JP5948325B2 - 骨格筋表面の生体力学的特性、収縮特性および粘弾性特性の非侵襲的かつ選択的な測定のための方法および装置 - Google Patents

Description

完全に非侵襲的な方法で、現場で実施する（現象をそれが発生するまさにその場所で検査する）ことができる、あらゆる骨格筋表面、筋部位、腱、および靭帯（以下、測定対象と呼ぶ）の、生体力学的特性、収縮特性および粘弾性特性（以下、ＢＣＶＰ（Ｂｉｏｍｅｃｈａｎｉｃａｌ，Ｃｏｎｔｒａｃｔｉｌｅ ａｎｄ Ｖｉｓｃｏｅｌａｓｔｉｃ Ｐｒｏｐｅｒｔｉｅｓ）と呼ぶ）の測定を可能にする測定方法および装置を開発した。また、提示する方法および装置は、個々の筋部位の活動を区別することができることを意味する選択的測定を可能にする。ＢＣＶＰ測定は、提案する方法に従って提案する装置を用いて、測定対象の上の皮膚表面で筋力を測定することにより達成される。皮膚表面への測定装置の装着と測定の実施によって、測定されるヒトに痛みまたは不快感を引き起こすことはない。提示する発明は、国際特許分類の生体力学の分野に該当する。

提示する方法および装置は、完全に非侵襲的かつ選択的な測定により、上記のあらゆる対象の現場ＢＣＶＰ測定を巧みに可能にするものである。

骨格筋は、人体の中で最も大きな器官を成している。また、それらは、最も多くエネルギーを消費するものであり、様々に異なる運動パターンに従って強度および持続時間を変化させることで効率的な動きを可能にする。様々な筋線維によって、骨格筋が応えることができる要求の範囲が広がる。

健常な筋肉組織は、健常な心血管系、肺系統、免疫系、および内分泌系と関連付けられる（非特許文献１、非特許文献２、非特許文献３）。一方、筋神経系の障害は、日常活動および自立に著しい影響がある（非特許文献２）。運動の（筋活動による）有益な健康効果は、心血管疾患、２型糖尿病、メタボリック・シンドロームに関連する症状、および癌など、軽度の炎症を伴う疾患の予防において重要な役割を果たす（非特許文献４）。また、筋活動およびレジスタンス・トレーニングは、いくらかの抗加齢効果を起こすことができる（非特許文献５）。さらに、抵抗運動トレーニングは、高齢者において、酸化ストレス・マーカを減少させ、抗酸化酵素活性を増加させる（非特許文献６、非特許文献７）。

そのような普遍的現象を運動または筋力として理解するには、完全な筋神経系についての理解が必要である（非特許文献２）。骨格筋の生体力学的特性および収縮特性を測定するために現在用いられている方法は幅広く、それぞれの方法には長所と短所があるが、大半は、単一の成分のみを測定するものであり、それだけによって、特定の検査条件下で筋肉がどのように働くのかを決定する。また、検査の多くは、検査室で実施されるものであり（非特許文献８）、制約があって、しばしば侵襲的方法（針筋電図、生検、および最大筋力測定など）を伴う。

筋線維タイプ比率の推定を用いるヒト骨格筋の生体力学的特性の直接測定は、通常、組織化学的技法および免疫組織化学的技法を適用することにより評価される。これらの技法はどちらも、筋原線維アデノシントリホスファターゼ（Ｍ‐ＡＴＰアーゼ）活性およびミオシン重鎖アイソフォーム同定に基づくものである。これらの技法はどちらも、筋生検により得られた試料に適用されるので、侵襲的なものとみなされ、日常的に用いるのには適していない。

直接的方法は侵襲性であるため、筋機能および特性の測定は、通常、何らかの間接的な測定法によって実施される。間接的な方法は、骨格筋または筋群の筋力の推定を可能にするものである。

ヒト骨格筋の生体力学的特性は、通常、特定の関節周りの筋力またはトルクを測定することにより、間接的に検出されている。ＣｌａｒｋｓｏｎとＧｉｌｅｗｉｃｈ（非特許文献９）は、「筋力」を、特定の条件（収縮タイプ、関節角度）の下で最大随意収縮（ＭＶＣ：Ｍａｘｉｍｕｍ Ｖｏｌｕｎｔａｒｙ Ｃｏｎｔｒａｃｔｉｏｎ）を行うときの（筋群が発揮する）力もしくは張力または（単一筋が発揮する）筋力の最大量と定義している。そのような（直接的）測定を適切に実施するためには、筋腱に対し／筋腱の中に、測定機構を装着することが必要となる。そのような測定は実現されているが、臨床現場またはスポーツ現場での適用には至っていない。

筋力または筋トルクを測定するために用いられる方法は、さらに技術的問題を示し、それは、骨格筋の力学的特性を推定するために用手力量計、ワイヤ張力計、またはアイソキネティック力量計などの装置を使用することで、ある程度は解決されている。しかし、残念なことに、測定法はいずれも、一般に広く適用できるようにするような有力な効果を特徴とするものではない。

用手力量計は、油圧式、バネ式、または歪みゲージ式によるものであり、測定者によって保持される。ヒトが、ＭＶＣで、測定者に対して反対に引っ張る。測定は、アイソメトリックまたはエキセントリックな条件下で実施される。この装置は、ポータブルで、比較的安価であり、市販のものを入手できる。これの大きな欠点は、選択性を持たないことと、測定プロセスを主観による（測定者に依存する）ものにする肢固定である。また、（運動能力が低下したヒトの場合に極めて重要である）筋肉の動的特性に関するデータを得ることができない。

ワイヤ張力測定装置を用いる場合は、ワイヤの一端を固定ホルダに取り付け、他端をヒト肢に固定して、等尺性筋力を測定する。この装置は、主に研究目的（研究所）で使用されるものであって、安価であり、また、健常なヒトにおいて信頼性の高い測定結果を提供する。これの欠点は、選択性を持たないことと、筋力が非常に低い場合の感度が十分でないことである。また、やはり、筋肉の動的特性に関するデータを得ることができない。

