WO2019244436A1 - 手術手技訓練用の人工臓器モデル、その人工臓器モデルの製造方法、及びその人工臓器モデルを用いた手術手技訓練方法 - Google Patents

手術手技訓練用の人工臓器モデル、その人工臓器モデルの製造方法、及びその人工臓器モデルを用いた手術手技訓練方法 Download PDF

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technique training
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栄光 朴
学 新家
伊藤　雅昭
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イービーエム株式会社
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Definitions

  • the present invention relates to an artificial organ model for surgical technique training, a method of manufacturing the artificial organ model, and a surgical technique training method using the artificial organ model.
  • a model formed by enclosing a simulated organ such as a blood vessel in a gel form made of polyvinyl alcohol (PVA) may have an incision sensation similar to that of actual human tissue, though it is artificial. Is relatively suitable.
  • the present invention has been made in view of such circumstances, and it is an object of the present invention to provide an artificial tissue model that can be more suitably used for surgical technique training as compared with a conventional artificial tissue, and a method for manufacturing the same. It is assumed that.
  • the inventors conducted trial and error to improve the reproducibility when compared with the case where an actual human organ was incised in surgical technique training, and obtained knowledge about an artificial organ model having high reproducibility of organ peeling.
  • the present invention was completed as a result of the actual development of a prototype and intensive development.
  • an artificial organ model for surgical technique training in which two or more fibrous layers are adhered to each other with a strength that can be removed by a surgical technique trainer. Having a fibrous structure formed by laminating, the fibrous structure is entirely made of a conductive liquid, a liquid sol or a liquid gel after the two or more fibrous layers are bonded to each other with the above strength.
  • An artificial organ model for surgical technique training characterized by being infiltrated can be obtained.
  • the conductive liquid, liquid sol or gel is preferably an electrolyte aqueous solution having a viscosity of 1 cP or more, a hydrogel having fluidity, a hydrosol, an emulsion, egg white, a mixed solution of egg white and an electrolyte aqueous solution. .
  • the artificial organ model wherein the simulated organ is an artificial simulated organ formed of an artificial material.
  • the artificial organ model wherein the simulated organ is one or more of a ureter, a blood vessel, an intestinal tract, and a nerve.
  • the artificial organ model for surgical technique training is characterized in that the artificial organ model is adhered to the surface of a predetermined simulated organ.
  • a method for producing an artificial organ model for surgical technique training comprising:
  • Two adjacent fibrous layers of the two or more fibrous layers are prepared to have different materials, materials, or different colors so that the surgical technique training practitioner can recognize that the two fibrous layers are different films.
  • a manufacturing method comprising a step.
  • a manufacturing method comprising a step of arranging a simulated organ for surgical technique training between two selected fibrous layers among the two or more fibrous layers.
  • the simulated organ is one or more of a ureter, a blood vessel, an intestinal tract, and a nerve.
  • a surgical technique training method using an artificial organ model Two or more fibrous layers have a fibrous structure that is laminated by being adhered to each other with a strength that can be removed by a surgical technique training practitioner, The fibrous structure, after the two or more fibrous layers are adhered to each other with the above strength, is entirely infiltrated with a conductive liquid or liquid gel,
  • This surgical technique training method Lifting up the surface layer of the two or more fibrous layers with tweezers to add traction (counter traction); A step of incising the lifted fibrous layer with an electric scalpel or an ultrasonic scalpel, separating from the lower fibrous layer and peeling off the lower fibrous layer.
  • FIG. 1 is a schematic configuration diagram of an artificial organ model according to a first embodiment of the present invention.
  • FIG. 2 is a schematic view similarly showing a manufacturing process.
  • FIG. 3 is a photograph showing surgical technique training using an artificial organ model.
  • FIG. 4 is a schematic diagram showing a surgical technique training using an artificial organ model.
  • FIG. 5 is a schematic view showing a surgical technique training using an artificial organ model.
  • FIG. 6 is a schematic configuration diagram illustrating an artificial organ model according to the second embodiment.
  • FIG. 7 is an AA view and a plan view of FIG.
  • FIG. 8 is a photograph corresponding to FIG.
  • FIG. 9 is a schematic configuration diagram illustrating an artificial organ model according to the third embodiment.
  • FIG. 5 is a photograph showing the appearance.
  • FIG. 11 is a schematic configuration diagram corresponding to FIG. 10.
  • FIG. 12 is a photograph showing a surgical technique training.
  • FIG. 13 is a photograph showing an artificial organ model according to the fourth embodiment.
  • FIG. 14 is a schematic configuration diagram corresponding to FIG. 13.
  • FIG. 15 is an AA view of FIG.
  • FIG. 16 is a BB view of FIG.
  • FIG. 17 is a table showing the results of peel strength measurement.
  • FIG. 18 is a graph comparing the peel strength between test pieces.
  • FIG. 19 is a graph showing the distribution of the optimum viscosity of the conductive mucus.
  • FIG. 20 is a view showing a manufacturing process of the artificial organ model according to the fourth embodiment.
  • FIG. 21 is a perspective view showing a state where the artificial organ model is assembled.
  • FIG. 22 is a schematic diagram showing a hierarchical structure in which an artificial organ model is similarly assembled.
  • FIG. 23 is a photograph showing a fixed frame of the artificial organ model.
  • FIG. 24 is a photograph showing a fixed frame of the artificial organ model.
  • FIG. 25 is a photograph showing a completed state of the artificial organ model.
  • FIG. 26 is a photograph showing a use mode of the artificial organ model.
  • FIG. 1 is a perspective view showing an artificial organ model 1 (basic model) having the most basic form of the present invention
  • FIG. 2 is a schematic view showing a manufacturing process thereof.
  • the artificial organ model 1 has a two-layer structure having first and second fibrous layers 2 and 3, and an adhesive layer 4 is provided between the first and second fibrous layers 2 and 3.
  • the first and second fibrous materials 2 and 3 are releasably bonded by the adhesive layer 4.
  • Each of the fibrous layers 2 and 3 is a woven or non-woven fabric of natural or chemical fibers, and is configured such that the longitudinal direction of the fibrous material extends substantially along the surface direction of each layer.
  • Each of the fibrous layers 2 and 3 simulates a different organ (a skin layer, a fat layer, a blood vessel, etc.), and is colored in different colors from each other, or is made of fibers of different materials or materials. Thus, the user can easily recognize the boundary between the fibrous layers 2 and 3.
  • the adhesive layer 4 is a thin film sheet material made of fibrous material containing or impregnated with a predetermined adhesive, or applied to one or both surfaces thereof.
  • the adhesive layer is formed of a porous material so that a conductive gel to be impregnated into the artificial organ model later can flow in the thickness direction, and is preferably an adhesive interlining.
  • one or a plurality of the adhesive layers 4 are used depending on the required peel strength between the first and second fibrous layers.
  • step S1 to S3 after the adhesive layer 4 is laminated in the thickness direction with the first and second fibrous layers 2 and 3 interposed therebetween (steps S1 to S3).
  • the first and second fibrous layers 2 and 3 are adhered to each other by applying pressure and heating using an iron or the like and then cooling (step S4).
  • step S4 the entire artificial organ model 1 is completed by being wetted by the conductive mucus (step S4).
  • the fibrous structure is colored to clearly show the visibility of the fibrous layer and the boundary of the layer. Therefore, the conductive mucus (or simply a liquid) must be a liquid having fluidity, and must be colorless or transparent (translucent) so as not to hinder the identification of the fibrous layer.
  • the basic structure of the model 1 is constructed by bonding the first and second fibrous layers 2 and 3 to each other using the bonding layer 4, specifically, the bonding interlining. This is a point that is greatly different from the case where the PVA itself constitutes the basic structure like the model using the conventional PVA.
  • the adhesive interlining 4 is used as a boundary layer between the fibrous layers 2 and 3 so as to impart an arbitrary peel strength. This makes it possible to design the peel strength for peeling technique training in a fibrous structure composed of a plurality of layers of fibrous material, and to achieve intentional reproduction.
  • Strip-shaped two-layer fibrous structures in which a single-layer fibrous material having a thickness of 15 cm and a thickness of about 3 mm is bonded to two layers by an adhesive interlining are used as test pieces (samples) A and B, and peeled off using a load cell having a rated 10N. Intensity measurements were performed.
  • FIG. 17 shows the test pieces as test pieces A: adhesive interlining and no infiltration by conductive mucus
  • test piece B adhesive interlining and infiltration by conductive mucus
  • test piece C single-layer fibrous layer (With no boundary layer)
  • the part of one end of 50 mm of the test side was set as a non-adhesion area in which all of the test pieces A, B, and C did not use the adhesive interlining, and was used as a holding area (chuck area) with a gripper of a tensile tester.
  • a measurement system was designed with reference to a commonly used measurement system for tape peel strength.
  • the distance between the grips in the initial state was 20 mm.
  • the chuck area had a width of 10 mm and a length of 10 mm, and had a shape matching the test piece.
  • the tensile speed was set to 300 mm / min, assuming a peeling procedure in a surgical operation.
  • a displacement of 200 mm was applied to the chuck area from the initial state, and the maximum load was adopted as the peel strength. Since the peel strength increases in proportion to the width of the test piece, a value obtained by dividing the maximum load by the width (N / cm) was adopted as the peel strength.
  • test piece A is a so-called dry test piece which is only adhered by an adhesive interlining and does not provide infiltration of mucus. According to this configuration, the peel strength of A was 0.911 N, standard deviation 0.146.
  • Test piece B is a test piece in which conductive mucus is infiltrated into the fibrous structure bonded by the adhesive interlining.
  • the peel strength was 0.559 N and the standard deviation was 0.158 N, which was significantly lower than that of the test piece A, but showed stable peel strength.
  • Regarding a certain degree of decrease in the peel strength it is considered that the moisture of the mucus acts on the adhesive interlining.
  • Test piece C is a test result of a single fiber layer without using an adhesive interlining.
  • the peel strength of C was 3.217 N, and the ⁇ standard deviation was 0.290, and it was clarified that the peel strength was stably higher than that of A and B using the adhesive interlining. From the results of the test piece C, it was shown that in the present invention, the use of the adhesive interlining can intentionally reproduce a fragile peeling boundary surface.
  • the adhesive interlining by using the adhesive interlining, it is possible to reproduce an arbitrary peel strength in a region (range) equal to or less than the peel strength of the single fiber layer constituting the fiber structure.
  • the conductive mucus does not have structural strength in constituting an organ model, and is used as a liquid having fluidity only to impart conductivity to the organ model. Then, when the peel strength decreases when a mucus is used as in the above test, it is desirable to adjust the adhesive strength of the adhesive interlining in consideration of this.
  • the conductive mucus is not used for the purpose of bonding the fibrous layers 2 and 3 together, but exclusively for imparting wettability and conductivity to the artificial organ model. It is. Since the wettability and the conductivity need to be maintained for a certain period of time (eg, 5 to 60 minutes) during the training of the surgical technique, the conductive mucus needs to have a certain viscosity.
  • the conductive mucus of the present invention simulates the target organ itself, unlike the conventional model, which simulates the target organ itself by hardening the hydrogel to lose fluidity and use it as a main component in the structure. It is not used for Rather, the conductive mucus in the present embodiment is fluid, for example, having a viscosity of 10,000 cp or less, if it has a viscosity (viscosity) of a certain level or more and hinders the training of a surgical technique by being attached to a scalpel. Is preferred. That is, the mucus in this embodiment should be expressed as a sol because fluidity is essential.
