JP2008528099A - 心臓をシミュレートする心臓クラスタ状態機械 - Google Patents

Abstract

個人の心臓および循環系をシミュレートする心臓クラスタ状態機械を提供する。当該心臓クラスタ状態機械は、ΔＶポンプ状態機械を形成するよう有限の心筋細胞状態機械を融合することによって実現され、当該状態機械は、当該心筋細胞状態機械および当該ΔＶポンプ状態機械の境界条件によって規定される。加えて、クラスタ状態機械は、周囲の組織ならびに心臓に対する入口および出口の血管の境界条件に従って動作する。当該状態機械は、心臓および循環系に関する入力値の組（４）を受信し、当該値の組を処理手段（６）に与えるための入力手段（２）と、当該処理手段（６）とを含むシステムによって実現され、当該処理手段（６）は、当該入力値の組を用いることにより、心筋細胞状態機械の動作レジメンおよび当該心臓クラスタ状態機械のΔＶポンプ状態機械の動作レジメンをともに満たすようにリレーショナルデータベースシステムを決定するよう適合される。

Description

発明の分野
この発明は、データベースを用いることによって心臓のポンピングおよび調節機能を説明する、独立クレームに従った心臓クラスタ状態機械に関する。当該システムは、多数のさまざまな医療上の検査方法および装置に関して適用可能である。

発明の背景
ルンドバック・エス（Ｌｕｎｄｂａｃｋ Ｓ．）の論文「心臓のポンピングおよび心室中隔の機能（"Cardiac Pumping and Function of the Ventricular Septum"）」（ストックホルム（Stockholm）、１９８６年）においては、人の心臓のポンピングおよび調節が一般的な考えとは異なる態様で行なわれることが主張されている。引用された刊行物によれば、健康な心臓は実質的にその外形および容積を変えることなくそのポンピング動作を行なう。

心臓のポンピングおよび調節機能に関する理論が上述の刊行物に提示された結果、新しい部類のポンプ、いわゆる動的変位ポンプまたはデルタ（Δ）容積ポンプ（ΔＶポンプと略される）、が登場した。

ΔＶポンプの原理を、図１ａおよび図１ｂに関連して説明する。当該ポンプは、直径ｄ１を有する上部シリンダ２と直径ｄ２を有する下部シリンダ４とを含む。ここでは、ｄ２＞ｄ１である。これらの２本のシリンダは第３のシリンダ６を介して互いに接続される。当該第３のシリンダ６は、上部シリンダと下部シリンダとの間で自由に動かせるよう配置されている。可動のシリンダ６は、たとえば心臓における僧帽弁に対応する弁８をその最下部に備える。この弁よりも高い容量は心房容量（Ｖａ）と規定され、当該弁よりも低い容量は心室容量（Ｖｖ）と規定される。下部シリンダは、たとえば心臓における大動脈弁に対応する流出弁１０をその最下部に備える。図１ｂから分かるように、可動シリンダが下方に、すなわち図におけるΔＶに動かされると、可動シリンダと下部シリンダの内壁との間に、輪状の円筒形の容積が徐々に得られる。これにより、可動シリンダがその上方位置とその下方位置との間で動くときに容量ΔＶとともに容量Ｖａ＋Ｖｖが低減することとなる。

エネルギ源（図示せず）は、可動シリンダをその上方位置から下方位置に移動させるよう適合される。この移動によりポンプについてのストロークの長さＬが規定される。可動シリンダがその最低位置まで移動すると、流出弁が強制的に開かれ、容量Ｖｖの一部が排出される。次いで、可動シリンダはエネルギ源から解放され、ポンプへの流入がある場合にはその上方位置に戻り得る。ＡｖおよびＡａが上部および下部のシリンダの断面積をそれぞれ指定する場合、ΔＶはＬ（Ａｖ−Ａａ）に等しくなる。

ＷＯ−０１／８８６４２は、心臓の分析、診断および治療の方法の向上を可能にするために、ΔＶポンプの上述の原理に基づいて心臓の機能の数学的モデルを用いることによって心臓のポンピング動作を表示させるよう適合されたコンピュータベースのシステムに関する。心臓は、１つの動的変位ポンプまたは２つの相互接続された動的変位ポンプ、すなわちΔＶポンプ、をコンピュータベースで表現することによってモデル化される。

多くの異なる要件、すなわち境界条件は、循環系におけるその構造、動力源、ならびにポンピングおよび調節機能を説明する数学的モデルをポンプに実現すると、一般に満たさ
れるはずである。循環系が、心臓と同様に２つの循環系と、当該２つの循環系間の流れが常にバランスのとれた状態であるポンプとを含む場合、より多くの境界条件が存在することとなる。

この発明での１つの目的は、心臓が体内に有する動的境界条件を備えた機械的モデルとして心筋細胞によって作られかつ駆動される二連ポンプであって、かつ２つの循環系の役に立つ二連ポンプとして心臓の機能を再現することである。

この発明での全体的な目的は、現代の撮像生成および分析システムにおいて用いられるよう適合された、心臓をシミュレートするためのシステムまたはモデルを構成することである。当該撮像生成および分析システムは、ポンピングする心臓の動作モデルを、自然に発達したものに等しい動的境界条件を備えたそのすべての機能、サイズおよび筋肉質量とともに、３次元で再現することができる。

個々の特定の循環系における心臓のポンピングおよび調節機能についての再現されたモデルは、いくつかのさまざまな可能性をもたらす。それらの中でも、これは、はるかに優れた方法で心臓のポンピングおよび調節機能についての知識および理解をもたらし、より安価で優れた方法で有効な診断、予後、内科および外科治療（人工的材料または生物学的材料を用いた心臓の再建手術）ならびに患者、医療従事者および訓練中の運動選手のための追跡検査をもたらすだろう。

発明の概要
上述の目的は、独立クレームに従った心臓クラスタ状態機械によって達成される。

好ましい実施例が従属クレームにおいて説明される。
特に、この発明は、クラスタ状態機械である心臓についての好ましくはリレーショナルデータベースに記憶された動的境界条件に関連付けられるシステムに関する。このクラスタ状態機械は、有限の心筋細胞状態機械の動的境界条件とΔＶポンプ状態機械の動的境界条件とが融合した結果である。新しく作り出された機械は、以下の文面において心臓クラスタ状態機械またはΔＶ心臓ポンプと称されるクラスタ状態機械である。ΔＶ心臓ポンプの機能の動的境界条件、および他の公知の動的境界条件、たとえば、心臓を囲む組織の境界条件、血管の緊張、血液容量、心臓の刺激などによって、心臓が実際に機能する方法が本質的に２つの主要な再現方法で再現され得る。