アイソキネティック力量計は、等速での関節回転における、より大きな筋力を測定するために用いられる。運動は、アイソキネティック‐コンセントリックまたはアイソキネティック‐エキセントリックのいずれかの条件の下で行われる。臨床環境において、この方法は、治療目的だけではなく、運動目的で用いられる。装置自体は、かなり大きく、高価である。外部ウェイトによる校正が必要である。測定を正確に行うためには、装置の軸を関節軸に一致させなければならず、これを実現することはほとんど不可能である。また、この装置は、測定されるヒトの背が非常に高いまたは低い場合には、用いることができない。この装置で実施される測定では、特定の筋肉が発揮する力またはトルクを測定することは一般に不可能であるので、選択性を持たず、このため、活動筋が測定されるだけである。膝の伸展の場合、測定された力は、外側広筋、内側広筋、大腿直筋、腓腹筋の複合活動を示している。「多くのアイソキネティック検査機は、検査中に角速度を一定に保つのに十分なものである。しかし、四頭筋の詳細なリアルタイム検査は、基本的に、検査中に筋線維速度とモーメントアームは一定ではあり得ないこと示している。これは、トルクを発生する筋肉によってアイソキネティック・データを解釈することは、非常に問題があることを意味している。この種の検査の結果は、多くの場合、大きく誇張され、過大解釈されたものである」（非特許文献８）。アイソキネティック測定によって収集されたトルク‐速度データを正確に解釈することは、一般に、いくつかの因子が分かっていないため難しい。それらには、以下のものが含まれる。
１．筋肉の生理学的断面積（ＰＣＳＡ：Ｐｈｙｓｉｏｌｏｇｉｃａｌ Ｃｒｏｓｓ−Ｓｅｃｔｉｏｎａｌ Ａｒｅａ）（非特許文献１０）
２．筋肉のＰＣＳＡの活性化されている割合（非特許文献１１）
３．関節角度および速度の関数としてのモーメントアームの絶対値（非特許文献１２）
４．関節角度および速度の関数としての筋線維長（非特許文献１３）
５．関節角度および速度の関数としての腱長（非特許文献１２）
６．関節の慣性特性（非特許文献１４）

これらの因子は、アイソキネティック力量計の制限条件として独立に考慮される（非特許文献８）。様々な技術によって、筋骨格系の診断におけるこれらの制限条件の一部を軽減することができる。

骨格筋の生体力学的特性を測定するために用いられる装置の別の大きなグループは、身体運動速度または身体の特定部位の動きの検出に基づくものである。ヒトが日常活動で示す速度パラメータは、スポーツ活動中には制御および調節され、また、筋神経系の機能異常を持つヒトでは変動し得る。運動速度は、筋肉収縮速度によって決まり、これは深層筋の緊張を発生させる速度に関係しており、筋線維組成に完全に依存する。しかし、残念なことに、さらに身体部位の質量、筋長、体調、体温および外気温、内部摩擦、重力、その他の生理的因子といった数多くの他の因子が運動速度に影響する。筋線維組成は、運動速度に影響を与える唯一の因子ではないので、そのような方法で得られた結果の適切性は議論の余地の可能性がある。

モーションキャプチャ・システム、歩行板、加速度計など従来の測定装置は、歩行分析の適切な方法であるが、高コスト、可搬性の欠如など、いくつかの制限がある（非特許文献８）。

また、筋肉特性および筋骨格系障害を測定するために用いられる他の確立された方法にも、いくつかの制限がある。科学者および医師は、しばしば筋肉の機能に関心がある。間接的測定（主として筋トルク）または直接的測定のどちらかにより、収縮の際の力の発生を観察し、多くの場合、電気的活動を筋電図（ＥＭＧ：ＥｌｅｃｔｒｏＭｙｏＧｒａｍ）によりモニターする。

ＥＭＧは、電極付近の筋肉の加重された電気的活動パターンを表す“インタフェログラム”を提供するのみである。筋力は、（長さ‐張力特性により）長さに大きく依存し、また、（力‐速度特性により）速度に大きく依存するので、電気的活動のみによって筋力の正確な測定を提供することは、到底できない。さらに、ＥＭＧは、活性化されたすべての運動単位が一意的に表されないような方法で電気的活動を加重するので、筋力の推定に用いられる場合のＥＭＧ測定は、極めて疑わしい（非特許文献８、非特許文献１５、非特許文献１６、非特許文献１７、非特許文献１８、非特許文献１９、非特許文献２０、非特許文献２１）。

干渉ＥＭＧの限界の一つは、同じ作業を、異なるヒトまたは別の日に同じヒトが行う場合の記録における変動性である。この変動性の２つの主な理由は、電極を装着するごとに記録条件が変わることと、通常、作業にかかわる筋肉量よりも記録する電極数が少ないことである（非特許文献２２）。

筋音図（ＭＭＧ：ＭｅｃｈａｎｏＭｙｏＧｒａｐｈｙ）法は、活動骨格筋線維によって生じる低周波数の側方振動を記録および数値化する、比較的新しい非侵襲的手法である（非特許文献２３、非特許文献２４、非特許文献２５、非特許文献２６、非特許文献２７）。側方振動は、以下のものの結果であることが示唆されている。
（ａ）収縮または弛緩時に、そのプルラインに向かって、またはプルラインから離れるように動く筋肉の側方粗運動
（ｂ）それに続いて筋肉の共振周波数で生じる、より小さい側方振動
（ｃ）活動筋線維の寸法の変化（非特許文献２３、非特許文献２５）
筋線維の側方振動（ＭＭＧでは皮膚で計る）は、運動単位活動の固有力学特性を反映している。

ＭＭＧの使用／適用の可能性の完全な評価を目的として、動的筋収縮と等尺性筋収縮の両方におけるＭＭＧの振幅および周波数応答について引き続き調べることは、今後の研究にとって重要である（非特許文献２３）。

