SE530348C2 - Tillståndsvolymmodell av ett hjärta - Google Patents

Description

20 25 30 530 348 Uppfinningens bakgrund Det hävdas i Lundbäck S, ”Cardiac Pumping and Function of the Ventricular Septum”, Stockholm, 1986, att pumpning och reglering av det mänskliga hjärtat sker på ett sätt som skiljer sig från den rådande föreställningen.

Enligt den citerade publikationen genomför ett friskt hjärta sin pumpverkan utan att väsentligen ändra den yttre formen och volymen för hjärtat.

Som ett resultat av den presenterade teorin i ovannämnda publikation avseende hjärtats pumpande och reglerande funktion har en ny klass av pumpar utvecklats, en så kallad dynamisk deplacementspump eller delta (A) volympump (förkortad som AV-purnp).

Principerna för en AV-pump kommer nu att beskrivas med hänvisning till figurema la och lb. Pumpen omfattar en övre cylinder 2 med diametem dl och en nedre cylinder 4 med diametern d2, där d2 > dl. Dessa två cylindrar är kopplade till varandra via en tredje cylinder 6 som är fritt rörligt anordnad mellan de övre och nedre cylindrarna. Den rörliga cylindem 6 är försedd med en ventil 8 vid dess nedersta del som motsvarar t.ex. mitralisklaffen i hjärtat. Volymen ovanför denna ventil definieras som den atriella volymen (Va) och volymen under ventilen definieras som den ventrikulära volymen (VV).

Den nedre cylindem är försedd med en utflödesventil 10 vid dess nedersta del som motsvaras t.ex. av aortaklaffen i hjärtat. Såsom framgår av fig. lb erhålles gradvis en ringformad cylindrisk volym mellan den rörliga cylindem och den inre väggen av den nedre cylindern när den rörliga cylindem förflyttas nedåt, AV i figuren. Detta resulterar i att volymen Va+Vv minskar med volymen AV när den rörliga cylindem rör sig mellan dess övre position och dess nedre position.

En energikälla (inte visad i figurema) 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 cylindern 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 10 15 20 25 30 530 348 3 tvärsektionsareorna för den övre respektive den nedre cylindem, är AV lika med L(Av- Aa).

WO-Ol /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 fór AV-pumpen för att göra det möjligt att förbättra metodema 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 är fallet med hjärtat, och pumpama, där flödet till och från de två cirkulationssystemen alltid skall vara i balans.

Vanligtvis undersöks en patients hjärt- och cirkulationssystem vid vila när flöde, frekvenser och inotropisk stimuli är låga. De mesta av alla referensvärden som är information om hjärtat och cirkulationssystemet fungerar bra eller dåligt identifieras och jämförs under lugna pumpningsrörelser för hjärtat. Under dessa omständigheter är hjärtcykeln lång och energiabsorberande, och energi till mekanikomvandlingen, vilket kännetecknar DeltaV-principerna är mindre uttalade för pumpningen, fyllningen och regleringsfunktionerna av hjärtat. Detta kan vara en av anledningarna till varför den kramande pumpningsfunktionen för hjärtat tillsammans med de reglerande funktionerna enligt "Frank-Starlings lag" som en kramande deplacementpump med förlorad rörelse har etablerats som en plattform för hjärt- och cirkulationsdiagnostiken idag.

Nya undersökningsmetoder såsom MRI (Magnetic Resonance Imaging) och Spin CT (Spinning Computer aided Tomography), och ytterligare utvecklingar inom ultraljudtekniken med TVI (Tissue Velocity Imaging) och reflektorbaserad hastighetsavbildning (2D strain) med minskad visualisering av falska rörelser, har visat att hjärtat huvudsakligen pumpar med en frarn- och tillbakagående rörelse av AV (atrium- 10 15 20 25 30 530 348 4 ventrikel)-planet tillsammans med kramande rörelser för musklerna. AV-planet definieras som öppningen för mitralisringen i vänster ventrikel och motsvarande öppningen för trikuspidralisklaffen kommer att fungera som ett AV-plan för höger ventrikel.

Funktionema för höger ventrikel diskuteras väldigt sällan. Den verkliga arean för den sfariska kolven och DeltaV-funktionerna förstås ännu inte trots att livliga diskussioner har börjat förklara vad det är för krafter som verkar vid ventrikulär fyllnad. Termer som diastoliskt hjärtfel har blivit ett populärt vetenskapligt diskussionsämne. Vad som ger hjärtat dess reglerande funktioner inom den nya insikten om kolvliknande pumpfunktionen har ännu inte blivit ett diskussionsärnne.

Undersökningar av hjärtat med gamla eller nya undersökningsmetoder ger mycket information som kan vara väldigt svår att tolka. Varje mekaniskt föremål kan uttryckas i tillståndsdiagrarri om den bakomliggande mekaniken för arbetsprinciperna är helt kända.

Detta är inte fallet avseende hjärtat som en mekanisk anordning. Skillnaden och reglerfunktionerna för hjärtat har debatterats under århundraden. Den komplexa arkitekturen och rörelserna för hjärtat tillsammans med okänd mekanik gör det nästan omöjligt att bestämma bidragen från olika aktiviteter och funktioner i hjärtat även vid väldigt låga flöden av hjärttakter. Vid höga flöden och hjärttakter visar alla undersökningsmetoder en mer eller mindre kaotisk utsignal med information. Detta tillsammans med den allmänna tron att hjärtat pumpar med krarnande funktioner är sannolikt anledningarna till att aktivitetema för hjärtmuskelcellerna har fokuserats på för att förstå och analysera funktionerna för hjärtat.

Det generella syftet med föreliggande uppfinning är att skapa ett system som genom bearbetningsmedel i olika slags undersökningsmetoder kan användas i en, två eller tre dimensioner för att registrera, analysera, Validera, presentera, simulera och kommunicera funktionema för hjärtat som en klustertillståndsmaskin och valbart cirkulationssystemet innefattande kranskärlssystemet ned till molekylnivåer. Detta skulle på ett väsentligt sätt förbättra kännedomen om pump- och reglerfunktioner för hjärtat och skapa bättre och snabbare diagnostiska och terapeutiska verktyg och metoder.

Sammanfattning av uppfinningen 10 15 20 25 30 530 348 5 Det generella syftet med föreliggande uppfinning åstadkommes av en tillståndsvolymmodell i enlighet med det oberoende patentkravet.

Föredragna utfóringsformer anges av de beroende patentkraven.

Enligt en första föredragen utföringsform av föreliggande uppfinning skapas en tillståndsvolymmodell (State Space Model, SSM) av hjärtat och alla dess funktioner. SSM kan, genom en inrnatningshanterare (Input Mean Manager, IMM) relaterad till SSM, hantera data från undersökningsmetodema för hjärtat och valbart cirkulationssystemet.

IMM kan, genom ett bearbetningsmedel, separera alla funktioner för hjärtcellema och dess volymer, överföra denna data och skapa ofullständiga och/eller fullständiga trådramar och/eller ytnätmodeller av hjärtat med påverkan av begränsningstillstånden avseende modellen och valbart cirkulationssystemet. Denna data och annan data kan genom en hjärttillståndsanalysator presenteras som samverkande data som t.ex. diskreta och/eller dynamiska tillståndsdiagram, valbart hanterade och organiserade av ett sainmankopplande hanteringssystem (Interconnecting Management System (IMS).

Utsignalen från SSM analyseras av en hjärttillståndsanalysator (Heart State Analyzer, HSA) som kan presentera denna relaterade data som t.ex. diskreta och/eller dynamiska tillståndsdiagram, valbart hanterade och organiserade av IMS (Interconnecting Management System).

Enligt en andra föredragen utföringsform av föreliggande uppfinning skapas en hj ärttillståndsvalidator- (Heart State Validator, HSV) modul enligt SSM företrädesvis hanterad av IMS. Alla moduler i SSM är samverkande för att generera pump- och reglerfunktionerna för hjärtat och valbart cirkulationssystemet. Det finns många möjligheter genom att järnföra och göra beräkningar for att skapa styrdata som manuellt och/eller automatiskt kan Validera data som lagras för att presentera alla fiinktioner för hjärtat och valbart cirkulationssystemet.

Enligt en tredje föredragen utföringsforrn av föreliggande uppfinning skapas en grafisk användargränssnitts- (GUI) modul, som grafiskt kan presentera ett eller flera samverkande 10 15 20 25 30 530 348 6 diskreta och dynamiska tidsrelaterade tillståndsdiagram som beskriver pump- och reglerfunktionerna för hjärtat och valbart cirkulationssystemet, ned till molekylära nivåer enligt SSM och företrädesvis hanterat av IMS.

Enligt en fjärde föredragen utföringsforrn av föreliggande uppfinning skapas en effektivitetstaktsanalysator- (Efficiency Rate Analyzer, ERA) modul som genom att jämföra utsignalen från de mekaniska funktionerna för hjärtat med hjärtmuskelarrangemanget enligt SSM, företrädesvis hanterat av IMS, kan användas för att beräkna och valbart förbättra den effektiva takten för musklerna som konstruktionsmaterial och energikälla.

Enligt en femte föredragen utföringsforrn av föreliggande uppfinning skapas en hjärttillståndssimulator (Heart State Simulator, HSS), och valbart cirkulationssystemet innefattande kranskärlssystemet (fig. 2) enligt SSM företrädesvis hanterat av IMS. Denna simulator kan användas för upplärningsändamål och simulera påverkan som olika typer av begränsningstillståndsförändringar kommer att ha på modulerna i SSM.

Enligt en sjätte föredragen utföringsform av föreliggande uppfinning skapas en databas enligt SSM företrädesvis hanterad av IMS. Enligt en ytterligare process skapas artificiella intelligenssystem (Al) i enlighet med SSM.

Enligt en sjunde föredragen utföringsform av föreliggande uppfinning skapas enkla undersökningsanordningar, såsom trycksensorer, mikrofoner, ljussensorer, oximetrar etc., som utrustade med HSA och GUI i enlighet med SSM företrädesvis hanterat av IMS, kan skapa diskreta och/eller dynamiska tidsrelaterade tillståndsdiagram, som kan användas både inuti och utanpå kroppen som manuellt och/eller automatiskt, t. ex. genom telemedicin, kan fungera som styranordningar för hjärtat och valbart cirkulationssystemet för en individ.

Enligt en åttonde utföringsform av föreliggande uppfinning, används SSM för att hitta funktioner för hjärtat genom dynamiska trianguleringsmätningar beräknade HSA. Denna 10 15 20 25 30 530 348 7 mappning av aktiva konturer i en, två och/eller tre dimensioner kan sedan användas för att skapa trådramar och/eller ytnätmodeller för hjärtat, eller delar av hjärtat.