  • the conductive mucus in the present invention refers to a liquid having conductivity by including an electrolyte and conductive particles in the liquid.
  • the conductive mucus in the present invention needs to have a predetermined fluidity (viscosity) even during training using the present model.
  • ⁇ Many of the mucous containing polymers such as gels and sols are non-Newtonian fluids, and have the characteristic that the measured viscosity value differs depending on the measurement conditions. Therefore, the inventors of the present invention used a Brookfield viscometer, which is a single cylindrical rotational viscometer that is also commonly used internationally for viscosity measurement, to show a suitable range as an organ model. At room temperature (17 to 20 degrees Celsius) according to the viscosity measurement method specified in JIS Z 8803: 2011 (measured using a Brookfield rotating B-type viscometer at a rotation speed of 12 rpm using a spindle LV-3). ), The viscosity was measured under the condition that the maximum measured value was 500,000 cP.
  • sodium polyacrylate which is a water-absorbing polymer material, was used as a solute, and the solvent was distilled water.
  • FIG. 19 shows the relationship between the weight concentration and the viscosity of the conductive mucus.
  • a range particularly suitable as an organ model for the peeling procedure from the viewpoints of infiltration, visibility of membrane tissue, tactile visual reproducibility, etc. is 900 cP to ⁇ 5000 cP ⁇ , and the weight at this time is Concentrations ranged from 0.9% to 2.0%.
  • the essential constituents of the conductive mucus are fluidity and conductivity inherent to the mucus.
  • the viscosity is such that the liquid can be infiltrated into the fibrous structure and the mucus remains in the fibrous structure during the time of performing the peeling procedure.
  • the electrodes are not insulated, that is, they have a relatively low electrical resistance value that allows conduction.
  • those particularly suitable as mucus include hydrosols, hydrogels, solutions containing electrolyte monomers as solutes, emulsions, and mixtures of egg white, egg white, and aqueous salt solutions (eg, saline) as naturally occurring materials. There is.
  • the conductive mucus is desirably colorless and transparent as much as possible without being colored. This is because, by infiltrating the fibrous structure (fibrous layers 2 and 3) with mucus to give the fibrous structure a feeling of wetting, the surgeon can apply the fibrous structure to the human body tissue. This is because it is possible to visually and tactilely recognize that there is, and the reproducibility as a target of the peeling procedure is greatly improved.
  • the assistant picks up the first fibrous layer 2 with forceps 5 (tweezers) and lifts the information.
  • a traction force counter traction
  • the upper plurality of fibers arranged in the stacking direction are lifted in a bundle. Since the tensile strength in the longitudinal direction of the fibrous material is stronger than the cohesive force in the laminating direction, that is, the shear force is anisotropic, so that the gap between the fibrous materials is widened and a ridge line is formed like a tent (Fig. 3, a triangular shape indicated by 6 in FIG. 4).
  • each fiber has a poor elasticity in the longitudinal direction and is not substantially stretched. Therefore, even when the fiber is pulled up one place, the hem field is considerably widened (the shape indicated by 6 in FIG. 4). ) And will be transformed into a triangular shape.
  • a surgeon incises the first fibrous layer 2 with an electric scalpel 7 (or an ultrasonic scalpel) at the center in the height direction of the triangularly raised portion 6. (Line indicated by reference numeral 8 in FIG. 4), the peeling procedure is started. At this time, care is taken so as not to damage the second fibrous layer 3.
  • care is taken so as not to damage the second fibrous layer 3.
  • the conductivity of the impregnated gel is poor, electricity does not conduct and it is necessary to increase the output and apply a high voltage, so that the fibrous material is burnt. Therefore, a conductive gel for ensuring sufficient conductivity is necessary.
  • the surgeon realizes an efficient peeling operation by making an incision in a single peeling operation, for example, at a length corresponding to about half the length of the base (indicated by reference numeral 8 in FIG. 4). can do.
  • FIGS. 6 to 8 an example 1 ′ in which a simulated organ is placed and sandwiched in the exfoliated basic model 1 according to the first embodiment will be described.
  • an artificial organ model 1 ′ for vein collection under an endoscope (EVH) training in which a simulated artificial blood vessel model 10 is arranged is shown.
  • EH endoscope
  • EH Endoscopic vessel harvesting
  • FIG. 6 is a schematic view showing each layer of the artificial organ model 1 '
  • FIG. 7A is a view along AA of FIG. 6, and
  • FIG. 7A is a plan view thereof.
  • the same components as those in the basic artificial organ model 1 are denoted by the same reference numerals, and detailed description thereof is omitted.
  • FIG. 8 is a photograph corresponding to FIG. 7 of the artificial organ model 1 '.
  • an artificial blood vessel model 10 is arranged between the first and second fibrous layers 2 and 3, and has a thickness together with the adhesive layers 4 arranged above and below it. After being pressed and heated in the vertical direction and adhered to each other, they are wetted and solidified with a liquid gel. According to the artificial organ model 1 ', training of a technique of peeling the blood vessel model 10 and the fibrous structures 2, 3 using the endoscope can be realized.
  • an organ derived from a natural animal may be arranged as the artificial organ model 1 ′ instead of the artificial blood vessel 10.
  • an organ derived from a natural animal may be arranged as the artificial organ model 1 ′ instead of the artificial blood vessel 10.
  • an example in which a porcine blood vessel is placed and used as an internal thoracic artery (ITA) ablation model in coronary artery bypass surgery in the field of cardiac surgery can be considered.
  • ITA internal thoracic artery
  • internal thoracic artery dissection is a surgical procedure for collecting graft blood vessels using an electric scalpel and an ultrasonic scalpel.
  • a branch is attached to the internal thoracic artery, which is ligated and cut, and the main pipe is separated and collected.
  • ⁇ artificial organ model 1 it is possible to realize training corresponding to surgical procedures such as coronary artery bypass surgery (CABG, OPCAB), ⁇ endoscopic coronary artery bypass surgery (MICS CAB), and robotic coronary artery bypass surgery.
  • CABG coronary artery bypass surgery
  • OPCAB ⁇ endoscopic coronary artery bypass surgery
  • MICS CAB ⁇ endoscopic coronary artery bypass surgery
  • robotic coronary artery bypass surgery e.g., robotic coronary artery bypass surgery.
  • the artificial organ model 1 'of the second embodiment is adhered to the surface of an actual animal organ 12, as shown in FIG. It is 11.
  • the completed artificial organ model 1 'of the second embodiment may be simply adhered on the animal organ 12.
  • 10 and 11 are external views of the artificial organ model 11. FIG.
  • FIG. 12 shows a state in which a heart surgeon performs dissection using an electric scalpel, treating the artificial organ model 11 as an internal thoracic artery (ITA).
  • ITA internal thoracic artery
  • the artificial organ model 1 "of this embodiment is as shown in FIGS. 13 and 14, and is an endoscope S which is an extension of the artificial organ models 1 and 1 'of the first to third embodiments. It is a sigmoid colon model.
  • 15 and 16 are cross-sectional views of the artificial organ model 1 ′′ cut along the line AA and the line BB in FIG. 14.
  • adjacent layers are colored with different colors from each other, and are stacked via an adhesive layer (not shown).
  • target organs for surgical training such as the sigmoid intestine 19, ureter 20, blood vessels 21, and nerves 22, are appropriately arranged.
  • These target simulated organs are targets that should not be damaged, should be removed, must not be touched, etc., and are appropriately bonded to the fibrous layers 14 to 18.
  • what is indicated by 23 in the figure is a fat layer.
  • the plurality of fibrous layers may have different sizes and thicknesses.
  • the bonding range does not necessarily need to be such that the fibrous layers are entirely bonded together, but may be partially bonded. In this case, it is preferable to cut and use an appropriate shape in accordance with the range to be covered by the adhesive layer.
  • FIG. 20 is a flowchart showing a specific manufacturing process of this embodiment.
  • Step 1 Step of Dyeing Fiber (Fibrous)
  • the fiber aggregate as the fibrous layers 14 to 18 is colored to a desired color according to the layer represented by each of the fibrous layers 14 to 18.
  • the fiber is immersed in a dye for a predetermined time as described below.
  • Step 2 Step of Cutting Fibers and Adhesive Interlining into Desired Shape
  • the fiber aggregate as the fibrous layers 14 to 18 is cut and formed into a desired shape according to the layer represented by each fibrous layer. Specifically, it is performed by cutting the fiber with a laser as follows.
  • the adhesive interlining is cut into the same shape as the fiber.
  • Step 3 Step of Producing Target Organ
  • target organs for surgical training such as the sigmoid intestine, ureter, blood vessels, and nerves (corresponding to the reference numerals 19 to 22), are made of silicone.
  • Step 4 Organ Model Assembling Step
  • the fibrous layers 14 to 18 created above and the target organs 19 to 22 are adhered to each other, and an organ model is assembled as shown in FIGS. Specifically, the following steps are performed.
  • Sub-intestinal flexible fat_proximal and “sub-intestinal flexible fat_distal” are fixed to the “intestinal tract” with an adhesive interlining.
  • IMA vascular model
  • vascular model (IMA) / “vascular model (IMV)” is sandwiched between “fat on the anterior mesentery side” and “fat on the posterior mesentery side” and fixed with an adhesive interlining.
  • the intestinal unit completed in the above (11) is fixed to the “anterior fascia of the lower abdominal nerve” with an adhesive interlining. At this time, the central side of the “blood vessel model (IMA)” is passed through the hole made in 14).
  • IMA blood vessel model
  • Step 5 Step of Producing Model Fixed Frame
  • a fixed frame (FIGS. 23 and 24) for three-dimensionally forming the layer structure obtained in step 4 is prepared.
  • Step 6 Model fixing step
  • the organ model assembled in step 4 is fixed to the model fixing frame prepared in step 5.
  • Step 7 Step of Adding Organ In step 7, a structure serving as a bladder is added to the upper part of the rectum in the Z-axis direction.
  • Step 8 Step of infiltrating with conductive mucus
  • wetting with conductive mucus is performed as a final step.
  • the type of the conductive mucus may be selected according to the application. Here, generally used mucus was classified into step A and step B for each type.
  • Step 8-1A Mucus mixing / blending sub-step A (hydrosol)
  • Step 8-1B Mucus mixing / blending sub-step B (Naturally-derived egg white salt solution mixture) 1B) Weigh the egg white.
  • 2B) A 10 wt% saline solution is weighed and prepared.
  • 3B) 10 wt% saline solution is mixed with egg white 10 at a ratio of 5.
  • 4B) Stir and defoam with a centrifugal stir and deaerator.
  • Step 8-2 Pouring and imprinting into the sigmoid colon model
  • step 8-1A or B The conductive mucus obtained in the above step 8-1A or B is poured into the sigmoid colon model, and is printed on the fiber layer by hand or with a brush.
  • the model is preferably left in the mucus for about one night.
  • the preferred viscosity of the mucus in this state after standing is 1210 cp.
  • the viscosity can be set by adjusting the mixing ratio of sodium polyacrylate, glycerin, sodium hydrogen carbonate, and water.
  • the preferred lower limit and upper limit of the viscosity in the present invention are the values described above.
  • the conductive mucus must be a sol having fluidity to the last, and must not be a solid gel having lost fluidity.
  • the conductive mucus is defined as a hydrosol, which is proved by a filter paper transmission experiment.
  • the target conductive mucus is put into a filter paper such as a coffee filter and allowed to stand. It was confirmed that the mucus used in the present embodiment permeated the filter in about several minutes. This is also synonymous with the ability to infiltrate the fibrous structure, which is the main structure of the model.
  • Step 9 Step of Packing the Completed Organ Model
  • the artificial organ model completed by wetting the conductive mucus in step 8 is sealed using a wrap as shown in FIG. 25 so that the mucus does not dry or solidify. .
  • FIG. 26 shows a usage pattern of the artificial organ model manufactured as described above.
  • the adhesive layer of the above embodiment is an adhesive interlining, but is not limited to this. As long as it is a porous material, it may be formed of another material. In addition, the fibrous layers may be directly bonded to each other with an adhesive as long as the configuration does not hinder the flowability of the conductive mucus.

