WO2021186823A1 - 血管モデル - Google Patents

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WO2021186823A1
WO2021186823A1 PCT/JP2020/047406 JP2020047406W WO2021186823A1 WO 2021186823 A1 WO2021186823 A1 WO 2021186823A1 JP 2020047406 W JP2020047406 W JP 2020047406W WO 2021186823 A1 WO2021186823 A1 WO 2021186823A1
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WO
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blood vessel
porous body
vessel model
diffusion
model
Prior art date
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PCT/JP2020/047406
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English (en)
French (fr)
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椋 田中
梨奈 米山
信圭 山中
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Asahi Intecc Co Ltd
Original Assignee
Asahi Intecc Co Ltd
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    • G—PHYSICS
    • G09—EDUCATION; CRYPTOGRAPHY; DISPLAY; ADVERTISING; SEALS
    • G09B—EDUCATIONAL OR DEMONSTRATION APPLIANCES; APPLIANCES FOR TEACHING, OR COMMUNICATING WITH, THE BLIND, DEAF OR MUTE; MODELS; PLANETARIA; GLOBES; MAPS; DIAGRAMS
    • G09B23/00—Models for scientific, medical, or mathematical purposes, e.g. full-sized devices for demonstration purposes
    • G09B23/28—Models for scientific, medical, or mathematical purposes, e.g. full-sized devices for demonstration purposes for medicine
    • G09B23/30—Anatomical models
    • G—PHYSICS
    • G09—EDUCATION; CRYPTOGRAPHY; DISPLAY; ADVERTISING; SEALS
    • G09B—EDUCATIONAL OR DEMONSTRATION APPLIANCES; APPLIANCES FOR TEACHING, OR COMMUNICATING WITH, THE BLIND, DEAF OR MUTE; MODELS; PLANETARIA; GLOBES; MAPS; DIAGRAMS
    • G09B9/00—Simulators for teaching or training purposes

Definitions

  • the techniques disclosed herein relate to vascular models.
  • a simulator equipped with a blood vessel model (simulated blood vessel, etc.) that imitates an actual blood vessel is used to simulate clinical treatment or examination using a catheter or the like.
  • a material for forming a simulated blood vessel or the like provided in such a simulator or the like for example, a point of providing a porous body is disclosed (see, for example, Patent Document 1).
  • angiography may be used to grasp the hemodynamics such as blood flow velocity and blood viscosity, and the state of obstruction of blood vessels.
  • a contrast medium having low X-ray transmittance is injected from a catheter inserted into a blood vessel to perform X-ray imaging.
  • the surgeon visually observes the hemodynamics and vascular condition by observing the flow of the contrast medium from the change in contrast in the obtained fluoroscopic X-ray image (still image or moving image, also called "cine image”). You can check at.
  • the concentration of the contrast medium is set to a concentration that is not captured in the X-ray fluoroscopic image in the portion where the contrast medium is imaged only in the X-ray fluoroscopic image using the blood vessel model.
  • a blood vessel model (simulated human body) that simulates a diffused image of a clinical contrast medium by diluting the contrast medium until it becomes available is disclosed (see, for example, Patent Document 2).
  • This specification discloses a technique capable of solving the above-mentioned problems.
  • the blood vessel model disclosed in the present specification is a blood vessel model, which is connected to a flow path forming portion forming a fluid flow path extending in the long axis direction of the blood vessel model and the flow path forming portion.
  • the diffusion portion is provided with a diffusion portion formed of a porous body having pores, and the diffusion portion has an inner portion and an outer portion located outside the inner portion, and in the major axis direction, the diffusion portion has.
  • the flow resistance in the outer portion is higher than the flow resistance in the inner portion.
  • the flow path forming portion includes a diffusion portion formed of a porous body having pores.
  • the fluid (for example, a contrast medium) flowing through the fluid flow path can be discharged to the outside while being diffused from the pores of the porous body.
  • the diffusion portion formed by the porous body functions as a diffusion flow path (buffer flow path) that disperses the pressure and flow velocity of the contrast medium that has flowed into the fluid flow path.
  • the contrast medium that has flowed into the diffusing portion is discharged to the outside from the portion having low flow resistance in the diffusing portion.
  • the diffusion portion has an inner portion and an outer portion having a flow resistance higher than the flow resistance of the inner portion.
  • the contrast medium that has flowed into the diffusing portion is first filled in the inner portion of the diffusing portion having a low flow resistance, then enters the outer portion having a higher flow resistance, and is discharged to the outside of the diffusing portion. .. Therefore, the contrast medium is diffused and discharged to the outside substantially uniformly from the entire outer surface of the outer portion of the diffusion portion. Further, since the flow resistance of the outer portion of the diffusing portion is high, the contrast medium is more finely diffused when it is discharged to the outside. Therefore, in this blood vessel model, in the X-ray fluoroscopic image obtained when the contrast medium is used, the appearance of the contrast medium's shading confirmed in the actual clinical X-ray fluoroscopic image (specifically, the contrast medium is an arteriole).
  • the diffusion portion includes, as the porous body, a first porous body constituting the outer portion and a second porous body constituting the inner portion. May be.
  • the diffusion portion may have a separate configuration composed of an outer portion and an inner portion. According to this blood vessel model, the diffusion portion can be easily produced, and the combination of the outer portion and the inner portion can be easily changed.
  • the diffusion portion may be a bottomed cylindrical body having one end that opens into the fluid flow path in the flow path forming portion. According to this blood vessel model, since the diffusion portion is a bottomed cylindrical body having one end that opens into the fluid flow path and the other end that is externally closed, even at the end of the diffusion portion. It is possible to simulate the shading of the contrast medium in the X-ray fluoroscopic image obtained when the contrast medium is used in an actual clinical setting.
  • the pore diameter of the porous body in the outer portion may be smaller than the pore diameter of the porous body in the inner portion.
  • the smaller the pore size of the porous body the higher the flow resistance in the porous body. Therefore, in this blood vessel model, the flow resistance of the porous body in the outer portion is higher than the flow resistance of the porous body in the inner portion. Therefore, according to this blood vessel model, by adjusting the pore size of the porous body in the outer part and the pore size of the porous body in the inner part, in an X-ray fluoroscopic image obtained when a contrast medium is used, in actual clinical practice.
  • At least one pore of the porous body in the outer portion and the porous body in the inner portion may be filled with an elastic body in the diffusion portion.
  • the pores of the porous body in the diffusion part, are filled with an elastic body, so that the pressure in the fluid flow path is increased. While it is low, each pore of the porous body can be sealed, and when the pressure in the fluid flow path increases due to the inflow of the contrast medium, each pore of the porous body can be opened.
  • the contrast medium can be diffused and discharged more finely, and the state of shading of the contrast medium (diffusion and disappearance image of the contrast medium) in the X-ray fluoroscopic image obtained when the contrast medium is used in an actual clinical setting can be actually observed. It can be closer to the contrast-enhanced image observed clinically.
  • the contrast medium that has entered the diffusing part is more reliably discharged to the outside of the diffusing part due to the elasticity of the elastic body, so that the contrast medium is suppressed from remaining in the diffusing part, and eventually the diffusing part is regenerated. Make it available.
  • the blood vessel model when used in a wet state immersed in a fluid (water, physiological saline, etc.), the fluid that fills the periphery of the blood vessel model flows back from each pore of the porous body into the fluid flow path. Can be suppressed.
  • a fluid water, physiological saline, etc.
  • both the pores of the porous body in the outer portion and the porous body in the inner portion are filled with an elastic body, and the porous body in the outer portion is filled.
  • the elastic modulus of the elastic body filled in the pores of the body may be higher than the elastic modulus of the elastic body filled in the pores of the porous body in the inner portion.
  • the higher the elastic modulus of the elastic body the higher the flow resistance in the porous body filled with the elastic body. Therefore, according to this blood vessel model, when the flow resistances of the porous body constituting the outer portion and the porous body constituting the inner portion are substantially equal to each other, the flow resistance in the outer portion is the inner portion. Higher than the flow resistance in.
  • this blood vessel model by adjusting the elastic coefficient of the elastic body in the outer portion and the elastic coefficient of the elastic body in the inner portion, in an X-ray fluoroscopic image obtained when a contrast medium is used, in actual clinical practice. It is possible to simulate the state of shading of the contrast medium confirmed by the X-ray fluoroscopic image (specifically, the state in which the contrast medium spreads along the arterioles and then diffuses into the venules and disappears). Therefore, it is possible to provide a blood vessel model in which the X-ray fluoroscopic image obtained when the contrast medium is used in an actual clinical setting is approximated to the contrast image observed in the actual clinical practice.
  • the flow path forming portion may be a tubular body extending in the long axis direction of the blood vessel model, and the diffusion portion may be provided at the tip end portion of the tubular body.
  • the diffusion portion since the diffusion portion is provided at the tip of the flow path forming portion (tubular body), it can be obtained on the tip end side of the flow path forming portion when a contrast medium is used in an actual clinical setting. It is possible to simulate the shading of the contrast medium in the X-ray fluoroscopic image.
  • the flow path forming portion is a tubular body extending in the long axis direction of the blood vessel model, and the diffusion portion may be provided at a branching portion where the tubular body branches. good.
  • the diffusion portion is provided at the bifurcation portion where the flow path forming portion (tubular body) branches, an X-ray fluoroscopic image obtained at the bifurcation portion when a contrast medium is used in an actual clinical site. It is possible to simulate the state of shading of the contrast medium in.
  • the flow path forming portion may be formed of a porous body. According to this blood vessel model, by forming the flow path forming portion with the porous body, it can function as a diffusing portion that diffuses the fluid flowing through the fluid flow path from the pores of the porous body and discharges it to the outside. ..
  • the in-tube pressure in the diffusion portion may be lower than the in-tube pressure in the flow path forming portion.
  • the contrast medium supplied to the blood vessel model is reduced from being discharged to the outside at the flow path forming portion, the contrast medium is distributed to the diffusion portion, and the contrast medium is constant at the diffusion portion. It can be diffused to a concentration (flow rate) and discharged. Therefore, it is possible to provide a blood vessel model in which the X-ray fluoroscopic image obtained when the contrast medium is used in an actual clinical setting is approximated to the contrast image blood vessel observed in the actual clinical practice.
  • the blood vessel model at least a part of the outer peripheral surface of the blood vessel model may be coated with an elastic material. According to this blood vessel model, the elastic modulus of the blood vessel model can be adjusted by coating.
  • the technique disclosed in the present specification can be realized in various forms, for example, a simulator provided with a blood vessel model, a method for manufacturing the same, and the like.
  • FIG. 1 is an explanatory diagram schematically showing the configuration of the heart simulator 1 in the first embodiment
  • FIG. 2 schematically shows the configuration of a part of the cardiovascular model 10 (X1 part in FIG. 1) in the first embodiment. It is explanatory drawing which shows.
  • FIG. 3 is an enlarged explanatory view showing a cross-sectional configuration of a part (X2 part of FIG. 1) of the cardiovascular model 10 in the first embodiment
  • FIG. 4 is a part of the cardiovascular model 10 in the first embodiment. It is explanatory drawing which enlarges and shows the cross-sectional structure of (X1 part of FIG. 1, FIG. 2).
  • the heart simulator 1 is a simulator that reproduces the heart and the blood vessels that go around the surface of the heart, and includes a cardiovascular model 10 and a heart model 20. More specifically, the heart simulator 1 is composed of a heart model 20 and a cardiovascular model 10 arranged on the surface S1 of the heart model 20. According to such a heart simulator 1, in the X-ray perspective image obtained when the contrast medium is used for the cardiovascular model 10, the shade of the contrast medium confirmed in the actual clinical X-ray perspective image. Can be simulated. In each figure, XYZ axes orthogonal to each other for specifying the direction are shown.
  • the X-axis corresponds to the left-right direction (width direction) of the heart model 20
  • the Z-axis corresponds to the height direction of the heart model 20
  • the Y-axis corresponds to the depth direction of the heart model 20.
  • the Z-axis positive direction is also referred to as “upward” or “base end side”
  • the end portion on the base end side is also referred to as “base end portion” or simply “base end”.
  • the negative direction of the Z axis is also referred to as "downward” or "tip side”
  • the end portion on the tip side is also referred to as "tip portion” or simply “tip portion”.
  • the cardiovascular model 10 shows only a shape simulating the left coronary artery among the coronary arteries that are blood vessels for supplying blood to the heart, and the illustration of the right coronary artery is omitted. ..
  • the cardiovascular model 10 is composed of an introduction portion 100, a main branch portion 110, a side branch portion 120, a connection portion 130, a branch portion 140, and a diffusion portion 160.
  • the main branch portion 110 and the side branch portion 120 may be collectively referred to as “branch portions 110, 120”.
  • the main branch 110 simulates a major blood vessel in a coronary artery.
  • the main branch 110 is a tubular body having a lumen 110L.
  • the main branch 110 forms a fluid flow path extending in the longitudinal direction of the cardiovascular model 10 (specifically, the main branch 110). That is, the fluid supplied to the introduction unit 100, which will be described later, flows through the fluid flow path.
  • the lumen 110L communicates with the lumen 160L of the diffusion portion 160, which will be described later.
  • the material for forming the main branch portion 110 is not particularly limited as long as it is a soft material having X-ray transparency. Examples of the soft material include synthetic resins such as polyvinyl alcohol (PVA) and silicon.
