小児の血管外血流増大戦略に関する洞察を解明するための非対称バルブレスポンプの実験研究

Sep 05, 2023

Scientific Reports volume 12、記事番号: 22165 (2022) この記事を引用

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非対称ポンピングは、バルブレスポンピングのサブカテゴリであり、柔軟なチューブが横対称面でリズミカルに圧縮されます。結果として生じる吸入パイプと吐出パイプ間の非対称性により、正味のポンピングヘッドが実現されます。非対称ポンピングは、インピーダンスポンピングに加えて、リーバウ効果の原因となる主要なメカニズムの 1 つとみなされます。しかし、非対称ポンピングの支配パラメータに関する研究は依然として不足しています。ここでは、血管外流量増加の可能性を評価することを目的として、非対称ポンプの性能に関する実験研究を実施しました。この目的のために、カスタムの柔軟なラテックスチューブと実験プラットフォームが開発されました。さまざまなチューブの厚さと挟む頻度をテストしました。私たちの結果は、その性能が小児用循環装置の生理学的要件の範囲内 (~ 1 L/min および < 30 mmHg) であることを示しています。我々は、逆流がないこととその機械的単純さにより、純粋な非対称ポンピングは他のバルブレス技術よりも複雑さが少なく、特定の心臓血管用途に有望であると結論付けています。

バルブレスポンピングのカテゴリには、バルブを使用せずに制御された一方向の流れを生成できる現象が含まれます。最も広く研究されているバルブレスポンプ機構の 1 つは、リーバウ効果 1 です。リーバウポンプは、2 つの異なるセグメント、つまり幅広で伸張性の高いセグメントと狭くて硬いセグメントを備えた真っ直ぐな弾性チューブで構成される小型のデバイスです。幅の広いセグメントが周期的に圧縮されると、正味の流れが幅の狭いセグメントに向かって達成されます。リーバウ効果は、インピーダンスポンピングと非対称ポンピングという 2 つの異なるポンピングメカニズムの重ね合わせとして説明できます。

インピーダンスポンピングは、コンプライアントチューブが硬いパイプに接続されている回路で発生し、インピーダンスに急激な差が生じます。このため、圧力波はコンプライアントチューブの両端で強く反射されます。さらに、ピンチャーはコンプライアントチューブの対称面に配置されません。締め付けの結果、主に圧力の形で機械的エネルギーが流体に追加されます。これらの圧力波は、挟み込み領域からコンプライアントチューブの両端に向かって伝わり、そこで反射されます。ピンチャーは両端から等距離にないため、反射された圧力波は互いに打ち消し合わず、ポンピング効果を生み出す圧力場が生成されます3。

逆に、非対称ポンピングでは、アクチュエータはコンプライアントチューブの対称面に配置されるため、反射された圧力波は互いに打ち消し合います。非対称ポンピングの主な特徴は、ポンピングを実現するには剛性パイプの水圧抵抗の非対称性が必要であることです。この分類を説明するために、図 1 では長さを唯一の非対称パラメータとして考慮し、ポンピングを達成できない例を含めています (図 1d)。より広範には、コンプライアントチューブの直径、材料、または設計を変えることによって、非対称性を達成することができる。すべての場合において、ポンピング効果はシステム内を伝わるパルス圧力波によって生成されます。非対称性により、正味の軸方向の圧力勾配が生じます4。

コンプライアントチューブの長さ全体にわたる非対称性を示すインピーダンスと非対称ポンピング。 (a) 混合 (リーバウ効果)、(b) インピーダンス、(c) 非対称、(d) ポンピングシステムなし。 SP = 対称面。