Enligt en nionde föredragen utföringsform av föreliggande uppfinning skapas en enkel och snabb metod som beskriver samverkan för pump- och reglerfunktionema för hjärtat.

Genom användning av SSM kommer det att bli mycket lättare att se och förstå när, var, varför och hur olika externa och/eller interna parametrar förändrar pump- och reglerfunktionema för hjärtat. Detta kan vara väldigt värdefullt i inlärningsprocesser och speciellt för att studera och analysera tidigare okända reglerfinilctioner för hjärtat.

SSM är vidare väldigt lämpligt för att användas för t.ex. bearbetning, presentationer och simuleringar av hjärtat och dess funktioner i cirkulationssystemet med parameterförändringar ned till kemiska och mikroledande nivåer för hjärtmuskelcellerna och andra celler och funktioner relaterade till cirkulationssystemen.

Databasema kan manuellt och/eller automatiskt användas som stöd för t.ex. analyser, bearbetning, presentationer, simuleringar, diagnos, prognos, medicinska och kirurgiska behandlingar. På detta sätt kan även oprecisa, enkla och snabba undersökningsmetoder såsom extemt flöde, tryck och ljudövervakning användas för att bestämma hjärtfunktionema. Detta gör SSM lämplig som mjukvara och valbart som hårdvara i hemvårdsanordningar för t.ex. on-line-kommunikationer och undersökningar av en individs cirkulationssystem som t.ex. en uppföljning av medicinska behandlingar, hälsovård och träning.

Det generella syftet med föreliggande uppfinning är således åstadkommet genom att skapa ett system som genom bearbetningsmedel i olika typer av undersökningsmetoder kan användas i en, två eller tre dimensioner för att registrera, analysera, Validera, presentera, simulera och kommunicera funktionerna för hjärtat som en klustertillståndsmaskin och valbart cirkulationssystemet innefattande kranskärlssystemet ned till molekylära nivåer.

Detta åstadkommes genom att skapa en tillståndsvolymmodell (SSM) av hjärtat och alla dess funktioner, analyserade genom en hjärttillståndsanalysator (HSA) som diskreta 10 15 20 25 30 530 348 8 och/eller dynamiska tidsrelaterade tillståndsdiagram, hanterade och organiserade valfritt av ett sammankopplande hanteringssystem (IMS).

SSM är relaterat till begränsningstillstånden för: De omgivande ytorna, muskelcellemas funktionssätt, DeltaV-pumpñinktionerna, samverkan mellan intraventrikulärt septum (IVS) och flöde, tryck, tryckgradienter in till och ut från, inuti och utanför hjärtat.

Tillsammans med ytterligare moduler såsom hjärttillståndsvalidator (HSV), hjärttillståndssimulatom (HSS), grafiskt användargränssnitt (GUI), effektivitetstaktsanalysator- (ERA) modulen och referensdatabas enligt SSM, det sammankopplande hanteringssystemet (IMS) kan användas för att t.ex. registreringar, valideringar, kommunikationer, databashantering, analys, bearbetning, presentationer och simulationer för att förbättra kunskapen, diagnostiken och terapin.

Bortsett från att användas av yrkesverksamma är SSM väldigt lärnpligt för hemvårdsanordningar såsom puls, ljud- och tryckmonitorer för t.ex. on-line- kommunikationer av en individs cirkulationssystem. Detta kan t.ex. användas för uppföljningsstudier av medicinska behandlingar, hälsovård och träning.

SSM kan vidare manuellt och/eller automatiskt t.ex. stödja registrering, analysering, beräkning och modelleringsmoduler med data från databaser för att förbättra information och skapa mera tillförlitliga undersökningsmetoder.

Genom att känna hjärtats sanna pump- och reglerfunktioner har uppfinnama nu funnit att nya, mera effektiva, mindre tidskrävande undersöknings-, analyserings-, simulerings- och presentationsmetoder kan användas för att skapa mer effektiva diagnoser, prognoser, behandlingar, kommunikationer och databashantering. Detta sker väsentligen genom att skapa den s.k. tillståndsvolymmodellen (SSM) av hjärtat som i samverkande moduler separerar massoma för muskelcellsfunktionerna för att fokusera på konstruktionerna, pump- och reglerfunktionerna för hjärtat i relation till förändringar i begränsningstillstånden såsom tex. muskelcellfunktionerna, omgivande areor, tryck, 10 15 20 25 30 530 348 9 tryckgradienter och flöde, då de intill, insidan och ut från hjärtat innefattande kranskärlssystemet. Modellen bygger på en matematisk modell av det mänskliga hjärtat.

Modellen har en begränsad komplexitet men uppvisar ändå de mekaniska pump- och reglerfunktionerna för hjärtat. Detta skapar många värdefulla egenskaper jämfört med andra angreppssätt (”svart låde”-modeller, modeller som innehåller finita element etc.).

Modellen kan förväntas visa bra prestanda när den interpoleras mellan kända observationer såväl som när den extrapoleras utanför området med kända observationer.

Genom att använda modellen vid beräkningar med begränsad datorkraft kan beräkningsrcsultaten erhållas mer eller mindre momentant.

Med denna modell kommer det att vara möjligt att fokusera på undersökningsmetoder, registrerings- och analyseringssystem etc. på slutresultaten för pump- och reglerfunktionerna och inte som idag, behöva fokusera på aktiviteter för muskelcellema för att försöka förstå och presentera funktionerna för hjärtat.

De reglerande funktionerna för hjärtat är av ett speciellt intresse eftersom dåliga reglerande funktioner medför pulmonar hypertensiondyspnoea, pulmonarödem, stort obehag och död. Minskande pumpfunktioner resulterar i minskande minutvolym och då minskande den fysiska arbetskapaciteten för individen med vanligtvis inget obehag och död. Jämför hjärtat hos ett barn, en normal individ och en vältränad sportsman. I ett friskt tillstånd har de samma reglerande funktioner men de har alla olika pumpkapaciteter.

Enligt en föredragen utföringsform av uppfinningen kan tillståndsvolymmodellen (SSM) ingå i ett sammankopplande system, här betecknat som det sammankopplande hanteringssystemet (IMS) för att fungera som ett extensivt ramverk och göra relaterade anslutningar mellan olika informationsslag av hjärtat och cirkulationssystemet. IMS som valbart hanterar SSM kan användas i olika sorts undersökningsmetoder, anordningar och databaser för att registrera, analysera, beräkna, simulera, visa och kommunicera hjärtfunktionerna som separerade interaktiva skikt.

Eftersom IMS, genom att inkorporera SSM, är relaterat till både konstruktioner och funktionerna för hj ärtmuskelceller kan den relatera och presentera all kunskap, 10 l5 20 25 30 530 348 10 datorrnodellering etc. för hjärtmuskelcellen för konstruktionen, pumpningen och reglerfunktionerna för hjärtat.

IMS kan också, som en hanteringsanordning, uppfylla begränsningstillstånden avseende hela cirkulationssystemet innefattande kranskärlssystemet.

Eftersom IMS kan fokusera på mekaniska funktioner för hjärtat, kan snabba och mindre komplexa undersökningsmetoder och analyssystem användas för att evaluera och presentera pump- och reglerfunktionema för hjärtat. Detta gör IMS väldigt lämplig för hemsjukvårdanordningar som t.ex. on-line-kommunikationer av en individs cirkulationssystem.

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

Fig. la och lb illustrerar schematiskt principerna för en AV-purnp.

Fig. 2 illustrerar i enlighet med föreliggande uppfinning ett exempel på en modell på ett mänskligt cirkulationssystem enligt SSM.

Fig. 3 illustrerar en arkitektur av en tillståndsvolymmodell (SSM) illustrerande en separation av hjärtat som en klustertillståndsmaskin i interaktiva moduler enligt den första föredragna uttöringsforrner av föreliggande uppfinning.

F ig. 4A-4D illustrerar ett exempel på en 2D-trådrammodell för ett hjärta, åstadkommen i enlighet med föreliggande uppfinning.

Fig. 5 illustrerar det sammankopplande hanteringssystemet med inherenta moduler enligt föredragna utföringsformer 1-5 för föreliggande uppfinning. l0 15 20 25 30 530 348 ll Fig. 6 representerar ett exempel på ett logiskt tillståndsdiagram i enlighet med föreliggande uppfinning.

Fig. 7A är ett exempel på ett diskret tidsrelaterat tillståndsdiagram som åstadkommits i enlighet med föreliggande uppfinning genom en ultraljudsregistrering av ett normalt fungerande hjärta som visar diskreta tidsrelaterade händelser erhållna t.ex. genom hastighetsförändringar i två punkter, en i den mediala delen av AV-kolven för högra ventrikeln (RV) och den andra punkten i den laterala delen av AV-kolven för vänster ventrikel (LV).

Fig. 7B är ett exempel på ett diskret tidsrelaterat tillståndsdiagram som åstadkommits i enlighet med föreliggande uppfinning genom en ultraljudsregistrering av ett patologiskt fungerande hjärta åstadkommet som i fig. 7A genom en tillagd bild visad som ett ”Bulls eye” i mitten som anordnats för att visa dåliga funktioner för återarrangemanget av muskelcellema för att ge ytterligare information bakom de förändrade mekaniska funktionerna.

Fig. 8 är ett exempel på ett dynamiskt tidsrelaterat tillståndsdiagram som åstadkommits i enlighet med föreliggande uppfinning genom en ultraljudsregistrering visande rörelsen av en punkt av AV-kolven belägen i den laterala delen av vänster ventrikel (LV).

Fig. 9 visar schematiskt ett exempel på programmerade steg, hur SSM implementeras i en avbildningsanordningsenhet som kan registrera t.ex. 2D, 3D geometri, volym och reglerfunktioner i relation till intema och externa förändringar.

Fig. 10 illustrerar schematiskt som ett exempel på programmeringssteg hur man kan implementera SSM i en blodtrycksövervakande anordning.

Detaljerad beskrivning av föredragna utföringsforrner av uppfinningen 10 15 20 25 30 530 348 12 För att helt beskriva alla aspekter av föreliggande uppfinning har det bedömts nödvändigt att inkludera i det följande, delar av den detaljerade beskrivningen av ovan identifierade FCT-ansökan (PCT/SE2006/O00l 14).

Nyckeln för att reproducera hjärtat och dess funktioner är att definiera de fundamentala begränsningstillstånden som naturen har lyckats åstadkomma, genom att skapa pump- och reglerfunktioner för hjärtat.

