WO2022201286A1 - 血管モデル - Google Patents

血管モデル Download PDF

Info

Publication number
WO2022201286A1
WO2022201286A1 PCT/JP2021/011873 JP2021011873W WO2022201286A1 WO 2022201286 A1 WO2022201286 A1 WO 2022201286A1 JP 2021011873 W JP2021011873 W JP 2021011873W WO 2022201286 A1 WO2022201286 A1 WO 2022201286A1
Authority
WO
WIPO (PCT)
Prior art keywords
tube body
blood vessel
tube
vessel model
acoustic impedance
Prior art date
Application number
PCT/JP2021/011873
Other languages
English (en)
French (fr)
Inventor
和 武村
Original Assignee
朝日インテック株式会社
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by 朝日インテック株式会社 filed Critical 朝日インテック株式会社
Priority to PCT/JP2021/011873 priority Critical patent/WO2022201286A1/ja
Priority to CN202180095176.8A priority patent/CN116964655A/zh
Priority to JP2023508203A priority patent/JPWO2022201286A1/ja
Publication of WO2022201286A1 publication Critical patent/WO2022201286A1/ja
Priority to US18/240,794 priority patent/US20230410690A1/en

Links

Images

Classifications

    • 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
    • G09B23/303—Anatomical models specially adapted to simulate circulation of bodily fluids
    • 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
    • G09B23/285—Models for scientific, medical, or mathematical purposes, e.g. full-sized devices for demonstration purposes for medicine for injections, endoscopy, bronchoscopy, sigmoidscopy, insertion of contraceptive devices or enemas
    • 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