方法番号１は、リレーショナルデータベースにおいてΔＶ心臓ポンプとしての心臓の化学的な微細レベルに至るまでの動的境界条件に対処できる、強力なコンピュータ支援によりサポートされた心臓の機能の３次元再現方法である。たとえば心臓および血管の周囲の組織などの他の公知の動的境界条件に加えて、個々のレベルでは、この方法は、心臓と循環系におけるその動的機能とを十分に再現し得る。この方法は、自然の動的境界条件を備えた心臓および循環系を心筋細胞の化学的および微細なレベルに至るまで動作させかつモデル化しているので、心臓機能を調整、シミュレートおよび計算し、さらには心筋の動作方法のアーキテクチャを模倣することができる。

方法番号２は、方法番号１のより容易なタイプとみなされてもよい。ここで、ΔＶ心臓ポンプの動的境界条件は有効なデータとしてデータベースに記憶され、好ましくは、ΔＶポンプである心臓の１つ以上の論理状態図に関連するリレーショナルデータベースに記憶される。有限の筋細胞状態機械の動的境界条件はバックグラウンドに保持されるが、当然
、有効なデータの源であり、データベースにおいて表わされる。この方法は、心臓および循環系におけるその動的機能を十分に詳細に再現することはできないが、心臓の真のポンピングおよび調節機能を説明するデータベースとして機能することはできる。当該データベースは、性別、年齢、体重、健康状態などの条件が同じである何百もの個人から得られた理想的なデータ、および／または、たとえば方法１から得られた１人の個人からのデータであってもよい。１人の個人からのデータベースは、理想的なデータを有するデータベースと比較され得るか、または、たとえば治療、身体訓練などの効果を比較するために別の時間における同じ個人からのデータベースと比較され得る。

上述の方法はともに、心臓がそのポンピングおよび調節機能を実行する場合、いつ、どこで、どのように、そして、なぜ実行するのかを示す個々の特定のデータを生成し得る。これは、既定の技術と比べてはるかに優れた方法で、心臓のポンピングおよび調節機能についての知識および理解をもたらすだろう。これは、より安価で優れた方法で、診断、予後、内科および外科治療（たとえば、人工的材料または生物学的材料を用いた心臓の再建手術）ならびに患者、医療従事者および訓練中の運動選手のための追跡検査を有効にするだろう。

ここで、この発明を添付の図面に関連して詳細に説明する。

発明の好ましい実施例の詳細な説明
心臓およびその機能を再現する手掛りは、自然が実現可能であった基本的な境界条件を規定して、心臓のポンピングおよび調節機能をもたらすことである。

この発明にしたがうと、これは、心臓を、技術的に、通常自然によって設定される動的境界条件で動作する心臓クラスタ状態機械に変えることによって達成される。個人の心臓および循環系をシミュレートするための心臓クラスタ状態機械は、有限の心筋細胞状態機械の動的境界条件を、ΔＶポンプ状態機械の動的境界条件に適合された筋肉網、すなわち心筋、と融合させた結果である。ΔＶ心臓ポンプとも称される作成された心臓クラスタ状態機械は、前述の有限の心筋細胞状態機械および前述のΔＶポンプ状態機械の動的境界条件に従うだろう。

クラスタ状態機械の動作条件は、体内の心臓の動作条件に等しく、一般に利用可能な計算、撮像、記憶および分析システムを用いることによりデータベース、好ましくはリレーショナルデータベース、によって表現され得る。

図４を参照すると、この発明の好ましい実施例が示される。心臓クラスタ状態機械は、心臓および循環系に関連する入力値の組４を受信するための入力手段２を含むシステムによって実現される。受信された値の組は、当該入力値の組を用いることにより、心筋の動作レジメン（regimen）と心臓クラスタ状態機械のΔＶポンプの動作レジメンとをともに満たすように、リレーショナルデータベースシステムを作り出すよう適合された処理手段６に適用される。

入力値の組は、超音波、磁気共鳴、Ｘ線、ガンマ放射によって、または、心臓についての他の撮像もしくは生理学的データ、たとえばＥＣＧ、ＦＣＧ、心尖拍動図、脈拍および／もしくは流れの測定値、経時的な圧力および／もしくは容量の変化などを用いることによって得られた心臓の単一のまたは混合された撮像データとして測定され得る。

この発明の別の好ましい実施例にしたがうと、当該処理手段は、ΔＶ心臓ポンプおよび循環系に関連した予め定められたデータベースシステムを用いることによって入力値を分
析するよう適合される。入力値は、ある期間にわたって生理学的データに関連する値を検出するよう適合された医療用測定装置によって単一の値または混合された値として得られてもよい。

当該システムは、たとえば血圧測定装置または脈圧センサとして高性能な撮像装置およびより単純な装置に含まれてもよい。当該システムはまた、ペースメーカ、トランスポンダなどのような内部装置に含まれ得る。

さらに好ましい実施例においては、当該システムのリレーショナルデータベースは、自動的に、またはオペレータからのコマンド命令に応答して、表示された心臓および循環系を補正または変更するのに用いることができる。このように、当該システムはまた、治療上の処置、たとえば外科治療または薬剤治療を決定するためにシミュレーションシステムとして機能することもできる。

当該システムはまた、心臓および循環系に関するさまざまな種類の検査方法、結果およびデータベースの間における機械的なリンクとしての役割を果たし得る。このように、当該システムは、専門家のユーザ間、専門家のユーザと関連する個人との間における個々人自身による、たとえばインターネットおよび遠隔医療での、固有の通信システムとなるだろう。

こうして、この発明により、両方の心筋細胞状態機械の動的境界条件とΔＶポンプ状態機械の動的境界条件とを満たす状態機械として、現代の技術で、心臓のポンピングおよび調節機能がシミュレートされてきた。これは、心臓の本来のポンピングおよび調節機能が、自然の循環系における他の既知の動的境界条件とともに、広範囲の適用をもたらすコンピュータ化されたモデルとしてシミュレートされ得ることを意味する。

簡潔に上述されたように、この発明は、心臓の従来のポンピング運動である圧搾機能でポンピングするのではなく、デルタ（Δ）Ｖピストンまたは球形のＡＶ面と称されるピストン状のユニットによる往復運動で心臓がポンピングしているという観察結果に基づいている。ピストンの区域は、より平坦な区域および湾曲した区域からなる。平坦な区域は繊維輪、ＡＶリングおよびその４つの弁からなり、これは、それが大動脈および肺動脈（肺動脈幹）の接続区域を含むことを意味する。

２次元撮像では凸状であり、３次元撮像では球形である湾曲した区域は、平坦な区域、繊維輪に接続された左右の筋肉からなる。

ΔＶピストンは、心尖の方に引張られ、心室に含まれる血液を強制的に肺循環および体循環させるとき、同時に、ΔＶ心臓ポンプの境界条件の結果として心房およびその心耳に血液を引込むだろう。ΔＶピストンの凸状部分や区域は、周囲の組織と直接接触している大動脈および肺動脈の突出た区域を含む心膜と直接接触しており、直接的なΔＶ容積を形成するだろう。ΔＶピストンの区域は周囲の容積と間接的に接触しており、間接的なΔＶ容積を形成するだろう。このような区域は大部分が心耳によって覆われ、ある程度までが肺動脈幹および大動脈によって覆われている。