Ｓ．Ｎｉｅｌｓｅｎ，Ｂ．Ｋ．Ｐｅｄｅｒｓｅｎ著「Ｓｋｅｌｅｔａｌ ｍｕｓｃｌｅ ａｓ ａｎ ｉｍｍｕｎｏｇｅｎｉｃ ｏｒｇａｎ」Ｃｕｒｒ Ｏｐｉｎ Ｐｈａｒｍａｃｏｌ，２００８年６月，８（３），ｐｐ３４６〜５１ Ｌ．Ｒ．Ｌｅｉｂｅｒ著「Ｓｋｅｌｅｔａｌ Ｍｕｓｃｌｅ Ｓｔｒｕｃｔｕｒｅ，Ｆｕｎｃｔｉｏｎ ａｎｄ Ｐｌａｓｔｉｃｉｔｙ：Ｔｈｅ Ｐｈｙｓｉｏｌｏｇｉｃａｌ Ｂａｓｉｓ ｏｆ Ｒｅｈａｂｉｌｉｔａｔｉｏｎ」Ｌｉｐｐｉｎｃｏｔｔ Ｗｉｌｌｉａｍｓ ａｎｄ Ｗｉｌｋｉｎｓ出版，第２改訂版，２００２年 Ｂ．Ｋ．Ｐｅｄｅｒｓｅｎ，Ｔ．Ｃ．Ａ．Ａｋｅｒｓｔｒｏｍ，Ａ．Ｒ．Ｎｉｅｌｓｅｎ，Ｃ．Ｐ．Ｆｉｓｃｈｅｒ著「Ｒｏｌｅ ｏｆ ｍｙｏｋｉｎｅｓ ｉｎ ｅｘｅｒｃｉｓｅ ａｎｄ ｍｅｔａｂｏｌｉｓｍ」Ａｐｐｌ Ｐｈｙｓｉｏｌ，２００７年９月，１０３（３），ｐｐ１０９３〜８ Ｂ．Ｋ．Ｐｅｄｅｒｓｅｎ，Ｃ．Ｐ．Ｆｉｓｃｈｅｒ著「Ｂｅｎｅｆｉｃｉａｌ ｈｅａｌｔｈ ｅｆｆｅｃｔｓ ｏｆ ｅｘｅｒｃｉｓｅ―ｔｈｅ ｒｏｌｅ ｏｆ ＩＬ‐６ ａｓ ａ ｍｙｏｋｉｎｅ」Ｔｒｅｎｄｓ Ｐｈａｒｍａｃｏｌ Ｓｃｉ．，２００７年４月，２８（４），ｐｐ１５２〜６ Ｒ．Ｋｏｏｐｍａｎ，Ｌ．Ｊ．Ｃ．ｖａｎ Ｌｏｏｎ著「Ａｇｉｎｇ，ｅｘｅｒｃｉｓｅ，ａｎｄ ｍｕｓｃｌｅ ｐｒｏｔｅｉｎ ｍｅｔａｂｏｌｉｓｍ」Ｊ Ａｐｐｌ Ｐｈｙｓｉｏｌ，２００９年６月，１０６（６），ｐｐ２０４０〜８ Ｇ．Ｐａｒｉｓｅ，Ｓ．Ｍ．Ｐｈｉｌｌｉｐｓ，Ｊ．Ｊ．Ｋａｃｚｏｒ，Ｍ．Ａ．Ｔａｒｎｏｐｏｌｓｋｙ著「Ａｎｔｉｏｘｉｄａｎｔ ｅｎｚｙｍｅ ａｃｔｉｖｉｔｙ ｉｓ ｕｐ‐ｒｅｇｕｌａｔｅｄ ａｆｔｅｒ ｕｎｉｌａｔｅｒａｌ ｒｅｓｉｓｔａｎｃｅ ｅｘｅｒｃｉｓｅ ｔｒａｉｎｉｎｇ ｉｎ ｏｌｄｅｒ ａｄｕｌｔｓ」Ｆｒｅｅ Ｒａｄｉｃ Ｂｉｏｌ Ｍｅｄ．，２００５年７月１５日，３９（２），ｐｐ２８９〜９５ Ｇ．Ｐａｒｉｓｅ，Ａ．Ｎ．Ｂｒｏｓｅ，Ｍ．Ａ．Ｔａｒｎｏｐｏｌｓｋｙ著「Ｒｅｓｉｓｔａｎｃｅ ｅｘｅｒｃｉｓｅ ｔｒａｉｎｉｎｇ ｄｅｃｒｅａｓｅｓ ｏｘｉｄａｔｉｖｅ ｄａｍａｇｅ ｔｏ ＤＮＡ ａｎｄ ｉｎｃｒｅａｓｅｓ ｃｙｔｏｃｈｒｏｍｅ ｏｘｉｄａｓｅ ａｃｔｉｖｉｔｙ ｉｎ ｏｌｄｅｒ ａｄｕｌｔｓ」Ｅｘｐ Ｇｅｒｏｎｔｏｌ．，２００５年３月，４０（３），ｐｐ１７３〜８０ Ｂ．Ｋ．Ｈｉｇｇｉｎｓｏｎ著「Ｍｅｔｈｏｄｓ ｏｆ ｒｕｎｎｉｎｇ ｇａｉｔ ａｎａｌｙｓｉｓ」Ｃｕｒｒ Ｓｐｏｒｔｓ Ｍｅｄ Ｒｅｐ，２００９年５月‐６月，８（３），ｐｐ１３６〜４１ Ｈ．Ｃｌａｒｋｓｏｎ，Ｇ．Ｇｉｌｅｗｉｃｈ著「Ｍｕｓｃｕｌｏｓｋｅｌｅｔａｌ ａｓｓｅｓｓｍｅｎｔ：ｊｏｉｎｔ ｒａｎｇｅ ｏｆ ｍｏｔｉｏｎ ａｎｄ ｍａｎｕａｌ ｍｕｓｃｌｅ ｓｔｒｅｎｇｔｈ」Ｗｉｌｌｉａｍｓ ａｎｄ Ｗｉｌｋｉｎｓ出版，１９８９年 Ｔ．Ｆｕｋｕｎａｇａ，Ｒ．Ｒ．Ｒｏｙ，Ｆ．Ｇ．Ｓｈｅｌｌｏｃｋ，Ｊ．Ａ．Ｈｏｄｇｓｏｎ，Ｍ．Ｋ．Ｄａｙ，Ｐ．Ｌ．Ｌｅｅ，Ｈ．Ｋｗｏｎｇ‐Ｆｕ，Ｖ．Ｒ．Ｅｄｇｅｒｔｏｎ著「Ｐｈｙｓｉｏｌｏｇｉｃａｌ ｃｒｏｓｓ−ｓｅｃｔｉｏｎａｌ ａｒｅａ ｏｆ ｈｕｍａｎ ｌｅｇ ｍｕｓｃｌｅｓ ｂａｓｅｄ ｏｎ ｍａｇｎｅｔｉｃ ｒｅｓｏｎａｎｃｅ ｉｍａｇｉｎｇ」Ｊ Ｏｒｔｈｏｐ Ｒｅｓ，１９９２年１１月，１０（６），ｐｐ９２８〜３４ Ｒ．Ｍ．Ｅｎｏｋａ，Ａ．Ｊ．Ｆｕｇｌｅｖａｎｄ著「Ｎｅｕｒｏｍｕｓｃｕｌａｒ ｂａｓｉｓ ｏｆ ｔｈｅ ｍａｘｉｍｕｍ ｖｏｌｕｎｔａｒｙ ｆｏｒｃｅ ｃａｐａｃｉｔｙ ｏｆ ｍｕｓｃｌｅ」Ｍ．Ｄ．Ｇｒａｂｉｎｅｒ（編）Ｃｕｒｒｅｎｔ Ｉｓｓｕｅｓ ｉｎ Ｂｉｏｍｅｃｈａｎｉｃｓ，１９９３年，ｐｐ２１５〜２３５ Ｍ．Ｉｔｏ，Ｈ．Ａｋｉｍａ，Ｔ．Ｆｕｋｕｎａｇａ著「Ｉｎ ｖｉｖｏ ｍｏｍｅｎｔ ａｒｍ ｄｅｔｅｒｍｉｎａｔｉｏｎ ｕｓｉｎｇ Ｂ‐ｍｏｄｅ ｕｌｔｒａｓｏｎｏｇｒａｐｈｙ」Ｊ Ｂｉｏｍｅｃｈ，２０００年２月，３３（２），ｐｐ２１５〜８ Ｙ．Ｉｃｈｉｎｏｓｅ，Ｙ．Ｋａｗａｋａｍｉ，Ｍ．Ｉｔｏ，Ｈ．Ｋａｎｅｈｉｓａ，Ｔ．Ｆｕｋｕｎａｇａ著「Ｉｎ ｖｉｖｏ ｅｓｔｉｍａｔｉｏｎ ｏｆ ｃｏｎｔｒａｃｔｉｏｎ ｖｅｌｏｃｉｔｙ ｏｆ ｈｕｍａｎ ｖａｓｔｕｓ ｌａｔｅｒａｌｉｓ ｍｕｓｃｌｅ ｄｕｒｉｎｇ "ｉｓｏｋｉｎｅｔｉｃ" ａｃｔｉｏｎ」Ｊ Ａｐｐｌ Ｐｈｙｓｉｏｌ，２０００年３月，８８（３），ｐｐ８５１〜６ Ｒ．Ｌ．Ｌｉｅｂｅｒ著「Ｉｓｏｋｉｎｅｔｉｃ Ｄｙｎａｍｏｍｅｔｅｒｓ Ｕｓｅｄ ｉｎ Ｐｈｙｓｉｃａｌ Ａｓｓｅｓｓｍｅｎｔ，Ｓｋｅｌｅｔａｌ Ｍｕｓｃｌｅ Ｓｔｒｕｃｔｕｒｅ，Ｆｕｎｃｔｉｏｎ，ａｎｄ Ｐｌａｓｔｉｃｉｔｙ」第３版，Ｌｉｐｉｎｃｏｔｔ Ｗｉｌｌｉａｍｓ ＆ Ｗｉｌｋｉｎｓ出版，２０１０年，ｐｐ１１９〜１２４ Ｌ．Ｇｅｒｉｌｏｖｓｋｙ，Ｐ．Ｔｓｖｅｔｉｎｏｖ，Ｇ．