WO2007100090A1

WO2007100090A1 - 心臓外科手術の訓練評価システム

Info

Publication number: WO2007100090A1
Application number: PCT/JP2007/054034
Authority: WO
Inventors: Mitsuo Umezu; Yasuyuki Shiraishi; Hiroyasu Iwata; Young Kwang Park
Original assignee: Waseda University
Current assignee: Waseda University
Priority date: 2006-03-03
Filing date: 2007-03-02
Publication date: 2007-09-07
Anticipated expiration: 2008-09-03
Also published as: JP2009122130A; US20110217684A1

Abstract

　拍動下における冠動脈バイパス手術等の心臓外科手術の訓練を実際に近い状態で行うことができ、且つ、訓練の結果得られた吻合部位に対して正確な評価を行えるようにする。所定の流体に拍動流を付与する拍動流生成装置１１と、この拍動流生成装置１１から分岐するとともに、前記拍動流から流れ状態を変換して冠動脈流を生成する冠動脈流生成装置１２と、拍動流生成装置１１と冠動脈流生成装置１２との間に設けられ、拍動下の冠動脈バイパス手術の訓練を可能に動作する外科手術訓練装置１３とを備えて訓練評価システム１が構成されている。この訓練評価システム１は、外科手術訓練装置１３による訓練で所定の処置が施された模擬血管に、冠動脈流生成装置１２で生成された前記冠動脈流の流体が通過可能となる回路構成となっている。

Description

明細書

心臓外科手術の訓練評価システム

技術分野

[0001] 本発明は、心臓外科手術の訓練評価システムに係り、更に詳しくは、拍動下での冠動脈バイパス手術等の心臓外科手術訓練を実際の手術時と同じように行うことができ、且つ、その訓練結果を適切に評価することのできる訓練評価システムに関する。背景技術

[0002] 人体の心筋には、冠動脈と呼ばれる動脈が張り巡らされており、この冠動脈が動脈硬化等によって狭窄、閉塞すると、心筋梗塞と呼ばれる心筋壊死が発生する。このような冠動脈の狭窄、閉塞に対する治療として、狭窄、閉塞した血管部位を迂回するように冠動脈の別経路を新たに確保する冠動脈バイパス手術が行われて、る。この冠動脈バイパス手術時には、手術を行い易くするために患者の心臓をー且停止させることから、患者の血液の循環状態を維持する人工心肺装置が使われることが多い。ところが、この人工心肺装置を使用することにより、術後の心機能低下や血流の変化に伴う脳障害等が発生する場合があるため、人工心肺装置を使わずに、患者の心臓が拍動した状態で前記手術を行うことが望ましい。しかしながら、このときは心臓が拍動状態にあるため、心筋に張り巡らされた冠動脈に対する切断や吻合等の処置が行い難ぐ非常に高い手術技能が医師に要求される。換言すれば、患者の心臓を停止させずに行う心臓外科手術は、医師の熟練度を要し、医師が十分な訓練を行っておく必要がある。

[0003] ところで、拍動した心臓に対する外科手術の訓練を行うための手術訓練用シミュレ一ターが提案されている（特許文献 1参照)。このシミュレータ一は、モータの回転により、当該モータに繋がる伝達機構を介して模擬心臓内に配置された揺動手段が偏心回転することで、模擬心臓の表面を拍動させる構造となって、る。

特許文献 1：特開 2005 - 202267号公報

発明の開示

発明が解決しょうとする課題 [0004] し力しながら、前記シミュレーターにあっては、モータの駆動による揺動手段の偏心回転により模擬心臓の表面を拍動させる構造であるため、当該表面の変化に乏しい比較的単純な拍動運動しか得られな、。人体における実際の心臓拍動時にぉ、ては、心臓表面が複雑な動きをし、その動きは病態等に応じて異なるため、このような動きを前記シミュレーターで再現するには、モータ、当該モータに繋がる伝達機構及び揺動手段を更に増やし、各揺動手段を独立して動作させることが必要となる。この場合には、モータ等を含めた機構が複雑且つ大掛かりとなるため、部品点数の増大に伴う装置全体の大型化を招来し、製造コストが増大することになる。

[0005] また、このようなシミュレーターを使って、冠動脈バイパス手術の訓練を行っても、この訓練により得られた吻合状態について、実際の血流の通過状態を考慮して評価する術が存在しない。すなわち、冠動脈バイパス手術の訓練として、二本の模擬血管を使ってそれらを吻合したときに、当該吻合後の模擬血管に対し、人体の冠動脈内と同じ流れ状態の流体を流入して、模擬血管内の流体の流れ状態が正常力否か等の評価を行う手段がない。実際の手術後に、吻合された冠動脈内の血流に異常が見られると、それが原因で血栓の発生等の二次疾患を誘引することになる。このため、訓練後における模擬血管に対して、冠動脈に相当する流れの流体を流入し、模擬血管内の流体の流れ状態を評価することで、正確な処置が施された力否かの判断ができ、このことは、訓練者の手技向上に重要である。

[0006] ところで、人体の冠動脈内の血流すなわち冠動脈流は、心臓力拍出された直後の大動脈流と異なる特異な流量波形を有しており、このような冠動脈流を生成するには、本出願人により既に提案されてヽる流れ変換装置 (特願 2004— 314915号)を利用する必要がある。

[0007] 本発明は、このような課題に着目して案出されたものであり、その目的は、拍動下における冠動脈バイパス手術等の心臓外科手術訓練を実際の手術状況に近い状態で行うことができ、且つ、訓練の結果得られた部位に人体の血流状態にほぼ相当するように流体を通過させることにより、実際の手術後の状態に合った状態で正確な評価を行える心臓外科手術の訓練評価システムを提供することにある。

[0008] また、本発明の他の目的は、モータを用いずに、比較的簡単な構成で、拍動下における冠動脈バイパス手術の訓練を行うことができる心臓外科手術の訓練評価システムを提供することにある。

課題を解決するための手段

[0009] (1)前記目的を達成するため、本発明は、所定の流体に拍動流を付与する拍動流生成装置と、この拍動流生成装置で生成された拍動流から冠動脈流に変換する冠動脈流生成装置と、拍動下の冠動脈バイパス手術訓練を可能に動作する外科手術訓練装置とを備え、

前記外科手術訓練装置による訓練で所定の処置が施された訓練用血管に、前記冠動脈流生成装置で生成された前記冠動脈流の流体が通過可能となる回路構成を採っている。

[0010] (2)ここで、前記冠動脈流生成装置は、前記拍動流生成装置で生成された拍動流に吸引力を付与することで、前記拍動流を冠動脈流に変換する、という構成を採っている。