Enligt föreliggande uppfinning åstadkommes detta genom att transformera hjärtat i tekniska termer till en hj ärtklustertillståndsmaskin som arbetar med de dynamiska randvillkoren som normalt används av naturen. Hjärtklustertillståndsmaskinen är ett resultat av fusioner av dynamiska begränsningsförhållanden för finita hjärtmuskelcelltillståndsmaskiner för ett muskulärt nätverk, hjärtmuskeln, anpassad för de dynamiska begränsningsförhållandena för en AV-purnp-tillståndsmaskin (fig. 3). Detta skapar hjärtklustertillståndsmaskinen som kommer att följa de dynamiska begränsningstillstånden för nämnda finita hjärtmuskelcelltillståndsmaskin och för nämnda AV-tillståndsmaskin.

Arbetssätten för hjärtklustertillståndsmaskinen kommer att vara samma som arbetstillstånden för hjärtat inuti en kropp och kan uttryckas genom att använda generellt ' tillgängliga beräknings-, avbildnings-, lagrings- och analyseringssystem.

Såsom kort diskuterades ovan är föreliggande uppfinning, till skillnad från pumpande med kramande funktioner som är 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 sfariska AV-planet. Ytan för kolven består av en mera platt yta och en kurvformad yta. Den platta ytan består av ringen av ringfonnad fibros och dess fyra klaffar vilket innebär att den inkluderar kopplingsytoma för aorta och lungartären T. Pulmonalis.

Den kurvformade ytan är konvex i en tvådimensionell avbildning eller sfarisk i en tredimensionell avbildning bestående av de vänstra och högra musklerna kopplade till den platta ytan, den ringformade fibrosringen. l0 15 20 25 30 530 348 13 När 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 törmaksöron som en konsekvens av begränsningstillstånden för AV-hjärtpumpen och dess omgivande ytor. 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. Ytorna för AV- kolven som står i indirekt kontakt med de omgivande volymema, kommer att skapa de indirekta AV-volymerna. Sådana ytor täcks till största delen av förrnaksöronen och till en viss utsträckning av T. Pulmonaris och aorta.

Under början av ventrikulärt diastole, under fasen när de ventrikulära musklerna börjar relaxeras, börjar AV-kolven att gå tillbaka till dess initiala position genom skillnad av AV- volymerna som den generade under kontraktionen av ventriklama. Detta sker under inverkan av dynamiska och statiska krafter hos massor och genom upplagrad energi i hjärtstrtildurema och dess omgivningar, skapade genom den nedåtgående rörelsen av AV- kolven under ventrikulärt systole. Tryckgradienterna över AV-ytorna genererar en hydraulisk återföring av VV-kolven, och betecknas som AV-fiirrldionen.

Större delen av de yttre volymförändringarna är de direkt och indirekta AV-volymerna i samband med rörelsen av AV-kolven och i ytorna för den fjädrande upphängningen vid apexdiafragmadelen av hjärtat. Förmågorna (såsom beskrives i den citerade doktorsavhandlingen) får hjärtat att förändra de relativa volymetriska kapaciteterna för höger och vänster ventrikel sker i huvudsak genom rörelser av den gemensamma ventrikulära väggen, det interventrikulära septum (IVS). Under ventrikulärt diastole medför det relaxerade tillståndet för musklerna att IVS kan anpassa sin form och position beroende på tryckgradienterna mellan de två ventriklama. Under ventrikulärt systole antar ventrikulärt septum tillsammans med resten av hjärtmusklerna 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 konñgureringen 10 15 20 25 30 530 348 14 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 villkoren som behövs för att beskriva hjärtat som en hjärtklustertillstånds- maskin förklaras genom att ge exempel på underuppdelade randvillkor för arbetssättet för muskelcellen och underuppdelade randvillkor för arbetssättet för hjärtat som en AV- pumptillståndsmaskin.

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 muskeltillståndsmaskinema som utgör en del av ett ledningssystem, för att, på ett synkroniserat sätt, uppnå optimal order för purnp- och reglerfunktionerna för hjärtat.

Ib Randvillkor för ett sammankopplande vävnadsnätverk runt muskelcellerna tillåter säkra konstruktioner, förlängning och förkortning med tillräckligt utrymme för musklerna att bli tjockare vid muskelkontraktionen.

Ic Randvillkor för att få muskelcellema 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: 10 15 20 25 30 530 348 15 lla Randvillkor för omgivande vävnad inkapslande en fyrkammarvolym med in- och utlopp som har funktioner och egenskaper stödjande AV-funktionema för hjärtat.

IIb. Randvillkor for en rörlig AV-kolv, med klaffar, och utloppskärl, delande en inre kontinuerlig volym för hjärtat i fiirsörjande och uttömmande volymer och också genererande AV-volymer anordnade att skapa AV-furiktioner. l 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 deñnition styrda genom inflödet. AV- volymema skapar AV-funktioner som bestämmer slaglängden och i fallet med hjärtat också bestämmer storleken för hjärtat som en AV-pump. Detta betyder att AV- hjärtpumpen måste 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 inloppskärl. Detta har tidigare inte till fullo fórståtts. De huvudsakliga dynamiska randvillkoren för cirkulationssystemet som behövs fór att understödja eller understödjas av AV-hjärtpumpen enligt fig. 2 är: III Dynamiska randvillkor för de centrala venvolymerna (Lex. tryck, flöde, volymer, spänningar for de större venema innefattande lungvenema som leder till hjärtat).

IV Dynamiska randvillkor for de perifera venvolymerna (Lex. blodvolymutbytet och lagringskapaciteten for kapacitanskärl).

V Dynamiska randvillkor för de centrala arteriella volymerna (t.ex. tryck, flöde, volymer, spänningar för de stora artärerna innefattande lungartärema som lämnar hjärtat). 10 15 20 25 30 530 348 16 VI Dynamiska randvillkor för perifera arteriella volymer (t.ex. variationer för blodvolymerna som behövs för att stödja olika organ vid olika tidpunkter och aktiviteter som styr flödestakten i övergångszonema, tryckfall för värden 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-hjärtpump kommer det att vara möjligt att modulera och simulera det naturliga cirkulationssystemet. Synergiema 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 måste varje muskelcell vara anordnad/konfigureras så att den både uppfyller tillstånden för sitt eget arbetssätt och också uppfyller kraven som en del av strukturen som bygger upp hjärtat som en AV-pump. Arbetssättet som skapar energi genom förkortning och förtj ockning och randvillkoren bakom detta är välkända.

Alla experimentella arbetsmodeller for hjärtat har under alla omständigheter beskrivits med kramande funktioner. Detta var uppenbarligen fallet när hjärtat antogs göra dess pumpande och reglerande funktioner genom extema kramande rörelser hos atrierna och ventriklarna på ett rytmiskt motverkande sätt.

Med den nya magnetresonansavbildningstekniken (MRI) är åsikten bland ledande forskare för fjärde gången i historien antagit idén att hjärtat pumpar med kolvliknande rörelser för AV-planet tillsammans med krarnande rörelser för musklerna. AV-planet definieras som hâligheten för mitralisringen i vänster ventrikel och motsvarande hålighet för trikuspidalisklaffen i höger ventrikel. Funktionema för höger ventrikel har väldigt sällan diskuterats. l0 15 20 25 30 530 348 17 Muskelcellemas arbetssätt genom förkortning och förtjockning kommer att generera problem så snart slutna volymer som i hjärtat används. Muskelcellvolymerna förblir konstanta under dess arbetstillstånd. Detta betyder att varje arbetande muskelcell, på grund av dess förtjockning, kommer att ha en påverkan på dess grannceller och så vidare.

Volymgeometrin längs den korta axelvyn av hela hjärtat och i synnerhet för vänster ventrikel är mer eller mindre cirkulär till forrnen. Detta betyder speciellt att om hjärtat skulle genomföra sin pumpande funktion genom kramande pumpande funktioner att varje muskelcell skulle behöva samverka för att föra, dra och omorganisera sig själv och närbelägna celler i alla riktningar i dess väg och förtjockas mot centrum.

Naturen har skapat en stor sfärisk DeltaV-kolv. Denna kolv startar långt nedanför AV- ringen där den koniska delen av den ventrikulära yttre konturen antar en sfärisk form som slutligen är fastsatt vid AV-ringen. Denna formade sfáriska yta är till stor utsträckning täckt av förmaksöronen och dess kanter och genererar tillsammans med utflödesområdet för aorta och T. Pulmonalis DeltaV-kolven. Den stora ytan av DeltaV-kolven minskar behovet av en lång slaglängd, minskar muskulära hinder för flödet och skapar DeltaV- volymema.

Organiserade muskelceller i ett längsgående medurs yttre "skikt" och ett inre längsgående moturs "skikt" fonnar en X-orientering, med ett förstärkt cirkulärt orienterat "skikt" mellan som en muskulär överkorsning. Tillsammans med ett komplext nätverk av trabekel, genererar längsgående rörelser och en avsmalning som kan följa den yttre konturen som ges av den perikardiella säcken och dess omgivningar.

Musklernas arbetssätt genom förkortning och förtjockning kommer att bli ett sätt för packning och uppackning i en korrekt fysiologisk ordning. Ju tjockare muskelväggen är desto svårare kommer de att bli för att lösa dessa uppgifter och slutligen kommer musklerna att vara ett hinder för de pumpande och reglerande funktionema för hjärtat.

Muskelcellema ändrar väsentligen inte sina volymer under statiskt eller dynamiskt arbete.

Detta betyder att volymema genererade av atrierna, förmaksöronen eller ventriklarna alltid 10 l5 20 25 30 530 348 18 kommer att innehålla samma muskelvolymer. I konstruktionen av hjärtat som en AV- pump finns behov av både avslappnande och spända egenskaper fór konstruktionsmaterialet såväl som behov för energiresurser. Muskelcellernas arbetssätt kan, med stöd från hjärtats omgivningar och tryckgradienter, uppfylla dessa behov.

Detaljerad beskrivning av ñg. 3 illustrerande arkitekturen för tillståndsvolymmodellen (SSM), varvid genom användning av AV-pumpen som deplacementspurnp, alla styrande krav på hjärtat har uppfyllts: Hjärtat som en klustertillståndsmaskin beskriven av ett logiskt tillståndsdiagrarn (S1 - S7, se fig. 6), kan underuppdelas i två huvudsakliga grenar av samverkande moduler som samverkande moduler i tillståndsvolymmodellen (SSM). De samverkande maskinerna, de finita hjärtmuskeltillståndsmaskinerna och AV-pumptillståndsmaskinerna är separerade.