Ｔｒｅｎｋｏｖａ著「Ｐｅｒｉｐｈｅｒａｌ ｅｆｆｅｃｔｓ ｏｎ ｔｈｅ ａｍｐｌｉｔｕｄｅ ｏｆ ｍｏｎｏｐｏｌａｒ ａｎｄ ｂｉｐｏｌａｒ Ｈ‐ｒｅｆｌｅｘ ｐｏｔｅｎｔｉａｌｓ ｆｒｏｍ ｔｈｅ ｓｏｌｅｕｓ ｍｕｓｃｌｅ」Ｅｘｐ Ｂｒａｉｎ Ｒｅｓ，１９８９年，７６（１），ｐｐ１７３〜８１ Ｂ．Ｂｉｇｌａｎｄ‐Ｒｉｔｃｈｉｅ著「ＥＭＧ／ｆｏｒｃｅ ｒｅｌａｔｉｏｎｓ ａｎｄ ｆａｔｉｇｕｅ ｏｆ ｈｕｍａｎ ｖｏｌｕｎｔａｒｙ ｃｏｎｔｒａｃｔｉｏｎｓ」Ｅｘｅｒｃ Ｓｐｏｒｔ Ｓｃｉ Ｒｅｖ，１９８１年，９，ｐｐ７５〜１１７ Ａ．Ｌ．Ｈｏｆ，Ｊ．Ｖａｎ ｄｅｎ Ｂｅｒｇ著「ＥＭＧ ｔｏ ｆｏｒｃｅ ｐｒｏｃｅｓｓｉｎｇ Ｉ：Ａｎ ｅｌｅｃｔｒｉｃａｌ ａｎａｌｏｇｕｅ ｏｆ ｔｈｅ Ｈｉｌｌ ｍｕｓｃｌｅ ｍｏｄｅｌ」Ｊ Ｂｉｏｍｅｃｈ，１９８１年，１４（１１），ｐｐ７４７〜５８ Ａ．Ｌ．Ｈｏｆ，Ｊ．Ｖａｎ ｄｅｎ Ｂｅｒｇ著「ＥＭＧ ｔｏ ｆｏｒｃｅ ｐｒｏｃｅｓｓｉｎｇ ＩＩ：Ｅｓｔｉｍａｔｉｏｎ ｏｆ ｐａｒａｍｅｔｅｒｓ ｏｆ ｔｈｅ Ｈｉｌｌ ｍｕｓｃｌｅ ｍｏｄｅｌ ｆｏｒ ｔｈｅ ｈｕｍａｎ ｔｒｉｃｅｐｓ ｓｕｒａｅ ｂｙ ｍｅａｎｓ ｏｆ ａ ｃａｌｆｅｒｇｏｍｅｔｅｒ」Ｊ Ｂｉｏｍｅｃｈ，１９８１年，１４（１１），ｐｐ７５９〜７０ Ａ．Ｌ．Ｈｏｆ，Ｊ．Ｖａｎ ｄｅｎ Ｂｅｒｇ著「ＥＭＧ ｔｏ ｆｏｒｃｅ ｐｒｏｃｅｓｓｉｎｇ ＩＩＩ：Ｅｓｔｉｍａｔｉｏｎ ｏｆ ｍｏｄｅｌ ｐａｒａｍｅｔｅｒｓ ｆｏｒ ｔｈｅ ｈｕｍａｎ ｔｒｉｃｅｐｓ ｓｕｒａｅ ｍｕｓｃｌｅ ａｎｄ ａｓｓｅｓｓｍｅｎｔ ｏｆ ｔｈｅ ａｃｃｕｒａｃｙ ｂｙ ｍｅａｎｓ ｏｆ ａ ｔｏｒｑｕｅ ｐｌａｔｅ」Ｊ Ｂｉｏｍｅｃｈ，１９８１年，１４（１１），ｐｐ７７１〜８５ Ａ．Ｌ．Ｈｏｆ，Ｊ．Ｖａｎ ｄｅｎ Ｂｅｒｇ著「ＥＭＧ ｔｏ ｆｏｒｃｅ ｐｒｏｃｅｓｓｉｎｇ ＩＶ：Ｅｃｃｅｎｔｒｉｃ‐ｃｏｎｃｅｎｔｒｉｃ ｃｏｎｔｒａｃｔｉｏｎｓ ｏｎ ａ ｓｐｒｉｎｇ‐ｆｌｙｗｈｅｅｌ ｓｅｔ ｕｐ」Ｊ Ｂｉｏｍｅｃｈ，１９８１年，１４（１１），ｐｐ７８７〜９２ Ｈ．Ｓ．Ｍｉｌｎｅｒ‐Ｂｒｏｗｎ，Ｒ．Ｂ．Ｓｔｅｉｎ著「Ｔｈｅ ｒｅｌａｔｉｏｎ ｂｅｔｗｅｅｎ ｔｈｅ ｓｕｒｆａｃｅ ｅｌｅｃｔｒｏｍｙｏｇｒａｍ ａｎｄ ｍｕｓｃｕｌａｒ ｆｏｒｃｅ」Ｊ Ｐｈｙｓｉｏｌ，１９７５年４月，２４６（３），ｐｐ５４９〜６９ Ｒ．Ｍ．Ｅｎｏｋａ著「Ｅｌｅｃｔｒｏｍｙｏｇｒａｐｈｙ，Ｎｅｕｒｏｍｅｃｈａｎｉｃｓ ｏｆ ｈｕｍａｎ ｍｏｖｅｍｅｎｔ」米国，シャンペーン：Ｈｕｍａｎ Ｋｉｎｅｔｉｃｓ出版，２００２年，ｐｐ４６〜５５ Ｔ．Ｗ．Ｂｅｃｋ，Ｔ．Ｊ．Ｈｏｕｓｈ，Ｊ．Ｔ．Ｃｒａｍｅｒ，Ｊ．Ｐ．Ｗｅｉｒ，Ｇ．Ｏ．Ｊｏｈｎｓｏｎ，Ｊ．Ｗ．Ｃｏｂｕｒｎ，Ｍ．Ｈ．Ｍａｌｅｋ，Ｍ．Ｍｉｅｌｋｅ著「Ｍｅｃｈａｎｏｍｙｏｇｒａｐｈｉｃ ａｍｐｌｉｔｕｄｅ ａｎｄ ｆｒｅｑｕｅｎｃｙ ｒｅｓｐｏｎｓｅｓ ｄｕｒｉｎｇ ｄｙｎａｍｉｃ ｍｕｓｃｌｅ ａｃｔｉｏｎｓ：ａ ｃｏｍｐｒｅｈｅｎｓｉｖｅ ｒｅｖｉｅｗ」ＢｉｏＭｅｄ Ｅｎｇ ＯｎＬｉｎｅ，２００５年１２月１９日，４（１），ｐ６７ Ｔ．Ｗ．Ｂｅｃｋ，Ｔ．Ｊ．Ｈｏｕｓｈ，Ｇ．Ｏ．Ｊｏｈｎｓｏｎ等著「Ｍｅｃｈａｎｏｍｙｏｇｒａｐｈｉｃ ａｎｄ ｅｌｅｃｔｒｏｍｙｏｇｒａｐｈｉｃ ａｍｐｌｉｔｕｄｅ ａｎｄ ｆｒｅｑｕｅｎｃｙ ｒｅｓｐｏｎｓｅｓ ｄｕｒｉｎｇ ｆａｔｉｇｕｉｎｇ ｉｓｏｋｉｎｅｔｉｃ ｍｕｓｃｌｅ ａｃｔｉｏｎｓ ｏｆ ｔｈｅ ｂｉｃｅｐｓ ｂｒａｃｈｉｉ」Ｅｌｅｃｔｒｏｍｙｏｇｒ Ｃｌｉｎ Ｎｅｕｒｏｐｈｙｓｉｏｌ，２００４年，４４（７），ｐｐ４３１〜４４４ Ｃ．Ｏｒｉｚｉｏ著「Ｓｏｕｎｄ ｍｙｏｇｒａｍ ａｎｄ ＥＭＧ ｃｒｏｓｓ‐ｓｐｅｃｔｒｕｍ ｄｕｒｉｎｇ ｅｘｈａｕｓｔｉｎｇ ｉｓｏｍｅｔｒｉｃ ｃｏｎｔｒａｃｔｉｏｎｓ ｉｎ ｈｕｍａｎｓ」Ｊ Ｅｌｅｃｔｒｏｍｙｏｇｒ Ｋｉｎｅｓｉｏｌ，１９９２年，２（３），ｐｐ１４１〜１４９ Ｃ．Ｏｒｉｚｉｏ著「Ｍｕｓｃｌｅ ｓｏｕｎｄ：ｂａｓｅｓ ｆｏｒ ｔｈｅ ｉｎｔｒｏｄｕｃｔｉｏｎ ｏｆ ａ ｍｅｃｈａｎｏｍｙｏｇｒａｐｈｉｃ ｓｉｇｎａｌ ｉｎ ｍｕｓｃｌｅ ｓｔｕｄｉｅｓ」Ｃｒｉｔ Ｒｅｖ Ｂｉｏｍｅｄ Ｅｎｇ，１９９３年，２１（３），ｐｐ２０１〜２４３ Ｇ．Ｇｏｒｄｏｎ，Ａ．Ｈ．Ｓ．Ｈｏｌｂｏｕｒｎ著「Ｔｈｅ ｓｏｕｎｄｓ ｆｒｏｍ ｓｉｎｇｌｅ ｍｏｔｏｒ ｕｎｉｔｓ ｉｎ ａ ｃｏｎｔｒａｃｔｉｎｇ ｍｕｓｃｌｅ」Ｊ Ｐｈｙｓｉｏｌ，１９４８年，１０７（４），ｐｐ４５６〜４６４ Ｒ．Ｄａｈｍａｎｅ，Ｖ．Ｖａｌｅｎｃｉｃ，Ｎ．Ｋｎｅｚ，Ｉ．Ｅｒｚｅｎ著「Ｅｖａｌｕａｔｉｏｎ ｏｆ ｔｈｅ ａｂｉｌｉｔｙ ｔｏ ｍａｋｅ ｎｏｎ‐ｉｎｖａｓｉｖｅ ｅｓｔｉｍａｔｉｏｎ ｏｆ ｍｕｓｃｌｅ ｃｏｎｔｒａｃｔｉｌｅ ｐｒｏｐｅｒｔｉｅｓ ｏｎ ｔｈｅ ｂａｓｉｓ ｏｆ ｔｈｅ ｍｕｓｃｌｅ ｂｅｌｌｙ ｒｅｓｐｏｎｓｅ」Ｍｅｄｉｃａｌ ａｎｄ Ｂｉｏｌｏｇｉｃａｌ Ｅｎｇｉｎｅｅｒｉｎｇ ａｎｄ Ｃｏｍｐｕｔｉｎｇ，２００６年，３９（１），ｐｐ５１〜５５