  • the material for forming the main branch portion 110 is preferably PVA. This is because PVA has good hydrophilicity, so that the physical characteristics and tactile sensation of the main branch portion 110 immersed in the liquid can be approximated to the physical characteristics and tactile sensation of actual blood vessels of the human body.
  • the materials for forming the plurality of main branch portions 110 may be of the same type or different types.
  • the main branch portion 110 is an example of a flow path forming portion in the claims, and the lumen 110L is an example of a fluid flow path in the claims.
  • the introduction portion 100 is a tubular body that opens on the proximal end side and connects to the main branch portion 110 on the distal end side.
  • the fluid simulated blood or contrast medium
  • the introduction portion 100 is formed of a soft material having X-ray transparency, similarly to the main branch portion 110 described above.
  • the side branch 120 simulates a minute blood vessel extending from the main branch 110.
  • the side branch portion 120 is a bottomed tubular body having an opening (not shown) at one end and a closed portion that is externally closed at the other end.
  • the side branch portion 120 is formed of a soft material having X-ray transparency, similarly to the main branch portion 110 described above.
  • the term "externally closed” means that the ends are apparently closed and closed. That is, it does not mean that it is functionally closed, and it is possible to discharge the fluid from the end portion.
  • the connecting portion 130 is a portion that connects one main branch portion 110 and the other branch portions 110 and 120.
  • the lumen 110L of one main branch portion 110 and the lumens of the other branch portions 110 and 120 communicate with each other.
  • This connection can be realized by various means, for example, it may be realized by fastening each branch 110, 120 with an indwelling tool such as a clip, or by fixing each branch 110, 120 with an adhesive. It may be realized by covering each branch part 110, 120 with a synthetic resin.
  • the connection 130 includes one or more branch 140s.
  • the branch portion 140 is a portion in which one main branch portion 110 branches into one or a plurality of branch portions 110, 120, similar to an actual human body.
  • the diffusion portion 160 is a bottomed tubular body having a lumen 160L (see FIGS. 2 and 3).
  • one end of the lumen 160L communicates (opens) with the lumen 110L in the main branch portion 110, and the other end is externally closed.
  • the diffusion portion 160 is provided at the tip end portion of the main branch portion 110.
  • the diffusion portion 160 is a bottomed cylindrical body having a lumen 160L that is externally occluded at the tip portion of the main branch portion 110 (cardiovascular model 10).
  • the diffusion portion 160 is composed of an inner portion 161 and an outer portion 163 located outside the inner portion 161.
  • the inner portion 161 is a bottomed cylindrical body having a lumen 160L in which one end is open and the other end is externally closed.
  • the lumen 160L is defined by the inner surface S60 of the inner portion 161 except for the surface of the main branch 110 facing the lumen 110L (one end having an opening).
  • the lumen 160L communicates with the lumen 110L of the main branch 110.
  • the inner portion 161 is formed of an inner porous body P61 having a plurality of pores. Examples of the inner porous body P61 include non-woven fabrics such as nylon non-woven fabric, and foams such as polyurethane foam, polyamide foam, polyethylene foam, silicon foam, and rubber sponge.
  • the pore diameter of the inner porous body P61 is, for example, 0.01 mm or more and 5.00 mm or less, and more preferably 0.5 mm or more and 1.5 mm or less.
  • the pore diameter of the pores in the porous body such as the inner porous body P61 and the outer porous body P63 described later and the good drainage depending on the material constituting the porous body affect the flow resistance described later.
  • the pore size of the porous body the smaller the pore size of the porous body, the higher the flow resistance when the fluid enters the porous body and is discharged to the outside of the porous body. In other words, the smaller the pore size of the porous body, the higher the flow resistance.
  • the material constituting the porous body is a material in which the fluid supplied into the porous body can be more easily discharged to the outside of the porous body.
  • the density of each pore is substantially constant from the proximal end side (the Z-axis positive direction in FIG. 4) to the distal end side (the Z-axis negative direction in FIG. 4).
  • the inner porous body P61 is an example of the second porous body in the claims.
  • the outer portion 163 is a bottomed cylindrical body located outside the inner portion 161 and having an outer surface S63.
  • the inner surface S62 of the outer portion 163 is in contact with the outer surface S61 of the inner portion 161.
  • the outer portion 163 is formed of the outer porous body P63. More specifically, the outer porous body P63 is the same material as the inner porous body P61, and is the above-mentioned non-woven fabric, foam, or the like.
  • the pore diameter of the outer porous body P63 is smaller than the pore diameter of the inner porous body P61, for example, 0.01 mm or more and 1.00 mm or less, more preferably 0.2 mm or more and 0.5 mm. It is as follows.
  • the pore size of the outer porous body P63 is preferably adjusted so that the contrast medium discharged from the outer porous body P63 is diffused and discharged to a concentration (flow rate) that is not confirmed in the fluoroscopic image.
  • the density of each pore is substantially constant from the proximal end side (the Z-axis positive direction in FIG. 4) to the distal end side (the Z-axis negative direction in FIG. 4).
  • the inner portion 161 and the outer portion 163 are configured as separate bodies.
  • Such a diffusion portion 160 can be configured by arranging the inner portion 161 formed of the inner porous body P61 inside the outer portion 163 formed of the outer porous body P63.
  • the outer porous body P63 is an example of the first porous body in the claims.
  • the pore diameter of the outer porous body P63 forming the outer portion 163 is smaller than the pore diameter of the inner porous body P61 forming the inner portion 161. Therefore, the flow resistance F63 in the outer portion 163 is higher than the flow resistance F61 in the inner portion 161. As described above, the smaller the pore size of the porous body, the higher the flow resistance.
  • the heart model 20 has an outer shape that simulates an actual heart.
  • the heart model 20 can be formed into a substantially spherical shape, for example, to simulate an actual ventricle.
  • Examples of the material for forming the heart model 20 include elastic rubber and synthetic resin materials such as thermoplastic elastomer (TPE).
  • TPE thermoplastic elastomer
  • the heart model 20 may be provided with a simulated myocardium and a simulated pericardium (not shown) on the surface of a substantially sphere formed of the synthetic resin material or the like in order to approximate the actual heart. More specifically, a simulated myocardium may be provided so as to cover the surface of the substantially sphere, and a simulated pericardium may be provided so as to cover the surface of the simulated myocardium.
  • the material for forming the simulated myocardium examples include a synthetic resin (for example, PVA, silicon, etc.) which is a soft material having X-ray transparency.
  • a material for forming the simulated heart membrane for example, a porous material having a plurality of pores formed of a non-woven fabric such as a nylon non-woven fabric or a foam such as polyurethane foam, polyamide foam, polyethylene foam, silicon foam, or rubber sponge.
  • a body and a synthetic resin of a soft material having X-ray permeability for example, PVA, silicon, etc.
  • the heart simulator 1 of the present embodiment can be produced by fixing the cardiovascular model 10 to the above-mentioned heart model 20.
  • the method of fixing the cardiovascular model 10 to the heart model 20 is not particularly limited, but can be fixed by, for example, a seal-shaped fixing member (not shown) or the like.
  • the material for forming the fixing member include synthetic resins made of soft materials having X-ray transparency (for example, polysaccharides such as PVA, silicon, polyurethane, and carrageenan).
  • the installation position and the number of fixing members can be arbitrarily determined.
  • the fixing member is provided with, for example, a connection portion 130 or a branch portion 140 in which an external force and a pressure in the fluid flow path are higher than those of other portions, a side branch portion 120 located at the tip of the fluid flow path, and a diffusion portion 160. It is preferable that the main branch portion 110 is arranged at each portion such as the tip portion. Further, the fixing member is preferably arranged so as to cover the entire surface of the cardiovascular model 10 (for example, the main branch portion 110) except for the contact portion with the surface S1 of the heart model 20. This is to more reliably fix the cardiovascular model 10 to the cardiac model 20.
  • the main branch portion 110 forming the lumen 110L extending in the long axis direction of the cardiovascular model 10 and the diffusion portion 160 connected to the main branch portion 110 are provided.
  • the diffusion portion 160 has an inner portion 161 and an outer portion 163 located outside the inner portion 161.
  • the inner portion 161 is formed by the inner porous body P61 having pores
  • the outer portion 163 is formed by the outer porous body P63 having pores.
  • the flow resistance F63 in the outer portion 163 is higher than the flow resistance F61 in the inner portion 161.
  • the main branch portion 110 includes a diffusion portion 160 formed by porous bodies P61 and P63 having pores. Therefore, the fluid (for example, contrast medium) flowing through the lumen 110L can be diffused and discharged to the outside from the pores of the porous bodies P61 and P63.
  • the diffusion portion 160 formed by the porous bodies P61 and P63 functions as a diffusion flow path (buffer flow path) that disperses the pressure and flow velocity of the contrast medium that has flowed into the lumen 110L.
  • the contrast medium that has flowed into the diffusing portion 160 is discharged to the outside from the portion having low flow resistance in the diffusing portion 160.
  • the diffusion portion 160 has an inner portion 161 and an outer portion 163 having a flow resistance F63 higher than the flow resistance F61 of the inner portion 161. Therefore, the contrast medium that has flowed into the diffuser 160 is first filled in the inner portion 161 of the diffuser 160, which has a lower flow resistance, and then enters the outer portion 163, which has a higher flow resistance, to enter the diffuser 160. It is discharged to the outside. Therefore, the contrast medium is diffused and discharged to the outside substantially uniformly from the entire outer surface S63 of the outer portion 163 of the diffusion portion 160.
  • the flow resistance F63 of the outer portion 163 of the diffusing portion 160 is high, the contrast medium is more finely diffused when it is discharged to the outside. Therefore, in the cardiovascular model 10 of the present embodiment, in the X-ray fluoroscopic image obtained when the contrast medium is used, the appearance of the shading of the contrast image confirmed in the actual clinical X-ray fluoroscopic image (specifically, It is possible to simulate (a state in which the contrast medium spreads along the arterioles and then diffuses into the venules and disappears). Therefore, it is possible to provide a cardiovascular model 10 in which an X-ray fluoroscopic image obtained when a contrast medium is used in an actual clinical setting is approximated to a diffusion image observed in an actual clinical setting.
  • the cardiovascular model 10 of the present embodiment has a separate configuration in which the diffusion portion 160 is composed of an outer portion 163 and an inner portion 161. Therefore, the diffusion portion 160 can be easily manufactured, and the combination of the outer portion 163 and the inner portion 161 can be easily changed.
  • the diffusion portion 160 is a bottomed tubular body having one end that opens into the lumen 110L of the main branch portion 110.
  • the diffusion portion 160 is a bottomed tubular body having one end that opens into the lumen 110L and the other end that is occluded in appearance. Even at the end of the diffuser 160, it is possible to simulate the shading of the contrast image in the X-ray fluoroscopic image obtained when the contrast medium is used in an actual clinical setting.
  • the pore diameter of the outer porous body P63 in the outer portion 163 is smaller than the pore diameter of the inner porous body P61 in the inner portion 161.
  • the smaller the pore size of the porous body the higher the flow resistance in the porous body. Therefore, in the cardiovascular model 10 of the present embodiment, the flow resistance F63 of the outer porous body P63 in the outer portion 163 is higher than the flow resistance F61 of the inner porous body P61 in the inner portion 161. Therefore, according to the cardiovascular model 10 of the present embodiment, it is obtained when a contrast medium is used by adjusting the pore diameter of the outer porous body P63 in the outer portion 163 and the pore diameter of the inner porous body P61 in the inner portion 161.
  • the shade of the contrast image confirmed in the actual clinical X-ray fluoroscopic image (specifically, the contrast medium spreads along the arterioles and then diffuses into the venules and disappears. ) Can be simulated. Therefore, it is possible to provide a blood vessel model in which the X-ray fluoroscopic image obtained when the contrast medium is used in an actual clinical setting is approximated to the contrast image observed in the actual clinical practice.
  • the main branch portion 110 is a tubular body extending in the long axis direction of the cardiovascular model 10.
  • the diffusion portion 160 is provided at the tip end portion of the main branch portion 110. According to the cardiovascular model 10 of the present embodiment, since the diffusion portion 160 is provided at the tip portion of the main branch portion 110 (tubular body), the diffusion portion 160 is provided at the tip portion side of the main branch portion 110 in an actual clinical setting. It is possible to simulate the shading of the contrast image in the X-ray fluoroscopic image obtained when the contrast medium is used.
  • FIG. 5 is an explanatory view showing an enlarged cross-sectional configuration of a part (a part corresponding to the X1 part of FIG. 1) of the cardiovascular model 10a included in the heart simulator 1a of the second embodiment.
  • a part a part corresponding to the X1 part of FIG. 1
  • the same configurations as those of the heart simulator 1 of the first embodiment described above will be omitted as appropriate.
  • the cardiovascular model 10a of the second embodiment is different from the cardiovascular model 10 of the first embodiment in that the elastic body E1 is filled in the inner portion 161a and the outer portion 163a in the diffusion portion 160a, respectively.
  • the diffusion portion 160a of the present embodiment is composed of an inner portion 161a and an outer portion 163a located outside the inner portion 161a.
  • the inner portion 161a is a bottomed tubular body having a lumen 160L, similarly to the inner portion 161 of the first embodiment, and the lumen 160L communicates with the lumen 110L of the main branch portion 110.
