SE529153C2 - Hjärtklustertillståndsmaskin som simulerar hjärta och cirkulationssystemet för en individ - Google Patents

Description

30 529 153 2 ovanför denna ventil definieras som den atriella volymen (Va) och volymen under ventilen definieras som den ventrikulära volymen (VV). Den nedre cylindern är försedd med en utflödesventil 10 vid dess nedersta del som motsvaras t.ex. av aortaklaffen i hjärtat. Såsom framgår av fig. 1b erhålles gradvis en ringformad cylindrisk volym mellan den rörliga cylindern och den inre väggen av den nedre cylindem när den rörliga cylindem förflyttas nedåt, AV i figuren. Detta resulterar i att volymen Va+Vv minskar med volymen AV när den rörliga cylindern rör sig mellan dess övre position och dess nedre position.

En energikälla (inte visad i ñgurerna) är ägnad att förflytta den rörliga cylindem från dess övre position till dess nedre position, vilket definierar längden L för ett slag för pumpen. När den rörliga cylindem rör sig ned till dess nedersta position tvingas utflödesventilen att öppnas och en del av volymen Vv drivs ut. Den rörliga cylindem frisläpps sedan från energikällan och kan återgå till dess övre position. Om Av och Aa betecknar tvärsektionsareorna för den övre respektive den nedre cylindern, är AV lika med L(Av-Aa).

WO-01 / 88642 avser ett datorbaserat system ägnat att skapa en representation för pumpverkan hos ett hjärta genom att använda en matematisk modell för funktionerna för hjärtat baserat på de ovanbeskrivna principerna för AV-pumpen för att göra det möjligt att förbättra metoderna för analyser, diagnos och terapi för hjärtat. Hjärtat modelleras genom en datorbaserad representation av en dynamisk deplacementpump eller av två sammankopplade dynamiska deplacementpumpar, AV-pumpar.

Många olika krav, randvillkor, måste generellt vara uppfyllda för att implementera en matematisk modell av en pump, beskrivande dess konstruktion, energikälla, pump- och regleringsfunktioner i ett cirkulationssystem. Det kommer att finnas ännu fler randvillkor om cirkulationssystemet omfattar två cirkulationssystem, såsom år fallet med 10 »15 20 25 30 529 153 3 hjärtat, och pumparna, där flödet till och från de två cirkulationssystemen alltid skall vara i balans.

Ett syfte med föreliggande uppfinning är att reproducera hjärtats funktion som en dubbelpump som betjänar två cirkulationssystem, gjord och driven av hjärtats muskelceller, som en mekanisk modell med de dynamiska randvillkoren som hjärtat har i kroppen.

Ett övergripande syfte med föreliggande uppfinning är att anordna ett system för att simulera hjärtat ägnat att användas i moderna bildskapande och analyserande system som kan reproducera arbetande modeller av ett pumpande hjärta i tre dimensioner med alla dess funktioner, storlekar och muskulära massa med dynamiska randvillkor som är samma som de som naturen har utvecklat. En reproducerad modell av pump- och reglerfunktionerna för hjärtat i ett individuellt specifikt církulationssystem öppnar upp för ett antal olika möjligheter. Utifrån detta kommer det att vara mycket lättare att få kunskap och förståelse för pump- och reglerfunktionerna för hjärtat, och att erhålla billigare och bättre sätt att åstadkomma validerade diagnoser, prognoser, medicinska och kirurgiska behandlingar (rekonstruerande hjärtkirurgi med artificiella och / eller biologiska material) och uppföljningsstudier för patienter, hälsovård och för tränande idrottsmän.

Sammanfattning av uppfinningen Ovannämnda syften uppnås med en hjärtklustertillståndsmaskin enligt det oberoende patentkravet.

Föredragna utföringsformer anges i de beroende patentkraven.

Speciellt avser uppfinningen ett system relaterat till dynamiska randvillkor företrädesvis lagrade i relationsdatabaser för hjärtat som en klustertillståndsmaskin. Denna klustertillståndsmaskin är ett resultat av en fusion av dynamiska randvillkor för finita hjärtmuskelcelltillståndsmaskiner 10 15 20 25 30 529 155 4 och dynamiska randvillkor för en AV-pumptillståndsmaskin. Den nu skapade maskinen är en klustertillståndsmaskin som i det följande kommer att hänvisas till som hjärtklustertillständsmaskinen eller som AV- hjärtpumpen. Genom de dynamiska randvillkoren för funktionerna för AV- hjärtpumpen och andra kända dynamiska randvillkor, t.ex. randvillkoren för vävnaden som omger hjärtat, tonus för blodkärlen, blodvolymen, stimuleringen av hjärtat etc., kommer en reproduktion av hjärtats verkliga funktionssätt att uppnås med hjälp av väsentligen två huvudsakliga reproduceringsmetoder.

Metod nr 1 är en tredimensionell reproduceringsmetod av hjärtats funktion med kraftfullt datorstöd vilket gör det möjligt att hantera dynamiska randvillkor i relationsdatabaser ned till den kemiska mikronivån för hjärtat som en AV-hjârtpump. Förutom andra kända dynamiska randvillkor såsom t.ex. den omgivande vävnaden för hjärtat och blodkärlen, på individnivå, kan denna metod uppnå en fullständig reproduktion av hjärtat och dess dynamiska funktioner i cirkulationssystemet. Eftersom denna metod fungerar och modulerar hjärtat och cirkulationssystemet med naturliga dynamiska randvillkor ned till den kemiska mikronivån för hjårtrnuskelcellen, är det möjligt att modulera, simulera och beräkna hjärtfunktionerna och dessutom efterlikna arkitekturerna för hjärtmuskulaturens sätt att arbeta.

Metod nr 2 kan betraktas som en förenklad version av metod nr 1. Här har de dynamiska randvillkoren för AV-hjärtpumpen lagrats som Validerad data i databaser, företrädesvis relationsdatabaser, relaterade till en eller flera logiska tillståndsdiagram för hjärtat som en AV-pump. De dynamiska randvillkoren för de finita muskelcelltillståndsmaskinema ligger i bakgrunden men utgör naturligtvis ursprunget för den validerade datan, representerad i databaserna. Denna metod kan inte ge en fullständigt detaljerad reproduktion av hjärtat och dess dynamiska funktioner i cirkulationssystemet, men kan fungera som databaser beskrivande de verkliga pump- och reglerfunktionerna för hjärtat. Databaserna kan 10 15 20 25 30 529 153 5 antingen innehålla ideal data erhållen från hundratals individer där samma parametrar såsom kön, ålder, vikt, fysisk kondition etc. har lagrats och/ eller vara data från en enda person insamlad med hjälp av t.ex. metod 1.