ＴＭＧ（ＴｅｎｓｉｏＭｙｏＧｒａｐｈ）測定法（非特許文献２８）は、ヒト骨格筋の生体力学的特性、動的特性、収縮特性の侵襲的または間接的な測定を回避するために考案されたものである。この技法は、筋腹の変位の選択的ＴＭＧ測定に基づくものであり、このとき、筋腹の変位は筋力に比例する。ＴＭＧデータは、測定された骨格筋または筋群の生体力学的特性および収縮特性を提供する。ＴＭＧ装置は、非侵襲性、選択性、適用の簡単さの他に、さらに、高い感度を提供し、これによって、弱い収縮の検出が可能である。そのような収縮は、神経筋疾患、脱神経、または筋萎縮（不活発）により弱くなった筋肉によって生じる。この測定法および装置は、測定されるヒトが随意身体運動を行うことなく静止したままで、ヒト骨格筋の特性を測定するために適用することができる。また、この測定法は非侵襲性ではあるけれども、測定自体は、完全に無痛ではなく、測定するヒトに不快感を与える。

本発明に係る測定方法および装置は、対象（骨格筋、筋部位、腱、および靭帯）のＢＣＶＰ（生体力学的特性、収縮特性および粘弾性特性）の測定を可能にするものであり、それは、保健医療分野において重要な要素であるだけではなく、さらには、プロスポーツ、理学療法、エルゴノミーにおいても重要な要素である。骨格筋は、様々なヒト運動および身体活動を行うことを可能にしている。あらゆる骨格筋と付随する結合組織のＢＣＶＰの測定に成功することで、筋肉・骨格組織の完全な理解と安定した機能診断が確保される。

