

在比较电路14a、14b、14c中求出由相邻的各肌电检测电极3a、3b、3c、3d检测出的m波的电位的差分是为了将与各肌电检测电极3a、3b、3c、3d检测出的m波共同重叠的普通模式噪声的影响抵消掉。

图5是在使肌肉50进行伸缩的运动开始前，从各比较电路14a、14b、14向记录器15输出的输出波形，是与经过时间一起表示了由各肌电检测电极3a、3b、3c、3d检测出的m波的电位的差分的诱发肌电图emg。即，比较电路14a的输出波形是肌电检测电极3a检测出的m波的电位v3a与相邻的肌电检测电极3b检测出的m波的电位v3b的差电压波形(v3a-v3b)，比较电路14b的输出波形是肌电检测电极3b检测出的m波的电位v3b与相邻的肌电检测电极3c检测出的m波的电位v3c的差电压波形(v3b-v3c)，比较电路14c的输出波形是肌电检测电极3c检测出的m波的电位v3c与相邻的肌电检测电极3d检测出的m波的电位v3d的差电压波形(v3c-v3d)。

肌电检测电极3a、3b、3c、3d从与一组刺激电极2a、2b之间的距离最近的肌电检测电极3a至肌电检测电极3d为止，沿着肌肉50的肌纤维的方向等间隔地与体表面的位置紧密贴合，因此通过电刺激信号在阴极2b附近产生的m波沿着肌肉50的肌纤维进行传播，按照紧密贴合位置的顺序即肌电检测电极3a、3b、3c、3d的顺序检测出m波的上升。例如，在m波到达肌电检测电极3a的位置从而v3a上升的时间点，m波未到达的肌电检测电极3b的电位v3b为恒定，因此比较电路14a的输出即差电压波形(v3a-v3b)上升。即，能够将观测到差电压波形(v3a-v3b)的上升的时间点tla视为通过肌电检测电极3a检测出m波的上升的时间点，输出电刺激信号后直到tla为止的经过时间成为与肌电检测电极3a有关的潜伏期。同样地，输出电刺激信号后直到观测到差电压波形(v3b-v3c)的上升的时间点tlb为止的经过时间成为与肌电检测电极3b有关的潜伏期，输出电刺激信号后直到观测到差电压波形(v3c-v3d)的上升的时间点tlc为止的经过时间成为与肌电检测电极3c有关的潜伏期。

在图5中，与肌电检测电极3a、3b、3c等间隔地配置这一情况对应地，在纵轴上等间隔表示各比较电路14a、14b、14c的输出波形，因此将在观测到上升的时间点tla的差电压(v3a-v3b)、在时间点tlb的差电压(v3b-v3c)以及在时间点tlc的差电压(v3c-v3d)进行连结后的直线的倾斜表示m波的传播速度，数据处理部16根据在记录器15中记录的差电压波形(v3a-v3b)、(v3b-v3c)、(v3c-v3d)以及肌电检测电极3a、3b、3c之间的间隔来计算m波的传播速度。在本实施方式中，根据图5所示的差电压波形(v3a-v3b)、(v3b-v3c)、(v3c-v3d)以及实测的肌电检测电极3a、3b、3c之间的间隔，将使肌肉50伸缩的运动开始前的m波的传播速度计算为4.77m/s。

接着，在反复进行11次使肱二头肌50的肌力发挥5秒钟之后静止5秒钟的运动之后，同样地输出同一电刺激信号，根据各肌电检测电极3a、3b、3c、3d的电位来检测通过电刺激信号而诱发的m波，根据针对图6所示的各比较电路14a、14b、14c的输出波形而检测出m波上升的时间点tla’、tlb’、tlc’，得到关于各肌电检测电极3a、3b、3c的潜伏期，计算出在运动后肌肉已疲劳的肌肉50的m波的传播速度。

在图6中，将在时间点tla的差电压(v3a-v3b)、在时间点tlb的差电压(v3b-v3c)以及在时间点tlc的差电压(v3c-v3d)进行连结后的直线的表示m波的传播速度的倾斜与图5相比成为缓和的倾斜，根据在时间点tla’、tlb’、tlc’的差电压(v3a-v3b)、(v3b-v3c)、(v3c-v3d)与实测的肌电检测电极3a、3b、3c之间的间隔，将肌肉50处于肌肉疲劳的状态下的m波的传播速度计算为3.77m/s。当如此使肌肉50通过一定时间的运动反复进行收缩与伸展时，由于供氧不足而在肌肉50的一部分中产生乳酸，导致成为肌肉50的收缩力下降的肌肉疲劳状态，m波的传播速度也降低。

