JP7402448B2 - 生体組織血管の試験装置 - Google Patents

Description

本発明は、拍動流及び定常流を生成する遠心ポンプを備える生体組織血管の試験装置に関する。

我が国における三大死因の一つが心疾患である。この心疾患には、動脈硬化により、冠動脈に血栓が生じ、冠動脈が完全に閉鎖することで心筋が壊死した状態に陥る心不全があり、死亡者数が最多となっている。この心不全の原因の一つである心筋梗塞に対する治療法として、外科的治療法などが行われている。ここで、外科的治療法の一つとして、血液を血流不足となった部位に流すために、大伏在静脈や内胸動脈などの自己血管を流れの悪い血管をバイパスするように接続させるバイパス手術が実施されている。

このバイパス手術は、心筋梗塞以外にも、動脈硬化に起因する脳梗塞や、末梢動脈の閉塞性動脈硬化症などにも実施されている。

このバイパス手術で用いられる自己血管には、長さや品質にばらつきがあるうえ、使用できる自己血管の数も限られるため、自己血管に依存しない再生医療による生体組織血管の作成が要望されていた。

この再生医療による生体組織血管の作成は、例えば、細胞塊同士を積層及び融合させている。よって、作成された生体組織血管には、個体差による品質のばらつきが生じているため、信頼性を確保するには、長期間における耐久性の評価などを試験により確認することが不可欠である。

ここで、特許文献１（特に、段落［００３２］－［００３３］参照）には、人工血管（生体組織血管を含む）のコンプライアンス評価用の装置であって、心臓血管、心臓弁、心筋などの心臓に比較的近い心臓血管領域における心臓の心拍、加圧環境（収縮期血圧（最高血圧）及び拡張期血圧（最低血圧））を模擬した拍動流を生成するために、心臓の収縮・拡張運動を模擬するバルーンポンプと、大動脈弁の動きを模擬する機械弁と、弾力性のある大動脈の動きを模擬する緩衝槽と、左心房を模擬する貯蔵槽と、僧帽弁の動きを模擬する機械弁と、を備えるものが記載されている。

特開２００５－３３７７５８号公報

Kinichi Nakata， Yoshiyuki Sankai， Kenji Akiyama， Yukihiko Orime， Satoshi Kashiwazaki， Hayato Koba， Motomi Shion， ‘Evaluation of a New Device for the Intraoperative Assessment of Coronary Artery Bypasses Grafting’， Annals of Thoracic and Cardiovascular Surgery， 2011， Vol.17， No.2， p.160-165 Ryo Kosaka， Yoshiyuki Sankai， Tomoaki Jikuya， Takashi Yamane， Tatsuo Tsutsui， ‘On－Line Parameter Identification of Systemic Circulation Using the Delta Operator’， Artificial Organs， 2002， Vol.26， No.8， p.723-72 Gow， B.S. and Hadfield， C. D.， 'The Elasticity of Canine and Human Coronary Arteries with Reference to Postmortem Changes'， Circulation Research， 1979， Vol.45， p.588-594 岩崎清隆， 梅津光生，"冠動脈ステントの疲労破壊:破損耐久性の可視化"，可視化情報学会，2013年10月，第３３巻，第131号，p.19-24 Osamu Maruyama， Yosuke Tomari， Daisuke Sugiyama， Masahiro Nishida， Tatsuo Tsutsui， Takashi Yamane， ‘Simple In Vitro Testing Method for Antithrombogenic Evaluation of Centrifugal Blood Pumps’， ASAIO journal， 2009， Vol.55， No.4， p.314-322

しかしながら、特許文献１は、以下の問題点を有していた。第１の問題点は、生体組織血管のコンプライアンス評価用の装置が模擬することができる生体内環境は、心臓血管領域のみにおける著しい拍動流であり、末梢血管領域などの他の様々な血管における定常流を模擬することはできない（以下、「一部の生体内環境のみを模擬」という）。第２の問題点は、生体組織血管のコンプライアンス評価用の装置は、構成部品が非常に多くメンテナンス等の管理が複雑であり、また、バルーンポンプの応答速度、機械弁の開閉圧力、及び、緩衝槽の加圧状態などの設定も複雑であるため、異なる研究機関等で、同一の評価条件を再現することは、非常に困難となっていた（以下、「同一の評価条件の再現が困難」という）。第３の問題点は、バルーンポンプにおける送液部（バルーン）には、繰り返しの加圧により劣化が生じるため、数十ヶ月などの長期間の試験が困難となっていた（以下、「長期間の試験が困難」という）。第４の問題点は、生体組織血管のコンプライアンス評価を行う際には、生体組織血管の外側に培養液が滞留状態で供給されるが、生体組織血管の外側と培養液との界面では、局所的な酸素・栄養素の不足又は老廃物の蓄積が生じるため、生体組織血管の外側における壊死を引き起こしてしまうおそれがあった（以下、「生体組織血管の外側界面における酸素・栄養素の不足」という）。

本発明の目的は、様々な生体内環境を模擬する拍動流及び定常流を生成するとともに、生体組織血管を良好な状態に保ち、構成部品及び実験条件の設定を簡素化することができる生体組織血管の試験装置を提供することにある。

本発明による生体組織血管の試験装置は、回転速度を変化させることにより、拍動流及び定常流を生成する遠心ポンプと、生体組織血管を培養液中に浸漬状態で収容する培養槽であって、浸漬された前記生体組織血管を、前記生体組織血管の長手方向が前記培養槽に保持される培養液の液面と直交する方向に沿うよう配置する培養槽と、前記遠心ポンプと前記培養槽とを連通する流体管路と、を備え、前記培養槽は、前記生体組織血管の一端側が流体連通される生体組織血管入口部と、前記生体組織血管の他端側が流体連通される生体組織血管出口部と、前記生体組織血管の外側に循環される培養液が流入する循環培養液流入部と、前記生体組織血管の外側に循環された培養液が流出する循環培養液流出部と、を有し、前記流体管路は、前記生体組織血管入口部を介して、前記遠心ポンプと前記生体組織血管の一端側とを直接連通する供給管路と、前記生体組織血管出口部及び前記循環培養液流入部を介して、前記生体組織血管の他端側と前記培養槽とを直接連通する循環管路と、前記循環培養液流出部を介して、前記培養槽と前記遠心ポンプとを直接連通する戻り管路と、を有し、前記循環培養液流入部及び前記循環培養液流出部を結ぶ仮想直線は、前記生体組織血管と交差することを特徴とするものである。

本発明によれば、様々な生体内環境を模擬する拍動流及び定常流を生成するとともに、生体組織血管を良好な状態に保ち、構成部品及び実験条件の設定を簡素化することができる生体組織血管の試験装置を提供することができる。

本発明の第１の実施形態における生体組織血管の試験装置の一例を示す概略図である。 図１に示される試験装置の循環管路に、抵抗調整手段として第１の抵抗器を採用した試験装置の概略図である。 図２に示される試験装置の流体管路に、シャント回路を採用した試験装置の概略図である。 図１に示される試験装置の戻り管路中に、脱泡槽を採用した試験装置の概略図である。 図４に示される試験装置に基づいて、実際に作製された試験装置を示す写真である。 図５に示される試験装置により取得された波形図であり、（ａ）圧力波形の経時変化、（ｂ）流量波形の経時変化、をそれぞれ表す。 図５に示される試験装置により取得された波形図であり、（ａ）開始時における圧力波形、（ｂ）開始時における流量波形、をそれぞれ表す。 図５に示される試験装置により取得された波形図であり、（ａ）１週間経過時における圧力波形、（ｂ）１週間経過時における流量波形、をそれぞれ表す。 図１に示される試験装置において、生体組織血管の耐久性の評価を行う試験装置の一例を示す概略図である。 図１に示される試験装置において、生体組織血管の耐久性の評価を行う試験装置の他の例を示す概略図である。 図１に示される試験装置において、生体組織血管の耐久性の評価を行う試験装置のさらに他の例を示す概略図である。 本発明の第２の実施形態における複数の生体組織血管に対して同時に試験を行う試験装置の一例を示す概略図である。 本発明の第２の実施形態における複数の生体組織血管に対して同時に試験を行う試験装置の他の例を示す概略図である。 本発明の第３の実施形態における血液適合性の評価を行う試験装置の一例を示す概略図である。 本発明の第３の実施形態における血液適合性の評価を行う試験装置の他の例を示す概略図である。

以下、図１から図１５を参照しながら本発明を実施するための形態を詳細に説明する。但し、本発明は本実施形態の態様に限定されるものではない。

＜用語について＞
本明細書および特許請求の範囲の記載において、「生体組織血管」とは、生体組織を用いた血管であり、再生医療による再生血管や、動物から採取された血管などを示すものとする。本明細書および特許請求の範囲の記載において、「動物」とは、例えば、ヒト、イヌ、ブタ、ヒツジ、ヤギ、ウシなどが挙げられる。本明細書および特許請求の範囲の記載において、「培養液」とは、細胞等の培養に通常使用され、細胞等の維持が可能である液体や、動物から採取された血液などを示すものとする。本明細書および特許請求の範囲の記載において、「拍動流」とは、例えば、心臓血管領域（大動脈及び分配動脈）における、流量及び圧力が周期的に変動する流れを示すものである。本明細書および特許請求の範囲の記載において、「定常流」とは、例えば、末梢血管領域（細動脈、毛細血管及び細静脈）における、流量及び圧力が変動しない略一定の流れを示すものである。本明細書および特許請求の範囲の記載において、「試験装置」とは、生体組織血管の耐久性の評価試験や、生体組織血管の血液適合性の評価試験などに用いられる装置を示すものである。

