JP2011514172A - 状態機械のユーザインターフェースシステムおよび検証インターフェースシステム - Google Patents

Abstract

状態機械インターフェースシステムは、状態機械アルゴリズムおよびグラフィカルユーザインターフェースを備え、少なくとも１つのセンサ装置からの信号を受信するように適合され、心臓の生理作用および／または生物の循環系に関する。状態機械アルゴリズムは、前記信号に基づいて、心臓サイクルのフェーズを決定するように適合される。心臓サイクルの様々なフェーズが、心臓および追加的には循環系をシミュレーティングするハートクラスタ状態機械（heart cluster state machine）における前記状態機械アルゴリズムによって定められ、ΔＶポンプを形成する有限心筋細胞状態機械との融合によって達成される。決定された心臓サイクルフェーズは、前記信号に基づいて、各心臓サイクルフェーズについてのそれぞれの正しい継続時間が定められるように、それぞれの局部状態ダイアグラムを決定し、そして最も代表的な全体状態ダイアグラムを決定することによって評価される。決定された局部的および全体的な状態ダイアグラムは、グラフィカルユーザインターフェースにおいて、異なるフェーズ間の時間的関係が図示されるように提示される。

Description

発明の分野
本発明は、独立請求項のプリアンブルに係る状態機械インターフェースシステムに関する。

発明の背景
本願は、本願と同一の譲渡人による、以下の国際特許出願、ＷＯ２００６／０８０８８７，ＰＣＴ／ＳＥ２００７／０５０３６６およびＰＣＴ／ＳＥ２００７／０５０５１１に関連する。

本発明の全ての局面を十分に理解するために、本発明の背景の正確な説明が以下に与えられる。

心臓のポンプ機能は、何年もの間、様々な説明がなされてきた。議論は、主に、心臓が圧搾動作でポンプ動作を行なっているか否か、または、圧力吸上ポンプとして作用するか否かに焦点があてられていた。心臓にポンピングおよび調整機能に関する１９８６年に提示された理論の結果として、動的容積型ポンプ（dynamic displacement pump）（ΔＶポンプ）と呼ばれる、新しい種類のポンプが出現した。この技術のポンプは、流入流によって制御されること、高速・高流量における静的充満圧の増加がないこと、逆流を伴わない弁の閉止、およびの脈動流出ではあるが連続的な流入を創出ことができることのような、本物の心臓と同様の特性を有することが証明された。この理論によれば、主に球面ＡＶピストン（ΔＶピストン）の縦方向の動きが、心臓のポンプ機能に寄与する。上述の国際特許出願に詳細が記載されているように、心臓は、心筋状態機械のクラスタ状態機械であり、その内的および外的境界条件に従って動作するΔＶポンプ状態機械である。

心臓サイクルは、上述のクラスタ状態機械である心臓の境界条件によって影響が与えられる６つの遷移ゾーンを創出する６つの主なフェーズに分割され得る。各フェーズ間の遷移ゾーンは、機械的な観点から見て、最も興味深い時間間隔であり、それは、それらの情報が多かれ少なかれ前のフェーズにおいて生じたことの産物であるからである。心臓の機能を６つの主なフェーズに分割し、最適な機能のための境界条件を知ることは、いつ、どこで、なぜ故に、どのように心臓がどの機能を変化するのかを知り、そして理解することを容易にする。

ΔＶポンプのポンプ機能および流入調整機能の技術
デルタＶポンプの主な機能の１つは、直接および間接デルタＶ機能に分割され得る、それらのΔＶ機能（ΔV-function）である。直接デルタＶ機能は、心臓内に入るエネルギ、心臓内部および外部のエネルギを生成、蓄積、そして吸収するとともに、心臓拡張期において、これらのエネルギを、心臓の底部（上部）に向かうΔＶピストン（ΔV-piston）の流体復帰に変換する。間接デルタＶ機能は、あるフェーズから他のフェーズへ心臓を橋渡しするとともに、通常の状況下において、非常に動的な方法で心臓をポンピングしかつ調整し得る状況を作り出す。デルタＶポンプの背景にある機構、および様々な状況下においてその機能を最適化する追加的特性は、最も洗練されたデルタＶポンプであると見なされ得る心臓の機能へ段階的に変えられる。その制限を伴う第１のステップは、デルタＶポンプの概略的な硬質モデル（stiff model）によって説明される。より少ない制限を伴う第2のステップは、人工のフレキシブルデルタＶポンプによって説明されかつ動画化される。全ての他の良い実行可能性が適合されるとともに追加的調整機能によって制限がさらに低減された第３のステップは、心臓の真のモデルによって説明される。最後に、特に本発明の課題であるが、十分訓練された被験者、通常の被験者、虚血性の被験者および同期不全（dyssynchronic）の被験者からの組織速度イメージング（Tissue Velocity Imaging：ＴＶＩ）によって得られる真の値が、新しい状態ダイアグラム、および心筋によって生成されるカム曲線形状を反映する傾向曲線形状として提示される。

硬質概略モデルとして説明されるデルタＶポンプ
デルタＶポンプは、ピストンポンプである。ピストンの設計が、ポンプをデルタＶポンプにする。機械式デルタＶポンプのピストンは、今後は、デルタＶピストンとして表現され、心臓に関してはＡＶピストンと表現される。一般的なピストン設計が、図１ａ〜図１ｆを参照して、以下のように説明され得る。デルタＶピストンは、２つのシリンダ（Ｃ１＜Ｃ２）といっしょに１つまたはより多くの逆止弁（ｔｍ）を伴う内部の囲われた体積を流入部（Ａ）と流出部（Ｖ）とに分割する共通の弁領域を含む、上部領域（ｕ）および下部領域（ｌ）を有する。上部領域（ｕ）は、また、その周囲において、ポンプの外部体積と直接接触する。この領域は、ポンプの直接デルタＶ領域（ΔＶａ）として表現される。理論モデルは、一定のシリンダ直径およびピストン領域を有する。ピストンのための駆動手段は、図示されていない。したがってピストンの直線運動は、ポンプへの、ポンプ内部のおよびポンプからの直線的体積変化を生成するが、さらに周辺のデルタＶエリアを通して、直接デルタＶ体積（ΔＶｖ）として表現される外部体積変化を生成する。この表現の理由は後に明らかになるであろう。（ｓ）のストローク長変位を伴う期間におけるポンプへの流入量は、（ｌ・ｓ−ΔＶａ・ｓ）であり、上部領域（ｕ）が下部領域（ｌ）と等しいので、流出弁（ｐａ）を通過する流出量は（ｌ・ｓ）となる（図１ｂ参照）。

直接デルタＶ機能
デルタＶピストンは、反転動作の間に再充填され得る変位フェーズの期間中に、直接デルタＶ領域を通して、直接デルタＶ体積を生成する。ピストンの帰還、および自動調整機能で制御された流入量を生成する再充填プロセス（図１ｃ参照）は、図１ｃにおいてｄΔＶｆで示された直接デルタＶ機能と称される。ピストンの帰還は、たとえば、デルタＶ領域の動作によって生成される外部弾性力、および／または、変位フェーズ期間中にデルタＶピストンの全領域によって生成される動的および静的な力のいずれかによって行なわれる。前者の場合は、弾性力は、エネルギをピストンの帰還およびポンプへの継続的な流入の両方に変換しなければならない。後者の場合は、ポンプへのおよびポンプ内部の流れの動的および静的な力は、そのエネルギをピストンの帰還およびデルタＶ領域に関連する質量の動作に変換する。ポンプ内への流れが、再充填されるべき直接デルタＶ体積と比較して低い場合は、デルタＶピストンの帰還速度が低くなることは明らかである。これは、デルタＶポンプの自動調整機能を成す。