運動学的連鎖では、関節で連結された身体部位群が一緒に働くことで、多様な動きが提供される。そのような運動学的連鎖における個々の筋部位の活動を見分けることは、骨格筋と付随する結合組織の特性の測定における選択性と呼ばれる。骨格筋のＢＣＶＰを特定するための測定を実施する際には、単一筋の収縮を筋群の収縮と区別することが重要である。また、例えば腓腹筋の外側部および内側部など、骨格筋の単一部位の活動を区別し、そのＢＣＶＰを特定することも重要である。そのような運動学的連鎖で活動する個々の筋肉の機能を分析する際に、単一筋の収縮を見分けることで、例えば筋損傷の診断を可能にすることができる。

また、ＢＣＶＰを特定するための測定は、現場で、非侵襲的な方法で実施されることも重要である。骨格筋は人体の統合系であると考えられるので、それらに侵襲的な方法で関わることは、しばしばデータ収集処理の目的と矛盾する（例えば、運動選手に対して生体組織検査を実施することは無意味であり、筋線維試料を抽出するプロセスは、痛みを引き起こすだけではなく、傷をうまく治すためにスポーツ活動を最小限にすることが要求されることになる）。また、このような処理のために必要とされる針生検は、多くのヨーロッパの国々（倫理規定）では禁止されている。

骨格筋（例えば、上腕二頭筋、腕橈骨筋、ヒラメ筋、または僧帽筋）、筋部位、腱、および靭帯のすべてに関するＢＣＶＰ測定は、同じ方法で、同じ測定機器を用いて実施することが好ましい。骨格筋は、形状も大きさも様々である。様々に異なる骨格筋のＢＣＶＰを測定するのに同じ測定機器を使用することで、測定者は、異なる骨格筋に対して異なる測定機器を使用するときよりも簡単かつ迅速に測定を実施することができる。

骨格筋は、様々な身体活動の際の身体の動きを担っている。身体活動（一連の随意収縮と弛緩）を行う際に、筋活動パターンと動員順序を変えることができる。それらの活動では、筋肉は、様々に異なる目的で、様々に異なる条件下で機能することが可能である。このような理由から、運動するヒトに対して測定を実施し、そのような筋活動の変化を検出することで、静止したヒトに対してのみ測定を実施する場合よりも包括的なＢＣＶＰ測定が可能となる。

よって、非侵襲的な現場ＢＣＶＰ測定を実施することは、骨格筋の生体力学的特性および収縮特性を理解するための、ひいてはより良い機能診断に向けての重要な一歩となる。

本明細書に記載の測定方法および装置の背後にある発明は、ＢＣＶＰを特定するために実施される力測定によるものである。骨格筋活動の際には、筋線維によって引き起こされる筋緊張が変化する。骨格筋は、様々に異なるレベルの収縮力を生じることができ、これにより様々に異なる緊張レベルが引き起こされる。新規の本装置を用いた緊張の変化の測定は、検査する筋肉の上のヒト皮膚において力を測定することにより達成される。本発明の測定装置を用いることにより、完全に非侵襲的な方法で、現場ＢＣＶＰ測定が可能である。

測定装置を構成する主要部分は、力検出を可能にするセンサ先端部を備えるセンサと、マイクロプロセッサと、測定装置の適切な位置決めを提供する支持部である。本測定方法によれば、装置は、関心のある骨格筋または筋部位の上の皮膚に押し付けられる。装置は、ヒト皮膚に押し付けられることで、センサ先端部が皮膚表面および皮膚表面と骨格筋の間の中間層に歪みを引き起こし、最終的に測定対象（筋肉、筋部位、腱、または靭帯）を圧迫するように構成されている。センサは、ヒト皮膚の適切な位置に非侵襲的に押し付けることができるように、適切な形状でなければならない。装置には、センサ先端部で検出される力を測定するための、いずれかの適切な力計または圧力計を組み込むことができる。支持部は、特別に設計されたアタッチメントと共に、測定するヒト皮膚の表面上への装置の適切な装着および固定を提供する。

本発明の測定方法では、測定装置は、測定するヒトが測定過程で若干の運動または活動を行った場合でも同様に装着されたままであるように、ヒト骨格筋に装着することができる。本発明の測定装置とそのすべての構成要素は、その特別な設計により、測定するヒトの動きを制限しない。このため、本測定方法および装置は、何らかの活動に関与し得るヒトの静止している場合と動いている場合のＢＣＶＰ測定に、同様に適用することができる。

