WO2018203561A1 - 管腔臓器モデルユニットおよび管腔臓器モデルユニットの製造方法 - Google Patents

管腔臓器モデルユニットおよび管腔臓器モデルユニットの製造方法 Download PDF

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WO2018203561A1
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luminal organ
organ model
sensor
vessel model
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芳賀　洋一
信 太田
康智 清水
忠雄 松永
典子 鶴岡
静夏 大崎
吉田　洋
シモン アンドレ テュパン
ガイコウ ウ
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国立大学法人東北大学
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Definitions

  • the present invention relates to a luminal organ model unit used for training of treatment of a luminal organ and a method for manufacturing the luminal organ model unit.
  • a treatment for preventing the inflow of blood from the blood vessel into the cerebral aneurysm is increasing without performing a craniotomy.
  • Coil embolization which is one of the treatments performed from within a blood vessel, inserts a catheter into the femoral artery, approaches the lesion from within the blood vessel, and places a platinum coil into the cerebral aneurysm through the catheter. Thereby, the inflow of blood into the cerebral aneurysm can be prevented to prevent rupture.
  • Patent Document 1 proposes a catheter simulator having a pseudo blood vessel channel.
  • a pseudo blood vessel channel imitating a blood vessel is formed on a thin plate made of an aqueous gel of PVA (polyvinyl alcohol).
  • PVA polyvinyl alcohol
  • the present invention has been made in view of the above-described problems in the prior art, and is a luminal organ model unit that can quantify the skill level of a doctor or the effect of treatment, and a method of manufacturing a luminal organ model unit The purpose is to provide.
  • the luminal organ model unit of the present invention includes a base having a concave portion, a luminal organ model disposed in the concave portion, a filling material filled in the concave portion, and a sensor for measuring the luminal organ model.
  • the method for manufacturing a luminal organ model unit of the present invention includes a step of laminating polyvinyl alcohol and a sacrificial material, forming a luminal organ model and a base, and positioning a sensor in the course of laminating the polyvinyl alcohol and the sacrificial material. A step of removing the sacrificial material, and a step of filling the recess formed by removing the sacrificial material with a filler.
  • FIG. 2 is a perspective view of a blood vessel model unit in Embodiment 1.
  • FIG. 3 is a schematic cross-sectional view of a blood vessel model unit according to Embodiment 1.
  • FIG. 2 is a perspective view of a displacement sensor in Embodiment 1.
  • FIG. It is an end view on the first wiring side of the displacement sensor. It is an end view by the side of the 2nd wiring of a displacement sensor.
  • FIG. 6 is a diagram for explaining a method for manufacturing the displacement sensor in the first embodiment.
  • FIG. 6 is a diagram for explaining a method for manufacturing the displacement sensor in the first embodiment. It is a figure explaining the measurement position of the blood vessel model by a displacement sensor.
  • 1 is a schematic configuration diagram of a measurement system using a blood vessel model unit according to Embodiment 1.
  • FIG. 1 is a schematic configuration diagram of a measurement system using a blood vessel model unit according to Embodiment 1.
  • FIG. 3 is a schematic cross-sectional view showing a flow of a method for manufacturing a blood vessel model unit in the first embodiment.
  • FIG. 10 is a schematic cross-sectional view showing a flow of a method for manufacturing a blood vessel model unit in a modification of the first embodiment.
  • FIG. 10 is a schematic cross-sectional view showing a flow of a method for manufacturing a blood vessel model unit in another modification of the first embodiment.
  • 6 is a schematic cross-sectional view of a blood vessel model unit according to Embodiment 2.
  • FIG. FIG. 6 is a schematic cross-sectional view in which the periphery of a knob-like portion of the blood vessel model according to Embodiment 2 is enlarged.
  • 6 is a diagram showing a structure of a pressure sensor in a second embodiment.
  • FIG. 6 is a schematic configuration diagram of a measurement system using a blood vessel model unit according to Embodiment 2.
  • FIG. It is a figure which shows an example of the measurement result of a 1st pressure sensor.
  • FIG. 10 is a schematic cross-sectional view showing a flow of a method for manufacturing a blood vessel model unit in Embodiment 2.
  • FIG. 10 is a schematic cross-sectional view showing a flow of a method for manufacturing a blood vessel model unit in a modification of the second embodiment.
  • FIG. 10 is a perspective view of a blood vessel model unit according to Embodiment 3.
  • FIG. 10 is a perspective view of a blood vessel model unit in the fourth embodiment.
  • a method for generating a luminal organ model unit and a luminal organ model unit according to an embodiment of the present invention will be described.
  • a blood vessel model unit that simulates a blood vessel as an example of a hollow organ and a method for manufacturing the blood vessel model unit will be described.
  • FIG. 1 is a perspective view of a blood vessel model unit 1 according to the first embodiment
  • FIG. 2 is a schematic cross-sectional view of the blood vessel model unit 1 according to the first embodiment.
  • the blood vessel model unit 1 has a rectangular parallelepiped shape, and includes a blood vessel model 10, a base 20, and a displacement sensor 30. Further, the base 20 is formed with a recess 25, and the recess 25 is filled with a filler 40.
  • the blood vessel model 10 is a pseudo reproduction of a blood vessel.
  • the shape and wall thickness of the blood vessel model 10 are the same as those of the carotid artery and the cerebral artery.
  • the blood vessel model 10 of the present embodiment is composed of an aqueous gel of PVA (polyvinyl alcohol).
  • PVA polyvinyl alcohol
  • the concentration of PVA in the blood vessel model 10 is 10 to 20 wt%, preferably 17 wt%.
  • the blood vessel model 10 has a bent portion 11 for reproducing the siphon portion of the blood vessel.
  • the base 20 supports the blood vessel model 10 and the displacement sensor 30, and has a rectangular parallelepiped shape. Similar to the blood vessel model 10, the base 20 is composed of PVA having a concentration of 10 to 20 wt%, preferably 17 wt%. A rectangular parallelepiped concave portion 25 is formed in the center of the base 20, and a filler 40 is filled in the concave portion 25. The filler 40 reproduces the surrounding tissue of the blood vessel and is water or PVA. When PVA is used as the filler 40, PVA softer than the blood vessel model 10, for example, having a concentration of 2 to 10 wt%, desirably 5 wt% is used. As shown in FIGS. 1 and 2, the bent portion 11 and the displacement sensor 30 of the blood vessel model 10 are arranged in the filler 40 in the recess 25.
  • the displacement sensor 30 measures the displacement of the blood vessel model 10.
  • an ultrasonic sensor is used as the displacement sensor 30.
  • FIG. 3 is a perspective view of the displacement sensor 30 in the present embodiment.
  • the displacement sensor 30 includes a sensor unit 310 and a wiring unit 320.
  • the sensor unit 310 includes an ultrasonic transducer 311, a first electrode 312 and a second electrode 313 that cover the ultrasonic transducer 311, and a backing 314.
  • the ultrasonic transducer 311 transmits ultrasonic waves and receives reflected waves.
  • PMT-PT magnetium niobate / titanium
  • PZT lead zirconate titanate
  • Lead acid piezoelectric single crystal.
  • the thickness of the ultrasonic transducer 311 is about 96 ⁇ m, the width W is about 1.0 mm, and the length L is about 0.5 mm.
  • the first electrode 312 and the second electrode 313 are Au / Cr electrodes having Cr (chromium) as a base and Au (gold) formed thereon, and are disposed so as to cover the front and back of the ultrasonic transducer 311.
  • the backing 314 is a vibration damping material that attenuates unnecessary vibrations of the ultrasonic transducer 311 and shortens the ultrasonic pulse width, and is made of a mixture of epoxy resin and tungsten powder.
  • the thickness T of the backing 314 is about 1.3 mm, which is longer than the wavelength of the ultrasonic wave.
  • the wiring section 320 includes a film 321, a first electrode pad 322 and a first wiring 323 formed on the film 321, and a second electrode pad 324 and a second wiring 325.
  • the wiring unit 320 includes a first conductive material 326 that connects the first wiring 323 and the first electrode 312, a second conductive material 327 that connects the second wiring 325 and the second electrode 313, and the first electrode 312. And an insulating material 328 that insulates the first electrode 312 and the second electrode 313 from each other.
  • a coaxial cable (not shown) is soldered to the first electrode pad 322 and the second electrode pad 324, respectively.
  • the film 321 is a polyimide film having a thickness of about 25 ⁇ m and a length of about 30 mm.
  • the first electrode pad 322, the first wiring 323, the second electrode pad 324, and the second wiring 325 are copper foils formed on the film 321.
  • the first conductive material 326 and the second conductive material 327 are made of a conductive epoxy resin, and the insulating material 328 is made of an insulating epoxy resin.
  • the material and dimension of each part of said displacement sensor 30 are examples, and are not limited to these. Further, the displacement sensor 30 of FIG.
  • the ultrasonic transducer 3 is configured to vibrate the ultrasonic transducer 311 in the front-rear direction and transmit ultrasonic waves from the front surface, but is not limited thereto.
  • the ultrasonic transducer 311 may be configured to vibrate in the vertical direction and transmit ultrasonic waves from the upper surface.
  • FIG. 4 is an end view of the displacement sensor 30 on the first wiring 323 side
  • FIG. 5 is an end view of the displacement sensor 30 on the second wiring 325 side.
  • the first electrode 312 extends from the front surface of the ultrasonic transducer 311 to the bottom surface of the backing 314, and is connected to the first wiring 323 and the first electrode pad 322 via the first conductive material 326.