Definitions

  • the present invention relates to a blood vessel model.
  • Patent Literatures 1 to 4 disclose biological models and simulated blood vessels that enable operators such as doctors to simulate procedures using these medical devices.
  • a blood vessel image using an ultrasonic diagnostic imaging apparatus (hereinafter referred to as "ultra A sonar image) is acquired.
  • the vascular wall generally has a three-layer structure of intima, media, and adventitia from the inside to the outside.
  • the intima, media, and adventitia appear visually distinguishable on the ultrasonic image.
  • the techniques described in Patent Literatures 1 and 2 have a problem that although they have layers corresponding to the adventitia and media of blood vessels, these layers cannot be identified on an ultrasonic image.
  • no consideration is given to providing a layer corresponding to the adventitia or the media of the blood vessel.
  • the present invention has been made to solve at least part of the above problems, and can be implemented as the following forms.
  • a blood vessel model includes a hollow tube-shaped first tube body and a hollow tube-shaped second tube body that covers the inner peripheral surface of the first tube body, and the acoustic impedance of the first tube body is , greater than the acoustic impedance of the second tubular body.
  • the blood vessel model includes the first tube body and the second tube body, and the acoustic impedance of the first tube body is greater than the acoustic impedance of the second tube body. Therefore, in the ultrasonic image obtained by the ultrasonic diagnostic imaging apparatus, the image of the first tube can be made brighter (whitish) than the image of the second tube. As a result, it is possible to provide a blood vessel model in which an ultrasound image resembles an actual living body.
  • the first tube body and the second tube body each contain a polymeric material and fine particles having an acoustic impedance greater than that of the polymeric material, and the The concentration of microparticles contained in the first tubular body may be higher than the concentration of microparticles contained in the second tubular body. According to this configuration, by making the concentration of fine particles contained in the first tube body higher than the concentration of fine particles contained in the second tube body, the acoustic impedance of the first tube body can be easily changed to that of the second tube body. It can be greater than the acoustic impedance.
  • the first tube body and the second tube body each contain a polymeric material and fine particles having an acoustic impedance greater than that of the polymeric material, and the The type of microparticles contained in the first tube body is different from the type of microparticles contained in the second tube body, and the microparticles contained in the first tube body are more numerous than the microparticles contained in the second tube body. may also have high hardness. According to this configuration, by making the fine particles contained in the first tube body harder than the fine particles contained in the second tube body, the acoustic impedance of the first tube body can be easily changed to that of the second tube body. It can be greater than the acoustic impedance of the body.
  • the particle diameter of the microparticles contained in the first tube body and the particle diameter of the microparticles contained in the second tube body are both 0.1 ⁇ m or more and 500 ⁇ m or less. may be within the range of According to this configuration, both the particle diameter of the fine particles contained in the first tube body and the particle diameter of the fine particles contained in the second tube body are within the range of 0.1 ⁇ m or more and 500 ⁇ m or less. , it is easy to disperse the fine particles in the polymer material solution when fabricating the first and second tube bodies.
  • the first tube body and the second tube body are each made of a polymer material, and the acoustic impedance of the polymer material that constitutes the first tube body is It may be higher than the acoustic impedance of the polymeric material forming the second tubular body.
  • the acoustic impedance of the first tube can be easily reduced.
  • the impedance can be greater than the acoustic impedance of the second tubular body.
  • the first tube body and the second tube body are each made of a polymer material, and the hardness of the first tube body is the hardness of the second tube body. may be higher than According to this configuration, by making the hardness of the first tube body higher than the hardness of the second tube body, the acoustic impedance of the first tube body can be easily made larger than the acoustic impedance of the second tube body. be able to.
  • the blood vessel model of the above aspect further includes a hollow tube-shaped third tube body covering the inner peripheral surface of the second tube body, wherein the acoustic impedance of the third tube body is equal to that of the first tube body. and may be greater than the acoustic impedance of the second tubular body.
  • the blood vessel model can have a three-layer structure similar to that of an actual human blood vessel.
  • the acoustic impedance of the third tube is equal to or less than the acoustic impedance of the first tube and greater than the acoustic impedance of the second tube.
  • the image of the third tube has a lower luminance (blackish) than the image of the first tube, or an image equivalent to that of the first tube. can be an image.
  • the image of the third tube body can be an image with higher brightness (whitish) than the image of the second tube body.
  • the present invention can be implemented in various aspects. It can be realized in the form of a human body simulation device including a model, a control method of the human body simulation device, and the like.
  • FIG. 1 is an explanatory diagram illustrating a schematic configuration of a blood vessel simulation device
  • FIG. FIG. 3 is an explanatory diagram illustrating a cross-sectional configuration of a blood vessel model
  • FIG. 2 is a cross-sectional view of the blood vessel model taken along line AA (FIG. 2). It is a figure explaining the preparation method of a blood vessel model.
  • FIG. 2 is a diagram for explaining an ultrasonic image obtained by an ultrasonic diagnostic imaging apparatus
  • FIG. 11 is an explanatory diagram illustrating a cross-sectional configuration of a blood vessel model according to the second embodiment; It is the figure which illustrated about the method of changing an acoustic impedance.
  • FIG. 3 is an explanatory diagram illustrating a cross-sectional configuration of a blood vessel model
  • FIG. 2 is a cross-sectional view of the blood vessel model taken along line AA (FIG. 2). It is a figure explaining the preparation method of a blood vessel model.
  • FIG. 2 is a diagram for
  • FIG. 11 is an explanatory diagram illustrating a cross-sectional configuration of a blood vessel model according to a third embodiment
  • FIG. 11 is an explanatory diagram illustrating a cross-sectional configuration of a blood vessel model according to a fourth embodiment
  • FIG. 11 is an explanatory diagram illustrating a schematic configuration of a blood vessel simulation apparatus according to a fifth embodiment
  • FIG. 1 is an explanatory diagram illustrating a schematic configuration of a blood vessel simulation device 100.
  • the blood vessel simulation apparatus 100 of this embodiment is an apparatus used for simulating treatment or examination procedures for blood vessels using a medical device.
  • the medical device may be a general device for minimally invasive treatment or examination, such as a catheter, a delivery guide wire, and a plasma guide wire that cuts living tissue by streamer discharge.
  • a blood vessel simulation device 100 includes a blood vessel model 1 , an outer tissue model 3 , and a circulation pump 9 .
  • the axis O (one-dot chain line) represents the axis passing through the centers of the blood vessel model 1 and the outer tissue model 3.
  • both the axis passing through the center of the blood vessel model 1 and the axis passing through the center of the outer tissue model 3 coincide with the axis O.
  • the axes passing through the respective centers of the blood vessel model 1 and the outer tissue model 3 may be different from the axis O, respectively.
  • FIG. 1 and subsequent figures include portions in which relative ratios of sizes of respective constituent members are described so as to be different from the actual ones. In addition, it includes a portion exaggeratedly describing a part of each constituent member.
  • Blood vessel model 1 is a model that simulates human blood vessels.
  • the blood vessel model 1 has a long, substantially cylindrical shape with openings 1a and 1b at both ends.
  • human muscle, fat, skin, etc. are applied so as to surround at least a portion of the outer peripheral surface of the blood vessel model 1 (in the illustrated example, the central portion of the blood vessel model 1 excluding both ends).
  • a simulated outer tissue model 3 is placed.
  • the outer tissue model 3 is made of a soft synthetic resin (for example, polyvinyl alcohol: PVA, silicon, etc.).
  • the circulation pump 9 is, for example, a non-positive displacement centrifugal pump.
  • the circulation pump 9 is provided in the middle of the channel connecting the openings 1a and 1b of the blood vessel model 1, circulates the fluid discharged from the opening 1b, and supplies the fluid to the opening 1a.
  • FIG. 2 is an explanatory diagram illustrating the cross-sectional configuration of the blood vessel model 1.
  • FIG. FIG. 2 illustrates XYZ axes that are orthogonal to each other.
  • the X axis corresponds to the longitudinal direction of the blood vessel model 1
  • the Y axis corresponds to the height direction of the blood vessel model 1
  • the Z axis corresponds to the width direction of the blood vessel model 1 .
  • the distal side is the side far from the insertion site of the medical device (distal side) when the antegrade approach is adopted.
  • the proximal side is the proximal side from the insertion site of the medical device when an antegrade approach is taken.
