JP2017032690A - 模擬臓器 - Google Patents

Abstract

【課題】模擬血管周辺での模擬実質の切開や切開を想定した手術練習に適した模擬臓器を提供する。【解決手段】模擬臓器は、人体の血管を模した模擬血管を、人体の実質細胞を模した模擬実質に埋設して備え、模擬実質は、０．０１〜０．０７ＭＰａの単位面積当たりのピン押し破断強度を備える。また、模擬血管は、０．３〜１．５ＭＰａの引張破断強度を備える。【選択図】図３

Description

本発明は、模擬臓器に関する。

近年では、手術技能向上のための手術練習に人体の模擬臓器を用いることが常態化している。こうした模擬臓器において、人体における血管を取り囲む人体部位を模擬するよう、人体の筋肉の模擬筋肉層と、筋肉に重なる組織の模擬実質層と、皮膚の模擬皮膚層とを積層した上で、それぞれの硬度の関係を規定することが提案されている（例えば、特許文献１）。

特開平２０１２−２０３１５３

手術手技は、模擬臓器における模擬血管への模擬皮膚層の側からの注射針の穿刺に限られず、ウォータージェットメスを用いた模擬血管周辺での切開や切除も含まれる。こうした手術練習においては、ウォータージェットメスからのパルスジェットによる模擬血管周辺の模擬実質の切開や切除の際に、模擬血管の損傷が起き得るのかを把握したり、模擬血管の損傷を起こさないで模擬実質を切開・切除する練習を行ったりできることが望ましい。また、模擬血管周辺での切開や切除の際に、その術式内容から、模擬血管に血管を延ばすような力が作用せざるを得ない場合も有り得る。しかしながら、上記の特許文献で提案された模擬臓器では、血管への穿刺の練習には適しているとは言え、模擬血管周辺での手術練習に対しての配慮に欠けているのが実情である。こうしたことから、本願発明は、模擬血管周辺での模擬実質の切開や切開を想定した手術練習に適した模擬臓器を提供することをその課題とする。

本発明は、上記課題の少なくとも一部を解決するためのものであり、以下の形態として実現できる。

（１）本発明の一形態によれば、模擬臓器が提供される。この模擬臓器は、人体の血管を模した模擬血管と人体の実質細胞を模した模擬実質とを備え、前記模擬血管を前記模擬実質に埋設した模擬臓器であって、前記模擬実質は、０．０１〜０．０７ＭＰａの単位面積当たりのピン押し破断強度を備え、前記模擬血管は、０．３〜１．５ＭＰａの単位面積当たりの引張破断強度を備える。この形態の模擬臓器では、模擬血管周辺の模擬実質に当該模擬実質の破断が起き得る力が作用し、この力が模擬血管に模擬血管を延ばすよう仮に作用しても、模擬血管は損傷を起こさない。また、０．０１〜０．０７ＭＰａの単位面積当たりのピン押し破断強度は、人体の脳実質細胞とほぼ同程度である。よって、この形態の模擬臓器によれば、模擬血管周辺の模擬実質の切開や切除を想定した手術状況を、人体の脳実質細胞についてのピン押し破断強度の関係が反映した状態で提供できる。

（２）上記形態において、前記模擬実質は、０．１〜６ｋＰａの単位面積当たりのピン押し弾性率を備え、前記模擬血管は、０．５〜１．５ＭＰａの単位面積当たりの引張弾性率を備える。０．１〜６ｋＰａのピン押し弾性率は、人体の脳実質細胞とほぼ同程度である。よって、この形態の模擬臓器によれば、模擬血管周辺の模擬実質の切開や切除を想定した手術状況を、人体の脳実質細胞についてのピン押し弾性率の関係が反映した状態で提供できる。

（３）上記形態において、前記模擬実質は、１５０〜８００Ｐａの損失弾性率を備え、前記模擬血管は、１．０〜３．０の引張破断歪み率を備える。１５０〜８００Ｐａの損失弾性率は、人体の脳実質細胞とほぼ同程度である。よって、この形態の模擬臓器によれば、模擬血管周辺の模擬実質の切開や切除を想定した手術状況を、人体の脳実質細胞についての損失弾性率の関係が反映した状態で提供できる。

（４）上記形態において、前記模擬実質は、０．０１５〜０．０３ＭＰａの単位面積当たりのピン押し破断強度と、０．６〜５ｋＰａの単位面積当たりのピン押し弾性率と、２５０〜４００Ｐａの損失弾性率とを備える。この形態の模擬臓器によれば、模擬血管周辺の模擬実質の切開や切除を想定した手術状況を、模擬実質の単位面積当たりのピン押し破断強度とピン押し弾性率と損失弾性率とがより一層と人体の脳実質細胞に模して反映した状態で提供できる。

（５）本発明の他の形態によれば、模擬臓器が提供される。この模擬臓器は、人体の血管を模した模擬血管と人体の実質細胞を模した模擬実質とを備え、前記模擬血管を前記模擬実質に埋設した模擬臓器であって、前記模擬実質は、０．０１〜０．０７ＭＰａの単位面積当たりのピン押し破断強度を備える。この形態の模擬臓器によれば、模擬血管を埋設した模擬実質の切開や切除を想定した手術状況を、人体の脳実質細胞についての単位面積当たりのピン押し破断強度が反映した状態で提供できる。

（６）本発明のまた別の形態によれば、模擬臓器が提供される。この模擬臓器は、人体の血管を模した模擬血管と人体の実質細胞を模した模擬実質とを備え、前記模擬血管を前記模擬実質に埋設した模擬臓器であって、前記模擬血管は、０．３〜１．５ＭＰａの単位面積当たりの引張破断強度を備える。この形態の模擬臓器によれば、模擬血管周辺の模擬実質の切開や切除を想定した手術状況を、模擬血管に模擬血管を延ばすような力が仮に作用しても、模擬血管に損傷を抑制するような状態で提供できる。