因此，使用本实施方式的肌肉状态测定片1，在对肌肉50施加负荷的运动过程中，能够根据实时计算出的m波的传播速度以数值方式评价肌肉50的肌肉疲劳度。

本发明的第二实施方式的肌肉状态测定片20在绝缘片主体22的底面上的分散的不同位置上一体形成了多个肌电检测电极21(m，n)，因此，以下使用图7至图11说明该肌肉状态测定片20以及使用肌肉状态测定片20的评价系统18。关于肌肉状态测定片20和评价系统18的各部，对于与上述肌肉状态测定片1和评价系统10相同或起到相同作用的结构赋予相同的编号并省略其详细说明。

使用了肌肉状态测定片20的评价系统18评价肌纤维在不同方向上延伸的斜方肌50的活动状态，如图9所示，具备：刺激产生装置12，其在肌肉状态测定片20的一组刺激电极2的阳极2a与阴极2b之间经由隔离器11输出电刺激信号；64个比较电路13、13··，其将肌肉状态测定片20的64个肌电检测电极21(m，n)的各电位与基准电极2b的接地电位进行比较，将从各肌电检测电极21(m，n)检测出的肌肉活动电位分别向记录器15输出；记录器15，其将从各比较电路13、13··输出的肌肉活动电位与经过时间一起进行记录；以及数据处理装置16，其根据在记录器15中记录的结果来评价肌肉50的疲劳度、肌肉活动电位的传播方向。

如图7、图8所示，肌肉状态测定片20由柔性印刷电路板形成，该柔性印刷电路板在由pet等构成的柔性绝缘片主体22的底面侧印刷形成了由阳极2a与阴极2b构成的一组刺激电极2、接地电极5、64个肌电检测电极21(m，n)以及分别与各肌电检测电极21(m，n)连接的64个引出图案6，64个肌电检测电极21(m，n)除了绝缘片主体22的底面的左上角的1行1列的位置以外，位于底面上的沿着平行的左右轮廓的15行5列的矩阵状的各位置。将64个引出图案6分别从各肌电检测电极21(m，n)配线到绝缘片主体22的四角的尾部22a，并经由连接电缆分别与64个比较电路13、13··的非反转输入进行连接。引出图案6的与体表面相对的面也被保护层覆盖从而与体表面绝缘。

如图所示，一组刺激电极2的阳极2a为椭圆形的轮廓，阴极2b为长方形的轮廓，并在绝缘片主体22的底面露出，但是使在背面露出的露出面积均为100mm²以上，即使施加电刺激信号的电流值为5ma以上的电刺激信号，也不会传递电刺激的疼痛。

另外，在本实施方式中，接地电极5位于在绝缘片主体22的底面侧的阴极2b与肌电检测电极21(m，n)之间。由此，切断了在刺激电极2与肌电检测电极21(m，n)之间沿着体表面流动的噪声。

绝缘片主体22形成为覆盖斜方肌50的主要部分的体表面的形状，把在整个底面上粘贴的未图示的双面胶带剥离了剥离纸后出现的粘接层粘接在斜方肌50的体表面上，来将肌肉状态测定片20定位在斜方肌50的体表面上，关于上述双面胶带，在一组刺激电极2a、2b与接地电极5以及64个肌电检测电极21(m，n)露出的部位去除上述双面胶带。

通过将肌肉状态测定片20定位在斜方肌50的体表面上，一组刺激电极的阳极2a与阴极2b与斜方肌50一方的体表面紧密贴合，并且64个肌电检测电极21(m，n)与斜方肌50的体表面上的分散的不同位置紧密贴合，任意一个或两个以上的肌电检测电极21(m，n)与斜方肌50的在不同方向上延伸的很多肌纤维的体表面紧密贴合。

本实施方式的肌肉状态测定片20在柔性绝缘片主体22的底面上使很多肌电检测电极21(m，n)分散地位于平面上的不同位置，因此即使在评价肌纤维在不同方向上延伸的斜方肌50的活动状态的情况下，绝缘片主体22也会沿着弯曲的体表面而弯曲，能够使很多肌电检测电极21(m，n)沿着整个斜方肌50的弯曲的体表面而紧密贴合。