デルタＶポンプの動的特性のために好ましい非対称時間シフト作用
よく機能するポンプは、できるだけ滑らかでかつ一定の流入量を有するべきである。理論的には、デルタＶ体積は、直接デルタＶ体積としてストローク体積の５０％を有するが、ポンプへの一定流入量を生成するのに適しているだろう。しかしながら、瞬間的な往復運動、加速および減速を生成することは不可能である（図１ｄ参照）。この問題は、ポンプサイクルの変位フェーズに、より多くの時間を追加することによって対応され得、結果としてピストンの流体帰還の時間を減少する。そのため、連続的な流入量を作り出すことを可能とするために、ピストンの変位期間と戻り期間との間の時間の差に関して、デルタＶ体積が減少されなければならない。変位期間に追加されなければならない時間は、ピストンの加速期間および減速期間に依存する。延長された変位期間は、他のよい特性を有し、それはポンプ内部への質量、ポンプ内部の質量およびポンプからの質量の加速のための時間を延長する。

ベンチュリ効果は、ポンプの動的特性を促進する。
弁（ｔｍ）および（ｐａ）が逆流によって閉じられる場合は、ポンプ内部へ入る流れおよびポンプから外部へ出る流れは、妨害されかつ減じられる。概略硬質モデルにおいては、このことは、変位フェーズの最後にできるだけ近くで、ポンプの中への運動エネルギ、ポンプ内部の運動エネルギ、およびポンプからの運動エネルギを維持することによって避けられ得る。それは、庭のポンプと同様に、ピストンからの駆動力の出力減少および機械的リリーフの期間に、ポンプへの流れ、ポンプ内部の流れ、およびポンプからの流れを維持できるベンチュリ効果を生成する。変位フェーズの最後において、ポンプへの流入量は、２つの進行方向を有する。１つの方向は、ベンチュリ効果に従ってポンプ外部へ行く方向である。他方の方向は、デルタＶピストンが戻されることによる直接デルタＶ体積への再充填をする方向である。

ポンプから外部に出る圧力は、ポンプの中へ入る圧力よりも高いので、ポンプからの流れは、ポンプの内部への流れよりもずっと速く減少する。ポンプの内部への流れとポンプの外部への流れとの差は、ピストンを戻すために用いられ得る（図１ｅおよび図１ｆ参照）。

カム曲線形状は、ポンプの動的特性を最適化するための、実際的な機械的ソリューションである。

機械的には、より長く進行した変位フェーズおよび急なリエントリーフェーズを伴う、適当なカム曲線形状は、変位フェーズ期間中に駆動力をデルタＶピストンへ変換し、かつその流体帰還の期間中に、駆動力からピストンを切り離すように作られ得る。カム曲線形状は、実際の動力源が生成することができる最良の可能なベンチュリ効果を生成する変位フェーズの終わりに向かって、ポンプの内部への、ポンプの内部の、およびポンプから外部への流れおよび運動エネルギを維持するように最適化され得る。非対称駆動源かつバランスの良く取れた直接デルタＶ体積を伴う、高速かつ高心拍数において、流出弁（ｐａ）は、次の変位フェーズがまさに行なわれようとする前に、閉じられる必要はない。この場合は、さらに、流入弁（ｔｍ）は、ポンプを通る流れに追いつくことによって閉じられる。

硬質デルタＶポンプ構造の限界
低速および低心拍数において、流入弁および流出弁の両方は、逆流によって閉じられる。変位フェーズの初期における、大きなデルタＶピストン領域の小さな動きは、小さな弁領域の同じ動きによっては補償され得ない、流入弁上の逆流を生成する。これは、ポンプへの流入量を阻害する。変位フェーズ期間中の高速の加速は、流入配管を閉塞させるかもしれない。流出弁の閉止は、流入弁が開かれる前にピストンを強制的に戻す逆流を作り出す。それは、デルタＶピストンの充填および流体帰還を著しく阻害する。これは、ピストン動作の遷移フェーズが、特に低速かつ低心拍数におけるデルタＶポンプの動的特性を維持するために、他の配列、すなわち間接デルタＶ機能によって補償されなければならないことを意味する。

フレキシブルデルタＶポンプ構造は、間接デルタＶ体積、柔軟なパワー伝達および対抗する弾性サスペンションのような、間接デルタＶ機能を生成し得る。

間接デルタＶ領域を通るデルタＶピストンの動作によって、フレキシブルデルタＶポンプ構造は、ポンプの流入部または心房に関連した間接デルタＶ体積を生成する。それはさらに、心臓の筋肉内のような、柔軟なパワー伝達を生成し得る。それは、押す駆動力のために、心臓と同じように簡単には、心室体積の相対運動およびピストンへの反作用運動を作り出すことによって心臓への充填を改善する心室体積の弾性サスペンションを作り出すことはできない。その代わりに、柔軟なパワー伝達が、その機能に適合するように強化された。

間接デルタＶ機能ならびに、体積から張力へのフェーズおよび張力から体積へのフェーズ
フレキシブルデルタＶポンプ構造は、直接デルタＶ機能の非対称時間シフトおよび前述したベンチュリ効果を除いて、どのような流れおよび心拍数においても連続的な流入量を生成するための他の特有の可能性をさらに有する。これらの特徴を達成するために、デルタＶポンプは、心臓のように、全体または部分的に、柔軟性のある周囲に埋め込まれた柔軟性のある材料で作られたシリンダおよびデルタＶピストンで作られなくてはならない。これらの構造は、直接デルタＶ体積に加えて、ポンプの流入部に関連した外部の体積変化を生成し、心臓の場合には、後述する弾力性のあるサスペンションを通して、その流出部に関連した外部の体積変化をさらに生成する。デルタＶピストンの往復運動に生成され、かつ影響を有するこれらの体積変化は、間接デルタＶ体積および間接デルタＶ機能と称される。それらは、エネルギおよび体積を蓄積および開放することによって、体積から張力へのフェーズおよび張力から体積へのフェーズと称される、デルタＶピストン動作の２つの遷移フェーズの期間中に、ポンプ内部への流れを滑らかにかつ維持する。