Databasen för en enda person kan jämföras med databaser med idealdata eller jämföras med databasen från samma person vid en annan tidpunkt för att t.ex. jämföra effekten av medicinsk behandling, fysisk träning etc.

Båda metoderna kommer att generera individuell specifik data som kommer att indikera när, var, hur och varför hjärtat utför dess pump- och reglerfunktioner som det gör. Detta kommer på ett mycket bättre sätt, jämfört med etablerade tekniker, öka kunskapen och förståelsen för pump- och reglerfunktionerna för hjärtat. Det kommer på ett mycket billigare och bättre sätt Validera diagnoser, prognoser, medicinska och kirurgiska behandlingar (t.ex. rekonstruerande hjärtkirurgi med artificiella och / eller biologiska material) och uppföljningsstudier för patienter, hälsokliniker och tränande idrottsmän.

Kort beskrivning av bifogade ritningar Föreliggande uppfinning kommer att beskrivas i detalj med hänvisning till de bifogade ritningarna.

Fig. la och lb illustrerar schematiskt principen för en AlV-pump.

Fig. 2 är ett logiskt tillståndsdiagram för hjärtat som en AV-pump.

Fig. 3 är ett blockdiagram illustrerande datormodellen enligt uppfinningen visande de huvudsakliga randvillkoren i ett cirkulationssystem med dynamiskarandvillkor för en AV-hjärtpump.

Fig. 4 är ett blockdiagram som schematiskt illustrerar AV-hjärtpumpen och cirkulationssystemen enligt föreliggande uppfinning.

Detaljerad beskrivning av föredggna utföringsformer av uppfinningen 10 15 20 25 30 529 155 6 Nyckeln till att reproducera hjärtat och dess funktioner är att definiera alla nödvändiga randvillkor som naturen har lyckats uppfylla för att skapa pump- och reglerfunktionema för hjärtat.

Enligt föreliggande uppfinning åstadkommes detta genom att transformera hjärtat i tekniska termer till en hjärtklustertillståndsmaskin som arbetar med de dynamiska randvillkoren som normalt används av naturen.

Hj ärtklustertillständsmaskinen för att simulera hjärtat och cirkulationssystemet för en individ är ett resultat av funktioner av dynamiska randvillkor för finita hjärtmuskelcelltillståndsmaskiner till ett muskulärt cyncytium, hjärtmuskeln, anpassad till de dynamiska randvillkoren för AV-pumptillståndsmaskinen. Den skapade hjärtklustertillståndsmaskinen, som också här hänvisas till som AV- hjärtpumpen, kommer att följa de dynamiska randvillkoren för nämnda finita hjärtmuskelcelltillståndsmaskin och' för nämnda AV- pumptillståndsmaskin.

Arbetssättet för klustertillståndsmaskinen kommer att vara samma som arbetssätten för hjärtat inuti en kropp och kan uttryckas med hjälp av databaser, företrädesvis relationsdatabaser, genom användning av generellt tillgängliga, beräknings~, bildskapande, lagrings-, och analyseringssystem.

Med hänvisning till fig. 4 illustreras en föredragen utföringsforrn av föreliggande uppfinning. Hjårtklustertillståndsmaslcinen realiseras genom ett system innefattande inmatningsmedel 2 för att mottaga en uppsättning inmatningsvärden 4 relaterade till hjärtat och cirkulationssystemet. Den mottagna uppsättningen värden påförs ett bearbetningsmedel 6 som är ägnat att generera, genom att använda en uppsättning inmatningsvärden, ett relationsdatabassystem sådant att det både uppfyller arbetssättet för hjärtmuskeln och arbetssättet för AV-pumpen för hjårtklustertillståndsmaskinen. 10 15 20 25 30 529 153 7 Uppsättningen av inmatningsvärden kan vara uppmätta som en enda eller ett flertal avbildningsdata för hjärtat erhållet genom ultraljud, magnetresonans, röntgen, gammastrålning eller genom att använda andra avbildnings- eller fysiologisk data för hjärtat såsom t.ex. pulspletysmografi, puls- och/ eller flödesmätningar, tryck- och/ eller volymförândringar i tid.

Enligt en annan föredragen utföringsform av föreliggande uppfinning är bearbetningsmedlet ägnat att analysera inmatningsvärdena genom att använda de förutbestämda databassystemen relaterade till [AV-hjärtpumpen och cirkulationssystemet. lnmatningsvärdena kan erhållas som ett enda eller ett flertal värden genom en medicinsk mätanordning ägnad att detektera båda relaterade till fysiologisk data över tid.

Systemet kan ingå i avancerade bildbehandlingsanordningar och i enklare anordningar såsom, t.ex. blodtrycksmätande anordningar eller pulstryckssenorer. Det kan också ingå i implanterbara anordningar såsom pacemakrar.

Enligt ytterligare en föredragen utföringsform kan relationsdatabasema för systemet automatiskt eller som svar på kommandon från en operatör, användas för att korrigera eller förändra det visade hjärt- och cirkulationssystemet. På detta sätt kan systemet fungera som ett simulerande system för att bestämma en terapeutisk behandling, t.ex. kirurgisk eller farmaceutisk behandling.

Det har således med föreliggande uppfinning uppnåtts att simulera hjärtats pump- och reglerfunktioner, med moderna teknologier, som en tillståndsmaskin som uppfyller de dynamiska randvillkoren för både hjärtmuskelcelltillståndsmaskinema såväl som de dynamiska randvillkoren för en AV-pumptillståndsmaskin. Det betyder att hjärtats naturliga pumpande och reglerande funktioner, tillsammans med andra kända dynamiska randvillkor i det naturliga cirkulationssystemet, kan símuleras som datormodeller, vilket öppnar upp för ett stort antal av tillämpningar. 10 15 20 25 30 529 153 Såsom kort diskuterades ovan år föreliggande uppfinning, till skillnad från pumpande med kramande funktioner som år den förhärskande traditionella pumprörelsen för hjärtat, baserad på observationer att hjärtat pumpar med en tillbaka- och framåtgående rörelse med en kolvliknande enhet betecknad som Delta (A) V-kolv eller det sfäriska AV-planet. Ytan för kolven består av en mera platt yta och en kurvforrnad yta. Den platta ytan består av ringen , av ringformad fibros och dess fyra klaffar vilket innebär att den inkluderar kopplingsytorna för aorta och lungartären.

Den kurvformade ytan är konvex i en tvådimensionell avbildning eller sfärisk i en tredimensionell avbildning bestående av de vänstra och högra musklerna kopplade till den platta ytan, den ringformade fibrosringen.