以一组刺激电极2a、2b和全部的肌电检测电极21(m，n)与斜方肌50的体表面紧密贴合的方式，将距离一组刺激电极2a、2b最远的肌电检测电极21(13，n)印刷形成在与一组刺激电极2a、2b之间的间隔比斜方肌50的肌纤维的长度短的位置上，由此全部的肌电检测电极21(m，n)不会从斜方肌50的位置偏离，与其体表面紧密贴合，可切实地对斜方肌50施加电刺激，能够检测通过电刺激而诱发的肌肉活动电位。

通常的肌肉50沿肌纤维方向的肌纤维方向的中央粗且其体表面成为复杂的弯曲面，因此为了使更多的肌电检测电极21(m，n)沿着肌肉50的弯曲的体表面紧密贴合，与一组刺激电极2a、2b同样地，可以形成为肌电检测电极21(m，n)也从绝缘片主体22的底面突出。

在使用了该肌肉状态测定片20的评价系统18中，如图10所示那样，将肌肉状态测定片20与斜方肌50的体表面紧密贴合来进行定位，从刺激产生装置12向一组刺激电极2a、2b输出电刺激信号，能够评价与肌肉疲劳、随意收缩力的变化相对应的斜方肌50的活动区域的变化、肌肉疲劳度。

在评价与斜方肌50的疲劳度相对应的活动区域的变化的情况下，一边使斜方肌50持续地伸缩，一边在每个一定的经过时间在记录器15中记录从比较电路13、13··输出的关于全部的肌电检测电极21(m，n)的肌肉活动电位，数据处理装置16生成诱发肌电图emg，该诱发肌电图emg表示在记录器15中记录的各肌电检测电极21(m，n)的位置的肌肉活动电位。肌肉活动电位的水平表示在检测到该肌肉活动电位的肌电检测电极21(m，n)的紧密贴合位置上的运动单位的增加数与激发频率，因此生成的诱发肌电图emg表示斜方肌50的在多个方向上延伸的肌纤维中的肌纤维进行活动的区域与不活动的区域。当把在每个一定的经过时间生成的诱发肌电图emg进行比较时，可确认斜方肌50的各位置上的运动单位的增加、解除动员的变化，直到疲劳困倦为止斜方肌50的运动单位交替进行活动的状况。

另外，在评价与斜方肌50的随意收缩力的变化相对的斜方肌50的活动区域的变化的情况下，例如使斜方肌50的运动课题从静止时到最大随意收缩力(mvc；maximalvoluntarycontraction)为止阶段性地变化，在各随意收缩力的状态下，同样地在记录器15中记录从比较电路13、13··输出的关于全部的肌电检测电极21(m，n)的肌肉活动电位，在数据处理装置16中，根据在记录器15中记录的各肌电检测电极21(m，n)的位置上的肌肉活动电位来生成诱发肌电图emg。由此，能够根据随意收缩力的变化，评价斜方肌50的哪个区域内的运动单位进行了活动。

在评价斜方肌50的肌肉疲劳度的情况下，与第一实施方式同样地，在运动前后检测通过从刺激产生装置12输出的电刺激信号而在斜方肌50中诱发的m波沿着肌肉50的传播速度，根据m波的传播速度来评价斜方肌50的肌肉疲劳度。与四个肌电检测电极3a、3b、3c、3d直线状排列的肌肉状态测定片1不同，在该肌肉状态测定片20中，从一组刺激电极2a、2b的电刺激位置将64个肌电检测电极21(m，n)分散配置在多个方向的位置上，因此能够根据各肌电检测电极21(m，n)检测m波的潜伏期以及与刺激电极2a、2b的间隔来检测沿着在不同方向上延伸的肌纤维而传播的m波的传播速度。

另外，在检测如比目鱼肌、肱二头肌那样肌纤维方向50c清楚的肌肉50的m波的传播速度的情况下，如图11的(a)所示，以配置成m行n列的肌电检测电极21(m，n)的列方向与肌纤维方向50c一致的方式将肌肉状态测定片20定位在体表面上，根据通过各行的肌电检测电极21(m，n)进行检测的潜伏期以及行间的间隔来检测沿着肌肉50的肌纤维方向50c传播的m波的传播速度。

