(57)【要約】【課題】本発明は被訓練者の麻痺部位のリハビリテーション効果を高めることを課題とする。【解決手段】訓練システム１０は、被訓練者Ａに装着される装着式動作補助装置Ｂと、痙性緩和装置Ｃとを有する。痙性緩和装置Ｃは、動作補助装置Ｂによるリハビリテーションを行う前に当該被訓練者Ａに対して痙性緩和処置を行う。動作補助装置Ｂは、痙性を緩和された被訓練者Ａから検出された生体信号、すなわち被訓練者Ａの意思に基づいてリハビリテーションを行う。ニューロリハビリテーションを行うことで、生体内の生科学反応によって生じる微弱な生体信号（筋電位、神経活動電位、心電位、脳波など）、筋骨格系の物理的な運動や床面との相互作用、筋紡錘におけるγニューロンからの信号の働き、被訓練者Ａと動作補助装置Ｂとの相互作用、動作補助装置Ｂに求められる各種機能など、総合的な視点で脳・神経系から身体（筋骨格系）に至る機能改善・機能維持を推進できる。【選択図】図１
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【特許請求の範囲】
【請求項１】
被訓練者に装着され、当該被訓練者の動作を補助する装着式動作補助装置と、
当該被訓練者に痙性が発生した場合に当該痙性を緩和する痙性緩和手段と、を備え、
前記痙性緩和手段により当該被訓練者の痙性を緩和された状態で前記装着式動作補助装置による当該被訓練者の運動機能回復訓練を行うことを特徴とする訓練システム。
【請求項２】
前記装着式動作補助装置は、
前記被訓練者に締結される伝達部材と、
前記伝達部材を駆動する駆動部と、
前記被訓練者の動きに応じた生体信号を検出する生体信号検出センサと、
前記生体信号検出センサから出力された生体信号に基づいて前記駆動部を制御する制御部と、
を有し、
前記駆動部は、前記痙性緩和手段により痙性を緩和された当該被訓練者の生体部位に連結された前記伝達部材を駆動することを特徴とする請求項１に記載の訓練システム。
【請求項３】
前記痙性緩和手段は、
痙性を発症した前記被訓練者の痙性を緩和するための薬剤を当該被訓練者に投与する投与手段を有することを特徴とする請求項１又は２に記載の訓練システム。
【請求項４】
前記制御部は、前記薬剤が前記被訓練者に投与された所定時間経過後に、当該被訓練者の筋肉が弛緩状態であるときに前記生体信号検出センサから出力された生体信号に応じて前記駆動部を制御して前記伝達部材を動作させる請求項３に記載の訓練システム。
【請求項５】
前記薬剤は、前記被訓練者の筋肉の動きを弱める筋弛緩剤である請求項３又は４に記載の訓練システム。
【請求項６】
前記痙性緩和手段は、
前記被訓練者の痙性箇所に電気刺激を付与する物理療法手段である請求項１又は２に記載の訓練システム。
【請求項７】
前記制御部は、前記物理療法手段により前記被訓練者の痙性箇所に電気刺激を付与しながら前記生体信号検出センサから出力された生体信号に応じて前記駆動部を制御して前記伝達部材を動作させる請求項６に記載の訓練システム。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は装着式動作補助装置を用いた訓練システムに関する。
【背景技術】
【０００２】
運動系の機能疾患の主たる原因は、脳卒中などの脳血管障害であり、その症状に応じて様々な運動機能障害があらわれる。近年、脳・神経系の疾患に関しては、関節や筋肉に対するリハビリテーションというよりもニューロリハビリテーションという観点からの治療が重要であることが認識されつつある。
【０００３】
例えば、脳卒中などにより手あるいは脚が麻痺している被訓練者のニューロリハビリテーションを行う訓練システムとしては、装着式動作補助装置を用いて被訓練者の運動機能回復のための訓練を行うことが検討されている（例えば、特許文献１参照）。
【０００４】
この装着式動作補助装置は、当該被訓練者が筋肉を動かす際に発生する生体信号（電位信号）を検出し、この検出された生体信号に基づいてモータの駆動トルクを制御して当該被訓練者の腕あるいは脚に伝達するように構成されている。そのため、腕あるいは脚が麻痺している被訓練者の場合でも、当該被訓練者から生体信号が検出できれば、本人の意思に基づいて装着式動作補助装置を動作させて麻痺した腕や脚のニューロリハビリテーションを効果的に行うことが可能になる。
【０００５】
また、被訓練者の麻痺による症状は、個人差があり、且つその日の気温や湿度などの環境の変化、被訓練者自身の体調の変化などによっても変動する。そのため、被訓練者のニューロリハビリテーションを行う場合、当該被訓練者を診察した医師又は理学療法士による指示に従って訓練を行うことになる。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００６】
【特許文献１】特開２００５−９５５６１号公報
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００７】
しかしながら、被訓練者に痙性（痙縮）が発生している場合、例えば生体電位が検出されても被訓練者の手又は脚の関節が硬くなっていて装着式動作補助装置によるニューロリハビリテーションの訓練を行えなかったり、あるいは被訓練者の痙攣によって生体電位が変動して正確に検出できず、装着式動作補助装置を用いた訓練を行うことが難しくなるという問題があった。
【０００８】
そこで、本発明は上記事情に鑑み、上記課題を解決した訓練システムの提供を目的とする。
【課題を解決するための手段】
【０００９】
上記課題を解決するため、本発明は以下のような手段を有する。
【００１０】
本発明は、被訓練者に装着され、当該被訓練者の動作を補助する装着式動作補助装置と、
当該被訓練者に痙性が発生した場合に当該痙性を緩和する痙性緩和手段と、を備え、
前記痙性緩和手段により当該被訓練者の痙性を緩和した状態で前記装着式動作補助装置による当該被訓練者の運動機能回復訓練を行うことを特徴とする。
【発明の効果】
【００１１】
本発明によれば、被訓練者に痙性が発生した場合に当該痙性を緩和することにより装着式動作補助装置を用いたニューロリハビリテーションの訓練を効果的に行うことが可能になる。
【図面の簡単な説明】
【００１２】
【図１】本発明による訓練システムの一実施形態のシステム構成を示すブロック図である。
【図２】痙性緩和装置の一実施形態を示すブロック図である。
【図３】痙性緩和制御処理１のフローチャートである。
【図４】装着式動作補助装置の制御系のシステム構成を示すブロック図である。
【図５】装着式動作補助装置の一実施例を示す斜視図である。
【図６】装着式動作補助装置が被訓練者の左脚に装着された場合の動作状態を示す側面図である。
【図７】装着式動作補助装置が被訓練者の左脚に装着された場合の動作状態を示す背面図である。
【図８】装着式動作補助装置のスタンバイモード（制御モード１）のフローチャートである。
【図９】装着式動作補助装置のリハビリモード（制御モード２）のフローチャートである。
【図１０】ニューロリハビリテーションによる神経系統の回復過程を模式的に示す図である。
【図１１】痙性緩和装置の変形例を示すブロック図である。
【図１２】痙性緩和制御処理２のフローチャートである。
【図１３】装着式動作補助装置の変形例１の装着状態を示す斜視図である。
【図１４】装着式動作補助装置の変形例２の装着状態を示す斜視図である。
【図１５】装着式動作補助装置の変形例３を示す斜視図である。
【発明を実施するための形態】
【００１３】
以下、図面を参照して本発明を実施するための形態について説明する。
【００１４】
〔訓練システムの構成〕
図１は本発明による訓練システムの一実施形態のシステム構成を示すブロック図である。
図１に示されるように、訓練システム１０は、被訓練者Ａに装着される装着式動作補助装置Ｂ（以下「動作補助装置」と言う）と、痙性緩和装置Ｃとを有する。被訓練者Ａは、例えば脳卒中慢性期の症状と診断されており、脳（上位中枢）からの運動指令が末梢神経を経由して筋肉に正常に送られてこない場合が想定される。そのため、被訓練者Ａは、左右の脚を前後方向に動かして歩行しようと思っても脚が動かないため、歩行動作が行えなかったり、あるいは腕を動かそうとしても腕が動かない状況にある。
【００１５】
図１において、被訓練者Ａの体の一部での脳から筋肉へ送られる信号の伝送経路が模式的に示してあり、脳Ａ１からの指令信号は、脊髄Ａ２、神経Ａ３、筋紡錘Ａ４、筋肉Ａ５に伝達されると、筋肉Ａ５の力で関節Ａ６が回動動作する。その際、神経Ａ３においては、生体信号としての神経系生体信号が生体信号センサＢ１により検出される。また、筋肉Ａ５においては、生体信号としての筋電位信号が生体信号センサＢ１により検出される。尚、関節Ａ６は、膝関節、股関節、肩関節、肘関節、手首関節などの四肢の各関節に相当する。