  • the second electrode 313 extends from the rear surface of the ultrasonic transducer 311 to the upper surface of the backing 314, and is connected to the second wiring 325 and the second electrode pad 324 through the second conductive material 327. Connected.
  • FIG. 6 and 7 are diagrams for explaining a method of manufacturing the displacement sensor 30 in the present embodiment.
  • a long ultrasonic transducer is formed on a film 321 in which a plurality of first electrode pads 322, first wirings 323, second electrode pads 324, and second wirings 325 are continuously formed.
  • the second conductive material 327 is bonded to each of the second wirings 325 and then cut into strips to form one displacement sensor 30. Manufacturing the displacement sensor 30 in this way improves manufacturing efficiency.
  • FIG. 8 is a diagram for explaining the measurement position of the blood vessel model 10 by the displacement sensor 30.
  • the displacement sensor 30 is arranged outside the bent portion 11 of the blood vessel model 10 and away from the bent portion 11.
  • the distance between the bending portion 11 and the ultrasonic transducer 311 in the displacement sensor 30 is, for example, 1 mm to 15 mm.
  • the displacement sensor 30 can be arranged away from the blood vessel model 10.
  • the displacement can be measured without affecting the physical properties of the blood vessel model 10 as compared with the case where a contact-type displacement sensor is attached to the blood vessel model 10.
  • the displacement sensor 30 is arranged such that an angle ⁇ formed by the first outer wall 11a of the bent portion 11 and a surface perpendicular to the front end surface of the sensor portion 310 is 90 degrees. Thereby, the reflection intensity is increased, and the reflected echo can be measured accurately.
  • the displacement sensor 30 transmits ultrasonic waves to the bent portion 11 and receives reflected echoes from the first outer wall 11a, the first inner wall 11b, the second inner wall 11c, and the second outer wall 11d of the bent portion 11. Based on the received reflected echo, the distance between the displacement sensor 30 and the first outer wall 11a, the first inner wall 11b, the second inner wall 11c, and the second outer wall 11d can be calculated.
  • FIG. 9 is a schematic configuration diagram of a measurement system 100 using the blood vessel model unit 1 of the present embodiment.
  • the measurement system 100 includes a blood vessel model unit 1, an insertion pipe 201 connected to the inlet side of the blood vessel model 10 of the blood vessel model unit 1, and a first connected to the outlet side of the blood vessel model 10.
  • a pipe 202, a water storage section 203 that stores water circulating in the blood vessel model 10, and a second pipe 204 that connects the water storage section 203 and the insertion pipe 201 are provided.
  • the operability can be reproduced by setting the length of the insertion pipe 201 to a length that assumes that the catheter 200 is inserted from the femoral artery at the base of the foot.
  • the measurement system 100 also measures a pump 205 that controls the flow rate of water flowing in the blood vessel model 10, an inlet sensor 206 that measures the water pressure on the inlet side of the blood vessel model 10, and the water pressure on the outlet side of the blood vessel model 10.
  • An outlet sensor 207, a pulsar receiver 301 connected to the displacement sensor 30 for transmitting and receiving ultrasonic waves, and an oscilloscope 302 for displaying measurement results are provided.
  • the water in the water storage unit 203 is circulated in the order of the second pipe 204, the insertion pipe 201, the blood vessel model 10, and the first pipe 202 by the pump 205.
  • the water pressure at this time is controlled based on the measurement results of the inlet sensor 206 and the outlet sensor 207 so as to be substantially the same as the blood pressure.
  • the temperature of water to be measured or circulated in a low temperature environment may be low.
  • the displacement sensor 30 measures the displacement when the catheter 200 inserted from the end of the insertion pipe 201 passes through the blood vessel model 10.
  • FIG. 10A shows an example of the measurement result of the displacement sensor 30 in a state where the catheter 200 is not inserted into the blood vessel model 10
  • FIG. 10B shows the inner wall of the bent portion 11 of the blood vessel model 10 in the catheter 200. It is an example of the measurement result of the displacement sensor 30 of the state pushed by.
  • the bent portion 11 is displaced because the reflected echo from the first outer wall 11a and the first inner wall 11b of the bent portion 11 is shifted.
  • the displacement amount ⁇ L of the blood vessel model 10 can be obtained from the following equation (1) using the shift time ⁇ t after displacement.
  • ⁇ L ( ⁇ t ⁇ C) / 2 (1)
  • C the speed of sound in water, and is about 1500 m / s.
  • the displacement amount ⁇ L of the blood vessel model 10 is 0.086 mm.
  • the amount of displacement By measuring the displacement of the blood vessel model 10, not only the sense of the doctor but also the load actually applied to the blood vessel can be quantified as the amount of displacement. This makes it possible to objectively check the skill level of the doctor or the effect of treatment. For example, when the amount of displacement is larger than a predetermined reference value, it is possible to continue the training by assuming that the skill level of the doctor is low.
  • an objectively safer treatment method can be proposed.
  • the blood vessel model unit 1 may include a plurality of displacement sensors 30.
  • FIGS. 11 and 12 are diagrams showing a modification of the blood vessel model unit 1 including a plurality of displacement sensors 30.
  • a displacement sensor 30 may be provided in each of the plurality of bent portions 11.
  • the displacement sensor 30 may be provided on the concave side of the bent portion 11 or at a place other than the bent portion 11 to measure the displacement of each portion.
  • a plurality of displacement sensors 30 may be provided in the circumferential direction of the blood vessel model 10. With this configuration, the direction in which the catheter 200 collides in the blood vessel model 10 can be measured.
  • FIG. 13 is a schematic cross-sectional view showing a flow of a manufacturing method of blood vessel model unit 1 in the present embodiment.
  • the blood vessel model unit 1 according to the present embodiment is manufactured by laminating a sacrificial material 4 and a PVA having a concentration of about 17 wt% as a material for the blood vessel model 10 and the base 20 using a 3D printer.
  • a sacrificial material 4 wax, limonene, polyethylene glycol (PEG), water-soluble PVA, or the like is used.
  • PVA is laminated on the box-shaped mold 3 (S1), and the sacrificial material 4 is laminated thereon as a frame for forming the blood vessel model 10 (S2).
  • the PVA is heated at the time of discharge so as to have fluidity, is injected between the sacrificial materials 4, and is surrounded by the sacrificial materials 4 to prevent deformation.
  • the displacement sensor 30 is arrange
  • the distance between the displacement sensor 30 and the blood vessel model 10 and the angle of the displacement sensor 30 can be set to a predetermined distance and angle.
  • the lamination of the PVA and the sacrificial material 4 is repeated (S4 to S7), and the blood vessel model 10 is formed.
  • the sacrificial material 4 is removed (S8), and the base 20 is taken out from the mold 3 (S9).
  • the filling material 40 is filled into the recess 25 formed by removing the sacrificial material 4 (S10). Thereby, the blood vessel model unit 1 is obtained.
  • the blood vessel model unit 1 can be easily manufactured by laminating the PVA and the sacrificial material 4 using a 3D printer.
  • the displacement sensors 30 are arranged using the sacrificial material 4 in the middle of the lamination of the PVA and the sacrificial material 4, thereby facilitating the positioning of each displacement sensor 30.
  • a 3D printer it is possible to reproduce blood vessels having a complicated shape and the deflection of the blood vessels. This makes it possible to produce a blood vessel model unit 1 that reproduces a blood vessel of a patient, and can realize tailor-made medicine.
  • FIG. 14 is a schematic cross-sectional view showing a flow of a method for manufacturing blood vessel model unit 1 in a modification of the first embodiment.
  • the support material 6 for supporting the displacement sensor 30 is disposed during the manufacturing of the blood vessel model unit 1 (S21).
  • the displacement sensor 30 is arrange
  • a material different from the sacrificial material 4 is used for the support material 6.
  • the support material 6 is PVA having a concentration of about 17 wt%.
  • the PVA and the sacrificial material 4 are laminated, and the sacrificial material 4 is removed (S23).
  • the support material 6 remains and the displacement sensor 30 is supported by the support material 6.
  • the concave portion 25 is filled with the filler 40, and the blood vessel model unit 1 is completed (S24).
  • the blood vessel model unit 1 of this modification includes a blood vessel model 10, a base 20, a displacement sensor 30, a filler 40, and a support material 6 that supports the blood vessel model 10 or the displacement sensor 30.
  • FIG. 15 is a schematic cross-sectional view showing the flow of the manufacturing method of the blood vessel model unit 1 in another modification of the first embodiment.
  • the manufacturing method of the blood vessel model unit 1 provided with the support material 6 which supports the blood vessel model 10 and the displacement sensor 30 from the bottom is shown.
  • the sacrificial material 4 serving as a frame for forming the blood vessel model 10 the support material 6 ⁇ / b> A for supporting the displacement sensor 30, and the blood vessel model 10 are supported on the PVA laminated on the mold 3.
  • the support material 6B to be laminated is laminated (S210).
  • the displacement sensor 30 is arranged on the support material 6A, and the blood vessel model 10 is formed on the support material 6B (S220).
  • the PVA and the sacrificial material 4 are stacked, and the sacrificial material 4 is removed (S230).
  • the support members 6A and 6B remain, and the blood vessel model 10 and the displacement sensor 30 are supported from below by the support members 6A and 6B.
  • the concave portion 25 is filled with the filler 40, and the blood vessel model unit 1 is completed (S240).