（第１の実施形態）
＜生体組織血管の試験装置の概要＞
図１は、本発明の第１の実施形態における生体組織血管１の試験装置（以下、「試験装置」という）１００ａの一例を示す概略図である。

試験装置１００ａは、遠心ポンプ１０と、培養槽２０と、流体管路３０と、回転速度制御手段４０と、を備える。以下、それらの概要を順に説明する。

まず、遠心ポンプ１０（図５参照）は、非容積型ポンプであり、詳細は後述するが、回転速度制御手段４０による回転速度制御により、所望の吐出流量及び吐出圧力となるように調整される。

次に、培養槽２０は、下端部の略中心位置に設けられる生体組織血管入口部２１と、上端部の略中心位置に設けられる生体組織血管出口部２２と、一方の側壁部の下端側に設けられる循環培養液流入部２３と、他方の側壁部の上端部及び中間部の間に設けられる循環培養液流出部２４と、上端部に設けられ外気と常時連通する空気抜き管路２５（脱泡手段）と、を有する。

具体的には、生体組織血管入口部２１及び生体組織血管出口部２２は、供給管路接続コネクタ３１ｊ及び循環管路接続コネクタ３２ｊをそれぞれ備える。この供給管路接続コネクタ３１ｊ及び循環管路接続コネクタ３２ｊは、評価試験の対象である生体組織血管１の一端側及び他端側にそれぞれ流体接続される。また、循環培養液流入部２３及び循環培養液流出部２４は、詳細は後述するが、生体組織血管１の外側へと培養液Ｃを供給する循環管路３２及び生体組織血管１の外側からの培養液Ｃを排出する戻り管路３３にそれぞれ流体接続される。ここで、循環培養液流入部２３及び循環培養液流出部２４を結ぶ仮想的な直線を仮想直線Ｖとして定義し、この仮想直線Ｖは、生体組織血管１と交差するものとする。

ここで、培養槽２０に供給及び排出される培養液Ｃの液面Ｗは、常時、生体組織血管１の他端側及び循環培養液流出部２４より上方に位置する。これにより、生体組織血管１を培養液Ｃ中に浸漬状態で収容するとともに、培養液Ｃ中に含有される空気Ａが戻り管路３３に導入されることを防止することができる。また、空気抜き管路２５の一端は、培養槽２０内において、培養槽２０に貯留される培養液Ｃの液面Ｗより上方に位置する。これにより、培養液Ｃ中に含有される空気Ａを脱泡することができる。

さらに、流体管路３０は、供給管路３１と、循環管路３２と、戻り管路３３と、を有する。本実施形態における流体管路３０の内径は、例えば、約４（ｍｍ）であるが、これに限らない。

供給管路３１は、生体組織血管入口部２１に設けられる供給管路接続コネクタ３１ｊを介して、遠心ポンプ１０と生体組織血管１の一端側とを直接連通し、遠心ポンプ１０から培養槽２０へと培養液Ｃを供給する。ここで、供給管路３１には、詳細は後述するが、第１の圧力ｐ１が取得される第１の圧力計Ｐ１と、第１の流量ｆ１が取得される第１の流量計Ｆ１と、が設けられている。

循環管路３２は、生体組織血管出口部２２に設けられる循環管路接続コネクタ３２ｊ及び循環培養液流入部２３を介して、生体組織血管１の他端側と培養槽２０とを直接連通し、生体組織血管１の外側へと培養液Ｃを循環させる。

戻り管路３３は、循環培養液流出部２４を介して、培養槽２０と遠心ポンプ１０とを直接連通し、培養槽２０から遠心ポンプ１０へと培養液Ｃを戻す。

また、回転速度制御手段４０は、圧力計Ｐ１又は流量計Ｆ１に接続される圧力又は流量の計測装置（不図示）と、モータ回転数の制御信号発生装置（不図示）と、モータドライバ（不図示）と、を備える。この回転速度制御手段４０は、第１の流量ｆ１又は第１の圧力ｐ１が、インターフェース（不図示）から入力される目標圧力ｐ０又は目標流量ｆ０と、それぞれ一致するようにフィードバック制御を行うとともに、モータ回転数の制御信号発生装置及びモータドライバを介して、所望の周波数及び振幅を生成し、遠心ポンプ１０に接続されるモータ（不図示）の回転速度ｖを制御する。

＜生体組織血管の圧力及び流量制御について＞
試験装置１００ａは、生体組織血管１の圧力及び流量の制御を行うことにより、心臓血管領域や末梢血管領域などを含む広い範囲の生体内環境を模擬するものである。

抵抗調整手段５０は、図１に示すように、管路抵抗を調整するために、循環管路３２の少なくとも一部を着脱可能な構造（図１の循環管路３２中の破線部分）とし、循環管路３２の少なくとも一部（抵抗調整手段）における管路抵抗を調整するものである。しかしながら、管路抵抗を調整する毎に、循環管路３２の少なくとも一部を取り替えることは非常に煩雑な作業である。よって、図２に示すように、循環管路３２に第１の抵抗器Ｒ１を設け、この第１の抵抗器Ｒ１を用いて管路抵抗ｒ１を調整しても良い。

以下では、図２に示す様態を用いて、生体組織血管１の圧力及び流量を制御する手段について説明する。

試験装置１００ｂは、循環管路３２に設けられる第１の抵抗器Ｒ１と、第１の流量ｆ１及び第１の圧力ｐ１に基づいて、第１の抵抗器Ｒ１の管路抵抗ｒ１を調整する抵抗調整手段５０と、をさらに備える。

生体組織血管１の圧力及び流量を制御する手段は、１）評価試験前に、一組の目標値（目標流量ｆ０及び目標圧力ｐ０）となる、遠心ポンプ１０の回転速度ｖ及び第１の管路抵抗ｒ１を求めること、及び、２）評価試験前に求めた１）の遠心ポンプ１０の回転速度ｖ及び第１の管路抵抗ｒ１に設定し、評価試験を行うこと、が順次行われる。

まず、１）一組の目標値（目標流量ｆ０及び目標圧力ｐ０）となる、遠心ポンプ１０の回転速度ｖ及び第１の管路抵抗ｒ１を求めることについて説明する。この際、生体組織血管１の圧力及び流量を制御する手段では、詳細は後述するが、以下の（１）「第１の流量ｆ１→回転速度ｖ、第１の圧力ｐ１→第１の管路抵抗ｒ１」、（２）「第１の圧力ｐ１→回転速度ｖ、第１の流量ｆ１→第１の管路抵抗ｒ１」、（３）「第１の流量ｆ１→第１の管路抵抗ｒ１、第１の圧力ｐ１→回転速度ｖ」、（４）「第１の圧力ｐ１→第１の管路抵抗ｒ１、第１の流量ｆ１→回転速度ｖ」のいずれかまたはこれらの組合せによって行われている。ここで、第１の圧力ｐ１及び第１の流量ｆ１における平均値が、それぞれ生体組織血管１の圧力及び流量を示すものとする。

（１）「第１の流量ｆ１→回転速度ｖ、第１の圧力ｐ１→第１の管路抵抗ｒ１」では、生体組織血管１の流量を目標流量ｆ０とするために、第１の流量ｆ１に基づいて、遠心ポンプ１０の回転速度ｖを調整した後、生体組織血管１の圧力を目標圧力ｐ０とするために、第１の圧力ｐ１に基づいて、抵抗調整手段５０により第１の管路抵抗ｒ１を調整する。

（２）「第１の圧力ｐ１→回転速度ｖ、第１の流量ｆ１→第１の管路抵抗ｒ１」では、生体組織血管１の圧力を目標圧力ｐ０とするために、第１の圧力ｐ１に基づいて、遠心ポンプ１０の回転速度ｖを調整した後、生体組織血管１の流量を目標流量ｆ０とするために、第１の流量ｆ１に基づいて、抵抗調整手段５０により第１の管路抵抗ｒ１を調整する。

（３）「第１の流量ｆ１→第１の管路抵抗ｒ１、第１の圧力ｐ１→回転速度ｖ」では、生体組織血管１の流量を目標流量ｆ０とするために、第１の流量ｆ１に基づいて、抵抗調整手段５０により第１の管路抵抗ｒ１を調整した後、生体組織血管１の圧力を目標圧力ｐ０とするために、第１の圧力ｐ１に基づいて、遠心ポンプ１０の回転速度ｖを調整する。