20 世紀半ばの発見以来、動的に複雑な機構を備えた機械的には単純な装置であるリーバウポンプの機構について、数多くの研究が説明されてきました。リーバウポンプの実際の用途は、心臓血管補助から電子機器まで多岐にわたります。この現象を支配する基本原理を解析するために、Hickerson et al. ５は、ピンチャーの位置、サイズおよび圧縮周波数、経壁圧、全身抵抗および閉ループ内の材料の変化を含む様々なパラメータに対するリーバウポンプの感度を実験的に実証した。 Hickerson と Gharib6 は、圧力と正味の流れの増大に必要な波の力学を示すためにこれらの実験を続けました。過渡特性と共振特性の超音波測定を使用して、バルク応答をポンプ機構に関連付けました。 Wen ら 7 は、高性能電子システムの熱管理のためのリーバウポンプの実験研究を実施し、電子冷却の実現可能性を示しました。解析および計算モデリングの観点から、いくつかの研究がこの現象を調査しており、多くの場合、運動量と質量バランスを解決するために 1 次元のアプローチを使用し、実験結果と解析結果を比較しています。特に、Avrahami と Gahrib4 は、リーバウポンプの完全な流体構造相互作用シミュレーションを実施し、波のポンピングの基礎となる物理現象を包括的に説明しました。応用の観点から、Pahlevan と Gharib2 は、人間の大動脈における電位波ポンピング効果の in vitro 研究を実施し、非対称ポンピングとインピーダンスポンピングの違いを示し、波の伝播と反射によってコンプライアンスのある大動脈にポンピング機構が生じる可能性があると結論付けました。。最近、Davtyan と Sarvazyan12 は、解剖学的サイズの血管を使用した実験装置におけるリーバウベースのポンピングの生理学的実現可能性を確認し、同様のサイズの蠕動ポンプに匹敵するポンピング性能を実証しました。

リーバウポンプとその潜在的な応用を扱った研究はいくつかありますが、ポンピングの主なメカニズムとその後の心臓血管補助への応用を解明する研究はほとんどありません。本研究では、リーバウ効果現象を研究できるカスタマイズされたモジュール式実験セットアップでこのギャップに対処し、高度に制御可能な実験環境を可能にします。これには、心臓血管の病態生理学で遭遇する可能性のあるパラメータの範囲内で動作する寸法、流量、および材料が含まれます。さらに、本稿では、絞りシャッターの機械的概念に基づいた全く新しいピンチャーの性能を示し、平型ピンチャー4よりも優れた理論的性能を可能にする、より均一な挟み込みを可能にします。

この論文は次のように構成されています。まず、カスタムの柔軟なラテックスチューブと非対称ポンピングテストベンチの製造と検証を含む、当社の材料と方法について説明します。次に、ラテックスチューブのコンプライアンス、水頭対流量曲線、ピンチャーに対する圧縮周波数の影響の関数としてポンピング性能の結果を示します。

この実験的研究を実施するために、私たちは 2 つの実験装置を構築しました。 1 つ目はカスタム製造のラテックスチューブの特性を評価するもので、2 つ目は非対称ポンプの性能を決定する油圧回路です。私たちはテストの再現性と精度を保証するための手順を確立しました。

当社のラテックスチューブは当社の施設で特注生産されました（図 2）。回転するアルミニウム棒（3 rpm、長さ 40 cm、直径 2 cm）を、ガラス内のアンモニアベースの液体ラテックス（Feroca、スペイン）内に垂直に沈めました。容器。次に、付着したラテックス層を硬化させるために抽出されました。このプロセスを数回繰り返して、目的の壁厚 (0.3 mm ～ 1.05 mm の範囲) を達成しました。完了までに数時間かかりました。プロセスは再現性を高めるために完全に自動化されました。セットアップは Arduino Nano によって制御され、ラテックスチューブの厚さごとにカスタムプログラムがプログラムされています。

ラテックスチューブ製造ステーション（左）とコンプライアンス測定セットアップ（右）。

このプロセスの結果、アルミニウムのマンドレルの周りに長さ 40 cm の円筒形のラテックスケーシングが形成され、ラテックスが乾燥したら慎重に取り外されました。端を取り除いた後、チューブを切断して、それぞれ長さ 12 cm の 3 本の同一のラテックスチューブを作成しました。ラテックスチューブのコンプライアンス C は実験的に測定されました。コンプライアンスは式に従って定義されます。 (1)13、

ここで、V、P、および V0 はそれぞれ、静止状態 (V0 = 31.4 mL) での体積、圧力、およびチューブの体積です。コンプライアンスは、両端が閉じられたラテックスチューブ内のシリンジを通して既知量の水道水を注入し、経壁圧を測定することによって測定されました。図 2 に示すように、圧力計 (JUMO dTRANS p30、ドイツ) を使用して測定しました。注入量と読み取った圧力は、それぞれ最大 20 mL と 250 mbar でした。