  • Embodiment 2 a second embodiment of the present invention will be described.
  • the present embodiment is different from the first embodiment in that the shape of the blood vessel model and a pressure sensor are provided instead of the displacement sensor 30.
  • Other configurations of the blood vessel model unit are the same as those in the first embodiment, and are denoted by the same reference numerals.
  • FIG. 16 is a schematic cross-sectional view of the blood vessel model unit 1A of the present embodiment.
  • the blood vessel model unit 1A according to the present embodiment is used for training or experiment of coil embolization for preventing blood from flowing into a cerebral aneurysm.
  • the blood vessel model 10A of the blood vessel model unit 1A according to the present embodiment has an aneurysm 12 for reproducing a cerebral aneurysm.
  • the knob-like portion 12 is hollow and has a spherical shape with a diameter of about 6 mm.
  • the blood vessel model unit 1A of the present embodiment includes a first pressure sensor 50A and a second pressure sensor 50B for measuring the pressure in the knob-shaped portion 12, and a first pressure sensor 50A and a second pressure sensor 50B.
  • the first tube 51 ⁇ / b> A and the second tube 51 ⁇ / b> B that are inserted respectively, and an air vent tube 60 for removing the air accumulated in the knob-like portion 12 are provided.
  • FIG. 17 is a schematic cross-sectional view enlarging the periphery of the knob-like portion 12 of the blood vessel model 10A.
  • the first tube 51 ⁇ / b> A and the second tube 51 ⁇ / b> B are disposed so that one end penetrates the wall of the knob-shaped portion 12 and protrudes inward.
  • the protruding amounts of the first tube 51A and the second tube 51B are large, turbulent flow is generated inside the knob-shaped portion 12, or the catheter 200 is hit.
  • the first tube 51A and the second tube 51B do not reach the inner wall of the knob-like part 12, the pressure in the knob-like part 12 cannot be measured accurately by the first pressure sensor 50A and the second pressure sensor 50B.
  • the protrusion amounts of the first pressure sensor 50A and the second pressure sensor 50B are set to 0 to about 0.5 mm.
  • the first tube 51A and the second tube 51B are thin polymer tubes, and in this embodiment, a polyimide tube having an inner diameter of about 200 ⁇ m and an outer diameter of about 240 ⁇ m is used.
  • the first pressure sensor 50A and the second pressure sensor 50B are inserted from the other ends of the first tube 51A and the second tube 51B, respectively. Then, with the first pressure sensor 50A and the second pressure sensor 50B inserted, the other ends of the first tube 51A and the second tube 51B are sealed with a hot bond 52, whereby the first pressure sensor 50A. And while fixing the 2nd pressure sensor 50B, the water leak from the inside of the knob-shaped part 12 can be prevented. Further, by using the hot bond 52, the first pressure sensor 50A and the second pressure sensor 50B can be freely inserted and removed. In addition, the first pressure sensor 50A and the second pressure sensor 50B are disposed at a place where the coil is difficult to enter or a place where the coil is difficult to be surely closed when performing the coil embolization in the knob-shaped portion 12.
  • the air vent tube 60 is provided so that one end portion thereof penetrates the wall of the knob-shaped portion 12 in the same manner as the first tube 51A and the second tube 51B.
  • the air vent tube 60 is a thin polymer tube. In this embodiment, a polyimide tube having an inner diameter of about 800 ⁇ m is used.
  • the other end of the air vent tube 60 is sealed with a hot bond 61 and is opened when it is necessary to vent the air.
  • the air vent tube 60 may be disposed in a place where air easily collects in the other portions of the knob-like portion 12 and the blood vessel model 10A.
  • the first pressure sensor 50A and the second pressure sensor 50B of the present embodiment are optical fiber pressure sensors.
  • FIG. 18 is a diagram showing the structure of the first pressure sensor 50A in the present embodiment.
  • the configuration of the second pressure sensor 50B is the same as that of the first pressure sensor 50A.
  • the first pressure sensor 50 ⁇ / b> A includes a pressure receiving portion 510 and an optical fiber portion 520.
  • the optical fiber section 520 includes a graded index multimode optical fiber 521 having a cladding diameter of 125 ⁇ m and a core diameter of 50 ⁇ m, and a chromium (Cr) thin film half mirror 522 formed at the tip of the optical fiber 521.
  • the pressure receiving portion 510 is a sensor chip having a cylindrical shape with a diameter of 120 ⁇ m, and is bonded to the end face of the optical fiber portion 520.
  • the pressure receiving portion 510 includes a diaphragm portion 511 that is bent by pressure, an aluminum (Al) total reflection mirror 512, a mesa portion 513 that supports the total reflection mirror 512 by flattening, and a spacer portion 514, and is a Fabry-Perot type.
  • the interferometer is configured.
  • the materials and dimensions of the first pressure sensor 50A, the first tube 51A, the second tube 51B, and the air vent tube 60 are examples, and are not limited to these.
  • FIG. 19 is a schematic configuration diagram of a measurement system 100A using the blood vessel model unit 1A of the present embodiment.
  • the measurement system 100A of the present embodiment includes a blood vessel model unit 1A, an insertion pipe 201 similar to that of the first embodiment, a first pipe 202, a water storage section 203, and a second pipe 204.
  • the measurement system 100A further includes a light source 501 connected to the first pressure sensor 50A and the second pressure sensor 50B, a fiber coupler 502, a spectrometer 503, and a terminal device 504 such as a PC.
  • the water in the water storage section 203 is circulated in the order of the second pipe 204, the insertion pipe 201, the blood vessel model 10 and the first pipe 202 by the pump 205, as in the first embodiment. Is done.
  • the water pressure at this time is controlled based on the measurement results of the inlet sensor 206 and the outlet sensor 207 so as to be substantially the same as the blood pressure.
  • the catheter 200 is inserted from the edge part of the insertion piping 201, and a coil is detained in the knob-like part 12 of the blood vessel model 10A. At this time, the pressure in the knob-like portion 12 is measured by the first pressure sensor 50A and the second pressure sensor 50B.
  • white light is supplied from the light source 501 to the first pressure sensor 50A and the second pressure sensor 50B.
  • the light supplied to the first pressure sensor 50 ⁇ / b> A and the second pressure sensor 50 ⁇ / b> B undergoes multiple reflections between the half mirror 522 and the total reflection mirror 512.
  • the diaphragm portion 511 which is a pressure receiving surface is deflected according to the pressure from the outside, and the distance (cavity length) between the half mirror 522 and the total reflection mirror 512 is set. Change. Thereby, the optical path difference of the reflected light from both mirrors changes.
  • the reflected light from the first pressure sensor 50A and the second pressure sensor 50B is sent to the spectrometer 503 through the fiber coupler 502, and the spectrometer 503 optically detects a change in the optical path difference of the reflected light. And in the terminal device 504, the pressure according to a spectral result is calculated, and a measurement result is displayed.
  • FIG. 20 is a diagram illustrating an example of a measurement result of the first pressure sensor 50A
  • FIG. 21 is a diagram illustrating an example of a measurement result of the second pressure sensor 50B.
  • the horizontal axis indicates the flow rate of water circulating in the blood vessel model 10A
  • the vertical axis indicates the pressure value that is the measurement result of each of the first pressure sensor 50A and the second pressure sensor 50B.
  • 20 and 21 show measurement results in a state in which the knob-like portion 12 is not plugged and in a state in which the bump 12 is plugged with four coils. As shown in FIGS.
  • the state in the aneurysm 12 can be quantified by measuring the pressure in the aneurysm 12 of the blood vessel model 10A that reproduces the aneurysm. And the skill level of a doctor or the effect of embolization treatment can be evaluated from the state in the knob-shaped part 12.
  • the number of pressure sensors may be 1 or 3 or more.
  • safety or effectiveness in the development of various medical devices such as treatment of placing a stent on the neck of an aneurysm or embolization of cerebral arteriovenous malformation (AVM) It can be used for sex testing.
  • a pressure sensor may be provided at a place other than the ridge 12 of the blood vessel model 10A.
  • the first tube 51A and the second tube 51B are regarded as blood vessels, and the pressure of water flowing into the first tube 51A and the second tube 51B is measured by the first pressure sensor 50A and the second pressure sensor 50B. It is also possible to simulate the pressure of blood flowing from a thick blood vessel to a thin blood vessel.
  • the blood vessel model unit 1A of the present embodiment is manufactured by stacking the sacrificial material 4 and the PVA that is the material of the blood vessel model 10A and the base 20, using a 3D printer, as in the first embodiment. .
  • FIG. 22 is a schematic cross-sectional view showing the flow of the manufacturing method of the blood vessel model unit 1A in the present embodiment. Also in the present embodiment, the manufacturing method of blood vessel model 10A and base 20 is the same as that of the first embodiment. In FIG. 22, attachment of the first pressure sensor 50 ⁇ / b> A, which is different from the first embodiment, will be described.
  • the sacrificial material 4 having the holes 53 is formed (S31, S32).
  • the first tube 51A is inserted into the hole 53 (S33).
  • the protrusion amount of the first tube 51A can be regulated by applying the first tube 51A to the sacrificial material 4 in the lumen of the blood vessel model 10A.
  • the sacrificial material 4 is removed (S34), the recess 25 is filled with the filler 40, and the first pressure sensor 50A is inserted into the first tube 51A (S35).