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Abstract

【解決課題】　従来の人工組織と比較して手術手技トレーニングにより好適に使用することができる人工組織モデル、及びその製造方法を提供する。 【解決手段】　手術手技訓練実施者の手術手技により剥離可能に積層され互いに接着された２以上の繊維質層２，３を有し、上記積層され互いに接着された２以上の繊維質層２，３は、導電性の液体またはゲルで全体的に浸潤されてなり、上記２以上の繊維質層のうち互いに隣り合う２つの繊維質層は、異なる膜であることを前記手術手技訓練実施者が認識できるように互いに異なる材料、材質若しくは異なる色を有するように形成されたものである手術手技訓練用の人工臓器モデル。

Description

手術手技訓練用の人工臓器モデル、その人工臓器モデルの製造方法、及びその人工臓器モデルを用いた手術手技訓練方法
　本発明は、手術手技訓練用の人工臓器モデル、その人工臓器モデルの製造方法、及びその人工臓器モデルを用いた手術手技訓練方法に関する。
　高度な手術執刀技術が要求される手術、例えば、心臓手術を例にとると、日本では年間約５万例の手術が行われている。しかし、多数の病院（約５００病院）と多数の心臓外科医でそれらの手術を分け合っているため、実際には外科医一人当たりの執刀数は限られているのが現状である。
　加えて、患者の高齢化、再手術の増加、オフポンプバイパス手術の一般化、ステント挿入後で吻合部位が限定されている症例など、症例の難易度は年々上昇しており、若手心臓外科医が執刀できるチャンスは減少しているといわれている。
　このような執刀経験の減少を補うため、従来、ブタなどの動物の内部臓器や、人工臓器を用いた手技訓練が行なわれている。
　このうち、人工臓器モデルとしては、従来、シリコーン、ウレタンエラストマー、スチレンエラストマー、ポリビニールアルコール（ＰＶＡ）等で製造されたモデルが提案されている。
　このうち、ポリビニールアルコール（ＰＶＡ）で生成されたゲル状で血管等の模擬臓器を封入して成るモデルは、人工的であるのに実際の人体組織と切開感が似ているということがあり、比較的好適である。
　しかしながら、上記した従来の人工臓器モデルでは、依然として実際の臓器の再現性に乏しいところがあり、より手術手技のトレーニングに適した人工組織の開発が求められている。
　本発明は、このような事情に鑑みてなされたものであり、従来の人工組織と比較して手術手技トレーニングにより好適に使用することができる人工組織モデル、及びその製造方法を提供することを目的とするものである。
　発明者らは、手術手技訓練において実際の人臓器を切開した場合と比較した場合の再現性を向上させるべく、試行錯誤したところ、臓器の膜剥離再現性の高い人工臓器モデルについての知見を得、実際に試作品を作成して鋭意開発をしたところ、本発明を完成するに至ったものである。
　すなわち、本願発明の主要な観点によれば、（１）手術手技訓練用の人工臓器モデルであって、２以上の繊維質層が、手術手技訓練実施者が剥離可能な強度で互いに接着されて積層されてなる繊維質構造体を有し、前記繊維質構造体は、上記２以上の繊維質層が上記強度で互いに接着された後に、導電性の液体、液状ゾル又は液状ゲルで全体的に浸潤されてなるものであることを特徴とする手術手技訓練用の人工臓器モデルを得ることができる。
　このような構成によれば、繊維質層を積層して互いに接着することで人体の膜構造体を再現することができ、その後導電性液／ゲルで濡れ性及び導電性を与えることで電気メス等を用いた剥離手技のシミュレーションを実現することができる。すなわち、外科的に適切なカウンタートラクション、牽引力を負荷することで、電気メスによる剥離、切断、焼灼、凝固などの処理を実現することができる。また、各層間に尿管、血管、腸管、神経などの、手術トレーニング手技対象となる臓器及び構造体が適切に配置することができる。ここで、上記導電性の液体、液状ゾル又はゲルは、１ｃＰ以上の粘度を有する電解質水溶液、流動性を有するハイドロゲル、ハイドロゾル、エマルジョン、卵白、卵白および電解質水溶液の混合溶液などであることが好ましい。
　また、この第１の観点の人工臓器モデルによれば以下の態様で実施することが好ましい。
　（２）　上記（１）の手術手技訓練用の人工臓器モデルにおいて、
　上記２以上の繊維質層のうち互いに隣り合う２つの繊維質層は、異なる膜であることを前記手術手技訓練実施者が認識できるように互いに異なる材料、材質若しくは異なる色を有するように形成されたものである
　ことを特徴とする手術手技訓練用の人工臓器モデル。
　（３）　上記（１）の手術手技訓練用の人工臓器モデルにおいて、
　上記２以上の繊維質層のうち、選択された２つの繊維質層の間には、手術手技訓練用の模擬臓器が配置されている
　ことを特徴とする手術手技訓練用の人工臓器モデル。
　（４）　上記（３）の手術手技訓練用の人工臓器モデルにおいて、
　前記模擬臓器は人工素材で形成された人工模擬臓器である
　ことを特徴とする人工臓器モデル。
　（５）　上記（３）の手術手技訓練用の人工臓器モデルにおいて、
　前記模擬臓器は動物から採取したものである
　ことを特徴とする人工臓器モデル。
　（６）　上記（３）の手術手技訓練用の人工臓器モデルにおいて、
　前記模擬臓器は、尿管、血管、腸管、神経のうちの１つ若しくは２以上である
　ことを特徴とする人工臓器モデル。
　（７）　上記（１）の手術手技訓練用の人工臓器モデルにおいて、
　前記繊維質層間の接着は、熱可塑性樹脂を用いて行われている
　ことを特徴とする手術手技訓練用の人工臓器モデル。
　（８）　上記（１）の手術手技訓練用の人工臓器モデルにおいて、
　前記繊維質層間の接着は、多孔質材料からなる接着層を介して行われている
　ことを特徴とする手術手技訓練用の人工臓器モデル。
　（９）　上記（８）の手術手技訓練用の人工臓器モデルにおいて、
　前記接着層は接着芯地である
　ことを特徴とする手術手技訓練用の人工臓器モデル。
　（１０）　上記（９）の手術手技訓練用の人工臓器モデルにおいて、
　前記接着芯地は、必要な剥離強度に応じて２以上用いられるものである
　ことを特徴とする手術手技訓練用の人工臓器モデル。
　（１１）　上記（１）の手術手技訓練用の人工臓器モデルにおいて、
　この人工臓器モデルは、所定の模擬臓器の表面に接着されているものであることを特徴とする手術手技訓練用の人工臓器モデル。
　（１２）　上記（１）の手術手技訓練用の人工臓器モデルにおいて、
　前記導電性の液体又はゲルの粘度は５０、０００ｃｐ以下である
　ことを特徴とする手術手技訓練用の人工臓器モデル。
　（１３）　上記（１２）の手術手技訓練用の人工臓器モデルにおいて、
　前記導電性の液体又はゲルの粘度は１４０ｃＰ～２０，０００ｃＰである
　ことを特徴とする手術手技訓練用の人工臓器モデル。
　（１４）　上記（１２）の手術手技訓練用の人工臓器モデルにおいて、
　前記導電性の液体又はゲルの粘度は９００ｃＰ～５０００ｃＰである
　ことを特徴とする手術手技訓練用の人工臓器モデル。
　（１５）　上記（１）の手術手技訓練用の人工臓器モデルにおいて、
　前記導電性の液体又はゲルは無色透明である
　ことを特徴とする手術手技訓練用の人工臓器モデル。
　（１６）　上記（１）の手術手技訓練用の人工臓器モデルにおいて、
　前記繊維質構造体は、導電性の液体又はゲルで全体的に浸潤された後に封入される
　ことを特徴とする手術手技訓練用の人工臓器モデル。
　（１７）