Den forsta spalten (Fig. 3) beskriver de finita hjärtmuskelcelltillståndsmaskinerna. Spalten börjar med ”hjärtmuskelcellkonstruktions-”modulen Demia modul beskriver konstruktionen för muskelcellerna och dess samverkan på molekylär och mikronivåer innefattande mikroledningsnäring och andra kemiska reaktioner. Nästa modul ”hjärtmuskelcellfixnktioner” i denna spalt beskriver hjärtmuskelcellfiinktionerna som konstruktionsmaterial med möjligheter att avslappnas genom förlängning, att bli stela genom statiskt arbete och skapa dynamiskt arbete genom förkortning. Denna modul innefattar också ledningssystemet. Den tredje och sista modulen i denna spalt är "muskelcelltillståndsmaskinen”, som innefattar muskelcellen med alla dess massor och funktioner. Denna modul tar hand om det faktum att en muskelcell har en väsentligen konstant volym under alla dess tillstånd och således genom förlängning blir tunnare och genom förkortning blir tjockare. Detta betyder att denna modul tar hand om arkitekturen för hjärtat för att ta hand om återarrangerandet av muskelmassorna under dess arbetande tillstånd.

Den andra spalten beskriver DeltaV-pumptillståndsmaskinen Den startar med huvudmodulen uppdelad i underrnoduler som schematiskt visar konstruktionen av hjärtat 10 15 20 25 30 530 348 19 som en geometrisk beskrivning av hjärtat i 2 och/eller 3 dimensioner. Hjärtat som en mekanisk anordning är tillverkad av en firsion av två DeltaV-pumptillståndsmaskiner som skapar höger och vänster sida av hjärtat. Höger och vänster ventrikel, RV respektive LV, är utloppsvolymer medan RA och LA som utgörs av höger och vänster atrie och förmaksöron är inloppsvolymer. Den högra och den vänstra sidan av hjärtat skapar tillsammans en tredje DeltaV-pump, hela hjärtat.

Den andra modulen i den andra spalten beskriver konstruktionema och fimktionerna för intraventrikulärt septum (IVS) som ett resultat av fusionen av de två DeltaV- pumptillståndsmaskinema genererande den tredje DeltaV-purnptillståndsmaskinen. Från en mekanisk synvinkel separerar IVS utloppsvolymema RV och LV från varandra.

Inflödesvolymerna RA och LA är separerade genom utflödesområdet för pulmonalis och aorta tillsammans med intraatriellt septum, väsentligen ett litet membran av forarnen ovalen. De samverkande rörelserna för IVS, visade genom pilar i huvudmodulen och i fig. 4D, kommer att ha stor påverkan på pump- och reglerfunktionerna för hjärta. Funktionema för IVS kommer mera detalj erat att beskrivas nedan.

Linjen som delar inloppsvolymerna från utloppsytan för pulmonalis och aorta från RV och LV bildar De1taV-kolven. Dess konstruktioner och funktioner beskrivs i den tredje modulen i den andra spalten. Anslutningama för de ventrikulära volymema till annulus fibrosis som innehåller alla fyra klaffar är sfäriska till formen. Detta gör DeltaV-kolven till en sfirisk form gjord av de yttre konturema av muskelcellvolymerna. Denna yta är väldigt stor men också till en stor utsträckning täckt av atriema och förmaksöronen. Detta arrangemang gör kolvytan bredare mot inloppsvolymema och minskar ytorna som formar DeltaV-volymerna. Dessa arrangemang är också väldigt lärnpliga som boosterarrangemang för att öka slaglängden för DeltaV-kolven genom atrie och förrnaksöronkontraktionerna, ”RA- och LA - Boost”.

Den fjärde modulen beskriver konstruktionen och funktionerna för hö ger och vänster atrium och törmaksöronens konstruktioner. Dess konstruktioner och funktioner beskrivs i detalj i presentationen av ett logiskt diskret tidsrelaterat tillståndsdiagrain nedan. 10 15 20 25 30 530 343 20 Den fjärde modulen avslutas i den femte modulen som kallas ”DeltaV- pumptillståndsmaskinen”. Denna modul består av linjer, trådramar och/eller ytnät av yttre konturer och valfritt de inre konturerna av muskelvolymemai l till 3 dimensioner.

Linjerna och trådramama och/eller ytnätet har inga muskelvolymer men kan valfritt omsluta muskelvolymerna. Dessa linjer, trådramar eller ytnät antas ha samma funktioner som hjärtmuskelcellerna och klassificeras som aktiva konturer. Denna transformation visas av pilen som pekar från modulen ”hjärtmuskelcellfirnktioner” till ”DeltaV- pumptillståndsmaskinen”. Denna funktion kan åstadkommas på grund av det faktum att hjärtmuskelcellema inte väsentligen ändrar sina volymer under passivt, statiskt eller dynamiskt arbete. Detta betyder i realiteten att modulen ”DeltaV-pumptillståndsmaskinen” åstadkomrnes från ”hjärtklustertillståndsmaskinen” genom att minska muskelcellvolymerna till noll. På detta sätt kommer mekaniken för hjärtat att stå i fokus vid undersökningarna av hjärtat. Den konstanta volymen och omarrangerandct av muskelmassoma, hj ärtklustertillståndsmaskinmodulen, kan användas för att skapa kontrollvärden speciellt när volymförändringar inuti och utanför, intill och ut från hjärtat är föremål som skall undersökas och analyseras. Dessutom kan omfördelningsmönster användas tillsammans med mekaniska funktioner för att simulera, validera och beräkna hjärtats prestanda.

Annan mekanisk samverkan med hjärtat som en klustertillståndsmaskin är ”påverkan av omgivande ytor” och ”påverkan av flöde och tryck”. Dessa två moduler kommer mer eller mindre konstant att förändra de externa och intema geometriema av hjärtat. I normala förhållanden kommer dessa moduler, tillsammans med DeltaV-funktionerna för DeltaV- kolven, att samverka för att balansera insignal och utsignal för hjärtat för att bibehålla en perfekt balans av flöde och tryck mellan det lilla och stora kretsloppssystemen.

Detaljerad beskrivning av fig. 4A-4D: För att förstå påverkan av omgivande ytor på pump- och reglerfunktionerna på hjärtat, har en modell av en hj ärtklustertillståndsmaskin (fig. 4A-4D) och modeller av DeltaV- purnptillståndsmaskinen (fig. 4A-4D) skapats.

Fig. 4A är en schematisk topografisk bild över längsaxeln skuren genom hjärtat. Notera dess position mellan bröstkorgen och ryggradens region. Fönnaksöronen med dess 10 15 20 25 30 530 348 21 apendix rundar av kanterna runt aorta och pulmonalis vid utflödesområdet. Fig. 4B är en schematísk vy av konturerna för ytorna som genererar hjärtats pumpande och reglerande funktioner. Utflödes- och inflödesorrrrådena och ldaffarna visas inte. Cirklarna är symboler för de förstklassiga hävstångsfunktionema och den lätta glidningen som det inkompressibla blodet och de glatta ytorna hos epi- och perikardiet skapar. Pilama indikerar de gemensamma krafterna, skapade av funktionerna från muskelcellerna som behövs för att balansera de hydrauliska krafterna inuti hjärtat. RA och LA betecknar höger atrium respektive vänster atrium där de böjda delarna motsvarar förrnaksöronen och volymen hos den defonnerbara fettkilen. RV, LV och IVS betecknar höger ventrikel, vänster ventrikel och intraventrikulärt septum.

Fig. 4C illustrerar atriekontraktionen som bringar den sfäriska DeltaV-kolven till toppen av hjärtat och ökar slaglängden för den följande ventrikulära kontraktionen. De stora pilarna symboliserar det starka motståndet mot rörelser vid dessa regioner.

Och slutligen visar fig. 4D den kolvliknande pumpfurrktionen hos DeltaV-kolven och demonstrerar var volymerna återflnns som genererar slagvolymerna ut från höger och vänster ventrikel. Notera att den interna DeltaV-volymen ”stjäler” volym från höger ventrikel. Ytorna i närheten av utflödesområdet visas inte men har symboliskt inkluderats.

Notera vidare de glidande rörelsema längs bröstkorgen (bröstväggen) resulterande i en fjädrande upphängning vid den apikala diafragmaytan genererad som ett resultat av behovet av motverkande krafter mot rörelsema hos DeltaV-kolven åstadkomna genom fixeringen av hj ärtsäcken till diafragman.

Genom att analysera fig. 4A-4D är det uppenbart att anta att hjärtat måste genomföra dess pumpande eller reglerande under en eller flera av dessa tre val: 1. Yttre konturförändringar och således yttre volymförändringar. 2. Konstanta yttre konturer med kolvliknande rörelser av en kolv inuti hjärtat. 3. Konstanta yttre konturer med diafragmapumpliknande rörelser för den separerande väggen IVS mellan den högra och vänstra halvan av hjärtat vilket får till följd reciprocicerande volymförändringar med pump- och/eller reglerande funktioner. 10 15 20 25 30 530 348 22 Naturen hari enlighet med SSM i fig. 3 och illustrerat i fig. 4A-4D använt sig av alla dessa tre möjligheter.

Genom sin definition har DeltaV-pumpama alltid ytor som genom rörelser av kolven kan skapa externa volymíörändringar relaterade till DeltaV-volymema. Samverkan mellan dessa volymer med kolven åstadkommer uttrycken för DeltaV-kolven och DeltaV- funktioner.

För en levande varelse omfattar kolven fyra klaffar och också utflödeskärl, aorta och Pulmonaris. Hela hj ärtkonstruktionen, inkluderande den perikardiella säcken och kärlen, är flexibel och har till viss utsträckning elastiska återfjädrande element. Hjärtats omgivningar är också flexibla bortsett från bröstkorgen ryggraden. Den starka fastsättningen av den perikardiella säcken till diafragmamuskeln och hydraulisk fastsättning till toraxväggen gör att den perikardiella säcken med hjärtat fritt kan röra sig parallellt med toraxväggen vid andning, och ha under purnpning en viktig funktion som en fjädrande upphängning som håller den totala massan inuti den perikardiella säcken i rörelse vid slutet av den ventrikulära kontraktionen. Den fiädrande upphängningen vid Apex kommer att minska slaglängden för DeltaV-kolven men kan tillsammans med andra återfj ädrande krafter, statiska och dynamiska krafter genom ökande tryckgradienter, energisätta den hydrauliska återföringen av DeltaV-kolven genom DeltaV-funktionen.

Den hydrauliska och mekaniska fastsättningen av överdelen av hjärtat och inloppskärlen till hjärtat, kommer att se till att denna yta, motsatt den apikala ytan, kommer att hållas på plats, både under atrie- och förmaksöronskontraktion såväl som vid ventrikelkontraktion.