図２は、ポンプの流入部および流出部として機能し得る２つのフレキシブルバルブ（bulb）（Ａ）および（Ｖ）を有する人工のデルタＶポンプを示す。バルブは、流出弁（ａｐ）がさらに備えられる流出部（Ｖ）への流入弁として機能する弁（ｔｍ）を通して、互いに結合される。エネルギが、吸入によって流入バルブ（Ａ）へそして圧縮によって流出バルブ（Ｖ）へ転送できるように、２つのバルブの間において、軽量化されたプッシャープレート（Ｐ）が流入弁（ｔｍ）に固定される。プッシャープレートは、流出バルブの圧縮の期間中に、ローラ膜機能（roller-membrane function）を作り出す球面状の表面領域を有する。流入バルブは、プッシャープレートの同じ動作の期間中に、ポンプを取り巻くハウジング（Ｈ）に属する球面状の領域によって減圧される。ロッド（Ｒ）は、単一の動作力によって、時折、流出バルブを圧縮するとともに流入バルブを減圧するプッシャープレートへエネルギを変換する。これは、大きさが変化する上部球面ピストン領域（Ｕ）および下部球面ピストン領域（Ｌ）、および直径が変化する２つのシリンダ機能を作り出す。これら２つの領域の間の違い（Ｌ）−（Ｕ）は、図（ｘ）の概略デルタＶポンプの例において前述したような、動作によって直接デルタ体積を作り出す直接デルタＶ領域である。ポンプは、空気の体積で満たされた、シールされたケーシング内に封入されているので、デルタＶ領域は、ピストンの動作によって、この空気が満たされた体積の中で、圧力変化を作り出す。変位フェーズの期間中、ポンプ内に入るよりも、より多くの流体がポンプから出て行く。この違いは、直接デルタＶ体積の産出によって生成されるだけでなく、流入バルブ全体または心臓の心房の外部的な体積変化に関連する間接デルタＶ体積の産出を通しても生成される。体積差は、圧力制御弁（Pressure Control Valve：ＰＣＶ）が閉じられている場合は、ケーシング内部の空気の減圧をもたらす。空気の減圧は、蓄積された弾性力のような働きをする。

流出バルブから出る流体の圧縮および変位は、時々、流入バルブの縦方向の膨張および体積増加をさらに生成する。その体積拡大は、ポンプへの流入量を増加することによって満たされるか、あるいは、ポンプ内への流れを増加するために必要とされる吸引力が流入バルブ外部の減圧力よりも大きいために圧縮されるかのいずれかであり得る。流入バルブの圧縮は、さらに、直接デルタＶ体積の連続的な生成とともに、ケーシング内部の空気の減圧を増加する。それは、減圧力が心臓への流入量を増加するために必要とされる力と釣り合うまで継続される。一旦、ポンプ内への流体が加速され、かつ、デルタＶピストンによってなされる流入バルブの縦方向の体積拡大を切り取ると、間接デルタＶ体積の背景にある減圧力または弾性力は、エネルギを開放し、かつ径方向の膨張によって流入バルブの充填を継続する。エネルギを吸収および開放するこれらの外部体積変化は、特にその遷移フェーズの期間中にポンプ内への流れを平滑化するために有効であり、間接デルタＶ機能と称される。エネルギを吸収および開放して、流入量を平滑化するとともに、変位フェーズの最後においてピストンの低速時間と無速度時間とを橋渡しすることができる他の機械的構成は、心室の体積のフレキシブルパワー伝達および弾性サスペンションによってなされる。最後の構成は、フレキシブルデルタＶポンプのような心臓を解析することによってのみ立証され得る。

フレキシブルパワー伝達
フレキシブルパワー伝達は、間接デルタＶ機能の一部であるが、変位フェーズの最後において、エネルギを吸収および開放して、ポンプ内部への流れ、ポンプ内部の流れ、およびポンプからの流れを維持するために用いられ、したがって、変位フェーズの最後においてベンチュリ効果を支持する。エネルギがポリウレタン製の流出蛇腹（outlet bellow）の壁内に弾性的反跳力として蓄積される人工のフレキシブルデルタＶポンプにおいては、それは、直接デルタＶ体積を作り出す領域において引き伸ばされる。蓄積されたエネルギは、その蛇腹内部の圧力が減少し始めるときに開放され得る。これは、ポンプの流出量を直接的に支持するが、さらに、間接的にその蛇腹周辺の減圧された空気を通してポンプの流入量を支持する。このような方法で、それは心臓の弾性サスペンションと同様の効果を有し、後述される。デルタＶピストンの本当の動作は、その遷移ゾーンにおいて低速になるが、ポンプ内部へのおよびポンプから外部への運動エネルギの両方は維持される。これは、流出管の流量特性とともに、ベンチュリ効果を支持するように作用し、ポンプに良好な動的状態（mood）をもたらす。低速かつ低心拍数においては、フレキシブルパワー伝達において蓄積された残余の弾性力は、動力源の機械的開放の後に、ピストンの急速な帰還を支持し、流出弁を閉じる逆流および流入弁を開放する体積の両方を受け持つ体積膨張を生成し得る。

全ての反跳力を含む、ポンプ内への、ならびに、ポンプ内部およびポンプ外部への流体の加速、動作および圧力に関する全ての力は、プッシャープレートとポンプを覆う剛体のケーシングとの間でバランスされる。柔軟性のあるポリウレタン製の蛇腹は、ポンプがフレキシブルパワー伝達を有するようにする。筋細胞によって作られかつ駆動される心臓は、心筋構造内にそのフレキシブルパワー伝達を有し、心臓の心尖部横隔膜領域（apical-diaphragm area）への弾性サスペンションをさらに有する。

弾性サスペンション
剛体のケーシングに代えて、ポンプ外側の弾性サスペンションが、ピストンの動きに対する反力の生成、蓄積および開放のために用いられ得る。これは、変位フェーズの終わりおよび帰還フェーズの初めにおいて、デルタＶピストンがその動きを止めたときに、特にポンプへの流入量を改善および平滑化するためのエネルギを蓄積する他の方法である。弾性サスペンションは、したがって、間接デルタＶ機能における他の機械的機能である。この特別な機能は、人工の装置によって達成および立証されることは困難であるが、本物の心臓の動きを観察することによって、容易に見出されかつ立証される。

心臓と比べ、フレキシブルデルタＶ構造の欠点は、主にその駆動系および外部の駆動力である。それは、心臓のように、以下でさらに説明される「減速効果（gear down effect）」を生成することができない。

心臓の理論モデル
心臓と人工のフレキシブルデルタＶポンプとの間の類似性を理解するために、構造上の違いの簡単な要約に述べられなければならない。心臓の機能は、さらに、心臓サイクル期間中に心臓が通過する主なフェーズに関連して設定される。最後に、十分訓練された被験者、通常の被験者、虚血性の被験者および同期不全の被験者からの、真の組織速度イメージング（Tissue Velocity Imaging：ＴＶＩ）の値が、新しい状態ダイアグラムおよび形状を反映する傾向曲線またはカム曲線として提示される。

直接デルタＶ体積の部分である流出経路（outflow tracts）
心臓は、図３ａから図３ｄに概略的に示される、左右の心房および心室の外側の輪郭によって形成された流入部および流出部をともなう共通のＡＶポンプを有する２つのデルタＶポンプが融合したものと考えら得る。これらの２つのポンプは、柔軟性があるがあまり伸縮性のない心膜嚢（pericardial sack）の中に封入されている。

上述のデルタＶポンプの全ては、流入弁だけがデルタＶピストンの一部であるものとして説明された。心臓は、さらに、流出弁ならびにピストン領域に接続された流出血管である肺動脈幹（T. Pulmonalis）および大動脈を有する。図４では、右心室が左心室の一部であるＩＶＳの強力な筋肉に取付けられていることがわかる。これは、その短軸の平面の断面図において、右側部分を月のような形にさせる。このようにして、ＩＶＳは、共通のＡＶピストンの左右両方の心室の動きのための駆動源として機能する。流出領域（図５および図６を参照）の動きは、残余のピストン領域として変位フェーズの期間中に、心臓からのストローク体積（stroke-volumes）に寄与することが理解され得る。これらの領域が反転動作中に生成する体積を置換するための心室への流入パターンは極めて複雑であるが、心臓がデルタＶポンプであることに関して非常に適している。ＡＶピストンの流出領域は、流入部との直接接触なく流出血管と接続するので、流出弁の上部となる。流出血管は、ＡＶピストンに特定の角度で取付けられる。ピストンの上部であるが心膜嚢内部でのそれらの動作は、ある部分が、心房の心耳およびその付属物によって覆われ（図６を参照）、このようにして心臓の流入体積との間接的な接触を生成する。ＡＶピストンの帰還中、心房と心室との間での体積の再分配に加えて、また残余のデルタＶ体積として、これらの流出領域は再充填されるべき心臓の外部流入を必要とする。このようにして、流出領域は、デルタＶ領域の一部であり、かつＡＶピストンの流体帰還を創出するデルタＶ機能の一部である。