　２以上の繊維質層を用意する工程と、
　上記２以上の繊維質層を積層させて互いに接着する工程と、
　上記互いに接着された２以上の繊維質層に導電性の液体またはゲルを供給し浸潤させる工程と、
　を有することを特徴とする手術手技訓練用の人工臓器モデルの製造方法。
　（１８）　上記（１７）の製造方法において、
　前記接着工程は、手術手技訓練実施者の手術手技により剥離可能な強度で前記２以上の繊維質層同士を接着するものである
　ことを特徴とする製造方法。
　（１９）　上記（１７）の製造方法において、
　さらに、
　前記２以上の繊維質層のうち互いに隣り合う２つの繊維質層を、異なる膜であることを前記手術手技訓練実施者が認識できるように互いに異なる材料、材質若しくは異なる色を有するように準備する工程を有する
　ことを特徴とする製造方法。
　（２０）　上記（１７）の製造方法において、
　前記２以上の繊維質層を積層させて互いに接着する工程は、
　　上記２以上の繊維質層を積層させる際に、上記繊維層間にシート状の接着層を介在させる工程と、
　　前記積層された２以上の繊維質層を加熱して上記繊維質層同士を接着する工程と
　を有することを特徴とする製造方法。
　（２１）　上記（１７）の製造方法において、さらに、
　上記２以上の繊維質層のうち、選択された２つの繊維質層の間に、手術手技訓練用の模擬臓器が配置する工程を有する
　ことを特徴とする製造方法。
　（２２）　上記（２１）の製造方法において、
　前記模擬臓器は人工素材で形成された人工模擬臓器である
　ことを特徴とする製造方法。
　（２３）　上記（２１）の製造方法において、
　前記模擬臓器は動物から採取したものである
　ことを特徴とする製造方法。
　（２４）　上記（２１）の製造方法において、
　前記模擬臓器は、尿管、血管、腸管、神経のうちの１つ若しくは２以上である
　ことを特徴とする製造方法。
　（２５）　上記（１７）の製造方法において、
　前記繊維質層間の接着は、熱可塑性樹脂を用いて行われている
　ことを特徴とする製造方法。
　（２６）　上記（１７）の製造方法において、
　前記繊維質層間の接着は、前記熱可塑性樹脂若しくは接着剤が含浸若しくはコーティングされた薄膜シートを選択された１枚若しくは枚数積層して用いることで行う
　ことを特徴とする製造方法。
　（２７）　上記（１７）の製造方法において、さらに、
　前記人工臓器モデルを、所定の模擬臓器の表面に接着する工程を有する
　ことを特徴とする製造方法。
　（２８）　上記（１７）の製造方法において、
　さらに、
　前記導電性の液体またはゲルで湿潤された繊維質層を封入する工程を有する
　ことを特徴とする製造方法。
　（２９）　人工臓器モデルを用いた手術手技訓練方法において、
　前記人工臓器モデルは、
　２以上の繊維質層が、手術手技訓練実施者が剥離可能な強度で互いに接着されて積層されてなる繊維質構造体を有し、
　前記繊維質構造体は、上記２以上の繊維質層が上記強度で互いに接着された後に、導電性の液体又は液状ゲルで全体的に浸潤されてなるものであり、
　この手術手技訓練方法は、
　　前記２以上の繊維質層のうち表層をピンセットでリフトアップして牽引力（カウンタートラクション）を付加する工程と、
　　電気メスや超音波メスで前記リフトアップした繊維質層を切開し、下層の繊維質層から分離して剥離する工程と
　を有することと特徴とする手術手技訓練方法。
　（３０）　上記（２８）の訓練方法において、
　前記人工臓器モデルの２以上の繊維質層のうち、選択された２つの繊維質層の間には、手術手技訓練用の模擬臓器が配置されおり、
　この訓練方法は、
　さらに、前記模擬臓器を採取する工程をさらに有する
　ことを特徴とする訓練方法。
　なお、上記した以外の本発明の特徴は、以下の発明を実施するための形態の項及び図面に示される。
図１は、この発明の第１の実施形態を示す人工臓器モデルの概略構成図。
図２は、同じく、製造工程を示す概略図。
図３は、同じく、人工臓器モデルを使用した手術手技訓練を示す写真。
図４は、同じく、人工臓器モデルを使用した手術手技訓練を示す模式図。
図５は、同じく、人工臓器モデルを使用した手術手技訓練を示す模式図。
図６は、第２の実施形態の人工臓器モデルを示す概略構成図。
図７は、同じく、図６のＡ－Ａ視図及び平面図。
図８は、同じく、図７に対応する写真。
図９は、第３の実施形態の人工臓器モデルを示す概略構成図。
図５は、同じく、外観を示す写真。
図１１は、同じく、図１０に対応する概略構成図。
図１２は、同じく、手術手技訓練を示す写真。
図１３は、第４の実施形態の人工臓器モデルを示す写真。
図１４は、同じく、図１３に対応する概略構成図。
図１５は、同じく、図１４のＡ－Ａ視図。
図１６は、同じく、図１４のＢ－Ｂ視図。
図１７は、同じく、剥離強度測定結果を示す表。
図１８は、同じく、試験片間の剥離強度を比較するグラフ。
図１９は、同じく、導電性粘液の最適粘度の分布を示すグラフ。
図２０は、同じく、第４の実施例の人工臓器モデルの製造工程を示す図。
図２１は、同じく、人工臓器モデルを組み立てた状態を示す斜視図。
図２２は、同じく、人工臓器モデルを組み立て階層構造を示す模式図。
図２３は、同じく、人工臓器モデルの固定枠を示す写真。
図２４は、同じく、人工臓器モデルの固定枠を示す写真。
図２５は、同じく、人工臓器モデルの完成状態を示す写真。
図２６は、同じく、人工臓器モデルの使用態様を示す写真。
　以下、この発明の一実施形態を、図面を参照して説明する。
　（第１の実施形態）
　（構成）
　図１はこの発明の最も基礎的な形態を有する人工臓器モデル１（基礎モデル）を示す斜視図であり、図２はその製造工程を示す模式図である。
　この人工臓器モデル１は、第１、第２の繊維質層２，３を有する２層構造であり、第１、第２の繊維質層２，３の間には接着層４が設けられ、この接着層４により第１、第２の繊維質２，３が剥離可能に接着されている。
　各繊維質層２，３は、天然若しくは化学繊維の織物若しくは不織物であり、繊維質の長手方向が概ね各層の面方向に沿って延長するように構成されている。そして、各繊維質層２，３は、それぞれ異なる臓器（皮膚層や脂肪層、血管等）を模擬するものであり、互いに異なる色に着色されているか、異なる材質若しくは材料の繊維で構成されていて、ユーザが繊維質層２，３の境目を容易に認識できるようになっている。
　前記接着層４は、所定の接着剤が含有若しくは含浸されているか、或はその一方若しくは両面に塗布されてなる繊維質からなる薄膜シート状の材料である。この接着層は後でこの人工臓器モデルに含浸させる導電性ゲルがその厚さ方向に流通可能なように多孔質材料で構成されているものであり、好ましくは接着芯地である。また、この接着層４は上記第１、第２の繊維質層間に必要な剥離強度に応じて１若しくは複数枚重ねて用いられる。
　そして、この実施形態においては上記図２に示すように、前記接着層４を前記第１、第２の繊維質層２，３間に挟んで厚さ方向に積層した後（ステップＳ１～Ｓ３）、アイロン等を使用して加圧すると共に加熱し、その後冷却することで上記第１、第２の繊維質層２，３を相互に接着するものである（ステップＳ４）。ついで、この人工臓器モデル１は、全体が導電性粘液により湿潤することで完成する（ステップＳ４）。
　なお、ここで、ＥＢＭ社実施品においては、繊維構造体を着色して、繊維質層の視認性、層の境界を明示している。したがって、導電性粘液（又は単なる液体）については、あくまで流動性を有する液体状であり、かつ、繊維質層の識別を妨げないように無色若しくは透明（透光性）でなければならない。