  • FIG. 3 is a cross-sectional view of the blood vessel model 1 taken along line AA (FIG. 2).
  • a blood vessel model 1 includes a first tube body 10 , a second tube body 20 and a third tube body 30 .
  • the first tube body 10 is arranged on the outermost side of the blood vessel model 1 and simulates the adventitia of human blood vessels.
  • the first tube body 10 has a hollow tubular shape, specifically a substantially cylindrical shape.
  • the second tube body 20 is located inside the first tube body 10 and outside the third tube body 30 in the blood vessel model 1 (in other words, between the first tube body 10 and the second tube body 20). and mimics the media of human blood vessels.
  • the second tube body 20 has a hollow tubular shape, specifically a substantially cylindrical shape.
  • the second tube body 20 covers the inner peripheral surface of the first tube body 10, and the inner peripheral face of the first tube body 10 and the outer peripheral face of the second tube body 20 are in contact with each other.
  • the third tube body 30 is arranged on the innermost side of the blood vessel model 1 and simulates the intima of human blood vessels. Like the first tube body 10, the third tube body 30 has a hollow tube shape, specifically a substantially cylindrical shape. The third tube body 30 covers the inner peripheral surface of the second tube body 20, and the inner peripheral face of the second tube body 20 and the outer peripheral face of the third tube body 30 are in contact with each other.
  • the thickness T10 of the first tube body 10, the thickness T20 of the second tube body 20, and the thickness T30 of the third tube body 30 are the same.
  • the thicknesses T10, T20, T30 may be different.
  • the thickness T20 of the second tube body 20 corresponding to the media may be changed to the thickness T10 of the first tube body 10 corresponding to the adventitia or the third thickness T10 corresponding to the intima. It may be thicker than the thickness T30 of the tube body 30 .
  • the thicknesses of the first to third tube bodies 10 to 30 at arbitrary portions in arbitrary cross sections can be used.
  • the first tube body 10, the second tube body 20, and the third tube body 30 are all made of polymer material containing fine particles.
  • PVA is used as the polymer material for all of the first to third tube bodies 10 to 30 of the present embodiment.
  • polymer microparticles are used as the microparticles.
  • the fine particles metal fine particles and glass fine particles may be employed in addition to the polymer fine particles.
  • gelatin, urethane, silicon, and the like may be used as the polymer material.
  • the particle concentration A contained in the first tube body 10 is higher than the particle concentration B contained in the second tube body 20, and the particle concentration C contained in the third tube body 30 This is the above (A>B, A ⁇ C).
  • the particle concentration C of the third tube body 30 is higher than the particle concentration B of the second tube body 20 (C>B). That is, the particle concentrations A, B, and C of the first to third tube bodies 10 to 30 are in the relationship of "particle concentration A ⁇ particle concentration C>particle concentration B".
  • the particle diameters of the fine particles contained in the first to third tube bodies 10 to 30 are all preferably 0.1 ⁇ m or more and 500 ⁇ m or less. Further, it is more preferable that the particle diameters of the fine particles contained in the first to third tube bodies 10 to 30 are all within the range of 20 ⁇ m or more and 100 ⁇ m or less. If the particle diameter is in the range of 20 ⁇ m or more and 100 ⁇ m or less, the images of the first to third tube bodies 10 to 30 in the ultrasonic image obtained by the ultrasonic diagnostic imaging apparatus are the actual human blood vessels. You can make it look more like an image.
  • the particle diameter of the fine particles is determined by heating the first tube body 10 to evaporate the PVA gel and then observing the first tube body 10 with a microscope. An average value of particle diameters of a plurality of fine particles contained in can be used. The particle diameters of the second tube body 20 and the third tube body 30 can also be determined in a similar manner.
  • Acoustic impedance is a numerical value that expresses the ease with which sound propagates, and is expressed by the density of the medium x the speed of sound.
  • polymer microparticles have a higher acoustic impedance than PVA.
  • the fine particle concentrations A, B, and C of the first to third tube bodies 10 to 30 have the relationships described above. Therefore, the acoustic impedance A of the first tube body 10 is greater than the acoustic impedance B of the second tube body 20 and greater than or equal to the acoustic impedance C of the third tube body 30 (A>B, A ⁇ C). .
  • the acoustic impedance C of the third tube body 30 is larger than the acoustic impedance B of the second tube body 20 (C>B). That is, the acoustic impedances A, B, and C of the first to third tube bodies 10 to 30 have a relationship of "acoustic impedance A ⁇ acoustic impedance C>acoustic impedance B".
  • the acoustic impedances of the first to third tube bodies 10 to 30 are obtained, for example, by measuring the surface impedance (sound pressure/acoustic particle velocity) of the surface of the medium to obtain the sound absorption coefficient of the medium (surface impedance method). It can be measured by the measuring equipment used. Acoustic impedance is proportional to reflection intensity. For this reason, the reflection intensity of ultrasonic waves on each surface of the first to third tube bodies 10 to 30 may be measured, and the reflection intensity may be regarded as the acoustic impedance of the first to third tube bodies 10 to 30 .
  • FIG. 4A and 4B are diagrams for explaining a method for producing the blood vessel model 1.
  • FIG. The blood vessel model 1 can be produced, for example, by the following procedures a1 to a7. Note that FIG. 4 shows the state of step a6.
  • a solution for the third tube body 30 is prepared by dispersing polymer fine particles adjusted to the fine particle concentration C in the container 4 with respect to the PVA gel.
  • (a2) After soaking the cylindrical core 5 in the solution of step a1, it is taken out and dried to form the third tube body 30 around the core 5 .
  • a solution for the second tube body 20 is prepared by dispersing polymer fine particles adjusted to the fine particle concentration B in the container 4 with respect to the PVA gel.
  • FIG. 5 is a diagram explaining an ultrasonic image obtained by an ultrasonic diagnostic imaging apparatus.
  • An ultrasonic diagnostic imaging apparatus has an ultrasonic sensor that transmits ultrasonic waves toward living tissue and receives ultrasonic waves that are reflected after propagating through the living tissue (reflected waves).
  • a two-dimensional image (hereinafter also referred to as an “ultrasound image”) with gradation of densities according to is generated.
  • An ultrasonic sensor is also called an ultrasonic probe, an ultrasonic transducer, a piezoelectric body, an ultrasonic transmitting/receiving element, or an ultrasonic element.
  • Ultrasound diagnostic imaging equipment includes, for example, IVUS (IntraVascular UltraSound) equipment that emits ultrasonic waves from the inside of a biological lumen toward the body surface to acquire an ultrasonic image, and equipment that transmits ultrasonic waves from the body surface to the inside of the biological lumen. and devices that emit ultrasound waves toward and acquire ultrasound images.
  • FIG. 5A shows ultrasonic waves UW emitted from an ultrasonic diagnostic imaging apparatus such as IVUS and reflected waves RW from the blood vessel model 1 .
  • the intensity of the reflected wave becomes high at the interface where the acoustic impedance changes abruptly.
  • the acoustic impedances A, B, and C of the first to third tube bodies 10 to 30 have the relationship of "acoustic impedance A ⁇ acoustic impedance C>acoustic impedance B". It has a structure in which the second tube body 20 is sandwiched between the first tube body 10 and the third tube body 30 having relatively high acoustic impedance. Therefore, in the case of the blood vessel model 1 of the present embodiment, as shown in FIG. , the interface between the second tube body 20 and the first tube body 10 and the interface between the first tube body 10 and the outside, a relatively strong reflected wave RW is generated.
  • FIG. 5(B) shows an example of an ultrasound image IM.
  • the ultrasonic image IM obtained by the ultrasonic imaging apparatus includes the first to third tube bodies 10 to 30 of the blood vessel model 1. appear in layers.
  • the images of the first tube body 10 and the third tube body 30, which have relatively high acoustic impedance, have higher brightness than the image of the second tube body 20. A high (whitish) image is obtained.
  • the blood vessel model 1 of the first embodiment includes the first tube body 10 and the second tube body 20, and the acoustic impedance A of the first tube body 10 is equal to the acoustic impedance A of the second tube body 20. Greater than impedance B. Therefore, as shown in FIG. 5B, in the ultrasonic image IM obtained by the ultrasonic diagnostic imaging apparatus, the image of the first tube body 10 has a higher brightness than the image of the second tube body 20 ( whitish) image. As a result, it is possible to provide a blood vessel model 1 in which the ultrasound image IM resembles an actual living body.
  • the blood vessel model 1 of the first embodiment includes the hollow tube-shaped third tube body 30 that covers the inner peripheral surface of the second tube body 20, the blood vessel model 1 is similar to an actual human blood vessel. It can have a three-layer structure. Also, the acoustic impedance C of the third tube body 30 is equal to or less than the acoustic impedance A of the first tube body 10 and greater than the acoustic impedance B of the second tube body 20 . Therefore, as shown in FIG. 5B, in the ultrasonic image IM obtained by the ultrasonic diagnostic imaging apparatus, the image of the third tube body 30 has a lower brightness than the image of the first tube body 10 ( dark) image, or an image equivalent to the first tube body 10 .
