WO2012002334A1 - 心機能シミュレータ - Google Patents

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WO2012002334A1
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pump
fluid
chamber
valve
function simulator
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義之 妙中
巽　英介
章彦 本間
博仁 住倉
健太郎 大沼
一夫 片野
宏 向林
Original Assignee
独立行政法人国立循環器病研究センター
株式会社イワキ
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    • G—PHYSICS
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    • 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 cardiac function simulator that can be used for an endurance test of an auxiliary circulation device.
  • auxiliary circulation devices auxiliary artificial hearts
  • This auxiliary circulation device is required to have high reliability, and must be sufficiently tested before being put into practical use.
  • Non-Patent Document 1 a circulation simulator using a passive filling mechanism.
  • This is a flexible sac that simulates the contraction / expansion of the left ventricle inside the housing, and the contraction force of the flexible sac is adjusted by pressing the flexible sack with a piston driven by a linear motor. To do.
  • a mechanical force is directly applied to the flexible sack, and the flexible sack is likely to deteriorate. Therefore, the point that durability of a system is impaired becomes a problem.
  • An object of the present invention is to provide a cardiac function simulator capable of setting the pulsation state such as the contraction force of the heart and the number of pulsations and attaining high durability.
  • a cardiac function simulator includes a tank that stores a fluid in which an inlet and an outlet of a fluid are formed, a unidirectional first valve that circulates the fluid from the tank, and a reciprocating motion.
  • a pump chamber for sucking and pumping fluid by reciprocation of a member, an inlet for introducing fluid from the first valve into the pump chamber, a pumping outlet for pumping fluid from the pump chamber, and the pump chamber
  • a pump comprising a pump head formed with a communicating opening, and a closed first type which is connected to the opening formed in the pump head of the pump and adjusts the compliance (extensibility) of the pump chamber by the amount of air inside. It is characterized by comprising a chamber, a unidirectional second valve that allows fluid from the tank to flow, and a conduit that allows fluid from the second valve to flow to the inlet of the tank.
  • a cardiac function simulator capable of setting the pulsation state such as the contractile force of the heart and the number of pulsations, and achieving high durability.
  • FIG. 3B is a sectional view taken along line AA ′ shown in FIG. 3A. It is a figure explaining the relationship between operation
  • FIG. 1 is a block diagram of a cardiac function simulator according to an embodiment of the present invention.
  • the core function simulator includes a circulation circuit that simulates the systemic circulation system (or lung circulation system).
  • the circulation circuit includes a reservoir 1 that simulates the left or right atrium, a pulsation pump 5 that simulates the left or right ventricle, and a closed chamber 14 that simulates the aorta or pulmonary artery, and the pulsation pump 5 and the closed chamber.
  • 14 and the bypass flow for the auxiliary artificial heart consisting of the pipelines 35 and 36 are formed in parallel with the main flow, and the tube from the closed chamber 14 to the reservoir 1 is formed.
  • a total flow is formed by the paths 17 and 19.
  • a reservoir 1 for storing fluid and a pulsation pump 5 include a conduit 3 for transferring fluid from the reservoir 1 to the pulsation pump 5, and conduits 11, 17, and 19 for transferring fluid from the pulsation pump 5 to the reservoir 1.
  • the one-way valve 4 (first valve) and the one-way valve 10 (second valve) for flowing fluid in one direction are provided on the suction port side and the pulse outlet side of the pulsation pump 5, respectively.
  • a closed chamber 6 (first chamber) that adjusts the internal pressure of the pump chamber of the pulsating pump 5
  • a closed chamber 14 second chamber that provides compliance (extensibility) between the pipe lines 11 and 17,
  • an electric proportional control valve 18 for adjusting the fluid resistance of the pipe line 17.
  • the pump head of the pulsation pump 5 and the conduit 11 are provided with a first branch port 5b and a second branch port 11a, respectively.
  • An evaluation pump 20 to be evaluated is connected to these branch ports 5b and 11a via pipes 35 and 36, respectively.
  • the heart function simulator includes an outlet 1 b side of the reservoir 1, a pulsation pump 5, a closed chamber 6, a closed chamber 14, a vicinity of the inlet 14 b of the closed chamber 14 of the pipe 11, and the pipe 17.
  • Pressure sensors 21, 22, 31, 33, 23, 24, near the outlet 14c of the closed chamber 14, near the inlet of the evaluation pump 20 in the conduit 35, and near the outlet of the evaluation pump 20 in the conduit 36, respectively. 25 and 26 are provided.
  • These pressure sensors 21 to 26, 31, and 33 can measure the pressure of each part in real time.
  • the pipes 11, 17, and 36 are provided with flow meters 12, 34, and 37 that detect the flow rate of the fluid, respectively.
  • the outputs of the pressure sensors 21 to 26, 31, and 33 and the flow meters 12, 34, and 37 are used for counting simulation results by the measuring device and fed back to the control device to be used for controlling the circulation circuit. .
  • the systemic circulation system will be described as an example.
  • the left ventricle is the right ventricle
  • the left atrium is the right atrium
  • the aorta is the pulmonary artery
  • the peripheral vascular resistance is the pulmonary vascular resistance
  • the mitral valve The same applies to the pulmonary circulatory system if the tricuspid valve is a pulmonary valve and the vena cava is a pulmonary vein.
  • FIG. 2 is a diagram for explaining the heart function simulator and the systemic circulation system, and arrows A1 to A4 in the figure represent the blood flow.
  • Blood flowing from the left atrium to the left ventricle via the mitral valve in the living body corresponds to the flow of fluid drawn from the reservoir 1 to the pulsation pump 5 via the one-way valve 4 in the cardiac function simulator. .
  • Blood flowing from the left ventricle to the aorta via the aortic valve (arrow A1) is pumped from the pulsating pump 5 to the closed chamber 14 via the conduit 11 via the one-way valve 10 in the cardiac function simulator. It corresponds to.
  • the blood (arrow A2) heading from the aorta to the peripheral vascular resistance corresponds to the fluid flowing from the closed chamber 14 to the electric proportional control valve 18 via the conduit 17.