F usionen av de två DeltaV-pumparna RV och LV skapar en gemensam vägg, det intraventrikulära septum (IVS), som kommer att fungera som en diafragmapump och verka som en dubbelreglerande enhet för att hålla höger flöde och tryck över lungcirkulationssystemet. Rörelsema hos IVS har stor diagnostisk betydelse för att visualisera statusen hos hjärtats pumpande och reglerande funktioner. 10 15 20 25 30 530 348 23 Såsom diskuterats ovan skall musklernas sätt att förtjockas, för att fokusera på mekaniken hos hjärtat, betraktas som konstanta omfórdelningar av muskelvolymer inuti slutna yttre konturer av en volym. Detta betyder att dess primära yttre konturrörelser hos IVS som åstadkommer samverkande volymiörändringar mellan ventrikelvolymema. Eftersom vanligtvis de systoliska och diastoliska trycken är högre på vänster sida av hjärtat, kommer vänster ventrikel, inkluderande IVS, att ha en síärisk form. Detta resulterar i att muskelcellema är orienterade att motstå tryckgradienterna mot höger ventrikel under ventrikelkontraktionema. Detta betyder att muskelmassan hos IVS kommer att orientera dess fórtjockning mot vänster ventrikels lumen. Med andra ord kommer det att vara rörelser av ytarean nära den högra ventrikulära volymen som förändrar volymema mellan de två ventriklarna.

Ventrikulärt septum betraktas att ha två slags rörelser. En är parallell med rörelserna av diafragma och förändrar inte volymen inuti vänster ventrikel men i viss utsträckning volymen av höger ventrikel. Den andra rörelsen hos ventrikulärt septums samverkan mellan ventriklama genom att öka slagvolymen åt ett håll medan den minskar slagvolymen åt andra hållet. Detta kommer under normala funktioner hos IVS att resultera i en väldig effektiv dubbelreglerande funktion som kommer att hålla det högra flödet och trycket över lungcirkulationssystemet.

Den längsgående rörelsen hos IVS bidrar till ett tredje volymutbyte mellan höger och vänster ventrikel (fig. 4D). Denna volym, tidigare inte känd, genererad av den sfariska kopplingen av ventrikulärt septum till AV-ringen och också i viss utsträckning genom utflödesområdet hos aorta och pulmonalis, skapar interna DeltaV-volymer som tillhör den vänstra De1taV-pumpen beskriven under SSM i fig. 3. Detta betyder att vänster ventrikel, generande den interna DeltaV-volymen (fig. 4D), under varje slag kommer att ”stjäla” från slagvolymen i höger ventrikel, i volym som kommer att återtöras under den hydrauliska återgången av DeltaV-kolven.

Atriekontraktionen kan betraktas som en boosterenhet, genererande en ökad slaglängd hos DeltaV-kolven. Kolven är på en stor yta täckt med dubbelvikta fórrnaksöron och dess skarpa muskulära kanter som kan dras tillbaka genom kontraktionen. Detta genererar 10 15 20 25 30 530 348 24 direkt en situation där ett totalt vakuum skulle uppträda om omgivningarna inte kollapsade eller om DeltaV-kolven inte skulle vara upplyft. Den senare kommer att inträffa (fig. 4C) eftersom en uppåtrörelse av DeltaV-kolven kommer att omtördela blodet och muskelvolymerna i lika volymförflyttning över och under DeltaV-kolven. Detta kommer att resultera i en mindre förändring i hastighet för alla massor inuti och utanför, till och från, hjärtat. Vid höga flödes- och hjärttalcter, och således starka krafter bakom DeltaV- funktionen, kommer den atriella kontraktionen, bortsett från att vara ett resultat av retledningssystemet, att ha mindre effekt på slagvolymen. Emedan vid hjärtfel kan den ha livsuppehållande effekter.

Enligt föreliggande uppfinning har SSM använts som en modell för att skapa en hjärttillståndsanalysator (HSA) (fig. 5). HSA kan genom mjukvara och/eller hårdvara vid varje punkt presentera aktivitet i modulema hos SSM som diskreta och/eller dynamiska tidsrelaterade tillståndsdiagrarn. En inmatningshanterare (IMM) hanterar och filtrerar all indata och kan i mera avancerade undersökningsmetoder genom att använda t.ex. kantdetekterande algoritmer och vävnadsíölj ning finna aktiva konturer och ytor som, enligt SSM, skapar de pumpande och reglerande funktionerna, och således mer eller mindre separerar muskelvolymema från dessa aktiva konturer och ytor. Denna data kan bearbetas av HSA för att skapa relaterad formation om funktionerna hos hjärtat. Dessa relationer i l, 2 och/eller 3 dimensioner kan t.ex. genom dynamiska triangelmätningar användas för att skapa enkla och snabba undersökningsmetoder, trådramar och/eller ytnätmodeller av hjärtat eller delar av hjärtat.

De aktiva konturerna av hela hj ärtcykeln har relativt mjuka och kända al gebraiska former.

Konturerna för den sfariska delen av DeltaV-kolven och konturerna för hjärtväggarna nära fastsättningen vid den perikardiella säcken är ytor där fel projiceringar på grund av rörelser (väggdistorsioner) åstadkommer stora distorsioner av viktig data. Denna data kommer vidare att vara distorderad om de inre konturerna och således muskelvolymomfördelningarna mäts. Med användningav SSM kan distorsionen av muskelvolymomfördelningarna reduceras. Om man känner till samverkan av pump- och reglerfunktionema hos hjärtat (fig. 4A-4D) kan man lättare skapa mappningspunkter, ytor, 10 15 20 25 30 580 348 25 volymer, trianguleringar etc., som kan användas för att separera falska rörelser och aktiviteter, från sanna rörelser och aktiviteter.

Detta åstadkommes genom en hjärttillståndsvalidator- (HSV) modul. På detta sätt kan händelser, rörelser, volymer och volymförändringar jämföras och valideras mellan de olika karnrama hos hjärtat och med inflödet och utflödet innefattande kranskärlsflödet in och ut från hjärtat. Dessutom kan de konstanta muskelvolymema och dess omfördelande rörelser användas för ytterligare valideringar och information bakom de samverkande pump- och reglerfunktionema.

Ett enkelt och snabbt sätt att få en bra uppfattning om de mekaniska pump- och reglerfunktionema av en individs hjärta är att med hjälp av SSM följa rörelsema hos DeltaV-kolven i höger och vänster sida av hjärtat i relation till rörelser av IVS.

För att styra, hantera och organisera verkan av HSA har ett sammankopplande hanteringssystem (IMS) (fi g. 5) skapats. Det kan också hantera ett extensivt ramverk av íntema och externa moduler använda för t.ex. registreringar, valideringar, kommunikation, databashantering, analyser, bearbetning, presentationer och simulationer.

På detta sätt kan alla randvillkor för hjärtat och dess funktioner presenteras enligt SSM.

Verkan av HSA kan också beskrivas som ett logiskt, diskrets, tidsrelaterad tillståndsdiagram. Här är ett exempel på ett sådant diagram av hjärtat enligt SSM. Av praktiska skäl kommer detta exempel att beskrivas som ett diskret tidsrelaterat tillståndsdiagrarn som enbart avser den vänstra AV-hj ärtpumpen. Naturligtvis kan samma händelser också relateras till den högra AV-hjärtpumpen. Samverkan av IVS mellan dessa två pumpar kommer hur som helst till en viss utsträckning att kommenteras eftersom denna samverkan är av stor vikt för pump- och reglerfunktionema för hjärta.

De olika tillstånden kommer nu att beskrivas i detalj särskilt med hänvisning till fig. 6.

Tillstånd 1 10 15 20 25 30 530 348 26 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 atrierna och ventriklarna, såväl som ventrikulärt septum, totalt avslappnade. 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 ventriklama väsentligen utan att störas av ventrikulärt septum.

Den totala volymen för hjärtat beror på hjärtfrelwensen 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-volymema (i första hand förrnaksöronen i atriema) bidrar inte under denna fas till någon nettokraft för att pressa AV-kolven i riktningen mot basen av hjärtat. Det är i huvudsak de direkta AV- volymerna formade genom förstoringaxna 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. 10 15 20 25 30 538 348 27 Således antar hjärtat som en AV-pump dess storlek och form i relation till det inkommande flödet och hjärtfrekvensen.

Fyllnadstrycken för höger respektive vänster hj ärthalvor bestämmer tryckgradienten över ventrikulärt septum. Tryckgradienten bestämmer formerna och positionema för ventrikulärt septum mellan höger och vänster ventriklar.

Detta tillstånd och tillstånd 2 och 3 bildar tillsammans med föregående tillstånd (vilket är tillstånd 7), förutsättningen för den dubbelreglerande fimktion som ventrikulärt septum har.

Tillstånd 2 Atriell systolisk fas.

Enligt etablerad teknik utgör atriell systolisk kontraktion och dess associerade ECG-signal startpunkten för hjärtats pumpfunktion. Tiden mellan två atriella kontraktioner betecknades som en hjärtperiod eller hjärtcykel.

Upptäckten att hjärtat arbetar som en AV-purnp implicerar att dess pump- och reglerande funktioner i huvudsak styrs av det inkommande flödet, vilket i sin tur implicerar att en beskrivning av en hjärtcykel som ett logiskt diskret tidsrelaterat tillståndsdiagram bäst beskrivs genom att starta med den långsamma AV-fasen. Av praktiska skäl och av EKG- skäl kan det vara lämpligt att starta tillståndsdiagrammet med de atriella kontraktionema.

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 livsuppehållande bidrag.

Vid låga takter och minskad rörelsemängd bakom AV-funktionerna i tillstånd 7, kommer de atriella kontraktionerna att bidra till att lyfta AV-kolven ovanför dess neutrala position i tillstånd l. Den atriella kontraktionen är en snabb aktivitet. De hydrauliska fastsättningarna för atrierna och dess förmaksöron vid perikardiet och till den sfariska 10 15 20 25 30 530 348 28 delen av AV-kolven, skapar vid atriella kontraktioner en neddragande glidande rörelse högst upp på den relaxerande och formbara AV-kolven och längs den perikardiella säcken.

Detta kommer att skapa en hydraulisk energi som tvingar AV-kolven i en riktning mot toppen av hjärtat. Under kontraktionen kommer en omfördelning av blodvolymen mellan atrierna och ventriklarna att ske vid ett minimum av externa och interna accelerationer av massor. Dragningen av AV-kolven till toppen av hjärtat underlättas av snabba atriella kontraktioner eftersom rörelsemängden mot rörelsen för de inre och yttre massorna då är stor. Eftersom den totala volymen för hjärtat är relativt konstant under den atriella kontraktionen resulterar de glidande rörelserna för AV-kolven mot den perikardiella säcken endast i en omfördelning av blodet mellan atrierna och ventriklarna. De enda ytorna som kan generera ett behov av externa inflödesvolymer vid atriellt systole är utflödesorrirâdena för T-pulmonaris och aorta. Dessa ytor kan generera både direkta och indirekta AV-volymer. Vid atriell kontraktion finns ett inflöde till höger atriuin men vanligtvis finns ett mindre backflöde från vänster atrium. Detta är mest sannolikt beroende på små kompliansvolymer i pulmonalvenema och det faktum att vänster förmaksöra är inklämt mellan AV-kolven och lungvenerna och således vidgar venerna vid tillbakadragande kontraktion, Vid stora flöden och höga hjärttakter, med stor rörelsemängd bakom den snabba återgången av AV-kolven, tvingar flödesdynamiken bakom AV-hjärtpump-funktionerna AV-kolven att passera dess neutrala position. Rollen för den långsamma AV-fasen för att bringa hjärtat till en AV-pump av full storlek minskas, på grund av de stora dynamiska krafterna och en bakgrund av statiska krafter som kan hålla hjärtat i full storlek. Den atriella kontraktionen kan mer eller mindre inte bidraga till någon ytterligare 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 10 15 20 25 30 530 348 29 mekanisk förklaring till den atriella kontraktionen och iörmaksöronens roll för ptnnpfunlctionen.