  • the image of the third tube body 30 can be an image with higher brightness (whitish) than the image of the second tube body 20 .
  • the blood vessel model 1 that makes the ultrasound image IM more similar to the actual living body.
  • the first tube body 10 by making the microparticle concentration A contained in the first tube body 10 higher than the microparticle concentration B contained in the second tube body 20, the first tube body The acoustic impedance A of 10 can be greater than the acoustic impedance B of the second tubular body 20 .
  • the particle diameter of the microparticles contained in the first tube body 10 and the particle diameter of the microparticles contained in the second tube body 20 are both within the range of 0.1 ⁇ m or more and 500 ⁇ m or less, It is easy to disperse the fine particles in the polymer material solution when producing the first and second tube bodies.
  • FIG. 6 is an explanatory diagram illustrating the cross-sectional configuration of the blood vessel model 1A of the second embodiment.
  • a blood vessel simulation apparatus 100A of the second embodiment includes a blood vessel model 1A instead of the blood vessel model 1.
  • a third tube body 30A is provided instead of the body 30.
  • the first to third tube bodies 10A to 30A have the same shape and arrangement as in the first embodiment, and the same acoustic impedance A to C magnitude relationship as in the first embodiment. has impedance B.
  • a method different from the method described in the first embodiment is used to change the acoustic impedances A to C of the first to third tube bodies 10A to 30A so that the above magnitude relationship and do.
  • FIG. 7 is a diagram illustrating a method of changing acoustic impedance.
  • the "Example 1" column in FIG. 7 lists the method described in the first embodiment (that is, the method of changing the acoustic impedances A to C by changing the fine particle concentrations A to C).
  • the acoustic impedances A to C of the first to third tube bodies 10A to 30A are changed by any of the methods shown in the "Example 2", “Example 3", and “Example 4" columns. , and the above magnitude relationship. Hereinafter, they will be described in order.
  • polymeric materials that constitute the first to third tube bodies 10A to 30A are changed.
  • Polymer material A (for example, PVA) is used for the first tube body 10A.
  • Polymer material B (for example, silicon) is used for the second tube body 20A.
  • Polymer material C (for example, PVA) is used for the third tube body 30A.
  • the polymeric materials A, B, and C are arbitrary materials such as PVA, gelatin, urethane, and silicone, as long as the acoustic impedance of each material satisfies the relationship of "polymeric material A ⁇ polymeric material C>polymeric material B". material can be used. Acoustic impedance can be obtained by the same method as in the first embodiment.
  • the same polymeric material A and polymeric material C may be used.
  • the first to third tube bodies 10A to 30A may or may not contain fine particles.
  • any of polymer microparticles, metal microparticles, glass microparticles, and the like can be used.
  • the amount of fine particles contained in the first to third tube bodies 10A to 30A may be the same, or may be different within a range that does not affect the magnitude relationship of the acoustic impedances AC.
  • Example 2 by making the acoustic impedance of the polymeric material A constituting the first tubular body 10A higher than the acoustic impedance of the polymeric material B constituting the second tubular body 20A, the first The acoustic impedance A of the tube body 10A can be made larger than the acoustic impedance B of the second tube body 20A.
  • the third tube body 30A The same applies to the third tube body 30A.
  • the hardness of the first to third tube bodies 10A to 30A is changed. Specifically, "hardness A of the first tube body 10A ⁇ hardness C of the third tube body 30A>hardness B of the second tube body 20A". Hardnesses A, B, and C may be realized by changing the types of polymer materials that constitute the first to third tube bodies 10A to 30A. Moreover, it may be realized by changing the concentration of the polymer material constituting the first to third tube bodies 10A to 30A. Further, when the first to third tube bodies 10A to 30A are produced (FIG. 4), it may be realized by adding an additive for changing hardness to the polymer material. The first to third tube bodies 10A to 30A may or may not contain any fine particles.
  • Example 3 by making the hardness A of the first tube body 10A higher than the hardness B of the second tube body 20A, the acoustic impedance A of the first tube body 10A can be easily changed to that of the second tube body A can be greater than the acoustic impedance B of The same applies to the third tube body 30A.
  • Microparticles A for example, metal microparticles
  • Microparticles B for example, polymer microparticles
  • Microparticles C for example, glass microparticles
  • Fine particles A, B, and C can be arbitrary fine particles such as polymer fine particles, metal fine particles, and glass fine particles, as long as the hardness of each fine particle satisfies the relationship of "fine particle A ⁇ fine particle C>fine particle B".
  • the hardness of the microparticles A to C can be an average value of the hardness of a plurality of microparticles included in a predetermined unit area.
  • Any material such as PVA, gelatin, urethane, and silicon can be used as the polymer material that is the main material of the first to third tube bodies 10A to 30A.
  • the same polymer material or different polymer materials may be used for the first to third tube bodies 10A to 30A within a range that does not affect the magnitude relationship of the acoustic impedances A to C. .
  • Example 4 by making the microparticles A contained in the first tube body 10A harder than the microparticles B contained in the second tube body 20A, the acoustic impedance of the first tube body 10A can be easily changed to A can be greater than the acoustic impedance B of the second tubular body 20A. The same applies to the third tube body 30A.
  • the acoustic impedances A to C of the first to third tube bodies 10A to 30A may be changed using a method different from the method described in the first embodiment.
  • Examples 2 to 4 exemplify the method of changing the acoustic impedances A to C, but it is also possible to change the acoustic impedances A to C of the first to third tube bodies 10A to 30A by methods other than those described above. be.
  • a blood vessel model 1A of the second embodiment effects similar to those of the above-described first embodiment can be obtained.
  • FIG. 8 is an explanatory diagram illustrating the cross-sectional configuration of the blood vessel model 1B of the third embodiment.
  • a blood vessel simulation apparatus 100B of the second embodiment includes a blood vessel model 1B instead of the blood vessel model 1.
  • FIG. The blood vessel model 1B does not have the third tube body 30 in the configuration described in the first embodiment.
  • the blood vessel model 1B may have a two-layer structure of the first tubular body 10 corresponding to the adventitia and the second tubular body 20 corresponding to the media.
  • FIG. 9 is an explanatory diagram illustrating the cross-sectional configuration of a blood vessel model 1C of the fourth embodiment.
  • a blood vessel simulation apparatus 100C of the third embodiment includes a blood vessel model 1C instead of the blood vessel model 1.
  • FIG. The blood vessel model 1C does not have the first tube body 10 in the configuration described in the first embodiment.
  • the blood vessel model 1C may have a two-layer structure of the second tubular body 20 corresponding to the media and the third tubular body 30 corresponding to the intima.
  • the same effects as those of the above-described first embodiment can be obtained.
  • FIG. 10 is an explanatory diagram illustrating a schematic configuration of a blood vessel simulation device 100D according to the fifth embodiment.
  • the blood vessel simulation device 100D does not include the outer tissue model 3 and the circulation pump 9 in the configuration described in the first embodiment.
  • the blood vessel model 1 of the blood vessel simulation device 100D may be used after being moistened with a fluid (for example, simulated blood such as physiological saline), or may be used in a dry state.
  • the blood vessel simulation device 100D includes, for example, a water tank that can be filled with fluid, and the blood vessel model 1 may be used while placed in the water tank filled with fluid.
  • a blood vessel simulation apparatus 100D according to the fifth embodiment can also achieve the same effects as those of the above-described first embodiment.
  • the configuration of the blood vessel simulation device 100 can be modified in various ways.
  • the blood vessel simulation device 100 may have an organ model imitating an organ such as the heart, liver, and brain.
  • the blood vessel model 1 may be provided outside or inside the organ model.
  • the blood vessel simulation apparatus 100 may include a pulsation pump for applying motion simulating pulsation to the fluid circulated by the circulation pump 9 .
  • the pulsating pump can be, for example, a positive displacement reciprocating pump or a slow-rotating rotary pump.
  • the configuration of the blood vessel model 1 can be modified in various ways.
  • the blood vessel part 10 may have any shape such as a curved shape, a meandering shape, or the like, in addition to a straight shape.
  • the blood vessel part 10 may be coated with a hydrophilic or hydrophobic resin.
  • the lumen 1L of the blood vessel model 1 may be provided with a lesion that simulates a human lesion.
  • Reference Signs List 1, 1A to 1C ... blood vessel model 1L... lumen 1a... opening 1b... opening 3... outer tissue model 4... container 5... core material 9... circulation pump 10, 10A... first tube body 20, 20A... second tube body 30, 30A... Third tube body 100, 100A to 100D... Blood vessel simulation device