  • the blood (arrow A3) heading from the peripheral vascular resistance to the left atrium via the vena cava corresponds to the fluid flowing into the reservoir 1 from the electric proportional control valve 18 via the conduit 19.
  • the reservoir 1 includes a reservoir body 1c that stores fluid. On the side surface of the reservoir main body 1c, there are an inlet 1a for taking the fluid flowing in from the pipe 19 into the reservoir main body 1c, and an outlet 1b for letting the fluid stored in the reservoir main body 1c flow out to the pipe 3. Is formed.
  • the reservoir 1 is provided on the downstream side of the electric proportional control valve 18 and can simulate the left atrial pressure of the living body. Further, the left atrial pressure can be adjusted by changing the level of the fluid in the reservoir 1. The left atrial pressure can be detected by a pressure sensor 21 provided on the outlet 1b side of the reservoir 1.
  • a heater 2 as a heat source can be installed in the reservoir 1 as necessary.
  • the temperature of the fluid circulating in the cardiac function simulator can be kept constant.
  • the pulsating pump 5 includes a pump chamber that sucks and pumps fluid by a reciprocating motion of a reciprocating member, an inlet that introduces fluid into the pump chamber, and a pumping outlet that pumps fluid from the pump chamber.
  • An opening 5 a for connecting the closed chamber 6 is formed in the pump head of the pulsating pump 5.
  • the pulsation pump 5 has a structure as shown in FIGS. 3A and 3B.
  • FIG. 3A is a schematic view of the internal structure of the pulsation pump 5 and the closed chamber 6, and
  • FIG. 3B is a cross-sectional view taken along the line AA 'shown in FIG. 3A.
  • a flexible diaphragm 104 is attached to the tip of the drive shaft 101 that is reciprocated by the electromagnetic force of a pump body (not shown).
  • the diaphragm 104 forms a pump chamber 120 between itself and the pump head 110, and a peripheral portion thereof is held by the pump head 110 and the bracket 111.
  • an intake fluid passage 121 extending from the pump chamber 120 in the left direction in FIG. 3A and a pumping fluid passage 122 extending from the pump chamber 120 in the right direction in FIG. 3A are formed.
  • the pump head 110 has an opening 5a at the front center.
  • the opening 5 a is connected to an inlet 6 b at the lower part of the closed chamber 6 through a pipe 123 extending forward from the pump head 110.
  • a housing 113 constituting a suction port is provided at the end of the suction fluid passage 121.
  • a one-way valve 4 is connected in the housing 113.
  • the housing 105 constituting the outlet is connected to the end of the outlet fluid passage 122.
  • a one-way valve 10 is connected in the housing 105.
  • duckbill valves ball valves, umbrella valves, two-leaf valves, one-leaf valves, biological valves, etc. can be easily replaced. Characteristics (fluid resistance, reverse flow rate, impact) can be compared.
  • valve stenosis CAD CAD CAD CAD CAD CAD CAD CAD CAD CAD CAD CAD CAD CAD CAD CAD CAD CAD CAD CAD CAD CAD CAD CAD CAD CAD CAD CAD CAD CAD CAD CAD CAD CAD CAD CAD CAD CAD CAD CAD CAD CAD CAD CAD CAD CAD CAD CAD CAD CAD CAD CAD CAD CAD CAD CAD CAD CAD CAD CAD CAD CAD CAD CAD CAD CAD CAD CAD CAD CAD CAD CAD CAD CAD CAD CAD CAD CAD CAD CAD CAD CAD CAD CAD CAD CAD CAD CAD CAD CAD CAD CAD CAD CAD CAD CAD CAD CAD CAD CAD CAD CAD CAD CAD CAD CAD CAD CAD CAD CAD CAD CAD CAD CAD CAD CAD CAD CAD CAD CAD CAD CAD CAD
  • the behavior of the one-way valves 4 and 10 and the diaphragm 104 of the pulsation pump 5 can be visually evaluated.
  • the pulsation pump 5 having the above structure can control the number of pulsations of the diaphragm by changing the reciprocation cycle of the drive shaft. As a result, the amount of fluid pumped from the pump chamber 120 can be changed.
  • the pulsation pump 5 can electronically control the stroke length (diaphragm operating range).
  • the stroke volume increases as the stroke length increases, and the stroke volume decreases as the stroke length decreases.
  • the closed chamber 6 connected to the opening 5a of the pulsating pump 5 gives arbitrary compliance to the pulsating pump 5 by changing the amount of air in the housing.
  • An air flow path 7 and air pressure adjusting valves 8 and 30 are installed in the air port 6a at the upper part of the closed chamber 6, and the amount of air can be controlled electronically. Note that increasing the amount of air in the closed chamber 6 increases the compliance and decreases the contraction force of the pulsating pump 5. When the amount of air decreases, the compliance decreases and the contractile force of the pulsating pump 5 increases.
  • the closed type chamber 6 regulates the air from the air flow path 7 using the air pressure adjusting valves 8 and 30, and continuously applies pressure to the air in the closed type chamber 6 to keep the liquid level in the closed type chamber 6 constant. Can keep.
  • the pulsating pump 5 can be provided with a safety valve 9 through an opening 5c formed in the pump head 110 from the viewpoint of safety. In this case, even if excessive pressure is applied to the pulsation pump 5, the fluid can be released to the safety valve 9.
  • (1) in FIG. 4 is a diagram for explaining the relationship between the systole of the pump chamber of the pulsating pump 5 and the systemic circulation system.
  • the pump chamber of the pulsating pump 5 contracts, fluid in the pump chamber is pumped out toward the closed chamber 14 and the electric proportional control valve 18 through the one-way valve 10.
  • This corresponds to the operation of the systemic circulation system during the systole of the living heart as indicated by (1) in FIG. That is, the contraction of the pump chamber of the pulsating pump 5 corresponds to the contraction operation of the left ventricle indicated by the arrow B in (1) in FIG.
  • the blood in the left ventricle becomes peripheral blood vessel resistance corresponding to the electric proportional control valve 18 via the aortic valve corresponding to the one-way valve 10 and the closed chamber 14 corresponding to the aorta as shown by arrows A1 and A2. Be beaten by.
