計測自動制御学会東北支部 第 243 回研究集会 (2008.6.20)
資料番号 243-1

ステント使用時における血管―ステント間の接触圧力測定システムの開発
Development of Contact Pressure Measurement System on Artery-Stent Interface
笹川 和彦＊, ○横山

紘太郎＊, 成田純平＊

Kazuhiko Sasagawa＊, ○Kotaro Yokoyama＊, Junpei Narita＊＊

弘前大学大学院＊

Hirosaki University.

キーワード : ステント(stent), 血管(artery), 接触圧力分布(contact pressure distribution),センサ(sensor)
連絡先 : 〒036-8561 弘前市文京町 3 弘前大学大学院理工学研究科 知能機械システム工学専攻 笹川研究室 横山紘太郎, Tel.& Fax.:(0172)39-3690, E-mail: h07gs523@stu.hirosaki-u.ac.jp

1.

緒言

ステントは血管閉塞治療に用いられる医を新たに製作することにより, ステント形療器具であり, 金属製ワイヤでできた円管状検討のための血管−ステント間の接触圧形状を有している。血管に挿入し拡張, 留力分布測定システムを開発する。さらに血置することにより, 血管閉塞を治療するも管モデルを用いた模擬実験として, 血管モのである。しかしステント拡張時, ステンデルに水圧を作用させ, 接触圧力分布の測トと血管内壁の接触面における過大な圧力定を行い, システムの有効性を検討する。の作用により, 血管内壁が損傷し, 再び閉塞する再狭窄が問題となっている。よって,

2. 圧力分布測定システム

血管−ステント間の接触圧力については従圧力センサの圧力変換素子として導電性

来より検討がなされているが, 特定条件下フィルム(鬼怒川ゴム工業社製 KZ45)を用の有限要素解析等による検討がわずかにないた。導電性フィルムは, 作用圧力に応じされている (1) のみであり, 実際の測定に基て電気抵抗値が徐々に変化する特性を有しづいた検討は未だなされていない。ている。ウェットエッチング処理により櫛そこで本研究では, 血管−ステント間の目状に加工した 2 枚の銅張ポリイミドフィ

詳細な接触圧力分布の測定を実現するため,ルム電極(厚さ 85µm)の間に導電性フィル導電性フィルムを用いた専用の圧力センサ

ム(厚さ 50µm)を挟み込み, 上下の櫛目電-1-極が直交するように重ね合わせることによ
Active area
12mm
75mm

り, 多数の測定点をマトリックス状に得られる構造(2)のセンサを製作した。圧力セン
サの空間分解能は 500µm であり, 128×12mm2 の測定領域内に 256×24 の測定点を128mm配置した。センサ全体をマスキングシートにて封止するとセンサ全体の厚さは約300mm

450µm となるがセンサはしなやかで可撓性を有する。図 1 にセンサの構造を, 図 2 に製作したセンサの寸法と外観を示す。
Fig. 2 Dimensions of pressure sensor
Polyimide film(t=50µm)
Relay(Column)

Lead wire
Vcc

Personalcomputer

A/D
converter

Copperelectrode(t=30µm)

Sensordriving circuit
Multiplexer(Raw)

Electroconductive thin film(t=50µm)

Fig. 1 Pressure sensor assembly

測定システムの概略を図 3 に示す。リレ

Sensor matrixーボード(Interface 社製 CTP-2517)により片Fig. 3 Measuring system

側櫛目電極の 1 本を順次選択して電流を供給する。対面の櫛目電極はマルチプレクサ2.5択し, 電流供給電極と形成する交点に存在2する導電性フィルムの抵抗値を順次スキャ

1.5Voltage [V](Interface 社製 CTP-3177)により 1 本ずつ選ンする。また反転増幅回路を用いた測定回路によりフィルムの抵抗値に応じた電圧を10.50得る。選択されなかった電極が構成する回0り込み回路による干渉を排除するように測510152025Applied pressure [kPa]