但是，存在肌肉50的肌纤维方向50c不清楚，如该图的(b)所示，肌电检测电极21(m，n)的列方向与肌纤维方向50c不一致的情况。根据本实施方式的肌肉状态测定片20，即使在这种情况下，因为与沿着肌纤维方向50c的肌肉50相接近地配置了各行的某个肌电检测电极21(m，n)，所以可根据该接近配置的肌电检测电极21(m，n)的潜伏期以及在每行接近配置的肌电检测电极21(m，n)之间的间隔，以一定的精度检测m波的传播速度。关于在肌纤维方向50c上最为接近配置的肌电检测电极21(m，n)，能够将从每行的各肌电检测电极21(m，n)检测出的m波的潜伏期、振幅水平进行比较来进行提取。在与肌肉50的肌纤维方向50c相接近的肌电检测电极21(m，n)的提取繁杂的情况下，也可以对每行计算肌电检测电极21(m，n)的潜伏期的平均或总和，根据计算值与行间的间隔来检测m波的传播速度。

本发明的第三实施方式的肌肉状态测定片40为在评价系统18中使用的上述肌肉状态测定片20的变形例，以在绝缘片主体42的底面上露出的一组刺激电极43a、43b中的一方的阳极43a为中心，多个肌电检测电极41(r，q)在成为同心圆的多个圆上分散地露出。以下，使用图12说明该肌肉状态测定片40，但是对于与第二实施方式的肌肉状态测定片20以及评价系统18相同或起到相同作用的结构，在图中使用相同的编号并省略其详细说明。

如图12所示，在肌肉状态测定片40中，一组刺激电极43a、43b和多个肌电检测电极41(r，q)在柔性的圆形的绝缘片主体42的底面侧在相互绝缘的状态下分散地露出。一组刺激电极43a、43b中的阳极43a在圆形的绝缘片主体42的中心圆形地露出，另一方的阴极43b在该阳极43a周围圆环状地露出，分别经由未图示的电线与隔离器11相连接。

关于多个肌电检测电极41(r，q)，在以阳极43a的露出位置为中心的三种虚拟同心圆r1、r2、r3的每个同心圆上，沿着其圆周方向隔着一定角度间隔而使q个肌电检测电极41(r，q)露出，分别经由一直配线到未图示的尾部22a的引出图案6与比较电路13、13··的非反转输入连接。在本实施方式中，将虚拟同心圆r1、r2、r3之间的间隔设为恒定，但是能够任意地设定虚拟同心圆r的数量和各自的半径。另外，也可以使多个肌电检测电极41(r，q)在经过阳极43a的露出位置的中心的直线与各虚拟同心圆r1、r2、r3相交叉的放射线上的位置露出。

关于肌肉状态测定片40，配置成圆形的绝缘片主体42的中心处于进行评价的肌肉50的体表面上，将未图示的双面胶带剥离了剥离纸后而出现的粘接层粘接在体表面上，从而定位在肌肉50的体表面上。由此，一组刺激电极43a、43b与进行评价的肌肉50的体表面紧密贴合，使多个肌电检测电极41(r，q)分别在以阳极43a为中心的体表面周围的各方向上分散的位置上紧密贴合。因此，从阳极43a的紧密贴合位置开始，沿着肌肉50的肌纤维方向的任一个或两个以上的肌电检测电极41(r，q)与肌肉50的体表面紧密贴合。

在通过使用了肌肉状态测定片40的评价系统18来评价肌肉50的活动状态的情况下，首先从刺激产生装置12向一组刺激电极43a、43b输出电刺激信号，并将从全部的肌电检测电极41(r，q)经由比较电路13输出的诱发肌电信号的水平进行比较。通过电刺激信号而诱发的诱发肌电信号沿着肌纤维的长度方向进行传播，因此能够推定在同一虚拟同心圆r上露出的肌电检测电极41(r，q)中的诱发肌电信号的水平比较高的肌电检测电极(以下，称为特定肌电检测电极41(r，m))与肌肉50附近的体表面紧密贴合。因而，根据本实施方式的肌肉状态测定片40，即使肌肉50的肌纤维方向50c并不清楚，也会沿着肌纤维方向50c配置一组刺激电极43a、43b以及特定肌电检测电极41(r，m)，因此能够根据与该特定肌电检测电极41(r，m)有关的潜伏期以及该特定肌电检测电极41(r，m)所露出的虚拟同心圆r的半径，即电刺激位置的阳极43a与特定肌电检测电极41(r，m)之间的间隔，以一定精度的来检测m波的传播速度。