本発明は、上記以外の種々の形態で実現できる。例えば、模擬臓器の作製方法として実現できる。

液体噴射装置の構成を概略的に示す説明図である。 模擬臓器の上面図である。 図２に示された３−３線断面図である。 ピン押し破断強度試験について説明するための図である。 上記の強度試験によって得られる実験データを例示する図である。 損失弾性率の計測の様子を概略的に示す図である。 引張破断強度といった物性を得るための引張試験について説明するための図である。 引っ張り試験によって得られる実験データを例示する図である。 模擬臓器の作製手順を示すフローチャートである。 第１部材に第１軟性部材が挿入済みの状態を上面視して示す説明図である。 図１０に示された１１−１１線断面図である。 第１模擬血管と第２模擬血管と第３模擬血管が配置済みの状態を上面視して示す説明図である。 図１２の１３−１３線断面と第２部材６４２の組付けの様子を合わせて示す説明図である。 第２軟性部材が挿入済みの状態を上面視して示す説明図である。 図１４の１５−１５線断面図である。 模擬実質が配置済みの状態を上面視して示す説明図である。 図１６の１７−１７線断面図である。 切除部位を上面視して示す説明図である。 図１８の１９−１９線断面図である。

図１は、液体噴射装置２０の構成を概略的に示す説明図である。液体噴射装置２０は、医療機関において利用される医療機器であり、患部に対して液体をパルス状に噴射することによって、患部を切開・切除する機能を有する。

液体噴射装置２０は、制御部３０と、アクチュエーター用ケーブル３１と、ポンプ用ケーブル３２、フットスイッチ３５と、吸引装置４０と、吸引チューブ４１と、液体供給装置５０と、ハンドピース１００とを備える。

液体供給装置５０は、給水バッグ５１と、スパイク針５２と、第１〜第５コネクター５３ａ〜５３ｅと、第１〜第４給水チューブ５４ａ〜５４ｄと、ポンプチューブ５５と、閉塞検出機構５６と、フィルター５７とを備える。ハンドピース１００は、ノズルユニット２００と、アクチュエーターユニット３００とを備える。ノズルユニット２００は、噴射管２０５と、吸引管４００とを備える。

給水バッグ５１は、透明な合成樹脂製であり、内部に液体（具体的には生理食塩水）が充填されている。なお、本願では、水以外の液体が充填されていても、給水バッグ５１と呼ぶ。スパイク針５２は、第１コネクター５３ａを介して、第１給水チューブ５４ａに接続されている。給水バッグ５１にスパイク針５２が刺されると、給水バッグ５１に充填された液体が第１給水チューブ５４ａに供給可能な状態になる。

第１給水チューブ５４ａは、第２コネクター５３ｂを介して、ポンプチューブ５５に接続されている。ポンプチューブ５５は、第３コネクター５３ｃを介して、第２給水チューブ５４ｂに接続されている。チューブポンプ６０は、ポンプチューブ５５を挟み込んでいる。チューブポンプ６０は、ポンプチューブ５５内の液体を、第１給水チューブ５４ａ側から、第２給水チューブ５４ｂ側に送り出す。

閉塞検出機構５６は、第２給水チューブ５４ｂ内の圧力を測定することで、第１〜第４給水チューブ５４ａ〜５４ｄ内の閉塞を検出する。

第２給水チューブ５４ｂは、第４コネクター５３ｄを介して、第３給水チューブ５４ｃに接続されている。第３給水チューブ５４ｃにはフィルター５７が接続されている。フィルター５７は、液体に含まれる異物を捕集する。

第３給水チューブ５４ｃは、第５コネクター５３ｅを介して、第４給水チューブ５４ｄに接続されている。第４給水チューブ５４ｄは、ノズルユニット２００に接続されている。第４給水チューブ５４ｄを通じて供給された液体は、アクチュエーターユニット３００の駆動によって、噴射管２０５の先端から間欠的に噴射される。このように液体が間欠的に噴射されることによって、少ない流量で切除能力が確保できる。

噴射管２０５および吸引管４００は、噴射管２０５を内管、吸引管４００を外管とする二重管を構成する。吸引チューブ４１は、ノズルユニット２００に接続されている。吸引装置４０は、吸引チューブ４１を通じて、吸引管４００内を吸引する。この吸引によって、吸引管４００の先端付近の液体や切除片などが吸引される。

制御部３０は、チューブポンプ６０と、アクチュエーターユニット３００とを制御する。具体的には、制御部３０は、フットスイッチ３５が踏まれている間、アクチュエーター用ケーブル３１と、ポンプ用ケーブル３２とを介して駆動信号を送信する。アクチュエーター用ケーブル３１を介して送信された駆動信号は、アクチュエーターユニット３００に含まれる圧電素子（図示しない）を駆動させる。ポンプ用ケーブル３２を介して送信された駆動信号は、チューブポンプ６０を駆動させる。よって、ユーザーがフットスイッチ３５を踏んでいる間は液体が間欠的に噴射され、ユーザーがフットスイッチ３５を踏んでいない間は液体の噴射が停止する。

以下、模擬臓器について説明する。模擬臓器は、ファントムとも呼ばれ、本実施形態においては、液体噴射装置２０によって一部が切除される人工物である。本実施形態における模擬臓器は、液体噴射装置２０の性能評価や、液体噴射装置２０の操作の練習などを目的とした模擬手術に用いられる。

図２は、模擬臓器６００の上面図である。図３は、図２に示された３−３線断面図である。模擬臓器６００は、模擬実質６１０と、軟性部材６２０と、第１模擬血管６３１と、第２模擬血管６３２と、第３模擬血管６３３と、ケース６４０とを備える。第１模擬血管６３１と、第２模擬血管６３２と、第３模擬血管６３３とをまとめて呼ぶ場合は、模擬血管６３０という。