低速および低心拍数、かつベンチュリ効果が少ないまたは全くない状態においては、肺動脈幹および大動脈の弁の閉止は、逆流によってなされる。その逆流は、血管内部よりも低い心室内の静的圧力の結果である。これは、心筋が、逆流によって生成される圧力に耐えることができる力ベクトルを生成するための駆動力をもはや有していないことを意味する。逆流は、特により高い拡張期血圧を有する心臓の左側において、ＡＶピストンの左心室部分の小さな膨張および帰還動作をもたらす。一旦流出弁が閉じられると、膨張力は低減される。以下で説明される他の力が、心臓に新しいポンプサイクルのための準備をさせるＡＶピストンの帰還に加わる。

内部心室中隔（Inter Ventricular Septum：ＩＶＳ）の調整機能
心臓の左右両側は、共通のＡＶポンプを生成する。それは、共通の中央の平面領域、４つの弁すべてを含む環状繊維のリングを有する。ピストンの球面部は、心筋によって作られる。共通のＡＶピストンの球面領域は、外略図３ａに見られる、心房体積、および、膨張可能でかつ変形可能なファットキール（fat-keel）（ファットウェッジ）に属する心耳およびその付帯物によって覆われた極めて広い領域である。ＩＶＳは左心室の一部のように見られ、動脈の流出経路を除いては、左心室への流入弁の僧帽弁輪との球面接続を有する。球面接続は、したがって、共通のＡＶピストンとの連結を通して、動きによって右心室ピストンを支持する左心室ＡＶピストンの一部であり、さらに、左心室に属する内部デルタＶ体積を生成する（図３ｄ参照）。ＩＶＳはさらに、２つの心室間に生成される圧力勾配に対する平衡力として機能する。

ＩＶＳは、その弛緩フェーズ中には、この期間中に心臓がまるで流入量によって制御された共通の大きなデルタＶポンプであるかのように作用することをもたらす、心臓の全区分への圧力と流量の仲介者として機能する。収縮フェーズの初めにおいて、その動きは、他の機能とともに、肺および主循環系にわたって適切な流量および圧力を維持するように、心室間の体積を変換する。

ＩＶＳは、さらに、残余の心室筋とともに、心臓の回転運動の理由の１つであり得る、肺動脈幹および大動脈の曲げおよびより戻しに寄与する。

弾性サスペンション反作用
心臓は、プッシャープレートによって行なわれる、押力および圧縮力を支持する剛体のケーシングは有していない。その代わりに、心臓は、心膜嚢および流入血管を介して結合組織によって周囲に固定される、心臓の上部である基部を有し牽引力によって駆動されるとともに、基部が動きに耐えるようにする。心臓の心尖横隔膜領域は、右心室によって生成されるおよそ半分であり、後の半分は左心室によるものである。この領域は、心膜嚢を通して、柔軟で可動な横隔膜に、腱のように固定される。心臓は、さらに、流出経路を含む右心室の大きな表面領域ならびに左心室の前部および心尖部のある領域を通し、心膜嚢を通して、胸骨に固定はされないが密着している。この密接な接触は、胸骨への心臓の流体接続として機能し、心臓を離さないが胸骨に平行に滑らせかつ回転させる。横隔膜は、呼吸サイクルの間に数センチ動くので、それは非常に適当な構造である。ＭＲＩ写真（図５および図６参照）に見られるように、左右の心室の収縮によるＡＶピストンの牽引は、横隔膜領域の上昇および伸張によって生成される反作用力によって適合され得る、流出血管における張力を生成する。横隔膜自身の胸骨への球面固定が心臓の心尖領域において短いので、横隔膜領域の上昇は心房領域に近い領域よりも心尖領域において短くなる。これは、心室収縮期における、右心室側への左心室のわずかな傾きをもたらす。図７において、肺動脈幹の張力が、機械的力によって大動脈基部の周りに心臓をねじる張力を生成することが、さらに理解され得る。直接および間接デルタＶ体積の周囲、ならびに、伸張され血液で満たされる心房および心耳における弾性力のような、ＡＶピストン上で生成される他の力は、さらに反作用力を必要とする。これらの力は、横隔膜領域への心臓の固定によって生成されかつ吸収され得る。これらの力は心室内部に生成される圧力によってバランスされるが、心室収縮期中の心室およびそれらの筋肉内部の張力は、どのような外部反作用力をも必要としないことが理解されるべきである。

弾性サスペンションは、これらの上昇機能を引き起こす領域において、ＡＶピストンの収縮期のストローク長を減少する。これらの領域は、特に、肺動脈幹および大動脈の流出経路、ならびに、それらのＩＶＳおよびＡＶピストンとの接続部に配置される。ＡＶピストンの減少された動作は、左心室が右心室内に傾倒させられるときに現れる体積シフトによって補償されるので、ポンプから流出するトータルストローク体積を減少させない（図３ｄ参照）。これは、右心室から流出するストローク体積を増加するが、それは、左心室に属する内部デルタＶ体積を生成するデルタＶピストン方向に向かうＩＶＳの球面接続によって補償される（図３ｄ参照）。

弾性サスペンションは上部弾性力と釣り合う。
弾性サスペンションは、心臓収縮フェーズの間に、部分的に蓄積されかつ弾性力として開放されるエネルギを吸収する。左右のＡＶピストンの動作が低減し、かつＡＶピストンの動きが生成し得る流入量の静的および動的な力が体積拡張を超過すると、間接デルタＶ体積は、蓄積されたエネルギを開放し始め、再充填され始め得る。これは、それらの体積の背景にある弾性力を減少させる。流入量は、または高流速反転時においても、依然として加圧されているデルタＶピストンの上部領域で作用する力を減少させる。これは、結果として、弾性サスペンションが、依然として収縮しているデルタＶピストンを含む心室を、さらに少し引っ張り始め、したがって流入部を拡張する。このようにして、ＡＶピストン上の弾性力と釣り合う弾性サスペンションは、共通のＡＶピストンの左右の真の動作がゼロまたはゼロに近いときに、流入量の動的特性を維持しかつ改善し得る。

これは、心室の弛緩過程が開始するまで継続され、デルタＶ機能ならびに処理されて達成される他の個別の力および体積が開始される。これは、心臓の充填に即座に影響を及ぼす動的な力の外乱を補償し得るエネルギをあまり多くは蓄積しないことを意味する非常に低い静的充填圧力で動作するので、心臓の右側について重要な特徴である。