[0011] (3)また、前記外科手術訓練装置は、前記訓練用血管を含む訓練対象体を動作可能に保持する被処置体と、前記訓練対象体の動作を制御する制御ユニットとを備え、

前記被処置体は、所定部位に対して前記訓練対象体を移動可能にするように、前記所定部位側の部材と前記訓練対象体側の部材を相対移動可能に連ねる動作機構と、前記各部材間に接続される連結部材とを備え、

前記連結部材は、電流が流れると原形状に対して収縮可能な形状記憶材料により形成され、

前記制御ユニットは、前記連結部材に所定のタイミングで電流を供給する駆動信号発生手段を備え、

前記駆動信号発生手段は、前記連結部材に対する電流の供給状態を変化させることで、前記連結部材の形状の変化を伴って、前記動作機構の動作制御を行う、という構成を採っている。

[0012] (4)更に、前記訓練用血管を通過する流体の圧力損失を測定可能な圧力計を設けるとよい。発明の効果

[0013] 前記（1)、（2)の構成によれば、拍動下の冠動脈バイパス手術訓練等の心臓外科手術を可能に動作する外科手術訓練装置により、訓練用血管に吻合等の所定の処置を施す訓練を行い、当該処置後の訓練用血管に対して、冠動脈流生成装置で生成された前記冠動脈流の流体が通過するため、拍動下における冠動脈バイパス手術の訓練を実際の手術状況に近い状態で行うことができ、且つ、訓練の結果得られた吻合部位を人体の血流状態下で評価することができ、より正確な評価を行うことができる。

[0014] 前記（3)のように構成することで、連結部材に対する電流の供給により、連結部材の変形を利用して、モータを使わずに訓練対象体を動作させることができる。ここで、保持体に対する連結部材の連結状態を種々選択し、当該連結部材への電流の供給を独立して制御することにより、訓練対象体に対して複雑な動きを与えることが可能になり、このようにすることで、病態等の各種条件に応じた心臓表面の複雑な動きを模擬することができる。この際、モータ及びその伝達機構は使わずに、電流の供給を制御するためのプログラムモジュール及び Z又は処理回路の調整により対応が可能であるため、簡単な構成により、種々の複雑な動きを訓練対象体に行わせることができ、部品点数の減少による装置全体の小型化、省コストィ匕を実現することができる。

[0015] 前記 (4)の構成によれば、血管内の圧力損失は、当該血管内で血流が停滞して血栓の発生を誘引することから、手術訓練により吻合等の処置がなされた訓練対象血管内の流体の圧力損失を測定することで、訓練用血管内が血栓を誘引する状態になっている力否かを判断し、処置の良し悪しを的確に評価することができる。

図面の簡単な説明

[0016] [図 1]本実施形態に係る冠動脈バイパス手術用の訓練評価システムの概略構成図。

[図 2]図 1の要部拡大図。

[図 3]人体の大動脈流を表す流量波形。

[図 4]人体の冠動脈流を表す流量波形。

[図 5]拍動流生成装置が作動して冠動脈流生成装置が停止している場合の模擬血管内の流量波形。 [図 6]外科手術訓練装置の概略構成図。

[図 7]訓練ユニットの概略斜視図。

[図 8]被処置体の概略正面図。

[図 9]被処置体の概略側面図。

[図 10]図 8の A— A線に沿う断面図。

[図 11]被処置体の概略平面図。

[図 12]外科手術訓練装置の変形例に係る訓練ユニットの概略斜視図。

[図 13]被処置体の上部となる駆動ユニットの一部分解拡大斜視図。

[図 14]駆動ユニットを概念的に示した概略断面正面図。

[図 15]駆動ユニットを概念的に示した概略断面側面図。

符号の説明

1 訓練評価システム

11 拍動流生成装置

12 冠動脈流生成装置

13 外科手術訓練装置

71 制御ユニット

75 被処置体

83 模擬体 (訓練対象体）

84 保持体 (動作機構）

85 支持体 (動作機構）

86 ワイヤ (連結部材）

89 模擬血管 (訓練用血管)

114 駆動信号発生手段

147 Z軸ステージ (動作機構)

148 Z軸ワイヤ (連結部材）

150 Y軸ステージ (動作機構)

152 Y軸ワイヤ (連結部材）

154 X軸ステージ (動作機構) 156 X軸ワイヤ (連結部材）

P 圧力計

発明を実施するための最良の形態

[0018] 以下、本発明の実施形態について図面を参照しながら説明する。

[0019] 図 1には、本実施形態に係る心臓外科手術の訓練評価システムの概略構成図が示されている。この図において、訓練評価システム 1は、訓練用血管となる模擬血管を用いて拍動下における冠動脈バイパス手術の訓練を行い、当該訓練後の模擬血管に対して、人体の冠動脈流を模擬した流れの流体を通過させ、当該流体の通過状態力も訓練結果についての評価を得ることのできるシステムである。

[0020] この訓練評価システム 1は、前記流体が循環可能な回路構成となっており、当該流体に拍動流を付与する拍動流生成装置 11と、この拍動流生成装置 11から分岐するとともに、前記拍動流の流れ状態を変換して上流側に冠動脈流を生成する冠動脈流生成装置 12と、冠動脈流生成装置 12の上流側に設けられ、拍動下の冠動脈バイパス手術の訓練を可能に動作する外科手術訓練装置 13とを備えて構成されている。なお、本システムに適用される流体としては、特に限定されるものではなぐ血液、血液等に擬似した液体、生理食塩水、水、所定の処理液等の液体を例示できる。

[0021] 前記拍動流生成装置 11は、体循環を模擬して前記流体が循環可能な回路構成となっており、心臓力もの血液の拍出に擬似して流体を拍出させる拍動ポンプ 14と、人体の大動脈を模擬し、拍動ポンプ 14の流出部 14Aに接続された大動脈チューブ 16 と、人体の大静脈を模擬し、拍動ポンプ 14の流入部 14Bに接続された大静脈チューブ 17と、大動脈チューブ 16に接続された第 1のタンク 19と、大静脈チューブ 17に接続された第 2のタンク 20と、これら第 1及び第 2のタンク 19, 20を連通させる末梢チューブ 21と、この抹消チューブ 21の途中に設けられ、当該抹消チューブ 21内の流体に抵抗を付与する抵抗付与具 22とを備えて構成されて、る。

[0022] 前記拍動ポンプ 14は、前記流体が収容される主空間 24と空気が収容される副空間 25とを仕切るダイアフラム 26を備えている。このダイアフラム 26は、副空間 25に供給される空気の圧力によって変位し、当該変位によって、主空間 24の容積を変え、当該空間 24に対する流体の吐出及び吸入を行えるように設定されている。なお、ダィァフラム 26を変位させる空気圧と前記抵抗付与具 22を調整することにより、拍動ポンプ 14カも拍出される流体の圧力を変化させることができる。この拍動ポンプ 14から吐出した流体は、人体の心臓力もの動脈流に相当する拍動流となる。