  • the second tube 51B and the air vent tube 60 are also attached in the same manner as the first tube 51A. Thereby, the blood vessel model unit 1A is obtained.
  • FIG. 23 is a schematic cross-sectional view showing the flow of the manufacturing method of the blood vessel model unit 1A in the modification of the present embodiment.
  • the PVA and the sacrificial material 4 are stacked, and the sacrificial material 4 is removed to form the blood vessel model 10A and the base 20, and the filler 40 is formed in the recess 25.
  • Fill S41
  • a hole 54 is formed with a needle or the like at the attachment position of the first pressure sensor 50A (S42). The hole 54 is formed so as to penetrate the filler 40 and the upper wall of the blood vessel model 10A.
  • the first tube 51A is inserted into the hole 54, and the gap between the hole 54 and the first tube 51A is sealed with a bond 55 so that water leakage does not occur (S43).
  • the blood pressure model unit 1A is obtained by inserting the first pressure sensor 50A into the first tube 51A (S44). For example, when it is desired to add a pressure sensor after manufacturing the blood vessel model unit 1A, it can be added as in this modification.
  • the first tube 51A, the second tube 51B, or the air vent tube 60 is not an essential configuration and can be omitted.
  • the first pressure sensor 50 ⁇ / b> A and the second pressure sensor 50 ⁇ / b> B may be arranged directly in the knob-like portion 12.
  • the air vent tube 60 may be provided in the blood vessel model unit 1 of the first embodiment.
  • FIG. 24 is a perspective view of blood vessel model unit 1B in the present embodiment.
  • the blood vessel model 10B of the blood vessel model unit 1B of the present embodiment has a bent portion 11 and a knob-like portion 12.
  • the blood vessel model unit 1B of the present embodiment includes a displacement sensor 30 for measuring the displacement of the bent portion 11, and a first pressure sensor 50A and a second pressure sensor for measuring the pressure in the knob-like portion 12. 50B.
  • the displacement and internal pressure of the blood vessel model unit 1B can be measured, which can be used for training and evaluation of a plurality of treatments, and for safety or effectiveness testing in developing a medical device. .
  • FIG. 25 is a perspective view of blood vessel model unit 1C in the present embodiment.
  • the blood vessel model unit 1C of the present embodiment includes a box-shaped base 20A formed of acrylic.
  • the base 20A is filled with a filler 40, and the blood vessel model 10 and the displacement sensor 30 are arranged.
  • the deformation of the blood vessel model unit 1C can be suppressed by using acrylic for the base.
  • a blood vessel is described as an example of a luminal organ, but the present invention can also be applied to a model unit of another luminal organ such as a bile duct.
  • the displacement sensor 30 is not limited to the ultrasonic sensor, and an optical sensor or the like may be used.
  • the first pressure sensor 50A and the second pressure sensor 50B are not limited to optical fiber pressure sensors, and pressure sensors using electrical characteristics may be used.
  • an arbitrary number of displacement sensors 30 may be appropriately disposed in order to measure the displacement of an arbitrary portion other than the bent portion 11 in the blood vessel model 10.
  • an arbitrary number of pressure sensors may be arranged in an arbitrary portion other than the knob-shaped portion 12 of the blood vessel model 10 and a portion requiring pressure confirmation.
  • an arbitrary number of air vent tubes 60 may be appropriately provided in the blood vessel model 10 where air is likely to accumulate.
  • the flow rate in the blood vessel model 10 may be measured using a displacement sensor 30 that is an ultrasonic sensor.
  • a fluid containing powder simulating red blood cells is circulated in the blood vessel model 10.
  • the velocity of the powder contained in the fluid in the blood vessel model 10 can be obtained, and the flow rate can be obtained from the cross-sectional area of the blood vessel model 10.
  • the blood vessel model 10 is an object to be measured.
  • the displacement sensor 30 (ultrasonic sensor) is used. It can be used to measure the flow rate of liquid flowing inside the luminal organ model.
  • the powder is not limited to the one imitating red blood cells.