心室弛緩過程、張力から体積へのフェーズ（Tension to Volume phase）および急速デルタＶ機能フェーズ（Rapid DeltaV- function phase）
心筋細胞の収縮力の弛緩または解放もまた、時間は別にして、伸張力に依存する。心室のより強い分離力は、弛緩時において、弛緩過程を加速する。一旦、張力を含む筋肉内部の収縮力が、ＡＶピストンポンプを頂点から分離させようとする２つの反作用力の合計よりも低くなると、筋細胞の真の弛緩および伸張が生じる。２つの反作用力は、直接デルタＶ機能よって作られる、上部および下部の弾性力ならびに分離力であり得る。上部弾性力は、直接および間接デルタＶ体積の背景にある弾性力、ならびに、心房および流出血管に関連する他の弾性力で構成される。下部の力は、弾性サスペンションおよび心臓の円錐形の心室部に関連する他の弾性力に関連する。直接デルタＶ機能に駆動力を供給する動的および静的な力は、蓄積されたエネルギおよび心臓の動的特性に依存する、異なった方法で分離過程に寄与する。心臓への低流入時およびベンチュリ効果が低いまたは全くないときは、心室の筋肉内の張力を解放するための変位フェーズ内には時間がなく、この時間は、弛緩過程に移行される。デルタＶ機能および心室の分離過程に駆動力を供給する動的エネルギは減少する。このような状況においては、張力を体積に移行するその他の分離力がより支配的になり、心臓内へのおよび心臓内部の流れにエネルギ与え、心室を拡張し、ピストンを押し戻す。張力から体積へのフェーズと称される弛緩過程は、流動力学的理由によるこのような方法で延長される。高速・高心拍数において、心臓から流出するベンチュリ効果は、より動的なの流入量ならびにより多くの時間および力によって、変位フェーズ中に筋肉内の張力を解放させるとともに、強い分離力と急速かつ力強いデルタＶ機能とを伴ったデルタＶ機能の背景にある強い力を生成させる。このフェーズは、高速デルタＶ機能フェーズと称される。

低速デルタＶ機能フェーズ
心臓は、球面ＡＶピストンが心臓のより円錐形の部分に取付けられる最大直径を持つ卵型の形状を有する。球面ＡＶピストンは、ＡＶピストンの上部および下部の両方の、ほぼ同じ静的充填圧力で加圧され、そのためピストンを動かす正味の力を全く創出しない体積および質量を覆う極めて大きな領域を有する。球面ＡＶピストンの覆われない領域である直接デルタＶ領域は、静的充填状態における心臓の外形すべての残りとして、ほぼ等しい静的圧力で加圧される。これは、高速デルタV機能フェーズの最後において、低流量の結果として、より細くなっている心臓の卵型形状の拡大を作り出すとともに、これより説明される補償機構を作り出す。心臓の拡張の間に、ＡＶピストンは、より幅が広くなるが、心臓の頂点までの距離を増加する必要はない。低速デルタＶ機能フェーズと称されるこの期間中の動作は、その上部および下部領域に作用する力と釣り合う。心臓の流入量および拡張は、柔軟性はあるが伸縮性があまりない心膜嚢によって拡張が制限されるまで継続し得る。人工のポンプのように、たとえば中央静脈圧に依存して心臓の心拍数を増加または減少する、フィードバックシステムであるベーンブリッジ反射（Bainbridge reflex）がある。低速デルタＶ機能フェーズは、本物の心臓における心房収縮フェーズである次のフェーズの開始点を遅延する。このフェーズおよび心房収縮フェーズは、ピストンの領域およびストローク長さが、筋力および変位速度によく適合された流入量およびストローク体積に最適化されることをもたらす。それは、ベンチュリ効果、および、低流量および低心拍数のときでさえも、変位フェーズ期間中に心室筋内で張力を活用し、張力から体積へのフェーズをできるだけ短くする動的状態を作り出す心臓からの流量を保障する。直接デルタＶ体積に関連する心房体積周辺の間接デルタＶ体積の増加で補償される変位フェーズ期間中の低流入量のために、分離力は低減される。間接デルタＶ体積の再充填は、上述した心臓に向かう流量への継続的なエネルギの再変換、あるいは、再充填されることによる流入量の消費のいずれかによって、低い静的圧力を作り出す。これは、分離力の背景にある駆動力を減少させ、心筋内の張力が反作用弾性力によって与えられる分離力を下回るまで減少されなければ、張力から体積へのフェーズを延長し得る。一旦これが生じると、これらの力は、高速デルタＶ機能フェーズの初めにおいて、ＡＶピストンおよび心尖部横隔膜領域を分離させ、エネルギを、残余の弾性力とともに継続的なピストンの帰還を生成して心臓へのおよび心臓内部の流れへ付加し、心臓の形をより細い卵型形状にする。新しい低速デルタＶフェーズが開始するとともに、再充填されることによって心臓が十分に拡張するまで待つ。一旦、それがなされると、ベーンブリッジ反射は、新しい心臓サイクルを起動し得る。これによって、心臓は流入量に対して非常に敏感になる。

心房収縮フェーズ
一旦、心臓およびＡＶピストンが、その最大サイズに達し、膨張した心膜嚢内部の中立位置に達すると、心臓内部の体積増加のみが、心臓の流出経路およびそれに接続された弁の動きによって作られ得る。これは、ＩＶＳが固定された領域において、ＡＶピストンのストローク長さを増加する。これは、高速および高心拍数において、デルタＶ機能の背景にある駆動力が高いときに立証され得る。

単に静的な力のみによってでさえも、デルタＶ機能の使用により流入部全体を加圧する人工のフレキシブルＡＶポンプとは違って、心臓は、特に低速低心拍数において、力を加えてストローク長を増加することを選択した。この解決法は、心臓の不完全な機能の期間中に、命を救うこともある。

心房収縮フェーズの期間中、ＡＶピストンの球面部を覆う質量および体積の離脱（withdrawal）が生じる。これらの構造の離脱は、心膜嚢およびＡＶピストンに、ＡＶピストンの特に周辺筋肉部の上昇をもたらす滑り力（sliding force）および流体接続（hydraulic attachment）を作り出す、これは、ピストンの上下部の血液、ならびに、心室壁および弾性サスペンション内のいくつかの張力の再配置をもたらす。このようにして、心房収縮フェーズはブースタ機構としてストローク長を増加し、ポンプへのおよびポンプ内部の動的な力が低いときに、ポンプをより容量効果的（volume-effective）にする。

高速および高心拍数において、張力から体積へのフェーズは、非常に短く、かつ高速デルタＶ機能フェーズの一部分になって消失する。動的な力は、十分に強くなって、ピストンを中立位置の上方へと押しやり、心房収縮を高速デルタ機能フェーズと結合させる。それらはさらに、流入弁を閉じることによって、体積から張力へのフェーズを短縮化するのに影響を与える。このようにして、心房収縮によって生成されるＡＶピストンを上昇させる力は減少され、さらにストローク長を増加する。

高速および高心拍数において、心臓への、心臓内部のおよび心臓からの流量に蓄積された運動エネルギは、心臓の内部および外部の弾性力に蓄積されたエネルギよりもずっと高い。これは、ベンチュリ効果が、最大の力で作用し、心筋内の張力すべてを使用し、大きな駆出率（Ejection Fraction：ＥＦ）を作り出すことを意味する。心臓への流入量は、デルタＶ体積の外部を満たし、ベンチュリ効果とともに、変位フェーズの終わりにおいて流入弁上の圧力勾配を低減し、大きな駆出率に寄与する。心臓は、高速および高心拍数において、原則的には、変位フェーズおよび高速デルタＶ機能フェーズのみが残される。