　（本発明における接着層の機能）
　本発明では、上記第１、第２の繊維質層２，３同士を接着層４、具体的には接着芯地を用いて接着することで本モデル１の基本構造体を構築している。これが、従来のＰＶＡを用いたモデルのようにＰＶＡ自体が基本構造体を構成しているものと大きく異なる点である。
　ここで、接着芯地４は、繊維質層２，３間の境界層に用いられることで任意の剥離強度を付与するものである。これにより、複数層の繊維質からなる繊維構造体において、剥離手技訓練に対する剥離強度を設計でき、意図的な再現を実現することができる。
　ここで、発明者らは、本発明の接着層により実現される剥離強度の意義を検証するべく、前記繊維質層を導電性粘液で湿潤する前の乾燥状態、自然状態において幅１０ｍｍ, 長さ１５ｃｍ, 厚み約３ｍｍの単層繊維質を、接着芯地により２層に接着した短冊形状の２層繊維質構造体を試験片（サンプル）Ａ，Ｂとし、定格１０Ｎのロードセルを用いて、剥離強度の計測を実施した。
　図１７は上記試験片として、試験片Ａ：接着芯地有り且つ導電性粘液による浸潤無し、試験片Ｂ：接着芯地有り且つ導電性粘液による浸潤有り、試験片Ｃ：単層の繊維質層（境界層がないもの）、を作成し、その試験・計測結果を表したものである。
なお、試験辺の片端５０ｍｍの部分は、試験片Ａ、Ｂ、Ｃいずれも接着芯地を用いない非接着領域とし、引張試験機の掴み具による把持用領域（チャック領域）とした。
　試験方法としては、一般的に実施されているテープの剥離強度の計測系を参考に、計測系を設計した。初期状態の上記掴み具の間隔は２０ｍｍとした。チャック領域は幅１０ｍｍ, 長さ１０ｍｍであり、試験片と一致する形状とした。引張速度は、外科手術における剥離手技を想定し、３００ｍｍ/ｍｉｎを設定した。初期状態から２００ｍｍの変位をチャック領域に与え、最大荷重を剥離強度として採用した。剥離強度は、試験片の幅に比例して増加するため、最大荷重を幅で除した値（Ｎ/ｃｍ）を剥離強度として採用した。
　このようにして計測した剥離強度の試験結果を図１７中及び図１８に示した。
　すなわち、試験片Ａは、接着芯地による接着のみで、粘液の浸潤は提供されていない、いわゆる乾燥状態の試験片である。この構成によれば、Ａの剥離強度は、０．９１１Ｎ, 標準偏差０．１４６であった。
　試験片Ｂは接着芯地で接着した繊維構造体に対して、導電性粘液を浸潤した試験片である。剥離強度は、０．５５９Ｎ、標準偏差０．１５８Ｎであり、試験片Ａに比して有意に低値であったが、安定した剥離強度を示した。剥離強度の一定程度の低下については、接着芯地に対して粘液の水分が作用していることが考えられる。
　試験片Ｃは、接着芯地を用いていない繊維層単層の試験結果である。Ｃの剥離強度は３．２１７Ｎ, 標準偏差は０．２９０であり、接着芯地を用いたＡ, Ｂに比して、安定的に高い剥離強度を有することが明らかとなった。この試験片Ｃの結果より、本発明においては接着芯地を用いることで、意図的に脆弱な剥離境界面を再現することができることが示された。
　すなわち、本発明は、接着芯地を用いることで、繊維構造体を構成する繊維層単層の剥離強度以下の領域（範囲）において、任意の剥離強度を再現することが可能である。また、導電性粘液は臓器モデルを構成する上での構造的強度を有しておらず、あくまで流動性を有する液体として、専ら本臓器モデルの導電性を付与するために用いる。そして、上記試験の場合のように粘液を用いる際に剥離強度が低下する場合には、このことを考慮して上記接着芯地の接着強度を調整することが望ましい。
　（導電性粘液の機能）
　本発明においては、前記接着層４を有する多層構造を有する繊維質構造体の製造工程を経て、最終的には導電性粘液を当該繊維構造体に含浸させ、構造体の内部を粘液で満たすことによって完成する。
　本発明において重要なのは、上記導電性粘液は、上記繊維質層２，３同士を接着する目的で用いられるのではなく、専ら人工臓器モデルに濡れ性と導電性を付与するためのものであることである。そして、この濡れ性と導電性が手術手技トレーニング中に一定時間以上（例えば５分～６０分）保たれる必要があるため、上記導電性粘液は一定の粘性を有する必要があるのである。
　すなわち、本発明の導電性粘液は、従来のモデルのようにハイドロゲルを硬化させて流動性を消失させ構造上の主体として用いて対象臓器自体を模擬するものと異なり、対象臓器そのものを模擬するのに用いられるものではないのである。むしろ、本実施形態における導電性粘液は、粘液とはいえ、一定以上の粘性（粘度）を有すると、メスにまとわりついて手術手技の訓練を妨げるため、流動性を有する、例えば粘性１００００ｃｐ以下であることが好ましい。すなわち、この実施形態における粘液は、流動性を必須とすることからゾルと表現すべきものである。
　この発明における導電性粘液とは、液体に電解質や導電性粒子を含むことによって、導電性を有する液体を指す。そして、この発明における導電性粘液は、本モデを使用したトレーニング時においても所定の流動性（粘性）を有している必要がある。
　以下、本発明で用いる導電性粘液として適した粘度の範囲を調べるために行った試験例を示す。
　ゲルやゾルといった高分子を含む粘液は、その多くが非ニュートン流体であり、測定条件によって計測される粘度の値が異なるという特徴がある。よって、本発明の発明者らは、臓器モデルとして好適な範囲を示すために、粘度測定として国際的にも一般的に用いられている単一円筒形回転粘度計であるブルックフィールド粘度計を用い、ＪＩＳ Ｚ ８８０３：２０１１に規定される粘度測定方法（ブルックフィールド製回転B型粘度計を用い、スピンドルLV-3を用いて回転速度12 rpmで計測）により、室温下（摂氏１７度～２０度）で、最大測定値を５０万ｃＰとする条件において粘度の測定を行なった。
　導電性粘液としては、吸水性ポリマー材料であるポリアクリル酸ナトリウムを溶質とし、溶媒を蒸留水とした。
　図１９は、導電性粘液の重量濃度と粘度の関係を示したものである。
　導電性粘液の粘度は、指数的に近似されることが明らかとなっている。最小値は溶液濃度０％、すなわち蒸留水単体としての粘度である１ｃＰ であり、臓器モデルとして使用可能な範囲の最大値は５０，０００ｃＰであった。すなわち、５０，０００ｃＰ以下が十分な流動性を有する粘度であると言える。５０，０００ｃＰ以下の範囲は、十分な流動性があり、ゲルとゾルの連続的な状態変化において、ゾル領域に属している。
　このうち、内視鏡外科の熟練専門医による臓器モデルの評価実験の結果、好剥離手技訓練として使用可能な範囲は１４０ｃＰから２０，０００ｃＰの範囲であることが明らかとなった。この時の溶液の重量濃度は、０．５％ から３．０％の範囲である。
　さらに鋭意評価実験を進めた結果、浸潤性、膜組織の視認性、触覚的視覚的再現性などの観点から剥離手技の臓器モデルとして特に好適な範囲は、９００ｃＰ ～ ５０００ｃＰ であり、この時の重量濃度は、０．９％から２．０％の範囲であった。
　導電性粘液として必須な構成としては、粘液固有の流動性と導電性がある。流動性については、繊維構造体に対して浸潤可能であり、かつ、剥離手技を実施している時間において粘液が繊維構造体に残存している範囲の粘度となる。
　導電性については、手術訓練の剥離手技に用いられるモノポーラ、バイポーラ電気メスのいずれにおいても、電極間が絶縁されていないこと、すなわち導通可能な比較的低値な電気抵抗値であることである。
　このことから、粘液として特に適しているものとしては、ハイドロゾル、ハイドロゲル、電解質モノマーを溶質とした溶液、エマルジョン、天然由来の材料としては卵白、卵白および塩類水溶液（例えば食塩水）の混合液などがある。
　本発明において導電性粘液は、さらに着色されておらず無色かつ極力透明であることが望ましい。なぜならば、繊維質構造体（繊維質層２，３）に対して、粘液を浸潤することによって、繊維構造体に濡れ感を付与することで、外科医が当該繊維構造体を人体の膜組織であることを視覚的、触覚的に認識することが可能となり、剥離手技の対象物として再現性が大幅に向上するからである。
　（使用方法）
　次に上記人工臓器モデル１の使用方法を、図３～図５を参照し、内視鏡剥離手技のトレ―ニングに用いる場合を例にとって説明する。
　この場合、まず、助手（第１の使用者）が第１の繊維質層２を鑷子５（ピンセット）でつまんで情報に持ち上げる。このことにより、前記第１の繊維質層２に対して牽引力（カウンタートラクション）を負荷する。このことで、積層方向に並んでいる上部の複数の繊維質が束で持ち上げられる。この繊維質の長さ方向の引っ張り強さは積層方向の結合力よりも強い、すなわちせん断力に異方性があるので、繊維質間の隙間が広がりながらテントのように稜線ができる形状（図３、図４に６で示す三角形状）で持ち上げられる。
　すなわち、従来のＰＶＡ製の人工臓器モデルであれば、弾性率が全方向に均一であるので、ピンセット５でつまんで上に持ち上げたとしても局所的にしか変形しないものであるのに対して、本発明の構成では、１本１本の繊維質は長さ方向の弾性に乏しく略伸びないので、１か所を上に引っ張った場合でも、すそ野がかなり広がる状態（図４に６で示す形状）で引きあげられ、三角形状に変形することになるのである。
　ついで、前記三角形状に持ち上がった部分６の高さ方向中央部分に対して、外科医（第２の使用者）が、電気メス７（や超音波メス）で第１の繊維質層２を切開し（図４に符号８で示す線）、剥離手技を開始する。この際に、第２の繊維質層３を損傷しないように注意する。ここで、含浸されたゲルの導電性が乏しいと電気が導通せず、出力をあげて高電圧を印加する必要があるから、繊維質が焦げてしまう。従って、十分な導電性を確保するための導電性ゲルは必要である。
　１つのコツとして、外科医は、一度の剥離手技動作で、例えば底辺の半分程度の長さに相当する長さ（図４に符号８に示す）で切開することにより、効率的な剥離動作を実現することができる。
　ここで外科医がマスターするべきテクニックとしては、牽引力、剥離部位、剥離長さ等である。これが不適切だと、第１、第２の繊維質層２，３の損傷の原因となり、手技としては不適当なものとなる。
　（第２の実施形態）
　次に、具体的な手術手技トレーニングに最適化された例として、図６～８を参照し、上記第１の実施形態である剥離基礎モデル１に模擬臓器を配置して挟み込んだ例１’について説明する。この例では、模擬人工血管モデル１０を配置した内視鏡下静脈採取法(EVH)訓練用の人工臓器モデル１’を示すものである。