  • (2) in FIG. 4 is a diagram for explaining the relationship between the expansion period of the pump chamber of the pulsating pump 5 and the systemic circulation system.
  • the pump chamber of the pulsation pump 5 When the pump chamber of the pulsation pump 5 is expanded, the fluid stored in the reservoir 1 is sucked into the pump chamber of the pulsation pump 5 through the conduit 3 and the one-way valve 4.
  • This corresponds to the operation of the systemic circulation system in the diastole of the living heart, as shown in (2) in FIG. That is, the expansion of the pump chamber of the pulsating pump 5 corresponds to the expansion operation of the left ventricle indicated by the arrow C in FIG.
  • the blood that has returned to the left atrium corresponding to the reservoir 1 by the vena cava corresponding to the duct 19 as shown by the arrow A3 has the mitral valve corresponding to the one-way valve 4 as shown by the arrow A4. Via the pulsation pump 5.
  • FIG. 5 is a view for explaining the relationship between the closed chamber 6 and the body circulation system.
  • (1) indicates that the closed chamber 6 does not contain air
  • (2) indicates the closed chamber 6. It is a figure when air is contained.
  • the stroke volume of the pulsating pump 5 changes. This corresponds to a change in the left ventricular stroke volume in the systemic circulation.
  • the true heart function simulator not only the normal heart function with sufficient left ventricular stroke volume but also the heart function of the failing heart with weak contraction force of the left ventricle can be simulated. be able to.
  • a flexible diaphragm or sack such as a polyurethane thin film is used to reproduce the flexibility of the living heart.
  • the pulsation pump 5 of the heart function simulator can quantitatively change the compliance component of the pulsation pump 5 by adjusting the amount of air in the closed chamber 6 attached to the metering pump. Thereby, it is possible to reproduce the decrease in the contractile ability in the failing heart.
  • the stroke volume by continuously adjusting the pump stroke of the pulsating pump 5 with the control device, and quantitatively reproduce the decrease in the cardiac output in the failing heart. be able to.
  • the volume of the living heart and the rise of the internal pressure of the pump can be changed together with the air amount of the closed chamber 6 and the pump stroke. it can.
  • the adjustment range can be reproduced from the heart failure state to the healthy heart and beyond, so the long-term endurance test in the heart failure state according to the purpose of use of the test device including the evaluation pump and the more severe in the accelerated test
  • the user can arbitrarily set the test conditions such as a test under various conditions.
  • the closed chamber 14 is provided on the downstream side of the flow meter 12 and imparts a blood vessel compliance component to the pressure waveform pumped out from the pulsation pump 5.
  • An air flow path 15 and an air pressure adjusting valve 16 and 32 are installed in the air port 14a at the upper part of the housing of the closed chamber 14, and the amount of air can be controlled electronically.
  • the closed chamber 14 also adjusts the air from the air flow path 15 using the air pressure adjusting valves 16 and 32 to continuously apply pressure to the air in the closed chamber 14, thereby closing the closed chamber 14.
  • the liquid level in the chamber 14 can be kept constant. In this way, by keeping the air pressure and capacity of the closed chamber 14 constant, it is possible to prevent changes in compliance due to air leakage during long-term operation in the durability test.
  • time-varying characteristics can be imparted to compliance through continuous control.
  • the electric proportional control valve 18 is provided on the downstream side of the closed chamber 14.
  • the resistance of the circuit can be adjusted by adjusting the opening degree of the electric proportional control valve 18.
  • the fluid can be adjusted to an arbitrary pressure and flow rate.
  • the back load can be kept constant in the durability test by feeding back the output of the pressure sensor to the control device.
  • Ferrule piping can be used for the pipe lines 11, 17, and 19.
  • physiological saline or glycerin aqueous solution can be used for the fluid depending on the corrosion resistance of the ferrule pipe. This enables a test using a fluid adjusted to a viscosity equivalent to that of blood.
  • the flow rate of the fluid in the pipes 11 and 17 is measured by the flow meters 12 and 34, respectively.
  • the evaluation pump 20 is connected so as to bypass the branch port 5b of the pulsation pump 5 and the branch port 11a upstream of the closed chamber 14 via the pipelines 35 and 36. At this time, the generated pressures of the pulsating pump 5 and the closed chamber 14 respectively become a preload and a postload on the evaluation pump 20.
  • the auxiliary circulation device as a sample is connected to the pulsation pump 5 corresponding to the left ventricle on the blood removal (inhalation) side and to the vicinity of the closed chamber 14 corresponding to the aorta on the blood supply (pumping) side.
  • the electric proportional control valve 18, and the amount of air in the closed chambers 6 and 14 can be adjusted by the control device, physiological conditions (number of pulsations) , Heart rate, flow rate) and lifestyle patterns (day / night, rest / exercise, etc.).
  • FIG. 6 shows a simulation result by the true heart function simulator.
  • (1) is the flow rate of the fluid in the pipe line 11 and corresponds to the aortic flow rate.
  • (2) is the internal pressure of the pump chamber of the pulsating pump 5 and corresponds to the left ventricular pressure.
  • (3) in FIG. 6 is the fluid pressure before and after the closed chamber 14 and corresponds to the aortic pressure.
  • duckbill valves are used for the one-way valves 4 and 10.
  • the pump chamber expands, and during the period II to III the pump chamber contracts.
  • the period of the pump that combines these expansion and contraction periods is about 0.85 s, which corresponds to a heart rate of 70 bpm.
  • the solid line in the figure indicates a healthy heart, and the broken line indicates a failure heart simulation result.
  • the contraction of the pump chamber of the pulsating pump 5 begins, and at time d, the internal pressure (left ventricular pressure) of the pulsating pump 5 substantially matches the fluid pressure (aortic pressure) of the conduit 11. Thereafter, when the internal pressure of the pulsating pump 5 exceeds the fluid pressure in the pipe 11, the one-way valve 10 is opened, and the flow rate in the pipe 11 increases.
  • a phase relationship similar to a biological waveform can be obtained by using the true heart function simulator.
  • the characteristics of the pressure waveform can be sufficiently reproduced.
  • the disc caused by the closure of the aortic valve during the transition from the systole to the diastole of the living heart Rotic notch is also reproduced.
