JP6541776B2 - モデル動物の機能改善評価装置および神経細胞培養装置 - Google Patents

Description

本発明は、神経細胞培養装置に関し、例えばラットの歩行運動に伴う生理機能および運動機能の評価装置に適用して好適なるものである。

心電位、脳波、眼電位、筋電位等の生体電位信号を計測することで取得される心電図、脳電図、眼電図、筋電図等は、医療において被験者や患者（以下「被計測者」と総称する）の容態を把握する上で重要な生体情報である。

例えば、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現れる。近年、このような脳・神経系の疾患状態にある被計測者のニューロ・リハビリテーションを行う訓練システムとして、装着式動作補助装置を用いて被計測者の運動機能回復のための訓練を行うものが開示されている（例えば、特許文献１参照）。

この装着式動作補助装置は、当該被計測者が筋肉を動かす際に発生する生体電位信号を検出し、この検出された生体電位信号に基づいてモータの駆動トルクを制御して当該被計測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計測者の場合でも、当該被計測者から生体電位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。

特開２００８−２６４５０９号公報

ところで、ヒト疾患の発症機構を解明し、その治療方法及び治療薬剤を開発するにあたって、そのヒト疾患と酷似した病態を示すモデル動物を利用した動物実験が重要な役割を果たす。このようなモデル動物としては、一般的に用いられている哺乳動物である限り、特に限定されるものではないが、例えば、ラット、マウス、ハムスターまたはモルモット等を用いることが望ましい。

上述の生体電位信号に基づく訓練システムについても、モデル動物を使用することによって神経や筋疾患の発症機構の解明、さらにその治療方法及び治療薬剤の開発ができれば非常に望ましい。

しかし、モデル動物は哺乳動物という点では人間と共通するものの、身体のサイズが数分の１倍から約200分の１倍までと非常に小さい。これに加えて、モデル動物と人間とは脊柱（椎骨連結体）の力学的負荷に対する機能が全く異なる。すなわち人間は二足歩行で脊柱が直立するのに対して、モデル動物は大半が四足歩行で脊柱も水平に向いている。

このような相違に起因して、人間向けに開発された装着式動作補助装置を単に縮小サイズに設計変更するだけでは、モータの駆動トルクの伝達機構や生体電位信号の取得方法などがモデル動物に適合しないため、独自かつ特有の構成等が必要となる。

このため、人間向けの生体電位信号に基づく支援システムを単純に改良設計しただけで、小型四足の哺乳動物であるモデル動物に適用することは非常に困難となる問題があった。

本発明は以上の点を考慮してなされたもので、哺乳類のモデル動物に対しても、比較的簡易な構成で人間と同様に生体信号に基づくフィードバック制御を行い得るモデル動物の機能改善評価装置および神経細胞培養装置を提案しようとするものである。

かかる課題を解決するため本発明においては、哺乳類のモデル動物の所望の体内部位に移植され、培養基材上に神経細胞と当該神経細胞の神経突起の伸長方向をガイドするガイド部材とを配置する移植用モジュールと、上記移植用モジュールよりも上位の中枢側を少なくとも含み、上記体内部位を中心に放射状に複数箇所に取り付けられ、当該体内部位を基準に神経活動電位をそれぞれ検出する電位検出部と、上記モデル動物の各脚部の足先を保持する保持部に連結され、当該保持部が上記モデル動物の自然な歩行動作パターンと同一または近似する軌道を揺動するように、上記駆動源の動力を当該保持部に伝達する動作伝達機構部と、上記保持部が接触可能に位置合わせされた歩行ベルトを有し、ロールの回転に応じて当該歩行ベルトを循環するように移動するトレッドミルと、上記電位検出部により検出された上記各神経活動電位に基づいて、上記モデル動物の意思に従った動力を駆動源に発生させながら、当該各神経活動電位の変化を測定する制御部と、を備え、制御部は、動作伝達機構部に連結された保持部の揺動状態に基づいて、駆動源の動力を制御するとともに、モデル動物の歩行動作に合わせて、歩行ベルトの移動速度を制御しながら、モデル動物の体内部位に埋め込まれた移植用モジュールにおいて神経細胞を培養させると同時に、各神経活動電位の変化の測定結果に基づいて当該神経細胞がどのように細胞活動しているかを調べるようにした。

かかる構成によれば、モデル動物の脚骨格と動作伝達機構部の伝達機構とを組み合わせて、駆動源の動力の作用端点をモデル動物の足先に連結させて、当該モデル動物の歩行動作を補助（アシスト）することができる。この結果、モデル動物に駆動源を外骨格として装着させることなく、モデル動物の体内部位（脊髄や脳神経の損傷または断裂箇所）を基準に検出される神経活動電位に基づいて、モデル動物の意思に応じた随意制御と歩行動作を実現する自律制御をフィードバックさせながら、当該体内部位に埋め込んだ移植用モジュールにおいて神経細胞を培養させることができる。

また本発明においては、制御部は、モデル動物の体内部位に配置した電極の神経活動電位と、当該体内部位に対応する筋肉表面に配置した皮下埋め込み型電極の神経活動電位とを比較し、当該比較結果に基づいて、体内部位の修復度合いを推定する。

この結果、対象となる体内部位に埋め込んだ移植用モジュールにおける神経細胞の細胞活動を損傷箇所の修復度合いと併せて詳細にモニタリングすることができる。

さらに本発明においては、電位検出部と同一部位に設けられ、上記制御部からの信号に基づいて上記モデル動物に対して矩形波電流による電気刺激を与える生体刺激付与部を備え、上記制御部は、上記生体刺激付与部による電気刺激に対して反射した活動電位を計測しながら、当該活動電位と上記神経細胞の細胞活動との関係に基づいて、電気刺激の刺激頻度を制御することにより、神経細胞の伸長の指向性を制御する。この結果、体内部位（例えば脊髄）が断裂している場合でも、その断裂部位よりも末梢側の部位を動作させたり、感覚を取得することができる。

さらに本発明においては、モデル動物の各脚部の足先を保持する保持部に設けられ、当該モデル動物の歩行動作に応じた重心位置を検知する重心位置検知部と、モデル動物を昇降自在に吊り上げて、当該モデル動物の各脚部の足先への荷重を免荷する免荷装置とを備え、制御部は、モデル動物の重心位置に基づいて、免荷装置による免荷量を制御するようにした。

さらに本発明においては、動作伝達機構は、自由度１の多節リンク機構を有し、駆動源の回転運動の全部または一部を擬似直線運動または真性直線運動に変換するようにした。

さらに本発明においては、動作伝達機構は、モデル動物の腰に装着される腰フレームと、腰フレームの右側部及び左側部からそれぞれ下方に設けられ、モデル動物の股関節に対応する位置で回動自在に連結された第１フレームと、各第１フレームから下方に設けられ、モデル動物の膝関節に対応する位置で回動自在に連結された第２フレームとを備え、駆動源の出力が、第腰フレーム及び第１フレームの連結部位と、第１フレーム及び第２フレームの連結部位とにそれぞれ伝達されるようにした。

本発明によれば、モデル動物に駆動源を外骨格として装着させることなく、モデル動物の体内部位を基準に検出される神経活動電位に基づいて、モデル動物の意思に応じた随意制御と歩行動作を実現する自律制御をフィードバックさせながら、当該体内部位に埋め込んだ移植用モジュールにおいて神経細胞を培養させる神経細胞培養装置を構築することが可能となる。

本発明の実施形態に係るラットの機能改善評価装置の外観斜視図である。 同実施形態に係る機能改善評価装置にラットをセッティングした状態の説明に供する概念図である。 同実施形態に係る機能改善評価装置の制御系統の構成を示すブロック図である。 同実施形態に係るラットの脚骨格の機能構成を示す概念図である。 同実施形態に係る４節リンク機構を示す概念図である。 同実施形態に係るチェビシェフの第１近似直線運動機構の説明に供する概念図である。 他の実施形態に係るポースリエ機構の説明に供する概念図である。 本実施形態に係る神経細胞の培養方法を説明するための概略図である。 本実施形態に係る培養方法によって培養された神経細胞を、神経細胞損傷箇所に適用する方法の一例を説明するための概略図である。 本実施形態に係る神経細胞の位相差顕微鏡写真の一例である。 本実施形態に係る神経細胞の位相差顕微鏡写真および蛍光顕微鏡写真の他の例である。 本実施形態に係る神経細胞の位相差顕微鏡写真および蛍光顕微鏡写真の他の例である。 本実施形態に係る神経細胞の培養方法の第１変形例を説明するための概念図である。 本実施形態に係る神経細胞の培養方法の第２変形例を説明するための概念図である。 本実施形態に係る神経細胞の培養方法の第３変形例を説明するための概念図である。 本実施形態に係る培養方法によって培養された神経細胞を、神経細胞損傷箇所に適用する方法の第２変形理を説明するための概略図である。 他の実施形態に係るラットの機能改善評価装置の外観斜視図である。 同実施形態に係る機能改善評価装置にラットをセッティングした状態の説明に供する概念図である。 同実施形態に係る機能改善評価装置の制御系統の構成を示すブロック図である。

以下図面について、本発明の一実施の形態を詳述する。

（１）機能改善評価方法の原理
本発明の機能改善評価方法は、トレッドミル上で脊髄損傷があるラットを歩行させながら、後述する歩行動作補助装置を用いて、当該ラットが筋肉を動かす際に発生する生体電位信号を検出し、この検出された生体電位信号に基づいて当該ラットの歩行動作を補助（アシスト）する。

そのため、脊髄損傷により脚が麻痺しているラットの場合でも、当該ラットから生体電位信号が検出できれば、ラット自身の意思に基づいて動作補助装置を動作させて麻痺した脚のニューロ・リハビリテーションを効果的に行うことが可能になる。