  • the inner portion 161a is formed by the inner porous body P61 and the elastic body E1 which is an elastic member. More specifically, in the inner portion 161a, each pore of the inner porous body P61 is filled with the elastic body E1.
  • the elastic body E1 include elastic materials such as PVA, an elastomer containing polyurethane, and rubber.
  • the elastic modulus of the elastic body E1 is, for example, 0.01 MPa or more and 1.5 MPa or less, more preferably 0.3 MPa or more and 0.5 MPa or less.
  • the elastic modulus of the elastic material affects the above-mentioned flow resistance. That is, the larger the elastic modulus of the elastic material, the higher the flow resistance when the fluid enters the porous body containing the elastic material and is discharged to the outside of the porous material containing the elastic material. In other words, the higher the elastic modulus of the elastic body, the higher the flow resistance.
  • the elastic coefficient of the elastic body E1 is such that the stress in the elastic deformation of the elastic body E1 is the fluid of the fluid. It is preferably a value smaller than the pressure.
  • the elastic modulus of the elastic body E1 can be adjusted by, for example, the type of elastic material, the concentration of the elastic material in the solvent, and the like.
  • the outer portion 163a is a bottomed cylindrical body located outside the inner portion 161a as in the outer portion 163 of the first embodiment, and the inner side surface S62 of the outer portion 163a is formed on the outer surface S61 of the inner portion 161a. Are in contact.
  • the outer portion 163a is formed by the outer porous body P63 and the elastic body E1. More specifically, similarly to the inner portion 161a, in the outer portion 163a, each pore of the outer porous body P63 is filled with the elastic body E1.
  • the elastic body E1 contained in the outer portion 163a is the same elastic material as the elastic body E1 contained in the inner portion 161a, and the elastic modulus of the elastic body E1 is substantially the same.
  • the above-mentioned diffusion unit 160a can be created by, for example, the following method. First, an inner porous body P61 having a recess having an inner diameter of the same diameter as the inner cavity 160L and a core metal having an outer diameter having the same diameter as the inner cavity 160L arranged in the concave portion, and an inner porous body. An outer porous body P63 having a recess having an inner diameter equal to the outer diameter of the body P61 is prepared. Next, the inner porous body P61 is arranged in the recess of the outer porous body P63 (preparation of the diffuser precursor).
  • the elastic body E1 is filled in the enlarged diameter portion precursor thus prepared (preparation of the diffusion portion 160a).
  • the filling of the elastic body E1 is carried out, for example, by pouring an elastic material such as PVA, a polyurethane-containing elastomer, or rubber that has been liquefied by dissolving it in a solvent or the like (for example, water) into the enlarged diameter portion precursor. can do.
  • the diffusion portion 160a can be produced by removing the core metal from the enlarged diameter portion precursor filled with the elastic body E1.
  • the elastic body E1 may be filled in the enlarged diameter portion precursor by immersing the enlarged diameter portion precursor in the liquid elastic material.
  • the method for producing the diffusion portion 160a is not limited to the above method.
  • the inner porous body P61 and the outer porous body P63 are filled with the elastic body E1 (inner portion 161a and outer portion 163a, respectively). (Manufacturing), it can be manufactured by arranging the inner portion 161a in the recess of the outer portion 163a.
  • FIG. 6 is an explanatory diagram showing the state of diffusion of the contrast medium CA.
  • 6 (A) and 6 (C) show the state of the diffusion portion 160a when the pressure in the fluid flow path is low
  • FIG. 6 (B) shows the state of the diffusion portion 160a when the pressure in the fluid flow path is high. It shows the situation.
  • FIG. 6 shows the diffusion of the contrast medium CA in the inner portion 161a of the diffusion portion 160a, but the same is true for the outer portion 163a.
  • the pores of the inner porous body P61 are filled with the elastic body E1.
  • FIG. 6B shows.
  • the elastic body E1 is compressed in the direction indicated by the arrow in the drawing, and the inner porous body P61 is deformed, so that fine voids are formed between the inner porous body P61 and the pores of the inner porous body P61. Can be generated, and each pore of the inner porous body P61 can be opened. Therefore, as shown in FIG. 6B, the contrast agent CA can be more finely diffused and discharged from each of the opened pores.
  • the appearance of the shading of the contrast image (diffusion and disappearance image of the contrast agent) in the X-ray perspective image obtained when the contrast agent is used can be made closer to the actual blood vessel.
  • the pressure in the cardiovascular model 10a (for example, the lumen 110L of the main branch 110) becomes low again, so that the elastic body E1 becomes as shown in FIG. 6C.
  • Each pore of the inner porous body P61 is in a sealed state. Therefore, when the heart simulator 1a and the cardiovascular model 10a (blood vessel model) are used in a wet state immersed in a fluid (water, physiological saline, etc.), the fluid or contrast agent CA that fills the periphery of the blood vessel model is inside. It is possible to suppress backflow from each pore of the porous body P61 into the fluid flow path (for example, the lumen 110L of the main branch portion 110).
  • the contrast agent CA that has entered the inner porous body P61 is more reliably discharged to the outside of the inner porous body P61 (that is, the outer porous body P63). be able to.
  • the contrast agent CA that has penetrated into the outer porous body P63 can be more reliably discharged to the outer porous body P63 (that is, the diffusion portion 160a). .. That is, in the present embodiment, since it is reduced that the contrast agent CA remains inside the diffusion portion 160a, the diffusion portion 160a is less likely to be contaminated by the contrast agent CA. Therefore, the diffusion portion 160a (or the cardiovascular model 10a) can be reused.
  • the pore diameter of the outer porous body P63 forming the outer portion 163a is smaller than the pore diameter of the inner porous body P61 forming the inner portion 161a. Further, the elastic moduli of the elastic body E1 filled in the inner portion 161a and the outer portion 163a are substantially the same. Therefore, the flow resistance F63a in the outer portion 163a is higher than the flow resistance F61a in the inner portion 161a.
  • the cardiovascular model 10a of the present embodiment has elastic bodies in both pores of the outer porous body P63 in the outer portion 163a and the inner porous body P61 in the inner portion 161a in the diffusion portion 160a. E1 is filled.
  • the pores of the porous bodies P61 and P63 of the inner portion 161a and the outer portion 163a are filled with the elastic body E1, so that the pressure in the lumen 110L is reached. While the pressure is low, the pores of the porous bodies P61 and P63 are sealed, and when the pressure in the lumen 110L increases due to the inflow of the contrast medium CA, the pores of the porous bodies P61 and P63 are opened. be able to.
  • the contrast medium CA can be diffused and discharged more finely, and the appearance of the shading of the contrast medium (diffusion and disappearance image of the contrast medium) in the X-ray perspective image obtained when the contrast medium is used in an actual clinical setting can be seen. It can be closer to the contrast-enhanced image observed in actual clinical practice. Further, since the contrast medium CA that has entered the diffusion section 106a is more reliably discharged to the outside of the diffusion section 160a due to the elasticity of the elastic body E1, the contrast medium CA is suppressed from remaining in the diffusion section 160a. As a result, the diffusion unit 160a can be reused.
  • the cardiovascular model 10a when used in a wet state immersed in a fluid (water, physiological saline, etc.), the fluid filling the periphery of the cardiovascular model 10a enters from the pores of the porous bodies P61 and P63. It is possible to suppress backflow into the cavity 110L.
  • a fluid water, physiological saline, etc.
  • FIG. 7 is an explanatory view showing an enlarged cross-sectional configuration of a part (a part corresponding to the X1 part of FIG. 1) of the cardiovascular model 10b included in the heart simulator 1b of the third embodiment.
  • a part a part corresponding to the X1 part of FIG. 1
  • the same configurations as those of the heart simulators 1 and 1a of the first embodiment and the second embodiment described above will be omitted as appropriate.
  • the outer portion 163b constituting the diffusion portion 160b is formed of the outer porous body P63b, and the outer portion 163b is filled with the elastic body E3. 2 It is different from the cardiovascular model 10a of the embodiment.
  • the diffusion portion 160b of the present embodiment is composed of an inner portion 161a and an outer portion 163b located outside the inner portion 161a.
  • the outer portion 163b is a bottomed cylindrical body located outside the inner portion 161a, similarly to the outer portion 163a of the second embodiment, and the inner side surface S62 of the outer portion 163b is formed on the outer surface S61 of the inner portion 161a. Are in contact.
  • the outer portion 163b is formed by the outer porous body P63b and the elastic body E3. More specifically, similarly to the inner portion 161a, in the outer portion 163b, each pore of the outer porous body P63b is filled with the elastic body E3.
  • the outer porous body P63b forming the outer portion 163b is the same as the inner porous body P61 forming the inner portion 161a.
  • the forming material and pore diameter of the outer porous body P63b are the same as or substantially the same as the forming material and pore diameter of the inner porous body P61, respectively.
  • the elastic body E3 filled in the outer porous body P63b is different from the elastic body E1 filled in the inner porous body P61. That is, the elastic body E3 is an elastic material such as PVA, an elastomer containing polyurethane, and rubber, like the elastic body E1, but the elastic modulus of the elastic body E3 is the type of elastic material and the elastic material in the solvent. It is different from the elastic modulus of the elastic body E1 due to the difference in the concentration and the like.
  • the elastic modulus of the elastic body E3 is higher than the elastic modulus of the elastic body E1.
  • the elastic modulus of the elastic body E3 is, for example, 0.01 MPa or more and 1.5 MPa or less, more preferably 0.3 MPa or more and 0.5 MPa or less.
  • the elastic coefficient of the elastic body E3 is the elastic deformation of the elastic body E3 because the fluid supplied to the cardiovascular model 10b is surely discharged from the outer portion 163b, similarly to the elastic body E1.
  • the stress is preferably a value smaller than the fluid pressure of the fluid.
  • the pore diameter of the outer porous body P63b forming the outer portion 163b is substantially the same as the pore diameter of the inner porous body P61 forming the inner portion 161a.
  • the elastic modulus of the elastic body E3 filled in the outer portion 163b is higher than the elastic modulus of the elastic body E1 filled in the inner portion 161a. Therefore, the flow resistance F63b in the outer portion 163b is higher than the flow resistance F61a in the inner portion 161a.
  • both the pores of the inner porous body P61 in the inner portion 161a and the outer porous body P63b in the outer portion 163b are formed.
  • Elastic bodies E1 and E3 are filled.
  • the elastic modulus of the outer porous body P63 is higher than the elastic modulus of the inner porous body P61.
  • the higher the elastic modulus of the elastic body the higher the flow resistance in the porous body filled with the elastic body. Therefore, according to the cardiovascular model 10b of the present embodiment, the flow resistance F63b in the outer portion 163b is higher than the flow resistance F61a in the inner portion 161a.
  • the cardiovascular model 10b of the present embodiment X-rays obtained when a contrast agent is used by adjusting the elastic modulus of the elastic body E3 in the outer portion 163b and the elastic modulus of the elastic body E1 in the inner portion 161a.
  • the appearance of the shading of the contrast image confirmed in the actual clinical X-ray fluoroscopic image (specifically, the appearance in which the contrast agent spreads along the arterioles and then diffuses into the venules and disappears).
  • FIG. 8 is an explanatory view showing an enlarged cross-sectional configuration of a part (a part corresponding to the X1 part of FIG. 1) of the cardiovascular model 10c provided in the heart simulator in the modified example.
  • a part a part corresponding to the X1 part of FIG. 1
  • the same configurations as those of the heart simulators 1, 1a and 1b of the first embodiment, the second embodiment and the third embodiment described above will be omitted as appropriate. do.
  • the cardiovascular model 10c of the present modification is first carried out in that the main branch portion 110c is composed of a main body portion 111 having high slipperiness and a coat layer 113 having a higher elastic modulus than the main body portion 111. It differs from the cardiovascular model 10 in morphology.
  • the main body 111 is an example of a flow path forming portion within the scope of claims.
  • the main body 111 is a tubular body having a lumen 110L, and forms a fluid flow path extending in the long axis direction.
  • the forming material of the main body portion 111 can be a soft material having X-ray transparency, similarly to the forming material of the main branch portion 110 of the first embodiment.
  • the coat layer 113 is arranged on the outer periphery of the main body 111 so as to coat the main body 111. More specifically, the inner peripheral surface of the coat layer 113 is in contact with the outer peripheral surface of the main body 111.
  • the material for forming the coat layer 113 can be an elastic material having X-ray transparency and having an elastic modulus higher than that of the material for forming the main body 111.
  • the material for forming the coat layer 113 examples include synthetic resins such as polyvinyl alcohol (PVA), polyurethane (PU), silicon, polyamide (PA), polyethylene (PE), and polyvinyl chloride (PVC).
  • PVA polyvinyl alcohol
  • PU polyurethane
  • PA polyamide
  • PE polyethylene
  • PVC polyvinyl chloride
  • the coat layer 113 is arranged on the entire outer peripheral surface of the main body 111, but the present invention is not limited to this, and the coat layer 113 may be arranged on a part of the outer peripheral surface of the main body 111.
  • the method of arranging the coat layer 113 on the main body 111 is not particularly limited, and a conventionally known method (for example, dip coating) can be used.
  • the highly flexible main branch 110c is formed of the main body 111 and the elastic material having an elastic modulus higher than that of the material forming the main body 111. It is composed of and. Therefore, the elastic modulus of the main branch portion 110c can be adjusted by the coat layer 113.