【００１６】
また、被訓練者Ａが脳卒中等により腕又は脚が麻痺している場合、神経Ａ３と脊髄Ａ２との間の信号の伝達経路において、信号が伝わらない状態になる。そのため、上位中枢からの動作意思を反映した神経信号が届かなくなり、生体信号センサＢ１でも検出できない。
【００１７】
また、動作補助装置Ｂは、概略、被訓練者Ａの生体信号（電位信号）を検出する生体信号検出センサＢ１と、角度センサＢ２と、データ格納部Ｂ３と、制御装置Ｂ４と、電力増幅部Ｂ５と、駆動部Ｂ６と、無線通信機Ｂ７とを有する。生体信号検出センサＢ１により検出された生体信号及び角度センサＢ２により検出された関節Ａ６の回動角度の検出値は、データ格納部Ｂ３に格納されて制御装置Ｂ４に入力される。制御装置Ｂ４は、後述するように演算処理を行って生体信号に応じたモータトルクが得られるように制御信号を生成し、電力増幅部Ｂ５で増幅された電気信号を駆動部Ｂ６のモータに印加する。駆動部Ｂ６は、駆動力を被訓練者Ａの関節Ａ６に伝達し、被訓練者Ａの関節Ａ６を回動させる。このように動作補助装置Ｂは、被訓練者Ａから検出された生体信号、すなわち被訓練者Ａの意思に基づいてリハビリテーション（運動機能回復訓練）を行うことができる。
【００１８】
痙性緩和装置Ｃは、痙性緩和手段Ｃ１と、制御部Ｃ２と、無線通信機Ｃ３とを有する。被訓練者Ａで痙性（痙縮）が発生した場合、被訓練者Ａは痙性のため関節Ａ６を意思通りに動かすことができなくなる。痙性緩和手段Ｃ１は、被訓練者Ａの痙性を緩和するための手段であり、制御部Ｃ２の指令により動作補助装置Ｂによるリハビリテーションを行う前、あるいは直前に対象となる当該被訓練者Ａに対して痙性緩和処置を行う。また、制御部Ｃ２は、痙性緩和手段Ｃ１による痙性緩和処置が行われると、痙性緩和効果を確認して無線通信機Ｃ３より動作補助装置Ｂに対してニューロリハビリテーション許可信号を送信する。そして、動作補助装置Ｂは、痙性緩和装置Ｃから送信されるニューロリハビリテーション許可信号を受信した場合にニューロリハビリテーションを開始する。
【００１９】
ここで、ニューロリハビリテーションについて説明する。従来、身体を中心としたリハビリテーションの手法にロボット技術を加えたものとして、ハーネスに体を固定し、脚に駆動部分を拘束することで歩行運動を機械的に行わせる繰り返し動作補助装置がある。この種の動作補助装置は、被訓練者の脚を動かすという作業を、理学療法士に代わって行うに過ぎない。このような単純なロボット技術のみでは、繰り返し動作によって身体を動かすリハビリテーション支援を行うことができるが、脳・神経系から末梢神経に至る神経機能回復にまで及ぶニューロリハビリテーション支援を行うには限界がある。このようなリハビリテーションの限界を超えるには、人・機械・情報系の融合複合分野であるサイバニクスを駆使することが有効である。サイバニクスとは、Ｃｙｂｅｒｎｅｔｉｃｓ，Ｍｅｃｈａｔｒｏｎｉｃｓ，Ｉｎｆｏｒｍａｔｉｃｓを中心に脳・神経科学、心理学、社会科学、倫理、法律などを融合複合した新学術領域である。
【００２０】
サイバニクスの観点からニューロリハビリテーションを考えると、生体内の生科学反応によって生じる微弱な生体信号（筋電位、神経活動電位、心電位、脳波など）、筋骨格系の物理的な運動や床面との相互作用、筋紡錘におけるγニューロンからの信号の働き、被訓練者Ａと動作補助装置Ｂとの相互作用、動作補助装置Ｂに求められる各種機能など、総合的な視点で脳・神経系から身体（筋骨格系）に至る機能改善・機能維持を推進することが期待できる。
【００２１】
ニューロリハビリテーションを積極的に推進するためには、本発明の動作補助装置Ｂのように脳・神経系由来の神経筋活動情報としての生体電位信号（ｂｉｏｅｌｅｃｔｒｉｃａｌ  ｓｉｇｎａｌ：ＢＥＳ）を活用したＨＡＬ（Ｈｙｂｒｉｄ  Ａｓｓｉｓｔｉｖｅ  Ｌｉｍｂｓ）の技術が必要であり、脳・神経系と被訓練者Ａの身体とを一体として捉えるサイバニクスを駆使した動作補助装置Ｂの開発が重要である。
【００２２】
また、被訓練者Ａの症状としては、脳卒中等による脳損傷に伴う中枢神経系疾病（片麻痺など）に限らず、例えば脊髄損傷による対麻痺、脳性麻痺による身体運動系の障害、上位中枢から末梢までの上位／下位ニューロンの進行性の広範な運動系障害（ＡＬＳ）、ポリオウイルスの感染による運動神経障害（ポリオ）、末梢神経系の障害（主に運動神経系・下肢筋萎縮、軽度の感覚障害）による神経難病（シャルコー・マリー・トゥース病）、進行性の筋萎縮による筋力低下を伴う筋疾患（筋ジストフィー）などに対しても、ニューロリハビリテーションによる脳・神経系と筋骨格系のトータルな機能改善、機能維持、悪化抑制が期待される。
【００２３】
また、強い痙性（痙縮）を伴う慢性期の脳卒中患者に対して麻痺対象筋群への薬剤投与などによる痙性緩和療法と共に動作補助装置Ｂによるリハビリテーションを行うことで、過剰な筋緊張を緩和するだけでなく、筋紡錘におけるγニューロンの働きやαニューロン−γニューロン関連の機序を含むニューロンの多シナプス性の働き等を考慮したニューロリハビリテーションが可能になる。本発明による訓練システムでは、脳・神経系から末梢神経への運動意思を反映した生体信号を検出しながら被訓練者Ａの身体動作を支援することができるので、ニューロリハビリテーションを効果的に行える。
【００２４】
〔痙性緩和装置Ｃの構成〕
ここで、痙性緩和装置Ｃの一実施形態の構成について詳細に説明する。
【００２５】
図２は痙性緩和装置Ｃの一実施形態を示すブロック図である。図２に示されるように、痙性緩和装置Ｃは、薬剤貯蔵部Ｃ１−１と、薬剤計量部Ｃ１−２と、薬剤注入部Ｃ１−３と、入力操作部Ｃ４と、認証・薬剤投与量設定部Ｃ５と、タイマＣ６とを有する。
【００２６】
薬剤貯蔵部Ｃ１−１は、痙性を緩和するための薬剤が貯蔵されており、薬剤としては例えば筋肉の硬直（過緊張状態）を緩和する筋弛緩剤がある。また、筋弛緩成分としては、ボツリヌス毒素があり、ボツリヌス毒素を麻痺対象筋肉へ投与するボツリヌス療法を用いることで痙性（痙縮）を緩和する効果が得られる。筋弛緩剤の投与量は、医師による診断結果から適量が指定され、入力操作部Ｃ４により指定された当該適量を入力して設定する。また、上記入力された投与量と共に、入力操作部Ｃ４により入力された当該操作者の認証データ（ＩＤ・パスワード）が認証・薬剤投与量設定部Ｃ５に入力されると、制御部Ｃ２は後述する痙性緩和制御処理１を実行する。尚、操作者の認証を得る方法としては、ＩＤ・パスワード等の認証データを入力する方法以外の認証方法、例えば操作者自身の手の平や指先の静脈パターン（生体認証）を認証データとして読み取る方法でも良い。
【００２７】
当該操作者の認証データ（ＩＤ・パスワード）が予め登録されたものと合致した場合、制御部Ｃ２の指令により、薬剤の投与が行われる。すなわち、薬剤計量部Ｃ１−２は、薬剤貯蔵部Ｃ１−１から液状の薬剤を抽出し、認証・薬剤投与量設定部Ｃ５に設定された所定の投与量を計量し、当該投与を薬剤注入部Ｃ１−３に供給する。そして、薬剤注入部Ｃ１−３は、注射器と同様なピストン・シリンダ機構からなり、制御部Ｃ２からの指令により、ピストンを駆動してシリンダ内の筋弛緩剤（適量）を被訓練者Ａの麻痺対象筋肉に注入する。尚、薬剤注入位置は、医師の指示により麻痺対象筋肉の位置に調整される。また、痙性緩和手段Ｃ１としては、制御部Ｃ２からの指令により薬剤を投与しても良いし、あるいは薬剤注入部Ｃ１−３の代わりに医師が注射器を用いて投与しても良い。
【００２８】
〔痙性緩和装置Ｃの制御処理〕
図３は痙性緩和制御処理１のフローチャートである。図３に示されるように、制御部Ｃ２は、Ｓ１１において、入力操作部Ｃ４により薬剤投与の許可信号が入力されたか否かを判定しており、許可信号の入力が確認された場合（ＹＥＳの場合）には、Ｓ１２の処理に進む。
Ｓ１２では、入力操作部Ｃ４により入力された薬剤投与量が設定され、続いて、Ｓ１３において、当該入力操作を行った操作者（医師）の認証データ（ＩＤ・パスワード）を読み込み、データベースの登録認証データと照合する。そして、Ｓ１４では、入力された認証データが予め登録されたデータベースの登録認証データと照合されて合致するか否かを判定する。
【００２９】
Ｓ１４において、入力された認証データがデータベースの登録認証データと異なる場合（ＮＯの場合）には、Ｓ１５に進み、エラーを報知してＳ１３に戻り、認証データの再入力を促す。尚、エラー回数が所定回数（例えば３回）になった場合には、この痙性緩和制御処理１をキャンセルするようにしても良い。
【００３０】