心室拡張期の初期の間、心室筋が弛緩し始める段階中、ΔＶピストンは、心室の収縮中に作り出したΔＶ容積を満たすことによってその初期位置に戻り始める。これは、塊の動的力および静的力の影響を受けて、かつ、心室収縮期中におけるΔＶピストンの下方への動きによって作り出される心臓構造およびその周囲に蓄積されたエネルギによってなされる。ΔＶ区域にわたる圧力勾配は液圧によるΔＶピストンの戻りをもたらし、ΔＶ機能と称される。

外部の容積変化はほとんどが、ΔＶピストンの動きに関連した直接的および間接的なΔＶ容積である。右心室および左心室の相対的な容積を変化させる心臓の能力（引用された論文に記載される）は、主に、共通の心室壁、すなわち心室中隔、の動きによって遂行される。心室拡張期中、筋肉が弛緩した状態である間、心室中隔は、２つの心室間の圧力勾配に依存してその形および位置を適合させ得る。心室収縮期中、心室中隔は、左心室の心筋の残りの部分とともに、本質的に交差した円形の断面構成を呈し、心拡張期中にその形および位置とは無関係に別個の位置をとる。これは、心室収縮期中、左心室の圧力が常に右心室の圧力よりも高いためである。心拡張期中の、すなわち弛緩した状態である心室中隔の構成および位置が、心収縮期中の、すなわち活動状態である構成および位置とは異なる場合、横隔膜ポンプのように機能する心室中隔は、このため、一方の心室に供給する１回拍出量を増大させ、他方の心室に供給する１回拍出量をこれに応じて低減させる。このように、心室中隔は、循環系（肺循環および体循環）の２つの支脈間のバランスを維持するよう複動式の調節を達成する。

心臓をΔＶ心臓ポンプ（心臓クラスタ状態機械）として説明するのに必要な動的境界条件は、筋細胞の動作原理についての細分された境界条件と、ΔＶポンプである心臓の動作原理についての細分された境界条件との例を挙げることによって明確にされる。

Ｉ 有限状態機械としての筋細胞の動的境界条件は、以下のとおり、境界条件と動作原理とに細分することができる。

Ｉａ 心臓のポンピング機能および調節機能についての最適な命令を同期的に実現するために、動力を生成し、伝導系の部分である有限筋肉状態機械を作動させる化学的、電気的および機械的な方法の境界条件。

Ｉｂ 筋収縮時により厚くなる筋肉のために十分な空間を保った状態で堅固な構築、伸張および短縮を可能にする、筋細胞の周りの結合組織網の境界条件。

Ｉｃ ΔＶポンプのように作用するが、循環系を厳密にバランスのとれた状態に保つのに当該循環系のために機能する４室の容積ポンプを作り出すよう筋細胞を構成する境界条件。当然、２室および３室の心臓は他の条件を有するだろう。

ＩＩ ΔＶポンプ状態機械として動作する心臓の動的境界条件は、以下のとおり境界条件および動作原理に細分される。

ＩＩａ 心臓のΔＶ機能をサポートする機能および特性を有する入口および出口を備えた４室の容積を封じ込める周囲組織の境界条件。

ＩＩｂ 弁と出口の血管とを備え、心臓の内部の連続的な容積を供給する容積と排出する容積とに分け、さらに、ΔＶ機能をもたらすよう構成されたΔＶ容積を生成する、可動ΔＶピストンの境界条件。

通常のポンプを備えた従来の循環系においては、流入および流出の両方を制御するのは、通常、ポンプの速度である。これは、動的変位ポンプ、すなわちΔＶポンプには当てはまらない。これらは本質的に流入によって制御される。ΔＶ容積がもたらすΔＶ機能により、ストロークの長さが決定され、心臓の場合にはΔＶポンプとしての心臓の大きさが決定される。これは、ΔＶ心臓ポンプがその真のポンピング機能および調節機能を示すかまたはもたらすよう循環系に組込まれなければならないことを意味する。このように、静脈還流を制御する動的境界条件は、心拍出量の制御に極めて重要な役割を果たすだろう。Δ
Ｖ心臓ポンプは、周波数および動力が十分に高ければ、その入口の血管から入ってくる血液を常に吐出そうとするだろう。これは以前には十分に理解されていなかった。ΔＶ心臓ポンプをサポートするのに必要であるかまたはΔＶ心臓ポンプによってサポートされている循環系の主な動的境界条件は以下のとおり説明することができる。

ＩＩＩ 中心静脈容量の動的境界条件（たとえば、心臓に通じている肺静脈を含むより大きな静脈の圧力、流れ、容量、張力）。

ＩＶ 末梢静脈容量の動的境界条件（たとえば、容量血管の血液容量交換および貯蔵容量）。

Ｖ 中心動脈容量の動的境界条件（たとえば、心臓から出る肺動脈を含むより大きな動脈の圧力、流れ、容量、張力）。

ＶＩ 末梢動脈容量の動的境界条件（たとえば、異なる時に異なる器官をサポートするのに必要な血液量の変動、移行ゾーンにおける流量についての活動による制御、および、静脈圧の値までの圧力低下）。

ＶＩＩ 全血液容量、血液密度および粘度を維持する動的境界条件。
ＶＩＩＩ 心拍数および血圧を制御するための動的境界条件。

心臓をΔＶ心臓ポンプとして呈示すると、本来の循環系を調整およびシミュレートすることができるだろう。心臓の機能と循環系の機能との相乗作用がよりよく理解されることとなり、心臓が機能する場合、いつ、どこで、どのように、そしてなぜ機能するのかという疑問に対する回答の要求を増大させるだろう。これは、たとえば医学的処置、集中治療および研究に非常に有用となるだろう。

言換えれば、この発明の本質的な部分として、筋細胞は各々、それ自体の動作レジメンについての条件を満たし、心臓をΔＶポンプとして構築する構造の一部としての要件をも満たすように配置／構成されなければならない。短縮および肥厚化によって動力を作り出す動作レジメンと、その背後にある境界条件とは周知である。

あらゆる状況下における心臓の実験用の動作モデルがすべて、圧搾機能とともに説明されてきた。これは、明らかに、心臓が、律動的に反作用するやり方で心房および心室の外部の圧搾運動によってそのポンピングおよび調節機能を実行すると想定された場合に当てはまる。これは、依然として、概して一般の人々および医師の間で真のポンピング機能であると考えられる１００％のものに近い。

新しい磁気共鳴撮像技術（ＭＲＩ）では、有力な研究者間での見解は、心臓がＡＶ面でポンピングする定容量ポンプに近いという概念を過去４回にわたって採用している。

少なくとも２００年間にわたり、心筋が３層に構築されていると認識され、これが一般化されていた。ＡＶリングから尖部の方まで反時計方向に伸びる長手方向に捩られた螺旋形の繊維を備えた１つの外層は、円形のループを整形し、時計方向の、長手方向に捩られた螺旋形の繊維としてＡＶリングに戻る。円形のループは内部の筋層を整形する。