[0023] なお、前記拍動ポンプ 14としては、前述した構造のものに限らず、心臓のように流体に拍動流を付与できる構造のものであれば何でもよい。

[0024] 前記第 1タンク 19は、その内部に前記流体と空気が封入されており、血液が大動脈を通過した時における血管弾性による血流の減衰状態を模擬するために設けられている。つまり、抹消チューブ 21内を流れる流体が、大動脈通過後の流れ状態に相当するように、タンク 19内の液量並びに空気圧が調整されている。

[0025] 前記第 2タンク 20は、その内部に前記流体と空気が封入されており、血液が静脈を通過した後における血流状態を模擬するために設けられている。つまり、大静脈チューブ 17を流れる流体が、体内の各種静脈から大静脈に合流した直後の流れ状態になるように、タンク 20内の液量並びに空気圧が調整されて、る。

[0026] 前記抵抗付与具 22は、特に限定されるものではないが、抹消チューブ 21を外周面側から締め付け可能なピンチ状の用具であり、抹消抵抗を模擬している。

[0027] このような拍動流生成装置 11にあっては、拍動ポンプ 14から拍出された流体が大動脈チューブ 16、抹消チューブ 21、大静脈チューブ 17を通って拍動ポンプ 14に戻る循環回路を構成する。なお、大動脈チューブ 16内及び大静脈チューブ 17内には、逆止弁 28が設けられており、前記一方向の循環状態を維持して、拍動ポンプ 14の動作時における流体の逆流を阻止する。

[0028] 前記冠動脈流生成装置 12は、心筋の周囲の冠循環を模擬して前記流体が循環可能な回路構成となっており、拍動流生成装置 11で生成された拍動流に吸引力を付与することで、前記拍動流を冠動脈流に変換するように機能する。この冠動脈流生成装置 12は、前記大動脈チューブ 16より分岐するチューブからなる入口側流路 30と、前記第 2タンク 20に繋がるチューブからなる出口側流路 31と、これら各流路 30, 31 の間に配置されるとともに、入口側流路 30内の流れ状態を人体の冠動脈内の流れ状態に擬似させる冠循環シミュレータ 33とを備えて構成されている。

[0029] 前記入口側流路 30の途中には、前記外科手術訓練装置 13と、この外科手術訓練装置 13の上流側及び下流側に配置された圧力計 Pとが設けられている。後述するように、外科手術訓練装置 13では、医師や医学生等の訓練者により、次のような冠動脈バイパス手術の訓練が実際に即した拍動下で行われる。すなわち、この訓練では、最初力も存在する模擬血管 89の途中部分に対して、新たな模擬血管 89の一端部を吻合することで、これら模擬血管 89, 89により Y字状の流路が形成される。そして、最初力も存在する模擬血管 89の一端部と、新たな模擬血管 89の吻合されていない他端部とを入口側流路 30の途中に繋ぎ、最初力も存在する模擬血管 89の他端部を閉塞した状態としている。これにより、吻合処置後の模擬血管 89, 89に対し、冠動脈流が付与された流体が通過し、その結果、冠動脈バイパス手術による吻合部位に対し、実際の術後状態に合わせた各種評価が可能になる。

[0030] 前記出口側流路 31の途中には、冠動脈流生成装置 12内を流れる流体の圧力調整を行う圧力調整手段 37が設けられている。この圧力調整手段 37は、特に限定されるものではないが、出口側流路 31の内径を変えることで、当該流路 31を通過する流体に抵抗を付与するピンチ状の抵抗付与具により構成されている。

[0031] 前記冠循環シミュレータ 33は、図 2にも示されるように、入口側流路 30及び出口側流路 31にそれぞれ接続される閉ループ状のチューブにより構成されたループ流路 3 9と、このループ流路 39からそれぞれ分岐するチューブにより構成された第 1及び第 2の分岐流路 42, 43と、これら分岐流路 42, 43の端部間に配置されたァクチユエ一タ 44とを備えて構成されて、る。

[0032] 前記ループ流路 39には、入口側流路 30、出口側流路 31、第 1及び第 2の分岐流路 42, 43がほぼ等間隔となる位置で接続されている。具体的に、入口側流路 30及び出口側流路 31は、ほぼ 180度間隔となる図 2中上下位置で接続されている。また、第 1及び第 2の分岐流路 42, 43は、ほぼ 180度間隔となる図 2中左右位置で接続されている。

[0033] また、ループ流路 39の途中四箇所には、第 1〜第 4の逆止弁 46〜49がほぼ等間隔で設けられており、これら逆止弁 46〜49は、図 2中実線で示した矢印方向の流れを許容する向きでそれぞれ配置されてヽる。

[0034] すなわち、前記第 1の逆止弁 46は、入口側流路 30の接続部分と図 2中左側の第 1 の分岐流路 42の接続部分との間に配置され、図 2中左下方向の流れのみを許容するようになっている。

前記第 2の逆止弁 47は、第 1の分岐流路 42の接続部分と出口側流路 31の接続部分との間に配置され、図 2中右下方向の流れのみを許容するようになっている。前記第 3の逆止弁 48は、出口側流路 31の接続部分と図 2中右側の第 2の分岐流路 43の接続部分との間に配置され、図 2中左下方向の流れのみを許容するようになつている。

前記第 4の逆止弁 49は、第 2の分岐流路 43の接続部分と入口側流路 30の接続部分との間に配置され、図 2中右下方向の流れのみを許容するようになっている。

[0035] 前記ァクチユエータ 44は、第 1及び第 2の分岐流路 42, 43に接続された吐出口 E を有する第 1及び第 2のシリンジ 53, 54と、これらシリンジ 53, 54内の容積を同時に相反した状態で増減させる駆動装置 56と、第 1及び第 2のシリンジ 53, 54を支持する支持体 57とを備えている。

[0036] 前記第 1及び第 2のシリンジ 53, 54は、流体が収容される内部空間を仕切るピストン板 53A, 54Aと、これらピストン板 53A, 54Aに接続されたロッド 53B, 54Bとを備えている。これらロッド 53B, 54Bは、相対する向きでほぼ一直線上に並んで配置される。