さらに、本発明の測定装置とそのすべての構成要素の特別な設計は、この装置および測定方法を、大きな臀筋と小さな指筋とを含むすべての骨格筋に適用可能にしている。

また、本方法および装置は、他の哺乳動物および類似の筋骨格構造を持つあらゆる動物のＢＣＶＰの測定に適用することもできる。

本発明について、以下の図面により、実例を用いて詳細に説明する。

図１は、測定装置の図である。 図２は、センサおよびセンサ先端部の機能原理である。 図３は、測定装置の装着例である。 図４は、本発明を用いて測定された電気刺激に対する筋反応と、同時に測定された同じ電気刺激に対するＭ波（表面電気刺激に対するＥＭＧ反応信号）筋反応の図である。 図５は、随意筋活動時に本発明を用いて測定された筋肉信号と、同時に測定されたＥＭＧ信号の図である。

測定装置（Ａ）を図１に示している。これは、センサ先端部（２）を備えたセンサ（１）と、マイクロプロセッサ（３）と、支持部（４）と、を有している。支持部は、測定装置を構成するすべての部材を結び付けている。上記のセンサ部品はすべて、皮膚表面（５）上に配置され、中間層（６）を介して間接的に測定対象（７）に接触している。図示のように、測定装置は、ＢＣＶＰ測定のため、関心のある筋肉（７）の上のヒト皮膚の表面（５）に押し付けられる。測定装置（Ａ）は、測定対象（７）の上のヒト皮膚表面（５）に押し付けられることで、センサデバイス（１）とセンサ先端部（２）が、測定するヒト皮膚の表面（５）と中間層（６）に歪みを引き起こし、最終的に測定対象（７）を圧迫するように構成されている。

センサ先端部（２）が皮膚表面に押し込まれる深さは、測定するヒトの異なる身体的特性に応じて変わる。例えば、健常なヒトのＢＣＶＰを推定する場合には、センサデバイス先端部（２）は、数ミリメートルの深さまで押し込まれる。一方、体脂肪率の高いヒトに対して測定を実施する場合には、センサ先端部（２）の深さは大きくなる。最初のセンサ先端部（２）の位置が適切でない場合には、骨格筋周辺の他の組織と脂肪がＢＣＶＰ測定の妨げとなる。センサ先端部（２）は、必要な深さに侵入させても非侵襲的であって、ヒトに痛みまたは不快感を引き起こすことが決してないような形状になっている。

効率的なＢＣＶＰ測定のためには、測定対象（骨格筋、筋部位、腱、または靭帯）に対するセンサ先端部（２）の相対位置は、測定過程全体を通して変わらないように維持される必要があり、すなわち、センサ先端部（２）の深さが変化したり、いずれかの方向に傾いたりしてはならない。図３に示すように、測定装置（Ａ）の支持部（４）と特別なアタッチメント（８）とによって、これらの要件を満たす位置決めが可能である。

センサデバイス（１）は、いずれかの適当な力計または圧力計を備えることができ、その先端部の位置は、測定される力によって変わることがない。そのような力計として、圧電効果に基づく石英圧電型力センサなどの計器を含むことができ、さらには、センサ（１）内の電気素子のキャパシタンス、インダクタンス、または抵抗の変化が、センサ（１）が受ける歪みに比例することで、センサ先端部（２）にかかる圧力を電気信号に変換するように用いられる金属箔歪みゲージ計を含むことができる。

他のいずれかの適当な力計を測定装置（Ａ）に組み込むこともできる。データを収集し、測定信号を計算および処理するために、コンピュータまたはマイクロプロセッサ（３）が用いられる。

図２は、骨格筋のＢＣＶＰ測定のための本発明の測定原理を示している。この原理は、測定対象（７）の上の皮膚表面（５）に測定センサ（１）を位置決めおよび固定することと、そのセンサ（１）に作用する力を測定することと、を含む手順を特徴としている。

図２に示すように、適当な形状のセンサ先端部（２）を、測定対象（７）の上の皮膚表面（５）に深く食い込ませることによって、先端部にかかる力が生じる。収縮と弛緩の繰り返しによって現れる対象（７）の活動の際には、センサ先端部（２）に作用する力が変化する。センサ先端部（２）の深さが適切であって測定中に変化しないのであれば、検出される力の変化は、すべて測定対象（７）の活動によるものである。圧迫されたセンサ先端部（２）に作用する力を、適切な機器を用いて測定することにより、骨格筋のＢＣＶＰまたは他の測定対象のＢＣＶＰを特定することができる。

装置（Ａ）によって測定される合力は、測定対象（７）の表面に示される２つの力のベクトル和である。合力は単純化して、次の等式で表すことができる。

（数１）
Ｆｓ＝２＊Ｆ＊ｃｏｓ（α）

図３は、測定装置（Ａ）の装着例を示している。特別なアタッチメント（８）を用いて、測定装置（Ａ）を、骨格筋（７）の上の皮膚表面（５）に接触させる。皮膚表面（５）上での測定装置（Ａ）の最適な位置は、測定される対象によって異なる。測定装置（Ａ）および方法は、同様に、特定の骨格筋部位、腱、または靭帯のＢＣＶＰを測定するために適用することができる。そのような場合には、測定装置（Ａ）は、関心のある対象の上に正確に位置決めされる。

効率的なＢＣＶＰ測定を可能にするためには、得られる測定値が確実に骨格筋活動によるものであって、センサ（１）およびセンサ先端部（２）の移動によるものではないように、測定装置（Ａ）は、皮膚表面（５）にしっかりと接触していなければならない。また、何らかの活動を行うことにより動いているヒトに対して測定が実施される場合、測定装置（Ａ）とその装着は、ヒトの動きを制限するものであってはならない。アタッチメント部（８）により提供される測定装置（Ａ）の配置は、ヒトの身体に適合する必要があり、また、測定対象（７）に対してセンサ先端部（２）がずれることがないようにしっかり固定されていなければならない。

上記の要件に従ったアタッチメント部（８）は、形状も大きさも様々なものが可能である。適切なアタッチメントは、限定するものではないが、ストラップまたは粘着性プラスタで構成することができる。上記の要件を満たす他のいずれかのアタッチメントを用いることもできる。

本測定方法を適用することで、随意筋活動（ヒトの制御による筋活動）、電気的または磁気的な刺激による筋活動、または他の異なる方法により引き起こされた筋活動（粘弾性特性および収縮特性の変化）の際に、ＢＣＶＰを測定することができる。

随意筋活動を測定する場合には、測定するヒトによって、測定装置が装着されている筋肉から活動を引き起こす。筋収縮と弛緩の繰り返しによって現れる筋活動は、本発明の測定方法によって測定される。