　この人工臓器モデル１’を用いた訓練対象手技であるEndoscopic vessel harvesting (EVH)は、CABGにおけるグラフト採取法であり、その低侵襲から欧米を中心に適応が拡大されてきたものである。しかしながら、この手技は適切な技量を習得するまでに相当の経験を有する一方、不適切な静脈採取手技は静脈へのダメージを増大させ、静脈グラフトの開存性を低下させ、さらには患者の長期予後に影響することが知られ、非人体モデルでの訓練が強く要望されている領域である。
　図６は、この人工臓器モデル１’の各層を示す模式図、図７（ａ）は、図６のＡ－Ａ視図、図７（ａ）はその平面図である。なお、上記基礎人工臓器モデル１と同様の構成要素については同一符号を付してその詳しい説明は省略している。図８は、この人工臓器モデル１’の図７に対応する写真である。
　この人工臓器モデル１’では、図６に示すように、第１、第２の繊維質層２，３の間に、人工血管モデル１０が配置され、その上下に配置された接着層４と共に厚さ方向に加圧、加熱されて相互に接着された後、液状ゲルで湿潤され固化されたものである。この人工臓器モデル１’によれば、内視鏡スコープを用いて、血管モデル１０と繊維構造体２，３を剥離していく手技の訓練を実現することができる。
　また、上記人工臓器モデル１’として、上記の人工血管１０に変えて人工臓器ではなく、天然の動物由来の臓器を配置するようにしても良い。例えば、ブタ血管を配置し、心臓外科領域の冠動脈バイパス手術における内胸動脈（ITA）剥離モデルとして用い例が考えられる。
　ここで、内胸動脈剥離は、電気メス、超音波メスを用いて、グラフト血管を採取していくための手術手技である。内胸動脈には分枝が付随しており、これを結紮、切断処理を行い、本管部分を剥離、採取する。
　この人工臓器モデル１’によれば、冠動脈バイパス手術(CABG, OPCAB), 内視鏡下冠動脈バイパス手術（MICS CAB）、ロボット冠動脈バイパス手術などの術式に対応した訓練を実現することができる。
　（第３の実施形態）
　この実施形態は、手術手技訓練の臨場感を出すために、図９に示すように、実際の動物臓器１２の表面に上記第２の実施形態の人工臓器モデル１’を接着して構成した例１１である。製造方法法としては、図９に示す順序で動物臓器１２の表面に各層２～４、１０を積層した後、加圧・加熱し、その後液状ゲルで全体を湿潤することが好ましいが、前記第２の実施形態の完成した人工臓器モデル１’を単に動物臓器１２上に接着するものであっても良い。図１０，１１は、この人工臓器モデル１１の外観図である。
　図１２は、心臓外科医がこの人工臓器モデル１１を内胸動脈（ITA）に見立てて、電気メスによる剥離を行なっている様子である。この図では認識し辛いが、着色による異なる層の視認、繊維構造による牽引により、有効な訓練が実現されている。
　（第４の実施形態）
　この実施形態の人工臓器モデル１"は、図１３、図１４に示すようなもので、前記第１～第３の実施形態の人工臓器モデル１，１’を発展させた、内視鏡下Ｓ状結腸モデルである。
　図１５及び図１６は、それぞれ、この人工臓器モデル１"を図１４のＡ－Ａ線及びＢ－Ｂ線で切断した断面図である。この例では、５つの繊維質層１４～１８を有し、各層１４～１８は、隣り合う層同士が互いに異なる色で着色され、図示しない接着層を介して積層されている。
　そして各繊維質層１４～１８の間には、Ｓ字腸菅１９、尿管２０、血管２１、神経２２など、手術トレーニングにおけるターゲット臓器が適宜配置されている。これらのターゲット模擬臓器は、損傷してはいけない、摘出すべき、触れてはいけない等の対象であり、各繊維質１４～１８層と適度に接着されている。また、図に２３で示すのは脂肪層である。
　なお、この発明においては、この第４の実施形態に示すように、複数の繊維質層は互いに異なる大きさや厚さのものであっても良い。また、接着範囲も必ずしも繊維質層同士を全体的に接着するものである必要はなく、部分的に接着するものであっても良い。その場合、前記した接着層のカバーするべき範囲に合わせて適宜の形状にカットして使用することが好ましい。
　（第４の実施形態の製造工程）
　次に上述した第４の実施形態に係る臓器モデルを具体的に製造するための工程について説明する。
　図２０は、本実施形態の具体的な製造工程を示すフローチャートである。
　なお、各工程を示す四角の枠内に示す数字は、工程を示す番号であり、以下で適宜参照する工程番号と一致する。
　（１）工程１．ファイバー（繊維質）を染色する工程
　工程１では、前記繊維質層１４～１８であるファイバー集合体を、各繊維質１４～１８が代表する層に応じて所望の色に着色する。具体的には、以下のようにファイバーを染料に所定時間浸漬することによって行う。
　１）容器に６０℃の湯７Ｌを溜め、そこに着色のための染料を溶かす。
　２）前記ファイバー集合体を投入し、全体に染料を吸収させる。
　３）１５分ほど経過した後ひっくり返し、さらに１５分放置する。
　４）最後に水洗いして余分な染料を落とし、各ファイバー集合体を完全に乾燥させる。
　（２）工程２．ファイバー及び接着芯地を所望の形状にカットする工程
　工程１では、繊維質層１４～１８であるファイバー集合体を、各繊維質層が代表する層に応じて所望の形状にカット成形する。具体的には、以下のようにファイバーをレーザーで切断することによって行う。
　１）上記染色工程にて黄色に染色した「ファイバー１」、同工程で桃色に染色した「ファイバー２」および「接着芯地」をレーザーにてカットし、組立パーツを作成する。
　２）染色を行っていない「ファイバー３」、「ファイバー４」および「接着芯地」の寸法を計測して、ロールカッターでカットし、組立パーツを作成する。
　ここで、ファイバーと接着芯地は１対１に対応するため、接着芯地は、ファイバーと同じ形状にカットする。
　（３）工程３．ターゲット臓器の作製工程
　工程３では、前記Ｓ字腸菅、尿管、血管、神経（前記符号１９～２２に対応）など、手術トレーニングにおけるターゲット臓器をシリコーンにて作成する。
　１）各臓器専用の金型を用意し、これにシリコーンを流し込み、血管（ＩＭＡ・ＩＭＶ・性腺動静脈）・下腹神経・尿管を作製する。
　２）次に、上記作成した各臓器に不織布をらせん状に巻きつけ、繊維質層との接着性を高める処理を行う。
　（４）工程４．臓器モデルの組立工程
　工程４では、上記で作成した繊維質層１４～１８とターゲット臓器１９～２２を互いに接着し、図２１、図２２に示すように臓器モデルを組み立てる。具体的に以下の工程を実施する。
　１）「腸管」用の同じ形状パーツを重ね合わせ、接着芯地にて固定する。
　２）「腸管」に「腸管周り脂肪」をミシンにて一部を縫い合わせる。
　３）「腸管」を筒状に、ミシンにて縫い合わせる。
　４）「腸管」に「腸管下フレキシブル脂肪＿ｐｒｏｘｉｍａｌ」「腸管下フレキシブル脂肪＿ｄｉｓｔａｌ」を接着芯地にて固定する。
　５）「腸管下フレキシブル脂肪＿ｄｉｓｔａｌ」に「血管モデル（ＩＭＡ）」の末梢を、数点手縫いで縫い付け位置を固定する。
　６）「腸管周り脂肪」を「腸管下フレキシブル脂肪」に接着芯地にて固定する。
　７）「直腸固有筋膜＿腸間膜後葉側」を「腸管周り脂肪」に接着芯地にて固定する。
　８）「腸間膜後葉側の脂肪」を「直腸固有筋膜＿腸間膜後側」に接着芯地にて固定する。
　９）「腸間膜後葉側の脂肪」と「直腸固有筋膜＿腸間膜後側」に「血管モデル（ＩＭＡ）」の中枢側を貫通させるための穴をあけ、「血管モデル（ＩＭＡ）」の中枢側をその穴に通す。
　１０）「血管モデル（ＩＭＡ）」・「血管モデル（ＩＭＶ）」を「腸間膜前葉側の脂肪」・「腸間膜後葉側の脂肪」で挟み、接着芯地にて固定する。
　１１）「直腸固有筋膜＿腸間膜前葉側」を「腸間膜頭葉側の脂肪」・「腸管周りの脂肪」にかぶせ、接着芯地にて固定する。このことにより腸管ユニットが完成する。
　１２）「後腹膜」に「血管モデル（性腺動静脈）」・「尿管」・「下腹神経」をそれぞれ数点手縫いで縫い付け位置を固定する。
　１３）「後腹膜」と「下腹神経前筋膜」で１２）の構造物をはさみ、接着芯地にて固定する。
　１４）「後腹膜」と「下腹神経前筋膜」に「血管モデル（ＩＭＡ）」の中枢側を貫通させるための穴をあける。
　１５）上記１１）で完成した腸管ユニットを「下腹神経前筋膜」に接着芯地にて固定する。このとき、「血管モデル（ＩＭＡ）」の中枢側を１４）であけた穴に通す。
　１６）「血管モデル（ＩＭＡ）」・「下腹神経」を「後腹膜」へ手縫いで縫い付け固定する。（もしくはホッチキス止めする）
　１７）腸管ユニットの上に、「腸間膜外側脂肪＿外側」・「腸間膜外側脂肪＿内側」を接着芯地にて固定する。
　１８）「後腹膜」の下に同形状のファイバーを接着芯地にて固定する。
　１９）「腸管」の末梢部を「後腹膜」へ手縫いで縫い付け固定する。
　２０）モデルからはみ出た構造物（血管モデル・尿管・下腹神経）を切る。
　これにより、以下のような図２１に示すような層構造体（臓器モデルの基本構造体）を得ることができる。
　（５）工程５．モデル固定枠の作製工程
　工程５では、工程４で得られた層構造物を立体的に成形するための固定枠（図２３，２４）を用意する。
　１）まず、ステンレス平織金網を３０ｃｍ×４０ｃｍにカットする。
　２）安全対策のため、切り口にガムテープを張り付ける（図２４）。
　３）石膏製の骨盤モデル内腔型に押し当てながら、形状を作製する（図２３）。
　（６）工程６．モデルの固定工程
　工程６では、工程４で組み立てた臓器モデルを、工程５で用意したモデル固定枠に固定する。
　１）まず臓器モデルを金網と合わせ、固定する位置を決める。
　２）金網越しに、固定箇所をマジックでマーキングする。
　３）一度モデルを金網から外し、マーキングした箇所に糸を結びつける。
　４）上記モデルに結んだ糸を利用し、金網にモデルを固定する。
　５）余分な糸を切り取る。
　（７）工程７．臓器を追加する工程
　工程７では、直腸のＺ軸方向上部に、膀胱の役割の構造体を追加する。
　１）ファイバー２を１５ｃｍ×２０ｃｍ程度の大きさにカットする。
　２）直腸付近のステンレス平織金網に、手縫いで上記ファイバーを縫いつける。
　（８）工程８．導電性粘液で浸潤する工程
　工程８では、最終工程となる導電性粘液による湿潤を行う。導電性粘液は、用途に応じて種類を選択しても良い。ここでは一般的に用いる粘液を、種類ごとに、工程Ａ、 工程Ｂと区分した。
　工程８－１Ａ　粘液混合・配合サブ工程Ａ（ハイドロゾル）
　１Ａ）まず、「ゲル化剤（ポリアクリル酸ナトリウム）」と「グリセリン」を計量し、混ぜ合わせる（溶液Ａ）
　２Ａ）「炭酸水素ナトリウム」と「除菌剤」と「水道水」を混ぜ合わせる（溶液Ｂ）
　３Ａ）溶液Ｂに溶液Ａを流し込み、すぐにかき混ぜる。
　４Ａ）遠心撹拌脱泡器にて、撹拌脱泡を行う。