  • FIG. 9 is an explanatory view showing an enlarged cross-sectional configuration of a part of the cardiovascular model 10d (the part corresponding to the X2 part of FIG. 1) in another modified example.
  • the same configurations as those of the above-described first embodiment, second embodiment, third embodiment and the modified examples of the heart simulators 1, 1a and 1b will be described. Is omitted as appropriate.
  • the cardiovascular model 10d of this modified example is different from the cardiovascular model 10 of the first embodiment in that the main branch portion 110d is provided with the slit 110S.
  • the main branch portion 110d is an example of a flow path forming portion within the scope of claims.
  • the main branch portion 110d is provided with the slit 110S.
  • the slit 110S is formed in the main branch portion 110d.
  • the slit 110S has a shape such as a linear shape, a wedge shape, a round shape, or a polygonal shape, and is formed along the heart model.
  • the formation position, shape and number of the slits 110S are not particularly limited.
  • the main branch portion 110d is provided with a slit 110S. Therefore, the pressure inside the pipe F10 at the main branch portion 110d can be adjusted. That is, the in-pipe pressure F10 in the main branch portion 110d becomes low in the portion where the slit 110S is formed.
  • the actual blood flow resistance in a coronary artery is generally high on the proximal side and low on the distal side.
  • the intraductal pressure of the main branch in the actual coronary artery is generally high on the proximal side and low on the distal side.
  • the slit 110S may be formed so that the intraductal pressure F10 on the proximal end side of the main branch 110d is higher than the intraductal pressure F10 on the distal end side. ..
  • the main branch portion 110d simulating the above characteristics can be obtained. ..
  • the “intra-tube pressure” is a simulation of human blood pressure, and for example, a pressure gauge can be connected to the main branch portion 110d for measurement.
  • the pressure inside the pipe can be roughly calculated from the flow velocity hydrodynamically.
  • FIG. 10 is an explanatory diagram schematically showing the configuration of the heart simulator 1e in another modified example.
  • the same configurations as those of the above-described first embodiment, second embodiment, third embodiment and modified heart simulators 1, 1a and 1b will be described. The description will be omitted as appropriate.
  • the main branch portion 110e does not include the diffusion portion 160, and the side branch portion 120e is formed of a porous body. It is different from the cardiovascular model 10 of.
  • the side branch portion 120e is an example of a diffusion portion within the scope of claims.
  • the main branch portion 110e of this modified example is a bottomed tubular body having a lumen of 160 L. More specifically, the main branch portion 110e is integrally formed of the same material as the main branch portion 110 described above.
  • the side branch portion 120e of this modified example is formed of a porous body.
  • the side branch portion 120e functions as a diffusion portion. Therefore, in the cardiovascular model 10e of this modified example, a diffusion portion is provided at the branch portion 140 including the side branch portion 120e.
  • the side branch portion 120e has the same configuration as the diffusion portion 160 of the first embodiment. That is, the side branch portion 120e is formed by an inner portion formed by the inner porous body and an outer portion formed by the outer porous body.
  • the forming material and pore size of the inner porous body and the outer porous body are the same as those of the inner porous body P61 and the outer porous body P63 described above.
  • the side branch portion 120e is formed by the above-mentioned diffusion portion, so that the branch portion 140 includes the diffusion portion. Therefore, according to the cardiovascular model 10e, it is possible to simulate the shading of the contrast image in the X-ray fluoroscopic image obtained when the contrast medium is used in the actual clinical field at the bifurcation portion 140.
  • the blood vessel model provided with the diffusion portion is adopted as the cardiovascular model, but the present invention is not limited to this.
  • the above blood vessel model may be adopted as a cerebrovascular model, a liver blood vessel model, a lower limb blood vessel model, or the like.
  • the diffusion portion 160 of the first embodiment is assumed to be a bottomed cylindrical body, but the present invention is not limited to this, and other shapes may be used. Further, in the first embodiment, a configuration in which the diffusion portion 160 has a lumen 160L is adopted, but the present invention is not limited to this. For example, a configuration in which the diffusion portion 160 does not have a lumen 160L, that is, a configuration in which the diffusion portion 160 is a medium substance formed of a porous body may be adopted.
  • the diffusion portion 160 of the first embodiment is not limited to the two-layer structure formed of the porous body, and a multi-layer structure of three or more layers may be adopted. In such a configuration, it is preferable to adopt a configuration in which the flow resistance of each layer in the multilayer structure increases toward the outside of the diffusion portion 160. On the other hand, a single-layer structure may be adopted for the diffusion unit 160. In such a configuration, the flow resistance in the diffusion portion 160 can be realized by making the pore diameter of the outer portion of the diffusion portion 160 smaller than the pore diameter of the inner portion.
  • the configuration in which the inner surface S62 of the outer portion 163 is in contact with the outer surface S61 of the inner portion 161 is adopted, but the present invention is not limited to this, and the inner surface surface of the outer portion 163 is not limited to this.
  • a configuration in which S62 and the outer surface S61 of the inner portion 161 are not in contact with each other, that is, a configuration in which a space exists between the inner portion 161 and the outer portion 163 may be adopted.
  • the inner porous body P61 forming the inner portion 161 and the outer porous body P63 forming the outer portion 163 may be formed of different porous materials. In such a configuration, it is preferable to use a forming material having better drainage than the forming material of the inner porous body P61 for the outer porous body P63.