Abstract

血管モデルは、中空管形状の第１チューブ体と、第１チューブ体の内周面を覆う中空管形状の第２チューブ体と、を備える。第１チューブ体の音響インピーダンスは、第２チューブ体の音響インピーダンスよりも大きい。

Description

血管モデル
　本発明は、血管モデルに関する。
　血管内への低侵襲な治療または検査のために、カテーテル等の医療用デバイスが使用されている。例えば、特許文献１～４には、医師等の術者が、これらの医療用デバイスを用いた手技を模擬することが可能な生体モデルや模擬血管が開示されている。
特開２０１７－１４６４１５号公報 特開２０１７－５３８９７号公報 特開２０１０－４９０７１号公報 特開２００４－２７５６８２号公報
　医療用デバイスを用いた手技においては、血管の湾曲形状、血管内の状態、及び、血管内における医療用デバイスの位置を把握するために、超音波画像診断装置を用いた血管画像（以降「超音波画像」とも呼ぶ）が取得される。ここで、血管壁は一般に、内側から外側に向かって、内膜、中膜、外膜の３層構造を有している。そして、ヒトの実際の血管について超音波画像を取得した場合、当該超音波画像上において、内膜、中膜、外膜はそれぞれ、目視で識別可能な態様で現れる。しかし、特許文献１，２に記載の技術では、血管の外膜や中膜に相当する層を有するものの、これらの層を超音波画像上で識別できないという課題があった。また、特許文献３，４に記載の技術では、血管の外膜や中膜に相当する層を設けることについて、何ら考慮されていない。
　本発明は、上述の課題の少なくとも一部を解決するためになされたものであり、超音波画像診断装置により得られる超音波画像を実際の生体に似せた血管モデルを提供することを目的とする。
　本発明は、上述の課題の少なくとも一部を解決するためになされたものであり、以下の形態として実現することが可能である。
（１）本発明の一形態によれば、血管モデルが提供される。この血管モデルは、中空管形状の第１チューブ体と、前記第１チューブ体の内周面を覆う中空管形状の第２チューブ体と、を備え、前記第１チューブ体の音響インピーダンスは、前記第２チューブ体の音響インピーダンスよりも大きい。
　この構成によれば、血管モデルは、第１チューブ体と第２チューブ体とを備えており、第１チューブ体の音響インピーダンスは、第２チューブ体の音響インピーダンスよりも大きい。このため、超音波画像診断装置により得られる超音波画像において、第１チューブ体の像を、第２チューブ体の像と比べて輝度が高い（白っぽい）像とできる。この結果、超音波画像を実際の生体に似せた血管モデルを提供することができる。
（２）上記形態の血管モデルにおいて、前記第１チューブ体及び前記第２チューブ体は、それぞれ、高分子材料と、前記高分子材料よりも音響インピーダンスの大きい微粒子と、を含有しており、前記第１チューブ体に含まれる微粒子濃度は、前記第２チューブ体に含まれる微粒子濃度よりも高くてもよい。
　この構成によれば、第１チューブ体に含まれる微粒子濃度を、第２チューブ体に含まれる微粒子濃度よりも高くすることで、簡単に、第１チューブ体の音響インピーダンスを、第２チューブ体の音響インピーダンスよりも大きくすることができる。
（３）上記形態の血管モデルにおいて、前記第１チューブ体及び前記第２チューブ体は、それぞれ、高分子材料と、前記高分子材料よりも音響インピーダンスの大きい微粒子と、を含有しており、前記第１チューブ体に含まれる微粒子の種類は、前記第２チューブ体に含まれる微粒子の種類と相違しており、前記第１チューブ体に含まれる微粒子は、前記第２チューブ体に含まれる微粒子よりも硬度が高くてもよい。
　この構成によれば、第１チューブ体に含まれる微粒子を、第２チューブ体に含まれる微粒子よりも硬度が高い微粒子とすることで、簡単に、第１チューブ体の音響インピーダンスを、第２チューブ体の音響インピーダンスよりも大きくすることができる。
（４）上記形態の血管モデルにおいて、前記第１チューブ体に含まれる微粒子の粒子径と、前記第２チューブ体に含まれる微粒子の粒子径は、いずれも、０．１μｍ以上、かつ、５００μｍ以下の範囲内であってもよい。
　この構成によれば、第１チューブ体に含まれる微粒子の粒子径と、第２チューブ体に含まれる微粒子の粒子径は、いずれも、０．１μｍ以上、かつ、５００μｍ以下の範囲内であるため、第１及び第２チューブ体を作製する際に、高分子材料溶液内に微粒子を分散させやすい。
（５）上記形態の血管モデルにおいて、前記第１チューブ体及び前記第２チューブ体は、それぞれ、高分子材料により形成されており、前記第１チューブ体を構成する高分子材料の音響インピーダンスは、前記第２チューブ体を構成する高分子材料の音響インピーダンスよりも高くてもよい。
　この構成によれば、第１チューブ体を構成する高分子材料の音響インピーダンスを、第２チューブ体を構成する高分子材料の音響インピーダンスよりも高くすることで、簡単に、第１チューブ体の音響インピーダンスを、第２チューブ体の音響インピーダンスよりも大きくすることができる。
（６）上記形態の血管モデルにおいて、前記第１チューブ体及び前記第２チューブ体は、それぞれ、高分子材料により形成されており、前記第１チューブ体の硬度は、前記第２チューブ体の硬度よりも高くてもよい。
　この構成によれば、第１チューブ体の硬度を、第２チューブ体の硬度よりも高くすることで、簡単に、第１チューブ体の音響インピーダンスを、第２チューブ体の音響インピーダンスよりも大きくすることができる。
（７）上記形態の血管モデルでは、さらに、前記第２チューブ体の内周面を覆う中空管形状の第３チューブ体を備え、前記第３チューブ体の音響インピーダンスは、前記第１チューブ体の音響インピーダンス以下であり、かつ、前記第２チューブ体の音響インピーダンスよりも大きくてもよい。
　この構成によれば、第２チューブ体の内周面を覆う中空管形状の第３チューブ体を備えるため、血管モデルを、実際のヒトの血管と同様の３層構造とできる。また、第３チューブ体の音響インピーダンスは、第１チューブ体の音響インピーダンス以下であり、かつ、第２チューブ体の音響インピーダンスよりも大きい。このため、超音波画像診断装置により得られる超音波画像において、第３チューブ体の像を、第１チューブ体の像と比べて輝度が低い（黒っぽい）像、または、第１チューブ体と同等の像とできる。また、第３チューブ体の像を、第２チューブ体の像と比べて輝度が高い（白っぽい）像とできる。この結果、超音波画像を、より一層実際の生体に似せた血管モデルを提供することができる。
　なお、本発明は、種々の態様で実現することが可能であり、例えば、血管モデル、当該血管モデルを備えており心臓、肝臓、脳等の臓器を模した臓器モデル、これらの血管モデルや臓器モデル含む人体シミュレーション装置、人体シミュレーション装置の制御方法などの形態で実現することができる。
血管シミュレーション装置の概略構成を例示した説明図である。 血管モデルの断面構成を例示した説明図である。 血管モデルのＡ－Ａ線（図２）における横断面図である。 血管モデルの作製方法について説明する図である。 超音波画像診断装置により得られる超音波画像について説明する図である。 第２実施形態の血管モデルの断面構成を例示した説明図である。 音響インピーダンスを変化させる方法について例示した図である。 第３実施形態の血管モデルの断面構成を例示した説明図である。 第４実施形態の血管モデルの断面構成を例示した説明図である。 第５実施形態の血管シミュレーション装置の概略構成を例示した説明図である。
＜第１実施形態＞
　図１は、血管シミュレーション装置１００の概略構成を例示した説明図である。本実施形態の血管シミュレーション装置１００は、血管に対する、医療用デバイスを用いた治療または検査の手技を模擬するために使用される装置である。医療用デバイスには、医療用デバイスには、カテーテル、デリバリ用ガイドワイヤ、ストリーマ放電によって生体組織を切断するプラズマガイドワイヤ等の、低侵襲な治療または検査のためのデバイス全般が用いられてもよい。血管シミュレーション装置１００は、血管モデル１と、外側組織モデル３と、循環ポンプ９とを備えている。
　図１では、血管モデル１及び外側組織モデル３の中心に通る軸を軸線Ｏ（一点鎖線）で表す。以降の例では、血管モデル１の中心を通る軸と、外側組織モデル３の中心を通る軸とは、いずれも軸線Ｏと一致する。しかし、血管モデル１及び外側組織モデル３の各中心を通る軸は、それぞれ軸線Ｏとは相違していてもよい。また、図１及び以降の図では、説明の便宜上、各構成部材の大きさの相対比を実際とは異なるように記載している部分を含んでいる。また、各構成部材の一部を誇張して記載している部分を含んでいる。
　血管モデル１は、ヒトの血管を模擬したモデルである。血管モデル１は、両端に開口１ａ，１ｂを有する、長尺の略円筒形状である。血管モデル１の外側には、血管モデル１の外周面のうちの少なくとも一部分（図示の例では、血管モデル１の両端を除く中央部分）を取り囲むようにして、ヒトの筋肉、脂肪、皮膚等を模擬した外側組織モデル３が配置されている。外側組織モデル３は、軟性素材の合成樹脂（例えば、ポリビニルアルコール：ＰＶＡ、シリコン等）により形成されている。循環ポンプ９は、例えば、非容積式の遠心ポンプである。循環ポンプ９は、血管モデル１の開口１ａと開口１ｂとを繋ぐ流路の途中に設けられており、開口１ｂから排出された流体を循環させて、開口１ａへと供給する。
　図２は、血管モデル１の断面構成を例示した説明図である。図２には、相互に直交するＸＹＺ軸を図示する。Ｘ軸は血管モデル１の長手方向に対応し、Ｙ軸は血管モデル１の高さ方向に対応し、Ｚ軸は血管モデル１の幅方向に対応する。図２の左側（－Ｘ軸方向）を血管モデル１の「先端側」と呼ぶ。先端側は、順行性アプローチを採用した場合に、医療用デバイスの挿入部位から遠い側（distal、遠位側）となる。また、図２の右側（＋Ｘ軸方向）を血管モデル１の「基端側」と呼ぶ。基端側は、順行性アプローチを採用した場合に、医療用デバイスの挿入部位から近い側（proximal、近位側）となる。これらの点は、図２以降においても共通する。
　図３は、血管モデル１のＡ－Ａ線（図２）における横断面図である。血管モデル１は、第１チューブ体１０と、第２チューブ体２０と、第３チューブ体３０とを備えている。