定回路を構成し, 帰還抵抗の調整で測定圧Fig. 4 Relationship between applied pressure andoutput voltage

力の感度を調整できるようにした。図 4 に本センサの較正曲線の一例を示す。
-2-

3. 実験方法
本システムの有効性を検討するために血管−ステント間の接触圧力測定の模擬実験
Faucetを行った。実験には市販のステントを用いValveた。ステントの形状は直径 30mm, 長さ

Silicon rubber tube120mm であり, 構成するワイヤ径は 400µmである。図 5 に示すように内径約 25mm, 外径約 33mm のシリコンゴム製チューブを用Hoseいた大動脈血管モデル内に, まずセンサを,次いでステントを挿入した。そして図 6 に示すように血管内の環境を模擬するため,血管モデルの一端をホースにて水道の蛇口

Fig. 6 Experimental apparatusに接続し, 血管モデル内に水道水を導入できるようにした。また, モデルの他端には4. 結果と考察弁を設け水圧を作用させることができるようにした。水道水導入前での血管モデル−

水圧導入前の血管モデル−ステント間のステント間の接触圧力分布の測定を行い,接触圧力分布測定により得られた圧力分布

次いで血管モデル内に水道水を導入し, 水を図 7(a)に示す。ステントのワイヤ形状に圧を作用させたときの接触圧力分布の測定対応した圧力分布が得られている。また,を行った。また, 水圧作用前後における血水圧導入後の血管モデル−ステント間の接管モデル外径をそれぞれノギスにて計測し触圧力測定により得られた圧力分布を図た。

7(b)に示す。水圧作用後の圧力分布は作用前と比較すると全体的に高い圧力値を測定した。センサ受圧面全体での平均接触圧力は 13.25kPa から 18.25kPa と増加した。

Active area

また, 水圧作用前後で血管モデル外径をapprox.
φ33mmapprox.
φ25mm

計測した結果を図 8 に示す。水圧作用前の血管モデルの外径は 32.07mm, 水圧作用後の血管モデルの外径は 32.50mm であった。
水圧の作用により血管モデルが拡張していSilicon rubber tubesensorstentることが確認できた。血管モデルの外径が拡張したにもかかわらず, 測定した圧力がFig. 5 Schema of artery model using silicon

増加したのは, 水圧がステントのワイヤ部に加わったことによる接触圧力の増加が顕著だったためと考えられた。
-3-

以上により, 開発した本システムはワイ

5. 結言

ヤ形状に対応した血管モデル−ステント間血管−ステント間の詳細な接触圧力分布の接触圧力分布を詳細に測定でき，さらに，の測定を実現するため, 導電性フィルムを血管内の環境を模擬した水圧作用下の血管用いた専用の圧力センサを新たに製作する−ステント間の接触圧力分布を捉えることことにより, ステント形状検討のための接が可能であると言え，本システムの有効性

触圧力分布測定システムを開発した。血管を示すことができた。

モデルとステントを用いた模擬実験により,水圧作用に伴う血管モデル−ステント間の詳細な接触圧力分布の変化が測定可能であることを示し, 本システムの有効性を示した。最後に本研究の一部は平成 19 年度弘前大学学長指定重点研究によったことを記し，謝意を表する。

0201025 30[kPa] 参考文献

1) Takashima, K. Kitou, T, and Mori, K:(a) Without water pressure

Simulation and Experimental Observationof Contact Conditions between Stents andArtery Models, Medical Engineering &Physics., 29, 326/335 (2007).

0201025 30[kPa](b) With water pressure

金谷喜久雄: 感圧導電ゴムを用いた関Fig. 7 Contact pressure distribution between
stent and artery model(mm) 3332316302928

節内接触圧力分布測定システム, 日本
機械学会論文集 A 編, 58-551, 1154/1159(1992).

12Before waterpressure52) 原利昭, 笹川和彦, 中部昇, 古賀良夫,

3After waterpressure

4Fig. 8 External diameter before and after
supplying water pressure-4-