  • the main branch portion 110 may be formed of a porous body. According to the cardiovascular model having such a configuration, by forming the main branch portion with the porous body, it functions as a diffusing part that diffuses the fluid flowing through the lumen 110L from the pores of the porous body and discharges it to the outside. Can be made to.
  • the pipe pressure F160 (see FIG. 4) in the diffusion portion 160 can be lower than the pipe pressure F10 in the main branch portion 110. This is to prevent the fluid supplied to the cardiovascular model 10 from being excessively leached in the main branch 110 where the intraductal pressure is low.
  • the contrast medium supplied to the cardiovascular model 10 is reduced from being discharged to the outside at the main branch portion 110, and the contrast medium is spread to the diffusion portion 160.
  • the contrast medium can be diffused to a certain concentration (flow rate) in the diffusing portion 160 and discharged. Therefore, it is possible to provide a blood vessel model in which the X-ray fluoroscopic image obtained when the contrast medium is used in an actual clinical setting is approximated to the contrast image blood vessel observed in the actual clinical practice.
  • the adjustment of the pressure inside the pipe can be realized, for example, by making the pore size of the porous body forming the main branch portion 110 smaller than the pore diameter of the porous body forming the diffusion portion 160.
  • the flow resistance F63a in the outer portion 163a may be larger than the flow resistance F61a in the inner portion 161a.
  • the elastic body filled in 163a may be a different elastic material.
  • the elastic modulus of the elastic body filled in the outer portion 163a is preferably higher than the elastic modulus of the elastic body filled in the inner portion 161a.
  • a configuration in which the elastic body E1 is filled only in the outer portion 163a may be adopted.
  • Heart simulator 1a Heart simulator 1b: Heart simulator 1e: Heart simulator 10: Cardiovascular model 10a: Cardiovascular model 10b: Cardiovascular model 10c: Cardiovascular model 10d: Cardiovascular model 10e: Cardiovascular model 20: Cardiac model 100: Introductory part 110: Main branch part 110L: Lumen 110S: Slit 110c: Main branch part 110d: Main branch part 110e: Main branch part 111: Main body part 113: Coat layer 120: Side branch part 120e: Side branch part 130: Connection Part 140: Branch part 160: Diffusion part 160L: Lumen 160a: Diffusion part 160b: Diffusion part 161: Inner part 161a: Inner part 163: Outer part 163a: Outer part 163b: Outer part E1: Elastic body E3: Elastic body P61 : Inner porous body P63: Outer porous body P63b: Outer porous body S1: Surface S60: Inner side surface S61: Outer surface S62: Inner side surface S63: Outer surface

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Abstract

造影剤使用時に得られるＸ線透視画像を実際の血管に近似させた血管モデルを提供する。 血管モデルは、血管モデルの長軸方向に延びる流体流路を形成する流路形成部と、流路形成部に接続し、かつ、細孔を有する多孔質体により形成された拡散部とを備える。拡散部は、内側部分と、内側部分の外側に位置する外側部分とを有する。長軸方向において、外側部分における流れ抵抗は、内側部分における流れ抵抗より高い。

Description

血管モデル
　本明細書に開示される技術は、血管モデルに関する。
　臨床でのカテーテル等を用いた治療または検査を模擬するために、実際の血管を模した血管モデル（模擬血管等）を備えたシミュレータが使用されている。このようなシミュレータ等に備える模擬血管等の形成材料として、例えば、多孔質体を備える点が開示されている（例えば、特許文献１参照）。
　臨床でのカテーテル等を用いた治療または検査では、血流速度や血液の粘性といった循環動態や、血管の閉塞状態等を把握するために、血管造影が用いられることがある。血管造影では、血管内に挿入されたカテーテルからＸ線透過度の低い造影剤を注入して、Ｘ線撮影を行う。術者は、得られたＸ線透視画像（静止画像または動画像、「シネ画像」とも呼ばれる）におけるコントラストの変化から、造影剤の流れの様子を観察することで、循環動態や血管状態を目視にて確認することができる。
　血管モデルを使用したＸ線透視画像における造影剤の流れの様子を、実際の臨床上で確認される造影剤の流れの様子と近似させるべく、種々の血管モデルが提案されている。例えば、血管モデルと実際の人体との構造の違いにより、血管モデルを使用したＸ線透視画像にのみ造影剤が撮像される部分において、当該造影剤の濃度がＸ線透視画像に撮像されない濃度になるまで当該造影剤を希釈することにより、臨床上の造影剤の拡散像を模擬した血管モデル（模擬人体）が開示されている（例えば、特許文献２参照）。
特開２０１７－５３８９７号公報 特開２０１２－６８５０５号公報
　従来の血管モデルでは、造影剤の流れを実際の臨床上でのＸ線透視下において観察される拡散像に近似させるべく向上の余地がある。
　本明細書では、上述した課題を解決することが可能な技術を開示する。
　本明細書に開示される技術は、例えば、以下の形態として実現することが可能である。
（１）本明細書に開示される血管モデルは、血管モデルであって、前記血管モデルの長軸方向に延びる流体流路を形成する流路形成部と、前記流路形成部に接続し、かつ、細孔を有する多孔質体により形成された拡散部と、を備え、前記拡散部は、内側部分と、前記内側部分の外側に位置する外側部分とを有し、前記長軸方向において、前記外側部分における流れ抵抗は、前記内側部分における流れ抵抗より高い。本血管モデルでは、上記流路形成部が、細孔を有する多孔質体により形成された拡散部を備える。このため、多孔質体の細孔から、流体流路を流れる流体（例えば、造影剤）を拡散させつつ外部へ排出することができる。換言すれば、多孔質体により形成された拡散部は、流体流路に流れ込んだ造影剤の圧力及び流速を分散させる拡散流路（緩衝流路）として機能する。拡散部に流れ込んだ造影剤は、拡散部において流れ抵抗の低い部分から外部へ排出される。本血管モデルでは、拡散部が、内側部分と、内側部分の流れ抵抗より高い流れ抵抗を有する外側部分とを有する。このため、拡散部に流れ込んだ造影剤は、まず、拡散部のうち流れ抵抗の低い内側部分に充填され、その後、流れ抵抗のより高い外側部分へと進入し、拡散部の外部へ排出される。このため、上記造影剤は、拡散部における外側部分の外表面全体から略均一に外部へ拡散、排出される。また、拡散部が有する外側部分の流れ抵抗が高いため、上記造影剤は外部へ排出される際に、より細かく拡散される。このため、本血管モデルでは、造影剤使用時に得られるＸ線透視画像において、実際の臨床上のＸ線透視画像で確認される造影剤の濃淡の様子（具体的には、造影剤が細動脈に沿って拡がったのち細静脈に拡散して消える様子）を模擬することができる。このため、実際の臨床現場において造影剤使用時に得られるＸ線透視画像を実際の臨床上で観察される造影像に近似させた血管モデルを提供することができる。
（２）上記血管モデルにおいて、前記拡散部は、前記多孔質体として、前記外側部分を構成する第１の多孔質体と、前記内側部分を構成する第２の多孔質体と、を備える構成としてもよい。換言すれば、本血管モデルにおいて、拡散部が、外側部分と内側部分とから構成される別体構成であってもよい。本血管モデルによれば、拡散部を容易に作製することができるとともに、外側部分および内側部分の組合せを容易に変更することができる。
（３）上記血管モデルにおいて、前記拡散部は、前記流路形成部における前記流体流路に開口する一端を有する、有底筒状体である構成としてもよい。本血管モデルによれば、拡散部は、流体流路に開口する一端を有しており、外形上閉塞している他端を有する、有底筒状体であるため、拡散部の末端においても、実際の臨床現場において造影剤使用時に得られるＸ線透視画像における造影剤の濃淡の様子を模擬できる。
（４）上記血管モデルにおいて、前記外側部分における多孔質体の孔径は、前記内側部分における多孔質体の孔径より小さい構成としてもよい。多孔質体の孔径が小さいほど、多孔質体における流れ抵抗は高くなる。このため、本血管モデルでは、外側部分における多孔質体の流れ抵抗は、内側部分における多孔質体の流れ抵抗より高い。このため、本血管モデルによれば、外側部分における多孔質体の孔径および内側部分における多孔質体の孔径を調整することにより、造影剤使用時に得られるＸ線透視画像において、実際の臨床上でのＸ線透視画像で確認される造影剤の濃淡の様子（具体的には、造影剤が細動脈に沿って拡がったのち細静脈に拡散して消える様子）を模擬することができる。このため、実際の臨床現場において造影剤使用時に得られるＸ線透視画像を実際の臨床上で観察される造影像に近似させた血管モデルを提供することができる。
（５）上記血管モデルにおいて、前記拡散部において、前記外側部分における多孔質体と前記内側部分における多孔質体との少なくとも一方の細孔には弾性体が充填されている構成としてもよい。本血管モデルでは、拡散部において、多孔質体（外側部分の多孔質体および／または内側部分の多孔質体）の細孔には弾性体が充填されているため、流体流路内の圧力が低い間は多孔質体の各細孔を封止し、造影剤の流入によって流体流路内の圧力が高まった際には多孔質体の各細孔を開放することができる。このため、造影剤をより細かく拡散および排出することができ、実際の臨床現場において造影剤使用時に得られるＸ線透視画像における造影剤の濃淡の様子（造影剤の拡散および消失像）を、実際の臨床上で観察される造影像により近づけることができる。また、拡散部に進入した造影剤は、弾性体の弾力により、より確実に拡散部の外部へと排出されるため、拡散部に造影剤が残存することを抑制し、ひいては、拡散部の再利用を可能とする。また、血管モデルを流体（水や生理食塩水等）に浸した湿潤状態で使用する場合において、血管モデルの周囲を満たす流体が、多孔質体の各細孔から流体流路内へと逆流することを抑制できる。
（６）上記血管モデルにおいて、前記拡散部において、前記外側部分における多孔質体と前記内側部分における多孔質体との両方の細孔には弾性体が充填されており、前記外側部分における多孔質体の細孔に充填された弾性体の弾性率は、前記内側部分における多孔質体の細孔に充填された弾性体の弾性率より高い構成としてもよい。弾性体の弾性率が高いほど、弾性体が充填された多孔質体における流れ抵抗は高くなる。このため、本血管モデルによれば、外側部分を構成する多孔質体と、内側部分を構成する多孔質体とにおける流れ抵抗が互いに略同等である場合において、外側部分における流れ抵抗は、内側部分における流れ抵抗より高い。このため、本血管モデルによれば、外側部分における弾性体の弾性率および内側部分における弾性体の弾性率を調整することにより、造影剤使用時に得られるＸ線透視画像において、実際の臨床上でのＸ線透視画像で確認される造影剤の濃淡の様子（具体的には、造影剤が細動脈に沿って拡がったのち細静脈に拡散して消える様子）を模擬することができる。このため、実際の臨床現場において造影剤使用時に得られるＸ線透視画像を実際の臨床上で観察される造影像に近似させた血管モデルを提供することができる。