  • the steep rise and the gradual fall that are characteristic of the flow rate waveform are also reproduced.
  • the flow rate of the circulation circuit can be controlled by changing the parameters of the electric proportional control valve 18, the pulsation pump 5, the closed chamber 6, and the closed chamber 14.
  • the contraction force of the pulsating pump 5 can be varied by adjusting the water level of the closed chamber 6 connected to the pulsating pump 5. Therefore, for example, when the water level of the closed chamber 6 is lowered, the flow rate and pressure are also lowered accordingly, so that the failure heart shown by the broken line in FIG. 6 can be simulated.
  • the ratio between the flow rate of the entire system including the fluid flowing through the evaluation pump 20 and the bypass flow flowing through the evaluation pump 20 can be arbitrarily changed.
  • the aortic valve will not open and close, resulting in problems such as thrombus. Can be reproduced.
  • a simulator for medical education such as quantitative evaluation of changes in pressure waveform and flow rate waveform when these parameters are changed can be used. Can be applied. For example, a disease state such as arteriosclerosis in which a decrease in compliance is recognized can be reproduced by reducing the amount of air in the closed chamber 14.
  • the day mode (the state of the human body's day beats, blood pressure, etc.), the night mode (also the bedtime state), the exercise mode (also the state of active exercise), the beat It is also possible to simulate according to a human life pattern such as repeating the motion stop mode in a predetermined cycle (for example, one day).
  • the left ventricular pressure, aortic pressure, and aortic flow similar to those of a living body can be generated in a phase relationship that matches the living body. From these characteristics, this apparatus can be used as a simulator for cardiac function / circulatory system of a living body.

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Abstract

　心機能シミュレータは、流体の流入口及び流出口が形成された流体を貯留するタンクと、前記タンクからの流体を流通させる一方向性の第１の弁と、往復動部材の往復動によって流体を吸入及び拍出するポンプ室、前記ポンプ室へ前記第１の弁からの流体を導入する吸入口、前記ポンプ室からの流体を拍出する拍出口、前記ポンプ室に通じる開口が形成されたポンプヘッドからなるポンプと、前記ポンプのポンプヘッドに形成された開口に接続されて内部の空気量によって前記ポンプ室のコンプライアンスを調整する閉鎖型の第１のチャンバと、前記タンクからの流体を流通させる一方向性の第２の弁と、前記第２の弁からの流体を前記タンクの流入口まで流通させる管路とを備えたことを特徴とする。

Description

心機能シミュレータ
　本発明は、補助循環装置の耐久試験に利用可能な心機能シミュレータに関する。
　現在、高度心不全患者に対して補助循環装置（補助人工心臓）が広く用いられている。この補助循環装置には高い信頼性が求められており、実用化までには十分に試験する必要がある。
　そこで、従来から、このような補助循環装置の試験をするため心機能及び循環系を模擬する装置がいくつか提案されており、それら装置のいくつかは拍動ポンプを利用することで心臓を模擬している。拍動ポンプを用いた場合、ポンプ室の収縮・拡張の周期を調整することができるため、心臓の様々な拍動数を模擬することができる。しかし、これら拍動ポンプは通常、収縮力などの拍動状態を調整することができない。この場合、収縮力が異なる様々な心臓を十分に模擬することができない。