駆動システムの背景の駆動力供給が、その最大の静的および動的な仕事量と同等またはそれを下回っている限り、心臓は、人工のフレキシブルＡＶポンプのように、いつも、その機械的構造によって、そのストローク長および心拍数に流入量を適合させる。減少された駆動力供給による静的な仕事量の減少は、適切なポンプ機能のための補償要因としての機能を果たす。

ＡＶピストンの減速効果（gear down effect）
ピストンがフレキシブルであり、フレキシブルではあるが膨張性のない心膜嚢内部の筋細胞によって作られかつ駆動されるという事実は、心室細胞が衰弱したときおよび／または収縮機能に障害が生じたときに、滑らかに開始するために有用な他の特徴をピストンに継承させる。この特徴は、ＡＶピストンの減速効果と称される。人工のデルタＶピストンの球面ピストン領域は、流出バルブ方向にその領域を増加するとともに、変位フェーズ期間中に流入バルブへ向けてその領域を減少する。構造の観点から見ると、カム曲線形状の調整によって対処され、ピストンの変位フェーズの終わりおよび帰還フェーズの初めの間に動的エネルギを吸収しかつ解放するために、流入バルブを柔軟性かつ膨張性を有するようにする。しかしながら、心臓は、引っ張られて、原理的に逆に動作する、フレキシブル球面ピストンを有する。それは、心室の方向に領域を減少させ、そのため、直接デルタＶ体積を生成することによって心臓の最大径を減少させる。これらの体積は、さらに生成される間接デルタＶ体積に部分的に追加される。これは、変位フェーズ期間中に、心臓をより細い卵型形状にする。心房およびその心耳の体積に向かうＡＶピストン領域は、球面ＡＶピストンへの流体結合および直接デルタＶ体積によって生成される吸引力のために増加する。心室方向への領域の縮小は、収縮フェーズの初めの近くで最大パワーを発揮し収縮フェーズの残余期間において継続的に弱まるので、心筋細胞の特徴ある力−解放曲線（force-release curve）に適合する。心室方向に減少するＡＶピストン領域は、生成される静的圧力に抵抗するために必要とされる力を減少させる。その代わりに、この力の解放は、より良い動的機能のために、変位フェーズの終わりにおいて、心臓への、心臓の内部のおよび心臓からの運動エネルギを維持するために用いられ得る。

人工のポンプ内の大きな硬質のプッシャープレートは、流入弁を閉じ、高い圧力勾配を抑制するための滑らかな開始を伴うカム曲線形状を必要とする。これは、心臓によって、ＥＣＧによって登録され得る起動時間ごとに、起動された筋力がその周辺から環状線維の環状部の方向にＡＶピストンを駆動する場所においてなされる。心房収縮は、特にＡＶピストンの周辺筋部分を心臓の上部、すなわち基部方向に上昇させることによって、断面図の特に右側において鉤状に見えるように（図８参照）、環状線維への心室筋接続の外部の輪郭を形成する。一旦心室収縮が開始されると、心膜嚢とそれを取り巻く上部および下部の血液の体積との間において、ＡＶピストンの滑り動作が生じる。これらの動きは、第１のてこの原理によって、弁を伴うデルタＶピストンの全体および駆動力の支持が、ユニット全体として変位作用に関与し得るまで、減速された周辺ポンピング効果を作り出す。この減速作用は、内部体積の再分配を作り出し、最小の逆流で流入弁を閉止する。それは、また、圧力の増加に抵抗できるように、構造材料としての心筋および特にＩＶＳを準備する。低減された駆動力および／または障害のある心室収縮（同期不全）によって、ＡＶピストンのトータルストローク長は低減される。共通ＡＶピストンのより平坦な部分、重度の場合には環状線維の環状部の動作および変位は著しく低減され得るが、より少ない駆動力を必要とする周辺の減速動作は依然として生成され、直接デルタＶ体積を変位させる。これらの場合においては、心室駆出フェーズは、長い張力から体積へのフェーズを経て、低速デルタＶ機能フェーズへと直接的に変換される。心房収縮の上昇機能は、これらの場合において、命を救うことになり得る。

新旧の調査方法を用いる心臓の調査は、非常に解釈し難い多くの情報をもたらす。作動原理の背景にある機構が十分に公知であれば、すべての機械装置は状態ダイアグラムに表現され得る。これは、心臓を機械装置として考えるケースではなかった。心臓の充填および調整機能は、何世紀もの間、議論されてきた。心臓の複雑な構造と動きは、知られざる機構とあいまって、非常に低速かつ低心拍数の時でさえも、心臓内の様々な活動および機能の貢献を判断することをほとんど不可能とする。高速かつ高心拍数においては、すべての調査方法は、多かれ少なかれ、情報の混沌とした（chaotic）出力を示す。これは、心臓が圧搾機能でポンピングするという一般的な信念とともに、おそらく、心臓の機能の理解および解析する試みにおいて、心筋細胞の活動に焦点があてられてきた理由であろう。

先の知見において、発明者は、正しい診断および治療が決定され得るように、心臓の真のポンピング手段を表わす関連する情報の決定および提示の、高速、正確かつ信頼できる方法の大きな必要性を確認した。

したがって、本発明の目的は、正しい診断および治療が容易に決定され得るような、関連する情報を提示するために適合される、改善された図式的インターフェースを達成することである。

発明の要約
上述の目的は、独立請求項に従う本発明によって達成される。

好ましい実施形態が、従属請求項に記載される。
本発明によれば、入力値は、状態機械インターフェースシステム、たとえば専用ソフトウェアに適用され、ピストンポンプ、または、より具体的にはデルタＶポンプ状態機械および心筋細胞状態機械のクラスタ状態機械としての心臓の機械的境界条件を特定し、検証し、そして、たとえば状態ダイアグラムとして表わされるフェーズに分割するように適合される。最後に、状態機械インターフェースシステムは、たとえば、全サイクル中の心臓の主要機能を、理解しやすく解析しやすいコンパクトな方法で反映する傾向曲線形状のような、調査値を提示する。インターフェースシステムは、さらに、シミュレーション、評価、解析およびデータベース操作（database handlings）のための値を受け、そして生成し得る（図９参照）。値または他の事象として提示されたわずかな情報、ならびに、状態ダイアグラムおよびデータベースに個々に関連した入力値として用いられたわずかな情報を用いるときでさえも、結論付けられる状態ダイアグラムおよび／または傾向曲線は、心臓の状態が正確に記述され得る関連する情報を含み得る。

本発明の目的は、心臓サイクルのフェーズを特定し、１つまたはより多くの登録方法による、１つまたはより多くの場所あるいは登録ポイントから登録された局部状態ダイアグラムによって、それらの正確な時間間隔を評価し、そして、最も代表的な全体状態ダイアグラムを統計的に見出すことによって達成される。一旦それが見出されると、心臓の機能に関連する他の情報が、ＥＣＧ登録のように全体状態ダイアグラムのフェーズに加えられ、ピストンの局部的および全体的なストローク長と、駆出率を方向付ける状態ダイアグラムを生成する局部的および全体的な心筋の肥厚および動作と、ペースメーカにより登録されるインピーダンス曲線と、心かん流を含む中央および周辺の流量および血圧と、心臓およびその血管の内部および外部の速度および張力変化ならびに他の内的および外的に生成される値と、心臓およびその循環機能に関連した化学的および電気的な刺激とが検証され得る。