[0037] 前記駆動装置 56は、ロッド 53B, 54Bの相対する端部同士を一体的に接続する接続部材 58と、当該接続部材 58に連結された連結ロッド 59と、この連結ロッド 59に接続され、接続部材 58を所定方向に移動させるモータ 61とにより構成される。この駆動装置 56は、モータ 61の駆動によって、一直線上に並ぶ各シリンジ 53, 54のロッド 53 B, 54Bを当該一直線上の同一方向に同時に移動可能となっている。すなわち、図 2 中左右方向に背中合わせの状態で並んだ各シリンジ 53, 54に対し、モータ 61が駆動すると、接続部材 58が左右方向に移動し、これに伴って、各シリンジ 53, 54内の空間の容積が相反した状態で増減することになる。つまり、接続部材 58が図 2中左方に移動すると、同図中左側の第 1のシリンジ 53内の容積が減少し、第 1の分岐流路 42からループ流路 39に第 1のシリンジ 53内の流体が吐出されるとともに、同図右側の第 2のシリンジ 54内の容積が増大し、ループ流路 39から第 2の分岐流路 43に流体が吸引される。一方、接続部材 59が図 2中右方に移動すると、前述と逆の動作となり、第 2の分岐流路 43からループ流路 39に流体が吐出されるとともに、ループ流路 39から第 1の分岐流路 42に流体が吸引されることになる。ここで、モータ 61の駆動タイミングは、前記拍動ポンプ 14 (図 1参照）にほぼ同期するタイミングで動作するようになつている。具体的には、収縮期及び拡張期を経る拍動ポンプ 14の一周期の間で、接続部材 58が、所定の可動範囲を一方向にのみ動くように設定される。従つて、拍動ポンプ 14の二周期で、接続部材 58が前記可動範囲を一往復するようになつている。なお、この可動範囲は、任意に変えることができ、これによつて、各シリンジ 53, 54に吸引される液量が変わり、冠動脈流生成装置 12内を流れる流体の流量調整が可能になる。

[0038] なお、前記モータ 61の代わりに、前述と同様の作用を奏するシリンダ等の各種ァクチユエータを適用することもできる。

[0039] 次に、前記拍動流生成装置 11及び冠動脈流生成装置 12による冠動脈流の生成手順について説明する。

[0040] 前記拍動流生成装置 11では、拍動ポンプ 14の動作によって、人体の体循環状態に擬似した流体の循環状態が発生する。このとき、大動脈チューブ 16内では、図 3に示される生体の大動脈流に近似した流量波形が得られる。同時に、冠動脈流生成装置 12では、拍動ポンプ 14からの拍動流にほぼ同期してモータ 61が駆動し、各シリンジ 53, 54の作用により、流体が大動脈チューブ 16から冠動脈流生成装置 12側に吸い込まれる。

[0041] この際、モータ 61の駆動により、接続部材 58が図 2中左右方向に往復運動することになるが、接続部材 58が左右どちらに動いても、つまり、各シリンジ 53, 54内の容積が増減どちらに変化しても、何れか一方のシリンジ 53, 54による吸引力を使って、拍動流生成装置 11の流体が入口側流路 30から冠循環シミュレータ 33内に流入し、出口側流路 31から拍動流生成装置 11に流出されることになる。つまり、接続部材 58 が図 2中左方に動いたときには、冠循環シミュレータ 33内で、同図中一点鎖線で記された矢印方向の経路で流体の流れが許容されることになり、その経路にて入口側流路 30からの流体が出口側流路 31に流れることになる。一方、接続部材 58が図 2中右方に動いたときには、冠循環シミュレータ 33内で、同図中二点鎖線で記された矢印方向の経路で流体の流れが許容されることになり、その経路にて入口側流路 30からの流体が出口側流路 31に流れることになる。その結果、本発明者らの実験によれば、入口側流路 30では、図 4に示される生体の冠動脈流に近似した流量波形が得られる。すなわち、拍動流生成装置 11内の流体が循環している状態で、モータ 61の駆動を停止しているとき、入口側流路 30内は、図 5に示されるように、図 3に対してノィズの乗ったような流量波形の状態となる。つまり、このときは、拍動ポンプ 14の拍動を受け少量の流体が入口側流路 30から冠動脈流生成装置 12側に流れ込むが、冠動脈流生成装置 12内の流路の抵抗等によって、図 3に示された拍動流の流量波形が崩れ、図 5の流量波形となる。ところが、前述したように、ポンプ 61が拍動ポンプ 14の動作に同期するように駆動すると、拍動ポンプ 14の収縮期力拡張期に亘る間で、何れか一方のシリンジ 53, 54を使って流体の吸引が連続的に行われることになる。このため、図 3の流量波形に対して、シリンジ 53, 54の吸引力が所定の時間遅れをもつて作用し、図 4に示される人体の冠動脈の流れ状態に近似した流量波形を得ることができる。つまり、外科手術訓練装置 13内の模擬血管 89, 89を通過する流体の流量波形は、生体の冠動脈流と同様に、拍動流の収縮期 Sに対応する小さい山と、同拡張期 Dに対応する大きな山とが現れ、これら二つの山の間に、冠動脈流特有の谷部分が形成されることになる。

[0042] 前記外科手術訓練装置 13は、図 6に示されるように、訓練者が外科手術訓練を行うための訓練ユニット 70と、この訓練ユニット 70における訓練部位の動作制御を行う制御ユニット 71とを備えて構成されている。

[0043] 前記訓練ユニット 70は、上部が開放する箱型のケース 73と、このケース 73の上部に被覆されたシート 74と、患部に相当するようにケース 73内に配置された被処置体 7 5とを備えて構成されている。

[0044] 前記ケース 73は、その内部空間が胸腔に相当するように設けられたものである。このケース 73は、図 7に示されるように、被処置体 75を下方から支持する平面視ほぼ方形状のベース 77と、このベース 77の四隅に起立配置されたほぼ角柱状の支柱 78 と、これら支柱 78の上端側間に連結された平面視ほぼ方形枠状のフレーム 79と、ケース 73の側方となる各支柱 78間にそれぞれ配置されるとともに、透光性を有するァクリル板により形成された側壁 80とにより構成されている。

[0045] 前記シート 74は、人体の皮膚部分に相当する部材であり、ラテックス等の所定の弹性を有するゴムにより形成されている。このシート 74のほぼ中央には、皮膚の切開部位を模擬した切り込み穴 81が形成されており、シート 74をケース 73の上部に被覆した際に、訓練者は、切り込み穴 81を通じて、ケース 73の外部上方力もその内部の被処置体 75にアクセス可能となっている。なお、このシート 74は、図示しない固定具によって、フレーム 79に固定されるようになっている。