また、ラットの脊髄が損傷した場合のみならず、ラットの脊髄が断裂し、脚まで神経がつながっていない場合でも、断裂部よりも上位側に電位検出用のセンサ（電極）を埋め込み、脳からの指令に基づく生体電位（神経活動電位）信号を検出すれば、動作補助装置により歩行動作を補助することができる。

具体的には、筋紡錘は、骨格筋の伸縮を感知しており、錘内筋線維と呼ばれる筋と、それに巻きついた数本の感覚神経終末、錘内筋線維を運動神経支配するガンマ運動ニューロンとから構成されている。また、筋紡錘は、骨格筋線維の間に散在し、それらと平行に並んでいるが、例えば眼球や指など細かくコントロールされた動きをする筋には多く存在する。そして、骨格筋に合わせて錘内筋線維が伸張すると、それに巻きついた感覚神経終末が刺激され固有感覚のインパルスを生じ、筋紡錘による神経活動電位信号が検出される。

このようにラットが自身の身体部位を動かしたり外部刺激に反応したりする際に、末梢系から中枢系へとフィードバックされる生体信号（例えば生体電位信号など）を検出してもよい。脳を含む中枢神経系と、脊髄、運動神経を通じて末梢系につながる神経回路とを通る生体信号等を、中枢系から末梢系に至る方向と、末梢系から中枢系に至る方向の両方で計測することができる。

この結果、脳から発せられた信号が正しく末梢系に届いたか、また末梢系からの情報が正しく脳へフィードバックされているか、確認することができる。このようにラットの歩行動作のアシストを介在させることによって、人工的に神経系ループを構築し、脳・神経系（中枢系）と筋骨格系（末梢系・身体）との間で体内・体外を通じたインタラクティブなバイオフィードバックが促されることにより機能改善を促進する技術を構築することが可能となる。

なお、ラットに埋設するセンサ（生体信号検出部）は、例えば、シリコーン基板と、シリコーン基板上に形成された金属材料とを有するマイクロセンサ（マイクロ電極）であり、金属材料には金、プラチナ等の耐腐食性の貴金属や又はこれらの合金が用いられる。センサは複数設けられ、グランド電位を検出するセンサや参照電位を検出するセンサを含む。

センサを、神経繊維が配置される空間部（貫通孔）を有する円筒型又はクランプ型センサとし、貫通孔の側面にセンサ部（金属部）を設けることで、センサと神経繊維との間の電気的接触を安定化し、神経繊維から神経活動電位を安定的に検出することができる。また、センサを、ニードル型センサとし、神経繊維に突き刺すようにしてもよい。

配線は、銅や金等の導体部と、導体部を覆う絶縁性樹脂材料とを有する。絶縁性樹脂材料には、シリコーン樹脂やポリウレタン樹脂等の柔軟性があり、生体適合性の高い材料を用いることができる。

センサは外科手術により体内に埋め込まれる。例えばセンサは中枢系または末梢系の軸索や樹状突起と接触するように配置される。

上記実施形態では、センサ（生体信号検出部）が神経活動電位を検出する例について説明したが、センサから生体組織に対して電気刺激を行ってもよい。また、歩行動作補助装置は、神経活動電位を検出するセンサと、生体組織に対して電気刺激を行うセンサとを備えていてもよい。例えば、電位検出用のセンサは、上行して上位の中枢（例えば脳）へ向かう経路（例えば脊髄上行路）において神経活動電位を検出する。電気刺激用のセンサ（生体刺激付与部）は、上位の中枢から下行する経路（例えば脊髄下行路）にて電気刺激を行う。これにより、脊髄が断裂している場合でも、断裂部よりも末端側の部位を動かしたり、感覚を取得したりすることができる。上行路において検出した神経活動電位に基づいて生体組織に与える電気刺激を決定し、刺激用センサから電気刺激を行ってもよい。

また本発明に用いることのできるモデル動物は、ヒトの疾患に対するモデル動物として一般的に用いられている哺乳類である限り、特に限定されるものではなく、ラット以外にも、例えば、マウスやハムスター、モルモット等を用いることができる。

（２）機能改善評価装置の全体構成
図１は、本発明の実施の形態にかかるラットの機能改善評価装置１の外観斜視図である。機能改善評価装置１は、基台２上にトレッドミル３および球状転動部４が並設され、当該トレッドミル３を基準として、基台２の下側に歩行動作補助装置５（図３）が内蔵されている。

トレッドミル３は、ローラ６ａ，６ｂの回転により循環するように移動する歩行ベルト７を有する。歩行ベルト７は水平に設置されている。モータ３ａ（図３）は伝達機構を介してローラ６ａ，６ｂを回転させることができる。ローラ６ａ，６ｂの回転速度を変化させることにより、歩行ベルト７の循環速度を変えることができる。また歩行ベルト７は、坂のように前後方向に傾斜させることができ、坂を急勾配にして歩行運動の負荷を大きくする一方、水平に近づけるほど負荷を小さく調整することができる。

また球状転動部４は、基台２内に形成された保持空間（図示せず）に、支持球またはボールベアリングからなる軸受が３箇所設置され、硬質ボール４ａがこれら軸受の３点支持により３次元的にあらゆる方向に滑らかかつ自在に回転するように取り付けられている。

また基台２の上面の四隅にそれぞれ支柱８ａ〜８ｄが植立され、これら支柱８ａ〜８ｄの上端には装置全体として略直方体の枠体を構成するように支持フレーム９が連結されている。そして支持フレーム９には、免荷装置１０が橋架されており、トレッドミル３および球状転動体４の並設方向に沿って自由にスライド移動し得るようになされている。

免荷装置１０は、歩行動作補助装置５と導通接続されたサーボモータ１０ａ（図３）を有し、例えば吊り上げ用のハーネス１０ｂ，１０ｃの一端と連結されている。このハーネス１０ｂ，１０ｃの他端には、ラットの胴体を包み込むように保持するためのハンモック状の保持部１０ｄが取り付けられている。

サーボモータ１０ａがどの程度ハーネス１０ｂ，１０ｃを持ち上げるかによって、ラットの足にかかる荷重の免荷量が決定される。ハーネス１０ｂ，１０ｃの持ち上げ量が大きいほど、免荷量が大きくなり、ラットの足にかかる荷重が小さくなる。

また機能改善評価装置１には、トレッドミル３内のモータ３ａによるローラ６ａ，６ｂの回転速度や、免荷装置１０による免荷量を調節できる入力部１１（図３）が設けられている。この入力部１１により、外部操作者は歩行ベルト７の速度や、一対の専用靴１２ａ，１２ｂにかかる荷重を調節することができる。例えば、入力部１１を用いて、歩行ベルト７の速度をラットの歩行速度と同程度に設定することができる。

このような構成の機能改善評価装置１にラットをセッティングする場合を図２に示す。まずラットの胴体にハンモック状の保持部１０ｄにて保持しながら、一対の足先にそれぞれ専用靴１２ａ，１２ｂを装着する。続いて免荷装置１０により一対の専用靴１２ａ，１２ｂがトレッドミル３の歩行ベルト７にかかる荷重を調整しながら、ラットの一対の前脚の足先を球状転動部４の硬質ボール４ａ表面に接触させる。

この状態において、ラットの前方の視野内に嗜好物（好物の餌など）や映像モニタなどを配置しておき、トレッドミル３の歩行ベルト７を最適な速度で走行移動させると、ラットは自ら歩行動作を開始して、一対の前脚の足先にて球状転動部４の硬質ボール４ａを所望方向に回転させると同時に、一対の後脚の足先を装着した専用靴１２ａ，１２ｂにてトレッドミルの歩行ベルト７上を一歩ずつ踏み出す。

そして機能改善評価装置１は、ラットが筋肉を動かす際に発生する生体電位信号を検出し、この検出された生体電位信号に基づいて駆動源２１（図３）による駆動トルクを制御して一対の専用靴１２ａ，１２ｂを伝達してアシスト力（動力）をラットの各脚部に付与する。

（３）機能改善評価装置の制御系統の構成
図３に本実施形態に係る機能改善評価装置１の制御系統の構成を示すブロック図を示す。機能改善評価装置１は、歩行動作補助装置５、免荷装置１０、トレッドミル３、送受信部１３を備える。

歩行動作補助装置５において、生体信号検出部１５は、ラットの体内に埋め込まれたセンサ１６から当該ラットが関節まわりの筋肉を動かすときに発生する生体電位信号を検出する。例えば、ラットの脊髄が断裂または損傷しており、脚部まで神経が十分につながっていない場合、断裂部または損傷部より上位側（脳に近い側）にセンサ１６を埋め込み、神経線維から神経活動電位を検出する。

生体信号検出部１５は、センサ１６により検出された生体電位信号を制御装置１７へ送信する。

関節角度検出部１８は、ラットの動作に応じた後述する動作伝達機構部２０（図６）の作用端点の揺動角度を、当該ラットの脚部の関節角度として検出し、制御装置１７へ出力する。関節角度検出部１８には角度センサ（図示せず）が用いられる。角度センサは、例えば、動作伝達機構部２０の作用端点の揺動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等からなり、揺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。角度センサは、具体的には、駆動源の出力軸に連結されている動作伝達機構部の作用端点（エンドエフェクタ）である専用靴１２ａ，１２ｂの揺動角度を検出する。

重心位置検出部１９は、ラットの動作に応じた重心位置を検出し、制御装置１７へ出力する。制御装置１７は、随意制御部１７ａ、自律制御部１７ｂ、データ格納部１７ｃおよび指令信号合成部１７ｄを有する。随意制御部１７ａは、生体信号検出部１５により検出された生体電位信号を用いて、ラットの意思に従った動力を動作伝達機構部２０を介してサーボモータからなる駆動源２１に発生させるための随意指令信号を生成する。