添付図面の簡単な説明

デルタＶポンプの異なるフェーズの概略図である。 デルタＶポンプの異なるフェーズの概略図である。 デルタＶポンプの異なるフェーズの概略図である。 デルタＶポンプの異なるフェーズの概略図である。 デルタＶポンプの異なるフェーズの概略図である。 デルタＶポンプの異なるフェーズの概略図である。 人工のフレキシブルデルタＶポンプを示す図である。 本発明に従って達成された、心臓の３Ｄ表示の例を示す図である。 本発明に従って達成された、心臓の３Ｄ表示の例を示す図である。 本発明に従って達成された、心臓の３Ｄ表示の例を示す図である。 本発明に従って達成された、心臓の３Ｄ表示の例を示す図である。 心臓および周辺組織の短軸方向図を示す磁気共鳴映像（magnetic resonance image：ＭＲＩ）写真である。 心臓および周辺組織のサジタル方向図を示すＭＲＩ写真である。 心臓および周辺組織の正面図を示すＭＲＩ写真である。 心臓および周辺組織の正面図を示す他のＭＲＩ写真である。 心臓および周辺組織の長軸方向図を示すＭＲＩ写真である。 本発明に従って生成された全体状態ダイアグラムを示す図である。 本発明に関連して用いられる、心臓の断面図における測定点および検証点を示す図である。 本発明に従って生成された、特に関連するストローク長を表示する全体状態ダイアグラムを示す図である。 通常の被験者のストローク長曲線を示す図である。 通常の被験者、虚血性の被験者、訓練された被験者、および同期不全を患う被験者のストローク長曲線を示す図である。 本発明の異なる局面の示す概観図である。 本発明に従う状態機械インターフェースシステムの主要部分を示すブロック図である。 サブフェーズをともなう全体状態ダイアグラムの図式検証の例（図１６ａ）、および、周辺圧力および／またはＥＣＧ登録（ECG registration）をともなう流量モニタリングによる、単純化された状態ダイアグラムとしての全体状態ダイアグラムの図式検証の例（図１６ｂ）である。 サブフェーズをともなう全体状態ダイアグラムの図式検証の例（図１６ａ）、および、周辺圧力および／またはＥＣＧ登録（ECG registration）をともなう流量モニタリングによる、単純化された状態ダイアグラムとしての全体状態ダイアグラムの図式検証の例（図１６ｂ）である

本発明の好ましい実施形態の詳細な説明
上記の説明によれば、心臓のポンプサイクルは、６つの主要フェーズに分割される。

１．低速デルタＶ機能
２．心房収縮
３．体積から張力
４．心室駆出
５．張力から体積
６．高速デルタＶ機能
６つのフェーズは、図９を参照して、第１のステップにおいて、入力手段からの情報によって読み込まれて、これらのフェーズを見出すとともに評価し、そしてこれらを個々に関連し評価された全体状態ダイアグラムとして提示する専用ソフトウェアのカーネルである。

これは、単純なまたはより複雑な調査方法、あるいは本体の内部および／または外部のモニタリング装置からの、直接的および／または間接的に心臓の機能に関連する入力データを用いることによってなされ、さらに入力値を受けてシミュレーションおよび補正を実行する。

第２のステップとして、調査された値は、いつ、どこで、どのように、そして、なぜこれらの値が、それらの持つ値を有するかを示す状態に加えられ得る。

第３のステップにおいて、さらなるシミュレーション、解析、評価およびデータベースが追加され得る。

本発明は、調査およびモニタリング装置としてＴＶＩを用いることによって説明される。たとえば速度として登録された値は、これらのフェーズをおおまかに特定するために用いられ得る。心臓の内部および／または外部のいたるところに配置された１からｎの登録点のための例示点が図１０に示され、小さい点および大きい点として示される。

これらのフェーズの正確な始まりおよび終わりは、それらが登録される心臓により近くなるにつれて、より検出しやすくなる。これらのフェーズの実際の真の始まりおよび終わりは、ＴＶＩのような高精度技術によっても、特に乱れた筋肉の収縮フェーズにおいては複雑な動きと人工的な登録（registration artefacts）のために、認識することは困難である。上述のように決定された状態に従う境界条件の追加、ＥＣＧのような補足的な調査方法を用いるまたは用いないより多くの場所の測定によって、ソフトウェアは、画像処理技術のように、左右の心室の最も代表的な全体状態ダイアグラムを統計的に見出す。

フェーズは、図９のように、心臓サイクルの期間中における、様々なフェーズのミリ秒単位の時間間隔を示す、内部、外部がそれぞれ色分けされた円として提示される。

一旦それがなされると、様々な種類の他の機能が、図１１に示される、全体状態ダイアグラムに追加される。図１１においては、図１０に示された配置内の環状線維の環状部に近い７つの場所（大きな点）におけるＡＶピストンの動きの結果が示される。これらの点の動きは、これらの場所におけるピストン動作をできるだけよく表す隣接点の測定によって、さらに統計的に評価される。７つの場所は、図１１に示される全体状態ダイアグラムによれば、７つの色分けされた環状部によって表される。最も中央の環状部は、「中央（medial）」点および右心室筋によってなされるＡＶピストンの動きを表す。主要フェーズは、ＡＶピストンの（環状部のセクタ内に表示される値として表される）局所的な変化、および（各セクタの合計値として表示された値として表される）全体的な変化を視覚化するために、半径方向の短い線（Ｌｓ）によってサブフェーズに分割される。全体的な値は、最終的に、それらのフェーズを通して心臓の動作を非常に明確に図示する傾向曲線アルゴリズムにおける値として役立つ。これは、図１２に示される。

図１１の例示的な状態ダイアグラムによって示されるように、本活動は、グラフィカルな図によって表され、１つは心臓の左半分からの状態ダイアグラムを表し、もう１つは心臓の右半分からの状態ダイアグラムを示し、および／または、３つ目は心室中隔の動作の状態ダイアグラムを表す。提示された心臓サイクルフェーズおよび／または心臓サイクルフェーズのサブパートの各々は、入力信号および／または他の関連した信号からの関連した値が与えられる。上述のように、図１１に示された状態ダイアグラムに基づいて、１つからすべての心臓サイクルフェーズへ与えられた値、あるいは、１つの心臓サイクルフェーズのうちの１つまたはいくつかのサブパートからの値を代表するものである、少なくとも１つの傾向曲線が作られる。

１つの実施形態によれば、傾向曲線は、１つからすべての心臓サイクルフェーズへ与えられた値、あるいは、１つの心臓サイクルフェーズのうちの１つまたはいくつかのサブパートからの値の平均値を代表するものとして作られる。これは、図１１および図１２に示される。例のように、心室駆出フェーズの第２のサブパートの期間中、その平均値は、様々な測定値、３．５，３．８，４．１，３．８，３．９および３．６の平均値である３．８に決定される。そして、図１２に示される傾向曲線は、計算された平均値を用いることによって決定され得る。

実際、傾向曲線は、心臓の機械的機能にリンクし、心臓の様々なフェーズの期間中のＡＶピストンの動作を反映するカム曲線として理解され得る、どのような調査パラメータによっても生成され得る。

図１３は、訓練された被験者、通常の被験者、虚血性の被験者、および同期不全の被験者の傾向曲線を表す４つの傾向曲線を示す。ゼロの線は、ＡＶピストンの中立位置と等価である。負の値は、他の力そして直接デルタＶ機能の力が、ＡＶピストンのストローク長を増加するために作用することを示す。これらの力は、心房収縮によって、および、同期不全の被験者におけるように、流入弁上の初期圧力勾配に抵抗できない障害のある筋肉収縮によって生成される。