また、上記Ｓ１４において、入力された認証データが登録認証データと合致した場合（ＹＥＳの場合）は、Ｓ１６に進み、被訓練者Ａに対する薬剤投与を開始するための指令を痙性緩和手段Ｃ１を構成する薬剤貯蔵部Ｃ１−１、薬剤計量部Ｃ１−２、薬剤注入部Ｃ１−３に出力する。これにより、薬剤計量部Ｃ１−２は、薬剤貯蔵部Ｃ１−１から液状の薬剤を抽出し、認証・薬剤投与量設定部Ｃ５に設定された所定の投与量を計量し、当該投与を薬剤注入部Ｃ１−３に供給する。そして、薬剤注入部Ｃ１−３は、制御部Ｃ２からの指令により、設定された所定の投与量の薬剤を被訓練者Ａの麻痺対象筋肉に注入する。
【００３１】
Ｓ１７では、設定された所定の投与量の薬剤が投与されたことを確認しており、薬剤注入部Ｃ１−３による薬剤注入完了と判定した場合（ＹＥＳの場合）、Ｓ１８に進み、タイマＣ６の計時をスタートさせる。Ｓ１９では、被訓練者Ａに投与された薬剤による筋弛緩効果が得られるまでの所定時間経過を待つ待機時間Ｔ１が経過したか否かを判定する。尚、待機時間Ｔ１は、使用する薬剤の種類、投与量に応じて医師により予め設定されている。
【００３２】
Ｓ１９において、待機時間Ｔ１が経過した場合（ＹＥＳの場合）、Ｓ２０に進み、生体信号検出センサＢ１により検出された生体信号を読み込む。尚、生体信号検出センサＢ１は、被訓練者Ａの麻痺対象筋肉付近の皮膚に貼り付けられ、筋肉の動きに応じた筋電位を検出する。生体信号検出センサＢ１によって検出された生体信号（筋電位）は、動作補助装置Ｂの無線通信機Ｂ７より送信されて痙性緩和装置Ｃの無線通信機Ｃ３により受信される。
【００３３】
続いて、Ｓ２１に進み、生体信号検出センサＢ１によって検出された生体信号（ＢＥＳ）の電位レベルが予め設定された閾値Ｘ１未満か否かを判定する。尚、薬剤による筋弛緩効果があらわれると、被訓練者Ａの筋肉は、緊張が緩和されているため、筋電位が殆どゼロに近くなる。そのため、上記閾値Ｘ１は、筋電位の低下を想定した任意の低い値が設定される。
【００３４】
Ｓ２１において、生体信号検出センサＢ１によって検出された生体信号の電位レベルが予め設定された閾値Ｘ１以上の場合（ＮＯの場合）は、薬剤投与による筋弛緩効果がまだ十分でないと判断し、Ｓ２０に戻り、再度生体信号検出センサＢ１により検出された生体信号を読み込む。また、上記Ｓ２１において、生体信号検出センサＢ１によって検出された生体信号の電位レベルが予め設定された閾値Ｘ１未満の場合（ＹＥＳの場合）は、薬剤投与による筋弛緩効果が十分に得られると判断してＳ２２に進み、体信号検出センサＢ１によって検出された生体信号の電位レベルが予め設定された閾値Ｘ１未満となった回数が予め設定されたＮ回に達したか否かを判定する。尚、Ｎ回は、任意の回数であるが、筋弛緩効果の信頼性を高めるために複数回とすることが望ましい。
【００３５】
Ｓ２２において、薬剤投与後の生体信号の電位レベルが予め設定された閾値Ｘ１未満となった回数がＮ回に達した場合（ＹＥＳの場合）、Ｓ２３に進み、薬剤投与された被訓練者Ａの痙性が緩和されたものと判定し、その判定結果を報知する。そして、Ｓ２４では、動作補助装置Ｂに対してニューロリハビリテーションの許可信号を無線通信機Ｃ３より送信する。尚、当該制御処理（薬剤投与許可〜ニューロリハビリテーション許可信号を送信まで）の全体を、医師や理学療法士の診察／処方／リハビリテーションで差し替えることも可能である。
【００３６】
〔動作補助装置Ｂの構成〕
ここで、動作補助装置Ｂについて詳細に説明する。
【００３７】
図４は装着式動作補助装置Ｂの制御系のシステム構成を示すブロック図である。図４に示されるように、動作補助装置Ｂの制御系システムは、被訓練者Ａに対してアシスト力を付与する駆動部Ｂ６と、被訓練者Ａの動作に応じた関節角度（物理現象）を検出する物理現象検出部１４２と、被訓練者Ａの生体電位等を含む生体信号を検出する生体信号検出部１４４とを備えている。尚、上記駆動部Ｂ６は、駆動ユニット２０のモータ３０からなり、複数の駆動ユニット２０が装着された場合には、複数のモータ３０が含まれる。物理現象検出部１４２は、上記関節回動角度を検出する角度センサＢ２、および足底又は靴底の床反力センサ２６０（図１３（Ａ）（Ｂ）参照）からなる。生体信号検出部１４４は、生体信号検出センサＢ１及び後述する生体信号検出センサ１１０，１１２からなる。
【００３８】
データ格納部Ｂ３には、基準パラメータデータベース１４８と、指令信号データベース１５０とが格納されている。また、生体信号検出部１４４により検出された生体信号は、基準パラメータデータベース１４８に格納され、さらに無線通信機Ｂ７より痙性緩和装置Ｃへ送信される。
【００３９】
随意的制御部１５４は、生体信号検出部１４４の検出信号に応じた指令信号を電力増幅部Ｂ５に供給する。随意的制御部１５４は、生体信号検出部１４４に所定の指令関数ｆ（ｔ）またはゲインＰを適用して指令信号を生成する。このゲインＰは予め設定された値又は関数でも良く、ゲイン変更部１５６を介して調整される。
【００４０】
また、生体信号検出部１４４からの生体信号の入力が得られない場合、物理現象検出部１４２の角度センサにより検出された膝関節の角度データに基づいてモータ３０の駆動トルク（トルクの大きさ及び回動角度）を制御する方法を選択することも可能である。
【００４１】
物理現象検出部１４２の角度センサによって検出された関節角度（θｋｎｅｅ，θｈｉｐ）および床反力センサ２６０によって検出された荷重のデータは、基準パラメータデータベース１４８に入力される。フェーズ特定部１５２では、物理現象検出部１４２の角度センサにより検出された関節角度ならびに床反力センサ２６０により検出された荷重を基準パラメータデータベース１４８に格納された基準パラメータの関節角度と荷重と比較することにより、被訓練者Ａの動作のフェーズを特定する。
【００４２】
そして、自律的制御部１６０では、フェーズ特定部１５２により特定されたフェーズの制御データを得ると、このフェーズの制御データに応じた指令信号を生成し、この動力を駆動部Ｂ６に発生させるための指令信号を電力増幅部Ｂ５に供給する。また、自律的制御部１６０は、前述したゲイン変更部１５６により調整されたゲインが入力されており、このゲインに応じた指令信号を生成し、電力増幅部Ｂ５に出力する。電力増幅部Ｂ５は、駆動部Ｂ６のモータ３０を駆動する電流を制御してモータ３０のトルクの大きさ及び回動角度を制御して当該被訓練者Ａにモータ３０によるアシスト力を付与する。尚、モータ３０は、前述した角度センサＢ２が内蔵されており、角度センサＢ２により関節の動作角度θを検出可能な構成になっている。
【００４３】
このように、動作補助装置Ｂは、被訓練者Ａの左脚に貼り付けられた生体信号検出センサ１１０，１１２（図６参照）によって検出された検出信号に基づいて、モータ３０を制御する制御信号が電力増幅部Ｂ５によって増幅されて駆動部Ｂ６を構成する駆動ユニット２０のモータ３０に供給され、被訓練者Ａにモータ３０のトルクがアシスト力として伝達される。
【００４４】
また、動作補助装置Ｂでは、生体信号検出部１４４の検出信号に応じた制御信号を生成する随意的制御系と、物理現象検出部１４２の角度センサによって検出された関節角度及び床反力センサ２６０により検出された荷重の移動（重心位置）に基づくフェーズの制御データに応じた制御信号を生成する自律的制御系とが併用されたサイバニックハイブリット制御（ｃｙｂｅｒｎｉｃ  ｈｙｂｒｉｄ  ｃｏｎｔｒｏｌ）が行われる。すなわち、被訓練者Ａが身体を動かそうとした場合、その運動意思は、微弱なイオン電流として、図１に示す脳Ａ１から脊髄Ａ２、神経Ａ３、筋紡錘Ａ４、筋肉Ａ５へ伝達されて関節Ａ６を有する筋骨格系が動くことになる。その際、微弱な生体信号が被訓練者Ａの皮膚表面から検出されると、随意的制御部１５４がモータ３０を制御して被訓練者Ａの意思に応じて関節Ａ６を動作させる。そして、動作補助装置Ｂは、被訓練者Ａの腕、脚（生体部位）などに密着した状態で締結されているため、モータ３０の駆動力は、関節Ａ６を回動させる補助力として被訓練者Ａに伝達される。
【００４５】
そのため、被訓練者Ａの身体が動作補助装置Ｂのアシスト力によって動くことにより筋紡錘Ａ４からＩａ求心性ニューロンの信号が神経Ａ３、脊髄Ａ２を経て脳Ａ１に戻る。これにより、被訓練者Ａと、脳Ａ１と、動作補助装置Ｂとの間では、「脳Ａ１→脊髄Ａ２→神経Ａ３→筋紡錘Ａ４→筋肉Ａ５→関節Ａ６→動作補助装置Ｂ」という信号伝達系と、「動作補助装置Ｂ→関節Ａ６→筋肉Ａ５→筋紡錘Ａ４→神経Ａ３→脊髄Ａ２→脳Ａ１」という信号伝達系というバイオフィードバックが構成される。これが双方向のサイバニック随意制御であり、ニューロリハビリテーションによる神経系の機能回復訓練の効果をより高めることが可能になる。