（７）上記血管モデルにおいて、前記流路形成部は、前記血管モデルの長軸方向に延びる管状体であり、前記拡散部は、前記管状体の先端部に設けられている構成としてもよい。本血管モデルによれば、拡散部は、流路形成部（管状体）の先端部に設けられているため、流路形成部の先端部側で、実際の臨床現場において造影剤使用時に得られるＸ線透視画像における造影剤の濃淡の様子を模擬できる。
（８）上記血管モデルにおいて、前記流路形成部は、前記血管モデルの長軸方向に延びる管状体であり、前記拡散部は、前記管状体が分岐する分岐部に設けられている構成としてもよい。本血管モデルによれば、拡散部は、流路形成部（管状体）が分岐する分岐部に設けられているため、分岐部で、実際の臨床現場において造影剤使用時に得られるＸ線透視画像における造影剤の濃淡の様子を模擬できる。
（９）上記血管モデルにおいて、前記流路形成部は、多孔質体により形成されている構成としてもよい。本血管モデルによれば、流路形成部を多孔質体により形成することによって、多孔質体の細孔から流体流路を流れる流体を拡散させつつ外部へ排出する拡散部として機能させることができる。
（１０）上記血管モデルにおいて、前記拡散部における管内圧力は、前記流路形成部の管内圧力より低い構成としてもよい。本血管モデルによれば、血管モデルに供給された造影剤が、流路形成部において外部へ排出することを低減し、拡散部まで造影剤を行きわたらせ、ひいては、拡散部において造影剤を一定の濃度（流量）まで拡散させ、排出させることができる。このため、実際の臨床現場において造影剤使用時に得られるＸ線透視画像を実際の臨床上で観察される造影像血管に近似させた血管モデルを提供することができる。
（１１）上記血管モデルにおいて、前記血管モデルの外周面の少なくとも一部分は、弾性素材によりコーティングされている構成としてもよい。本血管モデルによれば、コーティングによって、血管モデルの弾性率を調整することができる。
　なお、本明細書に開示される技術は、種々の形態で実現することが可能であり、例えば、血管モデル備えるシミュレータ、それらの製造方法等の形態で実現することができる。
第１実施形態における心臓シミュレータ１の構成を概略的に示す説明図である。 第１実施形態における心臓血管モデル１０の一部分（図１のＸ１部）の構成を概略的に示す説明図である。 第１実施形態における心臓血管モデル１０の一部分（図１のＸ２部）の断面構成を拡大して示す説明図である。 第１実施形態における心臓血管モデル１０の一部分（図１のＸ１部、図２）の断面構成を拡大して示す説明図である。 第２実施形態における心臓血管モデル１０ａの一部分（図１のＸ１部に相当する部分）の断面構成を拡大して示す説明図である。 造影剤ＣＡの拡散の様子を示す説明図である。 第３実施形態における心臓血管モデル１０ｂの一部分（図１のＸ１部に相当する部分）の断面構成を拡大して示す説明図である。 変形例における心臓シミュレータが備える心臓血管モデル１０ｃの一部分（図１のＸ１部に相当する部分）の断面構成を拡大して示す説明図である。 他の変形例における心臓血管モデル１０ｄの一部分（図１のＸ２部に相当する部分）の断面構成を拡大して示す説明図である。 他の変形例における心臓シミュレータ１ｅの構成を概略的に示す説明図である。
Ａ．第１実施形態：
Ａ－１．心臓シミュレータ１の構成：
　図１は、第１実施形態における心臓シミュレータ１の構成を概略的に示す説明図であり、図２は、第１実施形態における心臓血管モデル１０の一部分（図１のＸ１部）の構成を概略的に示す説明図である。図３は、第１実施形態における心臓血管モデル１０の一部分（図１のＸ２部）の断面構成を拡大して示す説明図であり、図４は、第１実施形態における心臓血管モデル１０の一部分（図１のＸ１部、図２）の断面構成を拡大して示す説明図である。
　心臓シミュレータ１は、心臓と心臓の表面を巡る血管を再現するシミュレータであり、心臓血管モデル１０と心臓モデル２０とを備えている。より具体的には、心臓シミュレータ１は、心臓モデル２０と、心臓モデル２０の表面Ｓ１に配置された心臓血管モデル１０とにより構成されている。このような心臓シミュレータ１によれば、心臓血管モデル１０に対して造影剤を使用した際に得られるＸ線透視画像において、実際の臨床上でのＸ線透視画像で確認される造影剤の濃淡の様子を模擬することができる。なお、各図には、方向を特定するための互いに直交するＸＹＺ軸が図示されている。Ｘ軸は心臓モデル２０の左右方向（幅方向）に対応し、Ｚ軸は心臓モデル２０の高さ方向に対応し、Ｙ軸は心臓モデル２０の奥行き方向に対応する。本明細書では、便宜的に、Ｚ軸正方向を「上方向」または「基端側」ともいい、基端側の端部を「基端部」または単に「基端」ともいう。同様に、Ｚ軸負方向を「下方向」または「先端側」ともいい、先端側の端部を「先端部」または単に「先端」ともいう。なお、本実施形態において、心臓血管モデル１０は、心臓に血液を供給するための血管である冠動脈のうち、左冠動脈を模擬した形状のみを図示しており、右冠動脈の図示を省略している。
　図１に示すように、本実施形態において、心臓血管モデル１０は、導入部１００と、主枝部１１０と、側枝部１２０と、接続部１３０と、分岐部１４０と、拡散部１６０とにより構成されている。なお、以下の説明において、主枝部１１０と側枝部１２０とをまとめて「枝部１１０，１２０」ということがある。
　主枝部１１０は、冠動脈における主要な血管を模擬している。図２および図３に示すように、主枝部１１０は、内腔１１０Ｌを有する管状体である。換言すれば、主枝部１１０は、心臓血管モデル１０（具体的には、主枝部１１０）の長軸方向に延びる流体流路を形成している。すなわち、後述の導入部１００に供給された流体は、当該流体流路を流れる。内腔１１０Ｌは、後述の拡散部１６０の内腔１６０Ｌに連通している。主枝部１１０の形成材料は、Ｘ線透過性を有する軟性素材であれば、特に限定されない。当該軟性素材として、例えば、ポリビニルアルコール（ＰＶＡ）、シリコン等の合成樹脂を挙げることができる。主枝部１１０の形成材料は、好ましくはＰＶＡである。ＰＶＡは、良好な親水性を有するため、液体内に浸漬された主枝部１１０の物性や触感を、実際の人体の血管の物性や触感に近似させることができるためである。なお、複数の主枝部１１０の形成材料は、互いに同じ種類であってもよく、また、異なる種類であってもよい。主枝部１１０は、特許請求の範囲における流路形成部の一例であり、内腔１１０Ｌは、特許請求の範囲における流体流路の一例である。
　導入部１００は、基端側において開口し、先端側において主枝部１１０に接続する管状体である。なお、心臓血管モデル１０を備える心臓シミュレータ１の使用時には、導入部１００から、流体（模擬血液や造影剤）を加圧しながら供給することにより、当該流体を心臓血管モデル１０全体へと拡散させる。導入部１００は、上述の主枝部１１０と同様に、Ｘ線透過性を有する軟性素材により形成されている。
　側枝部１２０は、主枝部１１０から伸びる微細な血管を模擬している。側枝部１２０は、一端に開口部（図示せず）を有し、他端に外形上閉塞している閉塞部を有する有底管状体である。側枝部１２０は、上述の主枝部１１０と同様に、Ｘ線透過性を有する軟性素材により形成されている。本明細書において、「外形上閉塞している」とは、見かけ上において、端部が閉ざされ塞がれていることを意味する。すなわち、機能的に閉塞していることを意味するものではなく、当該端部から流体を排出することが可能である。
　接続部１３０は、一の主枝部１１０と、他の枝部１１０，１２０とを接続する部分である。接続部１３０において、一の主枝部１１０の内腔１１０Ｌと、他の枝部１１０，１２０の内腔（例えば、他の主枝部１１０の内腔１１０Ｌ）とは、連通している。この接続は種々の手段で実現でき、例えば、各枝部１１０，１２０をクリップ等の留置具で留めることで実現してもよく、各枝部１１０，１２０を接着剤で固定することで実現してもよく、各枝部１１０，１２０を合成樹脂で覆うことで実現してもよい。接続部１３０は、一または複数の分岐部１４０を含んでいる。分岐部１４０は、実際の人体と同様に、一の主枝部１１０が、一または複数の枝部１１０，１２０へと分岐する部分である。
　拡散部１６０は、内腔１６０Ｌを有する有底筒状体である（図２および図３参照）。内腔１６０Ｌは、主枝部１１０と接続する接続部分ＣＰにおいて、一端が主枝部１１０における内腔１１０Ｌに連通（開口）しており、他端は外形上閉塞している。本実施形態において、拡散部１６０は、主枝部１１０の先端部に設けられている。換言すれば、拡散部１６０は、主枝部１１０（心臓血管モデル１０）の先端部において外形上閉塞している内腔１６０Ｌを有する有底筒状体である。
　図４を用いて、拡散部１６０の詳細構成を説明する。図４に示すように、拡散部１６０は、内側部１６１と、内側部１６１の外側に位置する外側部１６３とにより構成されている。
　内側部１６１は、一端が開口し、他端が外形上閉塞している内腔１６０Ｌを有する有底筒状体である。換言すれば、内腔１６０Ｌは、主枝部１１０の内腔１１０Ｌに面する面（開口を有する一端）を除き、内側部１６１の内側面Ｓ６０によって画定されている。上述の通り、内腔１６０Ｌは、主枝部１１０の内腔１１０Ｌに連通している。内側部１６１は、複数の細孔を有する内側多孔質体Ｐ６１により形成されている。内側多孔質体Ｐ６１としては、例えば、ナイロン不織布等の不織布や、例えばポリウレタンフォーム、ポリアミドフォーム、ポリエチレンフォーム、シリコンフォーム、ゴムスポンジ等の発泡体等を挙げることができる。本実施形態において、内側多孔質体Ｐ６１の孔径は、例えば、０．０１ｍｍ以上、５．００ｍｍ以下であり、より好ましくは、０．５ｍｍ以上、１．５ｍｍ以下である。ここで、内側多孔質体Ｐ６１や、後述の外側多孔質体Ｐ６３等の多孔質体における細孔の孔径や、多孔質体を構成する材料に依存する水はけの良さは、後述の流れ抵抗に影響を及ぼす。すなわち、多孔質体の孔径については、多孔質体の孔径が小さいほど、流体が多孔質体内に進入し、多孔質外へと排出する際に、流れ抵抗はより高くなる。換言すれば、多孔質体の孔径が小さいほど、流れ抵抗はより高くなる。また、多孔質体を構成する材料に依存する水はけの良さについては、多孔質体を構成する材料が、多孔質体内に供給された流体が、より容易に多孔質体外に排出可能な材料であるほど、流れ抵抗はより低くなる。換言すれば、多孔質体が、水はけの良い材料により構成されているほど、流れ抵抗はより低くなる。本実施形態の内側多孔質体Ｐ６１において、各細孔の密度は、基端側（図４のＺ軸正方向）から先端側（図４のＺ軸負方向）にかけて略一定である。内側多孔質体Ｐ６１は、特許請求の範囲における第２の多孔質体の一例である。
　外側部１６３は、上述の通り、内側部１６１の外側に位置し、外側面Ｓ６３を有する有底筒状体である。本実施形態において、外側部１６３の内側面Ｓ６２は、内側部１６１の外側面Ｓ６１に接触している。外側部１６３は、外側多孔質体Ｐ６３により形成されている。より具体的には、外側多孔質体Ｐ６３は、内側多孔質体Ｐ６１と同様の材料であり、上述の不織布や発泡体等である。本実施形態において、外側多孔質体Ｐ６３の孔径は、内側多孔質体Ｐ６１の孔径より小さく、例えば、０．０１ｍｍ以上、１．００ｍｍ以下であり、より好ましくは、０．２ｍｍ以上、０．５ｍｍ以下である。外側多孔質体Ｐ６３の孔径は、外側多孔質体Ｐ６３から排出される造影剤が、Ｘ線透視画像で確認されない濃度（流量）まで拡散、排出されるよう調整されることが好ましい。本実施形態の外側多孔質体Ｐ６３において、各細孔の密度は、基端側（図４のＺ軸正方向）から先端側（図４のＺ軸負方向）にかけて略一定である。また、本実施形態において、内側部１６１と外側部１６３とは、別体に構成されている。このような拡散部１６０は、外側多孔質体Ｐ６３で形成された外側部１６３の内部に、内側多孔質体Ｐ６１で形成された内側部１６１を配置することにより、構成することができる。外側多孔質体Ｐ６３は、特許請求の範囲における第１の多孔質体の一例である。
　上述の通り、本実施形態の拡散部１６０では、外側部１６３を形成する外側多孔質体Ｐ６３の孔径は、内側部１６１を形成する内側多孔質体Ｐ６１の孔径より小さい。このため、外側部１６３における流れ抵抗Ｆ６３は、内側部１６１における流れ抵抗Ｆ６１より高い。上述の通り、多孔質体の孔径が小さいほど、流れ抵抗はより高くなる。
　心臓モデル２０は、実際の心臓を模擬した外形を有している。心臓モデル２０は、例えば、実際の心室を模擬するように略球体状に形成することができる。心臓モデル２０の形成材料としては、例えば、弾性を有するゴムや、熱可塑性エラストマー（ＴＰＥ）等の合成樹脂材料等が挙げることができる。また、心臓モデル２０は、実際の心臓により近似させるために、上記合成樹脂材料等により形成された略球体の表面に、模擬心筋および模擬心膜（図示せず）を備えていてもよい。より具体的には、略球体の表面を覆うように模擬心筋を備え、模擬心筋の表面を覆うように模擬心膜を備えることができる。模擬心筋の形成材料としては、例えば、Ｘ線透過性を有する軟性素材の合成樹脂（例えば、ＰＶＡ、シリコン等）等を挙げることができる。また、模擬心膜の形成材料としては、例えば、ナイロン不織布等の不織布や、ポリウレタンフォーム、ポリアミドフォーム、ポリエチレンフォーム、シリコンフォーム、ゴムスポンジ等の発泡体により形成された、複数の細孔を有する多孔質体や、Ｘ線透過性を有する軟性素材（例えば、ＰＶＡ、シリコン等）の合成樹脂等を挙げることができる。
　本実施形態の心臓シミュレータ１は、上述の心臓モデル２０に心臓血管モデル１０を固定することにより作製することができる。心臓血管モデル１０を心臓モデル２０に固定する方法としては、特に限定されないが、例えば、シール状の固定部材（図示せず）等により、固定することができる。固定部材の形成材料としては、例えば、Ｘ線透過性を有する軟性素材の合成樹脂（例えば、ＰＶＡ、シリコン、ポリウレタン、カラギナンなどの多糖類等）等を挙げることができる。なお、固定部材の設置位置や、設置個数は任意に決定することができる。固定部材は、例えば、外力及び流体流路内の圧力が他の部位と比べて高い接続部１３０や分岐部１４０や、流体流路の先端に位置する側枝部１２０や、拡散部１６０が設けられる主枝部１１０の先端部等の各部において配置されることが好ましい。また、固定部材は、例えば、心臓血管モデル１０（例えば、主枝部１１０）のうち、心臓モデル２０の表面Ｓ１との接触部分を除く表面全体を覆うように配置されることが好ましい。心臓血管モデル１０をより確実に心臓モデル２０へと固定するためである。
Ａ－２．第１実施形態の効果：