（４）「第１の圧力ｐ１→第１の管路抵抗ｒ１、第１の流量ｆ１→回転速度ｖ」では、生体組織血管１の圧力を目標圧力ｐ０とするために、第１の圧力ｐ１に基づいて、抵抗調整手段５０により第１の管路抵抗ｒ１を調整した後、生体組織血管１の流量を目標流量ｆ０とするために、第１の流量ｆ１に基づいて、遠心ポンプ１０の回転速度ｖを調整する。

以上の（１）乃至（４）をそれぞれ繰り返すことにより、生体組織血管１の圧力及び流量を制御する手段は、一組の目標値（目標流量ｆ０及び目標圧力ｐ０）となる遠心ポンプ１０の回転速度ｖ及び第１の管路抵抗ｒ１を求めることができる。

本実施形態の生体組織血管１の圧力及び流量を制御する手段において、一組の目標値（目標流量ｆ０及び目標圧力ｐ０）となる遠心ポンプ１０の回転速度ｖ及び第１の管路抵抗ｒ１を求めた後に、同様にして、他の一組の目標値（目標流量ｆ０’及び目標圧力ｐ０’）となる遠心ポンプ１０の回転速度ｖ及び第１の管路抵抗ｒ１を求めること、つまり、二組の目標値となる遠心ポンプ１０の回転速度ｖ及び第１の管路抵抗ｒ１をそれぞれ求めることができる。

次に、２）評価試験前に求めた１）の遠心ポンプ１０の回転速度ｖ及び第１の管路抵抗ｒ１に設定し、評価試験を行うことについて説明する。

まず、１）において、一組の目標値（目標流量ｆ０及び目標圧力ｐ０）となる遠心ポンプ１０の回転速度ｖ及び第１の管路抵抗ｒ１を求めた場合には、一組の目標値となるように遠心ポンプ１０の回転速度ｖ及び第１の管路抵抗ｒ１を設定し、評価試験を行う。これにより、生体組織血管１に流れる培養液Ｃは、定常流となることから、例えば、末梢血管領域における流れを模擬することができる。

一方、１）において、二組の目標値（目標流量ｆ０及び目標圧力ｐ０と、目標流量ｆ０’及び目標圧力ｐ０’）となる遠心ポンプ１０の回転速度ｖ及び第１の管路抵抗ｒ１をそれぞれ求めた場合には、二組の目標値の一方及び他方となるように、周期的に遠心ポンプ１０の回転速度ｖ及び第１の管路抵抗ｒ１を設定しながら評価試験を行う。これにより、生体組織血管１に流れる培養液Ｃは、拍動流となることから、例えば、心臓血管領域における流れを模擬することができる。

このように、本実施形態における試験装置１００ｂは、生体組織血管の圧力及び流量の制御を行うことにより、心臓血管領域や末梢血管領域などを含む広い範囲の生体内環境を模擬することができるという効果を奏すること、つまり、前述した特許文献１における第１の問題点（一部の生体内環境のみを模擬）を解消することができる。

本実施形態において、生体組織血管１の圧力及び流量を制御する手段は、１）評価試験前に、一組の目標値となる、遠心ポンプ１０の回転速度ｖ及び第１の管路抵抗ｒ１を求める際には、遠心ポンプ１０の回転速度ｖ及び第１の管路抵抗ｒ１の調整のタイミングを互いにずらしているが、これに限らず、調整のタイミングを同時に行っても良い。また、本実施形態において、生体組織血管１の圧力及び流量を制御する手段は、一組の目標値、又は、二組の目標値となる遠心ポンプ１０の回転速度ｖ及び第１の管路抵抗ｒ１を求めるものであるが、これに限らず、三以上の組の目標値となる遠心ポンプ１０の回転速度ｖ及び第１の管路抵抗ｒ１を求め、それぞれの目標値を用いて、周期的に遠心ポンプ１０の回転速度ｖ及び第１の管路抵抗ｒ１を設定しながら、より複雑な流れを模擬するものであって良い。

＜培養液の流れについて＞
遠心ポンプ１０から生成される培養液Ｃの流れは、定常流及び拍動流を模擬することができるが、ここでは、培養液Ｃの流れが拍動流である場合について説明する。

まず、図１及び図２に示すように、遠心ポンプ１０から吐出された培養液Ｃは、拍動流として、供給管路３１を介して、培養槽２０内に収容された生体組織血管１の一端側に流入される。生体組織血管１は、この拍動流により、生体内環境（例えば、心臓血管領域）を模擬できることから、詳細は後述するが、様々な評価試験を行うことができる。

このように、本実施形態の試験装置１００ｂにおいて、遠心ポンプ１０のみにより拍動流を生成しているため、前述した特許文献１において、拍動流を生成するために必須の構成（バルーンポンプ、緩衝槽、貯蔵槽及び機械弁）が不要となる。よって、本実施形態においては、構成部品及び実験条件の設定を簡素化することができるという効果を奏すること、つまり、前述した特許文献１における第２の問題点（同一の評価条件の再現が困難）を解消することができる。

また、本実施形態の試験装置１００ｂにおいて、拍動流を生成するために遠心ポンプ１０を用いているため、バルーンポンプのように、繰り返しの加圧により劣化が生じることがないため、例えば、数十ヶ月などの長期間の試験を安定して行うことができるという効果を奏すること、つまり、前述した特許文献１における第３の問題点（長期間の試験が困難）を解消することができる。

次に、生体組織血管１の他端側から流出された培養液Ｃは、循環管路３２及び循環培養液流入部２３を介して、培養槽２０内に導入される。培養槽２０内に導入された培養液Ｃは、生体組織血管１と交差するように、循環培養液流出部２４に向かう方向（図２の仮想直線Ｖ参照）へと流れる。

このように、本実施形態の生体組織血管１の外側において、培養槽２０内に導入された培養液Ｃは、積極的に生体組織血管１と交差するため、生体組織血管１の外側と培養液Ｃとの界面における培養液Ｃの入れ替えを常に行うことができる。よって、本実施形態においては、この界面における局所的な酸素・栄養素の不足又は老廃物の蓄積を防止し、生体組織血管１を良好な状態を長時間維持できるという効果を奏すること、つまり、前述した特許文献１における第４の問題点（生体組織血管の外側界面における酸素・栄養素の不足）を解消することができる。

ここで、循環管路３２内においては、培養液Ｃは拍動流となっているが、培養液Ｃが循環管路３２から培養槽２０（拍動減衰手段）へと導入されると、循環管路３２内における培養液Ｃの容積に比べ、培養槽２０内に保持される培養液Ｃの容積は極めて大きくなることから、拍動流は急激に減衰され定常流となる。つまり、培養槽２０が拍動減衰手段として機能することにより、生体組織血管１の外側における、拍動流の影響を考慮する必要はなく、生体組織血管１の内側のみに拍動流の影響が生じるという実際の生体内環境を模擬することができる。

本実施形態においては、培養槽２０が拍動減衰手段として機能するものであるが、これに限らず、循環管路３２の途中にエアチャンバー又はアキュームレータを設けても良い。

さらに、培養槽２０の上端部には、外気と常時連通する空気抜き管路２５（脱泡手段）が設けられていることから、培養液Ｃが循環管路３２から培養槽２０へと導入されると、培養液Ｃの圧力が大気圧へと急激に低下するため、培養液Ｃ中に含有されていた空気の脱泡を効率的に行うことができる。

続いて、循環培養液流出部２４から流出した培養液Ｃは、戻り管路３３を介して遠心ポンプ１０へと戻される。

以上では、培養液Ｃの流れが拍動流である場合について説明したが、培養液Ｃの流れが定常流である場合には、生体組織血管１が半径方向に膨縮を繰り返さない点を除き、拍動流と同様の流れとなっている。

本実施形態における試験装置１００ｂは、前述した特許文献１における第１の問題点（一部の生体内環境のみを模擬）、第２の問題点（同一の評価条件の再現が困難）、第３の問題点（長期間の試験が困難）、及び、第４の問題点（生体組織血管の外側界面における酸素・栄養素の不足）をそれぞれ解消することができる。よって、本実施形態における試験装置１００ｂは、様々な生体内環境を模擬する拍動流及び定常流を生成するとともに、生体組織血管を良好な状態に保ち、構成部品及び実験条件の設定を簡素化することができる。

＜シャント回路について＞
図３は、図２に示される試験装置１００ｂの流体管路３０に、シャント回路３６を採用した試験装置１００ｃの概略図である。ここで、図３に示す試験装置１００ｃの基本的な構成は、図２に示す試験装置１００ｂの構成と同一であるから、以下では、図２に示す試験装置１００ｂの構成と異なる部分（シャント回路３６）を中心に説明する。

試験装置１００ｃは、供給管路３１及び循環管路３２からそれぞれ分岐するとともに、生体組織血管１をバイパスするシャント回路３６と、シャント回路３６に設けられるシャント抵抗器Ｒｓと、をさらに備える。