データ格納部１７ｃは、ラットの歩行動作のタスクと、当該タスクに応じてラットの動きをアシストするためのアシストパラメータとを基準パラメータデータベースに格納する。またデータ格納部１７ｃは、生体信号検出部１５により検出された生体電位信号を一時的に格納する。

ラットの一般的な歩行動作を分析すると、各関節の角度や重心の移動等の典型的な動作パターンが決まっていることが分かる。そこで、ラットの歩行動作に関して、典型的な関節角度の変位や重心移動の状態等を経験的に求め、それらを基準パラメータデータベースに格納しておく。またラットは体の大きさや、筋力の状態などにより、また、歩行速度などによって、異なる歩行パターンを有している。対象となるラットの障害度合いや、リハビリの進み具合によって、適した動作パターンは異なる。このため同じタスクでも対応するアシストパターンも異なる。

自律制御部１７ｂは、関節角度検出部１８により検出された関節角度および重心位置検出部１９により検出された重心位置等のラットの動作の状態を表すパラメータと、データ格納部１７ｃに格納された基準パラメータとを比較して、ラットの動作のタスクを特定した後、当該タスクに対応する最適なアシストパターンを選択し、このアシストパターンに応じた動力を駆動源２１に発生させるための自律指令信号を生成する。

指令信号合成部１７ｄは、随意制御部１７ａにより生成された随意指令信号と、自律制御部１７ｂにより生成された自律指令信号とを合成し、合成指令信号を駆動信号生成部２２へ出力する。指令信号合成部１７ｄは、動作の開始から終了まで変化する随意的制御による動力と、自律的制御による動力とを合成した動力を駆動源２１に発生させる波形を有する。

駆動信号生成部２２は、合成指令信号に応じた駆動信号（駆動電流）を生成し、駆動源２１に供給することにより、駆動源２１を駆動する。駆動源２１は、動作伝達機構部２０を介して駆動信号に応じたアシスト力（動力）を一対の専用靴１２ａ，１２ｂを媒介としてラットの各脚部に付与する。

送受信部１３は、例えば、ブルートゥース（Bluetooth：登録商標）シリアル通信などの短距離無線通信技術により送受信可能な通信機である。この送受信部１３は、制御装置１７の制御の下、データ格納部１７ｃに格納している基準パラメータと、関節角度検出部１８により検出された関節角度および重心位置検出部１９により検出された重心位置等のラットの動作の状態を表すパラメータと、生体信号検出部１５から検出された生体電位信号とを、所定の通信方式に変調してアンテナを介して外部機器２５に送出する。

外部機器２５は、例えば、診断用のコンピュータであり、心電図や脳電図を作成してディスプレイ部２６に表示するとともに、機能改善評価装置１から送信される各種データを送受信部２７において受信し、データベース２８に格納する。これにより外部機器２５は、ラットの運動状態や生理状態を常時モニタリングするのみならず、データベース２８に蓄積をしながら時系列的に管理することができる。

このように機能改善評価装置１では、免荷装置１０によりラットを吊り下げて姿勢を安定化させつつ、歩行動作補助装置５によりラットに対してアシスト力を付与し歩行動作を補助する。歩行動作補助装置５の制御装置１７は、ラットの歩行速度に基づいてトレッドミル３の歩行ベルト７の速度を制御するとともに、ラットの重心位置や体の傾きに基づいて免荷装置１０の免荷量を制御することができる。そのためラットの脚部の自力動作が困難な場合であっても、転倒や歩行ベルト７からのはみ出しの心配をせずに、安全に歩行動作を行うことができる。

（４）歩行動作制御装置の構成
歩行動作補助装置５は、ラットが脚の筋肉を動かす際に発生する生体電位信号を検出し、この検出された生体電位信号に基づいて駆動源２１の駆動トルクを制御して動作伝達機構部２０を介して当該ラットの歩行を補助（アシスト）する。

動作伝達機構部２０は、サーボモータからなる一対の駆動源２１の出力軸とラットの足先にそれぞれ装着される専用靴１２ａ，１２ｂとを連結する多節リンク機構を有し、当該駆動源２１の出力軸の回転運動を、ラットの足先の歩行パターンに合わせた擬似直線の揺動運動に変換するようになされている。

本発明においては、一対の駆動源２１をそのままラットの脚部にそれぞれ取り付けることなく、動作伝達機構部２０を間に介するとともに、そのラットの足先に装着された専用靴１２ａ，１２ｂにのみ動力を作用させるようにした。

その理由は、ラットの脚部に適合させるサイズにて駆動源２１であるサーボモータを設計実装するのは非常に困難であり、また、駆動源２１の出力軸の回転運動を擬似直線運動に変換する必要があるためである。そして本発明を実現可能にした理由は、ラットの脚骨格に基づく歩容（タイミングに着目した脚移動の繰り返しパターン）がほぼ一定パターンの繰り返しであり、人間の下肢骨格に基づく歩容と比較して、非常に単純だからである。

図４に示すように、ラットの脚部は、大腿骨、下腿骨、足根骨からなり、骨盤と大腿部との股関節の可動範囲（回転角度α）と、大腿部と下腿部との膝関節の可動範囲（回転角度β）と、下腿部と足根骨との足関節の可動範囲（回転角度γ）とが、歩容の際にはそれぞれ所定範囲でほぼ限定される。

すなわちラットの歩容は、脚部の姿勢と運動形態がある程度決まったパターンで収まるため、人間のように股関節と膝関節の両方を駆動する必要がなくて済み、ラットの足先のみ歩行に合うパターンで揺動させれば、脚部全体を歩行動作につなげることが可能である。

実際に一対の専用靴１２ａ，１２ｂは、動作伝達機構部２０における動力伝達の作用端点（エンドエフェクト）として連結されるとともに、ラットの足先にそれぞれ装着し得るようになされている。また、これら専用靴１２ａ，１２ｂは、トレッドミル３を基準に、当該歩行ベルト７の表面に沿って擬似直線状に揺動運動するように動作伝達機構部２０において位置合わせされている。

さらに一対の専用靴１２ａ，１２ｂは、靴底に例えば歪みセンサ（ストレインゲージ）のような重心センサ（図示せず）が設けられ、ラットの足の裏面に作用する荷重を測定し、測定された荷重変化により、重心位置の移動を検出する。

動作伝達機構部２０には、駆動源２１の回転運動を擬似直線運動に変換する機構であり、例えば４節リンク機構を含む自由度１の多節リンク機構を備えている。

一般的に４節リンク機構は、図５に示すように、ＡＢＣＤの４節の少なくとも一つの節は固定されており、節ＡでリンクＡＢが駆動源と連係していて回転運動するとした場合、リンク棒の長さにＡＢ＜ＢＣ＜ＣＤ＜ＡＤの関係があり、かつリンク棒ＡＢがθ１度回転することにより、リンク棒ＣＤがθ２度回転したとすれば、θ１＞θ２の関係が成り立つ。すなわち、小さな力で大きな物を動かす場合などに利用できる。

本発明による多節リンク機構は、例えば、いわゆるチェビシェフの第１近似直線運動機構を有する自由度１の４節リンク機構を用いている。図６に示すように、点Ａと点Ｄは固定され、点Ｂは点Ａの周りを円回転できるものとする。さらにリンク棒ＢＣの延長上の点Ｅとしたとき、以下の（１）式および（２）式の関係式が成り立っているとする。

これら（１）式および（２）式の条件下で点Ｂが円運動すると、図６に示すように点Ｅの軌跡の一部分が近似直線になる。なお、図示しないが、駆動源２１の回転運動を擬似直線運動に変換する他の機構としては、いわゆるテオ・ヤンセン機構のような複合４節リンク機構を適用するようにしても良い。

ここで事前処理として、ラットの足先にマーカを取り付け、トレッドミル３上を歩行する当該ラットの動作を、カメラ撮影を用いたモーションキャプチャにより計測することにより、歩行動作に伴う足先の動きを解析する。そしてラットの足先の動作解析結果に基づいて、足先の２次元動作を可視化したリサージュ図形（直角２方向の単振動を組み合わせたときに描かれる図形）を演算しておく。

動作伝達機構部２０において、作用端点である一対の専用靴１２ａ，１２ｂが所望のリサージュ図形を描いて循環的に移動するように、４節リンク機構を含む多節リンク機構のリンク数や各リンクの長さ、各節の設定位置など自由度１を保つ範囲内で調節しておく。

従って歩行動作補助装置５は、一対の駆動源２１の出力軸をそれぞれ動作伝達機構部２０を介して対応する専用靴１２ａ，１２ｂに連結させることにより、ラットの足先の軌跡に類似した軌道を描かせ、トレッドミル３上を歩行する動作を実現している。

なお、本発明による多節リンク機構は、駆動源２１の回転運動を擬似直線運動に変換するようにした場合について述べたが、本発明はこれに限らず、駆動源２１の回転運動を真性な直線運動に変換するようにしても良い。

例えば、いわゆるポースリエ機構を有する自由度１の４節リンク機構を用いた場合について、図７に示す。この図７において、点Ａと点Ｂは固定され、点Ｂを基準として点Ｃを揺動させるように駆動源２１の回転運動を所定のクランク機構（図示せず）を介して伝達するものとする。さらに以下の（３）式〜（５）式の関係式が成り立っているものとする。

これら（３）式〜（５）式の条件下で点Ｃが揺動運動すると、図７に示すように、点Ｅは、線分ＡＢに垂直な方向に直線往復運動をする。なお、図示しないが、駆動源２１の回転運動または揺動運動を真性な直線運動に変換する他の機構としては、いわゆるスコッチ・ヨーク機構を適用するようにしても良い。