【００４６】
このように、動作補助装置Ｂは、運動に関する意思決定後の脳から末梢への生体信号をセンシングしてモータ制御に活用する構成であるが、脳活動に対応した生体信号を末梢である筋肉活動から捉えようとしたものである。そして、末梢でセンシングされた脳・神経系にリアルタイムにフィードバックさせることが可能になる。よって、被訓練者Ａに動作補助装置Ｂを装着した状態でリハビリテーションを行うことで双方向の信号伝達系における機能回復を促進することができる。
【００４７】
また、重度の運動機能障害を呈する場合、生体信号が検出できないような状態では、随意制御が機能しないため、人間の基本運動パターンや動作メカニズムの解析結果を元にフェーズ毎の制御プログラムによってモータ３０を制御するサイバニック自律制御が機能するように制御モードが切り替わる。このような随意制御系と自律制御系とが共存するサイバニックハイブリット制御方式では、例えば完全に身体が麻痺した状態、あるいは神経・筋難病疾患における進行過程でも、身体の運動機能の状態に応じて生体信号の振幅や信号特性なども変化するため、これらの症状に対してもリハビリテーションを有効に行える。
【００４８】
〔動作補助装置Ｂの構成〕
図５は装着式動作補助装置Ｂの一実施形態を示す斜視図である。尚、図５においては、被訓練者Ａの左脚に装着される動作補助装置Ｂの構成を図示しているが、被訓練者Ａの右脚にも同様な駆動ユニット２０（図５中、一点鎖線で示す）が装着されており、右脚の動作補助装置Ｂの図示は省略する。
【００４９】
図５に示されるように、動作補助装置Ｂは、例えば被訓練者Ａの腰に装着された腰ベルト６０の支持部６２に連結されることで左脚の膝関節に駆動ユニット２０が装着される場合について説明する。また、腰ベルト６０の後側には、駆動ユニット２０を制御する制御装置Ｂ４及びバッテリ１０２が装着されている。
【００５０】
駆動ユニット２０は、モータ３０と、第１の伝達部材４０と、第２の伝達部材５０とを有する。モータ３０は、被訓練者Ａの左膝関節の側方に配置される。第１の伝達部材４０は、被訓練者Ａの左大腿部に締結部材８０、８２を介して締結され、第２の伝達部材５０は被訓練者Ａの左脛に締結部材９０、９２を介して締結される。尚、締結部材８０、８２及び９０、９２は、夫々布製のベルト等からなり、各伝達部材４０、５０が挿通される挿通部８１、８３及び９１、９３を有する。
【００５１】
尚、駆動ユニット２０は、腕及び脚の各関節のうち任意の関節の動作を補助するように選択的の装着することが可能である。また、駆動ユニット２０は、同一の被訓練者Ａの複数の関節を補助するように組み合わせることも可能であり、腕及び脚の各関節のうち被訓練者Ａが希望する任意の関節を適宜補助するように装着することができる。
【００５２】
動作補助装置Ｂは、被訓練者Ａの左膝関節のみでも装着することが可能であるので、例えば、左膝関節の治療または手術を受けた後の運動機能回復訓練（リハビリテーション）を行うことができる。また、被訓練者Ａがベッドで寝た状態、あるいは被訓練者Ａが椅子に座った状態でも動作補助装置Ｂを用いた運動機能回復訓練を行うことができるので、被訓練者Ａに無理な負担を掛けずに運動機能回復訓練を適宜行うことが可能である。
【００５３】
〔動作補助装置Ｂを用いた運動機能回復訓練〕
図６は装着式動作補助装置が装着者の左脚に装着された場合の動作状態を示す側面図である。図７は装着式動作補助装置が装着者の左脚に装着された場合の動作状態を示す背面図である。
【００５４】
図６及び図７に示されるように、被訓練者Ａの左膝関節の運動機能回復訓練を行う場合、動作補助装置Ｂを左脚の膝関節に装着する。また、モータ３０の第１の結合部３６に結合された第１の伝達部材４０は、締結部材８０、８２によりカフ７２、７４を密着させた状態で被訓練者Ａの左脚大腿部に締結され、被訓練者Ａの左脚大腿部と一体化される。さらに、第１の伝達部材４０は、ベルト８４、８６（図５参照）により締結部材８０、８２と共に強固に保持される。
【００５５】
また、第２の伝達部材５０は、締結部材９０を介して被訓練者Ａの脛外周と一体化され、締結部材９２を介して被訓練者Ａの足首にも一体化される。そのため、各伝達部材４０、５０は、被訓練者Ａの左脚にかかる体重を支えることが可能になり、例え痙性緩和装置Ｃによって被訓練者Ａの左脚の筋力が低下していても被訓練者Ａが歩行訓練を行うことができる。
【００５６】
また、動作補助装置Ｂの装着状態において、被訓練者Ａが椅子に座った姿勢で大腿部及び第１の伝達部材４０が動かないように固定して膝から下を前方又は後方に曲げようとすると、前述した痙性緩和装置Ｃの作用により筋肉は動作しないため、筋電位は検出されないが、被訓練者Ａの脳Ａ１から神経Ａ３に伝達される神経伝達系生体信号が生体信号検出センサ１１０、１１２（Ｂ１）により検出される。そして、生体信号検出センサ１１０、１１２により検出された検出信号に基づいて制御されたモータ３０のトルク（駆動力）が第２の伝達部材５０に伝達されて膝関節の角度を１８０度から１２０度に曲げることが可能になる。また、被訓練者Ａの左右両脚に動作補助装置Ｂを装着して両脚の運動機能回復訓練を行うため、右脚も左脚と同様に、各生体信号センサ（図示せず）が貼り付けられる。
【００５７】
このとき、モータ３０の制御は、制御装置Ｂ４によって生成された制御信号に基づいて行われる。また、制御装置Ｂ４は、左脚の大腿部の前側と後側に貼り付けられた生体信号検出センサ１１０、１１２によって検出された生体信号（生体電位）に基づいてモータ制御処理（制御プログラム）を実行する。
【００５８】
従って、被訓練者Ａは、膝関節の状態を自分自身で感じ取りながら、脳Ａ１からの神経伝達系生体信号及び筋肉の動きに伴う運動系生体信号（筋電位）によりモータ３０のトルク及び回動角を調整することが可能になり、膝関節に無理な力を掛けないように運動機能回復訓練（リハビリテーション）を行うことができる。
【００５９】
また、被訓練者Ａが例えば病院のベッドで寝た状態でも任意の関節に対応するように駆動ユニット２０を適宜装着できるので、当該被訓練者Ａが希望する関節の動作を補助しながら運動機能回復訓練を効率良く行うことができる。
【００６０】
また、被訓練者Ａが立ち上がった姿勢になれば、動作補助装置Ｂを用いて歩行訓練を行うことも可能である。
【００６１】
〔ニューロリハビリテーションの制御処理〕
図８は装着式動作補助装置Ｂのスタンバイモード（制御モード１）のフローチャートである。図８に示されるように、動作補助装置Ｂの制御装置Ｂ４は、Ｓ３１において、電源スイッチがオンに操作されると、Ｓ３２に進み、スタンバイモードを設定する。このスタンバイモードは、ニューロリハビリテーションの許可信号を送信するための制御処理であり、リハビリテーションモードに移行する前段階の制御モードである。
【００６２】
Ｓ３３では、生体信号検出センサ１１０、１１２により検出された生体信号を読み込む。このときの生体信号は、薬剤（筋弛緩剤）の作用により被訓練者Ａの意思で筋肉を動作させることができないため、筋電位による生体信号は、殆どゼロに近いレベルに低下している。尚、被訓練者Ａが身体を動作させる意思がなければ、被訓練者Ａの脳Ａ１から神経Ａ３に伝達される神経伝達系生体信号も低レベルである。
【００６３】
次のＳ３４では、生体信号検出センサ１１０、１１２により検出された低レベルの生体信号を無線送信機Ｂ７より痙性緩和装置Ｃに送信する。続いて、Ｓ３５に進み、ニューロリハビリテーション許可信号の要求を痙性緩和装置Ｃに送信する。
【００６４】
次のＳ３６では、痙性緩和装置Ｃからのニューロリハビリテーション許可信号を受信したか否かを判定する。Ｓ３６において、ニューロリハビリテーション許可信号を受信できない場合（ＮＯの場合）、Ｓ３７に進み、受信不可回数が予め設定された所定回数であるＮ回目か否かを判定する。Ｓ３７において、受信不可回数がＮ回目未満の場合（ＮＯの場合）、上記Ｓ３３に戻り、再度、生体信号を読込み、Ｓ３３〜Ｓ３６の制御処理を繰り返す。
【００６５】
また、上記Ｓ３６において、痙性緩和装置Ｃからのニューロリハビリテーション許可信号を受信した場合（ＹＥＳの場合）、Ｓ３９に進み、制御モードをリハビリモードに設定する。この場合、薬剤投与された被訓練者Ａの痙性が緩和された弛緩状態であるものと判断されるため、動作補助装置Ｂを用いたニューロリハビリテーションを行う。
【００６６】
また、上記Ｓ３７において、受信不可回数がＮ回目に達した場合（ＹＥＳの場合）、Ｓ４０に進み、痙性緩和装置Ｃからのニューロリハビリテーション許可信号が送信されないものと判断してリハビリテーション不可を報知する。この場合、薬剤投与された被訓練者Ａの痙性が緩和されていないものと判断されるため、動作補助装置Ｂを用いたニューロリハビリテーションは、行わない。