（生体組織血管の圧力及び流量制御について）
図３に示す生体組織血管１の圧力及び流量を制御する手段は、図２において説明した＜生体組織血管の圧力及び流量制御について＞と基本的な制御は同一であるから、以下では、図２において説明した＜生体組織血管の圧力及び流量制御について＞と異なる部分（制御対象にシャント抵抗器Ｒｓが加わること）を中心に説明する。

抵抗調整手段５０は、第１の流量ｆ１及び第１の圧力ｐ１に基づいて、第１の抵抗器Ｒ１の第１の管路抵抗ｒ１及びシャント抵抗器Ｒｓのシャント抵抗ｒｓを調整する。

本実施形態におけるシャント抵抗器Ｒｓは、初期状態として常時開放とするとともに、制御対象から外し、図２において説明した＜生体組織血管の圧力及び流量制御について＞と同様に、１）評価試験前に、一組の目標値（目標流量ｆ０及び目標圧力ｐ０）となる、遠心ポンプ１０の回転速度ｖ及び第１の管路抵抗ｒ１を求める。この際、第１の管路抵抗ｒ１をこれ以上小さくできない場合には、シャント抵抗器Ｒｓを制御対象に加え、シャント抵抗ｒｓが大きくなるように調整することが行われる。次に、２）評価試験前に求めた１）の遠心ポンプ１０の回転速度ｖ、第１の管路抵抗ｒ１、及び、シャント抵抗ｒｓに設定し、評価試験を行うことにより、生体組織血管１における流量を増加させることができる。よって、本実施形態における試験装置１００ｃでは、図２に示される試験装置１００ｂと比べ、生体組織血管１における流量の制御幅を大きくでき、より広い生体内環境を模擬することができるという効果を奏する。

＜別体の脱泡手段について＞
図４は、図１に示される試験装置１００ａの戻り管路３３中に、脱泡槽６０（脱泡手段）を採用した試験装置１００ｄの概略図である。ここで、図４に示す試験装置１００ｄの基本的な構成は、図１に示す試験装置１００ａの構成と同一であるから、以下では、図１に示す試験装置１００ａの構成と異なる部分（別体の脱泡手段６０，６３）を中心に説明する。

戻り管路３３は、上流側戻り管路３４及び下流側戻り管路３５からなり、この上流側戻り管路３４及び下流側戻り管路３５の間には、脱泡槽６０が設けられる。

この脱泡槽６０は、上端部の略中心位置に設けられる脱泡培養液流入部６１（脱泡手段）と、下端部の略中心位置に設けられる脱泡培養液流出部６２（脱泡手段）と、上端部に設けられ、外気と常時連通する空気抜き管路６３（脱泡手段）と、さらに有する。

上流側戻り管路３４は、循環培養液流出部２４及び脱泡培養液流入部６１を介して、培養槽２０と脱泡槽６０とを直接連通し、培養槽２０から脱泡槽６０へと培養液Ｃを供給する。下流側戻り管路３５は、脱泡培養液流出部６２を介して、脱泡槽６０と遠心ポンプ１０とを直接連通し、脱泡槽６０から遠心ポンプ１０へと培養液Ｃを戻す。

この上流側戻り管路３４の一端は、脱泡槽６０内において、脱泡槽６０に貯留される培養液Ｃの液面Ｗより下方に位置する。これにより、培養液Ｃ中に含有される空気Ａが上流側戻り管路３４に導入されることを防止することができる。また、上流側戻り管路３４の他端は、培養槽２０の上端部に設けられる循環培養液流出部２４に流体接続される。これにより、培養槽２０の培養液Ｃ中に含有される空気Ａを効率的に脱泡槽６０へと排出することができる。さらに、空気抜き管路６３の一端は、脱泡槽６０内において、脱泡槽６０に貯留される培養液Ｃの液面Ｗより上方に位置する。これにより、脱泡槽６０に貯留される培養液Ｃ中に含有される空気Ａを脱泡することができる。

本実施形態において、試験装置１００ｄは、培養槽２０における空気抜き管路２５が省略されるとともに、培養槽２０が培養液Ｃで満たされている。これにより、生体組織血管１を確実に培養液Ｃ中に浸漬状態で収容できるため、生体組織血管１を良好な状態に維持することができるという効果を奏する。

＜実際作製された試験装置及び耐久性評価手段について＞
図５は、図４に示される試験装置１００ｄに基づいて、実際に作製された試験装置１００ｄを示す写真である。ここで、図５において、図４と対応する構成は、同一の記号を付記している。

試験装置１００ｄは、データ記録手段７０をさらに備えており、データ記録手段７０は、試験装置１００ｄによって計測される第１の流量ｆ１及び第１の圧力ｐ１の最大値、最小値、平均値や、遠心ポンプ１０の回転速度ｖなどの経時情報を記録する。

ここで、生体組織血管１には、例えば、再生医療により、細胞塊同士を長手方向及び半径方向に積層及び融合させて作成するものがあるが、この細胞塊同士の融合力が長手方向や半径方向に不均一となるおそれがあった。よって、生体組織血管１に対して、実際の生体内環境を模擬した状況下において、長期間における耐久性の評価試験を行うことが要望されている。以下に、図６乃至図８を用いて、耐久性の評価試験の一例について説明する。

本実施形態における耐久性評価手段（不図示）は、以下の（１）「初期の実験条件のみ設定」、（２）「実験条件を一定に維持」のいずれかまたは組合せにより行う。

（１）「初期の実験条件のみ設定」では、初期の実験条件（例えば、目標流量ｆ０、目標圧力ｐ０を満たす、遠心ポンプ１０の回転数ｖ及び管路抵抗ｒ１）のみを設定し、その後は、実験条件は修正しない。これにより、試験装置１００ｄにより取得される圧力ｐ１及び流量ｆ１の波形における経時変化を観察し、波形に許容以上の変化が生じたら、生体組織血管１に耐久性がないものと判断する。

（２）「実験条件を一定に維持」では、実験条件（例えば、目標流量ｆ０、目標圧力ｐ０）を一定に維持するために、生体組織血管１の圧力及び流量を遠心ポンプ１０の回転数ｖと管路抵抗ｒ１を用いて制御し、実験条件の修正を行う。これにより、試験装置１００ｄにより取得される圧力ｐ１及び流量ｆ１の波形における経時変化は生じない一方、実験条件（遠心ポンプ１０の回転数ｖと管路抵抗ｒ１）に許容以上の修正が生じたら、生体組織血管１に耐久性がないものと判断する。

（圧力及び流量の波形における経時変化に基づく耐久性指標について）
ここで、耐久性評価手段の一例として、図６乃至図８を用いて、（１）「初期の実験条件のみ設定」による場合を示す。初期の実験条件として、目標流量ｆ０を６００（ｍｌ／ｍｉｎ）、目標圧力ｐ０を６０～８０（ｍｍＨｇ）と設定、つまり、二組の目標値の一方として、目標流量ｆ０を６００（ｍｌ／ｍｉｎ）、目標圧力ｐ０を６０（ｍｍＨｇ）と設定し、二組の目標値の他方として、目標流量ｆ０’を６００（ｍｌ／ｍｉｎ）、目標圧力ｐ０’を８０（ｍｍＨｇ）と設定する。その後、二組の目標値の一方及び他方となるように、周期的に遠心ポンプ１０の回転速度ｖ及び第１の管路抵抗ｒ１を設定しながら試験開始する。試験開始後には、実験条件を修正せずに、図６乃至図８に示すような、試験開始時から１週間経過時まで圧力ｐ１及び流量ｆ１の波形を取得した。なお、図６は、圧力ｐ１及び流量ｆ１の波形が有する最大値、最小値及び平均値の連続的な経時変化を示し、図７及び図８は、試験開始時及び１週間経過時における圧力ｐ１及び流量ｆ１の波形を示す。

図６では、圧力ｐ１及び流量ｆ１の波形における経時変化は微差であり、また、図７及び図８を比較すると、圧力ｐ１及び流量ｆ１の波形における経時変化も微差であることから、生体組織血管１に耐久性があるものと判断することができる。

本実施形態における耐久性指標は、圧力及び流量の波形における経時変化について波形同士を比較するものであるが、これに限らず、統計処理等を用いた演算式により、波形における経時変化についての耐久性指標を算出しても良い。

＜その他の耐久性評価手段について＞
図６乃至図８においては、耐久性評価手段として、単に、波形における経時変化を耐久性指標とするものを説明したが、生体組織血管１においては、生体組織血管１の伸展性や弾性が重要な耐久性指標を示すことから、以下では、その他の耐久性評価手段８０ａ，８０ｂ，８０ｃについて説明する。

図９乃至図１１は、図１に示される試験装置１００ａにおいて、生体組織血管１の耐久性の評価を行うために、様々な耐久性評価手段８０ａ，８０ｂ，８０ｃを採用した試験装置１００ｅ，１００ｆ，１００ｇの概略図である。ここで、図９に示す耐久性評価手段８０ａにおいては、生体組織血管１の流量ｆ１、上流側圧力ｐ１及び下流側圧力ｐｄを用いるものであり、図１０に示す耐久性評価手段８０ｂにおいては、生体組織血管１の内圧ｐｉ及び内径ｄｉを用いるものであり、図１１に示す耐久性評価手段８０ｃにおいては、生体組織血管１の内圧ｐｉ及び外径ｄｏを用いるものである。