Det förklarar också varför inflödet till hjärtat kan fortsätta trots pågående atriella kontraktionen Efter atriellt systole följer den ventrikulära systoliska utdrivningsfasen, här uppdelad i tre tillstånd. Eftersom trycket under denna fas vanligtvis är mycket högre i vänster ventrikel, kan vänster ventrikel betraktas som att vara en separat AV-pump som arbetar tillsammans med AV-hj ärtpumpen.

Tillstånd 3 Presystolisk volym till spänningsfas Efter den atriella kontraktionen börjar retledningssystemet, efter en viss AV-tördröjning, i synkroniserad ordning, att depolarisera muskelceller i ventriklama. Vid tillstånd 3 (tidigare kallad den isovolymetriska fasen), skall musklerna inte bara skapa energi för hjärtat men måste också, eftersom den utgör konstruktionsmaterialet, förstärka delarna av hjärtat, som under nästa tidsintervall kommer att vara utsatt för starka krafter.

Det ventrikulärt septum, apikala och koniska delarna av ventriklama och papillarmusklerna kommer att aktiveras först. Inom ett fåtal millisekunder därefter sprids aktiveringen till resten av hjärtat, vilket betyder de sfäriska muskulära sfmkterliknande delarna av ventriklama, 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 återgående rörelse. lnitíeringen följer ett mönster som optimerar förutsättningama för AV-kolvens rörelse mot apex. lnterventrikulära septum börjar stabiliseras för att motstå tryckgradienterna mellan de vänstra och högra ventriklama. Den vänstra vcntrikelfonneringen med interventrikulärt septum och dess anslutningar till AV-ringen och utflödesområdet för aorta, som en direkt 10 15 20 25 30 530 348 30 fortsättning på dess externa form, en intem sektor av AV-kolven, som kommer att samverka med volymema i höger ventrikel.

Den påbörjade aktiveringen av den ventrikulära hj ärtmuskeln resulterar i ökade spärmingar i hjärtmusklerna. Detta resulterar i kraftvektorer som genom konstruktionen både vill förtränga gapet mellan AV-kolven och den apikala diafragmaregionen för hjärtat och också generera tryckgradienten mot de inneslutna blodvolymerna. Spänningen kommer att skapa en rörelse i områdena där motståndet mot rörelse är minst. De hydrauliska fastsättningama av hjärtat till perikardiet och omkringliggande vävnader skapar, som i fallet under den atriella kontraktionen, glidande rörelser för de ventrikulära musklerna längs den perikardiella säcken på grund av resistansen mot rörelsen för de inre och yttre massorna är stora. En intern omfördelning åstadkommes av blodvolymen mellan atrierna och ventriklarna men i omvänd riktning, resulterande i stängning av klaffama med väsentligen inget backflöde.

En fortsatt nedåtdragning sker av den perifera ytan för AV-kolven som har en fast anslutning till AV-ringen och hydrauliska kopplingar till fórrnaksöron och perikardiet har en konkav form i anslutningarna till muskelmassan och den inneslutna blodvolymen.

Denna böjda form fungerar som första klassens hävarmar och kan, genom böjning och dragning, generera och motstå starka kraftgradienter. Detta kräver naturligtvis extra starka förstärkningar av cirkulärt orienterade muskulära fibrer i den vänstra ventrikeln där tryckgradientema över den ventrikulär väggen är mycket högre.

Det är i dessa böjda ytor som volymutbytena per slaglängdsenhet kommer att vara störst och det är också här och vid utflödesoniråden för aorta och T. Pulmonaris som de direkt och indirekta AV-volymema genereras. l 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 septurn avspeglar nu förhållandet mellan de statiska och dynamiska trycken på 10 15 20 25 30 530 348 31 ömse sidor av det ventrikulära septum i slutet av den atriella kontraktionen, och också hur den ventrikulära muskeln aktiverats.

Vid slutet av tillstånd 3 var volymomfördelningarna gjorda av AV-kolven, AV-klaffaina och ventrikulärt septum och den inre sektorn av AV-kolven startat att antaga formerna och spänningarna de behöver for att motstå tryckgradienterna som har genererats för att nå trycken som kommer att påbörja utflödet från de högra och vänstra ventriklarna. I normala omständigheter inträffar dessa anpassningar i balans med yttre resistans och snabba volymíörändringar och också omfattande rörelsen för AV-kolven i balans med inre snabba volymförändringar. Det mesta av de inre snabba volymíörändringama som är resultat av glidande rörelser för AV-kolven sker (fig. 4) genom inre orniördelningar av blodvolymema. Inflödet till hjärtat. lnflödet till atrierna kan fortsätta speciellt vid höga flödestakter på grund av deras avslappning speciellt i områdena där förrnaksöronen 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.

Tillstånd 3 innefattar många viktiga händelse- och tidsmarkörer tör hjärtat som en AV- pump och ventrikulärt septum som en regulator for flödet till lung- och det huvudsakliga cirkulationssystemet. Markörpunktema vid olika positioner för ventrikulärt septum, kan fungera som ett stort och känsligt tryckmembran som kärmer pågående aktiviteter som ger mycket informationer om prestandan för hjärtat och cirkulationssystemet. Denna händelse kan också övervakas genom enkla registreringsmetoder, t.ex. Apex-kardiogram.

Tillstånd 4 Progressiv spännings- och flödesfas.

Fas 4 börjar med en indexmarkering genom öppningen av aortaklaffen och slutar som en markering när aortautflödet är som störst. Under denna fas genererar rörelsen för AV- kolven en progressiv spänning och ett flöde ut och in till hjärtat. Trycket är normalt mycket 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 10 15 20 25 30 530 348 32 för positionerna avviker från formerna för positionerna innan de ventrikulära kontraktionerna, sker en volymanpassning mellan ventriklama.

Såsom en direkt fortsättning på tillstånd 3 kommer den sfåriska AV-kolven att skapa både direkta och indirekta AV-volymer. Dessa volymer, på grund av extemt motstånd och återfjädrande krafter och ökande blodtryck inuti dessa volymer, kommer att ge en nettoökning av tryckgradienterna över ytorna som producerar AV-volymerna.

Massaccelerationen kräver effekt och energi. Massoma 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 hj ärtmuskeln och massorna i hjärtats omgivning. Dessutom måste energi tillföras för interna och extema spännings- och återföringskrafterna, friktionsförlustema, som till exempel skapats genom rörelser av Aorta och T. Pulmonalis och vridande torsionskrafter för hjärtat.

Under fas 4 krävs större motkrafter för att ta AV-kolven mot apex. På grund av detta och de hydrauliska fastsättningarria av hjärtat vid den perikardiella säcken som i sin tur är hydrauliskt fastsatt vid bröstväggen, sker en ökande uppåtrörelse för den koniska delen av den ventrikulära cylindern parallellt med bröstväggen. Fenomenet kan liknas vid en vakuumkopp som kan glida på en hal yta med krafter parallella med ytan men som har hög resistans mot rätvinkliga krafter.

Naturen har fixerat den perikardiella säcken med starka anslutna vävnader till diafragmamuskeln men inte mot stemum, där säcken är mer eller mindre fixerad genom en hydraulisk koppling. Detta arrangemang undviker problem avseende andningsmekanismen.

Fixeringen av den perikardiella säcken, får på detta sätt den apikala diafragmaregionen för den perikardiella säcken att fungera som en fjädrande upphängning som resulterar i en böjning och upplyftning av Apex och diafragman mot bröstväggen. Denna upphängning kommer mer eller mindre att ta hand om alla motverkande krafter som AV-kolven skapar.

De flesta av det motverkande motståndet och återfjädrande krafterna genereras utanför den 10 15 20 25 30 530 348 33 gemensamma AV-kolven genom skapandet av AV-volymerna och dragningen och Vridningen av aorta och T. Pulmonale. De motverkande krafiema mellan AV-kolven och diafragmaarean vill separera dessa areor i båda riktningama. Dessa händelser och energier kommer att återföras till de pumpande funktionerna i följande faser. Vid hög komplians och låg resistans kommer detta tillstånd vara längre än vid låg komplians och hög resistans. Detta kan vara ett bra diagnostiskt verktyg.

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

Tillstånd S Regressiv flödes- och spänningsfas Denna fas är en direkt fortsättning på fas 4 och slutar med en markör vid stängningen av aortaklaffen. Under denna fas börjar både flödet och spänningen att avklinga i vänster ventrikel som kan betraktas som en separat AV-pump som arbetar tillsammans med AV- hjärtpumpen. Efter fas 4 börjar den avklingande rörelsen för AV-kolven. AV-volymema kommer fortfarande att var formerade även om de indirekt AV-volymerna kan återflödas genom inflöde till atrierna och förrnaksöronen. Vridningen av aortan och Pulmonalis fortsätter sålänge som det finns en nettorörelse längs bröstkorgen i riktningen mot apex.

Flödet ut genom aortan fortsätter så länge som det finns en gemensam muskulär kontraktion som kan motstå tryckgradienterna över de vänstra ventrikelväggarna som kan ske genom en första hävstångsftlnktioni den muskulära delen av AV-kolven. Denna del av AV-kolven och diafragmadelen för vänster ventrikel har externa krafter som tillsammans med trycket inuti venrikeln vill separera dessa areor från varandra. Under slutet av fasen 5 avklingar motkrafterna ovanför AV-kolven. Anledningarna till detta är delvis att accelerationen för massorna har stoppats upp och delvis att kompliansvolymerna för de inkommande venerna i atrierna och de indirekta AV-volymema specifikt belägna i förmaksöronen har börjar återfyllas. Ventriklarna, betraktade som massiva enheter, kan börja, på grund av starka återtj ädrande krafter i diafragmaarean, att återgå till den neutrala 10 15 20 25 30 530 348 34 positionen som denna area hade före fas 3. På grund av den mekaniska kopplingen resulterar denna återuppgående rörelse också i en relativ rörelse för AV-kolven, som ger möjligheter för kontinuerligt inflöde in till de atriella volymerna trots att den reella rörelsen mellan AV-kolven och apex avklingar och stannar. Dessutom finns ett avklingande tryck och flöde i aorta och i T. Pulmonalis som resulterar i att dess diametrar minskar, vilket i sin tur genom dess kontakt med atrierna och förmaksöronen ger utrymme för kontinuerligt inflöde in till den atriella cylindern. Den relativa rörelsen, men också den reella rörelsen för AV-kolven, är mest uttalad i området för utflödesöppningen för T.