Når deltaV-kolven dras mot apex på hjärtat och tvingar blodet som finns i ventriklarna in i lung- och systemcirkulationen, kommer det samtidigt att dra blod in i atrierna och dess förmaksöron som en konsekvens av begränsningstillstånden för AV-hjärtpumpen. De konvexa delarna, ytorna, för AV-kolven står i direkt kontakt med perikardiet innefattande de utskjutande ytorna för aorta och pulmonalis som står i direkt kontakt med omgivande vävnader vilket skapar de direkta AV-volymerna. Ytoma för AV- kolven som står i indirekt kontakt med de omgivande volymerna, kommer att skapa de indirekt a AV-volymerna. De senare volymerna finns framförallt i ytoma för atrierna och förmaksöronen och i AV-vågforrnsytorna. (Detta förklaras ytterligare under tillståndsdiagram tillstånd 6). Under början av ventrikulärt diastole, under vilken fas då de ventrikulära musklerna påbörjar sin relaxation, börjar AV-kolven att återgå till dess initiala position.

Detta sker under inverkan av rörelsemângden och genom lagrad energi i hjårtstrukturerna och dess omgivningar, skapade genom nedåtrörelsen av AV-kolven under ventrikulårt systole. Denna, i huvudsak hydrauliska återgång av AV-kolven hänvisas till som AV-funktionen. 10 15 20 25 30 529 153 9 Större delen av de yttre volymförändringar år de direkta och indirekta AV- volymerna i samband med rörelsen av AV-kolven. Förmågan (som beskrivs i den citerade doktorsavhandlingen) får hjärtat att förändra de relativa volymetriska kapaciteterna för höger och vänster ventrikel sker i huvudsak genom rörelse av den gemensamma ventrikulära väggen, det ventrikulära septum. Under ventrikulärt diastole medför det relaxerade tillståndet för musklerna att i ventrikulärt septum kan anpassa sin form och position beroende av tryckgradienterna mellan de två ventriklarna. Under ventrikulärt systole antar ventrikulärt septum tillsammans med resten av hj ärtmusklerna i vänster ventrikel en väsentligen cirkulär tvärsnitts- konfigurering och intar en distinkt position oberoende av dess form och position under diastole. Detta sker eftersom, under ventrikulärt systole, är trycket i vänster ventrikel alltid högre än trycket i höger ventrikel. Om konfigureringen och positionen för ventrikulärt septum under diastole, det relaxerade tillståndet är skilt från konfigureringen och positionen under systole, det aktiva tillståndet, åstadkommer ventrikulärt septum, fungerande som en diafragmapump, därför en ökad slagvolym för en ventrikel och en på motsvarande sätt minskad slagvolym för den andra ventrikeln. På detta sätt åstadkommer ventrikulärt septum en dubbelverkande reglering för att åstadkomma balansen mellan de två grenarna av cirkulationssystemet (lungkretsloppet och det systemiska kretsloppet).

De dynamiska randvillkoren som behövs för att beskriva hjärtat som en AV- hjärtpump (hjärtklustertillståndsmaskin) förklaras genom att ge exempel på underuppdelade randvillkor för arbetssättet för muskelcellen och underuppdelade randvillkor för arbetssättet för hjärtat som en AV-pump.

I Dynamiska randvillkor för en muskelcell som en finit tillståndsmaskin, delas upp i randvillkor och arbetssätt enligt följande: Ia randvillkor för kemiska, elektriska och mekaniska sätt att skapa energi och trigga de finita muskeltillståndsmaskinerna som utgör en del av ett ledningssystem, för att, på ett synkroniserat sätt, uppnå optimal order för pump- och reglerfunktionerna för hjärtat. 10 15 20 25 30 529 153 10 Ib randvillkoren som under den aktiva kontraktionsperioden för muskelcellen genererar fasta konstruktioner med tillräckligt utrymme för musklerna att bli tjockare.

Ic randvillkor för att fä muskelcellerna att skapa en volympump med fyra kammare fungerande som en AV-pump men betjänande cirkulationssystemet och hållande dem i exakt balans. Naturligtvis kommer hjärtan med två eller tre kammare att ha andra tillstånd.

II De dynamiska randvillkoren för hjärtat fungerande som en AV- pumptillståndsmaskin delas upp i randvillkor och arbetssätt enligt: Ila Randvillkor för omgivande vävnad inkapslande en fyrkammarvolym med in- och utlopp som har funktioner och egenskaper stödjande AV-funktionerna för hjärtat.

Ilb. Randvillkor för en rörlig AV-kolv, med klaffar, och utloppskärl, delande en inre kontinuerlig volym för hjärtat i försörjande och uttömmande volymer och också genererande AV-volymer anordnade att skapa AV-funktioner.

I traditionella cirkulationssystem med vanliga pumpar är det vanligtvis pumparnas hastighet som styr både inflödet och utflödet. Detta är inte fallet med Dynamiska Deplacementpumpar, AV-pumpar. De är per definition styrda genom inflödet. AV-volymerna skapar AV-funktioner som bestämmer slaglångden och i fallet med hjärtat också bestämmer storleken för hjärtat som en AV-pump. Detta betyder att AV-hjårtpumpen mäste ingå i ett cirkulationssystem för att visa eller skapa dess verkliga pumpfunktion och regleringsfunktion. På detta sätt kommer de dynamiska randvillkoren som styr den venösa återgången att ha en väldigt viktig roll vid styrningen av hjärtutbytet. AV-hjärtpumpen kommer, om frekvensen och energin är tillräckligt hög, alltid försöka att pumpa bort blodet som kommer in genom dess ínloppskärl. Detta har tidigare inte till fullo förståtts. De huvudsakliga dynamiska randvillkoren för cirkulationssystemet som behövs för att understödja eller understödj as av AV-hjärtpumpen är: 10 15 20 25 30 529 153 ll III Dynamiska randvillkor för de centrala venvolymema (Lex. tryck, flöde, volymer, spänningar för de större venema innefattande lungvenerna som leder till hjärtat).

IV Dynamiska randvillkorför de perifera venvolymerna (t.ex. blodvolymutbytet och lagringskapaciteten för kapacitanskårl).

V Dynamiska randvillkor för de centrala arteriella volymerna (t.ex. tryck, flöde, volymer, spänningar för de stora artärerna innefattande lungartärerna som lämnar hjärtat).

VI Dynamiska randvillkor för perifera arteriella volymer (t.ex. variationer för blodvolymema som behövs för att stödja olika organ vid olika ' tidpunkter och aktiviteter som styr flödestakten i övergångszonerna, tryckfall för vården för ventrycken).