心臓への充填力を見出すことは常に難題であった。これらの力を見出すために、数年前に、いわゆる心室心筋のバンド理論（Ventricular Myocardial Band Theory）が心臓の不可解な充填を解決するために論じられた。このモデルでは、外層および内層を用いて、収縮期の心室充填と称される遅延型収縮によって心臓の反時計方向および時計方向の回転を
もたらす。ポンピング機能を与えるものとして心筋の肥厚化がある。ごく最近、この理論は、電子顕微鏡検査で薄切りされた心筋を検査した解剖学の専門家によって完全に否定された。彼らは、相対的に摺動し得る層を見出せなかった。彼らは、それまでに分かっていた筋繊維の配向と、左心室が筋肉の中心に強固な円形に配向された筋細胞を有することとを検証した。これは右心室には当てはまらなかった。

したがって、筋繊維は、左心室において付加的な円形の「−−−」の繊維配向とともに「Ｘ」のような配向を有している。

これらの繊維配向はΔＶ心臓ポンプにおける使用に非常に適している。このポンプの概念は、そのポンピングおよび調節機能のための外側の内膜の動きを利用しているだけである。

すなわち、
心膜嚢に向かう内膜、
内膜、および、流出量から流入量を分ける弁を備えたＡＶリング、
心室中隔の区域を右心室に向かって先細にする内膜、ならびに、
右側および左側の心房および心耳を互いから分け、大動脈の出口と肺動脈幹とを分ける複雑であるが非常に機能的な内膜、である。

短縮および肥厚化による筋肉の動作方法は、適切な生理学的順序でパックおよびアンパックを行なうのに問題となるだろう。筋肉壁が厚ければ厚いほど、課題を解決するのが難しくなるはずである。

上述の動的境界条件では、何百万ものベクトルが協働して、本物の心臓が実際に有する形状、構造および機能を備えるΔＶ心臓ポンプとその機能とを構築するだろう。

この発明に従って、上述の動的境界条件を備えたΔＶ心臓ポンプである心臓の論理状態図が、さまざまな種類の検査方法において見られる実際上のイベントマーカとともに以下に説明され得る。ここで挙げられるイベントマーカの組は、心エコー検査で容易に見出すことのできる、以下の７つの主な論理状態または段階である。ΔＶ心臓ポンプ概念の背後にある基本的な力学を説明する実際上の理由から、これらのイベントマーカは左心室に関するイベントによって設定される。当然、右心室に関する同じイベントは、これらを見出すことのできる検査方法において考慮されるべきであるが、但し、右心と左心との相互作用は、ΔＶ心臓ポンプ概念にとって極めて重要である。強度とタイミングとの差は、優れた鋭敏な診断ツールとして機能し得る。これらの主要な状態間のあらゆる変化、たとえばタイミングは次の状態に影響を及ぼし、心臓がポンピングする場合、いつ、どこで、そしてなぜポンピングするのかを伝える診断ツールとして機能するだろう。

状態１
緩慢なΔＶ段階
この段階は以前には緩速な充填段階と称されていた。しかしながら、この文脈においては、心臓がΔＶポンプとして動作する場合、「緩慢なΔＶ段階」の方がより適切である。これは、直接的に続いている高速のΔＶ段階、すなわち、ΔＶピストンの戻る動きである。流れが緩慢で低速である間、緩速なΔＶ段階は比較的長くなる。この段階中、心房および心室の両方の筋細胞ならびに心室中隔は完全に弛緩している。心臓の左半分と右半分とは主に心膜内の共通の容積と見なされる可能性がある。これにより、心臓の右半分と左半分とがそれぞれ、入ってくる血管とともにコンプライアンス容積を形成することとなる。左心房と右心房とに入ってくる流れのエネルギにより、結果として、主にΔＶピストンが動く近傍で心臓の容積が増大することとなる。これによりΔＶ機能に対するエネルギが生
成され、結果として、ΔＶピストンがその形状および位置を変化させ、さらに繊維輪に対する引張力を生成することとなる。入っていくる流れのエネルギは、本質的に心室中隔によって妨害されることなく両方の心室に伝達される。

心臓の全容積は心拍数および流入量に依存している。
ΔＶポンプのサイズはこの状態である間に設定されるだろう。

心膜およびその環境は、起り得る心臓の容積拡張を主に制限するものとなる。この段階中、流入する血液における静的力は最も顕著な力である。間接的なΔＶ容積を形成する表面（主として心房の心耳）は、この段階中、心臓の上部の方向にΔＶピストンを押す如何なる正味の力にも寄与しない。その動作を行なうのは、主に、ΔＶピストンに接続された心臓と出ていく血管との拡張によって形成される直接的なΔＶ容積である。心臓が卵のような形をしているので、結果として、正味の力と、心臓の上部に向かうΔＶピストンの動きとが制限されることとなる。ΔＶピストンは中立的なバランスのとれた位置に入るだろう。これは、ΔＶピストンのストロークの長さを制限するが、ΔＶピストンが広くなることにより、包含される容積が大きくなる。こうして、ΔＶポンプとしての心臓は、入ってくる流れおよび心拍数に関連してそのサイズおよび形に適合する。

心臓の右半分および左半分のそれぞれの充填圧力により、心室中隔にわたる圧力勾配が決定される。この圧力勾配により、右心室と左心室との間の心室中隔の形状および位置が決定される。この状態ならびに状態２および３が、前の状態（状態７）とともに、心室中隔についての２倍の調節機能のための前提条件を形成する。

状態２
心房収縮期段階
既定の教示に従うと、心房収縮期の収縮およびその関連するＥＣＧ信号は、心臓のポンピング機能を説明する際の出発点であった。２回の心房収縮間の時間は、心臓周期または心臓サイクルを表わした。心臓がΔＶポンプとして動作することの発見は、入ってくる流れについてそのポンピング機能および制御機能が制御されることを意味し、これはまた、心臓サイクルについての説明が緩慢なΔＶ段階から始まるべきであることを意味している。心房収縮期段階の結果は、多くの異なるパラメータに依存しており、結果として、ある状況下では、心房収縮が心臓のポンピング機能に何も追加しないのに対して、他の状況下では、それが生命維持に寄与することとなる可能性がある。