ケース６４０は、第１部材６４１と、第２部材６４２とを備える。第１部材６４１の上に第２部材６４２が固定されることによって、ケース６４０が構成される。ケース６４０がこのように２つの部材から構成されているのは、模擬臓器６００の作製を容易にするためである（詳しくは後述）。

第１部材６４１および第２部材６４２は、軟性部材６２０と模擬血管６３０とを支持するのに十分な剛性を有する材質（鉄、アルミニウム、硬質樹脂など）で作製されている。第１部材６４１および第２部材６４２は、上記十分な剛性を有するために、軟性部材６２０よりも十分、弾性率が高い材質で形成されている。

本実施形態におけるケース６４０は、透明な合成樹脂で作製されている。ケース６４０が透明であることによって、ケース６４０の側面から軟性部材６２０を視認できる。なお、本願の図面においては、何れの部材も透明でないものとして図示する。

軟性部材６２０は、ケース６４０の中央部に形成された円柱状の窪みの内部に配置されている。軟性部材６２０は、第１軟性部材６２１と、第２軟性部材６２２とが積層されることによって形成されている。軟性部材６２０は、模擬実質６１０を保持できるように内部が窪んでおり、円形のコップのような形状を有する。軟性部材６２０は、ケース６４０よりも柔らかく、模擬実質６１０よりも硬い材質で形成されている。本実施形態における軟性部材６２０は、模擬実質６１０と比較して、ピン押し破断強度が５倍、弾性率も５倍となる材質で形成されている。

模擬実質６１０は、生体の臓器（例えばヒトの脳、肝臓等）の本来の生理機能を営む組織である実質（実質細胞）を模した人工物である。本実施形態では、模擬実質６１０は、人体の脳の実質細胞を模しており、軟性部材６２０の中央部に形成された円柱状の窪みの内部に配置されている。模擬実質６１０は、液体噴射装置２０による切開・切除の対象となる部位である。

模擬血管６３０は、人体の脳血管を模した人工物である。模擬血管６３０は、ケース６４０によって保持されており、模擬実質６１０と軟性部材６２０とケース６４０とを貫通することで、模擬実質６１０に埋設されていることになる。第１模擬血管６３１、第２模擬血管６３２および第３模擬血管６３３は、３本ともほぼ水平に配置されている。

第１模擬血管６３１および第２模擬血管６３２は、それぞれ、第３模擬血管６３３に対する交点を有するように配置されている。第１模擬血管６３１および第２模擬血管６３２は、互いに平行に配置され、交点を有しない。ここでいう交点とは、模擬血管６３０を面Ｓ（図３）に投影した場合に、第１模擬血管６３１および第２模擬血管６３２それぞれが、第３模擬血管６３３に対して交わる部位のことである。面Ｓは、ケース６４０の上端に接すると共に、模擬実質６１０がケース６４０から露出した面に接する面である。

本実施形態においては、第１から第３の模擬血管が３本ともが平行にならないように配置されている。第１模擬血管６３１と第２模擬血管６３２が平行に配置され、第３模擬血管６３３が第１模擬血管６３１と第２模擬血管６３２とに対して、水平面における角度が４５°になるように配置されている。第３模擬血管６３３は、第１模擬血管６３１および第２模擬血管６３２と立体交差しており、交差点において第１模擬血管６３１および第２模擬血管６３２よりも上を走っている（図３参照）。

ここで、模擬実質６１０と模擬血管６３０の物性について説明する。本実施形態の模擬臓器６００は、人の脳の模擬手術を想定したものであり、豚の脳組織、具体的には豚の脳血管とこれを埋めた豚の脳実質は、人体と強度においてほぼ同程度であることが知られている。よって、豚の脳実質が備える単位面積当たりのピン押し破断強度（以下、単に、ピン押し破断強度と称する）と単位面積当たりのピン押し弾性率（以下、単に、ピン押し弾性率と称する）と損失弾性率とが模擬実質６１０で得られるようにした。また、模擬血管６３０については、豚の脳血管が備える引張破断強度と引張弾性率と引張破断歪み率とが模擬血管６３０で得られるようした。この点について、模擬実質６１０における上記物性値から説明する。

豚の脳実質は、０．０２〜０．０６ＭＰａのピン押し破断強度と、０．５〜５ｋＰａのピン押し弾性率と、２００〜６００Ｐａの損失弾性率とを備えることが判明している。こうした物性値は、後述の各種物性値測定装置での豚の脳実質の実際の測定結果や、各種研究結果から得られている。そして、模擬実質６１０は、ＰＶＡ（ポリビニルアルコール）の作製条件を変化させることで、強度を変化させることができる。こうしたことから、本実施形態では、豚の脳実質の上記の物性値が反映するよう、模擬実質６１０を作製する際のＰＶＡの作製条件を変化させることで強度を調整した。

図４は、ピン押し破断強度試験について説明するための図である。図に示す模擬実質試験サンプル６１０Ｓは、模擬実質６１０の作製条件と同じ条件でＰＶＡの強度調整を図って形成した模擬実質６１０の試験サンプルである。強度測定機８００（島津製作所製：小型卓上試験機 ＥＺ−Ｓ）は、ピン８２０をロードセル８１０を用いて試験サンプルに押し付ける。試験サンプルは、図４に示す強度測定機８００での測定条件に合わせて、厚みが調整される。

模擬実質試験サンプル６１０Ｓは、上記した強度測定機８００の試験台（図示しない）に載せられて、強度試験に処される。強度測定機８００は、強度試験に処される模擬実質試験サンプル６１０Ｓに、ロードセル８１０の押し付け力を、ピン８２０を経て作用させる。強度試験では、模擬実質試験サンプル６１０Ｓの破壊が起こるまで、ピン８２０を押し込み、変形させる。こうした変形の過程でのピン８２０の押し込み力を、ロードセル８１０からリアルタイムで計測する。模擬実質６１０の試験サンプルである模擬実質試験サンプル６１０Ｓのピン押し破断強度の測定に用いるピン８２０は、ピン径が１．０ｍｍであり、１ｍｍ／ｓの押し込み速度で試験サンプルに押し込むようにした。