私たちの実験的な非対称ポンピングテスト回路（図3a）は、4 m離れた2つの大きなリザーバー（断面積750 cm2）で構成され、外径20 mm、内径16 mmの真っ直ぐで水平なチューブを介して接続されました。このチューブは、長さ 10 cm のラテックス部分と、ラテックスチューブの両側に 1 つずつある 2 つの小さなシリコンチューブを除いて非準拠パイプで作られており、2 つの単方向超音波流量計 (Sonotec Sonoflow CO.55/230H V2) による流量測定が可能です。 .0、ドイツ）。テスト回路には、貯水池内の水の高さの測定を可能にするために、放出貯水池内に圧力計 (Keller PD-23、スイス) が装備されていました。流量計、圧力計、コンプライアンスに関する不確かさは、それぞれ約 2%、4%、0.5% でした。期間/周波数の不確実性は最大 0.025% でした。吐出管と吸込管の長さの比 λ = 4.33。このシステムは、非対称ポンピングの研究に焦点を当てたプラットフォームとして考えられており、非常に異なる種類の支援を研究することができます。

(a) λ = 4.33 の純粋な非対称テストリグ (b) テストリグに取り付けられたダイヤフラムシャッターアクチュエータ、(c) ダイヤフラムシャッターが開いている、(d) ダイヤフラムシャッターが閉じている。

3Dプリントされた空気圧駆動の6ブレードダイヤフラムシャッターをピンチャーとして使用し、コンプライアントチューブの横対称面でラテックスチューブの周りに同心円状に配置しました（図3b〜d）。クロージャの設計は、実験研究で行われた平板圧縮という従来の方法を改良したものです5。それぞれ 3 つのブレードを備えた 2 つの平面を半径方向に閉じると、幅 10 mm の圧縮領域が生じました (図 3d)。比率Ab9は式1で定義されます。 (2)

ここで、A0 は未変形のチューブ断面積、Amin は最小シャッター断面積です。ラテックスチューブの完全な閉塞を防ぐために、Ab を 65% に設定しました (図 3d)。

圧縮デューティサイクル 2 は 33% に固定されました。周波数は手動で制御されるか、自動的に調整されます。手動モードでは、周波数はテスト全体にわたって固定値に設定されました。自動モードでは、そのような条件でパフォーマンスがピークに達し、その範囲外に突然低下すると、システム自体がピンチング周波数を「共振周波数」と呼ばれる最適化された値に更新します14。この値を調整するために、流量波がサクションリザーバーで反射した後、ピンチャーに到達する時点で圧縮をトリガーしました。したがって、制御システムはテスト中に動作周波数を自己更新して、最適なパフォーマンスを達成できます。テストされた周波数は < 5 Hz の範囲で、時間分解能は 1 ミリ秒でした。ウーマーズリー数 (Wo) は、式 (1) に基づいて約 13 でした。 (3)

ここで、R、ρ、f、μ はそれぞれ容器の半径、密度、周波数、粘度です。

設定における代表的な流量を 1 L/min と仮定すると、レイノルズ数 (Re) は約 1000 と計算されます。これは層流領域に対応します。したがって、最大損失水頭15は 2 mm 未満であると推定されました。貯留層の自由表面間で観察された高さの差はセンチメートル範囲であったため、これをポンプヘッドとして使用し、損失を無視しました。最初（システムが停止しており、圧力ヘッドがゼロに等しいとき）、両方のリザーバーは管回路から 15 cm 上の高さにありました。作動流体として水道水を使用し、テスト装置から空気をパージするために特別な注意を払いました。

自作のデータ収集システムは Arduino Due システムに基づいており、圧力計と流量計の両方から 1 ミリ秒ごとにデータをサンプリングしました。

制御システムについては、Arduino Nano が絞りシャッターの閉鎖を制御しました。これは 2 つの異なるモードで設定できます。手動モードでは、テスト全体で一定の作業頻度が固定されます。自動モードでは、制御システムは流量計の 1 つの信号から共振周波数を決定し、ダイヤフラムシャッターの閉鎖とラテックスチューブの再充填を同期させます。すべてのテストでは、特に明記されていない限り、自動モードを使用しました。図 4 は、制御システムが流量曲線のピークから閉鎖トリガーを設定するために使用する流量の時間経過を示しています。この場合、正の流量は吸入リザーバから吐出リザーバまでの流量です。期間は、連続するピーク間の時間に基づいて計算されます。