このように 動作伝達機構部２０としては、駆動源２１の回転運動の全部または一部を擬似直線運動または真性直線運動に変換する機構であれば、種々の機構のものを適用することができ、特に自由度１の多節リンク機構を含むのが構造設計上望ましい。

（５）本発明による適用対象別の機能改善評価方法
（５−１）運動機能改善評価方法
本実施の形態においては、ラットの脊髄が損傷や断裂した場合（評価実験用に意図的に損傷や断裂をさせた場合）に、その損傷や断裂箇所の上位の中枢（脳）側にセンサ１６を埋め込んでおき、トレッドミル３上で脊髄損傷があるラットを歩行させながら、脳からの指令に基づく生体信号（神経活動電位）を検出することで、歩行動作を補助（アシスト）する。

本発明において生体電位信号とは、ラットの生体活動に起因する信号であり、神経活動電位信号に限定されず、ラットの身体から計測可能な信号であると共に時系列で変化する信号である。具体的には、生体電位信号は、例えば筋電位信号や神経伝達信号、脳波、心電位、さらにモーションアーティアファクト（動作の影響）によって生じる電位等、生化学反応により生じる電位、心臓の拍動によって生じる脈波等の振動等、生体の活動によって生じる信号等が含まれる。

他の実施の形態として、ラットの脊髄の損傷や断裂箇所の上位側のみならず、下位側にも電位検出用のセンサ（電極）を埋め込んでおき、ラットが歩行動作をする際に、末梢系から中枢系へとフィードバックされる生体信号（例えば生体電位信号など）を検出してもよい。脳を含む中枢神経系と、脊髄、運動神経を通じて末梢系につながる神経回路とを通る生体電位信号等を、中枢系から末梢系に至る方向と、末梢系から中枢系に至る方向の両方で計測することができる。この結果、脳から発せられた信号が正しく末梢系に届いたか、また末梢系からの情報が正しく脳へフィードバックされているか、確認することができる。

また他の実施の形態として、電位検出用のセンサ１６が神経活動電位を検出する例について説明したが、かかる電位検出用のセンサ１６に代えて、または一体として、生体組織に対して電気刺激を行うための電気刺激用のセンサを設けるようにしても良い。例えば、電位検出用のセンサは、上行して上位の中枢（脳）へ向かう経路（例えば脊髄上行路）において神経活動電位を検出する。電気刺激用のセンサは、上位の中枢から下行する経路（例えば脊髄下行路）にて電気刺激を行う。これにより、脊髄が断裂している場合でも、断裂部よりも末端側の部位を動かしたり、感覚を取得したりすることができる。上行路において検出した神経活動電位に基づいて生体組織に与える電気刺激を決定し、電気刺激用センサから電気刺激を行ってもよい。

なお、センサ（生体信号検出部）に代えてまたは同一部位に設けられる生体刺激付与部として、電気刺激用センサを適用した場合について述べたが、本発明はこれに限らず、物理的な刺激をモデル動物に与えることができれば、電気的な刺激以外にも、振動による力学的刺激や温度変化による熱的刺激、磁気や超音波などの種々の物理的な刺激付与手段を広く適用することが可能である。

さらに他の実施の形態として、ラットの所望の体内部位として、脊髄の損傷または断裂箇所を適用した場合について述べたが、本発明はこれに限らず、ラットの脳神経の損傷や断裂箇所を体内部位として適用するようにしても良い。この場合、脳梗塞等による損傷や断裂箇所は、脳神経内の穴の領域や箇所となり、当該箇所を間に挟むように２つ以上のセンサ（図示）を埋め込むようにすれば良い。

（５−２）生理機能改善評価方法
さらに本発明による機能改善評価装置１をラットの運動機能改善への適用のみならず、膀胱排泄障害のような生理機能改善に適用するようにしても良い。

膀胱は、筋肉組織からなる袋であり、膀胱排尿筋や尿道括約筋に対する複雑な神経系統のコントロールによって蓄尿および排尿を調節しているが、脊髄損傷が起きると損傷部位の高さにかかわらず、膀胱排尿筋や尿道括約筋の緊張または弛緩のバランスが崩れ、排尿障害を伴うことが知られている。

このためラットの膀胱にカテーテル（図示せず）を挿入しておき、ラットを歩行動作させながら、所望の体内部位（脊髄、脳神経など）から検出される生体信号に基づいて、歩行動作を補助（アシスト）すると同時に、膀胱排泄障害の機能改善をモニタリングする。

この場合、まずカテーテルを、ラットの排尿口から尿道を経て、膀胱までの間に挿入された状態で体内に留置しておく。続いて、このカテーテルを介して膀胱に注水するか、または自己産生尿によって自然蓄尿させる。次いで、膀胱に蓄積した液体を排出させることで蓄尿期から排出期への排尿現象を再現する。

この際に、膀胱および尿道の両方または一方の活動を詳細にモニタリングすることによって排尿機能を評価し、評価結果に基づいて、排尿障害の診断・病態解析を行う。このような排尿機能検査の具体例としては、尿流測定、残尿測定、膀胱内圧測定、尿道内圧測定、内圧尿流検査、外括約筋筋電図、膀胱・尿道造影などが挙げられる。

実際のモニタリング手法としては、排尿機能検査の手法に応じた監視測定部（図示せず）を制御装置１７（図３）内に設ければよい。また排尿機能の評価は、機能改善評価装置１の制御装置１７が送受信部１３を介して監視測定部の測定データ送信し、上述した外部機器２５（図３）において行うようにしても良い。

なおこの実施例の場合も上述のように生体信号検出用のセンサに代えてまたは同一位置に電気刺激用センサを設けておき、生体信号に基づいて膀胱に与える電気刺激を決定し、電気刺激センサから電気刺激を行っても良い。

（５−３）神経伝達機能改善評価方法（神経細胞培養方法）
（本実施の形態の例）
まず前提としての本実施形態の神経細胞の培養条件について説明する。本実施形態において、神経細胞の培養条件は、使用する神経細胞に対応する公知の培養条件の中から、当業者が適宜適切な条件を選択することができる。なお、本実施形態における神経細胞の培養方法は、評価対象となるラット自身の神経細胞培養に限定されることなく、他のラットやその他種々の哺乳類（人間を含む）の神経細胞培養に広く適用することが可能である。

使用する培地としては、特に限定されず、神経細胞の培養に使用される公知の培養用培地を使用することができる。また、培地は、胎児ウシ血清（ＦＢＳ）、新生仔ウシ血清、ウマ血清等の血清を含んでいても良い。

細胞の培養における、インキュベータとしては、培地中の二酸化炭素（ＣＯ２）濃度を所定の値に維持するために、神経細胞における一般的な細胞培養に使用するものと同様のＣＯ２インキュベータを使用することができる。一般的には、ＣＯ２濃度が５％〜10％、温度が28℃〜37℃、相対湿度80％程度の培養条件で培養される。また、培地中の酸素（Ｏ２）濃度を所定の値に維持するために、Ｏ２インキュベータを使用しても良い。

また、神経細胞の培養において、神経細胞から分泌される神経成長因子（以下、Neuro Growth Factor：ＮＧＦと呼ぶことがある）を培地中に添加することが好ましい。神経細胞は、神経細胞培養基材上に播種され、ＣＯ２インキュベータ内で所定期間静置されることで培養される。神経細胞の定着後は、所定の期間毎に培地を交換しても良い。交換培地としては、血清培地でも良いし、無血清培地でも良いし、サイトカイン等を添加した添加培地でも良い。培養基材としては、特に制限はなく、例えばシャーレ等のプラスチックの培養器皿又は時計皿等の従来の培養基材を使用することができる。

図８に、本実施形態に係る神経細胞の培養方法を説明するための概略図を示す。培養基材３０上にナノファイバ３１と、神経細胞３２とが配置される。この際、神経細胞３２は、ナノファイバ３１の入口付近または内部に配置される。この状態で、神経細胞３２を培養することで、神経細胞３２の神経突起は、ナノファイバ３１の伸長方向（軸方向）に沿って成長する。

すなわち、ナノファイバ３１の伸長方向を制御することにより、神経細胞３２を所望の方向に伸長させることができる。この際、ナノファイバ３１は、神経突起３３の成長をガイドするガイド部材としての役割を果たす。

ナノファイバ３１の数は図８には１本であるが、本発明はこれに限定せず、２本以上配置するようにしても良い。またナノファイバ３１の径としては、特に制限はなく、通常の市販のナノファイバを使用することができる。

ナノファイバ３１の材料としては、生体親和性を有していれば、特に制限はなく、無機材料、有機材料および／または無機有機複合材料のナノファイバを使用することができる。無機材料としては、例えば、カーボンナノファイバ等の材料を使用することができる。また、有機材料としては、例えば、セルロース系または合成高分子系のナノファイバを使用することができる。

このような神経細胞の培養方法では、上述した培養条件において、約３mm／日のオーダで神経細胞３２がナノファイバ３１の伸長方向に沿って成長することが確認されている。

ナノファイバ３１および神経細胞３２は、神経細胞損傷箇所に適用して損傷箇所を修復する移植用モジュール３４として使用することができる。

図９に本実施形態に係る培養方法によって培養された神経細胞を、神経細胞損傷箇所に適用する方法の一例を説明するための概略図を示す。

本実施形態においては、例えば、損傷箇所３５を有する脊髄３６に、移植用モジュール３４を適用する実施形態について説明するが、本発明はこの点において限定されない。損傷箇所３５は、神経細胞３２が損傷または断絶した領域、箇所を意味する。この損傷箇所３５に、好ましくは複数整列されたナノファイバ３１および培養した神経細胞３２を含む移植用モジュール３４を移植する。