　この問題を解決する技術として、パッシブフィリング機構を利用した循環シミュレータが提案されている（非特許文献１）。これは、ハウジング内に左心室の収縮・拡張を模擬する可撓性サックを設けており、この可撓性サックをリニアモータで駆動されるピストンで押しつけることで可撓性サックの収縮力を調整するものである。しかし、この場合、可撓性サックには直接機械的な力が加わることとなり、可撓性サックが劣化しやすくなる。そのためシステムの耐久性が損なわれる点が問題となる。
横山敬正他、「左心収縮期評価指数Ｅｍａｘ変更可能なパッシブフィリング機構左心模擬心モデルの開発」、２００９年、第４８回日本生体医工学会大会
　本発明は、心臓の収縮力、拍動数などの拍動状態の設定を可能にすると共に、高耐久性を図った心機能シミュレータを提供することを目的とする。
　本発明の一態様に係る心機能シミュレータは、流体の流入口及び流出口が形成された流体を貯留するタンクと、前記タンクからの流体を流通させる一方向性の第１の弁と、往復動部材の往復動によって流体を吸入及び拍出するポンプ室、前記ポンプ室へ前記第１の弁からの流体を導入する吸入口、前記ポンプ室からの流体を拍出する拍出口、前記ポンプ室に通じる開口が形成されたポンプヘッドからなるポンプと、前記ポンプのポンプヘッドに形成された開口に接続されて内部の空気量によって前記ポンプ室のコンプライアンス（伸展性）を調整する閉鎖型の第１のチャンバと、前記タンクからの流体を流通させる一方向性の第２の弁と、前記第２の弁からの流体を前記タンクの流入口まで流通させる管路とを備えたことを特徴とする。
　本発明によれば、心臓の収縮力、拍動数などの拍動状態の設定を可能にすると共に、高耐久性を図った心機能シミュレータを提供することができる。
本発明の実施形態に係る心機能シミュレータのブロック図である。 同心機能シミュレータと体循環系の対応を説明する図である。 同心機能シミュレータの拍動ポンプ及び閉鎖型チャンバの内部構造の概略図である。 図３Ａに示すＡ－Ａ´断面図である。 同心機能シミュレータの拍動ポンプの動作と体循環系及び肺循環系との関係を説明する図である。 同心機能シミュレータの第１の閉鎖型チャンバの動作と体循環系及び肺循環系との関係を説明する図である。 同心機能シミュレータのシミュレーション結果を示すグラフである。
　以下、添付の図面を参照して本発明の実施形態について説明する。
　［全体システム］
　図１は、本発明の実施形態に係る心機能シミュレータのブロック図である。
　本心機能シミュレータは、体循環系（又は肺循環系）を模擬する循環回路を備える。
　この循環回路は、左心房又は右心房を模擬するリザーバ１、左心室又は右心室を模擬する拍動ポンプ５及び大動脈又は肺動脈を模擬する閉鎖型チャンバ１４を備え、拍動ポンプ５と閉鎖型チャンバ１４の間の管路１１からなるメインフローを形成すると共に、このメインフローに並列に管路３５、３６からなる補助人工心臓用のバイパスフローを形成し、閉鎖型チャンバ１４からリザーバ１までの管路１７、１９によってトータルフローを形成している。
　流体を貯留するリザーバ１と拍動ポンプ５は、流体をリザーバ１から拍動ポンプ５に移送する管路３と、流体を拍動ポンプ５からリザーバ１へ移送する管路１１、１７、１９とにより接続されている。また、拍動ポンプ５の吸入口側及び拍出口側には、それぞれ流体を一方向に流す一方向弁４（第１の弁）及び一方向弁１０（第２の弁）を備える。さらに、拍動ポンプ５のポンプ室の内圧を調整する閉鎖型チャンバ６（第１のチャンバ）、管路１１及び１７間にコンプライアンス（伸展性）を与える閉鎖型チャンバ１４（第２のチャンバ）、及び管路１７の流体抵抗を調整するための電動比例制御弁１８を備える。
　ここで、拍動ポンプ５のポンプヘッド及び管路１１には、それぞれ第１の分岐ポート５ｂ及び第２の分岐ポート１１ａが設けられている。これら分岐ポート５ｂ及び１１ａには、それぞれ管路３５及び３６を介して評価対象となる評価ポンプ２０が接続される。
　さらに、本心機能シミュレータには、リザーバ１の流出口１ｂ側、拍動ポンプ５、閉鎖型チャンバ６、閉鎖型チャンバ１４、管路１１の閉鎖型チャンバ１４の流入口１４ｂ付近、管路１７の閉鎖型チャンバ１４の拍出口１４ｃ付近、管路３５の評価ポンプ２０の吸入口付近、及び管路３６の評価ポンプ２０の拍出口付近にそれぞれ圧力センサ２１、２２、３１、３３、２３、２４、２５、及び２６が設けられている。これら圧力センサ２１～２６、３１、及び３３によって、各部の圧力をリアルタイムに計測することができる。また、管路１１、１７、及び３６には、それぞれ流体の流量を検知する流量計１２、３４、及び３７が設けられている。これら圧力センサ２１～２６、３１、及び３３、並びに流量計１２、３４、及び３７の出力は、計測装置によるシミュレーション結果の集計に用いられると共に、制御装置にフィードバックされて循環回路の制御に用いられる。
　［心機能シミュレータと体循環系の対応］
　次に、本実施形態に係る心機能シミュレータと体循環系の対応について説明する。
　なお、ここから先は、説明の便宜上、体循環系を例に挙げて説明するが、左心室を右心室、左心房を右心房、大動脈を肺動脈、末梢血管抵抗を肺血管抵抗、僧帽弁を三尖弁、大動脈弁を肺動脈弁、大静脈を肺静脈とすれば、肺循環系についても同様に適用することができる。
　図２は、本心機能シミュレータと体循環系を説明する図であり、図中の矢印Ａ１～Ａ４は、血液の流れを表している。
　生体における僧帽弁を介して左心房から左心室に向かう血液（矢印Ａ４）は、心機能シミュレータにおける一方向弁４を介してリザーバ１から拍動ポンプ５に吸入される流体の流れに相当する。大動脈弁を介して左心室から大動脈に向かう血液（矢印Ａ１）は、心機能シミュレータにおける一方向弁１０を介して拍動ポンプ５から管路１１を介して閉鎖型チャンバ１４に拍出される流体に相当する。大動脈から末梢血管抵抗に向かう血液（矢印Ａ２）は、管路１７を介して閉鎖型チャンバ１４から電動比例制御弁１８に流入する流体に相当する。末梢血管抵抗から大静脈を経て左心房に向かう血液（矢印Ａ３）は、電動比例制御弁１８から管路１９を経てリザーバ１に流入する流体に相当する。
　［各機能ブロックの説明］
　次に、本実施形態に係る心機能シミュレータの各機能ブロックについて説明する。