（圧力及び流量に基づき算出される耐久性指標（コンプライアンスＣ）について）
試験装置１００ｅは、図９に示すように、循環管路３２に設けられる血管下流側の圧力計Ｐｄと、生体組織血管１における耐久性指標の算出及び評価を行う耐久性評価手段８０ａと、をさらに備える。

耐久性評価手段８０ａは、第１の圧力計Ｐ１、血管下流側の圧力計Ｐｄ、及び、第１の流量計Ｆ１からそれぞれ取得される第１の圧力ｐ１（ｔ）、血管下流側の圧力ｐｄ（ｔ）、及び、第１の流量ｆ１（ｔ）に基づき、非特許文献１に記載された生体組織血管１の耐久性指標であるコンプライアンスＣ＝（ｆ１（ｔ）－ｐ（ｔ）／Ｒ）／（ｄｐ（ｔ）／ｄｔ）の式を用いて、算出及び評価を行う。ここで、第１の圧力ｐ１（ｔ）及び血管下流側の圧力ｐｄ（ｔ）は、それぞれ、生体組織血管１の上流側圧力及び下流側圧力を代表するものとし、圧力ｐ（ｔ）は、ｐ１（ｔ）－ｐｄ（ｔ）を示し、Ｒは、生体組織血管１の血管抵抗を示す。

ここで、コンプライアンスＣは、流路抵抗計（不図示）によって取得した生体組織血管１の血管抵抗Ｒを用いて算出しても良いが、例えば、非特許文献２に記載されたパラメータ同定法を用いて、生体組織血管１の血管抵抗Ｒ及びコンプライアンスＣを、第１の流量ｆ１（ｔ）及び圧力ｐ（ｔ）から、同時に推定するようにしても良い。

本実施形態において、生体組織血管１のコンプライアンスＣが、例えば、０．２±０．５（ｍｌ／ｍｍＨｇ）の数値範囲内にある場合には、生体組織血管１に耐久性があるものと判断する。

この耐久性評価手段８０ａにおいては、生体組織血管１の下流側流路における圧力変化を考慮するものであるが、例えば、生体組織血管１の下流側流路における圧力変化が極めて小さい場合には、血管下流側の圧力計Ｐｄを省略、つまり、血管下流側の圧力ｐｄを無視することができる。したがって、コンプライアンスＣ＝（ｆ１（ｔ）－ｐ１（ｔ）／Ｒ）／（ｄｐ１（ｔ）／ｄｔ）の式を用いることにより、生体組織血管１の耐久性指標の算出及び評価を行うことができる。

本実施形態の耐久性評価手段８０ａは、生体組織血管１の圧力及び流量制御において、既に用いられている第１の圧力ｐ１及び第１の流量ｆ１を利用することにより、構成部品を簡素化することができるという効果を奏する。

（圧力及び血管内径に基づき算出される耐久性指標（圧力歪み弾性係数Ｅｐ）について）
図１０に示す試験装置１００ｆの基本的な構成は、図９に示す試験装置１００ｅの構成と同一であるから、以下では、図９に示す試験装置１００ｅの構成と異なる部分（耐久性評価手段８０ｂ）を中心に説明する。

試験装置１００ｆは、生体組織血管入口部２１に設けられる計測装置接続コネクタ３１ｊ’と、計測装置接続コネクタ３１ｊ’を介して生体組織血管１に配置される血管内圧力計Ｐｉ及び血管内径計測装置（血管径計測装置）Ｄｉと、生体組織血管１の耐久性指標を算出及び評価を行う耐久性評価手段８０ｂと、をさらに備える。

血管内圧力計Ｐｉは、例えば、光ファイバ方式のセンサや、圧トランスデューサ等からなり、生体組織血管１の内部に配置され、生体組織血管１の内圧ｐｉを計測するものである。また、血管内径計測装置Ｄｉは、例えば、超音波を用いたセンサ等からなり、生体組織血管１の内部に配置され、血管内超音波法（ＩＶＡＳ）を用いて、生体組織血管１の内径ｄｉを計測するものである。

耐久性評価手段８０ｂは、血管内圧力計Ｐｉ及び血管内径計測装置Ｄｉから取得される生体組織血管１の内圧ｐi及び内径ｄｉに基づき、生体組織血管１の耐久性指標である圧力歪み弾性係数Ｅｐ＝（ｄｐｉ／（ｄ（ｄｉ）／ｄｉ）の算出及び評価を行う。

本実施形態において、生体組織血管１の圧力歪み弾性係数Ｅｐが、例えば、非特許文献３に記載された若年（１４～４０歳）の正常な冠動脈のように、０．５～０．７（ＭＰＡ）（１００（ｍｍＨｇ）のとき）の数値範囲内にある場合には、生体組織血管１に耐久性があるものと判断する。

本実施形態の耐久性評価手段８０ｂは、実際の生体組織血管１内の圧力ｐｉ及び内径ｄｉを用いていることから、生体組織血管１の耐久性を評価の精度を高めることができるという効果を奏する。

（圧力及び血管外径に基づき算出される耐久性指標（スティフネスパラメータβ）について）
図１１に示す試験装置１００ｇの基本的な構成は、図１０に示す試験装置１００ｆの構成と同一であるから、以下では、図１０に示す試験装置１００ｆの構成と異なる部分（耐久性評価手段８０ｃ）を中心に説明する。

試験装置１００ｇは、生体組織血管入口部２１に設けられる計測装置接続コネクタ３１ｊ’と、計測装置接続コネクタ３１ｊ’を介して生体組織血管１に配置される血管内圧力計Ｐｉと、生体組織血管１の外部に配置される血管外径計測装置（血管径計測装置）Ｄｏと、生体組織血管１の耐久性指標を算出及び評価を行う耐久性評価手段８０ｃと、をさらに備える。

血管外径計測装置Ｄｏは、例えば、通常のカメラや近赤外線カメラ、レーザー測定器等からなり、生体組織血管１の外部に配置され、生体組織血管１の外径ｄｏを計測するものである。本実施形態における培養槽２０は、生体組織血管１が外部から観察し易いように、透明度が高い方が好ましい。

耐久性評価手段８０ｃは、血管内圧力計Ｐｉ及び血管外計測装置Ｄｏから取得される生体組織血管１の内圧ｐi及び外径ｄｏに基づき、非特許文献４に記載された生体組織血管１の耐久性指標であるスティフネスパラメータβ＝Ｉｎ（ｐi／ｐｓ）／（ｄｏ／ｄｓ－１）の式を用いて、算出及び評価を行う。ここで、ｐｓは、基準内圧、ｄｓは、基準内圧時の外径を示す。

本実施形態において、生体組織血管１のスティフネスパラメータβが、例えば、非特許文献３に記載された若年（１４～４０歳）の正常な冠動脈のように、４０～５０の数値範囲内にある場合には、生体組織血管１に耐久性があるものと判断する。

本実施形態の耐久性評価手段８０ｃでは、実際の生体組織血管１内の圧力ｐｉ及び外径ｄｏを用いることにより、生体組織血管１の耐久性を評価の精度を高めることができるという効果を奏する。

（第２の実施形態）
＜複数の生体組織血管に対して同時に試験を行う構成について＞
図１２及び図１３は、本発明の第２の実施形態における複数の生体組織血管１ａ，１ｂ，１ｃに対して同時に試験を行う構成が採用された試験装置１００ｈ，１００ｉの概略図である。

＜培養槽を複数並列に配置する構成について＞
まず、複数の生体組織血管に対して同時に試験を行う構成として、図１２を用いて、培養槽２０ａ，２０ｂ，２０ｃを複数並列に配置する構成について説明する。ここで、図１２に示す試験装置１００ｈの基本的な構成は、図２に示す試験装置１００ｂの構成に、図４に示す試験装置１００ｄの脱泡手段６０を採用したものと同一であるから、以下では、図２に示す試験装置１００ｂの構成及び図４に示す試験装置１００ｄ（脱泡手段６０）の構成と異なる部分（培養槽２０ａ，２０ｂ，２０ｃを複数並列に配置する構成）を中心に説明する。

試験装置１００ｈは、第１乃至第３の生体組織血管１ａ，１ｂ，１ｃを収容し複数並列に配置される第１乃至第３の培養槽２０ａ，２０ｂ，２０ｃと、供給管路３１から分岐された第１乃至第３の供給管路３１ａ，３１ｂ，３１ｃと、上流側戻り管路３４から分岐された第１乃至第３の戻り管路３４ａ，３４ｂ，３４ｃと、をさらに備える。