Pulmonalis.

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.

Genom att genomföra mätningar under denna fas med ärmu enklare metoder såsom pulspletysmografienheter, t.ex. Apex-kardiograrn och hänföra denna data till hjärtat som en AV-hj ärtpump kommer i många fall att ge tillräcklig information om hjärtats pumpande och reglerande funktioner i ett specifikt cirkulationssystem.

Denna fas slutar av praktiska skäl med stängningen av aortaklaffen men är mitt uppe i en pågående process, vilket kommer att beskrivas vidare i tillstånd 6.

Tillstånd 6 Prediastolisk spännings- till volymfas Denna fas kallades tidigare den isovolymetriska diastoliska fasen.

Denna fas har en mekanisk verkan som löper i motsatt riktning jämfört med tillstånd 3.

Detta betyder att för att frigöra tryckgradientema i denna beskrivna region, vänster ventrikel, måste det vara en ökning av vänster ventrikelvolym. Detta kan ske utan att störa något pågående inloppsflöde till hjärtat och vid högre hjärttakter och minutvolymer lämna också möjligheter för pågående utloppsflöde. Den pågående processen i fas 5 med 10 15 20 25 30 530 348 35 minskande tryckgradienter mot omgivningarna av hjärtat är, som tidigare beskrivits, koncentrerad till de muskulära delama av AV-kolven och utflödesorrtrådet för aortan och T. Pulmonalis. Dessutom, har dessa areor tillsammans med areorna i nära anslutning till diafragma, vilket råkar vara en del av vänster ventrikel, kontraherande återfj ädrande krafter som vill separera dessa areor från varandra genom förlängning och glidande rörelser av ventrikelväggama längs bröstkorgen. Denna yta av hjärtat beskriver också det längsta avståndet mellan AV-kolven och Apex och har en väldigt stark konvex fastsättning för de ventrikulära musklerna till AV-ringen och den skarpa böj en av T. Pulmonalis.

Denna del av AV-kolven är väl täckt av de vänstra och högra törmaksöronen och behöver ett starkt stöd av muskelkraft. När detta stöd går ner, kommer dessa två areor, AV-kolven och diafragmaarean att börja separeras. Detta kommer både att leda till en minskning i spänningen som leder till interna omfördelningar av volymer och slutligen till att tricusspidalis- och mitralisklaffaxna öppnas. Denna händelse kan också övervakas genom enklare registreringsmetoder, t.ex. Apex-kardiogram.

Tillstånd 7 Snabb AV-fas.

Den snabba diastoliska återtöringsrörelsen av AV-kolven är en direkt fortsättning av fas 6.

En anpassad avspänning betyder att lagrad energi i omgivningarna, vridningen av hjärtat, kan frisläppas på ett sätt som på optimalt sätt kan bringa AV-kolven tillbaka mot toppen av hjärtat. Den anpassade avspänningen skapar en total frigörelse av de återf] ädrande krafterna som ville separera den totala AV-kolven från diafragmaarean. Detta kommer att addera energi till det inflödande blodet i riktningen mot apex. Statiska och dynamiska krafter för det inflödande blodet kommer att utöva tryck på areoma som har skapat AV- volymerna, vilket betyder AV-kolven, och kommer att skapa, genom att förflytta AV- kolven, en återfyllning av dessa areor. Rörelsen av AV-kolven skapar också en omtördelning av blodet mellan förrnaksöronen, atriet och ventriklarna och också i ett tidigt skede mellan ventriklarna genom en fram- och tillbakagående rörelse av det interventrikulära septum. De förstärkta dynamiska krafterna i riktningen mot apex kommer att reverseras genom AV-volymerna (direkta och indirekta AV-volymer) som 10 15 20 25 30 530 348 36 slutligen absorberar de statiska och dynamiska krafterna genom att fylla och pressa AV- kolven mot toppen av hjärtat. Denna påverkan betecknas som AV-funktíonen och kommer att ge AV-kolven en snabb diastolisk återgång och dynamiska krafter bakom klaffama som tillsammans med flödesparadoxen att stänga klaffama med inget backflöde. Återgången av AV-kolven kommer att resultera i en uttunning av vänster ventrikelmuskel, en rörelse som inuti hjärtat kommer att se ut som en inre peristaltisk expansionvågfront som löper från AV-kolven mot Apex.

Denna händelse kan också övervakas genom enklare registreringsmetoder, tex. Apex- kardiogram.

Vid låga frekvenser genomför AV-kolven en översvängning och en tillbakadragande rörelse. Detta är en effekt av rörelsemängdskraftema som blodet har erhållit och lagrat i en expanderande våg bakom klaffama 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.

Vid högre flöden och frekvenser kommer den långsamrna AV-fasen (tillstånd 1), den atriella systoliska fasen (tillstånd 2) och till en viss del också den tidigare delen av den presystoliska volymen till spänningsfasen (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 kontraktionsfasen (tillstånd 3). Detta illustreras schematiskt i tillståndsdiagrammet i fig. 2.

Den starka expanderande vågen och rörelsemängdskrafien 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 rörelsemängden 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 10 15 20 25 30 530 348 37 inflödet att skapa AV-funktionerna. AV-pumpama böljar öka sina slagvolymer över vad som kan beräknas genom kolvarean gånger slaglängden.

Dessa omständigheter tillämpade på AV-hj ärtpumpen 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-fasen börjar. Volymema 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 förstâtts.

I enlighet med den tredje utföringsforrnen av föreliggande uppfinning har ett grafiskt användargränssnitts- (GUI) modul enligt SSM, företrädesvis hanterat av IMS, utvecklats.

Hjärttillständsanalysatom (HSA) ) (fig. 5), har genom mjukvara och/eller hårdvara anpassats att analysera och/eller direkt on-line-transforrnera indata av någon aktivitet vid någon punkt i modulerna för SSM till diskreta och/eller dynamiska tidsrelaterade tillståndsdiagram som genom GUI grafiskt kan visas. Indata kan vara insamlardata från olika undersökningsmetoder och ytor inuti och utanför hjärtat.

Signaler som kan användas kan variera i kvalitet beroende på undersökningsverktyg och undersökta ytor. Med mindre indata kan mindre detaljerade tillståndsdiagram presenteras.

Eftersom mekaniken bakom funktionerna hos hjärtat är kända och representerade genom de samverkande modulerna i SSM kan behovet av detaljerad infonnation dramatiskt minskas. Missad väsentlig information kan läggas till under nästa hjärtslag vid samma eller en annan undersökningsyta med samma och/eller andra undersökningsmetoder. Detta betyder att olika undersökningsmetoder och undersökningsområden kan blandas för att generera mera detaljerade tillståndsdiagram ända ner till mikronivå av hjärtmuskelcell och valfritt även för cirkulationssystemet.

SSM kan grafiskt, genom GUI, beskrivas med två typer av tillståndsdiagram. Ett är klassificerat som ett diskret tidsrelaterat tillståndsdiagram. Det andra är klassificerat som ett dynamiskt tidsrelaterat tillståndsdiagram. 10 15 20 25 30 530 348 38 Diskreta tidsrelaterade tillståndsdiagram är tillståndsdiagrarri som presenterar händelser i tidsrelaterade steg. Information mellan dessa steg visas inte, Undersökningsmetoder såsom ekokardiografi kan genom t.ex. vävnadshastighetsavbildning (TV1) åstadkomma data som genom HSA och GUI i enlighet med SSM företrädesvis hanterat av IMS samtidigt kan transformeras till två diskreta samverkande tidsrelaterade tillståndsdiagram. Ett representerar ett diagram från höger sida av hjärtat och det andra representerar ett diagram från hjärtats vänstra sida. Detta illustreras i fig. 7A och 7B där den yttre ringen representerar vänster sida av hjärtat, och den inre ringen representerar höger sidan av hjärtat. Skillnaden i tid mellan de definierade tillstånden för de vänstra och högra tillståndsdiagramrnen vid vila och vid olika flöden,tryck, frekvenser, medicineringar etc. kommer att ha stort värde i utvärderingama av hj ärtfunktionerna. Eftersom de definierade tillstånden ställs in genom hastighetsspâming med hög upplösning kommer detta att vara en enkel och stabil dokumentation även vid höga belastningar, till exempel arbetstester.

Implanterbara anordningar, såsom pacemakrar, kardioverterare och defibrillatorer, kan lätt, med olika typer av sensorer, samla in fysiologiska aktiviteter, och genom en implementerad HSA transforrnera dessa till tidsrelaterade diskreta eller dynamiska tillståndsdiagram, för att analysera, kommunicera, reglera och optimera medicinska behandlingar och variabler för anordningen för att skapa tex. effektiva hjärtaktiviteter i relation till koronarflödet.

Många undersökningsmetoder har begränsningar i dess rarnhastigheter och således, vare sig man vill eller inte, de flesta funktionerna hos hjärtat är per definition presenterade som diskreta tidsrelaterade tillståndsdiagrani. Emellertid är i många fall samplingstaktema tillräckligt höga för att visa dynamiska händelser och kan således producera data som genom HSA kan avges som dynamiska tidsrelaterade tillståndsdiagrarn.

Eftersom modulerna i SSM är samverkande och denna samverkan är känd, finns det stora möjligheter att skapa samverkande tillståndsdiagrarn som grafiskt beskriver pump- och 10 15 20 25 30 530 348 39 reglerfunktionerna för hjärtat och valbart cirkulationssystemet, ned till molekylära nivåerna.

Fig. 7A-7B är exempel där, i fig. 7A två, och i fig. 7B tre, diskreta tidssamverkande tidsrelaterade tillståndsdiagrarn används for att, på ett väldigt snabbt och enkelt sätt, visa de samverkande mekaniska funktionerna mellan höger och vänster ventrikel. Zonen mellan de cirkulära tillståndsdiagrammen representerar en hel hjärtcykel som kommer att användas som ett dynamiskt tidsrelaterat tillståndsdiagram for att visa de sanna rörelserna för intraventrikulärt septum (IVS).

Fig. 8 är ett exempel där ett diskret relaterat tillståndsdiagram har överlagrats ett dynamiskt tillståndsdiagram som avser rörelserna för en punkt i DeltaV-kolven vid den laterala delen av vänster ventrikel.