　以上説明したように、本実施形態の心臓血管モデル１０は、心臓血管モデル１０の長軸方向に延びる内腔１１０Ｌを形成する主枝部１１０と、主枝部１１０に接続する拡散部１６０とを備えている。拡散部１６０は、内側部１６１と、内側部１６１の外側に位置する外側部１６３とを有している。内側部１６１は、細孔を有する内側多孔質体Ｐ６１により形成されており、外側部１６３は、細孔を有する外側多孔質体Ｐ６３により形成されている。長軸方向において、外側部１６３における流れ抵抗Ｆ６３は、内側部１６１における流れ抵抗Ｆ６１より高い。本実施形態の心臓血管モデル１０では、主枝部１１０が、細孔を有する多孔質体Ｐ６１，Ｐ６３により形成された拡散部１６０を備える。このため、多孔質体Ｐ６１，Ｐ６３の細孔から、内腔１１０Ｌを流れる流体（例えば、造影剤）を拡散させつつ外部へ排出することができる。換言すれば、多孔質体Ｐ６１，Ｐ６３により形成された拡散部１６０は、内腔１１０Ｌに流れ込んだ造影剤の圧力及び流速を分散させる拡散流路（緩衝流路）として機能する。拡散部１６０に流れ込んだ造影剤は、拡散部１６０において流れ抵抗の低い部分から外部へ排出される。本実施形態の心臓血管モデル１０では、拡散部１６０が、内側部１６１と、内側部１６１の流れ抵抗Ｆ６１より高い流れ抵抗Ｆ６３を有する外側部１６３とを有する。このため、拡散部１６０に流れ込んだ造影剤は、まず、拡散部１６０のうち流れ抵抗の低い内側部１６１に充填され、その後、流れ抵抗のより高い外側部１６３へと進入し、拡散部１６０の外部へ排出される。このため、上記造影剤は、拡散部１６０における外側部１６３の外側面Ｓ６３全体から略均一に外部へ拡散、排出される。また、拡散部１６０が有する外側部１６３の流れ抵抗Ｆ６３が高いため、上記造影剤は外部へ排出される際に、より細かく拡散される。このため、本実施形態の心臓血管モデル１０では、造影剤使用時に得られるＸ線透視画像において、実際の臨床上のＸ線透視画像で確認される造影像の濃淡の様子（具体的には、造影剤が細動脈に沿って拡がったのち細静脈に拡散して消える様子）を模擬することができる。このため、実際の臨床現場において造影剤使用時に得られるＸ線透視画像を実際の臨床上で観察される拡散像に近似させた心臓血管モデル１０を提供することができる。また、本実施形態の心臓血管モデル１０は、拡散部１６０が、外側部１６３と内側部１６１とから構成される別体構成である。このため、拡散部１６０を容易に作製することができるとともに、外側部１６３および内側部１６１の組合せを容易に変更することができる。
　また、本実施形態の心臓血管モデル１０において、拡散部１６０は、主枝部１１０における内腔１１０Ｌに開口する一端を有する、有底筒状体である。本実施形態の心臓血管モデル１０によれば、拡散部１６０は、内腔１１０Ｌに開口する一端を有しており、外形上閉塞している他端を有する、有底筒状体であるため、拡散部１６０の末端においても、実際の臨床現場において造影剤使用時に得られるＸ線透視画像における造影像の濃淡の様子を模擬できる。
　また、本実施形態の心臓血管モデル１０において、外側部１６３における外側多孔質体Ｐ６３の孔径は、内側部１６１における内側多孔質体Ｐ６１の孔径より小さい。多孔質体の孔径が小さいほど、多孔質体における流れ抵抗は高くなる。このため、本実施形態の心臓血管モデル１０では、外側部１６３における外側多孔質体Ｐ６３の流れ抵抗Ｆ６３は、内側部１６１における内側多孔質体Ｐ６１の流れ抵抗Ｆ６１より高い。このため、本実施形態の心臓血管モデル１０によれば、外側部１６３における外側多孔質体Ｐ６３の孔径および内側部１６１における内側多孔質体Ｐ６１の孔径を調整することにより、造影剤使用時に得られるＸ線透視画像において、実際の臨床上のＸ線透視画像で確認される造影像の濃淡の様子（具体的には、造影剤が細動脈に沿って拡がったのち細静脈に拡散して消える様子）を模擬することができる。このため、実際の臨床現場において造影剤使用時に得られるＸ線透視画像を実際の臨床上で観察される造影像に近似させた血管モデルを提供することができる。
　また、本実施形態の心臓血管モデル１０において、主枝部１１０は、心臓血管モデル１０の長軸方向に延びる管状体である。また、拡散部１６０は、主枝部１１０の先端部に設けられている。本実施形態の心臓血管モデル１０によれば、拡散部１６０は、主枝部１１０（管状体）の先端部に設けられているため、主枝部１１０の先端部側で、実際の臨床現場において造影剤使用時に得られるＸ線透視画像における造影像の濃淡の様子を模擬できる。
Ｂ．第２実施形態：
　図５は、第２実施形態の心臓シミュレータ１ａが備える心臓血管モデル１０ａの一部分（図１のＸ１部に相当する部分）の断面構成を拡大して示す説明図である。以下では、第２実施形態の心臓シミュレータ１ａの構成のうち、上述した第１実施形態の心臓シミュレータ１と同一の構成については、その説明を適宜省略する。
　第２実施形態の心臓血管モデル１０ａは、拡散部１６０ａにおいて、内側部１６１ａおよび外側部１６３ａにそれぞれ弾性体Ｅ１が充填されている点で、第１実施形態の心臓血管モデル１０と異なっている。
　上述したように、本実施形態の拡散部１６０ａは、内側部１６１ａと、内側部１６１ａの外側に位置する外側部１６３ａとにより構成されている。
　内側部１６１ａは、第１実施形態の内側部１６１と同様に、内腔１６０Ｌを有する有底筒状体であり、内腔１６０Ｌは、主枝部１１０の内腔１１０Ｌに連通している。本実施形態において、内側部１６１ａは、内側多孔質体Ｐ６１と、弾性を有する部材である弾性体Ｅ１とにより形成されている。より具体的には、内側部１６１ａにおいて、内側多孔質体Ｐ６１の各細孔には、弾性体Ｅ１が充填されている。弾性体Ｅ１としては、例えば、ＰＶＡ、ポリウレタンを含むエラストマー、ゴム等の弾性材料を挙げることができる。本実施形態において、弾性体Ｅ１の弾性率は、例えば、０．０１ＭＰａ以上、１．５ＭＰａ以下であり、より好ましくは、０．３ＭＰａ以上、０．５ＭＰａ以下である。ここで、弾性材料の弾性率は、上述の流れ抵抗に影響を及ぼす。すなわち、弾性材料の弾性率が大きいほど、流体が弾性材料を含む多孔質体内に進入し、弾性材料を含む多孔質外へと排出する際に、流れ抵抗はより高くなる。換言すれば、弾性体の弾性率が高いほど、流れ抵抗はより高くなる。本実施形態において、心臓血管モデル１０ａに供給された流体が、内側部１６１ａから確実に排出されるために、弾性体Ｅ１の弾性率は、弾性体Ｅ１の弾性変形における応力が、当該流体の流体圧力より小さくなる値であることが好ましい。なお、弾性体Ｅ１の弾性率は、例えば、弾性材料の種類、溶媒中の弾性材料の濃度等により調整することができる。
　外側部１６３ａは、第１実施形態の外側部１６３と同様に、内側部１６１ａの外側に位置する有底筒状体であり、外側部１６３ａの内側面Ｓ６２は、内側部１６１ａの外側面Ｓ６１に接触している。本実施形態において、外側部１６３ａは、外側多孔質体Ｐ６３と、弾性体Ｅ１とにより形成されている。より具体的には、内側部１６１ａと同様に、外側部１６３ａにおいて、外側多孔質体Ｐ６３の各細孔には、弾性体Ｅ１が充填されている。本実施形態において、外側部１６３ａに含まれる弾性体Ｅ１は、内側部１６１ａに含まれる弾性体Ｅ１と同一の弾性材料であり、かつ、弾性体Ｅ１の弾性率も略同等である。
　上述の拡散部１６０ａは、例えば、次の方法により作成することができる。まず、内腔１６０Ｌと同径の内径を有する凹部を有し、かつ、当該凹部内に内腔１６０Ｌと同径の外径を有する芯金が配置された内側多孔質体Ｐ６１と、内側多孔質体Ｐ６１の外径と同径の内径を有する凹部を有する外側多孔質体Ｐ６３とを準備する。次いで、外側多孔質体Ｐ６３の凹部内へ、内側多孔質体Ｐ６１を配置する（拡散部前駆体の作製）。このとき、内側多孔質体Ｐ６１の凹部の開口部と、外側多孔質体Ｐ６３の凹部の開口部とが、同じ方向に位置するよう配置する。このように作製された拡径部前駆体に、弾性体Ｅ１を充填する（拡散部１６０ａの作製）。弾性体Ｅ１の充填は、例えば、拡径部前駆体に対して、溶媒等（例えば、水）に溶解させることにより液状としたＰＶＡ、ポリウレタンを含むエラストマー、ゴム等の弾性材料を流し込むことにより実施することができる。最後に、弾性体Ｅ１が充填された拡径部前駆体から芯金を除去することにより、拡散部１６０ａを作製することができる。また、別の例として、上記液状とした弾性材料に、拡径部前駆体を浸漬することにより、拡径部前駆体に対する弾性体Ｅ１の充填を実施することとしてもよい。拡散部１６０ａの作製方法は、上記方法に限定されず、例えば、まず、内側多孔質体Ｐ６１と外側多孔質体Ｐ６３とに、それぞれ、弾性体Ｅ１を充填し（内側部１６１ａおよび外側部１６３ａの作製）、外側部１６３ａの凹部内に内側部１６１ａを配置することにより作製することができる。
　図６は、造影剤ＣＡの拡散の様子を示す説明図である。図６（Ａ）および（Ｃ）は、流体流路内の圧力が低い場合の拡散部１６０ａの様子を表し、図６（Ｂ）は、流体流路内の圧力が高い場合の拡散部１６０ａの様子を表している。なお、図６では、拡散部１６０ａのうち内側部１６１ａについて、造影剤ＣＡの拡散の様子を示しているが、当該様子は、外側部１６３ａについても同様である。本実施形態の内側部１６１ａにおいて、内側多孔質体Ｐ６１の細孔には弾性体Ｅ１が充填されている。このため、例えば、心臓血管モデル１０ａに模擬血液のみが供給され、心臓血管モデル１０ａ内（例えば、主枝部１１０の内腔１１０Ｌ）の圧力が低い間は、図６（Ａ）に示すように、弾性体Ｅ１が内側多孔質体Ｐ６１の各細孔を封止状態としている。
　また、心臓血管モデル１０ａ内に造影剤ＣＡが注入されることによって、心臓血管モデル１０ａ内（例えば、主枝部１１０の内腔１１０Ｌ）の圧力が高まった際には、図６（Ｂ）に示すように、弾性体Ｅ１が図中において矢印を付した方向へと圧縮され、また、内側多孔質体Ｐ６１が変形することで、内側多孔質体Ｐ６１の各細孔との間に微細な空隙が生じ、内側多孔質体Ｐ６１の各細孔を開放することができる。このため、図６（Ｂ）に示すように、開放された各細孔から、造影剤ＣＡをより細かく拡散及び排出することができる。この結果、造影剤使用時に得られるＸ線透視画像における造影像の濃淡の様子（造影剤の拡散および消失像）を、実際の血管により近づけることができる。
　さらに、造影剤ＣＡの注入終了後は、再び心臓血管モデル１０ａ内（例えば、主枝部１１０の内腔１１０Ｌ）の圧力が低くなるため、図６（Ｃ）に示すように、弾性体Ｅ１が内側多孔質体Ｐ６１の各細孔を封止状態とする。このため、心臓シミュレータ１ａおよび心臓血管モデル１０ａ（血管モデル）を流体（水や生理食塩水等）に浸した湿潤状態で使用する場合において、血管モデルの周囲を満たす流体や造影剤ＣＡが、内側多孔質体Ｐ６１の各細孔から流体流路内（例えば、主枝部１１０の内腔１１０Ｌ）へと逆流することを抑制できる。また、本実施形態の内側多孔質体Ｐ６１では、内側多孔質体Ｐ６１内に進入した造影剤ＣＡを、より確実に内側多孔質体Ｐ６１の外部（すなわち、外側多孔質体Ｐ６３）へと排出することができる。また、本実施形態の外側多孔質体Ｐ６３においても、外側多孔質体Ｐ６３内に侵入した造影剤ＣＡを、より確実に外側多孔質体Ｐ６３（すなわち、拡散部１６０ａ）へと排出することができる。すなわち、本実施形態では、拡散部１６０ａの内部に造影剤ＣＡが残存することを低減するため、拡散部１６０ａが造影剤ＣＡによって汚染されにくい。このため、拡散部１６０ａ（または、心臓血管モデル１０ａ）の再利用が可能となる。
　上述の通り、本実施形態の拡散部１６０ａでは、外側部１６３ａを形成する外側多孔質体Ｐ６３の孔径は、内側部１６１ａを形成する内側多孔質体Ｐ６１の孔径より小さい。また、内側部１６１ａおよび外側部１６３ａに充填された弾性体Ｅ１の弾性率は略同等である。このため、外側部１６３ａにおける流れ抵抗Ｆ６３ａは、内側部１６１ａにおける流れ抵抗Ｆ６１ａより高い。
　以上説明したように、本実施形態の心臓血管モデル１０ａは、拡散部１６０ａにおいて、外側部１６３ａにおける外側多孔質体Ｐ６３と、内側部１６１ａにおける内側多孔質体Ｐ６１との両方の細孔に弾性体Ｅ１が充填されている。本実施形態の心臓血管モデル１０ａでは、拡散部１６０ａにおいて、内側部１６１ａおよび外側部１６３ａの多孔質体Ｐ６１，Ｐ６３の細孔には弾性体Ｅ１が充填されているため、内腔１１０Ｌ内の圧力が低い間は多孔質体Ｐ６１，Ｐ６３の各細孔を封止し、造影剤ＣＡの流入によって内腔１１０Ｌ内の圧力が高まった際には多孔質体Ｐ６１，Ｐ６３の各細孔を開放することができる。このため、造影剤ＣＡをより細かく拡散および排出することができ、実際の臨床現場において造影剤使用時に得られるＸ線透視画像における造影像の濃淡の様子（造影剤の拡散および消失像）を、実際の臨床上で観察される造影像により近づけることができる。また、拡散部１０６ａに進入した造影剤ＣＡは、弾性体Ｅ１の弾力により、より確実に拡散部１６０ａの外部へと排出されるため、拡散部１６０ａに造影剤ＣＡが残存することを抑制し、ひいては、拡散部１６０ａの再利用を可能とする。また、心臓血管モデル１０ａを流体（水や生理食塩水等）に浸した湿潤状態で使用する場合において、心臓血管モデル１０ａの周囲を満たす流体が、多孔質体Ｐ６１，Ｐ６３の各細孔から内腔１１０Ｌ内へと逆流することを抑制できる。
Ｃ．第３実施形態：
　図７は、第３実施形態の心臓シミュレータ１ｂが備える心臓血管モデル１０ｂの一部分（図１のＸ１部に相当する部分）の断面構成を拡大して示す説明図である。以下では、第３実施形態の心臓シミュレータ１ｂの構成のうち、上述した第１実施形態および第２実施形態の心臓シミュレータ１，１ａと同一の構成については、その説明を適宜省略する。
　第３実施形態の心臓血管モデル１０ｂは、拡散部１６０ｂを構成する外側部１６３ｂが、外側多孔質体Ｐ６３ｂにより形成されているとともに、外側部１６３ｂに弾性体Ｅ３が充填されている点で、第２実施形態の心臓血管モデル１０ａと異なっている。
　上述したように、本実施形態の拡散部１６０ｂは、内側部１６１ａと、内側部１６１ａの外側に位置する外側部１６３ｂとにより構成されている。
　外側部１６３ｂは、第２実施形態の外側部１６３ａと同様に、内側部１６１ａの外側に位置する有底筒状体であり、外側部１６３ｂの内側面Ｓ６２は、内側部１６１ａの外側面Ｓ６１に接触している。本実施形態において、外側部１６３ｂは、外側多孔質体Ｐ６３ｂと、弾性体Ｅ３とにより形成されている。より具体的には、内側部１６１ａと同様に、外側部１６３ｂにおいて、外側多孔質体Ｐ６３ｂの各細孔には、弾性体Ｅ３が充填されている。本実施形態において、外側部１６３ｂを形成する外側多孔質体Ｐ６３ｂは、内側部１６１ａを形成する内側多孔質体Ｐ６１と同一である。すなわち、外側多孔質体Ｐ６３ｂの形成材料および孔径は、内側多孔質体Ｐ６１の形成材料および孔径と、それぞれ同一または略同一である。一方、外側多孔質体Ｐ６３ｂに充填された弾性体Ｅ３は、内側多孔質体Ｐ６１に充填された弾性体Ｅ１と異なる。すなわち、弾性体Ｅ３は、弾性体Ｅ１と同様に、例えば、ＰＶＡ、ポリウレタンを含むエラストマー、ゴム等の弾性材料であるが、弾性体Ｅ３の弾性率は、弾性材料の種類、溶媒中の弾性材料の濃度等が異なることにより、弾性体Ｅ１の弾性率と異なる。より具体的には、弾性体Ｅ３の弾性率は、弾性体Ｅ１の弾性率より高い。本実施形態において、弾性体Ｅ３の弾性率は、例えば、０．０１ＭＰａ以上、１．５ＭＰａ以下であり、より好ましくは、０．３ＭＰａ以上、０．５ＭＰａ以下である。本実施形態において、弾性体Ｅ３の弾性率は、弾性体Ｅ１と同様に、心臓血管モデル１０ｂに供給された流体が、外側部１６３ｂから確実に排出されるために、弾性体Ｅ３の弾性変形における応力が、当該流体の流体圧力より小さくなる値であることが好ましい。
　上述の通り、本実施形態の拡散部１６０ｂでは、外側部１６３ｂを形成する外側多孔質体Ｐ６３ｂの孔径は、内側部１６１ａを形成する内側多孔質体Ｐ６１の孔径と略同一である。一方、外側部１６３ｂに充填された弾性体Ｅ３の弾性率は、内側部１６１ａに充填された弾性体Ｅ１の弾性率より高い。このため、外側部１６３ｂにおける流れ抵抗Ｆ６３ｂは、内側部１６１ａにおける流れ抵抗Ｆ６１ａより高い。