図５は、上記の強度試験によって得られる実験データを例示する。縦軸はピン８２０の押し込み力、横軸はピン８２０による押し込み深さを表す。ピン８２０の押し込みは、１ｍｍ／ｓｅｃで実施されるので、図５に示すように、押し込み深さは時間の経過と共に大きくなり、押し込み力は、押し込み深さに対してほぼ線形に増大する。この図５のグラフから、次のようにして模擬実質６１０の物性値が得られる。

図５に示すように、押し込み深さが深さδ２までは、押し込み深さの増大に伴い、押し込み力も増大していく。模擬実質試験サンプル６１０Ｓのピン押し弾性率（ＭＰａ）は、線形領域の一部として、押し込み深さが深さδ１（＜δ２）までの領域におけるデータの傾きに基づき算出する。この算出には、次の式（１）を利用する。式（１）は、ヘルツ−スネドン方程式（Hertz Sneddon equation）である。

Ｆ＝２Ｒ｛Ｅ／（１−ν²）｝δ…（１）

式（１）におけるＦは押し込み力、Ｒはピン８２０のピン先の半径、Ｅは弾性率、νはポアソン比、δは押し込み深さである。深さδ１は、データが線形であると近似できる程度に大きな値に設定するのが好ましい。一方で、ヘルツ−スネドン方程式は、深さδが半径Ｒ（＝０．５ｍｍ）に対して十分、小さい場合に有効であるので、深さδ１を半径Ｒに対して十分、小さく設定するのが好ましい。式（１）を変形すると、次の式（２）になる。

Ｅ＝｛（１−ν²）／２Ｒ｝（Ｆ／δ）…（２）

式（２）におけるＦ／δは、データの傾きである。模擬実質試験サンプル６１０Ｓがほぼ非圧縮性であることに基づき、ポアソン比νは、推定値として０．４９を採用できる。半径Ｒは、先述の通り既知である。よって、データの傾きを測定することによって、模擬実質試験サンプル６１０Ｓのピン押し弾性率Ｅを算出できる。

図５に示すように、押し込み力は、ある押し込み深さで、ピークアウトする。このようにピークアウトするのは、模擬実質試験サンプル６１０Ｓが破断したからだと考えられる。ピークアウト時の押し込み力を最大押し込み力Ｆｍａｘ、最大押し込み力Ｆｍａｘ時の押し込み深さを深さδ２とする。ピン押し破断強度Ｐ（ＭＰａ/ｍｍ²）は、次の式（３）によって算出する。この式における半径Ｒは、先述の通り既知である。

Ｐ＝Ｆｍａｘ／（πＲ²）…（３）

ＰＶＡの強度調整を経た模擬実質試験サンプル６１０Ｓの作製と上記の試験を繰り返すことによって、模擬実質６１０を作製するためのＰＶＡの各種調整を、豚の脳実質が備えるピン押し破断強度（０．０２〜０．０６ＭＰａ）とピン押し弾性率（０．５〜５ｋＰａ）を包含したピン押し破断強度（０．０１〜０．０７ＭＰａ）とピン押し弾性率（０．１〜６ｋＰａ）、および以下に記す損失弾性率が得られるように規定し、その規定したＰＶＡの各種調整を、後述の作製工程において行う。そして、規定したＰＶＡの各種調整を経て作製された模擬実質６１０は、ピン押し破断強度とピン押し弾性率について、豚の脳実質の物性値が反映したものとなる。この場合、ＰＶＡの強度の調整により、模擬実質６１０のピン押し破断強度を０．０１５〜０．０３ＭＰａとしたり、ピン押し弾性率を０．６〜５ｋＰａとすることもできる。

本実施形態では、模擬実質６１０について、上記したピン押し破断強度とピン押し弾性率に加え、損失弾性率についても、次のように規定した。損失弾性率は、粘弾性体に正弦振動歪みを与えたときに観察される粘弾性体の物性値であり、粘弾性体である豚の脳実質について、測定可能である。図６は、損失弾性率の計測の様子を概略的に示す図である。図示する動的粘弾性計測定装置９００（TA Instruments社製 ＤＨＲ−２）は、滑り止め機能付きサンプルテーブル９２０に載置されたサンプルをパラネルプレート９１０で挟み込み、パラネルプレート９１０にて、サンプルに正弦波振動歪みを与え、サンプルに現れる歪みに基づいて、損失弾性率を計測する。図では、サンプルとして円柱状の模擬実質試験サンプル６１０ＳＢが示されており、この模擬実質試験サンプル６１０ＳＢは、模擬実質６１０の損失弾性率の計測の代用に用いられる。模擬実質６１０の損失弾性率を規定するに当たり、まず、豚の脳実質の損失弾性率を図６の動的粘弾性計測定装置９００で測定した。この測定では、図示する模擬実質試験サンプル６１０ＳＢと同一サイズの豚の脳実質を用意し、この脳実質で損失弾性率を測定した。異なる部位の複数の脳実質や異なる固体の脳実質について損失弾性率を測定したところ、豚の脳実質は、２００〜６００Ｐａの損失弾性率を有することが確認できた。

本実施形態では、模擬実質試験サンプル６１０ＳＢの損失弾性率（Ｇ”）が豚の脳実質の弾性率を含む１５０〜８００Ｐａとなるように、ＰＶＡの各種調整の条件を規定し、その規定したＰＶＡの調整条件で、模擬実質６１０を後述の作製工程において作製することで、１５０〜８００Ｐａの損失弾性率（Ｇ”）を備える模擬実質６１０を模擬臓器６００に作製する。この場合、ＰＶＡの強度調整により、模擬実質６１０の損失弾性率（Ｇ”）を、２５０〜４００Ｐａとすることもできる。なお、TA Instruments社製のＨＲ−２たる動的粘弾性計測定装置９００での損失弾性率の計測条件は、以下の通りである。