  • the manufacturing method of the blood vessel model unit in the above embodiment is an example, and the blood vessel model unit of the present invention may be manufactured by other methods.

Abstract

管腔臓器モデルユニットにおいて、凹部を有するベースと、凹部に配置される管腔臓器モデルと、凹部に充填される充填材と管腔臓器モデルに関する測定を行うセンサと、を備える構成とした。

Description

管腔臓器モデルユニットおよび管腔臓器モデルユニットの製造方法
　本発明は、管腔臓器への治療の訓練などに用いられる管腔臓器モデルユニットおよび管腔臓器モデルユニットの製造方法に関するものである。
　従来、血管などの管腔臓器に生じた病変部に対して、管腔内から治療を行うことが知られている。例えば、近年では、脳動脈瘤の破裂を未然に防ぐために、開頭手術を行うことなく、血管内から脳動脈瘤内への血液の流入を妨げる治療を行うことが増えている。血管内から行う治療の一つであるコイル塞栓術は、大腿動脈へカテーテルを挿入し、病変部まで血管内からアプローチを行い、カテーテルを通して脳動脈瘤内へプラチナ製のコイルを留置する。これにより、脳動脈瘤内への血液の流入を妨げ破裂を未然に防ぐことができる。
　血管内治療を行う場合、医師の熟練度が低いと、病変部に到達するまでにガイドワイヤーおよびカテーテルを血管壁に当てて血管を傷つけてしまう恐れがある。また、コイル塞栓術を行う場合、医師の熟練度が低いと、瘤内でコイルが偏って留置されることやネック部分の血流が充分に妨げられないことにより、治療の効果が十分に得られないことがある。一般的に、医師が熟練度を向上させるためには、実際の患者治療の経験を積むことが考えられるが、血管を疑似的に再現した血管モデルを用いて訓練を行うことも知られている。
　医師の訓練に用いられる血管モデルとして、例えば、特許文献１には、疑似血管流路を有するカテーテルシュミレータが提案されている。特許文献１のカテーテルシュミレータでは、ＰＶＡ（ポリビニルアルコール）の水性ゲルからなる薄板に血管を模した疑似血管流路が形成されている。
特開２０１４－９２６８３号公報
　上記のような医師の訓練だけでなく、新たな血管内治療に関する治療方法または医療機器の開発の際の安全性または有効性評価のための実験においても血管モデルを用いることが有効である。このように、血管モデルを用いて訓練または実験を行う場合、医師の熟練度または治療の効果を定量化して評価できることが望ましい。
　そこで、本発明は、上記従来技術における課題に鑑みてなされたものであって、医師の熟練度または治療の効果を定量化することができる管腔臓器モデルユニットおよび管腔臓器モデルユニットの製造方法を提供することを目的とする。
　本発明の管腔臓器モデルユニットは、凹部を有するベースと、凹部に配置される管腔臓器モデルと、凹部に充填される充填材と、管腔臓器モデルに関する測定を行うセンサと、を備える。
　また、本発明の管腔臓器モデルユニットの製造方法は、ポリビニルアルコールおよび犠牲材を積層し、管腔臓器モデルおよびベースを形成するステップと、ポリビニルアルコールおよび犠牲材を積層する途中でセンサを位置決めするステップと、犠牲材を除去するステップと、犠牲材を除去して形成される凹部に充填材を充填するステップと、を含む。
　以上のように、本発明によれば、管腔臓器モデルに関する測定を行うセンサを備えることで、管腔臓器モデルユニットを用いた医師の熟練度または治療の効果を定量化して評価することができる。
実施の形態１における血管モデルユニットの斜視図である。 実施の形態１における血管モデルユニットの断面模式図である。 実施の形態１における変位センサの斜視図である。 変位センサの第１配線側の端面図である。 変位センサの第２配線側の端面図である。 実施の形態１における変位センサの製造方法を説明する図である。 実施の形態１における変位センサの製造方法を説明する図である。 変位センサによる血管モデルの測定位置を説明する図である。 実施の形態１の血管モデルユニットを用いた測定システムの概略構成図である。 （ａ）は血管モデルにカテーテルが挿入されていない状態の変位センサの測定結果の一例であり、（ｂ）は、血管モデルの屈曲部の内壁がカテーテルによって押された状態の変位センサの測定結果の一例である。 変位センサを複数備えた血管モデルユニットの変形例を示す図である。 変位センサを複数備えた血管モデルユニットの変形例を示す図である。 実施の形態１における血管モデルユニットの製造方法の流れを示す断面模式図である。 実施の形態１の変形例における血管モデルユニットの製造方法の流れを示す断面模式図である。 実施の形態１の別の変形例における血管モデルユニットの製造方法の流れを示す断面模式図である。 実施の形態２の血管モデルユニットの断面模式図である。 実施の形態２の血管モデルの瘤状部の周辺を拡大した断面模式図である。 実施の形態２における圧力センサの構造を示す図である。 実施の形態２の血管モデルユニットを用いた測定システムの概略構成図である。 第１圧力センサの測定結果の一例を示す図である。 第２圧力センサの測定結果の一例を示す図である。 実施の形態２における血管モデルユニットの製造方法の流れを示す断面模式図である。 実施の形態２の変形例における血管モデルユニットの製造方法の流れを示す断面模式図である。 実施の形態３における血管モデルユニットの斜視図である。 実施の形態４における血管モデルユニットの斜視図である。
　以下、本発明の実施の形態に係る管腔臓器モデルユニットおよび管腔臓器モデルユニットの生成方法について説明する。以下の実施の形態では、管腔臓器の一例として血管を疑似的に再現した血管モデルユニットおよび血管モデルユニットの製造方法について説明する。
　実施の形態１．
　図１は、実施の形態１における血管モデルユニット１の斜視図であり、図２は、実施の形態１における血管モデルユニット１の断面模式図である。図１および図２に示すように、血管モデルユニット１は、直方体形状を有し、血管モデル１０と、ベース２０と、変位センサ３０とを備える。また、ベース２０には、凹部２５が形成され、凹部２５には充填材４０が充填される。
　血管モデル１０は、血管を疑似的に再現したものである。本実施の形態では、頸動脈および大脳動脈を再現するため、血管モデル１０の形状および壁厚を頸動脈および大脳動脈と同じとしている。また、本実施の形態の血管モデル１０は、ＰＶＡ（ポリビニルアルコール）の水性ゲルで構成される。血管モデル１０をＰＶＡで構成することで、血管内壁の摩擦、血管壁の硬さおよび血管の形状を再現することができる。また、血管モデル１０のＰＶＡの濃度は１０～２０ｗｔ％であり、望ましくは１７ｗｔ％である。さらに、図１に示すように、血管モデル１０は、血管のサイフォン部を再現するための屈曲部１１を有する。
　ベース２０は、血管モデル１０および変位センサ３０を支持するものであり、直方体形状を有する。ベース２０は、血管モデル１０と同様に、濃度が１０～２０ｗｔ％、望ましくは１７ｗｔ％のＰＶＡで構成される。ベース２０の中央には、直方体形状の凹部２５が形成され、凹部２５内には、充填材４０が充填される。充填材４０は、血管の周囲組織を再現するものであり、水、またはＰＶＡである。充填材４０としてＰＶＡを用いる場合、血管モデル１０よりも柔らかい、例えば濃度が２～１０ｗｔ％、望ましくは５ｗｔ％のＰＶＡが用いられる。図１および図２に示すように、血管モデル１０の屈曲部１１および変位センサ３０は、凹部２５内において、充填材４０の中に配置される。
　変位センサ３０は、血管モデル１０の変位を測定するものである。本実施の形態では、変位センサ３０として超音波センサが用いられる。図３は、本実施の形態における変位センサ３０の斜視図である。図３に示すように、変位センサ３０は、センサ部３１０と配線部３２０とからなる。センサ部３１０は、超音波振動子３１１と、超音波振動子３１１を覆う第１電極３１２および第２電極３１３と、バッキング３１４と、を備える。
　超音波振動子３１１は、超音波を発信し、その反射波を受信するものであり、例えば、ＰＺＴ（チタン酸ジルコン酸鉛）よりも高い電気機械結合を有するＰＭＴ－ＰＴ（マグネシウムニオブ酸・チタン酸鉛）の圧電単結晶である。超音波振動子３１１の厚みは、約９６μｍであり、幅Ｗは約１．０ｍｍであり、長さＬは約０．５ｍｍである。
　第１電極３１２および第２電極３１３は、Ｃｒ（クロム）を下地としてその上にＡｕ（金）を形成したＡｕ／Ｃｒ電極であり、超音波振動子３１１の前後を覆うよう配置される。バッキング３１４は、超音波振動子３１１の不要な振動を減衰させ、超音波のパルス幅を短くする制振材であり、エポキシ樹脂とタングステン粉末を混合したものからなる。バッキング３１４の厚みＴは、超音波の波長よりも長い約１．３ｍｍである。
　配線部３２０は、フィルム３２１と、フィルム３２１上に形成される第１電極パッド３２２および第１配線３２３、ならびに第２電極パッド３２４および第２配線３２５とを備える。また、配線部３２０は、第１配線３２３と第１電極３１２とを接続する第１導電材３２６、第２配線３２５と第２電極３１３とを接続する第２導電材３２７、および第１電極３１２と第２電極３１３との間に配置され、第１電極３１２と第２電極３１３とを絶縁する絶縁材３２８を備えている。また、第１電極パッド３２２および第２電極パッド３２４には、図示しない同軸ケーブルがそれぞれ半田付けされる。
　フィルム３２１は、ポリイミドフィルムであり、厚みは約２５μｍ、長さは約３０ｍｍである。変位センサ３０に柔軟性を有するポリイミドフィルムを用いることにより、変位センサ３０の位置決めが容易となる。第１電極パッド３２２、第１配線３２３、第２電極パッド３２４および第２配線３２５は、フィルム３２１上に形成される銅箔である。第１導電材３２６および第２導電材３２７は、導電性のエポキシ樹脂からなり、絶縁材３２８は、絶縁性のエポキシ樹脂からなる。なお、上記の変位センサ３０の各部の材質および寸法は一例であり、これらに限定されるものではない。また、図３の変位センサ３０は、超音波振動子３１１を前後方向に振動させ、前面から超音波を発信する構成としたが、これに限定されるものではない。例えば、超音波振動子３１１を上下方向に振動させ、上面から超音波を発信する構成としてもよい。