また、筋長が変化するとき（伸縮サイクル）のＢＣＶＰを測定することもできる。例えば、測定するヒトがその膝の筋肉（四頭筋）を収縮させる場合、筋肉の緊張は、膝角度の変化と関連付けられる。この筋肉の緊張の個々の変化は、本明細書で提示する発明の測定方法および装置（Ａ）により力を測定することによって、特定することができる。

電気刺激に対する筋肉の反応を測定する場合には、測定過程において骨格筋を刺激するための追加手段を使用する。測定装置は、やはり、随意活動の際の骨格筋ＢＣＶＰを測定する場合の前述の例に示すようにして、使用することができる。

得られたＢＣＶＰ測定結果を図３に示しており、これは、コンピュータ機器またはマイクロプロセッサ（３）により収集および処理されたものである。

図４は、本発明の測定装置および方法を用いて測定した筋反応の例を示している。示した測定信号は、電気的な刺激による筋活動で得られるものである。また、比較のため、同時に測定された同じ電気刺激に対するＭ波筋反応も示している。

図５は、本発明の測定装置および方法を用いて、随意筋活動の際に得られたＢＣＶＰの例を示している。示した測定値は、筋収縮・弛緩の１サイクルの間に測定されたデータを含んでいる。測定された反応を、同時に測定されたＥＭＧ信号と対比させている。

これまで筋力を測定するために用いられてきた方法は、大きな技術的問題を示すものであった。現在用いられている測定方法はいずれも、一般に広く適用できるようにするような有力な効果を示すものではない。

骨格筋のＢＣＶＰを測定するための本明細書に記載の測定方法および装置は、既存の方法および装置に比して、いくつかの特徴的な利点があり、それによって、一般に広く適用可能で、有用なものとなっている。測定方法と装置は、どちらも、様々な対象（骨格筋、筋部位、腱、および靭帯）の非侵襲的な現場ＢＣＶＰ測定を実施するために適用することができる。測定装置の装着によって、測定するヒトに痛みまたは不快感が引き起こされることはない。また、測定は現場で実施されるので、筋肉のＢＣＶＰ測定を、関心のある特定の骨格筋部位に限定することができる。本発明の測定方法および装置によると、様々に異なる骨格筋のＢＣＶＰ測定に同じ機器を使用することが可能である。これによって、測定者は、異なる骨格筋に異なる測定機器を使用する場合に比べて、より簡単かつ迅速に測定を実施することができる。

記載の方法は、随意筋活動時、電気的または磁気的刺激に対する筋反応時、または筋活動（粘弾性特性または収縮特性）における他の変化の際の、骨格筋のＢＣＶＰを測定するために適用することができる。また、測定装置の装着、および測定の実施によって、ヒトの運動または活動が制限されることはない。従って、静止しているヒトに対してだけではなく、動いているヒトに対しても同様に、同じ測定機器を用いて骨格筋のＢＣＶＰ測定を実施することが可能である。

また、この測定方法は、測定するヒトが行う何らかの活動または身体運動中の筋活動の変化を判定することが可能である。そのような変化には、筋活動パターン、動員順序、活動の強度における変化、さらにはヒトの活動または運動実行中の他の変化が含まれる。従って、この測定方法および装置は、様々に異なる活動（ランニング、跳躍など）および身体運動中の骨格筋のＢＣＶＰ測定に適用可能であり、これにより、筋肉および筋部位のＢＣＶＰ分析のより良い理解と、より良い機能診断を可能にする。

本発明の測定方法および装置は、様々な薬剤、刺激剤、さらには中枢神経系の活動に影響を与える物質など、正常な筋肉・骨格組織の挙動を変化させ得る様々な作用物質の影響を特定するために用いることができる。

記載した特徴はすべて、現在用いられている方法に比して、本発明の測定方法および装置に際立った優位性をもたらすものである。この方法および装置を用いて得られる測定値は、適切かつ正確であり、医療および理学療法など様々な分野に利益をもたらすことができる。

Claims (8)

1. 少なくとも骨格筋、筋部位、腱、および靭帯の一つを含む測定対象（７）の生体力学的特性、収縮特性、粘弾性特性の選択的かつ非侵襲的な測定のための測定装置（Ａ）であって、
   測定対象（７）の上の皮膚表面（５）に押し付けられるセンサ先端部（２）を有する力測定センサまたは圧力測定センサ（１）と、マイクロプロセッサ（３）と、前記皮膚表面（５）上での当該測定装置（Ａ）の適切な位置決めを提供する支持部（４）と、を備える構成であって、
   前記センサ先端部（２）を、前記測定対象（７）の上の前記皮膚表面（５）に所定の食い込み深さまで食い込ませ、その食い込み深さが測定される力によって変化することのない状態で、該センサ先端部に作用する力を力計または圧力計によって測定することを特徴とする測定装置。
2. 前記測定センサ（１）は、石英圧電型力センサのような圧電効果に基づくもの、または該センサ（１）内の電気素子のキャパシタンス、インダクタンス、または抵抗の変化が、該センサ（１）が受ける歪みに比例することで、前記センサ先端部（２）にかかる圧力を電気信号に変換するように用いられる金属箔歪みゲージ計とすることができる、請求項１に記載の測定装置。
3. 前記皮膚表面（５）への装着および固定のための特別な構成要素（８）をさらに備え、前記構成要素（８）は、中間層（６）を介して前記測定対象（７）に間接的に接触する、請求項１又は２に記載の測定装置。
4. 前記測定対象に作用する力の変化に関する測定結果の表示および／またはデータ処理のための手段をさらに備える、請求項１ないし３に記載の測定装置。
5. 少なくとも骨格筋、筋部位、腱、および靭帯の一つを含む測定対象（７）の生体力学的特性、収縮特性、粘弾性特性の選択的かつ非侵襲的な測定のための測定方法であって、
   アタッチメント部（８）を用いて測定装置（Ａ）を皮膚表面（５）上で位置決めすることと、前記皮膚表面（５）に押し付けられる前記測定装置（Ａ）のセンサ先端部（２）に作用する力を測定する構成であって、
   前記センサ先端部（２）を、前記測定対象（７）の上の前記皮膚表面（５）に所定の食い込み深さまで食い込ませ、その食い込み深さが測定される力によって変化することのない状態で、該センサ先端部に作用する力を力計または圧力計によって測定することを特徴とする測定方法。
6. 前記測定対象の随意活動時に、生体力学的特性、収縮特性、粘弾性特性の測定を実施することを特徴とする、請求項５に記載の測定方法。
7. 前記測定対象の刺激による活動時に、生体力学的特性、収縮特性、粘弾性特性の測定を実施することを特徴とする、請求項５に記載の測定方法。
8. 前記刺激は、外部からの電気的刺激、磁気的刺激であることを特徴とする、請求項７に記載の方法。

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