状態７におけるΔＶ機能の背後にある低速および低運動量の間にわたり、心房収縮は状態１におけるのその中立位置よりも高くΔＶピストンを上げるのに寄与する。心房収縮は高速の活動である。心房およびその心耳を心膜およびΔＶピストンの球形部分に液圧で付着させることにより、心房収縮中に、弛緩した形成可能なΔＶピストンの上部上で心臓嚢に沿って引込める摺動運動がもたらされる。これは、心臓の上部の方向にΔＶピストンを押し進める液圧力を引起すだろう。収縮中、塊の最低限の外部および内部加速で心房と心室との間の血液量が再分配されることとなる。ΔＶピストンを心臓の上部へと引くことは高速の心房収縮に好都合である。というのも、内部および外部の塊の動きに対する運動量が大きいからである。心臓の全容積が心房収縮中にかなり一定であるので、心臓嚢に対するΔＶピストンの摺動運動は、結果として、心房と心室との間の血液の再分配をもたらすだけである。心房収縮期中に外部の流入量を必要とし得る区域だけが多かれ少なかれ、肺動脈幹および大動脈の流出路となる。これらの区域は直接的および間接的なΔＶ容積をもたらし得る。心房収縮中には右心房への流入が見られるが、通常、左心房からわずかな逆流がある。これは、肺静脈中のわずかなコンプライアンス容積に依存する可能性が高く、実際には、左心耳がΔＶピストンと肺静脈との間で圧搾され、こうして引込み収縮中に当該静脈を広げる。流れが大量で心拍が速い間、ΔＶピストンが高速で戻る背後で運動量が
大きい場合、ΔＶ機能の背後にある流動力学によりΔＶピストンが押されてその中立位置へと移動する。心臓をフルサイズのΔＶポンプにする緩慢なΔＶ段階の役割が低減されるが、これは、心臓をフルサイズで維持することのできる大きな動的力と静的力の背景環境とによるものである。心房収縮は、多かれ少なかれ、心臓基部へのΔＶピストンのさらなる動きに寄与し得ない。

多くの理由、すなわちΔＶピストンの戻る動きの背後にある低運動量、によって引き起こされる小さなΔＶピストン運動の間、すなわち段階６では、心房収縮は、心臓の基部へとΔＶピストンを上げることにより１回拍出量のうち６０％にまで寄与し得る。

高流量および低流量ならびに高速および低速のそれぞれの間、さらに心不全の間にわたる心房収縮の重要性に関する劇的な違いの背後にあるメカニズムは、これまでに機械的に説明されたことはなかった。これはまた、ポンピング機能のために心耳が果たす役割に当てはまる。ΔＶポンプとしての心臓は、ポンピング機能のための心耳の役割および心房収縮についての重要な機械的説明を与える。これはまた、心房収縮が進行しているにもかかわらず、なぜ心臓への流入の継続が可能であるかを説明する。

心房収縮期の後、心室収縮排出段階が続くが、ここでは３つの状態に分けられている。この段階中の圧力は、通常、左心室においてはるかに高いので、左心室は、ΔＶ心臓ポンプと共同で動作する別個のΔＶポンプであると見なされ得る。

状態３
前収縮期の容積−張力段階
心房収縮後、伝導系は、あるＡＶ遅延の後、同期された順序で、心室における筋細胞の脱分極を開始する。（先に等容性段階と称した）状態３の間、筋肉は心臓への動力を生成しなければならないだけでなく、構成材料として、次の時間間隔内に高い力が加えられる心臓の部分の補強も行わなければならない。

心室中隔、心室の尖部分および円錐部分ならびに乳頭筋を最初に活動させる。その後数ミリ秒内に、この活動の開始が心臓の残りの部分、つまり心室の球形の括約筋のような部分すなわちΔＶピストン、に広がる。心室の活動方法は「ソフトスタート（soft start）」と見なされてもよく、ΔＶピストンがその弛緩の動きや戻る動きを開始する後期段階中に有用となる。

この活動の開始は、尖部に向かうΔＶピストン運動の推測を最適化するパターンに追従する。心室中隔は、左心室と右心室との間の圧力勾配に耐えるために安定化を開始する。心室中隔およびＡＶリングへの接続部、および、直接連続するその外部形状を有するものとしての大動脈の流出路を備えた左心室の形、ΔＶピストンの内部セクタは、右心室の容積と相互に作用するだろう。

心室心筋の活動が開始されると心筋の緊張が高まることとなる。これにより、結果として、その構造によりΔＶピストンと心臓の尖部−横隔膜領域との間の隙間を狭くすることと、封じ込められた血液容量に向かって圧力勾配を生成することとを必要とする力ベクトルがもたらされる。張力は、動きに対する抵抗が最低となる範囲における動きをもたらすだろう。心臓を心膜および周囲の組織に液圧で付着させることにより、心房収縮中の場合と同様に、心膜嚢に沿った心室筋の摺動運動がもたらされる。これは、内部および外部の塊の動きに対する抵抗が大きいためである。内部の再分配は、心房と心室との間にあるが逆方向である血液容量から得られ、結果として、実質的に逆流なしに弁が閉じられることとなる。ＡＶリングに堅固に接続され心耳および心膜に液圧で接続されているΔＶピストンの周辺区域を連続的に引下げると、筋肉量および封じ込められた血液容量に関連した凹
形状がもたらされる。この湾曲した形は第１種てこのように機能し、曲げて引くことによって強い力勾配を生成し、これに耐えることができる。当然、これは、心室壁にわたる圧力勾配がはるかに高い左心室における円形に配向された筋繊維の強固な補強の追加を必要とする。ストローク長さの単位あたりの容積交換が最大になるのはこの湾曲した区域内であり、ここと、大動脈および肺動脈幹の流出路とにおいても直接的および間接的なΔＶ容積がもたらされる。

当該状態の初期においては、右心室および左心室は、心房および流入血管に連通している容積を備えた単一の容積と見なされる。ΔＶピストンを引下ろし、弁を閉じる間、心室内の圧力が高まる。心室中隔の動きは、ここでは、心房収縮の終わりに心室中隔の両側における静的圧力と動的圧力との間にどんな関係があったか、さらに、心室筋をどのように活動させるかを反映している。

状態３の終わりに、容積の再分配により、ΔＶピストン、ＡＶ弁および心室中隔ならびにΔＶピストンの内部セクタを始動させて、これらが、右心室および左心室からの流出を開始させる圧力に到達する際にもたらされる圧力勾配に耐える必要がある形状および張力を呈するようにする。標準的な状況にある間、これらのすべての適合が、高速の容積変化の外部の抵抗とバランスがとれた状態で、かつ、内部の高速の容積変化とバランスのとれたΔＶピストンの動きに関連して行われる。ΔＶピストンの摺動運動の結果としての内部の容積変化のほとんどは、血液容量の内部の再分配によって起る。心房への流入は、特に高い流量で継続可能であるが、これは、特に心耳がΔＶピストンの凸状の筋肉部分を覆っている区域と、アクセスするのが難しい容積にまで心耳が満たされている大動脈および肺の根元の周りの区域とが弛緩していることによるものである。

状態３は、ΔＶポンプである心臓と、肺および主要な循環系への流れのための調節器である心室中隔とについての多くの重要な事象および時間マーカを含む。マーキングポイントが心室中隔のさまざまな位置にある場合、それは、心臓および循環系の性能についての多くの情報を与える進行中の活動を検知する大きくて敏感な圧膜として機能し得る。この事象はまた、より単純な位置合せ方法、たとえば心尖拍動図、によって監視可能である。