直接デルタＶ機能の寄与とは逆の心房の寄与の区分は、このタイプの調査においてのみ理解され得るが、その効果は、全体状態ダイアグラムの時間の期間変化によって容易に理解され得る。上記で明確に示されたように、極端な変化は、傾向曲線、およびソフトウェアとデータベースとにより分析されるようによく適合された、それに関連した全体状態ダイアグラムから容易に検出可能である。

図１４は、上述したものを段階的に図示した概略である。
好ましくは、確立された値は、たとえばインターネットまたは通常の携帯電話網を介して、様々な個々および／または全体に関連する値を表す記憶された値を含むデータベースに通信される。その値は、記憶された値比較され、ステータス信号またはレポートが、その比較に基づいて生成され得る。そして、ステータス信号またはレポートは、たとえば、正しい内科的治療の決定および伝達のため、正しい医療診断の決定および伝達のため、および／または、運動選手のためのトレーニングプログラムの改善のために用いられ得る。

図１５を参照して、本発明は、状態機械インターフェースシステムを含む心臓状態機械アナライザおよび／またはシミュレータによって実現される。インターフェースシステムは、時間に関連した起動ポイント（trigging point）４へ変換される信号を受けるため、および、心臓状態機械アナライザアルゴリズムを用いることによって、２次元または３次元のグラフィック表示を可能とし、心筋細胞状態機械の動作レジメン（working regimen）および心臓クラスタ状態機械のデルタＶポンプ状態機械の動作レジメンの両方を満足するようにする記憶手段に記憶されるべき関連のデータベースシステムを決定するように適合される処理手段６に、その起動ポイントを適合するための入力手段２をさらに含む。処理手段は、たとえば、トレーニング、手術、または薬物的治療などの、治療薬物療法を決定するために、データベースシステムを用いて情報を伝達するように適合される。

入力手段は、データを改善し検証するために、単独のまたは混合した画像、ならびに、超音波、磁気共鳴、Ｘ線、γ線照射、または、パルスプレスチモグラフィ、パルスおよび／または流量測定、時間にわたっての圧力および／または体積変化によって測定された心臓および生理的活動の他のデータを受け得る。

図１６ａ，ｂは、（前のダイアグラムと比較して新しい名称および色分けが見られるが）、医者の使用のためのＴＷＩによって（図１６ａ）、ならびに、個人の使用のための、単純化された状態ダイアグラムのように、周辺圧力および／またはＥＣＧ登録をともなう流量モニタリングによって（図１６ｂ）生成されるように、サブフェーズを有する全体状態ダイアグラムの図式的検証の例を示す図である。

図１６ａおよび図１６ｂそれぞれの下部には、図中で用いられる色分けが説明文とともに示される。

以下の略称が図中で用いられる。
ＨＲ＝心拍数（Heart Rate）
ＤＦ＝動的因子（Dynamic Factor）
ＣＦ＝冠血流量（Coronary blood Flow）
ＢＰ＝血圧（Blood Pressure）
セグメント内の丸で囲んだ記号「ｖ」は、正規分布内の測定値を百分率で表わしたものである。

セグメント内の丸で囲んだ記号「ｘ」は、正規分布外の測定値を百分率で表わしたものである。

本発明は、上述の好ましい実施形態に限定されない。
様々な代替案、修正および等価物が用いられ得る。したがって、上記の実施形態は、添付の特許請求の範囲によって定義される本発明の範囲を限定するものとして採用されるべきではない。

Claims (10)

1. 状態機械アルゴリズムおよびグラフィカルユーザインターフェースを備え、少なくとも１つのセンサ装置からの信号を受信するように適合され、心臓の生理作用および／または生物の循環系に関し、前記状態機械アルゴリズムは、前記信号に基づいて、心臓サイクルフェーズを決定するように適合され、心臓サイクルの異なるフェーズは、心臓および追加的には循環系をシミュレーティングするハートクラスタ状態機械における前記状態機械アルゴリズムによって定められ、ΔＶポンプ状態機械を形成する有限心筋細胞状態機械との融合によって達成される状態機械インターフェースシステムであって、
   前記決定された心臓サイクルフェーズは、前記信号に基づいて、各心臓サイクルフェーズについてのそれぞれの正しい継続時間が定められるように、それぞれの局部状態ダイアグラムを決定し、そして最も代表的な全体状態ダイアグラムを決定することによって評価され、決定された前記局部および全体状態ダイアグラムは、グラフィカルユーザインターフェースにおいて、異なるフェーズ間の時間的関係が図示されるように提示されることを特徴とする、状態機械インターフェースシステム。
2. 心臓サイクルフェーズは、たとえば、重ね合わせられる円形状ダイアグラム、リングまたはバーのような１つまたはいくつかのグラフィック図として図形的に提示され、１つからいくつかの場所における心臓および循環系の異なる動作を提示し、状態ダイアグラムとして配列され、そのフェーズは、それぞれのフェーズの持続時間に依存する長さを伴う時間領域として表わされる、請求項１に記載の状態機械インターフェースシステム。
3. 動作はグラフィック図によって表わされ、１つは心臓の左半分からの状態ダイアグラムを表わし、もう１つは心臓の右半分からの状態ダイアグラムを表わし、および／または、３つ目は心室中隔の動作の状態ダイアグラムを表わす、請求項２に記載の状態機械インターフェースシステム。
4. 提示された各心臓サイクルフェーズ、および／または心臓サイクルフェーズのサブパートは、入力される前記信号および／または他の関連する信号からの関連する値が与えられる、請求項１〜３のいずれか１項に記載の状態機械インターフェースシステム。
5. １つから全ての心臓サイクルフェーズから、または、１つの心臓サイクルフェーズのうちの１つまたは多くのサブパートから与えられた前記値を表わす、少なくとも１つの傾向曲線が作られる、請求項４に記載の状態機械インターフェースシステム。
6. １つから全ての心臓サイクルフェーズから、または、１つの心臓サイクルフェーズのうちの１つまたは多くのサブパートから与えられた前記値の平均値を表わす、少なくとも１つの傾向曲線が作られる、請求項４に記載の状態機械インターフェースシステム。
7. 前記傾向曲線は、ゼロの線がＡＶピストンの中立位置と等しく、負の値が直接デルタＶ機能の力以外の他の力が前記ＡＶピストンのストローク長を増加するように作用することを示すように図形的に提示される、請求項５または６に記載の状態機械インターフェースシステム。
8. 提示された心臓サイクルフェーズの各々は、互いのフェーズを明確に区別しかつ定量化するために、予め定められた色、および／またはパターン、コーディングおよび／またはパーセンテージスコアを有する、請求項１〜７のいずれか１項に記載の状態機械インターフェースシステム。
9. 表示された情報は、リアルタイムに継続的に更新される、請求項１〜８のいずれか１項に記載の状態機械インターフェースシステム。
10. 前記確立された値は個別および／または全体に関連する値を表わす記憶された値を含むデータベースに伝達され、前記確立された値は前記記憶された値と比較され、ステータス信号またはレポートが前記比較に依存して生成され、前記ステータス信号またはレポートは、たとえば、正しい内科的治療を決定および伝達するため、正しい医療診断を決定および伝達するため、および／または運動選手のためのトレーニングプログラムの改善のために用いられる、請求項１〜９のいずれか１項に記載の状態機械インターフェースシステム。