VII Dynamiska randvillkor för att behålla den totala blodvolymen, bloddensiteter och viskositeter.

VIII Dynamiska randvillkor för att styra hjärttakten och blodtrycket.

Med hjärtat presenterat som en AV-hjårtpump kommer det att vara möjligt att modulera och simulera det naturliga cirkulationssystemet. Synergierna mellan funktionerna för hjärtat och funktionerna för cirkulationssystemet kommer bättre att förstås' och kommer att öka behovet för att kunna svara på frågorna när, var, hur och varför hjärtat uppför sig som det gör. Det kommer t.ex. att vara väldigt användbart vid medicinska behandlingar, intensivvård och forskning.

Med andra ord, och utgörande en väsentlig del av föreliggande uppfinning, måste varje muskelcell vara anordnad/ konfigureras så att den både uppfyller tillstånden för sitt eget arbetssätt och också uppfyller kraven som 10 15 20 25 30 529 155 12 en del av strukturen som bygger upp hjärtat som en AV-pump. Arbetssättet som skapar energi genom förkortning och förtjockning och randvillkoren bakom detta år välkända.

Med ovan beskrivna dynamiska randvillkor kommer miljoner vektorer att samverka och bygga upp AV-hjärtpumpen och dess funktioner till former, strukturer och funktioner som det verkliga hjärtat faktiskt har.

Enligt föreliggande uppfinning kommer ett logiskt tillståndsdiagram av hjärtat som en AV-hj ártpump med ovan nämnda dynamiska randvillkor att beskrivas med följande sex huvudsakliga logiska tillstånd: Tillstånd 1 Långsam AV-fas.

Denna fas hänvisades tidigare till som den långsamma fyllnadsfasen. Men i detta sammanhang, då hjärtat arbetar som en AV-pump, är ”långsam AV- fas” mera relevant. Det är en direkt fortsättning på den snabba AV-fasen.

Den återgående rörelsen för AV-kolven är relativt lång. Vid långsamma flöden och låga frekvenser är den långsamma AV-fasen relativt lång.

Under denna fas är muskelcellerna i både atriema och ventriklarna, såväl som ventrikulårt septum, totaltavslappnade. Vänster och höger halvor av hjärtat kan i princip betraktas som gemensamma volymer inuti perikardiet.

Detta resulterar i att höger och respektive vänster halva av hjärtat bildar, tillsammans med inkommande kärl, samverkande volymer. Energin i det inkommande flödet till vänster och höger atrier resulterar i att volymen för hjärtat primärt ökar i närheten där AV-kolven förflyttas. Detta genererar energi till AV-funktionerna resulterande i att AV-kolven förändrar sin form och position och också genererar sträckande krafter till ringen med ringformig fibros. Energin i det inkommande flödet överförs till båda ventriklarna väsentligen utan att störas av ventrikulärt septum. 10 15 20 25 30 529 153 13 Den totala volymen för hjärtat beror på hjårtfrekvensen och inflödet.

Storleken av AV-pumpen ställs in under detta tillstånd.

Perikardiet och dess omgivning är de huvudsakliga begränsningarna för den möjliga volymexpansionen för hjärtat. Under denna fas är de statiska krafterna vid det inflödande blodet de mest betydande krafterna. De ytor som bildar de indirekta AV~volymerna (i första hand förmaksöronen i atrierna) bidrar inte under denna fas till någon nettokraft för att pressa AV- kolven i riktningen mot basen av hjärtat. Det år i huvudsak de direkta AV- volymerna formade genom förstoringarna av hjärtat i samband med AV- kolven och de utgående kärlen som åstadkommer denna verkan. Den äggliknande formen för hjärtat resulterar i att nettokrafterna och rörelsen för AV-kolven mot basen av hjärtat begränsas. AV-kolven kommer att komma till en neutral balanserad position. Detta kommer att begränsa slaglängden för AV-kolven, men breddningen av AV-kolven omfattar större volymer.

Således antar hjärtat som en AV-pump dess storlek och form i relation till det inkommande flödet och hjärtfrekvensen.

Fyllnadstrycken för höger respektive vänster hjärthalvor bestämmer tryckgradienten över ventríkulärt septum. Tryckgradienten bestämmer formerna och positionerna för ventrikulärt septum mellan höger och vänster ventriklar.

Detta tillstånd och tillstånd 2 och 3 bildar tillsammans med föregående tillstånd (vilket år tillstånd 6), förutsättningen för den dubbelreglerande funktion som ventrikulärt septum har.

Tillstånd 2 Atriell systolisk fas. 10 15 20 25 30 529 153 14 Enligt etablerad teknik utgör atriell systolisk kontraktion och dess associerade ECG-signal startpunkten för hjärtats pumpfunktion. Tiden mellan två atriella kontraktíoner betecknades som en hjärtperíod eller hjårtcykel. Upptäckten att hjärtat arbetar som en AV-pump implicerar att dess pump- och styrfunktioner styrs av det inkommande flödet, vilket i sin tur implicerar att en beskrivning av en hjärtcykel måste starta med den långsamma AV-fasen. Resultatet från den atriella systoliska fasen beror på många olika parametrar och kan under vissa omständigheter resultera i att atriella kontraktioner inte bidrar på något sätt till hjärtats pumpande funktion, medan under andra omständigheter ger ett livsnödvåndigt bidrag.

Den atriella kontraktionen är en snabb aktivitet. Den hydrauliska fastsättningen av atrierna och dess förmaksöron till perkardiet, omkringliggande vävnader, och till den sfåriska delen av AV-kolven, skapar glidande rörelser för den avslappnade och formbara AV-kolven längs hjårtsåcken under atriella kontraktioner. Detta kommer att skapa ett minimum av externa och interna massaccelerationer. Således favoriseras dragkraften av AV-kolven mot basen av hjärtat genom snabba atriella kontraktioner och att motståndet mot rörelsen för de inre och yttre massorna år stort. Vid låga hjärtfrekvenser och minskad rörelsemängd bakom AV-funktionerna i fas 6, bidrar de atriella kontraktionerna till att lyfta AV-kolven över dess neutrala position vid tillstånd 1. De glidande rörelserna för AV-kolven mot hjärtsäcken resulterar i omfördelning av blodet mellan atrierna och ventriklarna. Denna omfördelning kan delas in i direkta och indirekta omfördelningar.