ピンチャーの閉鎖をトリガーするためのソフトウェアトリガー。

データは MATLAB で処理および分析されました。記録された瞬時揚程と流量の時系列データは、ノイズを低減するために移動平均フィルタでフィルタリングされました。揚程と流量の曲線を抽出するために、各圧縮サイクルの値を平均しました。性能の特性評価では、揚程と流量の両方が考慮されました。揚程はその最大値に関して時間漸近的でした 16,17 が、最大流量は最初の圧縮サイクル時に発生したため、超音波流量計での捕捉が困難でした。実験の最初の部分 (約 60 サイクル) では揚程が時間に対してほぼ線形であるため、最大流量は最初の 5 サイクルの経時的なポンプ量として計算されました 16。

図 5 は、壁の厚さ (重量) が異なるラテックスチューブのいくつかのセットについて測定されたチューブのコンプライアンスを示しています。コンプライアンスは対数の y 軸にプロットされます。当社のカスタムラテックスチューブは、各肉厚に対して良好な再現性を示しており、チューブの長さに沿った特性が均一であり、当社の製造方法が一貫していることを示唆しています。コンプライアンスは圧力と指数関数的な関係に従います。このような明確な上昇傾向は、体積が増加するにつれて壁の厚さが薄くなり、したがってラテックスチューブの剛性が低下するためであると仮説を立てています。その後の実験では、経壁圧力は 500 ～ 3000 Pa の範囲であり、この圧力範囲ではコンプライアンスはすべての壁厚で同様でした (図 5)。

異なる肉厚のチューブの数セットの適合性テスト: 0.3、0.5、0.7、1.05 mm。

コンプライアンスを測定した直後に、ラテックスチューブを試験装置に取り付けて、その特性ポンプ曲線を確認しました。図 6 は、共振周波数 (約 1.72 Hz、または 103 BPM) で圧縮した場合の、壁厚の異なるいくつかのラテックスチューブのヘッドと流量の曲線を示しています。これらの曲線は良好な再現性を示しています。壁厚が大きくなるとポンプ性能が向上することが理解できます。すべてのラテックスチューブは適合性テストの直後に使用され、その耐久性は圧縮サイクル 5,000 回までに制限されていました。この期間中、故障時を除いてポンプ性能に大きな変化は観察されませんでした。これらのテストでは、制御システムが圧縮サイクルごとに共振周波数を計算したため、これは実験中に変化しました。厚さ 0.7 mm のラテックスチューブの場合、ヘッドが上昇するにつれて、約 5% の漸進的な周波数の増加が観察されました。それにもかかわらず、共振周波数の変化は、厚さ 0.3 mm および 0.5 mm のラテックスチューブでは無視できました。

いくつかのラテックスチューブの壁の厚さ (重量) に対する水頭対流量の曲線。

非対称ポンピングの現象の理解を助けるために、瞬間流量が研究されました。図 7 は、最初と最後の実験の両方の吸引チューブでの瞬間流量を示しています (厚さ 0.7 mm、共振周波数)。当初、ヘッドはゼロであり (両方のリザーバーに同じ体積の液体が入っていました)、ポンプは最大流量を供給しました。瞬時流量は圧縮パターンの影響を受けた波形を示しました。負の流量は、ピンチャーから吸引リザーバーに移動される流体に対応します。これらは、ダイヤフラムシャッターが閉じてラテックスチューブ内の水を両端に移動させるときに発生します。正の流量は、ラテックスチューブを再充填する流入流量波に対応します。正味（またはサイクル平均）流量は、瞬間流量波形の正の部分と負の部分の差です（図 7）。正の流量と負の流量は両方とも、最大正味流量より約 1 桁高いピークになります。瞬間的な逆流のパターンは一定のままであるように見えます。ただし、瞬時流量波の最初の正の部分と最後の正の部分には違いがあります。したがって、実験中に揚程が増加すると、正のポンプ容積は減少します。正および負の体積は、それぞれ正および負の流量曲線内の面積および X 軸として計算されます。最大揚程に達すると、正負の体積は等しくなります。したがって、正味流量はゼロになります。