　リザーバ１は、流体を貯留するリザーバ本体１ｃを備える。このリザーバ本体１ｃの側面には、管路１９から流入する流体をリザーバ本体１ｃに取り入れるための流入口１ａと、リザーバ本体１ｃに貯留された流体を管路３に流出させるための流出口１ｂが形成されている。このリザーバ１は、電動比例制御弁１８の下流側に設けられており、生体の左心房圧を模擬することができる。また、左心房圧は、リザーバ１内の流体の液面（の高さ）を変更することで調整することができる。なお、左心房圧は、リザーバ１の流出口１ｂ側に設けられた圧力センサ２１によって検知することができる。
　さらに、必要に応じて、このリザーバ１内に熱源であるヒータ２を設置することもできる。この場合、心機能シミュレータ内を循環する流体の温度を一定に保つことができる。
　拍動ポンプ５は、往復動部材の往復動によって流体を吸入及び拍出するポンプ室、このポンプ室へ流体を導入する吸入口、及びポンプ室からの流体を拍出する拍出口を備える。また拍動ポンプ５のポンプヘッドには、閉鎖型チャンバ６を接続するための開口５ａが形成されている。
　この拍動ポンプ５は、図３Ａ、図３Ｂに示すような構造となっている。ここで、図３Ａは拍動ポンプ５及び閉鎖型チャンバ６の内部構造の概略図、図３Ｂは図３Ａに示すＡ－Ａ´断面図となっている。
　図示しないポンプ本体の電磁力によって往復駆動される駆動軸１０１の先端部には可撓性のダイヤフラム１０４が装着されている。ダイヤフラム１０４は、ポンプヘッド１１０との間にポンプ室１２０を形成し、その周縁部がポンプヘッド１１０とブラケット１１１とによって保持されている。ポンプヘッド１１０には、ポンプ室１２０から図３Ａの左方向に延びる吸入流体通路１２１と、ポンプ室１２０から図３Ａの右方向に延びる拍出流体通路１２２とが形成されている。
　ポンプヘッド１１０には、前面中央部に開口部５ａが形成されている。この開口部５ａは、ポンプヘッド１１０から前方に伸びる管１２３を介して、閉鎖型チャンバ６の下部の流入口６ｂに接続されている。
　吸入流体通路１２１の端部には、吸入口を構成するハウジング１１３が設けられている。このハウジング１１３内には、一方向弁４が接続されている。他方、拍出流体通路１２２の端部には、拍出口を構成するハウジング１０５が接続されている。このハウジング１０５内には、一方向弁１０が接続されている。
　なお、一方向弁４及び１０に関しては、ダックビルバルブ、ボール弁、アンブレラ弁、二葉弁、一葉弁、生体弁等を簡易に交換可能であり、弁の違いによる各波形への影響や、弁自体の特性（流体抵抗、逆流量、衝撃）を比較することができる。
　また、弁材質、機構、構造を変更することで弁の機能不全（弁狭窄、閉鎖不全、逆流）に起因する疾患における血行動態を容易に再現することができる。
　さらに、ハウジング１１３、１０５、拍動ポンプ５に透明アクリル材料を用いた場合、一方向弁４及び１０、拍動ポンプ５のダイヤフラム１０４の挙動を視覚的に評価することができる。
　以上の構造による拍動ポンプ５は、駆動軸の往復動周期を変化させることでダイヤフラムの拍動数を制御することができる。これによってポンプ室１２０から拍出される流体の拍出量を変化させることができる。
　また、拍動ポンプ５は、ストローク長（ダイヤフラムの稼動域）を電子的に制御することができる。なお、ストローク長が増加すると一回拍出量は増加し、ストローク長を減少すると一回拍出量は減少する。
　拍動ポンプ５の開口部５ａに接続されている閉鎖型チャンバ６は、ハウジング内の空気量を変化させることで拍動ポンプ５に任意のコンプライアンスを付与するものである。この閉鎖型チャンバ６の上部にある空気ポート６ａには空気流路７、空気圧調整バルブ８、及び３０が設置されており、空気量を電子的に制御することができる。なお、閉鎖型チャンバ６内の空気量を増加させることでコンプライアンスが増加し拍動ポンプ５の収縮力が減少する。空気量が減少するとコンプライアンスが減少し拍動ポンプ５の収縮力が増加する。閉鎖型チャンバ６は、空気流路７からの空気を空気圧調整弁８及び３０によって調節し、持続的に閉鎖型チャンバ６内の空気に圧力を与え、閉鎖型チャンバ６内の液面を一定も保つことができる。
　なお、拍動ポンプ５には、安全性の観点から、ポンプヘッド１１０に形成された開口部５ｃを介して安全弁９を設けることができる。この場合、過度の圧力が拍動ポンプ５に負荷されても流体を安全弁９に逃がすことができる。
　次に、拍動ポンプ５のポンプ室の収縮期及び拡張期と体循環系の関係について図４を用いて説明する。
　図４中（１）は、拍動ポンプ５のポンプ室の収縮期と体循環系の関係を説明する図である。拍動ポンプ５のポンプ室が収縮すると、ポンプ室内の流体が一方向性弁１０を介して閉鎖型チャンバ１４及び電動比例制御弁１８に向けて拍出される。これは、図４中（１）に示す通り、生体心臓の収縮期における体循環系の動作に相当する。つまり、拍動ポンプ５のポンプ室の収縮は、図４中（１）の矢印Ｂで示す左心室の収縮動作に相当する。これによって、左心室にある血液は、矢印Ａ１及びＡ２に示すように一方向弁１０に相当する大動脈弁及び大動脈に相当する閉鎖型チャンバ１４を介して電動比例制御弁１８に相当する末梢血管抵抗に拍出される。
　図４中（２）は、拍動ポンプ５のポンプ室の拡張期と体循環系の関係を説明する図である。拍動ポンプ５のポンプ室が拡張すると、リザーバ１に貯留されている流体が管路３及び一方向性弁４を介して拍動ポンプ５のポンプ室内に吸入される。これは、図４中（２）に示す通り、生体心臓の拡張期における体循環系の動作に相当する。つまり、拍動ポンプ５のポンプ室の拡張は、図４中（２）の矢印Ｃで示す左心室の拡張動作に相当する。これによって、矢印Ａ３に示すように管路１９に相当する大静脈によってリザーバ１に相当する左心房に戻ってきた血液は、矢印Ａ４に示すように、一方向弁４に相当する僧帽弁を介して拍動ポンプ５に吸入される。
　次に、閉鎖型チャンバ６の動作と体循環系の関係について説明する。
　図５は、閉鎖型チャンバ６と体循環系の関係を説明する図であり、図中（１）は閉鎖型チャンバ６に空気が入っていない場合、図中（２）は閉鎖型チャンバ６に空気が入っている場合の図である。