パラネルプレート９１０のサイズ：φ２０ｍｍ；
正弦波周波数：１Ｈｚ；
正弦振動歪み：１％；
試験温度：２０℃；
サンプルサイズ（径Ｘ厚み）：φ２５Ｘ５（ｍｍ）；

次に、模擬血管６３０の物性値について説明する。本実施形態の模擬臓器６００は、模擬血管６３０に当該血管を延ばすような力が作用し得ることを想定している。よって、豚の脳血管の延びに関与する物性値として、単位面積当たりの引張破断強度（以下、単に、引張破断強度と称する）と単位面積当たりの引張弾性率（以下、単に、引張弾性率と称する）と引張破断歪み率を想定した。豚の脳血管は、０．５〜１．２ＭＰａの引張破断強度と、０．７〜１．２ＭＰａの引張弾性率と、１．２〜２．７の引張破断歪み率とを備えることが判明している。こうした物性値は、図４の強度測定機８００を引張強度測定に使用して豚の脳血管の実際の引張物性を測定した結果や、各種研究結果から得られている。そして、模擬血管６３０は、ＰＶＡ（ポリビニルアルコール）から作製され、ＰＶＡは、周知のように、作製条件を変化させることで、強度を変化させることができる。こうしたことから、本実施形態では、豚の脳血管の上記の物性値が反映するよう、模擬血管６３０を作製する際のＰＶＡの作製条件を規定した。

図７は、引張破断強度といった物性を得るための引張試験について説明するための図である。図に示す模擬血管サンプル６３０ＳＴは、模擬血管６３０の作製条件と同じ条件で中空の血管形状に作製した模擬血管６３０の試験サンプルである。なお、模擬血管６３０そのものを模擬血管サンプル６３０ＳＴとしてもよい。引張試験には、既述した強度測定機８００（島津製作所製：小型卓上試験機 ＥＺ−Ｓ）を用いることができることから、図示するように、ロードセル８１０とテーブル８４０に、それぞれサンプル把持治具８３０を装着し、このサンプル把持治具８３０で、模擬血管サンプル６３０ＳＴをその両端で把持する。こうして模擬血管サンプル６３０ＳＴを規定の測定長で把持した後に、引張試験が開始される。なお、模擬血管サンプル６３０ＳＴを、矩形断面のテープ状に作製するようにしてもよい。

強度測定機８００は、引張試験に処される模擬血管サンプル６３０ＳＴに、ロードセル８１０を定速で持ち上げることで引っ張り張力（以下、引張力）を及ぼし、模擬血管サンプル６３０ＳＴを、破断するまで引っ張る。模擬血管サンプル６３０ＳＴは、引っ張り試験の経過に伴って延び、やがて破断する。強度測定機８００は、こうした引っ張りの過程での引張力を、ロードセル８１０からリアルタイムで計測する。本実施形態では、この引っ張り試験を、１ｍｍ／ｓｅｃの引っ張り速度で行った。

図８は、引っ張り試験によって得られる実験データを例示する。縦軸は単位時間ごとに得られた引張力であり、横軸は、試験経過時間ごとの模擬血管サンプル６３０ＳＴの長さを試験当初のサンプル把持治具間距離で除算して得た歪み率である。模擬血管サンプル６３０ＳＴの引っ張りは、１ｍｍ／ｓｅｃで実施されるので、図８の横軸は、経過時間に対応する。そして、図８に示すように、引張力は時間の経過するほど、換言すれば歪み率が大きくなるほど大きくなり、引張力は、試験開始当初の内は、歪み率に対してほぼ線形に増大する。この図８のグラフから、次のようにして模擬血管サンプル６３０ＳＴの物性値が得られる。

図８に示すように、引張力は、試験開始から歪み率に対してほぼ線形に増大した後、増大変曲してピークとなり、このピークからゼロに急降下（ピークアウト）する。このピークアウトは、模擬血管サンプル６３０ＳＴの破断によって起きるので、ピークアウト時の最大引張力Ｆｍａｘと歪み率が、引張破断強度と引張破断歪み率として得られる。引張破断強度は、最大引張力Ｆｍａｘを模擬血管サンプル６３０ＳＴが有する血管理論断面積で除算して得られる。そして、引張破断歪み率は、引張試験開始時の模擬血管サンプル６３０ＳＴの規定長（ｍｍ）に対するピークアウト時までのストローク（延び：ｍｍ）の比で得られる。また、引張弾性率は、図８における引張試験開始当初の引張力推移の直線領域の引張力の傾きに基づいて算出される。

ＰＶＡを用いた模擬血管サンプル６３０ＳＴの作製と上記の引張試験を繰り返すことによって、模擬血管６３０を作製するためのＰＶＡの各種調整を、豚の脳血管が備える引張破断強度（０．５〜１．２ＭＰａ）と引張弾性率（０．７〜１．２ＭＰａ）と引張破断歪み率（１．２〜２．５）を包含した引張破断強度（０．３〜１．５ＭＰａ）と引張弾性率（０．５〜１．５ＭＰａ）と引張破断歪み率（１．０〜３．０）が得られるように規定し、その規定したＰＶＡの各種調整を、後述の作製工程において行う。そして、規定したＰＶＡの各種調整を経て作製された模擬血管６３０は、引張破断強度と引張弾性率および引張破断歪み率について、豚の脳血管の物性値が反映したものとなる。この場合、ＰＶＡの各種調整により、模擬血管６３０の上記の物性値を豚の脳血管とより近似するよう、引張破断強度を０．７〜１．０ＭＰａとしたり、と引張弾性率を０．８〜１．０ＭＰａとしたり、引張破断歪み率を１．４〜２．０とすることもできる。