Den direkta omfördelningen av blod sker i området där volymerna är komprimerade eller dekomprimerade genom rörelsema för AV-hjärtpumpen- kolven. Sådana områden är områdena i förmaksöronen och utflödesområdet för T-pulrnonaris och aorta. En mera diffus, indirekt omfördelning, överförs genom rörelsen av AV-kolven till en förtjockning av muskelcellerna i atrierna och förmaksöronen och samtidigt till en uttunning av muskelcellema i de ventrikulära kamrarna. De minskande atriella blodvolymerna ersätter 10 15 20 25 30 529 153 15 blodvolymexpansionerna i ventriklarna. Dessa expansioner är således konsekvenser av den konstanta volymen för muskelcellerna och rörelsen av AV-kolven i riktning mot hjärtats bas. De största volymexpansionerna kommer att vara i områdena för rörelserna av AV-kolven. Detta kommer att skapa flödesdynamik som favoriserar stängandet av AV-klaffarna i början av nästa fas.

Vid stora flöden och höga hjårtfrekvenser, med stor rörelsemångd bakom * den snabba återgången av AV-hjärtpumpen-kolven, tvingar flödesdynamiken bakom AV-funktionerna AV-kolven att passera dess neutrala position.

Betydelsen för den långsamma AV-fasen till att bringa hjärtat till en fullstorlek AV-pump reduceras, på grund av stora dynamiska krafter och statiska krafter i bakgrunden som kan bibehålla hjärtat i full storlek. Den atriella kontraktionen kan endast till ringa del bidra till någon vidare rörelse av AV-kolven mot hjärtbasen.

Vid små AV-kolvrörelser, som orsakas av ett antal olika skäl, liten rörelsemängd bakom de återgående rörelserna för AV-kolven, fas 6, kan den atriella cylinderns kontraktion bidra upp till 60% av slagvolymen genom att lyfta AV-kolven mot basen av hjärtat.

Mekanismen bakom de dramatiska skillnaderna med avseende på betydelsen av den atriella kontraktionen under höga och låga flöden respektive frekvenser, och vid hjärtfel, har tidigare aldrig givits någon mekanisk förklaring till. Det gäller också för den roll som förmaksöronen spelar för pumpfunktionen. Hjärtat som en AV-pump ger en viktig mekanisk förklaring till den atriella kontraktionen och förmaksöronens roll för pumpfunktionen.

Det förklarar också varför inflödet till hjärtat kan fortsätta trots pågående atriella kontraktioner. 10 15 20 25 30 529 153 16 Efter atriellt systole följer den ventrikulära systoliska utdrivningsfasen, här uppdelad i tre tillstånd. Den börjar när synkroniserad polarisation av specifika specialiserade hjårtmuskelceller efter en kort AV-fördröjning i grenar och förgreningar (som kan överskattas), initierar ventrikulär hjärtmuskelkontraktion i förutbestämd tidsordning.

Tillstånd 3 Ventrikulär initieringsfas.

Efter den atriella kontraktionen börjar retledningssystemet, efter en viss AV- fördröjning, i en mer eller mindre förutbestämd ordning, att börja depolarisera muskelcellerna i ventriklarna. Under den ventrikulära inítieringsfasen (tidigare kallad iso-volymetrisk fas) har muskeln inte bara att skapa energi till hjärtat men måste också, eftersom den i sig utgör konstruktionsmaterialet, stärka delarna i hjärtat som under nästa tidsintervall kommer att-utsättas för stora krafter. Ventrikulärt septum, de koniska delarna av den ventrikulära cylindem och papillarmusklerna kommer att aktiveras först. Därefter sprids initieringen till de sfäriska ringliknande delarna av den ventrikulåra cylindern, dvs. AV-kolven.

Aktiveringssättet för den ventrikulära cylindern kan betraktas som en ' ”mjukstart”, och är användbar under senare faser då den ventrikulära cylindern påbörjar sin avslappnande och àtergàende rörelse.

Initieringen följer ett mönster som optimerar förutsättningarna för AV- kolvens rörelse mot apex. Det ventrikulära septumet börjar att stabiliseras för att motstå tryckgradienterna mellan vänster och höger ventrikel. Den påbörjade aktiveringen av den ventrikulâra hjärtmuskeln resulterar i en ökad spänning och nedåtdragande kraft för de sfäriska delarna av den ventrikulära cylindern, AV-kolven. De hydrauliska fastsättningama av hjärtat till perikardiet och omkringliggande vävnader skapar, som i fallet under den atriella kontraktionen, glidande rörelser för AV-kolven på grund av resistansen mot rörelsen för de inre och yttre massorna är stora. En intern omfördelning åstadkommes av blodvolymen mellan atrierna och l0 15 20 25 30 529 155 17 ventriklarna men i omvänd riktning, resulterande i stängning av klaffarna med väsentligen inget backflöde.

I början av fasen betraktas höger och vänster ventrikel som en enda volym med kommunicerande volymer till atrierna och inkommande kärl. Under nedåt rörelsen av AV-kolven och stängningen av klaffarna ökar trycket inuti ventriklarna. Rörelsen för ventrikulärt septum avspeglar nu förhållandet mellan de statiska och dynamiska trycken på ömse sidor av det ventrikulära septum i slutet av den atriella kontraktionen, och också hur den ventrikulära muskeln aktiverats.

I slutet av den ventrikulära initíeringsfasen börjar AV-kolven, AV-klaffarna och ventrikulärt septum att anta formerna de behöver för att motstå tryckgradienterna som genererats.

I normala omständigheter inträffar dessa anpassningar i balans med yttre resistans och snabba volymförändringar och också omfattande rörelsen för AV-kolven i balans med inre snabba volymförändríngar. Det mesta av de inre snabba volymförändringarna som är resultat av glidande rörelser för AV- kolven sker genom inre omfördelningar av blodvolymerna men också i en viss utsträckning på grund av inflödet till hjärtat. Inflödet till atriema kan fortsätta på grund av deras avslappning speciellt i områdena där förmaksöronen täcker de konvexa muskulära delarna av AV-kolven och i områdena runt aortas och lungkärlens mynningar där förmaksöronen fyller upp volymema som är svåra att nå.

Den tidigare så kallade iso-volymetriska fasen, på grund av att det inte är något inflöde via aorta och T. Pulmonalis, är inte iso-volymetrisk avseende på de inre volymerna. Den totala hjärtvolymen kan speciellt vid högre rninutvolymer öka under denna fas.

Den ventrikulära initieringsfasen kan innefatta många viktiga händelser och tidsmarkeringar för hjärtat som en AV-pump och det ventrikulära septum är 10 15 20 25 30 '529 153 18 en regulator för flödet till lung- och det huvudsakliga církulationssystemet.