　以上説明したように、本実施形態の心臓血管モデル１０ｂは、拡散部１６０ｂにおいて、内側部１６１ａにおける内側多孔質体Ｐ６１と、外側部１６３ｂにおける外側多孔質体Ｐ６３ｂとの両方の細孔に、それぞれ、弾性体Ｅ１，Ｅ３が充填されている。また、外側多孔質体Ｐ６３の弾性率は、内側多孔質体Ｐ６１の弾性率より高い。弾性体の弾性率が高いほど、弾性体が充填された多孔質体における流れ抵抗は高くなる。このため、本実施形態の心臓血管モデル１０ｂによれば、外側部１６３ｂにおける流れ抵抗Ｆ６３ｂは、内側部１６１ａにおける流れ抵抗Ｆ６１ａより高い。このため、本実施形態の心臓血管モデル１０ｂによれば、外側部１６３ｂにおける弾性体Ｅ３の弾性率および内側部１６１ａにおける弾性体Ｅ１の弾性率を調整することにより、造影剤使用時に得られるＸ線透視画像において、実際の臨床上のＸ線透視画像で確認される造影像の濃淡の様子（具体的には、造影剤が細動脈に沿って拡がったのち細静脈に拡散して消える様子）を模擬することができる。このため、実際の臨床現場において造影剤使用時に得られるＸ線透視画像を実際の臨床上で観察される造影像に近似させた心臓血管モデル１０ｂを提供することができる。
Ｄ．変形例：
　本明細書で開示される技術は、上述の実施形態および変形例に限られるものではなく、その要旨を逸脱しない範囲において種々の形態に変形することができ、例えば次のような変形も可能である。
　図８は、変形例における心臓シミュレータが備える心臓血管モデル１０ｃの一部分（図１のＸ１部に相当する部分）の断面構成を拡大して示す説明図である。以下では、本変形例の心臓シミュレータの構成のうち、上述した第１実施形態、第２実施形態および第３実施形態の心臓シミュレータ１，１ａ，１ｂと同一の構成については、その説明を適宜省略する。
　本変形例の心臓血管モデル１０ｃは、主枝部１１０ｃが、高い滑り性を有する本体部１１１と、本体部１１１よりも弾性率の高いコート層１１３とから構成されている点で、第１実施形態の心臓血管モデル１０と異なっている。本体部１１１は、特許請求の範囲における流路形成部の一例である。
　本体部１１１は、内腔１１０Ｌを有する管状体であり、長軸方向に延びる流体流路を形成している。本体部１１１の形成材料は、第１実施形態の主枝部１１０の形成材料と同様に、Ｘ線透過性を有する軟性素材とすることができる。コート層１１３は、本体部１１１をコーティングするように、本体部１１１の外周に配置されている。より具体的には、コート層１１３の内周面は、本体部１１１の外周面と接触している。コート層１１３の形成材料は、Ｘ線透過性を有し、かつ、本体部１１１の形成材料が有する弾性率より高い弾性率を有する弾性素材とすることができる。コート層１１３の形成材料として、例えば、ポリビニルアルコール（ＰＶＡ）、ポリウレタン（ＰＵ）、シリコン、ポリアミド（ＰＡ）、ポリエチレン（ＰＥ）、ポリ塩化ビニル（ＰＶＣ）等の合成樹脂を挙げることができる。なお、本変形例では、コート層１１３は、本体部１１１の外周面の全体に配置されているが、これに限定されず、本体部１１１の外周面の一部に配置されていてもよい。
　本体部１１１へコート層１１３を配置する方法としては、特に限定されず、従来公知の方法（例えば、ディップコーティング）を用いることができる。
　本変形例の心臓血管モデル１０ｃでは、柔軟性に富む主枝部１１０ｃが、本体部１１１と、本体部１１１の形成材料が有する弾性率より高い弾性率を有する弾性素材で形成されるコート層１１３とから構成されている。このため、コート層１１３によって、主枝部１１０ｃの弾性率を調整することができる。
　図９は、他の変形例における心臓血管モデル１０ｄの一部分（図１のＸ２部に相当する部分）の断面構成を拡大して示す説明図である。以下では、本変形例の心臓シミュレータの構成のうち、上述した第１実施形態、第２実施形態、第３実施形態および変形例の心臓シミュレータ１，１ａ，１ｂと同一の構成については、その説明を適宜省略する。
　本変形例の心臓血管モデル１０ｄは、主枝部１１０ｄが、スリット１１０Ｓを備えている点で、第１実施形態の心臓血管モデル１０と異なっている。主枝部１１０ｄは、特許請求の範囲における流路形成部の一例である。
　上述したように、主枝部１１０ｄは、スリット１１０Ｓを備えている。本実施形態において、主枝部１１０ｄには、スリット１１０Ｓが形成されている。スリット１１０Ｓは、線状、くさび状、丸形状、または、多角形形状等の形状で、心臓モデルに沿うように形成されている。なお、スリット１１０Ｓの形成位置、形状および個数は、特に限定されない。
　本変形例の心臓血管モデル１０ｄでは、主枝部１１０ｄは、スリット１１０Ｓを備えている。このため、主枝部１１０ｄにおける管内圧力Ｆ１０を調整することができる。すなわち、主枝部１１０ｄにおける管内圧力Ｆ１０は、スリット１１０Ｓが形成されている部分において低くなる。例えば、実際の冠動脈における血液の流れ抵抗は、一般に、基端側において高く、先端側において低い。換言すれば、実際の冠動脈における主枝部の管内圧力は、一般に、基端側において高く、先端側において低い。このため、このような特徴を有する実際の冠動脈を模擬すべく、主枝部１１０ｄの基端側における管内圧力Ｆ１０が、先端側における管内圧力Ｆ１０より高くなるよう、スリット１１０Ｓを形成してもよい。例えば、主枝部１１０ｄの基端側に形成されるスリット１１０Ｓの個数を、先端側に形成されるスリット１１０Ｓの個数より少なくすることにより、上記特徴を模擬した主枝部１１０ｄを得ることができる。本明細書において、「管内圧力」とは、ヒトの血圧を模擬したものであり、例えば、主枝部１１０ｄに圧力計を繋ぎ、測定することができる。また、流体力学的に流速から概算で管内圧力を求めることもできる。
　図１０は、他の変形例における心臓シミュレータ１ｅの構成を概略的に示す説明図である。以下では、本変形例の心臓シミュレータ１ｅの構成のうち、上述した第１実施形態、第２実施形態、第３実施形態および変形例の心臓シミュレータ１，１ａ，１ｂと同一の構成については、その説明を適宜省略する。
　本変形例の心臓シミュレータ１ｅが備える心臓血管モデル１０ｅでは、主枝部１１０ｅが拡散部１６０を備えていない点、および、側枝部１２０ｅが多孔質体により形成されている点で、第１実施形態の心臓血管モデル１０と異なっている。側枝部１２０ｅは、特許請求の範囲における拡散部の一例である。
　上述の通り、本変形例の主枝部１１０ｅは、内腔１６０Ｌを有する有底筒状体である。より具体的には、主枝部１１０ｅは、一体として、上述の主枝部１１０と同様の材料により形成されている。
　本変形例の側枝部１２０ｅは、多孔質体により形成されている。換言すれば、本変形例では、側枝部１２０ｅが拡散部として機能している。このため、本変形例の心臓血管モデル１０ｅは、側枝部１２０ｅを含む分岐部１４０において、拡散部が設けられている。側枝部１２０ｅは、第１実施形態の拡散部１６０と同様の構成を備えている。すなわち、側枝部１２０ｅは、内側多孔質体により形成された内側部と、外側多孔質体により形成された外側部とにより形成されている。内側多孔質体および外側多孔質体の形成材料および孔径は、上述の内側多孔質体Ｐ６１および外側多孔質体Ｐ６３と同様である。
　本変形例の心臓血管モデル１０ｅでは、側枝部１２０ｅが上述の拡散部により形成されていることにより、分岐部１４０が拡散部を含んでいる。このため、心臓血管モデル１０ｅによれば、分岐部１４０で、実際の臨床現場において造影剤使用時に得られるＸ線透視画像における造影像の濃淡の様子を模擬できる。
　第１の実施形態では、上記拡散部を備える血管モデルを心臓血管モデルに採用したが、これに限定されない。上記血管モデルを、脳血管モデル、肝臓血管モデル、下肢血管モデル等に採用してもよい。
　第１実施形態の拡散部１６０は、有底筒状体であるとしたがこれに限定されず、他の形状であってもよい。また、第１実施形態では、拡散部１６０が内腔１６０Ｌを有する構成を採用したがこれに限定されない。例えば、拡散部１６０が内腔１６０Ｌを備えない構成、すなわち、拡散部１６０が多孔質体により形成される中実体である構成を採用してもよい。
　第１実施形態の拡散部１６０は、多孔質体により形成された２層構造に限定されず、３層以上の多層構造が採用されていてもよい。このような構成において、当該多層構造における各層の流れ抵抗は、拡散部１６０の外側へ向かうほど高くなる構成を採用することが好ましい。一方、拡散部１６０に、単層構造が採用されてもよい。このような構成において、拡散部１６０の外側部分の孔径を、内側部分の孔径より小さくすることで、拡散部１６０における流れ抵抗を実現することができる。
　第１実施形態の拡散部１６０においては、外側部１６３の内側面Ｓ６２が、内側部１６１の外側面Ｓ６１に接触している構成を採用したが、これに限定されず、外側部１６３の内側面Ｓ６２と、内側部１６１の外側面Ｓ６１とが接触していない構成、すなわち、内側部１６１と外側部１６３との間に空間が存在する構成を採用してもよい。
　第１実施形態の拡散部１６０において、内側部１６１を形成する内側多孔質体Ｐ６１と、外側部１６３を形成する外側多孔質体Ｐ６３とが、異なる多孔質材料により形成されていてもよい。このような構成において、外側多孔質体Ｐ６３には、内側多孔質体Ｐ６１の形成材料より水はけの良い形成材料を用いることが好ましい。
　第１実施形態の心臓血管モデル１０において、主枝部１１０が、多孔質体により形成されていてもよい。このような構成の心臓血管モデルによれば、主枝部を多孔質体により形成することによって、多孔質体の細孔から内腔１１０Ｌを流れる流体を拡散させつつ外部へ排出する拡散部として機能させることができる。このような構成において、拡散部１６０における管内圧力Ｆ１６０（図４参照）が、主枝部１１０の管内圧力Ｆ１０より低い構成とすることができる。心臓血管モデル１０に供給された流体が、管内圧力の低い主枝部１１０において、過度に浸出することを抑制するためである。すなわち、このような構成の心臓血管モデルによれば、心臓血管モデル１０に供給された造影剤が、主枝部１１０において外部へ排出することを低減し、拡散部１６０まで造影剤を行きわたらせ、ひいては、拡散部１６０において造影剤を一定の濃度（流量）まで拡散させ、排出させることができる。このため、実際の臨床現場において造影剤使用時に得られるＸ線透視画像を実際の臨床上で観察される造影像血管に近似させた血管モデルを提供することができる。上記管内圧力の調整は、例えば、主枝部１１０を形成する多孔質体の孔径を、拡散部１６０を形成する多孔質体の孔径より小さくすることにより実現することができる。
　第２実施形態の拡散部１６０ａにおいて、外側部１６３ａにおける流れ抵抗Ｆ６３ａが、内側部１６１ａにおける流れ抵抗Ｆ６１ａより大きい構成であればよく、例えば、内側部１６１ａに充填されている弾性体と、外側部１６３ａに充填されている弾性体とが、異なる弾性材料であってもよい。このような構成において、外側部１６３ａに充填される弾性体の弾性率は、内側部１６１ａに充填される弾性体の弾性率より高いことが好ましい。また、外側部１６３ａにのみ弾性体Ｅ１が充填されている構成が採用されてもよい。
１：心臓シミュレータ　１ａ：心臓シミュレータ　１ｂ：心臓シミュレータ　１ｅ：心臓シミュレータ　１０：心臓血管モデル　１０ａ：心臓血管モデル　１０ｂ：心臓血管モデル　１０ｃ：心臓血管モデル　１０ｄ：心臓血管モデル　１０ｅ：心臓血管モデル　２０：心臓モデル　１００：導入部　１１０：主枝部　１１０Ｌ：内腔　１１０Ｓ：スリット　１１０ｃ：主枝部　１１０ｄ：主枝部　１１０ｅ：主枝部　１１１：本体部　１１３：コート層　１２０：側枝部　１２０ｅ：側枝部　１３０：接続部　１４０：分岐部　１６０：拡散部　１６０Ｌ：内腔　１６０ａ：拡散部　１６０ｂ：拡散部　１６１：内側部　１６１ａ：内側部　１６３：外側部　１６３ａ：外側部　１６３ｂ：外側部　Ｅ１：弾性体　Ｅ３：弾性体　Ｐ６１：内側多孔質体　Ｐ６３：外側多孔質体　Ｐ６３ｂ：外側多孔質体　Ｓ１：表面　Ｓ６０：内側面　Ｓ６１：外側面　Ｓ６２：内側面　Ｓ６３：外側面

Claims (11)

  1. 　血管モデルであって、
    　前記血管モデルの長軸方向に延びる流体流路を形成する流路形成部と、
    　前記流路形成部に接続し、かつ、細孔を有する多孔質体により形成された拡散部と、を備え、
    　前記拡散部は、内側部分と、前記内側部分の外側に位置する外側部分とを有し、
    　前記長軸方向において、前記外側部分における流れ抵抗は、前記内側部分における流れ抵抗より高い、
    　血管モデル。
  2. 　請求項１に記載の血管モデルであって、
    　前記拡散部は、前記多孔質体として、前記外側部分を構成する第１の多孔質体と、前記内側部分を構成する第２の多孔質体と、を備える、
    　血管モデル。
  3. 　請求項１または請求項２に記載の血管モデルであって、
    　前記拡散部は、前記流路形成部における前記流体流路に開口する一端を有する、有底筒状体である、
    　血管モデル。
  4. 　請求項１から請求項３までのいずれか一項に記載の血管モデルであって、
    　前記外側部分における多孔質体の孔径は、前記内側部分における多孔質体の孔径より小さい、
    　血管モデル。
  5. 　請求項１から請求項４までのいずれか一項に記載の血管モデルであって、
    　前記拡散部において、前記外側部分における多孔質体と前記内側部分における多孔質体との少なくとも一方の細孔には弾性体が充填されている、
    　血管モデル。
  6. 　請求項１から請求項５までのいずれか一項に記載の血管モデルであって、
    　前記拡散部において、前記外側部分における多孔質体と前記内側部分における多孔質体との両方の細孔には弾性体が充填されており、
    　前記外側部分における多孔質体の細孔に充填された弾性体の弾性率は、前記内側部分における多孔質体の細孔に充填された弾性体の弾性率より高い、
    　血管モデル。
  7. 　請求項１から請求項６までのいずれか一項に記載の血管モデルであって、
    　前記流路形成部は、前記血管モデルの長軸方向に延びる管状体であり、
    　前記拡散部は、前記管状体の先端部に設けられている、
    　血管モデル。
  8. 　請求項１から請求項６までのいずれか一項に記載の血管モデルであって、
    　前記流路形成部は、前記血管モデルの長軸方向に延びる管状体であり、
    　前記拡散部は、前記管状体が分岐する分岐部に設けられている、
    　血管モデル。
  9. 　請求項１から請求項６までのいずれか一項に記載の血管モデルであって、
    　前記流路形成部は、多孔質体により形成されている、
    　血管モデル。
  10. 　請求項３に記載の血管モデルであって、
    　前記拡散部における管内圧力は、前記流路形成部の管内圧力より低い、
    　血管モデル。
  11. 　請求項１から請求項１０までのいずれか一項に記載の血管モデルであって、
    　前記血管モデルの外周面の少なくとも一部分は、弾性素材によりコーティングされている、
    　血管モデル。
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