神経細胞３２は、損傷箇所３５の損傷長さに応じて、前述した培養方法によって所定の長さに培養したものを使用することが好ましい。なお、ナノファイバ３１は、生体親和性を有する材料で形成されている。そのため、ナノファイバ３１および神経細胞３２を含む移植用モジュール３４を、直接、損傷箇所３５に移植することが可能である。

この際、移植用モジュール３４を損傷箇所３５に支持する支持部材（図示せず）を配置しても良い。支持部材としては、生体親和性を有するとともに、ナノファイバ３１および神経細胞３２を損傷箇所３５に保持することができれば、特に限定されない。

ナノファイバ３１によって移植される神経細胞３２は、所定の方向に成長しやすい状態になっており、または所定の方向に成長している。この移植用モジュール３４を移植することにより、脊髄３６における損傷箇所３５を介して対向する２つの端面３６ａ，３６ｂに位置される図示しない神経細胞同士が、移植された神経細胞３２を介して接続される可能性を高くすることができる。すなわち損傷箇所３５の修復を容易に実現することができる。

移植用モジュール３４は、１または２つ以上の電極を有することが好ましい。電極を移植箇所、すなわち損傷箇所３５に、好ましくは複数の電極を損傷箇所３５の中心に対して放射状に配置する。そして、神経活動電位の変化を測定することにより、神経細胞がどのように細胞活動しているかを調べることができる。さらにこの場合、損傷箇所３５に対応する筋肉表面に、皮下埋め込み型電極を配置することが好ましい。損傷箇所３５に配置した電極の生体電位と、損傷箇所３５に対応する筋肉表面に配置した皮下埋め込み型電極の生体電位との比較から、神経伝達信号の伝達具合、すなわち損傷箇所の修復度合いを推定することができる。また、これらの電極に、例えば矩形波電流等の電気刺激を入力しても良い。

また、電極に、例えば矩形波電流等の電気刺激を入力しても良い、外部からの電気刺激に対して反射した活動電位を計測することにより、神経細胞の細胞活動をさらに詳細にモニタすることができる。さらにモニタリングした活動電位と細胞活動との関係から、電気刺激の刺激頻度を制御することにより、神経細胞の伸長の指向性を制御することも可能である。

例えば、矩形波電流によって電気刺激を入力する場合の電流強度、パルス持続時間および波形の傾きは、神経線維を興奮させることもできれば、特に限定されない。また、通電方式は、単極通電法であっても、双極通電法であっても良い。

移植用モジュール３４を移植した後は、パイプ等の流路を介して、移植用モジュール３４に、ＮＧＦ、Ｏ２またはＣＯ２等を含む培地を、ポンプ等を用いて供給することが好ましい。これにより、移植用モジュール３４は、前述した培養条件と同様の、細胞が生物体の中で生存可能な環境と近い条件で培養される。そのため、神経細胞３２の成長がさらに促進されるため、より高い確率で損傷箇所３５を修復することができる。

移植用モジュール３４および後述する移植用モジュール４０〜４２（図１３〜図１５）は、冷凍保存によるストックが可能である。この場合、必要なときに移植用モジュールを解凍して使用することができる。

以上、本実施形態に係る神経細胞の培養方法では、神経細胞のガイド部材として、ナノファイバ３１を使用する。神経細胞３２はナノファイバ３１の伸長方向に沿って成長するため、所望の伸長方向にナノファイバ３１を配置することで、所望の方向に神経細胞３２を成長させることができる。

実際に神経細胞を、ガイド部材によって、所定の方向に伸長させることが可能であることを実証した実施例について、説明する。

本実施形態では、モデル細胞として、ＰＣ−１２細胞を使用した。ラット副腎髄質クロム親和性細胞腫から樹立された細胞株であるＰＣ−１２細胞は、ＮＧＦを作用させることにより、神経突起を伸長して、交換神経細胞様に分化することが知られている。

ＰＣ−１２細胞を、BD PuraMatrixペプチドハイドロゲル（株式会社スリー・ディー・マトリックス製）に接着し、全培養条件で突起を伸長させた。なお、細胞密度は、８×104cells／mlとし、ＮＧＦを添加後、８日間全培養条件で培養した。

図１０に、本実施形態に係る神経細胞の位相差顕微鏡写真の一例を示す。図１０に示されるように、ＰＣ−１２細胞は、主として、
パターン１（Ｐ１）：ゲルの端部に向かってまたはゲルの端部に沿って伸長する：
パターン２（Ｐ２）：ゲルの凹凸に並行に伸長する：
パターン３（Ｐ３）：他の細胞に向かって伸長する：および
パターン４（Ｐ４）：放射状に伸長する：
４つのパターンで神経突起が伸長していることがわかる。

この４つのパターンをより詳細に説明するために、図１１（ａ）に、本実施形態に係る神経細胞の位相差顕微鏡写真と、図１１（ｂ）に、蛍光顕微鏡写真の他の例を示す。また、図１２（ａ）に、本実施形態に係る神経細胞の位相差顕微鏡写真と、図１２（ｂ）に蛍光顕微鏡写真の他の例を示す。

図１１（ａ）および図１１（ｂ）の写真からも、ＰＣ−１２細胞は、放射状に、かつ、他の細胞に向かって伸長していることが観察された。また図１２（ａ）および図１２（ｂ）の写真から、ゲルの端部に向かってまたはゲルの端部に沿って、ゲルの凹凸に並行に伸長していることが観察された。

以上の結果から、ＰＣ−１２細胞の伸長方向は、配置された足場や、ゲルの凹凸、細胞の凝集等に影響されることがわかった。すなわち規則的または不規則的な所定の方向性を有するガイド部材を使用することで、神経細胞の伸長方向を、所定の方向に制御することがわかった。

以上、本実施形態に係る神経細胞の培養方法は、神経細胞を所望の方向性を有して伸長させることができる。また、この神経細胞およびガイド部材を有する移植用モジュールは、所望の方向性に神経細胞を伸長させることができるため、神経細胞の損傷を有する箇所に、汎用的に適用することができる。

（第１変形例）
本実施の形態の第１変形例として、一般的なナノファイバ３１（図８）に代えて、図１３に示すように、長手方向に沿って内部空間が形成された中空ナノファイバ５０を適用しても、上述と同様の効果を得ることができる。この場合、１つの中空ナノファイバ５０には、１つの神経細胞３２が配置されても良いし、２つ以上の神経細胞３２が配置されていても良い。また、中空ナノファイバ５０の直径は、神経細胞３２を内部に配置することができれば特に限定されないが、10μm〜100μmとすることが好ましい。

（第２変形例）
また本実施の形態の第２変形例として、図１４に示すように、培養基材３０上に、外表面から内表面へと連通する微小なホール５１を有する中空ナノファイバ５０と、神経細胞３２を配置するようにしても良い。この中空ナノファイバ５０は微小なホール５１を複数有するため、成長の過程で中空ナノファイバ５０の内表面に到達した神経突起３３は、各ホール５１を介して中空ナノファイバ５０の外表面へと出る。外表面に出た神経突起３３は、この外表面に沿って、すなわち中空ナノファイバ５０の伸長方向に沿って、さらに成長する。ホール５１の径としては、神経突起３３が通過することができれば、特に制限されない。

（第３変形例）
さらに本実施の形態の第３変形例として、図１５に示すように、培養基材３０上に、雲状（クラウド状）に形成されたナノファイバ５２と、神経細胞３２とを配置するようにしても良い。ここで、クラウド状に形成されたナノファイバ５２とは、１つまたは２つ以上のナノファイバが、規則的または不規則的に伸長することによって形成されたナノファイバまたはナノファイバ群のことを指す。

クラウド状に形成されたナノファイバ５２を利用することで、神経細胞３２の神経突起３３を、規則的または不規則的に伸長するナノファイバの伸長方向に対応して成長させることができる。すなわちクラウド状に形成されたナノファイバ５２は、神経突起３３の成長を単一方向の場合と比較して自由度を有して所定の方向性に成長させるガイド部材としての役割を果たす。ナノファイバ５２の材料としては、上述した中空ナノファイバ５０と同様に生体親和性を有する無機およびまたは有機材料を使用することができる。

クラウド状に形成されたナノファイバ５２及び神経細胞３２は、第１及び第２変形例と同様に、神経細胞損傷箇所に適用して損傷箇所を修復する移植用モジュール４２として使用することができる。

図１６（ａ）に第３変形例に係る培養方法によって培養された神経細胞３２を、神経細胞損傷箇所に適用する方法の他の例を説明するための概略図を示す。また、図１６（ｂ）に、第３変形例に係るクラウド状に形成されたナノファイバ５２を含む移植用モジュール４２の一例の光学顕微鏡写真を示す。

損傷箇所６０を有する脳神経６１に、培養された神経細胞３２を適用する場合において、当該損傷箇所６０は、図１６に示されるように、脳梗塞等によって形成された脳神経内の穴の領域、箇所を意味する。この損傷箇所６０に、クラウド状に形成されたナノファイバ５２および培養した神経細胞３２を含む移植用モジュール４２を移植する。なお、ナノファイバ５２の大きさ、形状は、損傷箇所６０の大きさ、形状等に合わせて予め設定しておく。

このような移植用モジュール４２としては、神経細胞３２の神経突起３３が、例えば移植用モジュール４２の略表面にまで成長したものを使用することが望ましい。移植用モジュール４２を損傷箇所６０に移植する場合、移植用モジュール４２を損傷箇所６０に支持する図示しない支持部材を配置しても良い。