　図４は、変位センサ３０の第１配線３２３側の端面図であり、図５は、変位センサ３０の第２配線３２５側の端面図である。図４に示すように、第１電極３１２は、超音波振動子３１１の前面からバッキング３１４の底面に延び、第１導電材３２６を介して、第１配線３２３および第１電極パッド３２２に接続される。また、図５に示すように、第２電極３１３は、超音波振動子３１１の後面からバッキング３１４の上面に延び、第２導電材３２７を介して、第２配線３２５および第２電極パッド３２４に接続される。
　図６および図７は、本実施の形態における変位センサ３０の製造方法を説明する図である。図６に示すように、まず、複数の第１電極パッド３２２、第１配線３２３、第２電極パッド３２４および第２配線３２５が連続して形成されたフィルム３２１に、長尺の超音波振動子３１１、第１電極３１２、第２電極３１３、バッキング３１４、第１導電材３２６および絶縁材３２８を貼りつける。そして、図７に示すように、第２配線３２５のそれぞれに第２導電材３２７を接着してから、短冊状に切り分けて１つの変位センサ３０とする。変位センサ３０をこのように製造することにより、製造効率が向上する。
　一般的に、血管内にカテーテルを挿入する際、熟練度の低い医師の場合、血管のサイフォン部などの屈曲部において、血管壁にカテーテルをぶつけてしまうことがある。そこで、本実施の形態の変位センサ３０は、血管モデル１０の屈曲部１１の変位を測定する。図８は、変位センサ３０による血管モデル１０の測定位置を説明する図である。図８に示すように、変位センサ３０は、血管モデル１０の屈曲部１１の外側において、屈曲部１１から離れて配置される。屈曲部１１と変位センサ３０における超音波振動子３１１との距離は、例えば１ｍｍ～１５ｍｍとする。このように、変位センサ３０として超音波センサを用いることで、変位センサ３０を血管モデル１０から離して配置することができる。これにより、血管モデル１０に接触式の変位センサを貼りつける場合に比べ、血管モデル１０の物性に影響を与えることなく、変位を測定することができる。また、変位センサ３０は、屈曲部１１の第１外壁１１ａとセンサ部３１０の前端面に垂直な面とのなす角度αが９０度になるように配置される。これにより、反射強度が大きくなり、正確に反射エコーを測定することができる。
　変位センサ３０は、屈曲部１１に対して超音波を発信し、屈曲部１１の第１外壁１１ａ、第１内壁１１ｂ、第２内壁１１ｃおよび第２外壁１１ｄからの反射エコーを受信する。そして、受信した反射エコーに基づいて、変位センサ３０と、第１外壁１１ａ、第１内壁１１ｂ、第２内壁１１ｃおよび第２外壁１１ｄとの距離を算出することができる。
　図９は、本実施の形態の血管モデルユニット１を用いた測定システム１００の概略構成図である。図９に示すように、測定システム１００は、血管モデルユニット１と、血管モデルユニット１の血管モデル１０の入口側に接続される挿入配管２０１と、血管モデル１０の出口側に接続される第１配管２０２と、血管モデル１０内を循環する水を貯水する貯水部２０３と、貯水部２０３と挿入配管２０１とを接続する第２配管２０４とを備える。ここで、挿入配管２０１の長さを、カテーテル２００が足の付け根の大腿動脈から挿入されることを想定した長さとすることで、操作性を再現することができる。また、測定システム１００は、血管モデル１０内に流れる水の流量を制御するポンプ２０５と、血管モデル１０の入口側の水圧を測定する入口センサ２０６と、血管モデル１０の出口側の水圧を測定する出口センサ２０７と、変位センサ３０に接続され、超音波の発信および受信を行うパルサーレシーバー３０１と、測定結果を表示するオシロスコープ３０２とを備える。
　測定システム１００における測定を行う際には、ポンプ２０５によって、貯水部２０３の水が、第２配管２０４、挿入配管２０１、血管モデル１０および第１配管２０２の順に循環される。このときの水圧は、血圧と略同じとなるように、入口センサ２０６および出口センサ２０７の測定結果に基づいて制御される。なお、ＰＶＡで構成される血管モデルユニット１を冷やした状態に保つため、低温環境下で測定を行う、または循環させる水の温度を低温とするとよい。そして、挿入配管２０１の端部から挿入されたカテーテル２００が、血管モデル１０内を通るときの変位が変位センサ３０により測定される。
　図１０（ａ）は、血管モデル１０にカテーテル２００が挿入されていない状態の変位センサ３０の測定結果の一例であり、図１０（ｂ）は、血管モデル１０の屈曲部１１の内壁がカテーテル２００によって押された状態の変位センサ３０の測定結果の一例である。図１０（ａ）および図１０（ｂ）に示すように、屈曲部１１の第１外壁１１ａおよび第１内壁１１ｂからの反射エコーがシフトしていることで、屈曲部１１が変位していることがわかる。また、変位後のシフト時間Δｔを用いて下記の式（１）から血管モデル１０の変位量ΔＬを求めることができる。
　ΔＬ＝(Δｔ×Ｃ)／２　・・・（１）
　なお、式（１）の「Ｃ」は水中の音速であり、約１５００ｍ／ｓとする。
　例えば、変位前の信号に対する変位後のシフト時間Δｔが０．１１４μｓである場合、血管モデル１０の変位量ΔＬは０．０８６ｍｍであることがわかる。
　このように、血管モデル１０の変位を測定することで、医師の感覚だけでなく、実際に血管にかかる負荷を変位量として定量化することができる。これにより、客観的に医師の熟練度の評価または治療の効果を確認することができる。例えば、変位量が所定の基準値よりも大きい場合は医師の熟練度が低いとして、さらに訓練を続けることができる。また、血管モデル１０を用いて術前のシミュレーションを行い、実際に血管にかかる負荷を測定することで、客観的により安全性の高い治療法を提案することができる。
　また、血管モデルユニット１は、変位センサ３０を複数備えてもよい。図１１および図１２は、変位センサ３０を複数備えた血管モデルユニット１の変形例を示す図である。例えば、図１１に示すように、複数の屈曲部１１のそれぞれに変位センサ３０を設けてもよい。または、屈曲部１１の凹側、もしくは屈曲部１１以外の場所に変位センサ３０を設け、各部の変位を測定してもよい。また、図１２に示すように、血管モデル１０の周方向に複数の変位センサ３０を設けてもよい。このように構成することで、血管モデル１０内においてカテーテル２００がぶつかる方向などを測定することができる。特に血管モデル１０において、重要と思われるところに変位センサ３０を複数設けることで、血管モデル１０がどのように変位するかを詳細に把握することができる。
　続いて、本実施の形態の血管モデルユニット１の製造方法について説明する。図１３は、本実施の形態における血管モデルユニット１の製造方法の流れを示す断面模式図である。本実施の形態の血管モデルユニット１は、３Ｄプリンターを用いて、血管モデル１０およびベース２０の材料となる濃度約１７ｗｔ％のＰＶＡと犠牲材４とを積層することにより製造される。犠牲材４としては、ワックス、リモネン、ポリエチレングリコール（ＰＥＧ）または水に溶けるＰＶＡなどが用いられる。
　まず、箱形状の型枠３にＰＶＡを積層し（Ｓ１）、その上に血管モデル１０を形成するための枠として犠牲材４を積層する（Ｓ２）。なお、ＰＶＡは、流動性を有するよう吐出時に加熱され、犠牲材４の間に注入され、犠牲材４に囲まれることで変形が妨げられる。そして、血管モデル１０の測定位置に変位センサ３０を配置する（Ｓ３）。このとき、図１３に示すように、変位センサ３０の前端面の位置を犠牲材４で規制することで、変位センサ３０の位置決めが容易となる。詳しくは、犠牲材４に変位センサ３０の前端面を当てて配置することで、変位センサ３０と血管モデル１０との距離、および変位センサ３０の角度を所定の距離および角度とすることができる。その後、ＰＶＡと犠牲材４との積層を繰り返し（Ｓ４～Ｓ７）、血管モデル１０を形成する。そして、犠牲材４を除去し（Ｓ８）、ベース２０を型枠３から取り出す（Ｓ９）。最後に、犠牲材４を除去することにより形成された凹部２５に、充填材４０を充填する（Ｓ１０）。これにより、血管モデルユニット１が得られる。
　このように、３Ｄプリンターを用いて、ＰＶＡおよび犠牲材４を積層させることで、血管モデルユニット１を容易に製造することができる。特に複数の変位センサ３０を備える場合には、ＰＶＡおよび犠牲材４の積層の途中で犠牲材４を用いて変位センサ３０を配置することで、各変位センサ３０の位置決めが容易となる。また、３Ｄプリンターを用いることで、複雑な形状の血管および血管のたわみなども再現することができる。これにより、患者の血管を再現した血管モデルユニット１を作製することも可能となり、テーラーメイド医療を実現することができる。
　なお、図１３の例では、犠牲材４を全て除去する構成としたが、これに限定されるものではない。例えば、変位センサ３０の位置決めのための犠牲材をサポート材６として残しておいてもよい。図１４は、実施の形態１の変形例における血管モデルユニット１の製造方法の流れを示す断面模式図である。図１４に示すように、血管モデルユニット１の製造途中において、変位センサ３０を支持するためのサポート材６を配置する（Ｓ２１）。そして、サポート材６上に、変位センサ３０を配置する（Ｓ２２）。サポート材６には、犠牲材４とは異なる材料が用いられる。例えば、サポート材６は、濃度約１７ｗｔ％のＰＶＡである。
　その後、ＰＶＡと犠牲材４とを積層し、犠牲材４を除去する（Ｓ２３）。このとき、図１４に示すように、サポート材６は残ったままであり、変位センサ３０は、サポート材６によって支持される。そして、凹部２５に充填材４０を充填し、血管モデルユニット１が完成する（Ｓ２４）。なお、変位センサ３０だけでなく、血管モデル１０を支持するサポート材６を設ける構成としてもよい。すなわち、本変形例の血管モデルユニット１は、血管モデル１０と、ベース２０と、変位センサ３０と、充填材４０と、血管モデル１０または変位センサ３０を支持するサポート材６とを備える。これにより、変位センサ３０の位置ずれおよび該位置ずれによる測定誤差の発生、または血管モデル１０の変形などを抑制できる。