状態４
漸進的（Progressive）張力および流れ段階
段階４は、インデックスマークとして大動脈弁の開口部から始まり、マーカとして大動脈流出部の上部で終わる。この段階中、ΔＶピストンの動きにより、漸進的張力と心臓に対する流出入とがもたらされる。圧力は、通常、左心室においてはるかに高くなる。これにより、心室中隔が主に左心室の他の部分と同じ形をとることとなる。収縮期の形状および位置が心室収縮前の形状および位置からずれる場合、心室間で容積の適応が行なわれる。状態３から直接連続しているので、球形のΔＶピストンは直接的および間接的なΔＶ容積をもたらすだろう。これらの容積は、外部の抵抗および反動する力ならびにこれらの容積内の血圧の上昇のために、ΔＶ容積を発生させる区域にわたって圧力勾配の純増加をもたらすだろう。

塊を加速させるには動力およびエネルギが必要となる。加速されるべき塊は、ΔＶピストンの動きに直接的および間接的に関連している組織をすべて含む。これらの組織は、心臓中および心臓を出入りする血管中のすべての血液、心筋自体、ならびに心臓の環境における塊である。さらに、たとえば大動脈および肺動脈幹の動きと心臓のねじり力とによって作り出される内部および外部の張力、反動する力ならびに摩擦損失のためにエネルギを追加しなければならない。

段階４の間、ΔＶピストンを尖部の方に引張るために、より大きな反対方向の力が必要
とされる。このために、さらに、液圧で胸壁に付着させられる心臓嚢に心臓を液圧で付着させるために、胸壁と平行な心室の円筒部の円錐部分で上方への運動が増大する。この現象は、滑りやすい表面の上を表面と平行な力で摺動し得るが直角の力に高い抵抗を与え得る真空カップで再現することができる。

その性質により、心臓嚢が、強固な接続された組織で、胸骨にではなく横隔膜筋に固定されているが、この場合、当該嚢は、液圧での結合により或る程度固定されている。この構成により呼吸メカニズムに関する問題が回避される。

このように、心臓嚢を固定することにより、心臓嚢の尖部の横隔膜領域を弾力的なサスペンションとして機能させ、これにより、胸壁に対して尖部および横隔膜が曲がったり持ち上がったりすることとなる。このサスペンションは、ΔＶピストンが発生させるすべての反作用力に幾らか対処するだろう。この段階における塊の加速中、反作用力はその最高レベルに達するだろう。筋収縮によって引起こされるがΔＶピストンの動きでもたらされる加速が終わると、サスペンションは抵抗と反動する反作用力とに適合するだろう。反作用する抵抗および反動する力はほとんどが、ΔＶ容積の生成によって、そして、大動脈および肺動脈幹を引張ったり捩ったりすることによって、共通のΔＶピストンの外で生成される。ΔＶピストンと横隔膜区域との間の反作用力は、これらの区域を両方向に分離することを必要とする。これらの事象およびエネルギは、次の段階におけるポンピング機能のために回復されるだろう。

脈拍のプレスチモグラフィ、たとえば心尖拍動図のようなさらに単純な方法または装置でこの段階中に測定を行ない、ΔＶ心臓ポンプである心臓に対しこれらのデータを参照することにより、多くの場合、特定の循環系内における心臓のポンピングおよび調節機能についての十分な情報が与えられるだろう。

状態５
逆進的な流れおよび張力段階
この段階は、段階４から直接続いており、マーカとして大動脈弁を閉じることで終わる。この段階中、流れおよび張力はともに、ΔＶ心臓ポンプと共同で動作する別個のΔＶポンプであると見なすことのできる左心室において低下し始める。段階４の後、ΔＶピストンの降下運動が始まる。ΔＶ容積は依然として整形されるが、但し、心房および心耳への流入によって間接的なΔＶ容積が補充され得る。胸郭に沿って尖部に向かう方向に動きがある限り、大動脈および肺動脈の捩りは続く。ΔＶピストンの筋部分における第１のてこの機能によってなされ得る、左心室壁にわたる圧力勾配に耐え得る共通の筋収縮がある限り、大動脈を通る流出は続く。ΔＶピストンのこの部分および左心室の横隔膜部分が有する外力は、心室内の圧力ともに、これらの区域を互いから分けることを必要とする。段階４および段階５の間、ΔＶピストンを上回る反対方向の力が低下する。その理由として、一部には塊の加速が止まったこと、また一部には、心房に入ってくる静脈におけるコンプライアンス容積と特に心耳に位置する間接的なΔＶ容積とが補充され始めたことが挙げられる。固体の単体として見られる心室は、横隔膜の区域における反動力がより強いために、段階３の前にこの区域が取っていた中立位置に戻り始めることができる。機械的に結合されているので、この戻る動きはまた、ΔＶピストンの相対的な動きをもたらし、ΔＶピストンと円錐の先端部との間の実際の動きが低下しかつ停止するにもかかわらず、心房の容積に連続的に流入する可能性をもたらす。加えて、大動脈および肺動脈幹における圧力および流れが低下すると、結果としてそれらの直径が低減して、心房および心耳への接触を通じて心房の円筒部に連続的に流入させるための余地を与える。相対的な動きはΔＶピストンの実際の動きでもあるが、肺動脈幹の流出路の領域において最も顕著である。

ΔＶピストンを超える継続的な流入および心臓からの低減しつつある流出は、この段階
中に互いに交差することとなる。これは、心室収縮期の終了前に心臓の全容積が最低となることを意味する。

脈拍のプレスチモグラフィ、たとえば心尖拍動図のようなさらに単純な方法でこの段階中に測定を行ない、ΔＶ心臓ポンプである心臓に対しこれらのデータを参照することにより、多くの場合、特定の循環系内における心臓のポンピングおよび調節機能についての十分な情報が与えられるだろう。この段階は実用上の理由から大動脈弁を閉じることで終了するが、進行中のプロセスの中間にあり、以下に状態６がさらに説明される。

状態６
前拡張期の張力−容積段階
この段階は、先に等容性拡張期段階と称された。この段階は、状態３に比べて逆に行なわれる機械的動作を備える。これは、この説明された領域、すなわち左心室、の圧力勾配を解放するために左心室の容積を増大させなければならないことを意味する。これは、心臓への継続的な入口の流れを妨害することなく、より高い心拍数で行うことができ、分時拍出量はまた、出口の流れが継続する可能性を残す。段階５における進行中のプロセスは、心臓の周囲への圧力勾配が低下した状態で、先に述べたように、ΔＶピストンの筋部分と大動脈および肺動脈幹の流出路とに集中される。さらに、これらの区域は、左心室の一部である横隔膜と密接した区域とともに、収縮する反動力を有しており、これは、胸郭に沿った心室壁の伸長および摺動運動によりこれらの区域を互いから分離することを必要とする。心臓のこの表面はまた、ΔＶピストンと尖部との間の最長距離を表わしており、ＡＶリングおよび肺動脈幹の急な湾曲部に対する心室筋の非常に強固な凸状の取付部を有する。ΔＶピストンのこの部分は、左心耳および右心耳によって十分に覆われており、筋力の強いサポートを必要とする。このサポートが低下すると、ΔＶピストンおよび横隔膜区域の２つの区域が離され始める。これはともに張力の低下につながり、これが容積の内部の再分配を招き、最終的に僧帽弁および三尖弁を開く。この事象はまた、より単純な位置合せ方法、たとえば心尖拍動図、によって監視することができる。

