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。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。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。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。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。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。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。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。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。