移植用モジュール４２における神経細胞３２は、この移植用モジュール４２の略表面にまで成長している。この移植用モジュール４２を移植することにより、脳細胞における損傷箇所６０に面する縁部６２に位置する神経細胞と接続される可能性を高くすることができる。すなわち、損傷箇所６０の修復を、容易に実現することができる。

移植用モジュール４２を移植した後は、図示しないパイプ等の流路を介して、ＮＧＦ、Ｏ２またはＣＯ２等を含む培地を供給することが好ましい。これにより、移植用モジュール４２は、前述した培養条件と同様の、細胞が生物体の中で生存可能な環境と近い条件で培養される。そのため、神経細胞３２の成長がさらに促進されるため、より高い確率で損傷箇所６０を修復することができる。

移植用モジュール４２は、前述の移植用モジュール４０、４１と同様に、１または２つ以上の電極を有することが好ましい。電極を移植箇所、すなわち損傷箇所６０に、好ましくは複数の電極を損傷箇所６０の中心に対して放射状に配置する。そして、神経活動電位の変化を測定することにより、神経細胞３２がどのように細胞活動しているかを調べることができる。さらにこの場合においても、損傷箇所６０に対応する筋肉表面に、皮下埋め込み型電極を配置することが好ましい。損傷箇所６０に配置した電極の生体電位と、損傷箇所６０に対応する筋肉表面に配置した皮下埋め込み型電極の生体電位との比較から、神経伝達信号の伝達具合、つまりは損傷箇所６０の修復度合いを推定することができる。また、これらの電極に、例えば矩形波電流等の電気刺激を入力しても良い。

以上、本実施形態に係る神経細胞の培養方法では、神経細胞３２のガイド部材として、クラウド状に形成されたナノファイバ５２を使用する。神経細胞３２はクラウド状に形成されたナノファイバ５２の伸長方向に対応して成長するため、所定の方向性を有しながらも、高い自由度を有して神経細胞３２を成長させることができる。

（６）他の実施の形態による機能改善評価装置
（６−１）モデル動物としての霊長類への拡張適用
上述の実施の形態においては、モデル動物としてラット等の四足歩行の哺乳動物を適用した場合について述べたが、本発明はこれに限らず、人間以外のサルなどの霊長類にも幅広く適用するようにしても良い。

例えばサルは人間と同じ霊長類であるが、前肢を握り拳の状態にして地面を突く「ナックルウォーキング」と呼ばれる四足歩行をすることから、直立二足歩行をする人間とは大きく異なる。サルは、人間のように頭部が身体上の重心線上に位置しておらず、かつ、人間とは頚椎と頭蓋骨の接続の角度が大きく異なっている。またサルは脊柱が真っ直ぐであるのに対して、人間は脊柱がＳ字状の形をなし、下部に行くに従って太く丈夫な作りになっている。

このようにサルは哺乳動物の霊長類として人間と共通するものの、身体サイズ及び脊柱の力学的負荷に対する機能も異なるため、人間向けの生体電位信号に基づく支援システムを単純に改良しただけでは適用困難であり、モデル動物として適用することが望ましい。

モデル動物としてサルを適用する場合は、ラット等の小型哺乳類と同様に体内にセンサを埋設させるのみならず、サルの皮膚表面に非侵襲でセンサを取り付けるようにしても良い。

なお、サルの皮膚表面に取り付けるセンサ（生体信号検出部）は、ラット等の小型哺乳類と同様に、所望の体内部位（例えば、脊髄損傷部位や神経断裂部位など）よりも上位の中枢側および下位の末梢側のいずれか一方または両方に取り付けられ、当該サルの生体活動に起因する生体信号（筋電位信号や神経伝達信号などの生体電位信号）を検出する。

このセンサは、当該センサの周囲を覆う粘着シールによりサルの関節まわり（関節を動かす際に作用する筋肉の周辺）の皮膚表面に貼着するように取り付けられる。

サルにおいても人間と同様に、脳からの指令によって骨格筋を形成する筋肉の表面にシナプス伝達物質のアセチルコリンが放出される結果、筋線維膜のイオン透過性が変化して活動電位が発生する。そして活動電位によって筋線維の収縮が発生し、筋力を発生させる。このため、骨格筋の電位を検出することにより、動作の際に生じる筋力を推測することが可能となり、この推測された筋力に基づく仮想トルクから動作に必要なアシスト力を求めることが可能となる。

このようにサルの歩行動作のアシストを介在させることによって、人工的に神経系ループを構築し、脳・神経系（中枢系）と筋骨格系（末梢系・身体）との間で体内・体外を通じたインタラクティブなバイオフィードバックが促されることにより機能改善を促進する技術を構築することが可能となる。

この実施形態の場合も、センサ（生体信号検出部）が神経活動電位を検出するのみならず、センサから生体組織に対して電気刺激を行ってもよい。すなわち、歩行動作補助装置は、神経活動電位を検出するセンサと、生体組織に対して電気刺激を行うセンサとを備えていてもよい。例えば、電位検出用のセンサは、上行して上位の中枢（例えば脳）へ向かう経路（例えば脊髄上行路）において神経活動電位を検出する。電気刺激用のセンサ（生体刺激付与部）は、上位の中枢から下行する経路（例えば脊髄下行路）にて電気刺激を行う。これにより、脊髄が断裂している場合でも、断裂部よりも末端側の部位を動かしたり、感覚を取得したりすることができる。上行路において検出した神経活動電位に基づいて生体組織に与える電気刺激を決定し、刺激用センサから電気刺激を行ってもよい。

さらにセンサ（生体信号検出部）は、サルの皮膚表面に複数貼着させるのみならず、サルの脚の筋肉の流れに沿うように等間隔に配列されたセンサ群を備えたプラグスーツ（例えば特開2013-179966号公報参照）を装着するようにしても良い。

なお、センサ（生体信号検出部）に代えてまたは同一部位に設けられる生体刺激付与部として、電気刺激用センサを適用した場合について述べたが、本発明はこれに限らず、物理的な刺激をモデル動物に与えることができれば、電気的な刺激以外にも、振動による力学的刺激や温度変化による熱的刺激、磁気や超音波などの種々の物理的な刺激付与手段を広く適用することが可能である。

（６−２）他の実施の形態による機能改善装置の全体構成
図１７は、他の実施の形態にかかるサルの機能改善評価装置１００の外観斜視図である。機能改善評価装置１００は、基台１０１上にトレッドミル１０２が設置され、当該トレッドミル１０２の下側に制御ユニット１２０（図１９）が内蔵されている。

制御ユニット１２０は、サルの歩行動作を補助するための装着式動作補助装置１１０と通信ケーブル１０３を介して導通接続されている。この制御ユニット１２０は、後述する制御装置１３１（図１９）及び電源回路を有し、装着式動作補助装置１１０との間で信号の送受信や電源供給を行うとともに、サルに取り付けられたセンサ１２２（図１９）からの生体電位信号を検出するようになされている。

装着式動作補助装置１１０は、歩行動作に起因する生体信号（例えば、表面筋電位等のサルの身体から出る信号等）を用いてサルの意思に従った動力を発生させるとともに、当該サルの各動作パターンを一連のフェイズ（最小動作単位）からなるタスクとして分類し、サルの下肢関節の回転角や床反力等の物理量を用いてサルのタスクのフェイズを推定し、このフェイズに応じた動力を発生させる。

装着式動作補助装置１１０は、サルの腰部及び下肢骨格に沿うように形成された複数のフレーム１０４ａ〜１０４ｄが、サルの各関節に対応する位置で回動自在に連結されており、所定の関節に対応する位置（補助を必要とする関節に対応する位置）に駆動源１２３（図１９）が設けられている。

すなわち装着式動作補助装置１１０は、サルの腰に装着される腰フレーム１０５と、腰フレーム１０５の右側部から下方に設けられた右脚補助部１０６Ｒと、腰フレーム１０５の左側部から下方に設けられた左脚補助部１０６Ｌとからなる動作伝達機構部１０７を有する。

図１８に示すように、右脚補助部１０６Ｒ及び左脚補助部１０６Ｌは、互いに対称に配置されており、腰フレーム１０５より下方に延在し、サルの腿外側に沿うように形成された第１フレーム１０８Ｒａ、１０８Ｌａと、当該第１フレーム１０８Ｒａ、１０８Ｌａより下方に延在し、サルの脛外側に沿うように形成された第２フレーム１０８Ｒｂ、１０８Ｌｂと、サルの足先に装着する靴が載置される第３フレーム１０８Ｒｃ、１０８Ｌｃとを有する。

このうち腰フレーム１０５及び第１フレーム１０８Ｒａ、１０８Ｌａの連結部位と、第１フレーム１０８Ｒａ、１０８Ｌａ及び第２フレーム１０８Ｒｂ、１０８Ｌｂの連結部位とにそれぞれ対応して駆動源１２３に相当するアクチュエータ（駆動モータ）が設けられている。これらの駆動モータは、制御ユニット１２０からの制御信号により駆動トルクを制御されるサーボモータからなる駆動源であり、モータ回転を所定の減速比で減速する減速機構を有しており、小型ではあるが十分な駆動力を付与することができる。

さらに各駆動モータ（１２３）は、上述のフレーム１０５、１０８Ｒ、１０８Ｌ同士の連結部位の回転角度（すなわち関節角度）を検出する角度センサ（図示せず）をそれぞれ有する。角度センサは、例えば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等からなり、関節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。各角度センサは、サルの股関節の関節角度に相当する腰フレーム１０５と第１フレーム１０８Ｒａ、１０８Ｌａとの間の回動角度や、サルの膝関節の関節角度に相当する第１フレーム１０８Ｒａ、１０８Ｌａの下端と第２フレーム１０８Ｒｂ、１０８Ｌｂとの間の回動角度を検出する。