[0046] 前記被処置体 75は、図 6に示されるように、外科手術訓練時に所定の処置が施される訓練対象体としての模擬体 83と、この模擬体 83を下方から保持する保持体 84 と、この保持体 84を動作可能に支持する支持体 85と、保持体 84及び支持体 85を連結する連結部材としてのワイヤ 86とを備えて構成されている。

[0047] 前記模擬体 83は、訓練対象となる生体組織の一部を模擬して形成されており、本実施形態では、図 7〜図 9に示されるように、冠動脈が表出する心臓表面の一部分を模擬してシリコーン等により形成されている。この模擬体 83は、ほぼ直方体状をなす模擬心筋 88と、模擬心筋 88の上面側における短寸幅方向ほぼ中央に固定され、模擬心筋 88の長手方向に沿って延びる訓練用血管としての模擬血管 89とからなる。本実施形態における冠動脈バイパス手術訓練時には、この模擬血管 89の途中部分を切開し、当該切開部分に他の模擬血管 89の一端側を吻合する処置が行われる。

[0048] 前記保持体 84は、模擬心筋 88の下面側に取り付けられる保持プレート 90と、この保持プレート 90の下面における中央部分から下向きに突出するほぼ円筒状の中央突部 91と、この中央突部 91に取り付けられる付勢手段としてのコイルばね 92と、保持プレート 90の下面における各コーナ側 4箇所から下向きに突出するほぼ円筒状のコーナ突部 93とを備えて構成されて、る。

[0049] 前記保持プレート 90は、特に限定されるものではないが、模擬心筋 88とほぼ同一の平面形状をなしており、模擬体 83を着脱自在に取り付け可能になっているとともに、当該取り付け時には、模擬体 83を相対移動不能に固定可能となっている。

[0050] 前記コイルばね 92は、図 10に示されるように、その上端部分が中央突部 91の外周に巻き付けられて固定されており、図 10の初期状態で中央突部 91より下方に延びる長さに設定されており、保持プレート 90を図 10中に上向きに付勢するようになってヽる。なお、本実施形態では、コイルばね 92を用いているが、後述する作用を奏することができれば、他のばねやゴム等の他の付勢手段を代替することも可能である。

[0051] 前記各コーナ突部 93には、前記ワイヤ 86が取り付けられており、特に限定されるものではないが、各コーナ突部 93の高さは、中央突部 91よりも低く設定されている。

[0052] 前記支持体 85は、図 7〜図 9に示されるように、ベース 77に対して着脱自在に起立配置された丸棒状の脚部材 95と、前記保持体 84及び脚部材 95を連結するュニバーサルジョイント 96とを備えて構成されて、る。

[0053] 前記ユニバーサルジョイント 96は、模擬体 88の姿勢を可変にし、且つ、当該模擬体 88を所望の姿勢でロックするようになっている。すなわち、ユニバーサルジョイント 96は、前記保持体 84が取り付けられる上側部材 98と、脚部材 95が取り付けられる下側部材 99と、上側部材 98の下端側に連なって、上側部材 98を下側部材 99に対してほぼ全周に首振り回転可能に連結する中間部材 100とを備えて、る。

[0054] 前記上側部材 98は、図 10に示されるように、上端側が開放する有底円筒状に設けられており、前記コイルばね 92が受容される受容部 102と、この受容部 102の下方位置で径方向に貫通する貫通穴 103と、この貫通穴 103に揷通される軸部材 104とを備えている。

[0055] 前記受容部 102は、その底部にコイルばね 92の下端部分が載置され、装置が作動していない図 10の初期状態において、コイルばね 92の上部が外側に表出可能となる深さに設定されている。従って、前記初期状態では、保持プレート 90の下面と上側部材 98の上端との間には隙間 Cが生じることになる。

[0056] 前記軸部材 104は、受容部 98の外径よりも長く設定されており、延出方向両端側 ( 図 10中左右両端側）が受容部 98の外側に突出するように固定配置されている。これら突出部分には、軸部材 104を貫通する小穴 106が設けられている。この小穴 106 には、後述するように、前記ワイヤ 86が揷通されるようになつている。

[0057] 図 7〜図 9に示されるように、前記下側部材 99は、その下端側から内部に脚部材 9 5の上部を挿入可能に設けられ、ねじ S (図 9参照）の締め付けにより、下側部材 99が脚部材 95に固定されるようになっている。ここで、長さの異なる脚部材 95を選択的に使用することで、支持体 85の全体高さを変えることができる。換言すると、脚部材 95 の選択により、ケース 73 (図 7参照）の上端側から模擬体 83までの距離を変えることができる。

[0058] 前記中間部材 100は、その下端側の球状部材 B (図 10参照）を回転中心として、下側部材 99に対して上側部材 98を図 8及び図 9の矢印方向に回転可能に設けられている。ここで、上側部材 98の外周側に設けられたねじ（図示省略)の締め付けにより、下側部材 99に対する上側部材 98の角度を所望の値に固定することが可能になっている。この上側部材 98は、模擬体 83及び保持体 84に対してコイルばね 92を介して繋がっているため、上側部材 98の姿勢の変更に伴って模擬体 83の姿勢が変わり、訓練の対象に応じて、支持体 85に対する模擬体 83の角度を変えて訓練を行うことができる。例えば、心臓の表部における冠動脈の吻合訓練を行う際には、模擬体 83の表面がほぼ水平となる向きにセットされ、心臓の側部における冠動脈の吻合訓練を行う際には、模擬体 83の表面が傾斜する向きにセットされる。なお、特に限定されるものではないが、模擬体 83の模擬血管 89から中間部材 100の回転中心すなわち球状部材 Bまでは、 40mm〜45mmに設定されて!、る。

[0059] 前記ワイヤ 86は、例えば、特開 2005— 193583号公報、特開昭 57— 141704号公報等に開示されて、るように、電流が流れると発熱により収縮可能となる Ti - Ni系若しくは Ti— Ni— Cu系等の形状記憶合金により形成されて!、る。このワイヤ 86は、二本設けられ、図 11に示されるように、そのうちの一本は、同図中左上のコーナ突部 93から軸部材 104の小穴 106に揷通されて同図中左下のコーナ突部 93まで延び、残りの一本は、同図中右上のコーナ突部 93から軸部材 104の小穴 106に揷通されて同図中右下のコーナ突部 93まで延びている。図 11中左上のコーナ突部 93に取り付けられたワイヤ 86の端部には、制御ユニット 71で制御された電流が流れる入口側電線 107が接続されている。また、図 11中右上のコーナ突部 93に取り付けられたヮィャ 86の端部には、アース Eに繋がる出口側電線 108が接続されている。更に、図 1 1中左下及び右下の各コーナ突部 93, 93に取り付けられたワイヤ 86, 86の端部間は、接続用電線 109が接続されている。従って、二本のワイヤ 86, 86は、電気的に直列に接続されることになり、制御ユニット 71側からの電流は、図 11中左側に配置されたワイヤ 86から同右側に配置されたワイヤ 86を通ってアース Eに流れることになる。また、これらワイヤ 86, 86は、前記初期状態において、所定の張力が付与された状態で各コーナ突部 93に張設されている。なお、特に限定されるものではないが、入口側電線 107及び出口側電線 108は、図 6及び図 8に一部示されているが、支持体 85の内部空間を通ってベース 77からケース 73の外側に出されるようになっている。