【００６７】
図９は装着式動作補助装置のリハビリモード（制御モード２）のフローチャートである。図９に示されるように、制御装置Ｂ４は、Ｓ４１でリハビリモードが設定されたか否かを判定しており、前述したＳ３９でリハビリモードが設定されている場合（ＹＥＳの場合）、Ｓ４２に進み、制御モードをリハビリモードに切り替える。続いて、Ｓ４３では、生体信号検出センサ１１０、１１２により検出された生体信号を読み込む。このときは、被訓練者Ａが身体を動作させる意思があるので、被訓練者Ａの脳Ａ１から神経Ａ３に伝達される神経伝達系生体信号の検出レベルが上昇する。
【００６８】
次のＳ４４では、生体信号検出センサ１１０、１１２により検出された生体信号が予め設定された閾値Ｘ２より大きい値か否かを判定する。Ｓ４４において、検出された生体信号が予め設定された閾値Ｘ２より小さい値の場合（ＮＯの場合）、Ｓ４５に進み、モータトルクが小さくなるため、電力増幅部Ｂ５の増幅率を所定％上昇させる。また、Ｓ４４において、検出された生体信号が予め設定された閾値Ｘ２より大きい値の場合（ＹＥＳの場合）は、Ｓ４６に進み、モータ３０の制御量（制御信号）を演算する。尚、閾値Ｘ２は、被訓練者Ａの症状や投与された薬剤による痙性緩和効果の効き具合によって、薬剤を使用しない場合よりも生体信号レベルが低下するおそれもあるので、被訓練者Ａの様子をみながら適宜調整する。
【００６９】
次のＳ４７では、上記Ｓ４６で演算された制御信号を出力してモータ３０の駆動制御を開始する。これにより、動作補助装置Ｂによるニューロリハビリテーションが開始され、被訓練者Ａの左脚の膝関節を動作させる。このときのモータトルクは、被訓練者Ａの神経伝達系生体信号に基づくため、被訓練者Ａ自身が膝関節の状態に応じて調整することが可能になり、開始当初はゆっくりと動作させ、動作回数により加減しながら徐々にピッチを上げることも可能である。そのため、被訓練者Ａは、動作補助装置Ｂを装着しても身体の負担が小さくて済み、痙性緩和効果により筋力を出すことができない状況でも安心してリハビリテーションを行える。
【００７０】
次のＳ４８では、角度センサＢ２により検出された関節の動作角度θを読み込む。続いて、Ｓ４９に進み、角度センサＢ２により検出された関節の動作角度θが予め設定された目標動作角度θ１に達したか否かを判定する。Ｓ４９において、関節の動作角度θが目標動作角度θ１に達していない場合（ＮＯの場合）、上記Ｓ４６に戻り、Ｓ４６〜Ｓ４９の処理を繰り返す。尚、上記目標動作角度θ１は、当該被訓練者Ａの症状に応じて任意の角度に設定する。
【００７１】
また、Ｓ４９において、関節の動作角度θが目標動作角度θ１に達した場合（ＹＥＳの場合）、Ｓ５０に進み、モータ３０を停止させる。続いて、Ｓ５１では、モータ３０を逆回転させる。これにより、被訓練者Ａの関節が目標動作角度θ１より初期状態の角度に復帰する。
【００７２】
そして、Ｓ５２では、角度センサＢ２により検出された関節の動作角度θを読み込み、関節の戻り具合を確認して、Ｓ５３において、関節の動作角度θがリハビリ前の初期値に戻ったか否かを判定する。Ｓ５３で関節の動作角度θがリハビリ前の初期値になると、Ｓ５４に進み、モータ３０を停止させる。
【００７３】
続いて、Ｓ５５において、リハビリ回数ｎに１を加算する。Ｓ５６では、リハビリ回数が予め設定された目標回数ｎｍａｘに達していない場合（ＮＯの場合）、上記Ｓ４３に戻り、Ｓ４３〜Ｓ５６の処理を繰り返す。また、Ｓ５６において、リハビリ回数が予め設定された目標回数ｎｍａｘに達した場合（ＹＥＳの場合）、今回のニューロリハビリテーションを終了する。尚、上記目標回数ｎｍａｘは、当該被訓練者Ａの症状に応じて任意の回数に設定する。
【００７４】
〔ニューロリハビリテーションによる神経系統の回復過程について〕
図１０はニューロリハビリテーションによる神経系統の回復過程を模式的に示す図である。例えば脳卒中急性期の場合、上位中枢からの運動指令が正常に送れない場合があり、以下にその回復過程の機序について説明する。
【００７５】
〔回復過程１〕
図１０（Ａ）に示されるように、神経Ａ３と錐外筋Ａ５−１との間には、脳Ａ１からの信号を伝達する筋紡錐Ａ４が形成されている。筋紡錐Ａ４としては、α運動ニューロン１７０と、γ運動ニューロン１７２と、求心性Ｉａ群繊維１７４と、求心性ＩＩ群繊維１７６とを有する。γ運動ニューロン１７２、求心性Ｉａ群繊維１７４、求心性ＩＩ群繊維１７６の基端は、それぞれ錐外筋Ａ５−１に形成された核鎖線維（錐内筋）１７８、核袋線維（錐内筋）１８０に接続されている。また、核鎖線維（錐内筋）１７８、核袋線維（錐内筋）１８０は、感覚神経終末１８２を有する。
【００７６】
〔回復過程２〕
脳卒中急性期から慢性期においては、伸張反射の亢進により痙性（痙縮）が発生する。この痙性（痙縮）が発生する機序としては、図１０（Ｂ）に示されるように、中枢神経系の障害により上位中枢からの抑制が働かなくなるため、α運動ニューロン１７０が神経Ａ３から離れて求心性Ｉａ群繊維１７４と繋がりローカルループを形成することによって筋緊張が亢進され、痙性（痙縮）が発生すると考えられる。また、核袋線維（錐内筋）１８０を収縮させるγ運動ニューロン１７２の働きを抑制する上位中枢からの指令が外れて求心性Ｉａ群繊維１７４が活性化され続けることによって神経終末のシナプスで化学伝達物質（アセチリコリン）の放出によりα運動ニューロン１７０と求心性Ｉａ群繊維１７４とを繋ぐローカルループが強化される。
【００７７】
〔回復過程３〕
脳卒中慢性期においては、例えば痙性緩和手段としての薬剤（筋弛緩剤）の投与により、伸張反射の亢進を抑制して痙性（痙縮）を緩和させる。すなわち、図１０（Ｃ）に例示されるように、脳卒中慢性期に薬剤（筋弛緩剤）の投与を行うと、痙性（痙縮）に伴う慢性期に薬剤（筋弛緩剤）の投与を実施すると、神経終末のシナプスで化学伝達物質（アセチリコリン）の放出が阻害され、α運動ニューロン１７０、γ運動ニューロン１７２を介した伸張反射の亢進現象が抑制される。これにより、α運動ニューロン１７０と求心性Ｉａ群繊維１７４とを繋ぐローカルループが切断される。尚、本発明では、薬剤投与による痙性緩和手段に限らず、後述する機能的電気刺激もしくは治療的電気刺激により筋収縮を起して痙性を緩和する痙性緩和手段を選択的に用いることが可能である。
【００７８】
〔回復過程４〕
このように、脳卒中慢性期においては、薬剤（筋弛緩剤）の投与によりα運動ニューロン１７０、γ運動ニューロン１７２を介した伸張反射の亢進現象が抑制された状態、すなわち筋肉の筋力が低下した状態で、動作補助装置Ｂの随意制御による運動訓練が可能であり、薬物投与による痙性緩和と共に動作補助装置Ｂのアシスト力が被訓練者Ａに付与されて運動することで神経系の繋がりが回復される。すなわち、図１０（Ｄ）に示されるように、薬剤投与に伴う痙性緩和効果により当該被訓練者Ａの痙性（痙縮）が緩和されるが、筋力の低下も伴うため、この痙性緩和の効果が得られる期間内に動作補助装置Ｂを用いたニューロリハビリテーションを行うことで、α運動ニューロン１７０が求心性Ｉａ群繊維１７４から離れて神経Ａ４に繋がるため、被訓練者Ａの運動機能の回復が可能となる。この運動機能回復は、薬剤投与に伴う痙性緩和効果と共に、前述した動作補助装置Ｂを用いたバイオフィードバックを有する双方向のサイバニック随意制御により実現可能となる。
【００７９】
〔痙性緩和装置の変形例〕
図１１は痙性緩和装置の変形例を示すブロック図である。図１１に示されるように、変形例の痙性緩和装置Ｃ'は、被訓練者Ａの麻痺対象部位（痙性箇所）の末梢神経に機能的電気刺激（ＦＥＳ：Ｆｕｎｃｔｉｏｎａｌ  Ｅｌｅｃｔｒｉｃａｌ  Ｓｔｉｍｕｌａｔｉｏｎ）もしくは治療的電気刺激（ＴＥＳ：Ｔｈｅｒａｐｅｕｔｉｃ  Ｅｌｅｃｔｒｉｃ  Ｓｔｉｍｕｌａｔｉｏｎ）を付与するための物理療法手段であり、認証・電気刺激条件設定部Ｃ７と、痙性緩和手段Ｃ８とを有する。
【００８０】
認証・電気刺激条件設定部Ｃ７は、入力操作部Ｃ４の操作により入力された医師又は理学療法士の認証データ（ＩＤ・パスワード）、及び医師又は理学療法士の診断に基づいて入力された電気刺激条件（刺激周波数、パルス幅、パルス波形・変調、電圧などの条件）を設定する。
【００８１】