另外，在使用了该肌肉状态测定片40的评价系统18中，多个肌电检测电极41(r，q)从一组刺激电极43a、43b露出的中心开始，在向多个方向分散的位置上露出，因此能够将从多个肌电检测电极41(r，q)检测出的诱发肌电信号进行比较来得到以电刺激位置为中心的周围有无肌肉50、肌肉50的组成。

图13、图14表示本发明的第四实施方式的肌肉状态测定片30，使用了肌肉状态测定片30的评价系统根据通过电刺激而诱发的m波的传播速度以及由于通过电刺激而进行伸缩的肌肉50的机械位移而产生的肌音，来评价肌肉50的疲劳度，肌肉状态测定片30在绝缘片主体31上除了一体地形成由阳极32a和阴极32b构成的一组刺激电极32以及四个肌电检测电极33a、33b、33c、33d以外，还一体地形成有肌音传感器34。以下，说明该肌肉状态测定片30以及使用了肌肉状态测定片30的评价系统，但是使用了肌肉状态测定片30的评价系统只是对评价系统10附加了将麦克风34的输出向记录器15输出的结构，因此对于与上述肌肉状态测定片1和评价系统10相同或起到相同作用的结构使用相同的编号并省略其详细说明。

如图13所示，肌肉状态测定片30由柔性印刷电路板形成，该柔性印刷电路板在由pet等构成的柔性的长方形的绝缘片主体22的底面侧印刷形成了由阳极32a和阴极32b构成的一组刺激电极32、四个肌电检测电极33a、33b、33c、33d以及分别与各肌电检测电极33连接的未图示的引出图案6，将成为肌音传感器的麦克风34穿过在绝缘片主体22的阳极32a与阴极32b之间穿通设置的安装孔35来一体地固定，其检测面34a位于绝缘片主体22的底面。

考虑到当对评价疲劳度的肌肉50施加电刺激信号来进行刺激时，如上所述使肌肉50诱发肌肉活动电位，并且在受到刺激的肌纤维收缩时肌肉50向侧方扩大，从而产生一种压波。肌音传感器34检测该肌肉50向侧方进行伸缩的机械性的微振动的位移来作为肌音，并变换为能够由数据处理装置16分析的电信号。如后文中所述那样，考虑肌音的频率和振幅与肌肉50的活动状态具有一定的相关，从评价该肌肉50的活动状态的目的出发，作为肌音传感器能够使用加速度传感器或麦克风。在本实施方式中，将肌音传感器一体地安装在肌肉状态测定片30上来与肌肉50的体表面紧密贴合，因此将运动过程中由身体动作引起的加速度包含在内来进行检测的加速度传感器不适用，而使用麦克风34。

一组刺激电极32的阳极32a与阴极32b分别为长方形的轮廓，在绝缘片主体22的底面的长度方向上沿着相对的两边而存在。在本实施方式中，从刺激产生装置12在阳极32a与阴极32b之间输出的电刺激信号为5ma以上，因此为了感觉不到由电刺激信号引起的疼痛，使阳极32a与阴极32b在绝缘片主体22的底面上露出的露出面积分别为100mm²以上。

另外，如图14所示，以肌肉状态测定片30的长度方向与进行评价的肌肉50的肌纤维的方向一致的方式，将肌肉状态测定片30定位在体表面上，因此，为了使阳极32a与阴极32b均在进行评价的肌肉50的体表面上紧密贴合，绝缘片主体22的长度方向上的阳极32a与阴极32b的间隔成为至少比肌肉50的肌纤维的长度短的间隔。

四个肌电检测电极33a、33b、33c、33d在阳极32a与阴极32b之间，分别在与绝缘片主体22的周边平行的长方形的四个角的位置上位于绝缘片主体22的底面上。这样，检测肌肉活动电位的肌电检测电极33a、33b、33c、33d可以配置在一组刺激电极32a、32b、33c、33d之间。另外，将m波的传播速度设为3m/s至5m/s，将m波的频率设为200hz以下，将在绝缘片主体22的长度方向上分离的肌电检测电极33a、33b与肌电检测电极33c、33d的间隔设为至少小于15mm，由此，能够根据肌电检测电极33a、33b的潜伏期的平均与肌电检测电极33c、33d的潜伏期的平均之间的差分来切实地检测m波的传播速度。