　第１チューブ体１０は、血管モデル１の最も外側に配置されており、ヒトの血管のうちの外膜を模擬している。第１チューブ体１０は、中空管形状、具体的には略円筒形状である。第２チューブ体２０は、血管モデル１のうち、第１チューブ体１０よりも内側かつ第３チューブ体３０よりも外側（換言すれば、第１チューブ体１０と第２チューブ体２０との間）に配置されており、ヒトの血管のうちの中膜を模擬している。第２チューブ体２０は、第１チューブ体１０と同様に、中空管形状、具体的には略円筒形状である。第２チューブ体２０は、第１チューブ体１０の内周面を覆っており、第１チューブ体１０の内周面と第２チューブ体２０の外周面は接触している。第３チューブ体３０は、血管モデル１の最も内側に配置されており、ヒトの血管のうちの内膜を模擬している。第３チューブ体３０は、第１チューブ体１０と同様に、中空管形状、具体的には略円筒形状である。第３チューブ体３０は、第２チューブ体２０の内周面を覆っており、第２チューブ体２０の内周面と第３チューブ体３０の外周面は接触している。
　図３に示すように、本実施形態では、第１チューブ体１０の厚さＴ１０と、第２チューブ体２０の厚さＴ２０と、第３チューブ体３０の厚さＴ３０とは同一である。しかし、厚さＴ１０，Ｔ２０，Ｔ３０はそれぞれ相違してもよい。例えば、実際のヒトの血管と同様に、中膜に相当する第２チューブ体２０の厚さＴ２０を、外膜に相当する第１チューブ体１０の厚さＴ１０や、内膜に相当する第３チューブ体３０の厚さＴ３０と比べて、厚くしてもよい。なお、厚さＴ１０，Ｔ２０，Ｔ３０は、任意の横断面における、任意の部分の第１～第３チューブ体１０～３０の厚さを用いることができる。
　第１チューブ体１０、第２チューブ体２０、及び第３チューブ体３０は、いずれも、微粒子を含有した高分子材料により形成されている。本実施形態の第１～第３チューブ体１０～３０では、いずれも、高分子材料としてＰＶＡが使用されている。また、本実施形態の第１～第３チューブ体１０～３０では、いずれも、微粒子としてポリマー微粒子が使用されている。なお、微粒子としては、ポリマー微粒子以外に、金属微粒子や、ガラス微粒子が採用されてもよい。また、高分子材料としては、ＰＶＡ以外に、ゼラチン、ウレタン、シリコン等が採用されてもよい。
　ここで、第１チューブ体１０に含有されている微粒子濃度Ａは、第２チューブ体２０に含有されている微粒子濃度Ｂよりも高く、かつ、第３チューブ体３０に含有されている微粒子濃度Ｃ以上である（Ａ＞Ｂ，Ａ≧Ｃ）。また、第３チューブ体３０の微粒子濃度Ｃは、第２チューブ体２０の微粒子濃度Ｂよりも高い（Ｃ＞Ｂ）。すなわち、第１～第３チューブ体１０～３０の微粒子濃度Ａ，Ｂ，Ｃは「微粒子濃度Ａ≧微粒子濃度Ｃ＞微粒子濃度Ｂ」の関係である。
　第１～第３チューブ体１０～３０に含有されている微粒子の粒子径は、いずれも、０．１μｍ以上、かつ、５００μｍ以下であることが好ましい。また、第１～第３チューブ体１０～３０に含有されている微粒子の粒子径は、いずれも、２０μｍ以上、かつ、１００μｍ以下の範囲内であることがより好ましい。粒子径を２０μｍ以上、かつ、１００μｍ以下の範囲内とすれば、超音波画像診断装置により得られる超音波画像において、第１～第３チューブ体１０～３０の像を、実際のヒトの血管の像に、より一層似せることができる。なお、微粒子の粒子径は、例えば第１チューブ体１０の場合、第１チューブ体１０を加熱しＰＶＡゲルを蒸発させた後、第１チューブ体１０を顕微鏡観察した際に、所定の単位面積中に含まれる複数の微粒子についての、粒子径の平均値を採用できる。第２チューブ体２０及び第３チューブ体３０についても、同様の方法で粒子径を求めることができる。
　音響インピーダンスは、音の伝搬のしやすさを数値で表したものであり、媒質の密度×音速で表される。ここで、ポリマー微粒子は、ＰＶＡと比較して音響インピーダンスが高い。そして、第１～第３チューブ体１０～３０の微粒子濃度Ａ，Ｂ，Ｃは、上述の通りの関係を有する。このため、第１チューブ体１０の音響インピーダンスＡは、第２チューブ体２０の音響インピーダンスＢよりも大きく、かつ、第３チューブ体３０の音響インピーダンスＣ以上である（Ａ＞Ｂ，Ａ≧Ｃ）。また、第３チューブ体３０の音響インピーダンスＣは、第２チューブ体２０の音響インピーダンスＢよりも大きい（Ｃ＞Ｂ）。すなわち、第１～第３チューブ体１０～３０の音響インピーダンスＡ，Ｂ，Ｃは「音響インピーダンスＡ≧音響インピーダンスＣ＞音響インピーダンスＢ」の関係である。
　第１～第３チューブ体１０～３０の音響インピーダンスは、例えば、媒質表面の表面インピーダンス（音圧／音響粒子速度）を計測することにより、媒質の吸音率を求める手法（表面インピーダンス法）を用いた計測装置によって計測できる。なお、音響インピーダンスは、反射強度に比例する。このため、第１～第３チューブ体１０～３０について、各表面における超音波の反射強度を測定し、この反射強度を第１～第３チューブ体１０～３０の音響インピーダンスとみなしてもよい。
　図４は、血管モデル１の作製方法について説明する図である。血管モデル１は、例えば、次のａ１～ａ７に示す手順によって作製できる。なお、図４では、手順ａ６の様子を示している。
（ａ１）容器４の中に、ＰＶＡゲルに対して、微粒子濃度Ｃとなるように分量を調整したポリマー微粒子を分散させて、第３チューブ体３０用の溶液を作成する。
（ａ２）円筒状の芯材５を、手順ａ１の溶液に浸した後、取り出して乾燥させ、芯材５の周囲に第３チューブ体３０を形成する。
（ａ３）容器４の中に、ＰＶＡゲルに対して、微粒子濃度Ｂとなるように分量を調整したポリマー微粒子を分散させて、第２チューブ体２０用の溶液を作成する。
（ａ４）手順ａ２で得られた芯材５を、手順ａ３の溶液に浸した後、取り出して乾燥させ、第３チューブ体３０の周囲に第２チューブ体２０を形成する。
（ａ５）容器４の中に、ＰＶＡゲルに対して、微粒子濃度Ａとなるように分量を調整したポリマー微粒子を分散させて、第１チューブ体１０用の溶液１０ｌｉを作成する。
（ａ６）手順ａ４で得られた芯材５を、手順ａ５の溶液に浸した後、取り出して乾燥させ、第２チューブ体２０の周囲に第１チューブ体１０を形成する。
（ａ７）芯材５を取り外し、両端（図４の上端と下端）をカットして、血管モデル１を得る。
　図５は、超音波画像診断装置により得られる超音波画像について説明する図である。超音波画像診断装置は、生体組織に向けて超音波を発信し、生体組織を伝搬したのち反射した超音波（反射波）を受信する超音波センサを有しており、受信した反射波の強度に応じた濃淡の諧調を付した２次元画像（以降「超音波画像」とも呼ぶ）を生成する。なお、超音波センサは、超音波探触子、超音波振動子、圧電体、超音波送受信素子、超音波素子とも呼ばれる。超音波画像診断装置には、例えばＩＶＵＳ（IntraVascular UltraSound）のように、生体管腔内から体表に向かって超音波を発信して超音波画像を取得する装置と、体表から生体管腔内に向かって超音波を発信して超音波画像を取得する装置と、が存在する。図５（Ａ）には、例えばＩＶＵＳのような超音波画像診断装置から発信される超音波ＵＷと、血管モデル１からの反射波ＲＷとを示している。
　ここで、反射波の強度は、音響インピーダンスが急激に変わる界面において高くなる。本実施形態の血管モデル１では、上述の通り、第１～第３チューブ体１０～３０の音響インピーダンスＡ，Ｂ，Ｃは「音響インピーダンスＡ≧音響インピーダンスＣ＞音響インピーダンスＢ」の関係であり、第２チューブ体２０が、相対的に音響インピーダンスの大きい第１チューブ体１０と第３チューブ体３０とに挟まれた構造を有している。このため、本実施形態の血管モデル１の場合、図５（Ａ）に示すように、内腔１Ｌと第３チューブ体３０の界面と、第３チューブ体３０と第２チューブ体２０の界面と、第２チューブ体２０と第１チューブ体１０の界面と、第１チューブ体１０と外部の界面と、のそれぞれにおいて、相対的に強い反射波ＲＷが生じる。
　図５（Ｂ）は、超音波画像ＩＭの一例を示す。上述のように、血管モデル１の各界面において強い反射波ＲＷが生じた結果、超音波画像診断装置により得られる超音波画像ＩＭには、血管モデル１の第１～第３チューブ体１０～３０が、それぞれ層状に表れる。また、図５（Ｂ）に示す超音波画像ＩＭでは、相対的に音響インピーダンスの大きい第１チューブ体１０及び第３チューブ体３０の像は、第２チューブ体２０の像と比べて、輝度が高い（白っぽい）像となる。
　以上のように、第１実施形態の血管モデル１は、第１チューブ体１０と第２チューブ体２０とを備えており、第１チューブ体１０の音響インピーダンスＡは、第２チューブ体２０の音響インピーダンスＢよりも大きい。このため、図５（Ｂ）に示すように、超音波画像診断装置により得られる超音波画像ＩＭにおいて、第１チューブ体１０の像を、第２チューブ体２０の像と比べて輝度が高い（白っぽい）像とできる。この結果、超音波画像ＩＭを実際の生体に似せた血管モデル１を提供することができる。
　また、第１実施形態の血管モデル１では、第２チューブ体２０の内周面を覆う中空管形状の第３チューブ体３０を備えるため、血管モデル１を、実際のヒトの血管と同様の３層構造とできる。また、第３チューブ体３０の音響インピーダンスＣは、第１チューブ体１０の音響インピーダンスＡ以下であり、かつ、第２チューブ体２０の音響インピーダンスＢよりも大きい。このため、図５（Ｂ）に示すように、超音波画像診断装置により得られる超音波画像ＩＭにおいて、第３チューブ体３０の像を、第１チューブ体１０の像と比べて輝度が低い（黒っぽい）像、または、第１チューブ体１０と同等の像とできる。また、第３チューブ体３０の像を、第２チューブ体２０の像と比べて輝度が高い（白っぽい）像とできる。この結果、超音波画像ＩＭを、より一層実際の生体に似せた血管モデル１を提供することができる。
　さらに、第１実施形態の血管モデル１では、第１チューブ体１０に含まれる微粒子濃度Ａを、第２チューブ体２０に含まれる微粒子濃度Ｂよりも高くすることで、簡単に、第１チューブ体１０の音響インピーダンスＡを、第２チューブ体２０の音響インピーダンスＢよりも大きくすることができる。また、第１チューブ体１０に含まれる微粒子の粒子径と、第２チューブ体２０に含まれる微粒子の粒子径は、いずれも、０．１μｍ以上、かつ、５００μｍ以下の範囲内であるため、第１及び第２チューブ体を作製する際に、高分子材料溶液内に微粒子を分散させやすい。
＜第２実施形態＞