また、痙性緩和手段Ｃ８は、電気刺激により筋収縮を起して痙性を緩和する手段であり、刺激周波数調整部Ｃ８−１と、パルス幅調整部Ｃ８−２と、パルス波形・変調調整部Ｃ８−３と、電圧調整部Ｃ８−４と、電気刺激信号生成部Ｃ８−５と、電極Ｃ８−６とを有する。刺激周波数調整部Ｃ８−１は、電気刺激の刺激周波数を認証・電気刺激条件設定部Ｃ７により設定された周波数に調整する。パルス幅調整部Ｃ８−２は、電気刺激のパルス幅を認証・電気刺激条件設定部Ｃ７により設定されたパルス幅に調整する。パルス波形・変調調整部Ｃ８−３は、電気刺激のパルス波形を認証・電気刺激条件設定部Ｃ７により設定されたパルス波形に調整する。電圧調整部Ｃ８−４は、電気刺激の電圧を認証・電気刺激条件設定部Ｃ７により設定された任意の電圧に調整する。
【００８２】
電気刺激信号生成部Ｃ８−５は、刺激周波数調整部Ｃ８−１、パルス幅調整部Ｃ８−２、パルス波形・変調調整部Ｃ８−３、電圧調整部Ｃ８−４により刺激周波数、パルス幅、パルス波形・変調、電圧を調整された電気信号を電極Ｃ８−６に出力する。電極Ｃ８−６は、被訓練者Ａの麻痺対象部位の皮膚に貼り付けられており、痙性（痙縮）が発生しているものと思われる筋肉に電気刺激を印加する。これにより、被訓練者Ａの麻痺による痙性を緩和すると共に、痙性（痙縮）の発症に伴う痙攣の症状も緩和されるため、生体信号検出センサ１１０、１１２による生体信号の検出精度が向上する。また、電極Ｃ８−６は皮膚に貼り付けるものに限らず、体外から皮膚を貫通し、刺激する神経近くまで伸ばすものや、神経近くに埋め込んだ素子に、体外からの非接触操作に応じて刺激を印加させるものなど、複数の方法から選定することができる。
【００８３】
〔痙性緩和装置の変形例による痙性緩和制御処理２〕
図１２は痙性緩和制御処理２のフローチャートである。図１２に示されるように、変形例の制御部Ｃ２は、Ｓ６１において、医師又は理学療法士による機能的電気刺激（ＦＥＳ）もしくは治療的電気刺激（ＴＥＳ）の許可信号が入力されたか否かを判定しており、許可信号が入力された場合（ＹＥＳの場合）、Ｓ６２に進む。Ｓ６２では、入力操作部Ｃ４の操作により設定された電気刺激の条件（刺激周波数、パルス幅、パルス波形・変調、電圧などの条件）を認証・電気刺激条件設定部Ｃ７から読み込む。
【００８４】
続いて、Ｓ６３に進み、入力操作部Ｃ４の操作により入力された認証データ（ＩＤ・パスワード）を読み込み、データベースの登録認証データと照合する。次のＳ６４では、入力された認証データがデータベースの登録認証データと合致するか否かを判定する。Ｓ６４において、入力された認証データがデータベースの登録認証データと合致しないと判定された場合（ＮＯの場合）、当該操作者が予め登録されていない無資格者と判断してＳ６５に進み、認証データエラーを報知する。そして、Ｓ６３に戻り、認証データの再入力を行う。
【００８５】
また、上記Ｓ６４において、入力された認証データがデータベースの登録認証データと合致したと判定された場合（ＹＥＳの場合）、当該操作者が予め登録された有資格者と判断してＳ６６に進み、電気刺激の条件（刺激周波数、パルス幅、パルス波形・変調、電圧などの条件）を刺激周波数調整部Ｃ８−１、パルス幅調整部Ｃ８−２、パルス波形・変調調整部Ｃ８−３、電圧調整部Ｃ８−４に出力して電気刺激を開始する。すなわち、電気刺激信号生成部Ｃ８−５から、刺激周波数調整部Ｃ８−１、パルス幅調整部Ｃ８−２、パルス波形・変調調整部Ｃ８−３、電圧調整部Ｃ８−４により調整された刺激周波数、パルス幅、パルス波形・変調、電圧の電気信号が電極Ｃ８−６に出力される。この電気刺激により、被訓練者Ａの麻痺による痙性を緩和すると共に、痙性（痙縮）の発症に伴う痙攣の症状も緩和される。
【００８６】
次のＳ６７では、タイマＴによる計時がスタートし、Ｓ６８において、タイマＴのカウント値Ｔが予め設定された任意の時間Ｔ２（例えば、数秒〜数十秒）に達したか否かを判定する。Ｓ６８において、タイマＴのカウント値Ｔが時間Ｔ２に達した場合（ＹＥＳの場合）、Ｓ６９に進み、電気刺激を停止する。尚、時間Ｔ２は、電気刺激の印加時間であり、予め医師又は理学療法士の診断に基づいて設定される。
【００８７】
続いて、Ｓ７０では、生体信号検出センサ１１０、１１２に検出された生体信号を読み込み、Ｓ７１において、生体信号（ＢＥＳ）のレベルが閾値Ｘ３より小さい値か否かを判定する。電気刺激が電極Ｃ８−６から被訓練者Ａの麻痺部位に印加されて痙性（痙縮）が緩和されて痙攣が抑制された場合、生体信号の検出レベルが低下する。そのため、Ｓ７１において、生体信号のレベルが閾値Ｘ３より大きい値の場合（ＮＯの場合）、上記Ｓ６６に戻り、電気刺激の印加を再度実行する。
【００８８】
また、Ｓ７１において、生体信号のレベルが閾値Ｘ３より小さい値の場合（ＹＥＳの場合）、Ｓ７２に進み、予め設定された所定回数Ｎに達したか否かをチェックする。Ｓ７２において、生体信号のレベルが閾値Ｘ３より小さい値の回数が所定回数Ｎに達していない場合（ＮＯの場合）、上記Ｓ６６に戻り、Ｓ６６〜Ｓ７２の処理を繰り返す。
【００８９】
また、上記Ｓ７２において、生体信号のレベルが閾値Ｘ３より小さい値の回数が所定回数Ｎに達した場合（ＹＥＳの場合）、Ｓ７３に進み、電気刺激により痙性緩和の効果が得られた判定する。続いて、Ｓ７４に進み、動作補助装置Ｂに対してニューロリハビリテーションの許可信号を無線通信機Ｃ３より送信する。
【００９０】
このように、電気刺激により痙性を緩和させながら動作補助装置Ｂによるニューロリハビリテーションを行うことで、前述した図１０（Ａ）〜（Ｄ）に示す筋紡錐Ａ４における運動機能回復が可能となる。
【００９１】
〔装着式動作補助装置の変形例１〕
図１３（Ａ）（Ｂ）は装着式動作補助装置の変形例１の装着状態を示す斜視図である。図１３（Ａ）に示されるように、変形例１の動作補助装置２００は、第１の駆動ユニット２０と、第２の駆動ユニット２２０とを組み合わせた構成である。第１の駆動ユニット２０は、前述した実施例の場合と同様に膝関節駆動用であり、第２の駆動ユニット２２０は、股関節駆動用である。図１３（Ａ）において、被訓練者Ａの左脚に装着される動作補助装置２００の構成を図示しているが、被訓練者Ａの右脚にも同様な駆動ユニット２０（図５中、一点鎖線で示す）が装着されることもある。なお、右脚の動作補助装置の図示は省略する。また、動作補助装置２００は、被訓練者Ａの歩行訓練を行うことが可能であり、両脚の筋力が低下している場合でも各伝達部材が被装着者Ａの体重を支えることが可能なため、被訓練者Ａが歩行訓練中にバランスを崩さないように補助することができる。
【００９２】
第２の駆動ユニット２２０は、左股関節の側方に配されたモータ３０Ａと、腰ベルト６０の左側に設けられた挿通部６４に挿通される第３の伝達部材２３０と、第１の伝達部材４０に連結された第４の伝達部材２４０とを有する。第２の駆動ユニット２２０のモータ３０Ａは、第１の駆動ユニット２０のモータ３０と共通である。
【００９３】
第３の伝達部材２３０は、例えばステンレス等の金属またはカーボンファイバ（炭素繊維）などにより形成されており、全長が当該被訓練者Ａの股関節の高さ位置に応じた寸法のものが選択される。また、第３の伝達部材２３０は、下端がモータ３０Ａの第１の結合部３６に結合され、上端が腰ベルト６０の挿通部６４に保持される。従って、第３の伝達部材２３０は、被訓練者Ａの腰（第１の身体部位）にモータ３０Ａのトルクを伝達するように取り付けられている。
【００９４】
第４の伝達部材２４０は、例えばステンレス等の金属またはカーボンファイバ（炭素繊維）などにより細長い板状に形成され、上端にはモータ３０Ａの第２の結合部３８に結合される。また、第４の伝達部材２４０の下端は、第１の伝達部材４０の連結部材４８に連結される。すなわち、第４の伝達部材２４０は、被訓練者Ａの左大腿部（第２の身体部位）にモータ３０Ａのトルクを伝達するように取り付けられている。
【００９５】
変形例１の動作補助装置２００は、膝関節駆動用の第１の駆動ユニット２０と、股関節駆動用の第２の駆動ユニット２２０とを第１の伝達部材４０及び第４の伝達部材２４０により結合した構成であり、複数のモータ３０、３０Ａが各関節をアシストするように駆動制御することが可能になる。尚、変形例１の場合、左膝関節の動作をアシストするための生体信号検出センサ１１０、１１２を被訓練者Ａの左大腿部の皮膚に貼り付けると共に、左股関節の動作をアシストするための生体信号検出センサ１１４、１１６を左股関節の前後の部位にも貼り付ける。また、右脚も左脚と同様に、各生体信号センサ（図示せず）が貼り付けられる。
【００９６】
これにより、第１の駆動ユニット２０のモータ３０は、生体信号検出センサ１１０，１１２により検出された生体電位（生体信号）の検出信号に基づいてトルクの大きさ及び回動角度を制御される。また、第２の駆動ユニット２２０のモータ３０Ａは、左股関節の前後に貼り付けられた生体信号検出センサ１１４、１１６により検出された生体電位（生体信号）の検出信号に基づいてトルクの大きさ及び回動角度を制御される。