状態７
高速なΔＶ段階
心拡張期におけるΔＶピストンの高速な戻る運動は段階６から直接的に続いている。適合された弛緩とは、周囲に蓄積されたエネルギ、すなわち心臓のねじりが、最適な方法でΔＶピストンを心臓の上部の方に戻すことのできるやり方で解放され得ることを意味する。適合された弛緩により、横隔膜区域からΔＶピストン全体を分けることを必要とした反動力が完全に解放される。これにより、尖部に向かう方向に、入流する血液にエネルギが追加されることとなる。入流する血液の静的力および動的力は、ΔＶピストンを意味するΔＶ容積を作り出した区域に対して圧力をかけ、ΔＶピストンを動かすことによりこれらの区域の補充をもたらすだろう。また、ΔＶピストンの動きにより、心耳と心房と心室との間に、さらには、初期の段階においても心室中隔の往復運動によって心室間に、血液の再分配がもたらされる。尖部の方向への増大した動的力は、心臓の上部に向かってΔＶピストンを押す直接的および間接的なΔＶ容積を満たすことにより、静的力および動的力を最終的に吸収するΔＶ容積によって逆にされるだろう。この動作はΔＶ機能と称され、ΔＶピストンに高速な心拡張期の戻りをもたらし、さらに、流れのパラドックスとともに逆流なしに弁を閉じる動的力を弁の後方に与えるだろう。ΔＶピストンが戻ることにより、左心室筋が薄くなり、心臓内においてΔＶピストンから尖部に向かって伸びる内部の蠕動性の膨張波面のように見える動きがもたらされることとなる。

この事象はまた、より単純な位置合せ方法、たとえば心尖拍動図、によって監視することができる。

低周波数では、ΔＶピストンは行過ぎたり、反動する動きを行なったりする。これは、直接的および間接的なΔＶ容積の方にΔＶピストンを押す弁の後方における膨張波において血液が獲得および蓄積した慣性力の影響である。動的力がなくなると、静的力が優位になり、ΔＶピストンを中立的な展開位置、すなわち状態１へと導くだろう。

より高い流量およびより高い周波数では、緩慢なΔＶ段階（状態１）、心房収縮期段階（状態２）、および、ある程度、流動力学の点で前収縮期の容積−張力段階（状態３）の初期部分のうちの一部に影響が及ぼされるだろう。大量の動的エネルギをもった膨張波によって移送されるΔＶピストンの高速な拡張期の戻りの後に、或る程度直接的に心室収縮（状態３）が続く。これは、図２の状態図において概略的に示される。強い膨張波および慣性力により、ΔＶピストンが心房収縮期の場合よりもはるかに高く心臓の上部にまで導かれるだろう。

高い流量および高い周波数では、ΔＶポンプは、当該ポンプにおける流体を含む流出入する流体の慣性のために、出口弁を必要とすることなく或る程度連続的な流出をもたらし始めるだろう。入口の流れは依然としてΔＶ機能をもたらすだろう。ΔＶポンプは、１回拍出量を、ピストン面積にストローク長さを掛けることによって算出することのできるものよりも増大させ始める。

ΔＶ心臓ポンプに適用されたこれらの状況により、高い流入量および高い周波数の間、血流における静的力および動的力のために、高速のΔＶ段階が開始する時点で心臓の容積が或る程度フルサイズでΔＶピストンよりも高く維持される。ΔＶピストンを下回る心臓の容積は、同時に、流出の慣性のために低くなるだろう。これは、以前には理解されていなかった駆出率の増加をもたらすだろう。

図４は、この発明に従ったΔＶ心臓ポンプおよび循環系を概略的に示すブロック図である。当該ブロック図は、循環系における異なる物理的パラメータが互いにどのように関連しているかを示す。図の中心にあるΔＶ心臓ポンプが２つの流出血管および２つの流入血管を備えるのに対して、ΔＶ心臓ポンプの左部分は心臓の右側を表わしており、逆の場合も同様である。図における、大動脈である右下の流出血管からスタートして、時計回りで左下の流入血管へと移動すると、下大静脈および上大静脈が表わされている。左上の流出血管は肺動脈幹であり、右上の流入血管は左心房への肺静脈に流入する。

上述の方法を以下にさらに説明する。
方法１
人または動物の本来の循環系における心臓の機能を再現する複雑さは、今日のハードウェアおよび周知のソフトウェアの及ぶ範囲内にあり得るリレーショナルデータベースを作成することによって最小限に低減させることができる。これは、たとえば、上述のとおりΔＶ心臓ポンプの動的境界条件を生成しこれに対処するよう適合された処理手段６で図４に従って行なわれる。

今日のコンピュータの膨大な処理および記憶容量は、巨大なデータバンクを構築し、２次元から３次元のモデルを構築および／または受信し、コンピュータ支援の自動分析、構造の検出、運動などを実行することを可能にする。ＲＯＩ（対象となる読取値）のような視覚的な命令で、表示装置上で直接オペレータに命令を与えることも容易である。

これらの機会を作り出すことのできる多くの周知の技術およびソフトウェアプログラムが存在するが、好ましくは、これらは、動作させるのにリレーショナルデータベースを必要とする。この発明に従うと、ここでは、ΔＶ心臓ポンプの動的境界条件および状態図、ならびに循環系によってもたらされる動的境界条件でもって動的なデータベースを作り出
すことができ、当該動的なデータベースは、自動的に処理手段で、および／またはオペレータによる対話型制御で、および／または混合した検査方法で、心臓およびその真の機能ならびに流動力学を再構築し得る。動的なデータベースはまた、心筋細胞と循環系に影響を及ぼす他の細胞とにおける化学的な微小レベルでの動的境界条件を含み得る。このように、方法番号１は、循環系全体を調整およびシミュレートすることができ、たとえば、いつ、どこで、どのように、そしてなぜ、或る治療が心臓および循環系に影響を及ぼすのかについての情報を得るのに用いることができる。

処理手段は、実際には、ΔＶ心臓ポンプの動的境界条件および関連する循環系の動的境界条件に基づいたデータベースを用いることによって、たとえば流出入、圧力および周波数を設定することによりそのすべての機能、サイズおよび筋肉質量を備えた３次元のポンピングする心臓を生成し得る。これらの入力データの出力は、ΔＶ心臓ポンプの相補的な標準の動的境界条件と、データベースにおいて表現される他の動的条件とに基づいてポンピングする心臓を表わすだろう。動的境界条件のいかなる変化も、心臓のポンピングおよび調節機能の構成および性能の変化として視覚化され得る。