　図１５は、実施の形態１の別の変形例における血管モデルユニット１の製造方法の流れを示す断面模式図である。図１５では、血管モデル１０および変位センサ３０を下から支持するサポート材６を備える血管モデルユニット１の製造方法を示す。図１５に示すように、型枠３に積層されたＰＶＡの上に、血管モデル１０を形成するための枠となる犠牲材４と、変位センサ３０を支持するサポート材６Ａおよび血管モデル１０を支持するサポート材６Ｂとを積層する（Ｓ２１０）。そして、サポート材６Ａ上に変位センサ３０を配置し、サポート材６Ｂ上に血管モデル１０を形成する（Ｓ２２０）。
　その後、ＰＶＡと犠牲材４とを積層し、犠牲材４を除去する（Ｓ２３０）。このとき、図１５に示すように、サポート材６Ａおよび６Ｂは残ったままであり、血管モデル１０および変位センサ３０は、サポート材６Ａおよび６Ｂによって下方から支持される。そして、凹部２５に充填材４０が充填され、血管モデルユニット１が完成する（Ｓ２４０）。
　実施の形態２．
　次に、本発明の実施の形態２について説明する。本実施の形態では、血管モデルの形状、および変位センサ３０に替えて圧力センサを備える点において、実施の形態１と相違する。血管モデルユニットのその他の構成は、実施の形態１と同様であり、同じ符号を付す。
　図１６は、本実施の形態の血管モデルユニット１Ａの断面模式図である。本実施の形態の血管モデルユニット１Ａは、脳動脈瘤内への血液の流入を妨げるためのコイル塞栓術の訓練または実験などに用いられる。図１６に示すように、本実施の形態の血管モデルユニット１Ａの血管モデル１０Ａは、脳動脈瘤を再現するための瘤状部１２を有する。瘤状部１２は、中が空洞のであり、直径が約６ｍｍの球体形状を有している。また、本実施の形態の血管モデルユニット１Ａは、瘤状部１２内の圧力を測定するための第１圧力センサ５０Ａおよび第２圧力センサ５０Ｂと、第１圧力センサ５０Ａおよび第２圧力センサ５０Ｂがそれぞれ挿入される第１チューブ５１Ａおよび第２チューブ５１Ｂと、瘤状部１２内に溜まった空気を除去するための空気抜き用チューブ６０とを備える。
　図１７は、血管モデル１０Ａの瘤状部１２の周辺を拡大した断面模式図である。図１７に示すように、第１チューブ５１Ａおよび第２チューブ５１Ｂは、一方の端部が瘤状部１２の壁を貫通し、内側に突出するように配置される。ここで、第１チューブ５１Ａおよび第２チューブ５１Ｂの突出量が大きいと、瘤状部１２の内部に乱流が発生する、またはカテーテル２００などにぶつかってしまう。一方、第１チューブ５１Ａおよび第２チューブ５１Ｂが瘤状部１２の内壁に達していない場合は、第１圧力センサ５０Ａおよび第２圧力センサ５０Ｂによって、瘤状部１２内の圧力を正確に測定できない。そのため、これらを考慮して第１圧力センサ５０Ａおよび第２圧力センサ５０Ｂの突出量は、０～約０．５ｍｍとされる。第１チューブ５１Ａおよび第２チューブ５１Ｂは、薄肉のポリマーチューブであり、本実施の形態では、内径約２００μｍ、外径約２４０μｍのポリイミドチューブが用いられる。
　第１圧力センサ５０Ａおよび第２圧力センサ５０Ｂは、第１チューブ５１Ａおよび第２チューブ５１Ｂの他方の端部からそれぞれ挿入される。そして、第１圧力センサ５０Ａおよび第２圧力センサ５０Ｂが挿入された状態で、第１チューブ５１Ａおよび第２チューブ５１Ｂの他方の端部をホットボンド５２で封止することで、第１圧力センサ５０Ａおよび第２圧力センサ５０Ｂを固定するとともに、瘤状部１２内からの漏水を防ぐことができる。また、ホットボンド５２を用いることで、第１圧力センサ５０Ａおよび第２圧力センサ５０Ｂを自由に挿抜することができる。また、第１圧力センサ５０Ａおよび第２圧力センサ５０Ｂは、瘤状部１２においてコイル塞栓術を行う場合に、コイルが入りづらい場所、または確実に塞ぎたい場所に配置される。
　また、空気抜き用チューブ６０は、第１チューブ５１Ａおよび第２チューブ５１Ｂと同様に、一方の端部が瘤状部１２の壁を貫通するように設けられる。空気抜き用チューブ６０は、薄肉のポリマーチューブであり、本実施の形態では、内径約８００μｍのポリイミドチューブが用いられる。空気抜き用チューブ６０の他方の端部は、ホットボンド６１で封止され、空気を抜く必要がある場合に開放される。空気抜き用チューブ６０は、瘤状部１２および血管モデル１０Ａのその他の場所において、空気がたまりやすい場所に配置すればよい。
　本実施の形態の第１圧力センサ５０Ａおよび第２圧力センサ５０Ｂは、光ファイバ圧力センサである。図１８は、本実施の形態における第１圧力センサ５０Ａの構造を示す図である。第２圧力センサ５０Ｂの構成は、第１圧力センサ５０Ａと同じである。図１８に示すように、第１圧力センサ５０Ａは、受圧部５１０と光ファイバ部５２０とからなる。光ファイバ部５２０は、クラッド径１２５μｍ、コア径５０μｍのグレーデッドインデックスマルチモードの光ファイバ５２１と、光ファイバ５２１の先端に形成されるクロム（Ｃｒ）薄膜のハーフミラー５２２とからなる。受圧部５１０は、直径１２０μｍの円筒形状を有するセンサチップであり、光ファイバ部５２０の端面に接合される。受圧部５１０は、圧力によってたわむダイヤフラム部５１１と、アルミ（Ａｌ）の全反射ミラー５１２と、全反射ミラー５１２を平坦化させて支えるメサ部５１３と、スペーサ部５１４とを備え、ファブリ・ペロー型の干渉計を構成する。なお、ダイヤフラム部５１１の側面からの負荷を抑制するために、先端部をポリイミドチューブで保護してもよい。なお、上記の第１圧力センサ５０Ａ、第１チューブ５１Ａ、第２チューブ５１Ｂ、および空気抜き用チューブ６０の材質および寸法は一例であり、これらに限定されるものではない。
　図１９は、本実施の形態の血管モデルユニット１Ａを用いた測定システム１００Ａの概略構成図である。図１９に示すように、本実施の形態の測定システム１００Ａは、血管モデルユニット１Ａと、実施の形態１と同様の挿入配管２０１と、第１配管２０２と、貯水部２０３と、第２配管２０４と、ポンプ２０５と、入口センサ２０６と、出口センサ２０７とを備える。測定システム１００Ａは、さらに、第１圧力センサ５０Ａおよび第２圧力センサ５０Ｂに接続される光源５０１と、ファイバ結合器５０２と、分光計５０３と、ＰＣなどの端末装置５０４とを備える。
　測定システム１００Ａにおける測定を行う際には、実施の形態１と同様に、ポンプ２０５によって、貯水部２０３の水が、第２配管２０４、挿入配管２０１、血管モデル１０および第１配管２０２の順に循環される。このときの水圧は、血圧と略同じとなるように、入口センサ２０６および出口センサ２０７の測定結果に基づいて制御される。そして、挿入配管２０１の端部からカテーテル２００が挿入され、血管モデル１０Ａの瘤状部１２内にコイルが留置される。このときの瘤状部１２内の圧力が第１圧力センサ５０Ａおよび第２圧力センサ５０Ｂによって測定される。
　具体的には、光源５０１から第１圧力センサ５０Ａおよび第２圧力センサ５０Ｂへ白色光が供給される。第１圧力センサ５０Ａおよび第２圧力センサ５０Ｂに供給された光は、ハーフミラー５２２と全反射ミラー５１２との間で多重反射を行う。ここで、第１圧力センサ５０Ａおよび第２圧力センサ５０Ｂでは、外部からの圧力に応じて受圧面であるダイヤフラム部５１１がたわみ、ハーフミラー５２２と全反射ミラー５１２間の距離（キャビティー長）が変化する。これにより、両ミラーからの反射光の光路差が変化する。第１圧力センサ５０Ａおよび第２圧力センサ５０Ｂからの反射光は、ファイバ結合器５０２を通って分光計５０３に送られ、分光計５０３によって反射光の光路差の変化を光学的に検知される。そして、端末装置５０４において、分光結果に応じた圧力が算出され、測定結果が表示される。
　図２０は、第１圧力センサ５０Ａの測定結果の一例を示す図であり、図２１は、第２圧力センサ５０Ｂの測定結果の一例を示す図である。図２０および図２１の横軸は、血管モデル１０Ａ内を循環させる水の流量を示し、縦軸は第１圧力センサ５０Ａおよび第２圧力センサ５０Ｂそれぞれの測定結果である圧力値を示す。図２０および図２１は、瘤状部１２が塞栓されていない状態と、４本のコイルで塞栓された状態の測定結果を示す。図２０および図２１に示すように、第１圧力センサ５０Ａおよび第２圧力センサ５０Ｂの両方において、瘤状部１２が塞栓されていない状態に比べ、瘤状部１２が塞栓された状態の方が、傾きが小さくなる傾向があることが分かる。このことから、瘤状部１２をコイルで塞栓することにより、血管モデル１０Ａ内を循環する水の流量増加に対する脳動脈瘤内の圧力の増加が緩やかになっていると言える。これは、コイルがダンパーの役割を果たしており、コイルの本数が増えることでコイルのダンパーとしての影響が大きくなったためと考えられる。
　また、図２０および図２１から、４本のコイルを塞栓した状態においても、瘤状部１２を十分に塞栓できていないことがわかる。さらに、図２０と図２１との測定結果の相違から、第２圧力センサ５０Ｂが配置された箇所では塞栓効果があるものの、第１圧力センサ５０Ａが配置された箇所では、塞栓効果がなく、コイルに偏りが生じている可能性があることがわかる。
　このように、本実施の形態では、動脈瘤を再現した血管モデル１０Ａの瘤状部１２内の圧力を測定することで、瘤状部１２内の状態を定量化することができる。そして、瘤状部１２内の状態から、医師の熟練度または塞栓治療の効果を評価することができる。なお、上記では、２つの圧力センサを備える構成としたが、圧力センサの数は１つまたは３つ以上であってもよい。また、動脈瘤のコイル塞栓術だけでなく、動脈瘤のネック部にステントを載置する治療、または脳動静脈奇形（ＡＶＭ）の塞栓治療など、様々な医療機器開発の際の安全性または有効性試験に役立てることができる。
　さらに、血管モデル１０Ａの瘤状部１２以外の場所に圧力センサを設けてもよい。また、第１チューブ５１Ａおよび第２チューブ５１Ｂを血管に見立て、第１圧力センサ５０Ａおよび第２圧力センサ５０Ｂによって、第１チューブ５１Ａおよび第２チューブ５１Ｂ内に流入する水の圧力を測定することで、太い血管から細い血管へ流れる血液の圧力をシミュレートすることもできる。
　続いて、本実施の形態の血管モデルユニット１Ａの製造方法について説明する。本実施の形態の血管モデルユニット１Ａは、実施の形態１と同様に、３Ｄプリンターを用いて、血管モデル１０Ａおよびベース２０の材料であるＰＶＡと、犠牲材４とを積層することにより製造される。