[0060] ここで、ワイヤ 86に代えて、前述と同様の作用を奏する限りにおいて、薄板状等の他の形状の連結手段を採用することができ、電流が流れると収縮可能な形状記憶材料であれば、その材質等は特に問わない。

[0061] 前記制御ユニット 71は、図 6に示されるように、電源 113と、この電源 113からの電流を所定のタイミングでワイヤ 86に供給する駆動信号発生手段 114とを備えている。この駆動信号発生手段 114は、ワイヤ 86に対する電流の供給状態を変化させ、ワイャ 86の収縮と原形状への復元とを繰り返し行うことにより、保持体 84と一体化された模擬体 83の動作制御を行うものである。具体的に、制御ユニット 71は、予め設定された所定波形の供給電圧をワイヤ 86に供給可能な機器により構成され、図示省略しているが、ファンクションジェネレータ等の信号発生器及び増幅器等の公知の機器により構成されている。また、駆動信号発生手段 114では、デューティー比や供給電圧の出力波形を所望の状態に制御できるようになつている。本実施形態では、特に限定されるものではないが、出力波形としてパルス波（矩形波）が用いられており、周波数が 0. 5Hz〜2Hzの何れかの値に設定され、デューティー比が 10%程度に設定されている。なお、信号発生器及び増幅器に代えてコンピュータを用いてもよぐまた、パルス波のみならず正弦波等の他の波形を出力波形としてもよい。

[0062] 次に、前記外科手術訓練装置 13の作用について図 6〜図 10を参照しながら説明する。

[0063] 先ず、訓練前の準備として、訓練の対象となる部位に応じて所望の長さの脚部材 9 5を選択し、当該脚部材 95をベース 77及び下側部材 99に取り付ける。そして、訓練の対象となる部位に応じて、下側部材 99に対して上側部材 98を首振り回転して、所望の角度で上側部材 98を固定し、模擬体 83を所望の姿勢にする。そして、図示しないスィッチを投入すると、制御ユニット 71から電流がワイヤ 86に供給され、所定のタイミングで電流が ON— OFF状にワイヤ 86に供給されることになる。ここで、電流が供給されると、前述したワイヤ 86の特性により当該ワイヤ 86が収縮し、これに伴って、ヮィャ 86が取り付けられたコーナ突部 93に一体ィ匕された保持プレート 90に対し、下方への引張力が発生する。この際、保持プレート 90の中央突部 91に取り付けられたコィルばね 92の圧縮を伴って、保持プレート 90及び模擬体 83が前記初期位置から下方に移動することになる。一方、電流の供給が中断されると、形状が記憶されたワイャ 86が元の長さに復元するように伸長し、コイルばね 92の復元力を伴って、保持プレート 90及び模擬体 83が上方に移動して、前記初期位置に戻る。つまり、制御ュ- ット 71からパルス状の波形となる供給電圧がワイヤ 86に印加されることで、模擬体 83 及び保持体 84が支持体 85に対して離間接近するように、前記隙間 C (図 10参照)の範囲内で上下動することになる。この状態を心臓の拍動状態とし、訓練者は、シート 7 4の切り込み穴 81から手を入れ、模擬体 83の上下動に伴って、その模擬血管 89に対して他の模擬血管 89を吻合することで、冠動脈バイパス手術に関する各種処置の訓練を行う。

[0064] ここで、制御ユニット 71により、供給電圧の大きさやデューティー比を変えると、模擬体 83の拍動状態を変えることができる。例えば、供給電圧を下げると、ワイヤ 86への加熱が小さくなり、それに伴ってワイヤ 86の収縮量 (ひずみ)も小さくなり、振幅の小さい拍動状態を作り出すことができる。また、デューティー比を下げると、電流の供給が OFFになる時間が増大するため、ゆっくりとした動きの拍動状態を作り出すことができる。

[0065] 以上のように、実際の心臓の拍動状態に近似して動作する模擬体 83上で吻合された模擬血管 89, 89は、図 1に示されるように、入口側流路 30の途中に接続されることになる。そして、前記拍動流生成装置 11及び冠動脈流生成装置 12によって生成された冠動脈流の流体が入口側流路 30を通過する際に、吻合された模擬血管 89, 8 9内を通ることになる。ここで、模擬血管 89, 89の上流側及び下流側に設けられた圧力計 Pによりそれぞれの圧力を測定することで、上流側から下流側への圧力損失が血栓の発生を誘引する閾値以下か否かを判定することができる。仮に、前記圧力損失が前記閾値以上であれば、吻合された模擬血管 89, 89の状態が良くないと評価される。また、図示省略している力流体内に蛍光粒子を混入し、当該蛍光粒子にレ一ザ一光を当てることで、模擬血管 89, 89内及びその下流側の流れを可視化し、血栓の発生要因となる流れの状態を見極めることで、吻合された模擬血管 89, 89の状態を評価することができる。

[0066] 従って、このような実施形態によれば、拍動下における冠動脈バイパス手術の訓練を行うことができ、当該訓練の結果を実際の冠動脈流に相当する流れを使って評価することができ、実際の状態に近い拍動下での訓練と、当該訓練後の部位に対する正確な評価とを同時に行うことができるという効果を得る。

[0067] また、接続部材 58の移動位置並びに移動量を調整することで、シリンジ 53, 54内力の流体の吐出量を変えることができ、冠動脈流生成装置 12内を循環する流量の制御が可能となる。このような構成により、冠動脈流生成装置 12内の流量制御は、圧力調整手段 37で調整される流体圧制御と独立して行うことができ、例えば、高血圧- 低血流量や、低血圧'高血流量といった、様々な患者毎の病態を回路内で再現できるという効果もある。

[0068] なお、前記実施形態では、外科手術訓練装置 13について、説明を簡単にするため、最もシンプルな 1自由度の動作 (上下動）を実現可能な構成としたが、この態様に限定されるものではない。すなわち、本発明では、更に多くのワイヤ 86を用い、これらワイヤ 86の保持プレート 90への取り付け位置を調整し、且つ、各ワイヤ 86に対する電流の供給を独立制御可能にすることで、各ワイヤ 86の収縮及び復元を独立させ、模擬体 83及び保持体 84の直線運動、回転運動及び Z又はねじり運動等の種々の動作を実現可能な外科手術訓練装置 13を採用することもできる。