【００９７】
このように、動作補助装置２００は、被訓練者Ａの意思に応じて複数の駆動ユニット２０、２２０を連結する構成とすることで、モータ３０、３０Ａのトルク（アシスト力）による左膝関節と左股関節の運動機能回復訓練を行うことが可能となる。
【００９８】
さらに、運動機能回復訓練に用いる制御情報として足の裏に作用する荷重及び重心位置を用いることもできる。図１３（Ａ）に示されるように、足首に装着される締結部材９２の床面に接する足の裏側（足底側）に設けられた床反力センサ２６０、又は図１３（Ｂ）に示されるように、専用靴２５０の靴底に設けられた一対の床反力センサ２６０により検出された荷重検出信号、及び各荷重検出信号に基づく重心位置のデータがデータ格納部１４６の基準パラメータデータベース１４８に格納される。そして、フェーズ特定部１５２では、基準パラメータデータベース１４８から取得した基準パラメータの関節角度と荷重とを比較することにより、被訓練者Ａの動作のフェーズを特定する。
【００９９】
また、専用靴２５０を用いて歩行訓練を行う場合、第２の伝達部材５０は下端に形成された被保持部５８が専用靴２５０の側面連結部２５２に上方から挿入されて専用靴２５０に連結させる。そして、床反力センサ２６０により検出された床反力検出信号は、有線あるいは無線にて制御装置Ｂ４に送信する。
【０１００】
従って、変形例１では、上記動作補助装置２００を被訓練者Ａに装着すると共に、前述した痙性緩和装置Ｃ、Ｃ'により被訓練者Ａの痙性を緩和することにより、前述した実施形態と同様にニューロリハビリテーションを行うことが可能になる。すなわち、痙性緩和装置Ｃ、Ｃ'により痙性を緩和させながら動作補助装置２００によるニューロリハビリテーションを行うことで、前述した図１０（Ａ）〜（Ｄ）に示す筋紡錐Ａ４における神経機能回復が可能となる。
【０１０１】
尚、変形例１の動作補助装置２００を用いた場合も、前述した実施形態と同様に、図１，図２に示す制御系により図３、図８、図９に示す制御処理、あるいは図１１に示す制御系により図１２に示す制御処理を実行する。
【０１０２】
〔装着式動作補助装置の変形例２〕
図１４は装着式動作補助装置の変形例２の装着状態を示す斜視図である。図１４は変形例２の装着状態を示す斜視図である。図１６に示されるように、変形例２の動作補助装置３００は、被訓練者Ａの右腕の肘関節をアシストする駆動ユニット３１０を有する。駆動ユニット３１０は、右肘関節の側方に配置されたモータ３０と、右肘関節より上方の上腕に沿うように配された第１の伝達部材４０と、右肘関節より下方の下腕に沿うように配された第２の伝達部材５０とを有する。モータ３０は、前述した実施形態及び変形例１のモータと同じ構成であり、共通化が図られている。
【０１０３】
第１の伝達部材４０は、被訓練者Ａの右上腕（第１の身体部位）に締結部材８０、８２を介して締結され、第２の伝達部材５０は被訓練者Ａの右下腕（第２の身体部位）に締結部材９０、９２を介して締結される。また、第１の伝達部材４０及び第２の伝達部材５０は、前述した実施例と同じ構成のものであり、全長が当該被訓練者Ａの腕の長さに応じた寸法に形成されている。
【０１０４】
被訓練者Ａの上腕の前側及び後側には、生体信号検出センサ１１８、１１９が貼り付けられている。そのため、被訓練者Ａが右肘関節を回動させようとすると、生体信号検出センサ１１８，１１９が上腕の生体電位（生体信号）の検出信号を出力する。そして、駆動ユニット３１０のモータ３０は、前述した駆動ユニット２０と同様に、制御装置Ｂ４により生体信号検出センサ１１８，１１９により検出された上腕の生体電位（生体信号）の検出信号に基づいてトルクの大きさ及び回動角度を制御される。
【０１０５】
このように、動作補助装置３００は、被訓練者Ａの意思に応じて駆動ユニット３１０のモータ３０のトルク（アシスト力）による右腕の肘関節の運動機能回復訓練を行うことが可能となる。駆動ユニット３１０は、前述した他の駆動ユニット２０、２２０と基本的に同じ構成であり、モータ３０が共通化されている。そのため、当該被訓練者Ａの腕の長さに合わせて第１の伝達部材４０及び第２の伝達部材５０の全長を適宜選択すれば良い。
【０１０６】
また、変形例２の動作補助装置３００は、肘関節を駆動する駆動ユニット３１０を有する構成であるが、さらに被訓練者Ａの肩関節を駆動する駆動ユニットを連結することも可能である。また、被訓練者Ａの左右両腕に動作補助装置３００を装着して両腕の運動機能回復訓練を行うことも可能である。
【０１０７】
従って、変形例２では、上記動作補助装置３００を被訓練者Ａに装着すると共に、前述した痙性緩和装置Ｃ、Ｃ'により被訓練者Ａの痙性を緩和することにより、前述した実施形態と同様にニューロリハビリテーションを行うことが可能になる。すなわち、痙性緩和装置Ｃ、Ｃ'により痙性を緩和させながら動作補助装置３００によるニューロリハビリテーションを行うことで、前述した図１０（Ａ）〜（Ｄ）に示す筋紡錐Ａ４における神経機能回復が可能となる。
【０１０８】
尚、変形例２の動作補助装置３００を用いた場合も、前述した実施形態と同様に、図１，図２に示す制御系により図３、図８、図９に示す制御処理、あるいは図１１に示す制御系により図１２に示す制御処理を実行する。
【０１０９】
〔装着式動作補助装置の変形例３〕
図１５は装着式動作補助装置の変形例３を示す斜視図である。図１５に示されるように、動作補助装置４００は、左右脚に装着される各伝達部材が一体に形成された一体型であり、被訓練者Ａの腰に装着される腰支持体４３０と、腰支持体４３０の右側から下方に設けられた右脚補助伝達部４５４と、腰支持体４３０の左側から下方に設けられた左脚補助伝達部４５５とを有する。尚、動作補助装置４００は、腰支持体４３０と、右脚補助伝達部４５４と、左脚補助伝達部４５５とが一体な構成であるので、被訓練者Ａが両脚の筋力が低下している場合でも各伝達部４５４、４５５が被装着者Ａの体重を支えることが可能なため、被訓練者Ａが歩行訓練中にバランスを崩さないように補助することができる。また、装着者の片脚が健常である場合などには、左右いずれか一方の脚のみに装着するタイプの、いわば変形例３の片脚型を用いることもできる。具体的には、いずれかの脚部（腰部連結機構５００から下方の第３の伝達部材４６２まで）の部分一式が除かれた状態のものである。
【０１１０】
腰支持体４３０は、例えば剛性を有するジュラルミンやアルミ合金などの金属材により形成された腰サポート部４１０を有しており、その背面内側には、被訓練者Ａの腰背面側との隙間をなくして密着するフィッティング部４３１が取り付けられている。そして、フィッティング部４３１は、スポンジ又は低反発樹脂材などからなり、被訓練者Ａの腰背面側に当接して被訓練者Ａの腰を保護する。
【０１１１】
右脚補助伝達部４５４と左脚補助伝達部４５５とは、左右対称に配置されており、腰支持体４３０に連結された腰部連結機構５００と、腰部連結機構５００より下方に延在し被訓練者Ａの腿側方に沿うように形成された第１の伝達部材４５８と、第１の伝達部材４５８より下方に延在し被訓練者Ａの脛側方に沿うように形成された第２の伝達部材４６０と、被訓練者Ａの脚の裏（靴を履く場合には、靴底）が載置される第３の伝達部材４６２とを有する。
【０１１２】
腰部連結機構５００の下端と第１の伝達部材４５８の上端との間には、軸受構造とされた第１関節４６４が介在しており、腰部連結機構５００と第１の伝達部材４５８とを回動可能に連結している。この第１関節４６４は、股関節と一致する高さ位置に設けられており、腰部連結機構５００が第１関節４６４の支持側に締結され、第１の伝達部材４５８が第１関節６４の回動側に締結されている。また、第１関節４６４は、駆動モータ４２０，４２２が内蔵されたモータユニットを構成しており、第１関節６４と駆動モータ４２０，４２２とは外観上一体化されている。
【０１１３】
また、第１の伝達部材４５８の下端と第２の伝達部材４６０の上端との間には、軸受構造とされた第２関節４６６が介在しており、第１の伝達部材４５８と第２の伝達部材４６０とを回動可能に連結している。この第２関節４６６は、膝関節と一致する高さ位置に設けられており、第１の伝達部材４５８が第２関節４６６の支持側に締結され、第２の伝達部材４６０が第２関節４６６の回動側に締結されている。また、第２関節４６６には、駆動モータ４２４，４２６が内蔵されたモータユニットを構成しており、第２関節４６６と駆動モータ４２４，４２６とは外観上一体化されている。
【０１１４】