テストの最初と最後の部分の瞬間流量。

一連の実験は、有意なパフォーマンスが観察されないほど低い周波数から共振周波数 (\({f}_{r}\)) の約 2 倍までの範囲の固定圧縮周波数 (\(f\)) で実行されました。厚さ0.7mmのラテックスチューブです。周波数の上限は、テスト装置の機械的制限、主にアクチュエーターとラテックスチューブの耐久性によって課せられました。図 8 は、最大揚程と最大正味流量の周波数スペクトルを示しています。明らかに、正味流量と周波数の間には非線形の関係があります。共振周波数では良好な性能が観察されますが、周波数がわずかに変化すると急激に低下します。この傾向は、他の周波数依存現象と同様に、第 2 高調波にも別の重要なパフォーマンスピークがあることを示しています。共振ピーク性能の外側では性能が低いにもかかわらず、正味の逆流、つまり負の揚程や流量は観察されませんでした。

最大揚程と最大正味流量の周波数スペクトル。

純粋な非対称ポンピングは、フレキシブルチューブと外部ピンチャーの組み合わせではなく、ピストンポンプを使用して文献ですでに評価されています 8,18。ピストンポンプの構成は、アクチュエータと血液の接触が必要なため、血管外用途には適していません。フレキシブルチューブの圧縮に基づくバルブレスポンプに関するほとんどの研究は、ピンチャーの非対称性を必要とするリーバウ効果に焦点を当てています。さらに、多くの研究では、非対称圧縮の効果と非対称吸入および吐出形状の両方が混合されており 17、複雑さが増す可能性があります。

この研究では、柔軟な要素が対称的に圧縮されているにもかかわらず、回路システム内で非対称に配置されている非対称のバルブレスポンピング効果についての洞察を提供します（図1c）。私たちは全体的な実験パフォーマンス (つまり、期間平均揚程と流量) に焦点を当てます。この構成に従い、この主題に関する既存の文献に基づいて、結果を Propst11 で記述された周期平均機械エネルギー方程式と比較しました。

ここで、 \({\overline{h} }_{D}\) は吐出リザーバの期間平均レベルを表し、 \({\overline{h} }_{S}\) は吸入リザーバの場合と同じ大きさです、 \ ({\zeta }_{D}\) と \({\zeta }_{S}\) は回路の吐出部分と吸込み部分の損失水頭係数であり、\({\overline{w} }_{ D}\) と \({\overline{w} }_{S}\) は、回路の各部分の平均周期平均速度です。私たちの実験では、この差は常に正であり、期間平均エネルギー収支と一致しています。他の場所で指摘されているように、水は両方の分岐の運動エネルギーの違いにより、吸込池から吐出池まで流れます4,11。さらに、上で概説した共振周波数での作業は、Jun と Kim の理論的研究と一致します19。共振周波数で動作すると、流体圧力差と外部締め付け力の間の位相同期が得られ、放電リザーバ内でのエネルギーの蓄積が可能になります。

作業条件下 (500 ～ 3000 Pa) の経壁圧力は、当社のコンプライアンステストベンチで測定されたものよりもはるかに低かった。したがって、図 5 によれば、3 つの厚さの使用条件下でのチューブのコンプライアンスは同様に低い値で表されます。したがって、そのような条件下では、真空管のコンプライアンスの違いは、共振周波数に関して無視できるほどの役割しか果たさないという仮説が立てられます。他のすべては一定のままであるため、共振周波数は変化しないはずです。ヘッドが増加するにつれて共振周波数がより高い値に向かって観察されるわずかなドリフトは、厚さ 0.7 mm のチューブの優れた性能に関連していると我々は主張しています。さらに、ラテックスチューブの厚さは性能において重要な役割を果たしているようです。チューブが厚いほど揚程と流量が高くなります。私たちの仮説は、より硬いチューブはより大きな体積を押しのけ、より柔軟なチューブは締め付け領域の外側で拡張し、圧縮効果を弱め、より小さな体積を押しのける可能性があるというものです。

最大揚程および流量性能は、共振周波数 \({f}_{r}\) (またはこの周波数の倍数) と呼ばれる特定の周波数で観察されました。この観察は、インピーダンスポンピングに関する文献 5、6 にも見られます。式 1 のように、圧力波速度 (c) とフレキシブルチューブの吸引側の長さ (L) に関連しています。 (5)。