　図６は、第２実施形態の血管モデル１Ａの断面構成を例示した説明図である。第２実施形態の血管シミュレーション装置１００Ａは、血管モデル１に代えて血管モデル１Ａを備える。血管モデル１Ａは、第１実施形態で説明した構成において、第１チューブ体１０に代えて第１チューブ体１０Ａを備え、第２チューブ体２０に代えて第２チューブ体２０Ａを備え、第３チューブ体３０に代えて第３チューブ体３０Ａを備える。
　第１～第３チューブ体１０Ａ～３０Ａは、第１実施形態と同じ形状及び配置であり、かつ、第１実施形態と同じ音響インピーダンスＡ～Ｃの大小関係「音響インピーダンスＡ≧音響インピーダンスＣ＞音響インピーダンスＢ」を有している。しかし、第２実施形態では、第１実施形態で説明した方法とは異なる方法を用いて、第１～第３チューブ体１０Ａ～３０Ａの音響インピーダンスＡ～Ｃを変化させて、上記の大小関係とする。
　図７は、音響インピーダンスを変化させる方法について例示した図である。図７の「例１」欄には、第１実施形態において説明した方法（すなわち、微粒子濃度Ａ～Ｃを変化させることで、音響インピーダンスＡ～Ｃを変化させる方法）について挙げている。第２実施形態では、「例２」，「例３」，「例４」欄に示したいずれかの方法で、第１～第３チューブ体１０Ａ～３０Ａの音響インピーダンスＡ～Ｃを変化させて、上記の大小関係とする。以降、順に説明する。
　例２では、第１～第３チューブ体１０Ａ～３０Ａを構成する高分子材料を変化させる。第１チューブ体１０Ａには、高分子材料Ａ（例えば、ＰＶＡ）が使用されている。第２チューブ体２０Ａには、高分子材料Ｂ（例えば、シリコン）が使用されている。第３チューブ体３０Ａには、高分子材料Ｃ（例えば、ＰＶＡ）が使用されている。高分子材料Ａ，Ｂ，Ｃは、各材料の音響インピーダンスが「高分子材料Ａ≧高分子材料Ｃ＞高分子材料Ｂ」の関係である限りにおいて、ＰＶＡ、ゼラチン、ウレタン、シリコン等の任意の材料を使用できる。音響インピーダンスは、第１実施形態と同様の方法によって求めることができる。例示の通り、高分子材料Ａと高分子材料Ｃとは同じものが用いられてもよい。また、第１～第３チューブ体１０Ａ～３０Ａには、微粒子が含まれていてもよく、微粒子が含まれていなくてもよい。微粒子を含有させる場合、ポリマー微粒子、金属微粒子や、ガラス微粒子等の任意のものを使用できる。第１～第３チューブ体１０Ａ～３０Ａに含有させる微粒子の量は、同一でもよく、音響インピーダンスＡ～Ｃの大小関係に影響のない範囲において相違させてもよい。
　例２によれば、第１チューブ体１０Ａを構成する高分子材料Ａの音響インピーダンスを、第２チューブ体２０Ａを構成する高分子材料Ｂの音響インピーダンスよりも高くすることで、簡単に、第１チューブ体１０Ａの音響インピーダンスＡを、第２チューブ体２０Ａの音響インピーダンスＢよりも大きくすることができる。第３チューブ体３０Ａについても同様である。
　例３では、第１～第３チューブ体１０Ａ～３０Ａの硬度を変化させる。具体的には、「第１チューブ体１０Ａの硬度Ａ≧第３チューブ体３０Ａの硬度Ｃ＞第２チューブ体２０Ａの硬度Ｂ」とする。硬度Ａ，Ｂ，Ｃは、第１～第３チューブ体１０Ａ～３０Ａを構成する高分子材料の種類を変化させることで実現してもよい。また、第１～第３チューブ体１０Ａ～３０Ａを構成する高分子材料の濃度を変化させることで実現してもよい。さらに、第１～第３チューブ体１０Ａ～３０Ａを作製する際（図４）に、高分子材料に対して、硬度を変化させるための添加剤を加えることで実現してもよい。なお、第１～第３チューブ体１０Ａ～３０Ａには、任意の微粒子が含まれていてもよく、微粒子が含まれていなくてもよい。
　例３によれば、第１チューブ体１０Ａの硬度Ａを、第２チューブ体２０Ａの硬度Ｂよりも高くすることで、簡単に、第１チューブ体１０Ａの音響インピーダンスＡを、第２チューブ体Ａの音響インピーダンスＢよりも大きくすることができる。第３チューブ体３０Ａについても同様である。
　例４では、第１～第３チューブ体１０Ａ～３０Ａに含有させる微粒子の種類を変化させる。第１チューブ体１０Ａには、微粒子Ａ（例えば、金属微粒子）が使用されている。第２チューブ体２０Ａには、微粒子Ｂ（例えば、ポリマー微粒子）が使用されている。第３チューブ体３０Ａには、微粒子Ｃ（例えば、ガラス微粒子）が使用されている。微粒子Ａ，Ｂ，Ｃは、各微粒子の硬度が「微粒子Ａ≧微粒子Ｃ＞微粒子Ｂ」の関係である限りにおいて、ポリマー微粒子、金属微粒子や、ガラス微粒子等の任意の微粒子を使用できる。微粒子Ａ～Ｃがそれぞれ単一種類の微粒子である場合、微粒子Ａ～Ｃの硬度にはカタログ値を用いることができる。例えば、微粒子Ａが複数種類の微粒子により構成されている場合、微粒子Ａの硬度は、所定の単位面積中に含まれる複数の微粒子についての、硬度の平均値を採用できる。第１～第３チューブ体１０Ａ～３０Ａの主材料となる高分子材料には、ＰＶＡ、ゼラチン、ウレタン、シリコン等の任意の材料を使用できる。第１～第３チューブ体１０Ａ～３０Ａには、音響インピーダンスＡ～Ｃの大小関係に影響のない範囲において、同一の高分子材料が用いられてもよく、異なる高分子材料が用いられてもよい。
　例４によれば、第１チューブ体１０Ａに含まれる微粒子Ａを、第２チューブ体２０Ａに含まれる微粒子Ｂよりも硬度が高い微粒子とすることで、簡単に、第１チューブ体１０Ａの音響インピーダンスＡを、第２チューブ体２０Ａの音響インピーダンスＢよりも大きくすることができる。第３チューブ体３０Ａについても同様である。
　このように、第１実施形態で説明した方法とは異なる方法を用いて、第１～第３チューブ体１０Ａ～３０Ａの音響インピーダンスＡ～Ｃを変化させてもよい。例２～例４では、音響インピーダンスＡ～Ｃを変化させる方法を例示したが、上述以外の方法によって、第１～第３チューブ体１０Ａ～３０Ａの音響インピーダンスＡ～Ｃを変化させることも可能である。このような第２実施形態の血管モデル１Ａによっても、上述した第１実施形態と同様の効果を奏することができる。
＜第３実施形態＞
　図８は、第３実施形態の血管モデル１Ｂの断面構成を例示した説明図である。第２実施形態の血管シミュレーション装置１００Ｂは、血管モデル１に代えて血管モデル１Ｂを備える。血管モデル１Ｂは、第１実施形態で説明した構成において、第３チューブ体３０を有していない。このように、血管モデル１Ｂは、外膜に相当する第１チューブ体１０と、中膜に相当する第２チューブ体２０と、の２層構造であってもよい。このような第２実施形態の血管モデル１Ａによっても、上述した第１実施形態と同様の効果を奏することができる。
＜第４実施形態＞
　図９は、第４実施形態の血管モデル１Ｃの断面構成を例示した説明図である。第３実施形態の血管シミュレーション装置１００Ｃは、血管モデル１に代えて血管モデル１Ｃを備える。血管モデル１Ｃは、第１実施形態で説明した構成において、第１チューブ体１０を有していない。このように、血管モデル１Ｃは、中膜に相当する第２チューブ体２０と、内膜に相当する第３チューブ体３０と、の２層構造であってもよい。このような第３実施形態の血管モデル１Ｂによっても、上述した第１実施形態と同様の効果を奏することができる。
＜第５実施形態＞
　図１０は、第５実施形態の血管シミュレーション装置１００Ｄの概略構成を例示した説明図である。血管シミュレーション装置１００Ｄは、第１実施形態で説明した構成において、外側組織モデル３と、循環ポンプ９とを備えていない。血管シミュレーション装置１００Ｄの血管モデル１は、流体（例えば、生理食塩水などの模擬血液）によって湿らせた後で使用されてもよく、乾いた状態で使用されてもよい。また、血管シミュレーション装置１００Ｄは、例えば、内部に流体を満たすことが可能な水槽を備えており、血管モデル１は、流体を満たした水槽内に置いた状態で使用されてもよい。このような第５実施形態の血管シミュレーション装置１００Ｄによっても、上述した第１実施形態と同様の効果を奏することができる。
＜本実施形態の変形例＞
　本発明は上記の実施形態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態様において実施することが可能であり、例えば次のような変形も可能である。
　［変形例１］
　上記第１～５実施形態では、血管シミュレーション装置１００，１００Ａ～１００Ｄの構成の一例を示した。しかし、血管シミュレーション装置１００の構成は種々の変更が可能である。例えば、血管シミュレーション装置１００は、心臓、肝臓、脳等の臓器を模した臓器モデルを有していてもよい。この場合、血管モデル１は、臓器モデルの外側や、内側に設けられていてもよい。例えば、血管シミュレーション装置１００は、循環ポンプ９により循環される流体に、脈動を模擬した動きを加えるための脈動ポンプを備えていてもよい。脈動ポンプには、例えば、容積式の往復ポンプや、低速回転された回転ポンプを使用できる。
　［変形例２］
　上記第１～５実施形態では、血管モデル１，１Ａ～１Ｃの構成の一例を示した。しかし、血管モデル１の構成は種々の変更が可能である。例えば、血管部１０は、直線状のほか、湾曲形状や、蛇行形状等の任意の形状としてよい。例えば、血管部１０は、親水性または疎水性を有する樹脂によりコーティングされていてもよい。例えば、血管モデル１の内腔１Ｌには、ヒトの病変部を模擬した病変部が設けられていてもよい。
　［変形例３］
　第１～５実施形態の血管シミュレーション装置１００，１００Ａ～１００Ｄまたは血管モデル１，１Ａ～１Ｃの構成、及び上記変形例１，２の血管シミュレーション装置１００，１００Ａ～１００Ｄまたは血管モデル１，１Ａ～１Ｃの構成は、適宜組み合わせてもよい。例えば、第５実施形態の血管シミュレーション装置１００において、第１～第３実施形態のいずれかで説明した血管モデル１を用いてもよい。
　以上、実施形態、変形例に基づき本態様について説明してきたが、上記した態様の実施の形態は、本態様の理解を容易にするためのものであり、本態様を限定するものではない。本態様は、その趣旨並びに特許請求の範囲を逸脱することなく、変更、改良され得ると共に、本態様にはその等価物が含まれる。また、その技術的特徴が本明細書中に必須なものとして説明されていなければ、適宜、削除することができる。
　　１，１Ａ～１Ｃ…血管モデル
　　１Ｌ…内腔
　　１ａ…開口
　　１ｂ…開口
　　３…外側組織モデル
　　４…容器
　　５…芯材
　　９…循環ポンプ
　　１０，１０Ａ…第１チューブ体
　　２０，２０Ａ…第２チューブ体
　　３０，３０Ａ…第３チューブ体
　　１００，１００Ａ～１００Ｄ…血管シミュレーション装置