Med markeringspunkter i olika positioner av det ventrikulära septum kan detta tjäna som ett stort och känsligt tryckmembran som avkänner de pågående aktiviteterna och ger mycket information om arbetssättet för hjärtat och cirkulationssystemet.

Tillstånd 4 Ventrikulär accelerationsfas.

Under den ventrikulära accelerationsfasen kommer trycket att öka inuti ventriklarna. Trycket är normalt högre i vänster ventrikel. Detta resulterar i att ventrikulärt septum i huvudsak antar samma former som de andra delarna av vänster ventrikel. Om de systoliska formerna för positionerna avviker från formerna för positionerna innan de ventrikulära kontraktionerna, sker en volymanpassning mellan ventriklarria. Såsom en direkt fortsättning på tillstånd 3 kommer den sfäriska AV-kolven att skapa både direkta och indirekta AV-volymer.

Massaccelerationen kräver effekt och energi. Massorna som skall accelereras omfattar alla vävnader i direkt och indirekt anslutning till rörelsen av AV- kolven. Dessa vävnader är, allt blod i hjärtat och kärlen som kommer in eller lämnar hjärtat, själva hjärtrnuskeln och massorna i hjärtats omgivning.

Dessutom måste energi tillföras för interna och externa spännings- och återföringskrafterna, friktionsförlustema, som till exempel skapats genom rörelser av Aorta ochiT. Pulmonalis och vridande torsionskrafter för hjärtat.

Under den ventrikulära accelerationsfasen krävs större motvikt eller krafter för att dra AV-kolven mot apex. På grund av detta och de hydrauliska fastsättningarna av hjärtat till hjärtsäcken som i sin tur är hydrauliskt fastsatt vid bröstväggen, kommer en ökande uppåtrörelse att ske för den koniska delen av den ventrikulära cylindern parallellt med bröstväggen. 10 15 20 25 30 529 153 19 Fixeringen av apexregionen till diafragznan ger apexregionen en eftergivlig upphängning.

Genom att genomföra mätningar under denna fas med relativt enkla metoder eller anordningar såsom pulspletysmografi och hänföra dessa data till hjärtat som en AV-hjårtpump kommer detta i många fall att ge tillräcklig information om hjärtats pump- och reglerfunktioner i ett specifikt cirkulationssystem.

State 5 Ventrikulär retardationsfas.

Efter den ventrikulära accelerationsfasen initieras den ventrikulåra retardationsfasen genom avklingande rörelser för AV-kolven.

De koniska delarna av den ventrikulåra cylíndem kan, under denna fas av systole, betraktas som en massiv enhet där dess perikardium och omgivningar fungerar som en vakuumbâgare. Dess position influeras av krafterna ovanför AV-kolven som kommer att fortsätta att dra och rotera den massiva enheten mot hjårtbasen och av krafterna nedanför AV-kolven som kommer att dra och rotera den massiva enheten mot regionen vid apex och diafragrnan.

Efter den ventrikulära accelerationsfasen avtar de motriktade krafterna ovanför AV-kolven. Anledningarna till detta år delvis att massaccelerationen har stoppats och delvis att kompliansvolymerna för den atriella cylindern har börjat återfyllas. Den massiva ventrikulära cylindern kan då börja återgå till dess position som den hade innan accelerationsfasen. På grund av det faktum att AV-kolven år en fortsättning på de koniska delarna av den ventrikulåra cylindern resulterar den återgående rörelsen i en relativ rörelse för AV-kolven som kan ge utrymme för kontinuerligt inflöde in till den atriella cylindern trots att den verkliga rörelsen mellan AV-kolven och spetsen av konen upphör och stoppar. Dessutom finns ett avtagande tryck 10 15 20 25 30 529 153 20 och flöde i aorta och T. Pulmonalis som resulterar i att deras diametrar minskar som i sin tur via deras kontakt med atrierna och förmaksöronen ger utrymme för kontinuerligt inflöde till den atriella cylindern. Den relativa rörelsen, men också den verkliga rörelsen för AV-kolven, år mest uttalat i området där T. Pulmonalis mynnar.

Det pågående inflödet ovanför AV-kolven och det minskande utflödet från hjärtat kommer att stöta på varandra under denna fas, vilket betyder att hjärtat kommer att ha en minsta totala volym långt före slutet av ventrikulärt systole. i Genom att genomföra mätningar under denna fas med enkla metoder såsom pletysografi och hänföra dessa data till hjärtat som en AV-hjärtpump kommer det i många fall ge tillräcklig information om hjärtats pump- och reglerfunktioner i ett specifikt cirkulationssystem.

Tillstånd 6 Snabb AV-fas.

Den snabba diastoliska återgående rörelsen av AV-kolven är en direkt fortsättning på retardationfasen. De första delarna som kontraherar kommer att vara de första delarna som påbörjar relaxationen. Detta betyder att relaxationen börjar nära apex och ventrikulärt septum, och fortsätter gradvis och omfattar de muskulåra delarna av AV-kolven. De anpassade relaxationerna betyder att lagrad energi i omgivningarna, vridningen av hjärtat och den till viss del fortfarande kontraherade AV-kolven, kan frisläppas på ett sätt som på ett optimalt sätt för AV-kolven tillbaka mot basen av hjärtat. Den anpassade relaxationen skapar en snabb, expansiv våg, AV-vågfronten, som närmar sig och omsluter de muskulära delarna av AV-kolven. Detta ökar de dynamiska krafterna i riktningen mot apex och samtidigt reverserar, förstärker och slutligen' absorberar de dynamiska krafterna genom att fylla de direkt och indirekta AV-volymerna som pressar AV-kolven mot hjärtats bas. Denna verkan hänvisas till som AV-funktionen 10 15 20 25 30 529 153 21 och kommer att ge AV-kolven en snabb diastolisk återgång och dynamiska krafter bakom klaffarna som tillsammans med flödesparadoxen kommer att stänga klaffarna med inget backflöde.

Vid låga frekvenser genomför AV-kolven en översvängning och en tillbakadragande rörelse. Detta är en effekt av rörelsemångdskrafterna som blodet har erhållit och lagrat i en expanderande våg bakom klaffarna förande AV-kolven i riktning av de direkta och indirekta AV-volymerna. Så snart de dynamiska krafterna har upphört kommer de statiska krafterna att dominera och föra AV-kolven till en neutral expanderande position, tillstånd 1. I Vid högre flöden och frekvenser kommer den långsamma AV-fasen (tillstånd 1), den atriella systoliska fasen (tillstånd 2) och till en viss del också den ventrikulära systoliska omfördelningsfasen (tillstånd 3) i ett flödesdynamiskt synsätt att hoppas över. Den snabba diastoliska återgången av AV-kolven förd med en expanderande våg med mycket dynamisk energi följs mer eller mindre direkt av den ventrikulära accelerationsfasen (tillstånd 4). Detta illustreras schematiskt i. tillståndsdiagrarnmeti fig. 2. Den starka expanderande vågen och rörelsemängdskraften kommer att föra AV-kolven ännu högre upp mot hjärtats bas än att det atriella systole kan göra.