図９は、模擬臓器６００の作製手順を示すフローチャートである。まず、第１軟性部材６２１を作製する（ステップＳ７１０）。具体的には、別途、用意した型（図示しない）に対して、ウレタンの主剤と硬化剤とを混ぜて攪拌した混合物を流し込む。この後、ウレタンがエラストマーゲル状にゲル化して第１軟性部材６２１となる。こうした型成形により、上端が開口した凹状の第１軟性部材６２１が得られる。

次に、第１軟性部材６２１を第１部材６４１の窪みに挿入する（ステップＳ７２０）。図１０は、第１部材６４１に第１軟性部材６２１が挿入済みの状態を上面視して示す説明図である。図１１は、図１０に示された１１−１１線断面図である。

次に、模擬血管６３０を作製する（ステップＳ７３０）。本実施形態では、模擬血管６３０の材料として、ＰＶＡ（ポリビニルアルコール）を採用する。本実施形態の場合、模擬血管６３０は中空部材であるので、次の作製方法が採用できる。その方法とは、極細線の外周に硬化前のＰＶＡを塗布し、ＰＶＡの硬化後に極細線を引き抜くという手法である。極細線の外径は、血管内径に合わせる。極細線は、金属製であり、例えばピアノ線などで形成する。ＰＶＡを用いた模擬血管６３０の作製に当たっては、既述したように、０．３〜１．５ＭＰａの引張破断強度と、０．５〜１．５ＭＰａの引張弾性率と、１．０〜３．０の引張破断歪み率とが得られるようにＰＶＡの作製条件を調整し、条件調整済みのＰＶＡとピアノ線等の極細線を用いて、模擬血管６３０を形成する。なお、第１模擬血管６３１と第２模擬血管６３２と第３模擬血管６３３において、相違する模擬血管とする場合には、用いる極細線の径を変えればよい。

次に、模擬血管６３０を配置する（ステップＳ７４０）。図１２は、第１模擬血管６３１と第２模擬血管６３２と第３模擬血管６３３が配置済みの状態を上面視して示す説明図である。図１３は、図１２の１３−１３線断面図と第２部材６４２の組付けの様子を合わせて示す説明図である。ステップＳ７４０の血管配置は、図１２，図１３に示すように、第１模擬血管６３１と第２模擬血管６３２とを所定位置に配置し、その後、第３模擬血管６３３を所定位置に配置することでなされる。

第１模擬血管６３１と第２模擬血管６３２との間隔Ｇは、吸引管４００（図１参照）の直径よりも大きい距離に設定される。こうすることによって、模擬実質６１０の切開・切除の際に、吸引管４００を第１模擬血管６３１と第２模擬血管６３２との間に挿入できる。但し、間隔Ｇが広すぎても、切除対象付近に模擬血管６３０が存在する影響が小さくなってしまうので、吸引管４００の直径の数倍程度に設定される。

次に、第２部材６４２を、第１部材６４１に固定する（ステップＳ７５０）。具体的には、図１３の下段に示すように、矩形枠状の第２部材６４２を第１部材６４１の上に載せて、第１部材６４１と第２部材６４２とによって模擬血管６３０を挟み込む。この状態で、ねじ（図示しない）を用いて、第２部材６４２を第１部材６４１に固定する。これにより、ケース６４０が完成し、第１軟性部材６２１の上方領域が、第２部材６４２に取り囲まれる。

次に、第２軟性部材６２２を作製する（ステップＳ７６０）。作製方法は、第１軟性部材６２１の作製方法（ステップＳ７１０）と同様である。但し、第２軟性部材６２２は、第１軟性部材６２１と形状が異なり、リング形状をなすので、ステップＳ７１０とは別の型を用いる。

次に、第２軟性部材６２２を第２部材６４２の孔に挿入する（ステップＳ７７０）。図１４は、第２軟性部材６２２が挿入済みの状態を上面視して示す説明図である。図１５は、図１４の１５−１５線断面図である。ステップＳ７７０の第２軟質部材挿入によりは、図１４，図１５に示すように、模擬血管６３０が、第１軟性部材６２１と第２軟性部材６２２との間に挟み込まれる。第２軟性部材６２２は、図１５に示すように、ステップＳ７７０において、第２部材６４２よりも高く盛り上がる。つまり、第２軟性部材６２２は、ステップＳ７６０において、第２部材６４２の高さよりも厚いリング状に作製されている。

次に、模擬実質６１０を作製して配置する（ステップＳ７８０）。図１６は、模擬実質６１０が配置済みの状態を上面視して示す説明図である。図１７は、図１６の１７−１７線断面図である。ステップＳ７８０の模擬実質６１０の作製では、ＰＶＡが用いられ、ＰＶＡ素材の調合の他、冷凍による硬化が行われる。模擬実質６１０の配置では、第２軟性部材６２２で取り囲まれた窪みへＰＶＡ素材が流し込まれる。そして、模擬実質６１０の作製の作製に当たっては、０．０１〜０．０７ＭＰａのピン押し破断強度と、０．１〜６ｋＰａのピン押し弾性率と、１５０〜８００Ｐａの損失弾性率とが得られるように、ＰＶＡ素材の混合比調整や、作製条件を変化させることで強度等の調整がなされる。なお、模擬実質６１０の作製では、既述したように、破断強度および弾性率が軟性部材６２０の１／５となるようにも、各種調整がなされる。

ステップＳ７８０が完了した後、模擬臓器６００の使用直前になったら、模擬実質６１０および軟性部材６２０の上部を切除する（ステップＳ７９０）。これによって、図２，図３に示される模擬臓器６００が完成し、この模擬臓器６００は、ピン押し破断強度が０．２ＭＰａの模擬血管６３０を、ピン押し破断強度が０．０１〜０．０７ＭＰａの模擬実質６１０に埋設して備える。なお、模擬実質６１０および軟性部材６２０の上部とは、ケース６４０の上面よりも盛り上がった部位のことである。