また、第２の伝達部材４６０の下端と第３の伝達部材４６２の上端との間には、軸受構造とされた第３関節４６８が介在しており、第２の伝達部材４６０と第３の伝達部材４６２とを回動可能に連結している。そして、第３の伝達部材４６２の内側には、被訓練者Ａの足を装着する靴４８４が固定されている。
【０１１５】
従って、第１の伝達部材４５８及び第２の伝達部材４６０は、腰支持体４３０に固定された腰部連結機構５００に対して第１関節４６４及び第２関節４６６を回動支点とする歩行動作を行えるように取り付けられている。すなわち、第１の伝達部材４５８及び第２の伝達部材４６０は、被訓練者Ａの脚と同じ動作を行えるように構成されている。また、第３関節４６８は、被訓練者Ａの足首の側方に位置するように設けられている。そのため、靴４８４は、第３関節４６８の回動動作により歩行動作に応じて被訓練者Ａの足首と同じように床面（または地面）に対する角度が変化する。
【０１１６】
また、第１関節４６４及び第２関節４６６は、駆動モータ４２０，４２２，４２４，４２６の回転軸が、ギヤを介して被駆動側となる第１の伝達部材４５８、第２の伝達部材４６０に駆動トルクを伝達するように構成されている。
【０１１７】
さらに、駆動モータ４２０，４２２，４２４，４２６は、関節回動角度を検出する角度センサ（図示せず）を有する。この角度センサは、例えば、第１関節４６４及び第２関節４６６の関節角度に比例したパルス数をカウントするロータリエンコーダなどからなり、関節回動角度に応じたパルス数に対応した電気信号をセンサ出力として出力する。
【０１１８】
第１関節４６４の角度センサは、被訓練者Ａの股関節の関節角度に相当する腰支持体４３０と第１の伝達部材４５８との間の回動角度を検出する。また、第２関節４６６の角度センサは、被訓練者Ａの膝関節の関節角度に相当する第１の伝達部材４５８の下端と第２の伝達部材４６０との間の回動角度を検出する。
【０１１９】
また、第１の伝達部材５８の長手方向の中間位置には、被訓練者Ａの腿に締結されるベルト状の腿締結部材４７８が取り付けられている。腿締結部材４７８の内面側には、被訓練者Ａの腿との隙間をなくして密着するフィッティング部４７９が取り付けられている。
【０１２０】
また、第２の伝達部材４６０の長手方向の中間位置には、被訓練者Ａの膝下の脛に締結されるベルト状の脛締結部材４８０が取り付けられている。脛締結部材４８０の内面側には、被訓練者Ａの脛との隙間をなくして密着するフィッティング部４８１が取り付けられている。
【０１２１】
従って、駆動モータ４２０，４２２，４２４，４２６で発生された駆動トルクは、ギヤを介して第１の伝達部材４５８、第２の伝達部材４６０に伝達され、さらに腿締結部材４７８、脛締結部材４８０を介して被訓練者Ａの脚にアシスト力として伝達される。
【０１２２】
また、第２の伝達部材４６０の下端には、第３関節４６８を介して靴４８４が回動可能に連結されている。尚、第１の伝達部材４５８及び第２の伝達部材４６０は、被訓練者Ａの脚の長さに応じた長さに調整されている。
【０１２３】
各伝達部材４５８，４６０，４６２は、夫々ジュラルミン等の軽量化された金属材の周囲を弾性を有する樹脂材で覆うように構成されており、被訓練者Ａの体重及び腰支持体４３０、バッテリ、制御ユニット（共に図示せず）等の質量を支えることができる。すなわち、動作補助装置４００は、腰支持体４３０、バッテリ、制御ユニットの質量が被訓練者Ａに作用しないように構成されている。
【０１２４】
腰支持体４３０は、内周面中央に被訓練者Ａの腰後部（背面）に当接するフィッティング部４３１を有する金属材からなる腰サポート部４１０と、腰サポート部４１０の両端にヒンジを介して連結されたベルト５２０，５２１と、一方のベルト５２０の端部に取り付けられたバックル５２２と、他方のベルト５２１の端部に取り付けられた係止用金具５２４とを有する。
【０１２５】
腰支持体４３０を被訓練者Ａの腰に装着する際は、腰サポート部４１０の内側に設けられたフィッティング部４３１に腰の背面側を当接させた状態でバックル５２２の挿入口に係止用金具５２４を挿入して係止させる。そして、ベルト５２０，５２１の長さを被訓練者Ａのお腹の大きさに応じた長さに調整する。これにより、腰支持体４３０は、被訓練者Ａの腰回りの外周にほぼ密着した保持状態となる。また、バックル５２２は、自動車のシートベルトと同様な構成になっており、係止解除部を操作することにより係止用金具５２４の係止を解除することができるように構成されている。
【０１２６】
従って、変形例３では、上記動作補助装置４００を被訓練者Ａに装着すると共に、前述した痙性緩和装置Ｃ、Ｃ'により被訓練者Ａの痙性を緩和することにより、前述した実施形態と同様にニューロリハビリテーションを行うことが可能になる。すなわち、痙性緩和装置Ｃ、Ｃ'により痙性を緩和させながら動作補助装置４００によるニューロリハビリテーションを行うことで、前述した図１０（Ａ）〜（Ｄ）に示す筋紡錐Ａ４における神経機能回復が可能となる。
【０１２７】
尚、変形例３の動作補助装置４００を用いた場合も、前述した実施形態と同様に、図１，図２に示す制御系により図３、図８、図９に示す制御処理、あるいは図１１に示す制御系により図１２に示す制御処理を実行する。
【符号の説明】
【０１２８】
Ａ  被訓練者
Ａ１  脳
Ａ２  脊髄
Ａ３  神経
Ａ４  筋紡錘
Ａ５  筋肉
Ａ５−１  錐外筋
Ａ６  関節
Ｂ  装着式動作補助装置
Ｂ１  生体信号検出センサ
Ｂ２  角度センサ
Ｂ３  データ格納部
Ｂ４  制御装置
Ｂ５  電力増幅部
Ｂ６  駆動部
Ｂ７  無線通信機
Ｃ、Ｃ'  痙性緩和装置
Ｃ１  痙性緩和手段
Ｃ１−１  薬剤貯蔵部
Ｃ１−２  薬剤計量部
Ｃ１−３  薬剤注入部
Ｃ２  制御部
Ｃ３  無線通信機
Ｃ４  入力操作部
Ｃ５  認証・薬剤投与量設定部
Ｃ６  タイマ
Ｃ７  認証・電気刺激条件設定部
Ｃ８  痙性緩和手段
Ｃ８−１  刺激周波数調整部
Ｃ８−２  パルス幅調整部
Ｃ８−３  パルス波形・変調調整部
Ｃ８−４  電圧調整部
Ｃ８−５  電気刺激信号生成部
Ｃ８−６  電極
１０  訓練システム
２０  駆動ユニット
３０、３０Ａ  モータ
３６  第１の結合部
３８  第２の結合部
４０  第１の伝達部材
５０  第２の伝達部材
６０  腰ベルト
６２  支持部
７２、７４  カフ
８０、８２、９０、９２  締結部材
８１、８３、９１、９３  挿通部
８４、８６  ベルト
１０２  バッテリ
１１０、１１２、１１４、１１６、１１８、１１９  生体信号検出センサ
１４２  物理現象検出部
１４４  生体信号検出部
１４８  基準パラメータデータベース
１５０  指令信号データベース
１５２  フェーズ特定部
１５４  随意的制御部
１５６  ゲイン変更部
１６０  自律的制御部
１７０  α運動ニューロン
１７２  γ運動ニューロン
１７４  求心性Ｉａ群繊維
１７６  求心性ＩＩ群繊維
１７８  核鎖線維（錐内筋）
１８０  核袋線維（錐内筋）
１８２  感覚神経終末
２００、３００、４００  動作補助装置
２２０  第２の駆動ユニット
２３０  第３の伝達部材
２４０  第４の伝達部材
２５０  専用靴
２６０  床反力センサ
３１０  駆動ユニット
４１０  腰サポート部
４２０、４２２、４２４、４２６  駆動モータ
４３０  腰支持体
４３１  フィッティング部
４５４  右脚補助伝達部
４５５  左脚補助伝達部
４５８  第１の伝達部材
４６０  第２の伝達部材
４６２  第３の伝達部材
４６４  第１関節
４６６  第２関節
４６８  第３関節
４７８  腿締結部材
４７９、４８１  フィッティング部
４８０  脛締結部材
４８４  靴
５００  腰部連結機構
【図１】
2014124399.tif 000003
【図２】
2014124399.tif 000004
【図３】
2014124399.tif 000005
【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
2014124399.tif 000009
【図８】
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【図９】
2014124399.tif 000011
【図１０】
2014124399.tif 000012
【図１１】
2014124399.tif 000013
【図１２】
2014124399.tif 000014
【図１３】
2014124399.tif 000015
【図１４】
2014124399.tif 000016
【図１５】
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