[0069] 例えば、前記外科手術訓練装置 13の変形例として、図 12に示されるように、模擬体 83を直交三軸方向に独立して移動可能とした外科手術訓練装置 13がある。なお、以下の外科手術訓練装置 13の変形例の説明において、前記実施形態の外科手術訓練装置 13と同一若しくは同等の構成部分については同一符号を用い、説明を省略若しくは簡略にすることとし、前記実施形態と相違する構成要素及び作用についてのみ説明する。 [0070] 本変形例に係る外科手術訓練装置 13では、前記ケース 73の上部に、シート 74 (図 6等参照）が被覆されずに、ケース 73の上部の開口面積を調整可能な術野面積調整機構 120が設けられている。この術野面積調整機構 120は、術野面積を想定した前記開口面積を変えるために、左右両側に配置された扉プレート 121, 121と、ケース 73の上部に配置された前記フレーム 79のコーナ四箇所で上方に突出し、扉プレート 121を支持するピン 122とを備えている。

[0071] 前記扉プレート 121は、特に限定されるものではないが、ほぼ長方形状に形成されており、前後方向の幅が、フレーム 79の同方向の幅とほぼ等しくなつている一方、左右方向の幅が、フレーム 79の同方向の幅の約半分程度となっている。各扉プレート 1 21は、前後両端側に、ピン 122が貫通するスロット穴 124を有しており、各扉プレート 121, 121が、スロット穴 124の延出方向（左右方向）に沿ってスライドでき、各扉プレート 121, 121が左右方向に離間接近自在となる。従って、各扉プレート 121, 121 の間に形成された開口部分力ものケース 73内の視野力術野に相当することから、各扉プレート 121, 121の離間幅を調整することで、想定する術野面積を任意に変えることができ、持針器ゃ鑷子 (ピンセット)等の外科器械を使用する際の拘束状態を自由に設定することができる。

[0072] また、図示省略している力側壁 80の一部若しくは全体に、内部の流体量に応じて膨張収縮可能なバルーン体を取り付けることも可能である。このバルーン体は、胸腔内の横隔膜や肺等の心臓の周隨こ位置する臓器を模擬して設けられ、特に限定されるものではないが、ポリウレタン、シリコーン榭脂等の弾性材料によって形成されている。前記バルーン体の内部には、ケース 73の外側に対して気体若しくは液体が供給及び排出され、それら気圧や液圧が任意に制御されることで、前記臓器の挙動が模擬される。つまり、横隔膜や肺は、呼吸に応じて所定範囲内で繰り返し動作するが、その動作を模擬することで、訓練者が訓練を行うときに、実際の手術の状態に近い視覚的な臨場感を訓練者に与えることができる。つまり、模擬体 83による冠動脈の拍動挙動と、バルーン体による腹腔内の臓器の挙動との間の相対的運動による視覚的臨場感を模擬することができる。また、バルーン体の内部に供給される流体として、血液に模擬した赤色液体を用いることで、冠動脈及び胸腔内部の出血による視覚的な臨場感を訓練者に付与することもできる。

[0073] なお、特に限定されるものではないが、本変形例に係る支柱 78は、丸棒状となっており、ベース 77及びフレーム 79に対して着脱自在となっており、外科手術訓練装置 13の持ち運び時等に、ケース 73全体をコンパクトにすることができる。

[0074] 本変形例に係る被処置体 75は、前記模擬体 83と、当該模擬体 83を直交三軸方向（X軸、 Y軸、 Z軸)方向に独立して移動可能にする駆動ユニット 126と、駆動ュ-ット 126の下端側に固定されるとともに、模擬体 88の姿勢を可変にし、且つ、当該模擬体 88を所望の姿勢でロックするユニバーサルジョイント 96と、ユニバーサルジョイント 96が取り付けられる前記脚部材 95とを備えて構成されている。

[0075] 前記駆動ユニット 126は、図 13〜図 15に示されるように、上側が開放部分となる内部空間を有する箱型のホルダー 129と、このホルダー 129の開放部分を上方力も被覆する被覆ユニット 132と、ホルダー 129の内部に設けられ、模擬体 83を直交三軸方向に移動可能に支持する駆動機構 134とを備えている。

[0076] 前記ホルダー 129は、平面視ほぼ方形状の底壁部 136と、この底壁部の周縁に沿つて起立する側壁部 137と、側壁部 137の上端側力も内方に屈曲する鍔部 138とを備えている。これら底壁部 136、側壁部 137及び鍔部 137で囲まれる内部空間には、模擬体 83と駆動機構 134が収容されており、鍔部 137の内側の開放部分力もァクセス可會となつている。

[0077] 前記被覆ユニット 132は、図 14及び図 15に示されるように、模擬体 83に対して隙間を隔てた状態で、前記開放部分を閉蓋するようになっており、ホルダー 129に対して着脱自在に配置される。すなわち、被覆ユニット 132は、図 13に示されるように、心臓の冠動脈を被覆する脂肪を模擬した榭脂製の模擬脂肪シート 140 (脂肪層）と、この模擬脂肪シート 140の上面に重ねて配置されるとともに、心膜を模擬した榭脂製の模擬心膜シート 141 (心膜層）と、模擬心膜シート 141の上面側に配置され、各シート 140, 141を挟み込んで固定する金属製の固定プレート 142とを備えて構成されている。

[0078] 前記模擬脂肪シート 140は、前記開放部分よりも僅かに大きな平面積に設けられ、収ホルダー 129に取り付けられた状態で、その下方の模擬血管 89にアクセス可能となるように、当該模擬血管 89に沿う方向に延びる切り込み 144が形成されている。

[0079] 前記模擬心膜シート 141は、特に限定されるものではないが、模擬脂肪シート 140 とほぼ同一の平面形状に設けられて、る。

[0080] 前記固定プレート 142は、その外周の寸法が模擬脂肪シート 141とほぼ同一となる方形の枠状をなし、ホルダー 129の鍔部 138との間〖こ各シート 140, 141を挟み込んで、ねじ止めをすることで、各シート 140, 141を脱落不能に開放部分の上方力被覆可能となっている。