また、第１乃至第３の培養槽２０ａ，２０ｂ，２０ｃは、それぞれ、下端部の略中心位置に設けられる生体組織血管入口部２１ａ，２１ｂ，２１ｃと、上端部の略中心位置に設けられる生体組織血管出口部２２ａ，２２ｂ，２２ｃと、一方の側壁部の下端側に設けられる循環培養液流入部２３a，２３ｂ，２３ｃと、他方の上端部に設けられる循環培養液流出部２４a，２４ｂ，２４ｃと、を備える。ここで、生体組織血管入口部２１ａ，２１ｂ，２１ｃ及び生体組織血管出口部２２ａ，２２ｂ，２２ｃは、それぞれ、供給管路接続コネクタ３１ｊa，３１ｊｂ，３１ｊｃ及び循環管路接続コネクタ３２ｊａ，３２ｊｂ，３２ｊｃをそれぞれ備え、この供給管路接続コネクタ３１ｊa，３１ｊｂ，３１ｊｃ及び循環管路接続コネクタ３２ｊａ，３２ｊｂ，３２ｊｃは、それぞれ、評価試験の対象である第１乃至第３の生体組織血管１ａ，１ｂ，１ｃの一端側及び他端側にそれぞれ流体接続される。また、循環管路接続コネクタ３２ｊａ，３２ｊｂ，３２ｊｃ及び循環培養液流入部２３a，２３ｂ，２３ｃは、それぞれ、第１乃至第３の循環管路３２ａ，３２ｂ，３２ｃに流体接続される。さらに、第１乃至第３の培養槽２０ａ，２０ｂ，２０ｃにおける生体組織血管入口部２１ａ，２１ｂ，２１ｃ及び循環培養液流出部２４a，２４ｂ，２４ｃが、それぞれ、第１乃至第３の供給管路３１ａ，３１ｂ，３１ｃと、第１乃至第３の戻り管路３４ａ，３４ｂ，３４ｃと、に流体接続される。

＜複数の生体組織血管の圧力及び流量制御について＞
図１２に示す複数の生体組織血管１ａ，１ｂ，１ｃの圧力及び流量制御は、図２において説明した＜生体組織血管の圧力及び流量制御について＞と基本的な制御は同一であるから、以下では、図２において説明した＜生体組織血管の圧力及び流量制御について＞と異なる部分（制御に用いる第１乃至第３の流量ｆ１，ｆ２，ｆ３、及び、制御対象である第１乃至第３の管路抵抗ｒ１，ｒ２，ｒ３）を中心に説明する。

試験装置１００ｈは、第１乃至第３の供給管路３１ａ，３１ｂ，３１ｃのそれぞれに設けられる第１乃至第３の流量計Ｆ１，Ｆ２，Ｆ３と、第１乃至第３の循環管路３２a，３２ｂ，３２ｃのそれぞれに設けられる第１乃至第３の抵抗器Ｒ１，Ｒ２，Ｒ３と、第１乃至第３の流量ｆ１，ｆ２，ｆ３及び第１の圧力ｐ１に基づいて、第１乃至第３の抵抗器Ｒ１，Ｒ２，Ｒ３のそれぞれの管路抵抗ｒ１，ｒ２，ｒ３を調整する抵抗調整手段５０と、をさらに備える。

ここで、複数の生体組織血管１ａ，１ｂ，１ｃの圧力及び流量を制御する手段は、生体組織血管１ａの圧力及び流量を制御する手段、生体組織血管１ｂの圧力及び流量を制御する手段、及び、生体組織血管１ｃの圧力及び流量を制御する手段、を有し、各生体組織血管１ａ，１ｂ，１ｃの圧力及び流量を制御する手段は、それぞれ同時に行われるものである。

具体的には、生体組織血管１ａの圧力及び流量を制御する手段は、第１の流量ｆ１及び第１の圧力ｐ１に基づいて、回転速度ｖ及び第１の管路抵抗ｒ１を調整する。また、生体組織血管１ｂの圧力及び流量を制御する手段は、第１の流量ｆ２及び第１の圧力ｐ１に基づいて、回転速度ｖ及び第２の管路抵抗ｒ２を調整する。さらに生体組織血管１ｃの圧力及び流量を制御する手段は、第１の流量ｆ３及び第１の圧力ｐ１に基づいて、回転速度ｖ及び第３の管路抵抗ｒ３を調整する。

本実施形態の各生体組織血管１ａ，１ｂ，１ｃの圧力及び流量を制御する手段において、それぞれの目標値である目標圧力ｐ０を同一とするもの、つまり、生体組織血管１ａにおける目標値（目標流量ｆａ０及び目標圧力ｐ０）、生体組織血管１ｂにおける目標値（目標流量ｆｂ０及び目標圧力ｐ０）、生体組織血管１ｃにおける目標値（目標流量ｆｃ０及び目標圧力ｐ０）するものである。

本実施形態における試験装置１００ｈは、第１乃至第３の生体組織血管１ａ，１ｂ，１ｃに流れる流体経路（第１乃至第３の供給管路３１ａ，３１ｂ，３１ｃ、第１乃至第３の循環管路３２ａ，３２ｂ，３２ｃ及び第１乃至第３の上流側戻り管路３４ａ，３４ｂ，３４ｃ）を、それぞれ別経路としていることから、第１乃至第３の生体組織血管１ａ，１ｂ，１ｃに対して異なる又は同一の試験条件下において同時に試験を行うことができるという効果を奏する。

＜培養槽内に複数の生体組織血管を並列に配置する構成について＞
次に、複数の生体組織血管１ａ，１ｂ，１ｃに対して同時に試験を行う構成として、図１３を用いて、培養槽２０’内に複数の生体組織血管１ａ，１ｂ，１ｃを並列に配置する構成について説明する。ここで、図１３に示す試験装置１００ｉの基本的な構成は、図１２に示す試験装置１００ｈの構成と同一であるから、以下では、図１２に示す試験装置１００ｈの構成と異なる部分（複数の生体組織血管１ａ，１ｂ，１ｃを、個別の培養槽２０ａ，２０ｂ，２０ｃ内に収容する代わりに、一つの培養槽２０’内に並列に配置する構成）を中心に説明する。

試験装置１００ｉは、第１乃至第３の生体組織血管１ａ，１ｂ，１ｃを並列配置し、収容する一つの培養槽２０’と、供給管路３１から分岐された第１乃至第３の供給管路３１ａ，３１ｂ，３１ｃと、循環管路３２から分岐された第１乃至第３の循環管路３２ａ，３２ｂ，３２ｃ、をさらに備える。

また、一つの培養槽２０’は、下端部に設けられる第１乃至第３の生体組織血管入口部２１ａ’，２１ｂ’，２１ｃ’と、第１乃至第３の生体組織血管入口部２１ａ’，２１ｂ’，２１ｃ’と対応する垂直線上の上端部に設けられる第１乃至第３の生体組織血管出口部２２ａ’，２２ｂ’，２２ｃ’と、を備える。

ここで、第１乃至第３の生体組織血管入口部２１ａ’，２１ｂ’，２１ｃ’及び第１乃至第３の生体組織血管出口部２２ａ’，２２ｂ’，２２ｃ’は、それぞれ、第１乃至第３の供給管路接続コネクタ３１ｊa’，３１ｊｂ’，３１ｊｃ’及び第１乃至第３の循環管路接続コネクタ３２ｊａ’，３２ｊｂ’，３２ｊｃ’をそれぞれ備え、この第１乃至第３の供給管路接続コネクタ３１ｊａ’，３１ｊｂ’，３１ｊｃ’及び第１乃至第３の循環管路接続コネクタ３２ｊａ’，３２ｊｂ’，３２ｊｃ’は、それぞれ、評価試験の対象である第１乃至第３の生体組織血管１ａ，１ｂ，１ｃの一端側及び他端側にそれぞれ流体接続される。また、第１乃至第３の生体組織血管入口部２１ａ’，２１ｂ’，２１ｃ’及び第１乃至第３の生体組織血管出口部２２ａ’，２２ｂ’，２２ｃ’が、それぞれ、第１乃至第３の供給管路３１ａ，３１ｂ，３１ｃと、第１乃至第３の循環管路３２ａ，３２ｂ，３２ｃと、に流体接続される。

試験装置１００ｉは、図１２に示す試験装置１００ｈと同様に、第１乃至第３の供給管路３１ａ，３１ｂ，３１ｃのそれぞれに設けられる第１乃至第３の流量計Ｆ１，Ｆ２，Ｆ３と、第１乃至第３の循環管路３２a，３２ｂ，３２ｃのそれぞれに設けられる第１乃至第３の抵抗器Ｒ１，Ｒ２，Ｒ３と、第１乃至第３の流量ｆ１，ｆ２，ｆ３及び第１の圧力ｐ１に基づいて、第１乃至第３の抵抗器Ｒ１，Ｒ２，Ｒ３のそれぞれの管路抵抗ｒ１，ｒ２，ｒ３を調整する抵抗調整手段５０と、をさらに備える。

本実施形態における試験装置１００iは、試験装置１００ｈと比べ、複数の培養槽２０ａ，２０ｂ，２０ｃ、複数の循環管路３２ａ，３２ｂ，３２ｃの一部及び複数の上流側戻り管路３４ａ，３４ｂ，３４ｃの一部を共通な構成とすることができるため、構成部品を簡略化することができるという効果を奏する。