　工程８－１Ｂ　粘液混合・配合サブ工程B(天然由来の卵白食塩水混合液)
　１Ｂ)卵白を計量する。
　２Ｂ)１０ｗｔ％の食塩水を計量し、作成する。
　３Ｂ)卵白１０に対して、１０ｗｔ％の食塩水を５の割合で混合する。
　４Ｂ)遠心撹拌脱泡器にて、撹拌脱泡を行う。

　工程８－２　Ｓ状結腸モデルへの流し込み、刷り込み工程
　５）前記工程８－１Ａ若しくはＢで得られた導電性粘液をＳ状結腸モデルに流し込み、手又は刷毛で繊維層に刷り込む。
　６）モデルは上記粘液中で一晩程度放置するのが好ましい。この放置後の状態における好ましい粘液の粘度は１２１０ｃｐである。なお、この粘度の設定は、ポリアクリル酸ナトリウム、グリセリン、炭酸水素ナトリウム、水の配合比を調整することで行えるが、本発明における粘度の好ましい下限および上限は上述した値である。
　これにより、第４の実施形態に係るＳ状結腸モデルが完成する。
　なお、本実施形態において、導電性粘液はあくまで流動性を有するゾルであることが必須であり、逆に流動性を失った固体ゲルではあってはならない。
　上記工程８－１Ａ,工程８－１Ｂにおいては、いずれも導電性粘液はハイドロゾルと定義されるものであるが、これは濾紙の透過実験によって証明される。
　例えばコーヒーフィルタのような濾紙に対象となる導電性粘液を入れ、静置する。本実施形態で用いている粘液は数分程度でフィルタを透過することが確認できた。これは、モデルの主要な構造体である繊維構造体への浸潤性能と同義でもある。一方、ハイドロゲル、オルガノゲル、アルコゲルなどのゲルであって、濾紙を透過しないものは、本実施形態で用いる導電性粘液としては好ましくないことを確認した。

　（９）工程９．完成した臓器モデルを梱包する工程
　工程９では、工程８の導電性粘液の湿潤により完成した人工臓器モデルを、粘液が乾燥したいり固化しないように図２５に示すようにラップを使用して封入する。
　１）ゲルを浸潤させたモデルをラップで包む。または、真空パックで包装しても良い。
　２）ラップ（真空パック）で包んだモデルをビニール袋に入れ封を閉じる。
　３）導電性粘液の漏れ防止対策、金網変形防止対策のため、コンテナボックスに入れ、ふたを閉じる。これにより効果的に乾燥若しくは固化が防止される。
　このことで導電性粘液の流出、蒸発や乾燥が防止され、所望の湿潤状態が維持される
　図２６は、このように製造された人工臓器モデルの使用形態を示すものである。
　上記人工臓器モデルを使用する際には、この人工臓器モデルを上記コンテナボックスから取り出し、ビニール袋及びラップを外すことで封入状態を解除する。この封入状態の解除は、手術手技の訓練開始の直前に行うことが望ましい。このことで、上記導電性粘液による濡れ性と導電性が手術手技トレーニング中に一定時間以上（例えば５分～６０分）保たれる。
　なお、この発明は上記一実施形態に限定されるものではなく、発明の要旨を変更しない範囲で種々変形可能であることは言うまでもない。
　例えば、上記一実施形態の接着層は接着芯地であったが、これに限定されるものではない。多孔質素材であれば他の素材で成形されたものであっても良い。また、導電性粘液の流通性を妨げない構成であれば、繊維質層同士を接着剤で直接接着するようにしても良い。
　１…人工臓器モデル
　２…第１の繊維質層
　３…第２の繊維質層
　４…接着層
　５…鑷子（ピンセット）
　６…三角形部分
　７…電気メス
　１０…模擬人工血管モデル
　１１…第３の実施形態の人工臓器モデル
　１２…動物臓器
　１４～１８…繊維質層
　１９…Ｓ字腸菅
　２０…尿管
　２１…血管
　２２…神経

Claims (31)

  1. 　手術手技訓練用の人工臓器モデルであって、
    　２以上の繊維質層が、手術手技訓練実施者が剥離可能な強度で互いに接着されて積層されてなる繊維質構造体を有し、
    　前記繊維質構造体は、上記２以上の繊維質層が上記強度で互いに接着された後に、導電性の液体、液状ゾル若しくは液状ゲルで全体的に浸潤されてなるものである
    　ことを特徴とする手術手技訓練用の人工臓器モデル。
  2. 　請求項１記載の手術手技訓練用の人工臓器モデルにおいて、
    　上記２以上の繊維質層のうち互いに隣り合う２つの繊維質層は、異なる膜であることを前記手術手技訓練実施者が認識できるように互いに異なる材料、材質若しくは異なる色を有するように形成されたものである
    　ことを特徴とする手術手技訓練用の人工臓器モデル。
  3. 　請求項１記載の手術手技訓練用の人工臓器モデルにおいて、
    　上記２以上の繊維質層のうち、選択された２つの繊維質層の間には、手術手技訓練用の模擬臓器が配置されている
    　ことを特徴とする手術手技訓練用の人工臓器モデル。
  4. 　請求項３記載の手術手技訓練用の人工臓器モデルにおいて、
    　前記模擬臓器は人工素材で形成された人工模擬臓器である
    　ことを特徴とする人工臓器モデル。
  5. 　請求項３記載の手術手技訓練用の人工臓器モデルにおいて、
    　前記模擬臓器は動物から採取したものである
    　ことを特徴とする人工臓器モデル。
  6. 　請求項３記載の手術手技訓練用の人工臓器モデルにおいて、
    　前記模擬臓器は、尿管、血管、腸管、神経のうちの１つ若しくは２以上である
    　ことを特徴とする人工臓器モデル。
  7. 　請求項１記載の手術手技訓練用の人工臓器モデルにおいて、
    　前記繊維質層間の接着は、熱可塑性樹脂を用いて行われている
    　ことを特徴とする手術手技訓練用の人工臓器モデル。
  8. 　請求項１記載の手術手技訓練用の人工臓器モデルにおいて、
    　前記繊維質層間の接着は、多孔質材料からなる接着層を介して行われている
    　ことを特徴とする手術手技訓練用の人工臓器モデル。
  9. 　請求項８記載の手術手技訓練用の人工臓器モデルにおいて、
    　前記接着層は接着芯地である
    　ことを特徴とする手術手技訓練用の人工臓器モデル。
  10. 　請求項９記載の手術手技訓練用の人工臓器モデルにおいて、
    　前記接着芯地は、必要な剥離強度に応じて２以上用いられるものである
    　ことを特徴とする手術手技訓練用の人工臓器モデル。
  11. 　請求項１記載の手術手技訓練用の人工臓器モデルにおいて、
    　この人工臓器モデルは、所定の模擬臓器の表面に接着されているものであることを特徴とする手術手技訓練用の人工臓器モデル。
  12. 　請求項１記載の手術手技訓練用の人工臓器モデルにおいて、
    　前記導電性の液体、液状ゾル又は液状のゲルの粘度は、１ｃｐ以上５０、０００ｃｐ以下である