[0081] 前記駆動機構 134は、図 14及び図 15に概念的に示されるように、底壁部 136側に繋がる Z軸ばね 146に支持され、これら図中上下方向（Z軸方向）に移動可能な Z軸ステージ 147と、底壁部 136側と Z軸ステージ 147との間に張られた Z軸ワイヤ 148と、 Z軸ステージ 147に対して、図 14中左右方向（Y軸方向）に移動可能となるように、 Z軸ステージ 147に支持された Y軸ステージ 150と、 Z軸ステージ 147と Y軸ステージ 150の間に取り付けられた Y軸ばね 151及び Y軸ワイヤ 152と、 Y軸ステージ 147に対して、図 14中紙面直交方向（X軸方向）に移動可能となるように、 Y軸ステージ 150 に支持されるとともに、模擬体 83が載る X軸ステージ 154と、 Y軸ステージ 150と X軸ステージ 154の間に取り付けられた X軸ばね 155及び X軸ワイヤ 156とを備えている

[0082] 従って、各ステージ 147, 150, 154力模擬体 83をホルダー 131に対して相対移動可能に連ねる動作機構を構成することになり、各ワイヤ 148, 152, 156力ホルダ一 131、各ステージ 147, 150, 154間に接続される連結部材を構成する。

[0083] 前記各ワイヤ 148, 152, 156は、前述した実施形態と同様に、電流が流れると発熱により収縮可能となる形状記憶合金により形成されている。これらワイヤ 148, 152 , 156には、前記制御ユニット 71からの電流がそれぞれ独立制御された状態で供給されるようになっており、電流供給時における各ワイヤ 148, 152, 156の収縮によつて、所定の初期位置から、各ステージ 147, 150, 154が各方向に移動するように、各ワイヤ 148, 152, 156力酉己置されて!/、る。

[0084] 前記各ばね 146, 151, 155は、各ワイヤ 148, 152, 156に電流力 ^供給されて、当該各ワイヤ 148, 152, 156に繁カ Sる各ステージ 147, 150, 154力 S移動したときに、当該移動方向と反対方向に付勢する付勢手段として機能するように配置されている

。つまり、各ばね 146, 151, 155は、各ワイヤ 148, 152, 156を伸長する方向に付勢し、それらへの電流の供給が停止したときに、対応するステージ 147, 150, 154を初期位置にスムーズに戻すことが可能となる。なお、本変形例でも、同様の作用を奏する限り、各ばね 146, 151, 155に代わる他の付勢手段を採用することも可能である。

[0085] 以上の変形例に係る外科手術訓練装置 13にあっては、前記実施形態の外科手術訓練装置 13と同様にして各ワイヤ 148, 152, 156に供給される電流の ON— OFF を繰り返し行うことで、各ステージ 147, 150, 154の移動及び復元を独立して繰り返し行うことができる。このため、模擬体 83を直交三軸方向に拍動させることができ、し力も、各ワイヤ 148, 152, 156に供給される電流を独立制御することで、無数のパターンの拍動状態を任意に作り出すことができ、手術時の拘束条件をより現実に近い状態で設定することが可能になる。

[0086] また、被覆ユニット 132を設けることで、脂肪、心膜、結合組織等、冠動脈の近傍の組織を模擬することができ、より実際に近い状態で外科手術訓練を行うことが可能になる。つまり、脂肪層、心膜層の下部で冠動脈が拍動するため、模擬切開口となる切り込み 144から見た術野が大幅に制限され、手術手技の難易度が上がり、臨床に近い効果的な手術訓練を行うことが可能になる。

[0087] また、前記被覆ユニット 132によれば、脂肪層及び心膜層を独立して設計することができ、それらを含めた装置開発が効率的となる。

[0088] 更に、患者によって、心臓表面は千差万別であることから、種々の性状の模擬脂肪シート 140と模擬心膜シート 141を用意しておき、訓練に必要となる脂肪、心膜に合わせて各シート 140, 141を選択することで、多種類の術野環境を再現可能になり、多様な訓練者のニーズに応えることができる。

[0089] また、模擬体 83が載る X軸ステージ 154等に、図示しない触覚センサゃ感圧センサを設け、訓練者の手術手技に伴う模擬心筋 88に対する負荷を計測してもよい。これにより、模擬心筋 88に対して手術訓練によって作用する負荷が定量化され、訓練の客観的評価の一つとすることが可能となる。 [0090] なお、前述した連結部材としては、前述と同様の作用を奏する限りにおいて、薄板状等の他の形状を採用することができ、電流が流れると収縮可能な形状記憶材料であれば、その材質等は特に問わない。

[0091] 以上において、前記模擬体 83の代わりに、ブタ、ゥシ、ャギ、ヒッジ、ゥサギ等の心臓を訓練対象体として被処置体 75に保持させ、前述した外科手術訓練装置 13の作用によって、心臓全体を任意に拍動させ、当該拍動下で、動物血管を訓練用血管として当該血管に対する吻合等の処置を行うこともできる。これにより、従来、動物臓器を用いた手術訓練は、静止環境下にて行われたが、実際の動物臓器を使った手術訓練についても、任意の動的環境下で行うことができて手術訓練効果の向上が期待でき、且つ、適正な訓練評価も可能になる。

[0092] また、本実施形態に係る訓練評価システム 1は、前述した冠動脈バイパス手術の訓練及び評価のみならず、血管の処置をする他の心臓外科手術の訓練や評価にも適用することができる。

[0093] その他、本発明における装置各部の構成は図示構成例に限定されるものではなく、実質的に同様の作用を奏する限りにおいて、種々の変更が可能である。

Claims

請求の範囲

[1] 所定の流体に拍動流を付与する拍動流生成装置と、この拍動流生成装置で生成された拍動流から冠動脈流に変換する冠動脈流生成装置と、拍動下の心臓外科手術訓練を可能に動作する外科手術訓練装置とを備え、

前記外科手術訓練装置による訓練で所定の処置が施された訓練用血管に、前記冠動脈流生成装置で生成された前記冠動脈流の流体が通過可能となる回路構成となっていることを特徴とする心臓外科手術の訓練評価システム。

[2] 前記冠動脈流生成装置は、前記拍動流生成装置で生成された拍動流に吸引力を付与することで、前記拍動流を冠動脈流に変換することを特徴とする請求項 1記載の心臓外科手術の訓練評価システム。

[3] 前記外科手術訓練装置は、前記訓練用血管を含む訓練対象体を動作可能に保持する被処置体と、前記訓練対象体の動作を制御する制御ユニットとを備え、

前記駆動信号発生手段は、前記連結部材に対する電流の供給状態を変化させることで、前記連結部材の形状の変化を伴って、前記動作機構の動作制御を行うことを特徴とする請求項 1記載の心臓外科手術の訓練評価システム。

[4] 前記訓練用血管を通過する流体の圧力損失を測定可能な圧力計が設けられていることを特徴とする請求項 1、 2又は 3記載の心臓外科手術の訓練評価システム。