Claims (7)

  1. 　血管モデルであって、
    　中空管形状の第１チューブ体と、
    　前記第１チューブ体の内周面を覆う中空管形状の第２チューブ体と、
    を備え、
    　前記第１チューブ体の音響インピーダンスは、前記第２チューブ体の音響インピーダンスよりも大きい、血管モデル。
  2. 　請求項１に記載の血管モデルであって、
    　前記第１チューブ体及び前記第２チューブ体は、それぞれ、高分子材料と、前記高分子材料よりも音響インピーダンスの大きい微粒子と、を含有しており、
    　前記第１チューブ体に含まれる微粒子濃度は、前記第２チューブ体に含まれる微粒子濃度よりも高い、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、
    　前記第１チューブ体及び前記第２チューブ体は、それぞれ、高分子材料と、前記高分子材料よりも音響インピーダンスの大きい微粒子と、を含有しており、
    　前記第１チューブ体に含まれる微粒子の種類は、前記第２チューブ体に含まれる微粒子の種類と相違しており、前記第１チューブ体に含まれる微粒子は、前記第２チューブ体に含まれる微粒子よりも硬度が高い、血管モデル。
  4. 　請求項２または請求項３に記載の血管モデルであって、
    　前記第１チューブ体に含まれる微粒子の粒子径と、前記第２チューブ体に含まれる微粒子の粒子径は、いずれも、０．１μｍ以上、かつ、５００μｍ以下の範囲内である、血管モデル。
  5. 　請求項１から請求項４のいずれか一項に記載の血管モデルであって、
    　前記第１チューブ体及び前記第２チューブ体は、それぞれ、高分子材料により形成されており、
    　前記第１チューブ体を構成する高分子材料の音響インピーダンスは、前記第２チューブ体を構成する高分子材料の音響インピーダンスよりも高い、血管モデル。
  6. 　請求項１から請求項５のいずれか一項に記載の血管モデルであって、
    　前記第１チューブ体及び前記第２チューブ体は、それぞれ、高分子材料により形成されており、
    　前記第１チューブ体の硬度は、前記第２チューブ体の硬度よりも高い、血管モデル。
  7. 　請求項１から請求項６のいずれか一項に記載の血管モデルであって、さらに、
    　前記第２チューブ体の内周面を覆う中空管形状の第３チューブ体を備え、
    　前記第３チューブ体の音響インピーダンスは、前記第１チューブ体の音響インピーダンス以下であり、かつ、前記第２チューブ体の音響インピーダンスよりも大きい、血管モデル。
PCT/JP2021/011873 2021-03-23 2021-03-23 血管モデル WO2022201286A1 (ja)

Priority Applications (4)

Application Number Priority Date Filing Date Title
PCT/JP2021/011873 WO2022201286A1 (ja) 2021-03-23 2021-03-23 血管モデル
CN202180095176.8A CN116964655A (zh) 2021-03-23 2021-03-23 血管模型
JP2023508203A JPWO2022201286A1 (ja) 2021-03-23 2021-03-23
US18/240,794 US20230410690A1 (en) 2021-03-23 2023-08-31 Vascular model

Applications Claiming Priority (1)

Application Number Priority Date Filing Date Title
PCT/JP2021/011873 WO2022201286A1 (ja) 2021-03-23 2021-03-23 血管モデル

Related Child Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
US18/240,794 Continuation US20230410690A1 (en) 2021-03-23 2023-08-31 Vascular model

Publications (1)

Publication Number Publication Date
WO2022201286A1 true WO2022201286A1 (ja) 2022-09-29

Family

ID=83396437

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
PCT/JP2021/011873 WO2022201286A1 (ja) 2021-03-23 2021-03-23 血管モデル

Country Status (4)

Country Link
US (1) US20230410690A1 (ja)
JP (1) JPWO2022201286A1 (ja)
CN (1) CN116964655A (ja)
WO (1) WO2022201286A1 (ja)

Citations (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2008161220A (ja) * 2006-12-26 2008-07-17 Hitachi Medical Corp 医用画像診断装置
JP2010017324A (ja) * 2008-07-10 2010-01-28 Panasonic Corp 超音波診断装置用ファントム
JP2016202835A (ja) * 2015-04-28 2016-12-08 キヤノン株式会社 ファントム

Patent Citations (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2008161220A (ja) * 2006-12-26 2008-07-17 Hitachi Medical Corp 医用画像診断装置
JP2010017324A (ja) * 2008-07-10 2010-01-28 Panasonic Corp 超音波診断装置用ファントム
JP2016202835A (ja) * 2015-04-28 2016-12-08 キヤノン株式会社 ファントム

Also Published As

Publication number Publication date
CN116964655A (zh) 2023-10-27
JPWO2022201286A1 (ja) 2022-09-29
US20230410690A1 (en) 2023-12-21

Similar Documents

Publication Publication Date Title
US5081997A (en) Echogenic devices, material and method
US5201314A (en) Echogenic devices, material and method
US5289831A (en) Surface-treated stent, catheter, cannula, and the like
US6364840B1 (en) Acoustic imaging catheter and the like
JP7203824B2 (ja) 周波数調整可能な管腔内超音波装置
US11576652B2 (en) Intraluminal imaging devices with multiple center frequencies
WO2005038751A1 (ja) 立体モデル
WO2022201286A1 (ja) 血管モデル
JP6475363B2 (ja) 超音波イメージングシステムのトランスデューサ上に配置された膨潤性材料を備えるシステムおよび方法
JP2018519905A (ja) エコー源性カテーテル部材
US20190054323A1 (en) Intraluminal ultrasound device for diagnositc imaging and therapy
Brunette et al. A novel realistic three-layer phantom for intravascular ultrasound imaging
Maxwell et al. Development of a burst wave lithotripsy system for noninvasive fragmentation of ureteroliths in pet cats
US20190053782A1 (en) Intraluminal Rotational Ultrasound for Diagnostic Imaging and Therapy
JP7246375B2 (ja) 調整可能可撓性／剛性腔内装置
EP4110189A1 (en) Interlocking components for intraluminal ultrasound imaging and associated systems, devices, and methods
TWI617294B (zh) 用於光聲顯像裝置測試的仿生模擬系統
Kimura et al. Fabrication of flow phantom to mimic blood vessel to adopt therapeutic experiment using ultrasound
CN110494085A (zh) 用于管腔内成像的成像组件
CN110475512A (zh) 用于分布式无线管腔内成像系统的血管内超声患者接口模块(pim)
WO2022209038A1 (ja) 血管モデル
WO2023017600A1 (ja) 血管病変モデル
US11113991B2 (en) Human body model
JPH031968B2 (ja)
Cao et al. The basic principles of lung ultrasound

Legal Events

Date Code Title Description
121 Ep: the epo has been informed by wipo that ep was designated in this application

Ref document number: 21932896

Country of ref document: EP

Kind code of ref document: A1

WWE Wipo information: entry into national phase

Ref document number: 2023508203

Country of ref document: JP

WWE Wipo information: entry into national phase

Ref document number: 202180095176.8

Country of ref document: CN

NENP Non-entry into the national phase

Ref country code: DE

122 Ep: pct application non-entry in european phase

Ref document number: 21932896

Country of ref document: EP

Kind code of ref document: A1