＜複数の生体組織血管の圧力及び流量制御について＞
試験装置１００ｉおける複数の生体組織血管１ａ，１ｂ，１ｃの圧力及び流量を制御する手段は、図１２に示す試験装置１００ｈにおけるものと全く同じであるから、説明は省略する。

本実施形態における試験装置１００ｉは、第１乃至第３の生体組織血管１ａ，１ｂ，１ｃに流れる流体経路（第１乃至第３の供給管路３１ａ，３１ｂ，３１ｃ及び第１乃至第３の循環管路３２ａ，３２ｂ，３２ｃ）を、それぞれ別経路としていることから、第１乃至第３の生体組織血管１ａ，１ｂ，１ｃに対して異なる又は同一の試験条件下において同時に試験を行うことができるという効果を奏する。

（第３の実施形態）
＜血液適合性評価手段について＞
図１４及び図１５は、本発明の第３の実施形態における生体組織血管１やステント２の血液適合性の評価を行うために、血液Ｂの循環に適した構成を採用した試験装置１００ｊ，１００ｋの概略図である。

ここで、生体組織血管１は、実際の生体内環境下において、内皮の膜が破損等することにより、血栓が形成されるおそれがあった。よって、生体組織血管１には、実際の生体内環境を模擬した状況下において、血液適合性の評価試験が行われる必要がある。以下に、図１４を用いて、生体組織血管１の血液適合性の評価試験の一例について説明する。

＜生体組織血管の血液適合性の評価を行うための構成について＞
図１４に示す試験装置１００ｊの基本的な構成は、図１に示す試験装置１００ａの構成と同一であるから、以下では、図１に示す試験装置１００ａの構成と異なる部分（血液適合性の評価を行うための構成）を中心に説明する。

この試験装置１００ｊにおける血液適合性の評価を行うための構成は、試験装置１００ａで用いられている培養液Ｃに代えて、血液Ｂを採用するとともに、この血液Ｂの劣化を防ぐことために、試験装置１００ａで用いられている空気抜き２５を省略し、流体管路３０の全てを密閉回路とする。

さらに、試験装置１００ｊは、血液Ｂの温度を調整するために培養槽２０の少なくとも一部を覆う恒温槽９０と、抗凝固された血液Ｂに凝固促進薬を投入する投薬ポート２６と、血液Ｂの凝固能を計測するために採血を行うサンプルポート２７と、をさらに備える。ここで詳細は後述するが、投薬ポート２６とサンプルポート２７を共通ポートとすると、凝固促進剤薬剤が共通ポートに付着し、凝固能に計測誤差が生じるため、本実施形態においては、投薬ポート２６とサンプルポート２７とは、個別に設けている。

恒温槽９０は、培養槽２０内の血液Ｂの温度を体温と同等の約３７℃に保ち、血液Ｂの状態を維持するものである。

＜血液を用いるための事前準備について＞
試験装置１００ｊでは、動物より採取した血液Ｂを用いる。ここで、動物より採取した血液Ｂは、例えば、非特許文献５に記載された凝固能の調整法を用いて、所望の凝固能へと調整することができる。

具体的には、この血液Ｂは、動物より採取された後に、血液Ｂが固まらないように、抗凝固剤（ヘパリンナトリウム又はクエン酸三ナトリウム）が投与される。その後、この抗凝固剤を含有する血液Ｂの温度を恒温槽９０により約３７℃に維持しながら、試験装置１００ｊへとプライミングするとともに、血液Ｂの凝固能を回復させるために、投薬ポート２６より、血液Ｂに凝固促進剤（プロタミン硫酸塩又は塩化カルシウム水溶液）が加えられる。ここで、所望の凝固能へと調整するため、血液凝固能測定装置を使用して、サンプルポート２７から採血した血液Ｂの血液凝固時間（ＡＣＴ：ａｃｔｉｖａｔｅｄ ｃｌｏｔｔｉｎｇ ｔｉｍｅ）を計測し、この血液凝固時間ＡＣＴが、例えば、２００秒となるように凝固促進剤の投与量を調整する。この際、凝固促進剤の投与量を調整するため、一定時間毎にサンプルポート２７より血液Ｂを採血して凝固能を計測する。

本実施形態において、血液Ｂの温度を体温の約３７℃に維持しつつ、凝固能を調整するため、血液Ｂの凝固能が生体内環境を模擬することができるという効果を奏する。

＜生体組織血管の血液適合性評価手段について＞
試験装置１００ｊは、生体組織血管１の血液適合性評価手段（不図示）をさらに備える。この生体組織血管１の血液適合性評価手段は、所定の試験期間経過後（例えば、３０分毎、１時間毎など）に、生体組織血管１内に形成される初期の血栓の検出及び評価を行う。

具体的には、生体組織血管１の血液適合性評価手段は、所定の試験期間経過後などに、試験装置１００ｊに収容された生体組織血管１の内面に対して、又は、試験装置１００ｊから取り出した生体組織血管１の内面に対して、画像撮影装置による画像分析や目視により、血栓の有無や血栓が生じている場所を調べ、許容以上の量や範囲に血栓が生じたら、生体組織血管１の血液適合性がないものと判断する。

本実施形態における生体組織血管１の血液適合性評価手段は、生体組織血管１を試験装置１００ｊに収容した状態で血栓の検出及び評価を行うことができるため、評価試験を中断せずに、連続的に生体組織血管１内に形成される血栓の経時変化を観察することができるという効果を奏する。

本実施形態における生体組織血管１の血液適合性評価手段は、生体組織血管１内に形成される血栓を対象とするものであるが、これに限らず、抗凝固した血液を使用して一定時間内に生じる赤血球破壊である溶血を対象とするものでもあっても良い。

＜ステントの血液適合性の評価を行うための構成について＞
図１５は、図１４に示される試験装置１００ｊにおける生体組織血管１内に、拡張させたステント２を留置した試験装置１００ｋの概略図である。ここで、図１５に示す試験装置１００ｋの基本的な構成は、図１４に示す試験装置１００ｊの構成と同一であるから、以下では、図１４に示す試験装置１００ｊの構成と異なる部分（生体組織血管１及びステント２）を中心に説明する。

ここで、本実施形態における生体組織血管１には、実際の生体血管や、所望の耐久性及び血液適合性を有する再生血管（以下、「生体血管等」という）１を採用し、この生体血管等１内に血液適合性の評価対象である拡張させたステント２を留置する。これにより、ステント２の血液適合性の評価試験において、生体血管等１が原因となって血栓が形成されることないため、ステント２のみの血液適合性の評価を行うことができる。

ここで本実施形態におけるステント２は、材料に３１６Lステンレスやタンタル、コバルト白金などを使用し、金属が露出したベアメタルステントやベアメタルステントにｅＰＴＦＥ膜など被覆したカバーステントなどを用いることができる。さらに、ステント留置後の血栓形成を抑制するため、ステント表面に細胞増殖を抑制する薬剤を塗布している薬剤溶出性ステントなども用いることができる。

＜ステントの血液適合性評価手段について＞
試験装置１００ｋは、ステント２の血液適合性評価手段（不図示）をさらに備える。このステント２の血液適合性評価手段は、生体組織血管１の血液適合性評価手段と同様に、所定の試験期間経過後（例えば、３０分毎、１時間毎など）に、ステント２に形成される初期の血栓の検出及び評価を行う。

具体的には、ステント２の血液適合性評価手段は、所定の試験期間経過後などに、試験装置１００ｋに収容されたステント２に対して、又は、試験装置１００ｋから取り出したステント２に対して、画像撮影装置による画像分析や目視により、血栓の有無や血栓が生じている場所を調べ、許容以上の量や範囲に血栓が生じたら、ステント２の血液適合性がないものと判断する。

本実施形態におけるステント２の血液適合性評価手段は、生体血管等１に留置したステント２を試験装置１００ｋに収容した状態で血栓の検出及び評価を行うことができるため、評価試験を中断せずに、連続的にステント２に形成される血栓の経時変化を観察することができるという効果を奏する。

本実施形態におけるステント２の血液適合性評価手段は、ステント２に形成される血栓を対象とするものであるが、これに限らず、抗凝固した血液を使用して一定時間内に生じる赤血球破壊である溶血を対象とするものであっても良い。