なお、上述のフレーム１０５、１０８Ｒ、１０８Ｌ同士の連結部位は、サルの股関節、膝関節の回動可能な角度範囲でのみ回動される構成からなり、サルの股関節、膝関節に無理な動きを与えないようにストッパ機構（図示せず）が内蔵されている。

さらに一対の専用靴１０９ａ、１０９ｂは、靴底に例えば歪みセンサ（ストレインゲージ）のような重心センサ（図示せず）が設けられ、サルの足の裏面に作用する荷重を測定し、測定された荷重変化により、重心位置の移動を検出する。

また、装着式動作補助装置１１０は、サルの背中に装着される駆動バック１１１を有し、例えばモータドライバ及び表示装置等の機器が収納される。また、駆動バック１１１は、制御ユニット１２０（図１９）が通信ケーブル１０３を介して外部接続する際に接続される部分である。なお、駆動バック１１１は動作伝達機構部１０７の腰フレーム１０５に支持され、腰ベルト１１２（図１８）にてサルの胴体を保持した際でも、駆動バック１１１の重量がサルの負担にならないようになされている。

このように装着式動作補助装置１１０が関節角度検出部１３２（図１９）から送られる生体信号を駆動バック１１１を介して制御ユニット１２０に送出すると、制御ユニット１２０は、取得した生体信号に基づいて、装着式動作補助装置１１０を含む機能改善評価装置１００全体における各モータドライバや電源回路等の機器の動作を制御する。

トレッドミル１０２（図１７）は、ローラ１１３ａ、１１３ｂの回転により循環するように移動する歩行ベルト１１４を有する。歩行ベルト１１４は水平に設置されている。モータ１０２ａ（図１９）は伝達機構を介してローラ１１３ａ、１１３ｂを回転させることができる。ローラ１１３ａ、１１３ｂの回転速度を変化させることにより、歩行ベルトの循環速度を変えることができる。また歩行ベルト１１４は、坂のように前後方向に傾斜させることができ、坂を急勾配にして歩行運動の負荷を大きくする一方、水平に近づけるほど負荷を小さく調整することができる。

また基台１０１の上面の四隅にそれぞれ支柱１０４ａ〜１０４ｄが植立され、これら支柱１０４ａ〜１０４ｄの上端には装置全体として略直方体の枠体を構成するように支持フレーム１１５が連結されている。そして支持フレーム１１５には、免荷装置１１６が橋架されており、トレッドミル１０２の歩行ベルト１１４と平行方向に沿って自由にスライド移動し得るようになされている。

また支持フレーム１１５には、サルが両手で把持するための把持部１１７が橋架されており、トレッドミル１０２の歩行ベルト１１４と平行方向に沿って自由にスライド移動し得るとともに、鉛直方向に自由に高さ調整し得るようになされている。

免荷装置１１６は、装着式動作補助装置１１０と導通接続されたサーボモータ１１６ａ（図１９）を有し、例えば吊り上げ用のハーネス１１６ｂ、１１６ｃの一端と連結されている。このハーネス１１６ｂ、１１６ｃの他端には、動作伝達機構部１０７の腰フレーム１０５の左右部位が接続されている。

サーボモータ１１６ａ（図１９）がどの程度ハーネス１１６ｂ、１１６ｃを持ち上げるかによって、サルの足にかかる荷重の免荷量が決定される。ハーネス１１６ｂ、１１６ｃの持ち上げ量が大きいほど、免荷量が大きくなり、サルの足にかかる荷重が小さくなる。

また機能改善評価装置１００には、トレッドミル１０２内のモータ１０２ａによるローラ１１３ａ、１１３ｂの回転速度や、免荷装置１１６による免荷量を調節できる入力部１１８（図１９）が設けられている。この入力部１１８により、外部操作者は歩行ベルト１１４の速度や、一対の専用靴１０９ａ、１０９ｂにかかる荷重を調節することができる。例えば、入力部１１８を用いて、歩行ベルト１１４の速度をサルの歩行速度と同程度に設定することができる。

このような構成の機能改善評価装置１００にサルをセッティングする場合を図１８に示す。まずサルの下肢に装着式動作補助装置１１０を装着するとともに、サルの一対の足先にそれぞれ専用靴１０９ａ、１０９ｂを装着する。続いてサルの胴体を腰ベルト１１２にて保持しながら、サルの腰に相当する腰フレーム１０５の左右部位をそれぞれハーネス１１６ｂ、１１６ｃに繋いで免荷装置１１６と接続する。

免荷装置１１６により一対の専用靴１０９ａ、１０９ｂがトレッドミル１０２の歩行ベルト１１４にかかる荷重を調整しながら、サルの両手を把持部１１７に捕まらせる。

この状態において、サルの前方の視野内に映像モニタや嗜好物（興味を引く物や、好物の食べ物など）などを配置しておき、トレッドミル１０２の歩行ベルト１１４を最適な速度で走行移動させると、サルは自ら歩行動作を開始して、一対の後脚の足先を装着した専用靴１０９ａ、１０９ｂにてトレッドミル１０２の歩行ベルト１１４上を一歩ずつ踏み出す。

そして機能改善評価装置１００は、サルが筋肉を動かす際に発生する生体電位信号を検出し、この検出された生体電位信号に基づいて駆動源１２３（図１９）による駆動トルクを制御して一対の専用靴１０９ａ、１０９ｂを伝達してアシスト力（動力）をサルの各脚部に付与する。

（６−３）機能改善装置の制御系統の構成
図１９に他の実施形態に係る機能改善評価装置１００の制御系統の構成を示すブロック図を示す。機能改善評価装置１００は、装着式動作補助装置１１０、免荷装置１１６、トレッドミル１０２、送受信部１２１を備える。

制御ユニット１２０において、生体信号検出部１３０は、装着式動作補助装置１１０を装着したサルの皮膚表面に取り付けられたセンサから当該サルが関節まわりの筋肉を動かすときに発生する生体電位信号を検出する。例えば、サルの脊髄が断裂または損傷しており、脚部まで神経が十分につながっていない場合、断裂部または損傷部より上位側（脳に近い側）にセンサを埋め込み、神経線維から神経活動電位を検出する。

生体信号検出部１３０は、センサ１２２により検出された生体電位信号を制御装置１３１へ送信する。関節角度検出部１３２は、サルの動作に応じた各フレーム間の連結部位の回転角度を、当該サルの脚部における腿関節及び膝関節の関節角度として検出し、制御装置１３１へ出力する。関節角度検出部１３２には角度センサ（図示せず）が用いられる。

重心位置検出部１３３は、一対の専用靴１０９ａ、１０９ｂに取り付けられた重心センサ（図示せず）からサルの動作に応じた重心位置を検出し、制御装置１３１へ出力する。制御装置１３１は、随意制御部１３１ａ、自律制御部１３１ｂ、データ格納部１３１ｃおよび指令信号合成部１３１ｄを有する。随意制御部１３１ａは、生体信号検出部１３０により検出された生体電位信号を用いて、サルの意思に従った動力を装着式動作補助装置１１０におけるサーボモータからなる駆動源１２３に発生させるための随意指令信号を生成する。

データ格納部１３１ｃは、サルの歩行動作のタスクと、当該タスクに応じてサルの動きをアシストするためのアシストパラメータとを基準パラメータデータベースに格納する。またデータ格納部１３１ｃは、生体信号検出部１３０により検出された生体電位信号を一時的に格納する。

サルが両方の前腕を固定部位に把持した状態における一般的な歩行動作を分析すると、各関節の角度や重心の移動等の典型的な動作パターンが決まっていることが分かる。そこで、サルの歩行動作に関して、典型的な関節角度の変位や重心移動の状態等を経験的に求め、それらを基準パラメータデータベースに格納しておく。またサルは体の大きさや、筋力の状態などにより、また、歩行速度などによって、異なる歩行パターンを有している。対象となるサルの障害度合いや、リハビリの進み具合によって、適した動作パターンは異なる。このため同じタスクでも対応するアシストパターンも異なる。

自律制御部１３１ｂは、関節角度検出部１３２により検出された関節角度および重心位置検出部１３３により検出された重心位置等のサルの動作の状態を表すパラメータと、データ格納部１３１ｃに格納された基準パラメータとを比較して、サルの動作のタスクを特定した後、当該タスクに対応する最適なアシストパターンを選択し、このアシストパターンに応じた動力を駆動源１２３に発生させるための自律指令信号を生成する。

指令信号合成部１３１ｄは、随意制御部１３１ａにより生成された随意指令信号と、自律制御部１３１ｂにより生成された自律指令信号とを合成し、合成指令信号を駆動信号生成部１３４へ出力する。指令信号合成部１３１ｄは、動作の開始から終了まで変化する随意的制御による動力と、自律的制御による動力とを合成した動力を駆動源１２３に発生させる波形を有する。

駆動信号生成部１３４は、合成指令信号に応じた駆動信号（駆動電流）を生成し、装着式動作補助装置１１０における駆動源１２３に供給することにより、駆動源１２３を駆動する。駆動源１２３は、動作伝達機構部１０７を介して駆動信号に応じたアシスト力（動力）をサルの各脚部に付与する。

送受信部１２１は、例えば、ブルートゥース（Bluetooth：登録商標）シリアル通信などの短距離無線通信技術により送受信可能な通信機である。この送受信部１２１は、制御装置１３１の制御の下、データ格納部１３１ｃに格納している基準パラメータと、関節角度検出部１３２により検出された関節角度および重心位置検出部１３３により検出された重心位置等のサルの動作の状態を表すパラメータと、生体信号検出部１３０から検出された生体電位信号とを、所定の通信方式に変調してアンテナを介して外部機器２５に送出する。