　図５中（１）に示すように、閉鎖型チャンバ６に空気が入っていない場合、図中点線Ｄで示すように拍動ポンプ５のポンプ室の収縮力Ｂは低減しない。これによって、拍動ポンプ５は管路１１に向けて多くの流体を拍出することができる（図中点線矢印Ａ１及びＡ２）。一方、図５中（２）に示すように、閉鎖型チャンバ６に空気が入っている場合、図中点線Ｄ´で示すように拍動ポンプ５のポンプ室の収縮力ＢはＢ´に低減してしまう。この場合、拍動ポンプ５は、ポンプ室を十分に収縮することができず、一回拍出量が減少する（図中点線矢印Ａ１´及びＡ２´）。
　このように、閉鎖型チャンバ６内の空気圧を変化させることで、拍動ポンプ５の拍出量が変化する。これは、体循環系において、左心室の一回拍出量が変化することに相当する。これによって、本心機能シミュレータの場合、左心室の一回拍出量が十分にある通常の心機能が模擬できるばかりでなく、左心室の収縮力が弱い不全心の心機能なども模擬することができる。
　また、従来の心機能シミュレータでは、生体心臓の柔軟性を再現するためポリウレタン製薄膜などの可撓性のダイヤフラムやサックを用いていた。しかし、この場合、心臓のコンプライアンス成分を定量的に制御することは困難であった。本心機能シミュレータの拍動ポンプ５は定量ポンプに装着した閉鎖型チャンバ６の空気量を調節することで拍動ポンプ５のコンプライアンス成分を定量的に変更することができる。これにより不全心における収縮能力の低下を再現することが可能である。
　さらに、拍動ポンプ５のポンプストロークを制御装置で連続的に調節することで一回拍出量を変更することが可能であり、不全心における心拍出量の低下を定量的に再現することができる。同様に、制御装置で拍動ポンプ５の拍動数を連続的に変更できるため閉鎖型チャンバ６の空気量、ポンプストロークと併せて生体心臓の拍出量やポンプ内圧の立ち上がりを変更することができる。調整範囲は心不全状態から健常心、それ以上の拍出状態までも再現することができるため、評価ポンプを含む被験デバイスの使用目的に即した心不全状態での長期耐久試験や、加速試験的により過酷な条件での試験など、試験条件を使用者が任意に設定することができる。
　閉鎖型チャンバ１４は、流量計１２の下流側に設けられ、拍動ポンプ５から拍出された圧波形に対し、血管コンプライアンス成分を付与するものである。閉鎖型チャンバ１４のハウジング上部にある空気ポート１４ａには空気流路１５、空気圧調整バルブ１６、及び３２が設置されており、空気量を電子的に制御することができる。閉鎖型チャンバ１４内部の空気量を調節することで、動脈波形の脈圧（管路１１に流れる流体の圧力）を任意の値に変更することができる。なお、閉鎖型チャンバ１４内の空気量を増加させることで血管コンプライアンスが増加し圧波形の脈圧が減少する。
　また、閉鎖型チャンバ１４も閉鎖型チャンバ６と同様に、空気流路１５からの空気を空気圧調整弁１６及び３２で調節し、持続的に閉鎖型チャンバ１４内の空気に圧力を与え、閉鎖型チャンバ１４内の液面を一定に保つことができる。このように、閉鎖型チャンバ１４の空気圧と容量を一定に保つことで耐久試験における長期運転時の空気漏れによるコンプライアンスの変化を防止することができる。
　さらに、連続的な制御をすることでコンプライアンスに時変的特性を付与することができる。
　従来の心機能シミュレータでは、大動脈のコンプライアンス成分を再現するため管路に柔軟なチューブ等を用いていた。これに対し、本心機能シミュレータでは、管路のほとんどを金属配管にすることができ、この場合、大動脈のコンプライアンス成分はそのほとんどが閉鎖型チャンバ１４の空気量によって決定される。つまり、従来の心機能シミュレータでは困難であったコンプライアンス成分の定量的な制御が可能になる。
　電動比例制御弁１８は、閉鎖型チャンバ１４の下流側に設けられている。電動比例制御弁１８の開口度を調整することで回路の抵抗を調整することができる。これによって、流体を任意の圧力及び流量に調整することができる。また、圧カセンサの出力を制御装置にフィードバックさせることで、耐久試験において後負荷を一定に保つことができる。
　管路１１、１７、及び１９は、フェルール配管を用いることができる。この場合、フェルール配管の耐食性によって、生理食塩水やグリセリン水溶液を流体に使用することができる。これによって、血液と同等の粘性に調整した流体を用いた試験が可能になる。管路１１及び１７の流体の流量は、それぞれ流量計１２及び３４で計測される。
　評価ポンプ２０は、拍動ポンプ５の分岐ポート５ｂと閉鎖型チャンバ１４上流の分岐ポート１１ａとの間を管路３５及び３６を介してバイパスするように接続されている。このとき拍動ポンプ５と閉鎖型チャンバ１４の各発生圧力は、それぞれ評価ポンプ２０に対する前負荷、後負荷となる。
　このように、試料となる補助循環装置は、脱血（吸入）側を左心室に相当する拍動ポンプ５に、送血（拍出）側を大動脈に相当する閉鎖型チャンバ１４付近にそれぞれ接続させることで生体に装着した場合と同等の負荷条件（被験デバイス前後圧、流量）で試験することができる。
　また、拍動ポンプ５の拍動数及びストローク長、電動比例制御弁１８、閉鎖型チャンバ６及び１４の空気量は、制御装置で調節できるため、種々の試験条件に生理学的条件（拍動数、心拍数、流量）や生活パターン（昼・夜、安静・運動など）を組み込むことが可能である。
　なお、評価ポンプ２０としては、様々なポンプを適用することができる。
　［シミュレーション結果］
　図６は、本心機能シミュレータによるシミュレーション結果である。図６中（１）は、管路１１の流体の流量であり大動脈流量に相当する。図６中（２）は、拍動ポンプ５のポンプ室の内圧であり左心室圧に相当する。図６中（３）は、閉鎖型チャンバ１４前後の流体圧力であり大動脈圧に相当する。なお、本シミュレーションにおいては、一方向弁４及び１０にダックビルバルブを用いている。
　図中の期間Ｉ～ＩＩではポンプ室は拡張し、期間ＩＩ～ＩＩＩではポンプ室は収縮する。これら拡張と収縮との期間を合わせたポンプの周期は約０．８５ｓとなり、心拍数７０ｂｐｍに相当する。また、図中の実線は健常心を、破線は不全心のシミュレーション結果を示している。
　先ず、時刻Ｉにおいて拍動ポンプ５（左心室）のポンプ室の拡張が始まり、時刻ｂにて一方向弁４（僧帽弁）が開放され、リザーバ１（左心房）から流体（血液）が拍動ポンプ５に吸入される。また、時刻ａから時刻ｄまで一方向弁１０（大動脈弁）は閉鎖されているため、管路１１（大動脈）には、流体（血液）がほとんど流れていない。