得られた模擬臓器６００について、模擬実質６１０の切除実験を実施した。この切除実験は、図１に示す液体噴射装置２０の性能評価のために実施した。

図１８は、切除部位Ｓｐを上面視して示す説明図である。図１９は、図１８の１９−１９線断面図である。切除部位Ｓｐは、第１模擬血管６３１と第３模擬血管６３３との交点近傍であり、且つ、第２模擬血管６３２と第３模擬血管６３３との交点近傍である部位として選択されている。液体噴射装置２０では、噴射管２０５からの液体のパルスジェットが模擬実質６１０の切開・切除に適うよう調整され、その調整を経て噴射管２０５から間歇的に噴射された液体のパルスジェットにより、図示する切除部位Ｓｐにおける模擬実質６１０を特段の支障なく切開・切除できることが確認された。

以上説明した実施形態の模擬臓器６００は、模擬実質６１０のピン押し破断強度を０．０１〜０．０７ＭＰａとし、模擬血管６３０の引張破断強度を０．３〜１．５ＭＰａとしたので、図１９に示す模擬実質６１０の切開・切除の手技練習において、噴射管２０５から間歇的に噴射された液体のパルスジェットによる切開・切除の部位から模擬血管６３０を延ばすような力が模擬血管６３０に仮に作用しても、模擬血管６３０に損傷を起こさない。また、上記した模擬実質６１０のピン押し破断強度は人体の脳実質細胞とほぼ同程度であり、模擬血管６３０の引張破断強度にあっても引張破断強度は人体の脳血管とほぼ同程度である。これらの結果、この実施形態の模擬臓器６００によれば、模擬血管６３０の周辺の模擬実質６１０の切開や切除を想定した手術状況を、人体の脳実質細胞についてのピン押し破断強度と脳血管についての引張破断強度の関係が反映した状態で提供できる。

以上説明した実施形態の模擬臓器６００は、模擬実質６１０のピン押し破断強度と模擬血管６３０の引張破断強度に加え、模擬実質６１０のピン押し弾性率を０．１〜６ｋＰａとし、模擬血管６３０の引張弾性率を０．５〜１．５ＭＰａとした。よって、この実施形態の模擬臓器６００によれば、模擬血管６３０の周辺の模擬実質６１０の切開や切除を想定した手術状況を、人体の脳実質細胞についてのピン押し弾性率と脳血管についての引張弾性率の関係も反映した状態で提供できる。

以上説明した実施形態の模擬臓器６００は、模擬実質６１０のピン押し破断強度とピン押し弾性率および模擬血管６３０の引張破断強度と引張弾性率に加え、模擬実質６１０の損失弾性率を１５０〜８００Ｐａとし、模擬血管６３０の引張破断歪み率を１．０〜３．０とした。よって、この実施形態の模擬臓器６００によれば、模擬血管６３０の周辺の模擬実質６１０の切開や切除を想定した手術状況を、人体の脳実質細胞についての損失弾性率と脳血管についての引張破断歪み率の関係が更に反映した状態で提供できる。

この他、以上説明した実施形態の模擬臓器６００は、模擬実質６１０を作製する際のウレタンのゲル化状況の調整により、模擬実質６１０のピン押し破断強度を０．０１５〜０．０３ＭＰａとし、ピン押し弾性率を０．６〜５ｋＰａとし、損失弾性率を２５０〜４００Ｐａとすることができる。よって、このように物性値を調整したこの実施形態の模擬臓器６００によれば、模擬実質６１０のピン押し破断強度とピン押し弾性率と損失弾性率とがより一層と人体の脳実質細胞に模して反映した状態で提供でき、これに伴って、模擬手術の臨場感を高めることができる。

本発明は、本明細書の実施形態や実施例、変形例に限られるものではなく、その趣旨を逸脱しない範囲において種々の構成で実現できる。例えば、発明の概要の欄に記載した各形態中の技術的特徴に対応する実施形態、実施例、変形例中の技術的特徴は、先述の課題の一部又は全部を解決するために、或いは、先述の効果の一部又は全部を達成するために、適宜、差し替えや、組み合わせを行うことができる。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、削除できる。例えば、以下のものが例示される。

模擬臓器６００は、脳実質と脳内血管を想定して模擬血管６３０を模擬実質６１０に埋設したが、脳以外の臓器を想定することもできる。この場合には、模擬実質６１０についてのピン押し破断強度と、模擬血管６３０についての引張破断強度を、想定した臓器における実質細胞と血管に倣うようにすればよい。模擬実質６１０についてのピン押し破断強度以外の上記した物性値と、模擬血管６３０についての引張破断強度以外の上記した物性値についても同様である。

模擬臓器６００は、間欠的に噴射される液体以外によって、切除されてもよい。例えば、連続的に噴射される液体によって切除されてもよいし、超音波によって切除能力が付与された液体によって切除されてもよい。或いは、金属製のメスによって切除されてもよい。

模擬血管６３０の本数は、１本や２本、或いは４本以上であってもよい。少なくとも１本以上の模擬血管６３０が模擬実質６１０に埋設される構成であればよい。
また、模擬血管６３０を中空の部材としたが、中実の部材としてもよい。
模擬血管６３０の材質は、上記の例示に限られない。例えば、ＰＶＡ以外の合成樹脂（例えばウレタン）でもよいし、天然樹脂でもよい。
模擬実質６１０の材質は、上記の例示に限られない。例えば、ＰＶＡ以外の合成樹脂（ウレタンやゴム系の材料）でもよい。

模擬血管６３０を、噴射堆積（インクジェット方式などによる３Ｄプリンティング）を用いて作製してもよい。
模擬実質６１０を、３Ｄプリンティングを用いて作製してもよい。
模擬血管６３０および模擬実質６１０をまとめて、３Ｄプリンティングを用いて作製してもよい。こうした３Ｄプリンティングに際しては、模擬実質６１０と模擬血管６３０との上記した強度関係がインク乾燥後に発現するよう、インクを予め調整すればよい。