１００ａ，１００ｂ，１００ｃ，１００ｄ，１００ｅ，１００ｆ，１００ｇ，１００ｈ，１００ｉ 試験装置
１，１ａ，１ｂ，１ｃ 生体組織血管
２ ステント
１０ ポンプ
２０，２０’，２０ａ，２０ｂ，２０ｃ 培養槽（拍動減衰手段）
２１，２１ａ，２１ｂ，２１ｃ 生体組織血管入口部
２２，２２ａ，２２ｂ，２２ｃ 生体組織血管出口部
２３，２３a，２３ｂ，２３ｃ 循環培養液流入部
２４，２４a，２４ｂ，２４ｃ 循環培養液流出部
２５ 空気抜き管路（脱泡手段）
２６ 投薬ポート
２７ サンプルポート
３０ 流体管路
３１，３１ａ，３１ｂ，３１ｃ 供給管路
３１ｊ，３１ｊａ，３１ｊｂ，３１ｊｃ 供給管路接続コネクタ
３１ｊ’ 計測装置接続コネクタ
３２，３２ａ，３２ｂ，３２ｃ 循環管路（抵抗調整手段）
３２ｊ，３２ｊａ，３２ｊｂ，３２ｊｃ 循環管路接続コネクタ
３３ 戻り管路
３４，３４a，３４ｂ，３４ｃ 上流側戻り管路
３５ 下流側戻り管路
４０ 回転速度制御手段
５０ 抵抗調整手段
６０ 脱泡槽（脱泡手段）
６１ 脱泡培養液流入部（脱泡手段）
６２ 脱泡培養液流出部（脱泡手段）
６３ 空気抜き管路（脱泡手段）
７０ データ記録手段
８０ａ，８０ｂ，８０ｃ 耐久性評価手段
９０ 恒温槽
Ａ 空気
Ｂ 血液
Ｃ 培養液
Ｄｉ 血管内径計測装置（血管径計測装置）
ｄｉ 生体組織血管の内径
Ｄｏ 血管外径計測装置（血管径計測装置）
ｄｏ 生体組織血管の外径
ｆ０，ｆ０’，ｆａ０，ｆｂ０，ｆｃ０ 目標流量
Ｆ１ 第１の流量計
ｆ１ 第１の流量
Ｐ１ 第１の圧力計
ｐ０，ｐ０’ 目標圧力
ｐ１ 第１の圧力
Ｐ２ 第２の圧力計
ｐ２ 第２の圧力
Ｐ３ 第３の圧力計
ｐ３ 第３の圧力
Ｐｄ 血管下流側の圧力計
ｐｄ 血管下流側の圧力
Ｐｉ 血管内圧力計
ｐｉ 生体組織血管の内圧
Ｒ１ 第１の抵抗器
ｒ１ 第１の管路抵抗
Ｒ２ 第２の抵抗器
ｒ２ 第２の管路抵抗
Ｒ３ 第３の抵抗器
ｒ３ 第３の管路抵抗
ＲＳ シャント回路の抵抗器
ｒｓ シャント抵抗
Ｖ 仮想直線
ｖ 回転速度
Ｗ 液面

Claims (13)

1. 回転速度を変化させることにより、拍動流及び定常流を生成する遠心ポンプと、
   生体組織血管を培養液中に浸漬状態で収容する培養槽であって、浸漬された前記生体組織血管を、前記生体組織血管の長手方向が前記培養槽に保持される培養液の液面と直交する方向に沿うよう配置する培養槽と、
   前記遠心ポンプと前記培養槽とを連通する流体管路と、
   を備え、
   前記培養槽は、前記生体組織血管の一端側が流体連通される生体組織血管入口部と、前記生体組織血管の他端側が流体連通される生体組織血管出口部と、前記生体組織血管の外側に循環される培養液が流入する循環培養液流入部と、前記生体組織血管の外側に循環された培養液が流出する循環培養液流出部と、を有し、
   前記流体管路は、前記生体組織血管入口部を介して、前記遠心ポンプと前記生体組織血管の一端側とを直接連通する供給管路と、前記生体組織血管出口部及び前記循環培養液流入部を介して、前記生体組織血管の他端側と前記培養槽とを直接連通する循環管路と、前記循環培養液流出部を介して、前記培養槽と前記遠心ポンプとを直接連通する戻り管路と、を有し、
   前記循環培養液流入部及び前記循環培養液流出部を結ぶ仮想直線は、前記生体組織血管と交差することを特徴とする生体組織血管の試験装置。
2. 前記生体組織血管の外側における培養液の拍動を減衰させる拍動減衰手段をさらに備えることを特徴とする請求項１に記載の生体組織血管の試験装置。
3. 前記供給管路に設けられる第１の圧力計及び第１の流量計と、前記循環管路の抵抗を調整する抵抗調整手段と、前記遠心ポンプの回転速度を制御する回転速度制御手段と、をさらに備え、
   前記第１の流量計から取得される第１の流量及び前記第１の圧力計から取得される第１の圧力に基づき、前記抵抗調整手段は、前記循環管路の抵抗を調整するとともに、前記回転速度制御手段は、前記遠心ポンプの回転速度を制御し、
   一組の目標値に基づいて、前記回転速度制御手段は前記遠心ポンプの回転速度を制御するとともに前記抵抗調整手段は前記管路の抵抗を調整することにより前記定常流を生成し、および二組の目標値の一方と他方に基づいて、周期的に、前記回転速度制御手段は前記遠心ポンプの回転速度を制御するとともに前記抵抗調整手段は前記管路の抵抗を調整することにより前記拍動流を生成することを特徴とする請求項１又は請求項２に記載の生体組織血管の試験装置。
4. 前記生体組織血管をバイパスするシャント回路さらに備え、
   前記第１の流量及び前記第１の圧力に基づき、前記抵抗調整手段は、前記シャント回路の抵抗を調整することを特徴とする請求項３に記載の生体組織血管の試験装置。
5. 前記生体組織血管の耐久性を評価する耐久性評価手段をさらに備え、
   前記耐久性評価手段は、少なくとも前記第１の圧力計及び前記第１の流量計からそれぞれ取得される前記第１の圧力及び前記第１の流量に基づき、前記生体組織血管における耐久性の指標を算出し、評価することを特徴とする請求項３又は請求項４に記載の生体組織血管の試験装置。
6. 前記循環管路に設けられる第２の圧力計をさらに備え、
   前記耐久性評価手段は、前記第１の圧力計、前記第２の圧力計及び前記第１の流量計からそれぞれ取得される前記第１の圧力、第２の圧力及び前記第１の流量に基づき、前記生体組織血管における耐久性の指標を算出し、評価することを特徴とする請求項５に記載の生体組織血管の試験装置。
7. 血管内圧力計及び血管径計測装置と、耐久性評価手段と、をさらに備え、
   前記耐久性評価手段は、前記血管内圧力計及び前記血管径計測装置から取得される血管内圧力及び血管径に基づき、前記生体組織血管における耐久性の指標を算出し、評価することを特徴とする請求項１から請求項４のいずれか一項に記載の生体組織血管の試験装置。
8. 培養液中の空気を脱泡する脱泡手段をさらに備え、
   前記脱泡手段は、前記培養槽の上部に外気と常時連通する空気抜き管路を設け、
   前記培養槽内における前記空気抜き管路の一端は、前記培養槽に保持される培養液の液面より上方に位置することを特徴とする請求項１から請求項７のいずれか一項に記載の生体組織血管の試験装置。
9. 培養液中の気体を脱泡する脱泡手段をさらに備え、
   前記脱泡手段は、脱泡培養液流入部及び脱泡培養液流出部を有するとともに培養液を保持する脱泡槽と、前記脱泡槽の上部に外気と常時連通する空気抜き管路と、を設け、
   前記脱泡槽内における前記空気抜き管路の一端は、前記脱泡槽に保持される培養液の液面より上方に位置しており、
   前記戻り管路は、第１の戻り管路と、第２の戻り管路とからなり、前記第１の戻り管路は、前記循環培養液流出部と前記脱泡培養液流入部とを直接連通し、前記脱泡槽内における前記第１の戻り管路の一端は、前記脱泡槽に保持される培養液の液面より下方に位置し、前記第２の戻り管路は、前記脱泡培養液流出部と前記遠心ポンプとを直接連通することを特徴とする請求項１から請求項７のいずれか一項に記載の生体組織血管の試験装置。
10. 前記生体組織血管を収容する前記培養槽を複数並列に配置し、
    前記供給管路から分岐された複数の前記供給管路、及び、前記戻り管路から分岐された複数の前記戻り管路が、各前記培養槽の前記生体組織血管入口部及び前記生体組織血管出口部にそれぞれ接続されることを特徴とする請求項１から請求項９のいずれか一項に記載の生体組織血管の試験装置。
11. 前記培養槽内に前記生体組織血管を複数並列に配置し、
    前記供給管路から分岐された複数の前記供給管路、及び、前記循環管路から分岐された複数の前記循環管路が、各前記生体組織血管の一端側及び他端側にそれぞれ連通されることを特徴とする請求項１から請求項９のいずれか一項に記載の生体組織血管の試験装置。
12. 前記培養液として血液を用い、前記流体管路を全て密閉回路とするとともに、
    前記培養槽の少なくとも一部を覆う恒温槽と、
    血液適合性評価手段と、をさらに備え、
    前記血液適合性評価手段は、前記生体組織血管内に形成される血栓の検出及び評価を行うことを特徴とする請求項１から請求項７のいずれか一項に記載の生体組織血管の試験装置。
13. 前記生体組織血管内に拡張させたステントを留置させ、
    前記血液適合性評価手段は、前記ステントに形成される血栓の検出及び評価を行うことを特徴とする請求項１２に記載の生体組織血管の試験装置。

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