    　ことを特徴とする手術手技訓練用の人工臓器モデル。
  13. 　請求項１２記載の手術手技訓練用の人工臓器モデルにおいて、
    　前記導電性の液体又はゲルの粘度は１４０ｃＰ～２０，０００ｃＰである
    　ことを特徴とする手術手技訓練用の人工臓器モデル。
  14. 　請求項１２記載の手術手技訓練用の人工臓器モデルにおいて、
    　前記導電性の液体又はゲルの粘度は９００ｃＰ～５０００ｃＰである
    　ことを特徴とする手術手技訓練用の人工臓器モデル。
  15. 　請求項１記載の手術手技訓練用の人工臓器モデルにおいて、
    　前記導電性の液体又はゲルは無色透明である
    　ことを特徴とする手術手技訓練用の人工臓器モデル。
  16. 　　前記導電性の液体、液状ゾル又は液状のゲルは、粘性を有する電解質水溶液、流動性を有するハイドロゲル、ハイドロゾル、エマルジョン、卵白、又はこれら２以上の混合水溶液である
    　ことを特徴とする手術手技訓練用の人工臓器モデル。
  17. 　請求項１記載の手術手技訓練用の人工臓器モデルにおいて、
    　前記繊維質構造体は、導電性の液体又はゲルで全体的に浸潤された後に封入される
    　ことを特徴とする手術手技訓練用の人工臓器モデル。
  18. 　２以上の繊維質層を用意する工程と、
    　上記２以上の繊維質層を積層させて互いに接着する工程と、
    　上記互いに接着された２以上の繊維質層に導電性の液体、液状ゾル又は液状ゲルを供給し浸潤させる工程と、
    　を有することを特徴とする手術手技訓練用の人工臓器モデルの製造方法。
  19. 　請求項１８記載の製造方法において、
    　前記接着工程は、手術手技訓練実施者の手術手技により剥離可能な強度で前記２以上の繊維質層同士を接着するものである
    　ことを特徴とする製造方法。
  20. 　請求項１８記載の製造方法において、
    　さらに、
    　前記２以上の繊維質層のうち互いに隣り合う２つの繊維質層を、異なる膜であることを前記手術手技訓練実施者が認識できるように互いに異なる材料、材質若しくは異なる色を有するように準備する工程を有する
    　ことを特徴とする製造方法。
  21. 　請求項１８記載の製造方法において、
    　前記２以上の繊維質層を積層させて互いに接着する工程は、
    　　上記２以上の繊維質層を積層させる際に、上記繊維層間にシート状の接着層を介在させる工程と、
    　　前記積層された２以上の繊維質層を加熱して上記繊維質層同士を接着する工程と
    　を有することを特徴とする製造方法。
  22. 　請求項１８記載の製造方法において、さらに、
    　上記２以上の繊維質層のうち、選択された２つの繊維質層の間に、手術手技訓練用の模擬臓器が配置する工程を有する
    　ことを特徴とする製造方法。
  23. 　請求項２２記載の製造方法において、
    　前記模擬臓器は人工素材で形成された人工模擬臓器である
    　ことを特徴とする製造方法。
  24. 　請求項２２記載の製造方法において、
    　前記模擬臓器は動物から採取したものである
    　ことを特徴とする製造方法。
  25. 　請求項２２記載の製造方法において、
    　前記模擬臓器は、尿管、血管、腸管、神経のうちの１つ若しくは２以上である
    　ことを特徴とする製造方法。
  26. 　請求項１８記載の製造方法において、
    　前記繊維質層間の接着は、熱可塑性樹脂を用いて行われている
    　ことを特徴とする製造方法。
  27. 　請求項１８記載の製造方法において、
    　前記繊維質層間の接着は、前記熱可塑性樹脂若しくは接着剤が含浸若しくはコーティングされた薄膜シートを選択された１枚若しくは枚数積層して用いることで行う
    　ことを特徴とする製造方法。
  28. 　請求項１８記載の製造方法において、さらに、
    　前記人工臓器モデルを、所定の模擬臓器の表面に接着する工程を有する
    　ことを特徴とする製造方法。
  29. 　請求項１８記載の製造方法において、
    　さらに、
    　前記導電性の液体、液状ゾル又は液状ゲルで湿潤された繊維質層を封入する工程を有する
    　ことを特徴とする製造方法。
  30. 　人工臓器モデルを用いた手術手技訓練方法において、
    　前記人工臓器モデルは、
    　２以上の繊維質層が、手術手技訓練実施者が剥離可能な強度で互いに接着されて積層されてなる繊維質構造体を有し、
    　前記繊維質構造体は、上記２以上の繊維質層が上記強度で互いに接着された後に、導電性の液体又は液状ゾル若しくは液状ゲルで全体的に浸潤されてなるものであり、
    　この手術手技訓練方法は、
    　　前記２以上の繊維質層のうち表層をピンセットでリフトアップして牽引力（カウンタートラクション）を付加する工程と、
    　　電気メスや超音波メスで前記リフトアップした繊維質層を切開し、下層の繊維質層から分離して剥離する工程と
    　を有することと特徴とする手術手技訓練方法。
  31. 　請求項２８記載の訓練方法において、
    　前記人工臓器モデルの２以上の繊維質層のうち、選択された２つの繊維質層の間には、手術手技訓練用の模擬臓器が配置されおり、
    　この訓練方法は、
    　さらに、前記模擬臓器を採取する工程をさらに有する
    　ことを特徴とする訓練方法。
PCT/JP2019/014532 2018-06-19 2019-04-01 手術手技訓練用の人工臓器モデル、その人工臓器モデルの製造方法、及びその人工臓器モデルを用いた手術手技訓練方法 WO2019244436A1 (ja)

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Cited By (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP7490269B1 (ja) 2023-04-21 2024-05-27 株式会社ナースあい 模擬血管付き注射トレーニング用器具および模擬血管付き医療用カテーテル挿管トレーニング用器具

Families Citing this family (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
KR102380381B1 (ko) * 2020-12-23 2022-03-30 이대욱 근육주사 훈련을 위한 근막 감촉 트레이닝 툴
CN113628515A (zh) * 2021-08-04 2021-11-09 天津天堰科技股份有限公司 仿真皮肤、仿真腹壁、训练模型及仿真皮肤的制备方法
WO2023189132A1 (ja) * 2022-03-30 2023-10-05 デンカ株式会社 導電性樹脂組成物－金属積層体
WO2024034552A1 (ja) * 2022-08-08 2024-02-15 デンカ株式会社 模擬粘液被覆粘膜組織モデル
JP2024035348A (ja) * 2022-09-02 2024-03-14 朝日インテック株式会社 血管モデル

Citations (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPS5759055B2 (ja) * 1974-04-17 1982-12-13 Furukawa Electric Co Ltd
JP2016006477A (ja) * 2014-05-26 2016-01-14 サンアロー株式会社 臓器モデル

Family Cites Families (11)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US2541761A (en) * 1946-02-09 1951-02-13 Beckwith Mfg Co Process of making shoe stiffeners
US5374515A (en) * 1992-11-13 1994-12-20 Organogenesis, Inc. In vitro cornea equivalent model
US5518407A (en) * 1993-11-02 1996-05-21 Greenfield; Cathy L. Anatomically correct artificial organ replicas for use as teaching aids
US5785531A (en) * 1996-06-06 1998-07-28 Wilson-Cook Medical Incorporated Cuttable papilla and sphincterotomy training apparatus
BR9807430A (pt) * 1997-02-19 2000-03-21 Procter & Gamble Composição de polìmeros de formação de hidrogel permutador de ions misturados no leito, elemento absorvente que contém a mesma e artigo absorvente.
SE0103740D0 (sv) * 2001-11-08 2001-11-08 Forskarpatent I Vaest Ab Photovoltaic element and production methods
US8297982B2 (en) * 2009-02-18 2012-10-30 University Of Maryland, Baltimore Simulated abdominal wall
JP6278191B2 (ja) * 2014-04-07 2018-02-14 株式会社Ihi 複合材翼及び複合材翼の製造方法
US20160273161A1 (en) * 2015-03-16 2016-09-22 Ha Fee Christine HO Pre-impregnated composite material
US10706743B2 (en) * 2015-11-20 2020-07-07 Applied Medical Resources Corporation Simulated dissectible tissue
US20170297295A1 (en) * 2016-04-15 2017-10-19 Honeywell International Inc. Blister free composite materials molding

Patent Citations (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPS5759055B2 (ja) * 1974-04-17 1982-12-13 Furukawa Electric Co Ltd
JP2016006477A (ja) * 2014-05-26 2016-01-14 サンアロー株式会社 臓器モデル

Cited By (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP7490269B1 (ja) 2023-04-21 2024-05-27 株式会社ナースあい 模擬血管付き注射トレーニング用器具および模擬血管付き医療用カテーテル挿管トレーニング用器具

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