　図２２は、本実施の形態における血管モデルユニット１Ａの製造方法の流れを示す断面模式図である。本実施の形態においても、血管モデル１０Ａおよびベース２０の製造方法は、実施の形態１と同様である。図２２では、実施の形態１との相違点である第１圧力センサ５０Ａの取り付けについて説明する。まず、本実施の形態では、孔５３を有する犠牲材４を形成する（Ｓ３１、Ｓ３２）。そして、孔５３に第１チューブ５１Ａを挿入する（Ｓ３３）。このとき、第１チューブ５１Ａを血管モデル１０Ａの内腔の犠牲材４に当てることで、第１チューブ５１Ａの突出量を規制することができる。そして、犠牲材４を除去し（Ｓ３４）、凹部２５に充填材４０を充填し、第１チューブ５１Ａに第１圧力センサ５０Ａを挿入する（Ｓ３５）。なお、第２チューブ５１Ｂおよび空気抜き用チューブ６０も第１チューブ５１Ａと同様に取り付けられる。これにより、血管モデルユニット１Ａが得られる。
　なお、第１圧力センサ５０Ａの取り付けは、図２２の例に限定されるものではない。図２３は、本実施の形態の変形例における血管モデルユニット１Ａの製造方法の流れを示す断面模式図である。本変形例では、まず、実施の形態１と同様に、ＰＶＡおよび犠牲材４を積層し、犠牲材４を除去することで、血管モデル１０Ａおよびベース２０を形成し、凹部２５に充填材４０を充填する（Ｓ４１）。そして、第１圧力センサ５０Ａの取り付け位置に、針などで孔５４を形成する（Ｓ４２）。孔５４は、充填材４０および血管モデル１０Ａの上壁を貫通するように形成される。
　そして、孔５４に第１チューブ５１Ａを挿入し、水漏れが発生しないように孔５４と第１チューブ５１Ａとの隙間をボンド５５で封止する（Ｓ４３）。最後に第１チューブ５１Ａに第１圧力センサ５０Ａを挿入することで、血管モデルユニット１Ａが得られる（Ｓ４４）。例えば、血管モデルユニット１Ａを製造した後で、圧力センサを追加したい場合などには、本変形例のように追加することができる。
　また、第１チューブ５１Ａ、第２チューブ５１Ｂ、または空気抜き用チューブ６０は必須の構成ではなく、省略可能である。この場合、第１圧力センサ５０Ａおよび第２圧力センサ５０Ｂを直接、瘤状部１２内に配置してもよい。また、実施の形態１の血管モデルユニット１に空気抜き用チューブ６０を設けてもよい。
　実施の形態３．
　次に、本発明の実施の形態３について説明する。本実施の形態の血管モデルユニット１Ｂは、実施の形態１および実施の形態２を組み合わせた構成である。図２４は、本実施の形態における血管モデルユニット１Ｂの斜視図である。図２４に示すように、本実施の形態の血管モデルユニット１Ｂの血管モデル１０Ｂは、屈曲部１１および瘤状部１２を有する。また、本実施の形態の血管モデルユニット１Ｂは、屈曲部１１の変位を測定するための変位センサ３０と、瘤状部１２内の圧力を測定するための第１圧力センサ５０Ａおよび第２圧力センサ５０Ｂとを備える。
　血管モデルユニット１Ｂのその他の構成、ならびに変位センサ３０および第１圧力センサ５０Ａおよび第２圧力センサ５０Ｂの構成は、実施の形態１および実施の形態２と同様である。
　本実施の形態によれば、血管モデルユニット１Ｂの変位および内圧を測定することができ、複数の治療に対する訓練およびその評価、ならびに医療機器開発の際の安全性または有効性試験に役立てることができる。
　実施の形態４．
　次に、本発明の実施の形態４について説明する。本実施の形態の血管モデルユニット１Ｃは、ベース２０の構成において実施の形態１と相違する。図２５は、本実施の形態における血管モデルユニット１Ｃの斜視図である。図２５に示すように、本実施の形態の血管モデルユニット１Ｃは、アクリルで形成される箱形状のベース２０Ａを備える。ベース２０Ａの内部には、充填材４０が充填され、血管モデル１０および変位センサ３０が配置される。
　本実施の形態によれば、ベースにアクリルを用いることで、血管モデルユニット１Ｃの変形を抑制することができる。
　以上が本発明の実施の形態の説明であるが、本発明は、上記実施の形態の構成に限定されるものではなく、その技術的思想の範囲内で様々な変形または組み合わせが可能である。例えば、上記実施の形態は、管腔臓器として血管を例に説明したが、本発明は、胆管などのその他の管腔臓器のモデルユニットにも適用できる。また、変位センサ３０は超音波センサに限定されるものではなく、光学式センサなどを用いてもよい。また、第１圧力センサ５０Ａおよび第２圧力センサ５０Ｂは、光ファイバ圧力センサに限定されるものではなく、電気的特性を利用した圧力センサなどを用いてもよい。さらに、任意の数の変位センサ３０を、血管モデル１０における屈曲部１１以外の任意部分の変位を測定するために適宜配置してもよい。また、任意の数の圧力センサを、血管モデル１０の瘤状部１２以外の任意部分であって、圧力の確認を要する部分に配置してもよい。また、血管モデル１０内の空気がたまりそうな場所に、任意の数の空気抜き用チューブ６０を適宜設けてもよい。
　さらに、超音波センサである変位センサ３０を用いて、血管モデル１０内の流量を測定してもよい。この場合は、血管モデル１０内に、赤血球を模した粉末を含む流体を循環させる。そして、変位センサ３０の測定結果に基づいて、血管モデル１０内の流体に含まれる紛体の速度を求め、血管モデル１０の断面積から流量を求めることができる。なお、上記例では血管モデル１０を測定対象としているが、これを血管に限定する必要はなく、管腔臓器モデルに適用することができ、その場合には、変位センサ３０（超音波センサ）を管腔臓器モデルの内部を流れる液体の流量の測定に用いることができる。さらに、当該粉末も、赤血球を模したものと限定するものではない。
　また、上記実施の形態における血管モデルユニットの製造方法は一例であり、本発明の血管モデルユニットは、その他の方法で製造されてもよい。
　１、１Ａ、１Ｂ、１Ｃ　血管モデルユニット、３　型枠、４　犠牲材、６　サポート材、１０、１０Ａ、１０Ｂ　血管モデル、１１　屈曲部、１１ａ　第１外壁、１１ｂ　第１内壁、１１ｃ　第２内壁、１１ｄ　第２外壁、１２　瘤状部、２０、２０Ａ　ベース、２５　凹部、３０　変位センサ、４０　充填材、５０Ａ　第１圧力センサ、５０Ｂ　第２圧力センサ、５１Ａ　第１チューブ、５１Ｂ　第２チューブ、５２　ホットボンド、５３、５４　孔、５５　ボンド、６０　空気抜き用チューブ、６１　ホットボンド、１００、１００Ａ　測定システム、２００　カテーテル、２０１　挿入配管、２０２　第１配管、２０３　貯水部、２０４　第２配管、２０５　ポンプ、２０６　入口センサ、２０７　出口センサ、３０１　パルサーレシーバー、３０２　オシロスコープ、３１０　センサ部、３１１　超音波振動子、３１２　第１電極、３１３　第２電極、３１４　バッキング、３２０　配線部、３２１　フィルム、３２２　第１電極パッド、３２３　第１配線、３２４　第２電極パッド、３２５　第２配線、３２６　第１導電材、３２７　第２導電材、３２８　絶縁材、５０１　光源、５０２　ファイバ結合器、５０３　分光計、５０４　端末装置、５１０　受圧部、５１１　ダイヤフラム部、５１２　全反射ミラー、５１３　メサ部、５１４　スペーサ部、５２０　光ファイバ部、５２１　光ファイバ、５２２　ハーフミラー。

Claims (14)

  1. 　凹部を有するベースと、
    　前記凹部に配置される管腔臓器モデルと、
    　前記凹部に充填される充填材と、
    　前記管腔臓器モデルに関する測定を行うセンサと、を備えることを特徴とする管腔臓器モデルユニット。
  2. 　前記センサは、前記管腔臓器モデルの変位を測定する超音波センサ、および前記管腔臓器モデル内の圧力を測定する光ファイバ圧力センサの少なくとも何れか一つを含むことを特徴とする請求項１に記載の管腔臓器モデルユニット。
  3. 　前記管腔臓器モデルは、屈曲部を有し、
    　前記超音波センサは、前記屈曲部の外側に配置され、前記屈曲部の変位を測定することを特徴とする請求項２に記載の管腔臓器モデルユニット。
  4. 　前記管腔臓器モデルは、瘤状部を有し、
    　前記光ファイバ圧力センサは、前記瘤状部の内部の圧力を測定することを特徴とする請求項２に記載の管腔臓器モデルユニット。
  5. 　前記光ファイバ圧力センサが挿入されるチューブをさらに備えることを特徴とする請求項４に記載の管腔臓器モデルユニット。
  6. 　前記管腔臓器モデル内の空気を抜くための空気抜き用チューブをさらに備えることを特徴とする請求項１～５の何れか一項に記載の管腔臓器モデルユニット。
  7. 　前記センサは、前記管腔臓器モデル内を流れる流体の速度を測定する超音波センサを含むことを特徴とする請求項１～６の何れか一項に記載の管腔臓器モデルユニット。
  8. 　前記センサまたは前記管腔臓器モデルを支持するサポート材をさらに備えることを特徴とする請求項１～７の何れか一項に記載の管腔臓器モデルユニット。
  9. 　前記管腔臓器モデルは、ポリビニルアルコールで構成され、
    　前記充填材は、水またはポリビニルアルコールで構成される請求項１～８の何れか一項に記載の管腔臓器モデルユニット。
  10. 　前記管腔臓器モデルを構成するポリビニルアルコールの濃度は１０～２０ｗｔ％である請求項９に記載の管腔臓器モデルユニット。
  11. 　前記充填材を構成するポリビニルアルコールの濃度は２～１０ｗｔ％であることを特徴とする請求項９または１０に記載の管腔臓器モデルユニット。
  12. 　管腔臓器モデルユニットの製造方法であって、
    　ポリビニルアルコールおよび犠牲材を積層し、管腔臓器モデルおよびベースを形成するステップと、
    　前記ポリビニルアルコールおよび前記犠牲材を積層する途中でセンサを位置決めするステップと、
    　前記犠牲材を除去するステップと、
    　前記犠牲材を除去して形成される凹部に充填材を充填するステップと、を含むことを特徴とする製造方法。
  13. 　前記犠牲材は、ワックス、リモネン、ポリエチレングリコールまたはポリビニルアルコールであることを特徴とする請求項１２に記載の製造方法。
  14. 　前記犠牲材とサポート材とを用いて前記センサまたは前記管腔臓器モデルを位置決めすることを特徴とする請求項１２または１３に記載の製造方法。
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