　続いて、時刻ＩＩにおいて、拍動ポンプ５のポンプ室の収縮が始まり、時刻ｄにおいて、拍動ポンプ５の内圧（左心室圧）が管路１１の流体圧力（大動脈圧）とほぼ一致する。その後、拍動ポンプ５の内圧が管路１１の流体圧力を超えると一方向弁１０が開放され、管路１１の流量が上昇していく。
　続いて、時刻ＩＩＩにおいて、拍動ポンプ５のポンプ室の拡張が始まり、流量の上昇率は徐々に低下してくる。その後、拍動ポンプ５の内圧が管路１１の流体圧力以下になると、時刻ｅにて一方向弁１０が閉鎖され、管路１１に対する新たな流体の拍出がなくなる。
　続いて、時刻ｆにおいて、拍動ポンプ５の内圧が低下し、図示しない、リザーバ１の内圧以下になると、一方向弁４が開放され、ポンプ室に流体が吸入される。その後、管路１９（大静脈）の流体はリザーバ１に還ってくる。その後、時刻ｆ以降については、以上のサイクルが繰り返される。
　以上、説明したように、本心機能シミュレータを用いることで、生体波形に類似した位相関係を得ることができる。また、圧力波形の特徴を十分に再現することができる。特に、図６中（３）を見ても解るように、一方向弁４、１０にダックビルバルブを用いることで、生体心臓の収縮期から拡張期へ移行する際の大動脈弁の閉鎖によって生じるディクロティック・ノッチ（切れこみ）も再現している。また、流量波形の特徴である急峻な立ち上がり、緩やかな立ち下がりも再現している。
　なお、本心機能シミュレータでは、電動比例制御弁１８、拍動ポンプ５、閉鎖型チャンバ６及び閉鎖型チャンバ１４のパラメータを変更することで循環回路の流量を制御することができる。特に、拍動ポンプ５に接続した閉鎖型チャンバ６の水位を調整することで、拍動ポンプ５の収縮力を可変可能である。そのため、例えば閉鎖型チャンバ６の水位を低下させた場合、それに伴い流量、圧力も低下するため、図６中の破線に示した不全心のシミュレーションが可能となる。また、評価ポンプ２０を対象とした実験系の場合、評価ポンプ２０に流れる流体を含むシステム全体の流量と評価ポンプ２０に流れるバイパスフローとの比率を任意に変更することができる。これにより、例えば、補助流量が大きいことで左心室から大動脈へ向かう血流が無くなる場合、大動脈弁が開閉しなくなり血栓が生じるなどの障害が出てくるが、このような症例についても本シミュレータにて再現することができる。
　また、心機能や末梢血管抵抗、血管コンプライアンスといったパラメータを定量的に設定可能であることから、これらのパラメータを変更した際の圧力波形、流量波形の変化の定量的な評価など医学教育用シミュレータヘの応用が可能である。たとえば、動脈硬化などコンプライアンス低下が認められる病態については、閉鎖型チャンバ１４の空気量を減少させることで再現することができる。
　さらに、本心機能シミュレータによれば、昼モード（人体の昼の拍動数、血圧等の状態）、夜モード（同じく就寝時の状態）、運動モード（同じく活発な運動をした状態）、拍動停止モード等を所定サイクル（例えば、１日）で繰り返す等の人間の生活パターンに応じたシミュレートも可能である。
　［まとめ］
　以上、本実施形態によれば、生体に類似した左心室圧、大動脈圧、大動脈流量を生体に合致した位相関係で発生させることができる。これらの特性から、本装置は生体の心機能・循環系のシミュレータとして使用することができる。
　１・・・リザーバ、１ａ・・・流入口、１ｂ・・・流出口、２・・・ヒータ、３・・・管路、４・・・一方向弁、５・・・拍動ポンプ、５ａ、５ｃ・・・開口、５ｂ・・・分岐ポート、６・・・閉鎖型チャンバ、６ａ・・・空気ポート、６ｂ・・・流入口、７・・・空気流路、８、３０・・・空気圧調整弁、９・・・安全弁、１０・・・一方向弁、１１・・・管路、１１ａ・・・分岐ポート、１２・・・流量計、１４・・・閉鎖型チャンバ、１４ａ・・・空気ポート、１４ｂ・・・流入口、１４ｃ・・・流出口、１５・・・空気流路、１６、３２・・・空気調整弁、１７・・・管路、１８・・・電動比例制御弁、１９・・・管路、２０・・・評価ポンプ、２１～２６、３１、３３・・・圧力センサ、３４、３７・・・流量計、３５、３６・・・管路。

Claims (7)

  1. 　流体の流入口及び流出口が形成された流体を貯留するタンクと、
    　前記タンクからの流体を流通させる一方向性の第１の弁と、
    　往復動部材の往復動によって流体を吸入及び拍出するポンプ室、前記ポンプ室へ前記第１の弁からの流体を導入する吸入口、前記ポンプ室からの流体を拍出する拍出口、前記ポンプ室に通じる開口が形成されたポンプヘッドからなるポンプと、
    　前記ポンプのポンプヘッドに形成された開口に接続されて内部の空気量によって前記ポンプ室のコンプライアンスを調整する閉鎖型の第１のチャンバと、
    　前記タンクからの流体を流通させる一方向性の第２の弁と、
    　前記第２の弁からの流体を前記タンクの流入口まで流通させる管路と
    　を備えたことを特徴とする心機能シミュレータ。
  2. 　前記ポンプのポンプヘッドには、外部の評価ポンプに対して前記ポンプ室内の流体を流出させる第１の分岐ポートが形成され、
    　前記管路には、前記評価ポンプから拍出された流体を流入させる第２の分岐ポートが形成されている
    　ことを特徴とする請求項１記載の心機能シミュレータ。
  3. 　前記管路に介挿されてハウジング内部の空気量によって前記管路のコンプライアンスを調整する閉鎖型の第２のチャンバを備えた
    　ことを特徴とする請求項１又は２記載の心機能シミュレータ。
  4. 　前記管路に介挿されて前記管路の径を調整する電動比例制御弁を備えた
    　ことを特徴とする請求項１～３のいずれか１項記載の心機能シミュレータ。
  5. 　前記タンクの流体を加熱するヒータを備えた
    　ことを特徴とする請求項１～４のいずれか１項記載の心機能シミュレータ。
  6. 　前記第１及び第２の弁は、ダックビルバルブである
    　ことを特徴とする請求項１～５のいずれか１項記載の心機能シミュレータ。
  7. 　前記ポンプのポンプヘッドには、前記ポンプ室内の内圧が所定の圧力以上になった場合に外部に前記ポンプ室内の流体を流出させる安全弁が形成されている
    　ことを特徴とする請求項１～６のいずれか１項記載の心機能シミュレータ。
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