如图14所示，麦克风34的检测面34a形成为从绝缘片主体22的底面稍微突出的突曲面，由此能够与肌肉50的体表面紧密贴合从而切实地检测肌肉50向侧方的微振动引起的肌音。另外，检测面34a在一组刺激电极32的阳极32a与阴极32b的中间的位置上位于肌肉状态测定片30的底面，因此如图所示，在使阳极32a和阴极32b与肌肉50的肌纤维方向的两侧的体表面紧密贴合时，检测面34a接近电刺激位置并向侧方鼓起，与振幅最大的肌肉50的中央的体表面紧密贴合，因此能够高精度地检测在肌肉50产生的肌音。

为了根据麦克风34检测出的肌音来评价肌肉50的疲劳度，在评价系统中，一边使肌肉50持续地伸缩一边向阳极32a和阴极32b施加电刺激信号，并且在每个一定的经过时间通过记录器15记录麦克风34检测出的肌音的波形，数据处理装置16生成表示在记录器15中记录的肌音波形的诱发肌音图mmg。

当随着运动而肌肉50的肌肉疲劳亢进时，肌纤维向侧方的扩展逐渐变窄，振幅逐渐减小，因此能够根据每个一定经过时间的诱发肌音图mmg中表现的肌音的振幅来评价肌肉50的肌肉疲劳。

另一方面，在每个一定的经过时间根据关于肌电检测电极33a、33b与肌电检测电极33c、33d从电刺激至检测出m波为止的潜伏期的差分以及两者沿肌肉状态测定片30的长度方向的间隔来检测m波的传播速度，也能够根据m波的传播速度下降来评价肌肉50的肌肉疲劳。

另外，当肌肉50的疲劳亢进时，用于补充肌肉50的收缩性的运动单位的动员数和激发频率增加，在诱发肌电图emg中表现的肌肉活动电位的振幅也变大，因此还能够根据m波的振幅变化来评价肌肉50的疲劳度。

另外，随着肌肉疲劳的进展从而肌肉50僵化的僵硬标准即肌肉硬度依赖于作为物质的密度，物体的共振频率依赖于物体的密度，因此还能够根据使电刺激信号的频率逐渐变化而观测的肌音的共振频率来定量地评价肌肉硬度。肌音的频率为比m波的频率低一位的100hz以下，因此，例如使电刺激信号的频率从1hz逐渐上升至100hz，在数据处理装置16中，提取得到肌音图mmg的最大振幅的时刻前后的肌音图信号，将提取出的肌音图信号通过fft法(傅里叶变换)求出功率谱密度，将得到功率谱密度的峰值时的频率设为共振频率。

并且，针对电刺激信号的频率，能够根据诱发肌音图mmg的频率成分是否同步，来评价所评价的肌肉50为快肌还是慢肌中的哪一类型。例如慢肌型的比目鱼肌无法机械性追踪高频率刺激，因此不与电刺激信号同步。

这样，能够根据通过施加电刺激而产生的肌音、肌肉活动电位，客观地评价肌肉50的各种活动状态，在无论通过哪种方法进行评价的情况下，均在肌肉状态测定片30的绝缘片主体22上一体地形成由阳极32a和阴极32b构成的一组刺激电极32、四个肌电检测电极33a、33b、33c、33d以及麦克风34，相互以固定的间隔位于肌肉状态测定片30的底面，因此电刺激位置和检测肌肉活动电位、肌音的检测位置始终固定，即使在运动过程中电刺激位置、检测位置也不会移动，因此能够根据肌肉活动电位、肌音来正确地评价肌肉50的活动状态。

在上述实施方式中，通过粘接层使绝缘片的底面粘接在肌肉50的体表面上，但是如果能够定位在体表面的预定位置上，也可以使用绑带等卷绕在体表面上来进行定位。

另外，在绝缘片的底面上一体安装的多个肌电检测电极之间的间隔如果是已知的间隔，则并非必须是等距离。

另外，与肌肉状态测定片相连接的评价系统的各部的结构也可以是配置在使用绑带等安装在身体上的装置内来佩戴在身上的结构。

另外，基准电极兼作刺激电极的阴极，但是也可以与阴极分开地安装在绝缘片主体上。

另外，将从施加电刺激信号后直到通过肌电检测电极检测出m波的上升为止的时间作为潜伏期，来检测m波的传播速度，但是如果能够确定从施加电刺激信号后直到m波的开始时至结束时为止的任意一个时刻，则也可以将直到该时刻为止的时间作为潜伏期来检测m波的传播速度。

产业上的应用

本发明适合于在评价运动过程中的肌肉的活动状态的评价系统中使用的肌肉状态测定片。