他の入力データは、従来の医療用撮像システム、たとえばＸ線、超音波、ＭＲＩなどから得られる画像であってもよい。オペレータまたはソフトウェアプログラムは、心臓のさまざまな部分、たとえば、その周囲を伴った心臓嚢、横隔膜および胸壁、心房および心室の内膜、心室中隔、心臓壁、ΔＶピストン、ＡＶリングおよび弁、心室の円筒部の円錐形部分、心耳および大血管を識別し得る。これらの部分は構造全体でなくてもよい。これは、同じ検査方法で測定される必要のない心臓の様々な部位からの地点、区域または容積であり得る。ある部位においては、混合した検査技術により、入力データが、たとえば心臓の入口および出口の血管における圧力および流れの特徴として強化されることとなる。定義上、入力データはすべて、ΔＶ心臓ポンプの動的境界条件を満たすはずである。これは、多くの循環系の検査方法が現在有している心臓の真のポンピングおよび調節機能からのずれを乗り越えるのに方法１も使用可能であることを意味する。

当該処理手段は、そのすべての機能、流れおよび圧力のプロファイル、サイズおよび筋肉質量を備えた３次元のポンピングする心臓を生成するほとんどのすべての入力データから始めることができる。これは、さらに、入力データが誤りである可能性が高いかどうかを示すことができる。これは、標準的な境界条件に設定されるものを、当該境界条件が変更されない限り、用いることとなる。入力データは、検査された個人の循環系における心臓およびその機能のコンピュータ化されたモデルを鮮明にするために、処理手段によってリンクし合っている手動での干渉の有無に係らず、混合した検査方法から生成することができる。ＥＣＧ信号は、十分に機能している筋細胞および輪止めとなる経路のための好適な調整役およびインジケータであるが、心臓のポンピングおよび調節機能を表すのに必ずしも必要であるとは限らない。

方法２
ΔＶ心臓ポンプを制御する動的境界条件および関連する循環系の境界条件が明らかになると、これらのデータは、ΔＶポンプである心臓の１つ以上の論理状態図に関する有効なデータとしてデータベースに記憶され得る。記憶されたデータは、性別、年齢、体重、健康状態などのような条件が同じである何百もの個人から得られた理想的なデータであり得る。これはまた、方法１から得られる１人の個人からの有効なデータであり得る。新しい入力データは理想的なデータベースと比較され得るか、または、たとえば治療、身体訓練などの効果を比較するために、別の時点での同じ個人からのデータベースと比較され得る。方法２を実現する際の処理手段６の計算能力は、方法１と比べて低い可能性がある。

方法２における処理手段は、安価な入力手段、たとえば流れまたは圧力のプロファイル
を生成することのできる小型の圧力センサとともに、小型で安価であるが高度な検査ユニットをもたらし得る。これらは、時計、電話、血圧監視ユニットなどに組込まれてもよく、入力データをデータベース内の関連データと比較することによって、実際の個人についての心臓および循環系の診断機能を制御し、さらには与えるのに十分な出力値を生成し得る。この方法はまた、外部装置、およびたとえばペースメーカのような埋込まれた装置における心臓および循環系のさほど威力のない刺激モデルにおいて用いることができる。このように、ストロークごとの心機能は、たとえば流れおよび圧力のプロファイルの入力値を理想値と比較することによってチェックおよび補正することができる。比較された結果により、様々なイグニッション区域などにおけるイグニッション力、時間およびイグニッション命令の出力を修正して、心臓のポンピングおよび調節機能を補正および最適化することができる。

この発明は上述の好ましい実施例に限定されない。様々な代替例、変更例および同等例が用いられてもよい。したがって、上述の実施例は、添付の特許請求の範囲によって規定されるこの発明の範囲を限定するものと理解されるべきでない。

ΔＶポンプの原理を概略的に示す図である。 ΔＶポンプの原理を概略的に示す図である。 ΔＶポンプである心臓の論理状態図の例である。 ΔＶ心臓ポンプの動的境界条件を備えた循環系における主な境界条件を示す、この発明に従ったコンピュータ化されたモデルを示すブロック図である。 この発明に従ったΔＶ心臓ポンプおよび循環系を概略的に示すブロック図の例である。

Claims (12)

1. ΔＶポンプ状態機械を形成するために有限の心筋細胞状態機械の融合によって実現される、個人の心臓および任意には循環系をシミュレートする心臓クラスタ状態機械。
2. 状態機械は、前記心筋細胞状態機械および前記ΔＶポンプ状態機械の境界条件によって規定される、請求項１に記載の心臓クラスタ状態機械。
3. 前記クラスタ状態機械は、周囲の組織ならびに心臓に対する入口および出口の血管の境界条件に従って動作する、請求項２に記載の心臓クラスタ状態機械。
4. 前記クラスタ状態機械は、入口ゾーンとして心臓の心耳を有する、請求項３に記載の心臓クラスタ状態機械。
5. 前記クラスタ状態機械は、これらのシステムにおいて生成される境界条件を有する１つまたは２つの閉鎖循環系の役に立っている、請求項１から４のいずれかに記載の心臓クラスタ状態機械。
6. 前記状態機械は、
   心臓および循環系に関する入力値の組（４）を受信し、前記値の組を処理手段（６）に与えるための入力手段（２）と、
   前記処理手段（６）とを含むシステムによって実現され、
   前記処理手段（６）は、前記入力値の組を用いることにより、心筋細胞状態機械の動作レジメンおよび前記心臓クラスタ状態機械のΔＶポンプ状態機械の動作レジメンをともに満たすようにリレーショナルデータベースシステムを決定するよう適合される、請求項５に記載の心臓クラスタ状態機械。
7. 前記処理手段は、前記決定されたリレーショナルデータベースシステムを用いることによってさらなる入力値を分析するよう適合される、請求項６に記載の心臓クラスタ状態機械。
8. 前記シミュレートされた心臓および循環系は表示手段において表示される、請求項６または７に記載の心臓クラスタ状態機械。
9. 前記処理手段は、シミュレートされた心臓の補正を行なうよう適合される、請求項１から８のいずれかに記載の心臓クラスタ状態機械。
10. 前記処理手段は、治療上の処置、たとえば訓練、手術または薬剤治療を決定するためにデータベースシステムからの情報を用いるよう適合される、請求項６から９のいずれかに記載の心臓クラスタ状態機械。
11. 前記入力値の組は、データを向上させ、有効にするために、超音波、磁気共鳴、Ｘ線、ガンマ放射によって得られる心臓の単一のもしくは混合した撮像データおよび他のデータとして、または、心臓および生理学的状態、たとえば脈拍のプレスチモグラフィ、脈拍および／もしくは流れの測定値、圧力および／もしくは容積の経時的変化についての他の撮像データとして測定される、請求項６から１０のいずれかに記載の心臓クラスタ状態機械。
12. 前記システムは、外部装置、たとえば血圧測定装置もしくは脈圧センサ、または、埋込み可能な装置、たとえば埋込み可能な心臓刺激装置に含まれる、請求項５から１０のいず
    れかに記載の心臓クラスタ状態機械。

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