Vid höga flödestakter och frekvenser kommer AV-pumpar på grund av rörelsemångden hos den in- och utgående vätskan innefattande vätskan i pumpen att börja generera ett mer eller mindre kontinuerligt utflöde där utflödesklaffarna inte behövs. Fortfarande kommer inflödet att skapa AV- funktionerna. AV-pumparna börjar öka sina slagvolymer över vad som kan beräknas genom kolvarean gånger slaglängden.

Dessa omständigheter tillämpade på AV-hjärtpumpen kommer vid höga inflödestakter och höga frekvenser, beroende på båda statiska och dynamiska krafter i blodflödet, att hålla volymerna för hjärtat ovanför AV- kolven mer eller mindre maximalt stora vid tidpunkten då den snabba AV- 10 15 20 25 30 529 153 22 fasen börjar. Volymerna för hjärtat nedanför AV-kolven kommer vid samma tidpunkt att vara små på grund av utflödets rörelsemängd. Detta kommer att skapa en ökning av uttömningsdelen som tidigare aldrig har förståtts.

Fig. 3 är ett blockdiagram som schematiskt illustrerar AV-hjärtpumpen och cirkulationssystemet enligt föreliggande uppfinning. Blockdiagrammet illustrerar hur olika fysikaliska parametrar i cirkulationssystemet är relaterade till varandra. AV-kolven i mitten av figuren är försedd med två utflödeskårl och två inflödeskärl, varvid den vänstra delen av AV- hjårtpumpen representerar hjärtats högra sida och vice versa. Med start från det nedre högra utflödeskärlet i figuren som år aorta, rörande sig medurs till den nedre vänstra inflödeskärlet representerande Vena cava inferior och superior. Det övre vänstra utflödeskårlet är T. pulmonalis och det övre högra inflödeskärlet år inflödet från lungvenerna till vänster atrium.

Ovannämnda metoder kommer vidare att diskuteras i det följ ande.

Metod 1 Komplexiteten i att reproducera hjärtats funktioner i ett naturligt cirkulationssystem för en människa eller ett djur kan reduceras till ett minimum genom att skapa relationsdatabaser, vilket kan åstadkommas med idag tillgänglig hårdvara och välkänd mjukvara. Detta sker t.ex. enligt ñg. 4 ' med ett bearbetningsmedel 6 som är ägnat att generera och hantera dynamiska randvillkor för en AV-hjärtpump som beskrivits ovan. Den enorma bearbetnings- och lagringskapacitet i dagens datorer gör det möjligt att bygga gigantiska databanker, att bygga och/ eller mottaga två- till tredimensionella modeller och genomföra datorstödd automatisk analys, detektering av strukturer, rörelser mm. Det är också lätt att visualisera instruktioner såsom ROI (readings of interest) för att ge operatören instruktioner direkt på visningsenheten. .

Det finns många välkända tekniker och mjukvaruprogram som kan skapa dessa möjligheter, men företrädesvis behövs relationsdatabaser för deras 10 15 20 25 30 529 155 23 funktion. Enligt föreliggande uppfinning år detta nu möjligt, med dynamiska randvillkor och tillståndsdiagram för AV-hjärtpumpen, och dynamiska randvillkor genererade av ett cirkulationssystem för att skapa dynamiska databaser, som genom bearbetníngsmedlen automatiskt och/ eller med en interaktiv kontroll av en operatör och/ eller ett antal undersökningsmetoder kan rekonstruera hjärtat och dess sanna funktioner och flödesdynamik. De dynamiska databaserna kan också innefatta de dynamiska randvillkoren på kemiska mikronivåer i hj ärtmuskelcellerna och andra celler som har påverkan på cirkulationssystemet. På detta sätt kan metod nummer 1 modulera och simulera hela cirkulationssystemet och kan användas för att erhålla information avseende t.ex. når, var, hur och varför vissa medicinska behandlingar påverkar hjärtat och cirkulationssystemet.

Bearbetningsmedlen kan faktiskt genom användning av databaser baserade på dynamiska randvillkor för en AV-hjärtpump och dynamiska randvillkor för relaterade cirkulationssystem generera ett tredimensionellt pumpande “ hjärta med alla dess funktioner, storlek och muskelmassa, genom att ange t.ex., in- och utgående flöde, tryck och frekvens. Utmatningen från dessa inmatade data kommer att presentera ett pumpande hjärta baserat på kompletterande normala dynamiska randvillkorför AV-hjårtpumpen och andra dynamiska villkor uttryckta i databaser. Varje förändring av de dynamiska randvillkoren kan visualiseras som en förändring i konstruktionen och prestandan för pump- och reglerfunktionerna för hjärtat.

Annan inmatningsdata kan vara bilder erhållna från konventionella medicinska avbildningssystem, t.ex. röntgen, ultraljud, MRI etc. Operatören eller mjukvaruprogrammet kan identifiera olika delar av hjärtat, t.ex. hjärtsäcken med dess omgivningar, diafragman och bröstväggen, atriella och ventrikulära begränsningar, innerväggar, ventrikulärt septum, hjärtvåggen, DeltaV-kolven, AV-ringen och klaffarna, den koniska delen av den ventrikulära cylindern, hjärtöronen och de stora kärlen. Dessa delar behöver inte vara hela strukturer. Det kan vara punkter, ytor eller volymer från olika delar av hjärtat som inte nödvändigtvis uppmâts med samma 10 15 20 25 30 529 153 24 undersökningsmetod. På vissa ställen kan olika undersökningstekniker förbättra inmatningsdatan såsom t.ex. tryck och flödeskarakteristik för kärl med inflöde och utflöde till och från hjärtat. Per definition skall all inmatningdata uppfylla de dynamiska randvillkoren för AV-hjärtpumpen.

Detta betyder att metod l också kan användas för att överbrygga avvikelser från de sanna pump- och reglerfunktionema för hjärtat, som många cirkulationsundersökningsmetoder uppvisar idag.