実施形態においてはアクチュエーターとして圧電素子を用いる構成を採用したが、光メーザーを用いて液体を噴射する構成や、ヒーターによって液体中に気泡を発生させて液体を噴射する構成や、ポンプ等により液体を加圧し、液体を噴射する構成を採用してもよい。光メーザーを用いて液体を噴射する構成とは、光メーザーを液体に照射して液体中に気泡を発生させ、この気泡の発生によって引き起こされる液体の圧力上昇を利用する構成である。

以上説明した実施形態の模擬臓器６００では、模擬実質６１０のピン押し破断強度等の上記の物性値と模擬血管６３０の引張破断強度等の上記の物性値とを備えるようにしたが、これに限らない。例えば、模擬実質６１０を０．０１〜０．０７ＭＰａのピン押し破断強度を備えるようにしてもよい。こうしても、模擬血管６３０を埋設した模擬実質６１０の切開や切除を想定した手術状況を、人体の脳実質細胞についてのピン押し破断強度が反映した状態で提供できる。

この他、模擬血管６３０を０．３〜１．５ＭＰａの引張破断強度を備えるようにしてもよい。こうしても、模擬血管６３０の周辺の模擬実質６１０の切開や切除を想定した手術状況を、模擬血管６３０に模擬血管６３０を延ばすような力が仮に作用しても、模擬血管６３０に損傷を抑制するような状態で提供できる。

実施形態においては、第１部材６４１の上に第２部材６４２が固定されることによって、ケース６４０が構成されることとしたが、これに限定されない。第１部材６４１と第２部材６４２とが誤って相対的に移動しないような構成であればよく、２つの部材が接触することによって発生する摩擦力を用いた接続や、２つの部材を着脱可能とした構成であってもよい。

実施形態においては、模擬血管６３０が、模擬実質６１０と軟性部材６２０とケース６４０とを貫通することで、模擬実質６１０に埋設される構成としたが、これに限定されない。模擬血管６３０が、模擬実質６１０と軟性部材６２０とケース６４０とのうち少なくとも一つを貫通する構成としても良いし、いずれの部材も貫通しない構成としてもよい。模擬血管６３０の少なくとも一部が模擬実質に埋設される構成であればよい。また、模擬血管がケース６４０に固定される構成としたが、これに限定されない。ケース６４０には固定されず、模擬実質との密着によって模擬血管が移動しにくい構成となっていてもよい。

２０…液体噴射装置
３０…制御部
３１…アクチュエーター用ケーブル
３２…ポンプ用ケーブル
３５…フットスイッチ
４０…吸引装置
４１…吸引チューブ
５０…液体供給装置
５１…給水バッグ
５２…スパイク針
５３ａ…第１コネクター
５３ｂ…第２コネクター
５３ｃ…第３コネクター
５３ｄ…第４コネクター
５３ｅ…第５コネクター
５４ａ…第１給水チューブ
５４ｂ…第２給水チューブ
５４ｃ…第３給水チューブ
５４ｄ…第４給水チューブ
５５…ポンプチューブ
５６…閉塞検出機構
５７…フィルター
６０…チューブポンプ
１００…ハンドピース
２００…ノズルユニット
２０５…噴射管
３００…アクチュエーターユニット
４００…吸引管
６００…模擬臓器
６１０…模擬実質
６１０Ｓ…模擬実質試験サンプル
６１０ＳＢ…模擬実質試験サンプル
６２０…軟性部材
６２１…第１軟性部材
６２２…第２軟性部材
６３０…模擬血管
６３０ＳＴ…模擬血管サンプル
６３１…第１模擬血管
６３２…第２模擬血管
６３３…第３模擬血管
６４０…ケース
６４１…第１部材
６４２…第２部材
８００…強度測定機
８１０…ロードセル
８２０…ピン
８３０…サンプル把持治具
８４０…テーブル
９００…動的粘弾性計測定装置
９１０…パラネルプレート
９２０…サンプルテーブル
Ｓ…面
Ｓｐ…切除部位

Claims (6)

1. 人体の血管を模した模擬血管と人体の実質細胞を模した模擬実質とを備え、前記模擬血管を前記模擬実質に埋設した模擬臓器であって、
   前記模擬実質は、０．０１〜０．０７ＭＰａの単位面積当たりのピン押し破断強度を備え、
   前記模擬血管は、０．３〜１．５ＭＰａの単位面積当たりの引張破断強度を備える、模擬臓器。
2. 請求項１に記載の模擬臓器であって、
   更に、
   前記模擬実質は、０．１〜６ｋＰａの単位面積当たりのピン押し弾性率を備え、
   前記模擬血管は、０．５〜１．５ＭＰａの単位面積当たりの引張弾性率を備える、模擬臓器。
3. 請求項１または請求項２に記載の模擬臓器であって、
   更に、
   前記模擬実質は、１５０〜８００Ｐａの損失弾性率を備え、
   前記模擬血管は、１．０〜３．０の引張破断歪み率を備える、模擬臓器。
4. 請求項３に記載の模擬臓器であって、
   前記模擬実質は、０．０１５〜０．０３ＭＰａの単位面積当たりのピン押し破断強度と、０．６〜５ｋＰａの単位面積当たりのピン押し弾性率と、２５０〜４００Ｐａの損失弾性率とを備える、模擬臓器。
5. 人体の血管を模した模擬血管と人体の実質細胞を模した模擬実質とを備え、前記模擬血管を前記模擬実質に埋設した模擬臓器であって、
   前記模擬実質は、０．０１〜０．０７ＭＰａの単位面積当たりのピン押し破断強度を備える、模擬臓器。
6. 人体の血管を模した模擬血管と人体の実質細胞を模した模擬実質とを備え、前記模擬血管を前記模擬実質に埋設した模擬臓器であって、
   前記模擬血管は、０．３〜１．５ＭＰａの単位面積当たりの引張破断強度を備える、模擬臓器。

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