しかし、波の速度は、よく知られているモーエンス・コルテヴェッグ方程式では計算できず、一桁過大評価されます12。一部の著者 9,13 は、他の改良された分析アプローチや Moens-Korteweg 方程式の変形を提案していますが、共鳴ピークが狭いことを考慮すると、近似誤差はまだ許容範囲からは程遠いです。

実施された周波数掃引では逆流が観察されなかったため、開ループの大気試験装置構成における流れの方向は周波数に依存していないようでした。非対称バルブレスポンピングにおける周波数依存の流れの方向が報告されています 2,8,18 が、これは閉ループやピストンアクチュエーターなどの形状や境界条件の大きな違いの結果である可能性があります。どの境界条件の下で一方向の流れが達成されるかを決定することは、血管外補助用途にとって極めて重要である。

今後の研究では、チューブ全体の長さ、吐出と吸込みの長さの比、吸込みヘッドを変えることが共振周波数と性能に及ぼす影響に取り組む予定です。血管外ポンピングを支援するために、バルブレスポンプは、変動する条件下で動作するより大きなシステムに接続されることになる14。狭い共振ピーク帯域幅は、共振周波数での圧縮の重要性を強調しています。超音波流量計によるオンライン周波数設定を実現しました。ただし、他の低侵襲性センシング技術が臨床応用のために開発される可能性があります。光学センサー (手首ベースの心拍数モニターなど) または埋め込み圧力計は、有望な技術である可能性があります。非対称ポンプは、ヘッド圧力と流量を増加させることにより、良好なポンピングを示しました。現在の実施形態は、生理学的条件に対応する、３０ｍｍＨｇ未満（約４１ｃｍＨ２Ｏ）の圧力および約１Ｌ／分の流量で、小児の循環サポートに適した範囲でポンプを送り込むことができる。ポンプの動作パラメータと実施形態は、将来的にはさまざまな血行力学的状態に対処するためにさらに改良され、最適化される予定です。共振周波数は生理学的に適合します (0.5 ～ 2.5 Hz)12。

結論として、この研究は、純粋な非対称ポンピングが血管外流量増加装置で使用するための有望な技術であることを示唆しています。臨床応用の前に改良が必要ですが、暫定的な結果は有望であり、この技術は蠕動ポンプやインピーダンスポンプなどの代替のバルブレスポンプ技術に比べてかなりの利点があります。非対称ポンピングは他のオプションよりも機械的に単純であり、生理学的圧縮周波数で逆流を誘発しません。これは血管外血流増大で使用する場合に重要な考慮事項です。

実験データはリクエストに応じて入手可能です。担当著者（[email protected]）までご連絡ください。

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著者らは、プログラム「FEDER資金による研究プロジェクトへの支援プログラムへの補助金」（プロジェクト番号VA182P20）およびMISTI-スペイン・ラ・カイシャプログラム2019の一環として、この研究に資金を提供してくれたカスティーリャ・イ・レオン議会に感謝したい。

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M. ホーバス & ET ロッシュ

マサチューセッツ工科大学機械工学部、ケンブリッジ、マサチューセッツ州、02139、米国

ET ロッシュ

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MG はアイデアを構築し、実験的な作品である JAM-F を設計しました。使用するすべてのソフトウェアと電子機器を作成し、CB-CJA と FC を備えた JAM-F が設備を構築し、すべてのデータを取得しました。J. SP がデータを概念化し、分析および解釈し、ETR と MH がデータを解釈しました。 ETR、TP、JS-P。原稿を編集した。

J. Sierra-Pallares への通信。

著者らは競合する利害関係を宣言していません。

シュプリンガーネイチャーは、発行された地図および所属機関における管轄権の主張に関して中立を保ちます。

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Anatol, J.、García-Díaz, M.、Barrios-Collado, C. 他小児の血管外血流増加戦略に関する洞察を解明するための非対称バルブレスポンプの実験研究。 Sci Rep 12、22165 (2022)。 https://doi.org/10.1038/s41598-022-26524-0

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受信日: 2022 年 6 月 15 日

受理日: 2022 年 12 月 15 日

公開日: 2022 年 12 月 22 日

DOI: https://doi.org/10.1038/s41598-022-26524-0

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