外部機器２５は、例えば、診断用のコンピュータであり、心電図や脳電図を作成してディスプレイ部２６に表示するとともに、機能改善評価装置１００から送信される各種データを送受信部２７において受信し、データベース２８に格納する。これにより外部機器２５は、サルの運動状態や生理状態を常時モニタリングするのみならず、データベース２８に蓄積をしながら時系列的に管理することができる。

このように機能改善評価装置１００では、免荷装置１１６によりサルを吊り下げて姿勢を安定化させつつ、装着式動作補助装置１１０によりサルに対してアシスト力を付与し歩行動作を補助する。制御ユニット１２０内の制御装置１３１は、サルの歩行速度に基づいてトレッドミル１０２の歩行ベルト１１４の速度を制御するとともに、サルの重心位置や体の傾きに基づいて免荷装置１１６の免荷量を制御することができる。そのためサルの脚部の自力動作が困難な場合であっても、転倒や歩行ベルト１１４からのはみ出しの心配をせずに、安全に歩行動作を行うことができる。

（６−４）変形例
なお、かかる実施形態においては、装着式動作補助装置１１０の動作伝達機構部１０７は、人間に適用する外骨格型の動作補助装置（例えば特開2005-95561号公報参照）とほぼ同等の構成からなるものを適用した場合について述べたが、本発明はこれに限らず、腰フレーム１０５及び第１フレーム１０８Ｒａ、１０８Ｌａの連結部位と、第１フレーム１０８Ｒａ、１０８Ｌａ及び第２フレーム１０８Ｒｂ、１０８Ｌｂの連結部位とにそれぞれ駆動源を設けることなく、右脚補助部１０６Ｒ及び左脚補助部１０６Ｌをそれぞれワイヤ（図示せず）の緊張又は弛緩による切替え駆動（すなわち腱駆動）により歩行動作させるようにしてもよい。

この変形例による動作伝達機構部では、右脚補助部１０６Ｒ及び左脚補助部１０６Ｌにおいて、腰フレーム１０５に左右一対の巻取り部（図示せず）を設けるとともに、腰フレーム１０５及び第１フレーム１０８Ｒａ、１０８Ｌａの連結部位と、第１フレーム１０８Ｒａ、１０８Ｌａ及び第２フレーム１０８Ｒｂ、１０８Ｌｂの連結部位とに回動中心となるプーリ（滑り機構）をそれぞれ設けておく。

巻取り部は、制御ユニット１２０からの制御信号により駆動トルクを制御されるサーボモータからなる駆動モータを有し、ワイヤの一端が固定され、当該ワイヤを巻き取ることにより又は巻き戻すことにより、ワイヤの張力を調整する。巻取り部から引き出されたワイヤは、腰フレーム１０５及び第１フレーム１０８Ｒａ、１０８Ｌａの連結部位のプーリと、第１フレーム１０８Ｒａ、１０８Ｌａ及び第２フレーム１０８Ｒｂ、１０８Ｌｂの連結部位のプーリとに掛合（巻付け）されるとともに、他端が第３フレーム１０８Ｒｃ、１０８Ｌｃに固定される。

動力伝達機構部は、サルの脚骨格に基づく歩容（タイミングに着目した脚移動の繰り返しパターン）がほぼ一定となるように、サルの腿関節及び膝関節の可動範囲に対応させて各フレーム同士の連結部位の回動範囲を制限するように設計されている。

このように変形例としての装着式動作補助装置１１０の動作伝達機構部は、腰フレーム１０５に取り付けられた左右一対の巻取り部の駆動モータを駆動させてワイヤの張力調整を行うことにより、右脚補助部１０６Ｒ及び左脚補助部１０６Ｌの歩行動作につなげることが可能となる。

（６−５）適用対象別の機能改善評価方法
（６−５−１）運動機能改善評価方法
この実施の形態においては、サルの脊髄が損傷や断裂した場合（評価実験用に意図的に損傷や断裂をさせた場合）に、その損傷や断裂箇所の上位の中枢（脳）側にセンサを埋め込んでおき、トレッドミル１０２上で脊髄損傷があるサルを歩行させながら、脳からの指令に基づく生体信号（神経活動電位）を検出することで、歩行動作を補助（アシスト）する。

この実施の形態においても、サルの脊髄の損傷や断裂箇所の上位側のみならず、下位側にも電位検出用センサ（電極）を埋め込んでおき、サルが歩行動作をする際に、末梢系から中枢系へとフィードバックされる生体信号（例えば生体電位信号など）を検出してもよい。また電位検出用のセンサに代えて、または一体として、生体組織に対して電気刺激等の物理的な刺激を付与するためのセンサを設けるようにしても良い。

（６−５−２）生理機能改善評価方法
さらにこの実施の形態による機能改善評価装置１００をサルの運動機能改善への適用のみならず、膀胱排泄障害のような生理機能改善に適用するようにしても良い。この実施形態においても、上述した本実施の形態におけるラットの場合と同様に、サルの膀胱にカテーテルを挿入しておき、サルを歩行動作させながら、所望の体内部位（脊髄、脳神経など）から検出される生体信号に基づいて、歩行動作を補助（アシスト）すると同時に、膀胱排泄障害の機能改善をモニタリングすれば良い。

１、１００……機能改善評価装置、２、１０１……基台、３、１０２……トレッドミル、４……球状転動部、５……歩行動作補助装置、７、１１４……歩行ベルト、１０、１１６……免荷装置、１１、１１８……入力部、１２ａ、１２ｂ、１０９ａ、１０９ｂ……専用靴、１５、１３０……生体信号検出部、１６、１２２……センサ、１７、１３１……制御装置、１８、１３２……関節角度検出部、１９、１３３……重心位置検出部、２０、１０７……動作伝達機構部、２１、１２３……駆動源、３０……培養基材、３１，５２……ナノファイバ、３４，４０，４１，４２……移植用モジュール、５０……中空ナノファイバ、１１０……装着式動作補助装置。

Claims (6)

1. 哺乳類のモデル動物の所望の体内部位に移植され、培養基材上に神経細胞と当該神経細胞の神経突起の伸長方向をガイドするガイド部材とを配置する移植用モジュールと、
   上記移植用モジュールよりも上位の中枢側を少なくとも含み、上記体内部位を中心に放射状に複数箇所に取り付けられ、当該体内部位を基準に神経活動電位をそれぞれ検出する電位検出部と、
   上記モデル動物の各脚部の足先を保持する保持部に連結され、当該保持部が上記モデル動物の自然な歩行動作パターンと同一または近似する軌道を揺動するように、上記駆動源の動力を当該保持部に伝達する動作伝達機構部と、
   上記保持部が接触可能に位置合わせされた歩行ベルトを有し、ロールの回転に応じて当該歩行ベルトを循環するように移動するトレッドミルと、
   上記電位検出部により検出された上記各神経活動電位に基づいて、上記モデル動物の意思に従った動力を駆動源に発生させながら、当該各神経活動電位の変化を測定する制御部と、を備え、
   上記制御部は、上記動作伝達機構部に連結された上記保持部の揺動状態に基づいて、上記駆動源の動力を制御するとともに、上記モデル動物の歩行動作に合わせて、上記歩行ベルトの移動速度を制御しながら、上記モデル動物の上記体内部位に埋め込まれた上記移植用モジュールにおいて神経細胞を培養させると同時に、上記各神経活動電位の変化の測定結果に基づいて当該神経細胞がどのように細胞活動しているかを調べる
   ことを特徴とする神経細胞培養装置。
2. 上記制御部は、上記モデル動物の上記体内部位に配置した電極の神経活動電位と、当該体内部位に対応する筋肉表面に配置した皮下埋め込み型電極の神経活動電位とを比較し、当該比較結果に基づいて、上記体内部位の修復度合いを推定する
   ことを特徴とする請求項１に記載の神経細胞培養装置。
3. 上記電位検出部と同一部位に設けられ、上記制御部からの信号に基づいて上記モデル動物に対して矩形波電流による電気刺激を与える生体刺激付与部を備え、
   上記制御部は、上記生体刺激付与部による電気刺激に対して反射した活動電位を計測しながら、当該活動電位と上記神経細胞の細胞活動との関係に基づいて、電気刺激の刺激頻度を制御することにより、神経細胞の伸長の指向性を制御する
   ことを特徴とする請求項１または２に記載の神経細胞培養装置。
4. 上記モデル動物の各脚部の足先を保持する保持部に設けられ、当該モデル動物の歩行動作に応じた重心位置を検知する重心位置検知部と、
   上記モデル動物を昇降自在に吊り上げて、当該モデル動物の各脚部の足先への荷重を免荷する免荷装置とを備え、
   上記制御部は、上記モデル動物の重心位置に基づいて、上記免荷装置による免荷量を制御する
   ことを特徴とする請求項１乃至３のいずれか一項に記載の神経細胞培養装置。
5. 上記動作伝達機構は、自由度１の多節リンク機構を有し、上記駆動源の回転運動の全部または一部を擬似直線運動または真性直線運動に変換する
   ことを特徴とする請求項１乃至４のいずれか一項に記載の神経細胞培養装置。
6. 上記動作伝達機構は、
   上記モデル動物の腰に装着される腰フレームと、
   上記腰フレームの右側部及び左側部からそれぞれ下方に設けられ、上記モデル動物の股関節に対応する位置で回動自在に連結された第１フレームと、
   各上記第１フレームから下方に設けられ、上記モデル動物の膝関節に対応する位置で回動自在に連結された第２フレームとを備え、
   上記駆動源の出力が、上記第腰フレーム及び上記第１フレームの連結部位と、上記第１フレーム及び上記第２フレームの連結部位とにそれぞれ伝達される
   ことを特徴とする請求項１乃至５のいずれか一項に記載の神経細胞培養装置。