Bearbetningsmedlet kan börja med i stort sett vilken inmatningsdata som genererar ett tredimensionellt pumpande hjärta med alla dess funktioner, flöde och tryckprofiler, storlek och muskelmassa. Det kan t.o.m. ange om imatningsdata med största sannolikhet är felaktig. Det kommer att använda, det som ställs in till att vara normala randvillkor så länge som dessa inte förändras. Inmatningsdatan kan vara genererad från olika undersökningsmetoder och med eller utan manuell inblandning, sammanlänkas av bearbetningsmedlet för att förbättra datorrnodellen av hjärtat och dess funktion i cirkulationssystemet för den undersökta individen. EKG-signalen är en bra koordinator och också en bra indikator för välfungerande muskelceller och retledningssystem, men är inte alltid nödvändig för att visa pump- och reglerfunktionerna för hjärtat.

Metod 2 Så snart de dynamiska randvillkoren som styr AV-hjärtpurnpen och randvillkoren för det relaterade cirkulationssystemet är kända kan dessa data lagras i databaser som validerar data relaterad till en eller flera logiska tillståndsdiagram för ett hjärta som är en AV-pump. Den lagrade datan kan antingen vara ideal data erhållen från hundratals personer med samma bakgrund såsom kön, ålder, vikt, fysisk kondition etc. Det kan också vara Validerad data från en enda person erhållen från metod 1. Ny inmatad data kan jämföras med den ideala databasen eller jämföras med databaser från samma individ vid en annan tidpunkt för att t.ex. jämföra effektema av medicinsk behandling, fysisk träning etc. Beräkningskapaciteten för 10 15 20 25 529 153 25 bearbetningsmedlet 6 då metod 2 realiseras kan vara lägre jämfört med den för metod 1.

Bearbetningsmedlet i metod 2 kan tillsammans med ett billigt inmatningsmedel, t.ex. en liten trycksensor som kan generera flödes- och / eller tryckprofiler, skapa små billiga men avancerade undersökningsenheter. Dessa kan vara integrerade i klockor, telefoner, blodtrycksövervakningsenheter, etc. och kan, genom att jämföra inmatningsdata med relaterad data i databaserna, åstadkomma utmatningsvärden som är tillräckligt bra för att styra och t.o.m. ge diagnostiska funktioner för hjärtat och cirkulationssystemet för personen i fråga. Denna metod kan också användas för att åstadkomma enklare simulerade modeller av hjärtat och cirkulationssystemet i externa anordningar, och i implanterade anordningar såsom pacemakers. På detta sätt kan hjärtverksamheten följas slag för slag och korrigeras t.ex. genom att jämföra inmatningsvärdet för flöde och tryckprofiler med ideala värden. De jämförda resultaten kan modifiera utmatningen av stimulationseffekten, tidpunkten och stimulationsordningen vid olika stimulatíonsområden etc., för att korrigera och optimera pump- och reglerfunktionerna för hjärtat.

Föreliggande uppfinning är inte begränsad till de ovan beskrivna föredragna utföringsformerna. Olika alternativ, modifieringar och ekvivalenter kan användas. Därför skall ovan utföringsformer inte betraktas som begränsande uppfinningens skyddsomfång vilket definieras av de bifogade patentkraven.

Claims (12)

10 15 20 25 so» 529 153 26 PATENTKRAV:

1. Hjärtklustertillståndsmaskin simulerande hjärtat och cirkulationssystemet för en individ, åstadkommet genom fusioner av finita hjärtmuskelcelltillständsmaskiner för att bilda en AV-pumptillståndsmaskin.

2. Hjärtklustertillständsmaskin enligt krav 1, varvid tillståndsmaskinerna definieras av randvillkor för nämnda hjärtmuskelcelltillståndsmaskiner och för nämnda AV-pumptillståndsmaskin.

3. Hjärtklustertillståndsmaskin enligt krav 2, varvid nämnda klustertillståndsmaskín arbetar i enlighet med randvillkoren för omgivande vävnad och inflödes- och utflödeskärl till och från hjärtat.

4. Hjärtklustertillständsmaskin enligt krav 3, varvid nämnda klustertillståndsmaskin har som inflödeszon de atriella förrnaksöronen för hjärtat.

5. Hjärtklustertillståndsmaskin enligt något av kraven 1-4, varvid nämnda klustertíllstândsmasldn betjänar en eller två slutna cirkulatíonssystem med randvillkor genererade i dessa system.

6. Hjärtklustertillståndsmaskin enligt krav 5, varvid nämnda _ tillståndsmaskin realiseras av ett system innefattande inmatriingsrnedel (2) för att motta en uppsättning inmatningsvärden (4) relaterade till hjärtat och cirkulationssystemet, och för att påföra nämnda uppsättning värden till ett bearbetningsmedel (6) som är ägnat att bestämma, genom att använda nämnda uppsättning inmatningsvärden, ett relationsdatabassystem som är sådant att det både uppfyller arbetssättet för hjårtrnuskelcelltillståndsmaskinen och arbetssättet för AV- pumptillståndsmaskinen för nämnda hjärtklustertillståndsmaskin. 10 15 20 25 529 153 27

7. Hjärtklustertillståndsmaskin enligt krav 6, varvid nämnda bearbetningsmedel är ägnat att analysera ytterligare inmatningsvärden genom att använda nämnda bestämda relationsdatabassystem.

8. Hjärtklustertillståndsmaskin enligt krav 6 eller 7, varvid nämnda simulerade hjärta och cirkulationssystem visas på ett visningsmedel.

9. Hjärtklustertillståndsmaskin enligt något av kraven 6~8, varvid nämnda bearbetningsmedel är ägnat att göra korrigeringar av det simulerade hjärtat.

10. Hjärtklustertillståndsmaskin enligt något av kraven 6-9, varvid nämnda bearbetningsmedel är ägnat att använda information från databassystemet för att bestämma en terapeutisk behandling, t.ex. träning, kirurgisk eller farmaceutisk behandling.

11. 1 1. Hjärtklustertillståndsmaskin enligt något av kraven 6-10, varvid nämnda uppsättning inmatningsvârden år uppmätta med en eller ett flertal avbildningsdata eller annan datainsamling för hjärtat erhållet genom ultraljud, magnetresonans, röntgen, gammastrålning eller annan avbildningsdata av hjärtat och fysiologiska tillstånd, t.ex. pulspletysmograñ, puls- och / eller flödesmätningar, tryck- och / eller volymförändringar över tiden för att förbättra och Validera data.

12. Hjärtklustertillståndsmaskin enligt något av kraven 5- 10, varvid nämnda system ingår i externa anordningar, t.ex. blodtrycksmätanordning eller pulstrycksensorer, eller implanterbara anordningar, t.ex. implanterbara hj ärtstimulatorer.