Inspelningsmetoder såsom ekokardiografi, spin-CT, MRI och gammakameror kan alla användas för att visa rörelser för hela hjärtat och strukturer inuti hjärtat inkluderande flöden till och från hjärtat och hjärtats eget cirkulationssystem. Det kan också i viss utsträckning visa trycken. De kan alla presentera rörelser för hjärtat genom 2D- sektorscanning eller ramar med ramtakter av "normal bredd" på approximativt 200, 60, 30 ramtakter per minut. De kan alla göra 3D-visualiseringar med ett fokus på de kramande rörelsema för musklerna. Enligt denna 3D-visualisering krävs hög datorkapacitet, minska ramtakterna och åstadkomma låga upplösningar och inexakta beräkningar. Ändå presenterar de inte de mekaniska funktionerna hos hjärtat.

De kan detektera och visa lokala hjärtrnuskelstörningar som infarkt och ikemiska ytor, ledningsfel som leder till dyskinetiska funktioner för muskelcellerna. Detta sker med nya algoritmer såsom vävnadshastighetsavbildning (TVI) som även vid höga frekvenser kan visa muskelaktiviteter. T VI-signalerna är relativt brusokänsliga och är lämpliga insignaler för HSA för att presentera som tidsrelaterade tillståndsdiagram enligt SSM vid någon position både inuti och utanpå hjärtat. 10 15 20 25 30 530 348 40 Belastningstaktavbildning (Strain Rate Imaging, SRI) är en arman ny algoritm/metod som kan användas för att mäta deformationshastigheter i längsgående riktningar (förlängningar och förkortningar) och/eller i laterala riktningar (förtunning och förtjockning). Den senare metoden är bra på att hitta regionala defekter i musklerna men är alltför långsam och åstadkommer artefakter vid högre hjärttakter.

Enligt SSM kan muskelvolymema mer eller mindre genom IMM (fig. 5) separeras från hjärtat som en klustertillståndsmaskin för att skapa DeltaV-hjärttillståndsmaskinen (fig. 3).

Detta kommer att fokusera undersökningsmetoden på konturema som genom rörelser skapar det pumpande och reglerande funktionerna för hjärtat (fig. 4A-4D). Dessa aktiva konturer och närbelägna ytor har under hela hjärtcykeln relativt mjuka och kända former och samverkan som, genom HSA och HSV i 1-3 dimensioner, t.ex. genom mappning (beskrivet ovan), kan detekteras och användas för att beräkna och Validera händelser, volym och volymförändringar inuti och utanpå hj ärtat under hela hjärtcykeln. Volymer såsom DeltaV-volymer, fjädrande upphängningsvolymer, in- och utflödesvolymer, volym till spänning och spänning till volymer, reglerande volymer, omrörande volymer och andra volymförändringar på grund av dåligt fungerande hjärta kan kvantifieras och visas.

Mappningsmätriingar som skapar l, 2 och 3-dimensionella representationer av hjärtat enligt SSM hanterat av IMM och företrädesvis IMS (fig. 5) är väldigt lärnpliga inte bara för att presentera de mekaniska aktivitetema för pump- och reglerfimktionerna, utan kan också utvecklas till en metod som beskriver samverkan mellan pump- och reglerfunktionema för hjärtat. Detta kan till exempel göras genom dynamiska triangelmätningar med användning av en eller flera punkter på IVS och andra punkter vid höger respektive vänster DeltaV-pumpkolv och möjligen på andra konturer och ytor av RV och LV. Denna trianguleringsmetod kan vidare på samma sätt användas för att mäta omfördelande rörelser för muskelvolymema använd förtex. att jämföras med rörelser för pump- och reglerande ytor. Mappningen och trianguleringsmetoden skapande 1-3- dimensionella representationer som representerar de samverkande funktionerna för hjärtat behöver inte samma datorkraft, kan öka ramtaktema, kan producera Validerad data och kvantifiera olika typer av volymer och volymförändrirrgar. Det kan också användas för att skapa enkla och snabba undersökningsmetoder. 10 15 20 25 30 530 348 41 Alla strukturer inuti den perikardiella säcken inkluderande hjärtats eget interna cirkulationssystem är teoretiskt inkompressibla. Muskelcellernas arbetssätt genom förkortning och förtj ockning skulle med oorgariiserade kontraktíoner och relaxationer på grund av konstant volym, vid en perfekt missanpassning och motstånd (t.ex. ventrikulära fibrilleringar), leda till muskulära volymomfördelningar men inte leda till något användbart mekaniskt arbete och således reducera effektivitetstakten för energi till användbara pump- och reglerfimktioner ned till noll.

I enlighet med den fjärde utföringsformen av föreliggande uppfinning är en effektivitetstaktanalysators- (Efficient Rate Analyzer, ERA) modul skapad genom att jämföra resultatet från de mekaniska funktionerna hos hjärtat med de hjärtmuskulära omfördelningarna enligt SSM företrädesvis hanterade av IMS. Detta kan användas för att beräkna och valbart förbättra effektivitetstakten hos musklerna som konstruktionsmaterial och energikälla.

Detta kan, enligt fig. 9, göras genom att implementera IMM och moduler såsom I-ISA, HSV, ERA och GUI enligt SSM och valbart hanterat av IMS i existerande undersökningsmetoder såsom ekokardiografi, spinn-CT, MRI och gammakameror. Genom att kombinera tillståndsdiagram för mekaniska funktioner med tillståndsdiagrarn för muskulära omfördelningar, t.ex. genom triangulering, vävnadshastighetskurvor, (fig. 7B), kommer det att finnas möjlighet att beräkna och genom till exempel pacemakrar, förbättra effektivitetstakterna.

Eftersom samverkan av mekaniken bakom funktionerna för hjärtat enligt SSM är känd finns det i de flesta fall inget behov av att ha en fullständig tredimensionell undersökning.

Genom att använda den dynamiska trianguleringsmetoden i en eller flera sektorer av hjärtat speciellt med tillagda muskelomfördelningsmönster såsom i fig. 7B kommer det i många fall att skapa tillräckligt diagnostiskt bevis på mekaniska pump- och reglerfunktioner för hjärtat. Dessa arrangemang kan också användas för att skapa mindre avancerade och billigare och snabbare undersökningsmetoder såsom beskrivits ovan. 10 15 20 25 30 530 348 42 Enligt den femte föredragna utföringsforrnen av föreliggande uppfinning har en hjärttillståndsanalysator (HSA) skapats, och valbart cirkulationssystemet innefattande kranskärlssystemet (fig. 2) enligt SSM företrädesvis hanterat av IMS. Denna simulator kan användas för inlämingsändamål och simulera vilken påverkan olika typer av begränsningstillstånds förändringar kommer att ha på modulema i SSM. Detta betyder att medicinska och kirurgiska behandlingar såväl som andra faktorer som kan påverka hj årtat och cirkulationssystemet kan simuleras.

Enligt den sjätte föredragna utföringsformen av föreliggande uppfinning har ett informationssystem skapats som med referensvärden manuellt och/eller automatiskt kan stödja och förbättra analys- och simuleringsmoduler enligt SSM, företrädesvis hanterat av IMS. De kan vara väldigt användbara för att stödja vilken typ av påverkan olika medicinska och kirurgiska behandlingar kommer att ha på hjärtat och cirkulationssystemet enligt modulema för SSM. Databassystemet kan också fungera som referensstandard för t.ex. behandlingar, såväl som uppföljning av till exempel patienter (individuella dosbehandlingar), hälsovård och tränande idrottsmän.

Enligt den sjunde föredragna utföringsformen av föreliggande uppfinning har enkla undersökningsenheter skapats, såsom trycksensorer, mikrofoner, fotosensorer, oximetrar, etc., som utrustats med HSA och GUI enligt SSM, företrädesvis hanterat av IMS, kan skapa diskreta och/eller dynamiska tidsrelaterade tillståndsdiagram, som skall användas både inuti och utanpå kroppen som manuellt och/eller automatiskt, till exempel genom telemedicin, kan fungera som styranordningar för hjärtat och valbart cirkulationssystemet för en individ.

Fig. 10 är ett exempel på en blodtrycksenhet utrustad med IMM och modulerna HSA och GUI i enlighet med SSM hanterade av IMS.

Tillståndsdiagram övervakade från omgivningarna av hjärtat kommer mer eller mindre att hänvisa till funktioner hos vänster ventrikel. Ett undantag kan vara rörelsen hos det apikala diafragmadelen som troligen till viss omfattning avspeglar inflödet till höger ventrikel.

Denna sensor, företrädesvis implanterad som hastighetssensorer fastsatta på ytan av en lO 15 20 25 30 530 348 43 kropp nära apex, större artärer och kapillärer, kan slag för slag i realtid, samla in tillräcklig data för att generera tillståndsdiagrainmen som kan användas för att styra funktionerna för en individs hjärta och cirkulationssystern.

Mekaniska aktiviteter producerade av hjärtat resulterar i hydrauliskt arbete både in till och ut från hjärtat. Kompliansen och resistansen hos blodkärlen och i viss omfattning dess egna aktiviteter kommer att skapa distorsioner av de ursprungliga aktiviteterna. Genom att jämföra tidsrelaterade tillståndsdíagram genererade nära hjärtat, t.ex. genom apexkardiogram och/eller ultraljud, med tidsrelaterade tillståndsdiagram över större artärer, t.ex. trycksensorer eller mikrofoner och även på kapillämivåer (t.ex. oximetrar), kan dessa distorsioner jämförda vid vila och också vid arbete "norrnaliseras". Detta kommer att generera individuellt relaterade transfonneringsvärden som kan ha ett diagnostiskt värde avseende cirkulationssystemet, och som också kan ge nya individuella specifika tidsrelaterade tillståndsdiagram presenterade på GUI som kan ge information om de mekaniska aktiviteterna för hjärtat i enlighet med SSM.

En typisk grafisk visning av en sådan anordning skulle kunna se ut som den i fig. 7A-7B innefattande annan relaterad infonnation observerad av EKG, blodtrycksövervakníng, andning, bröstsmärtor, mjölksockerkäriningar och varningssignaler etc, Dessa tidsrelaterade tillståndsdiagram är väldigt lätta att analysera och kommunicera. Vanligt folk, intresserade av att följa upp medicinering och/eller träningseffekter, kan använda anordningar som denna för att skapa tidsrelaterade tillståndsdiagram som manuellt och/eller automatiskt, tex. via mobiltelefoner, länkas till databaser och/eller medicinska hälsocenter för Lex. utvärderingar. Eftersom det är känt att koronarflödet minskar till noll vid ventrikulärt systole, kan tidsrelaterade tillståndsdiagram också användas som ett optimerande, diagnostiskt och Varningssystem.

Volymtillstândsmodellen och alla relaterade moduler enligt föreliggande uppfinning har realiserats av datorrnjukvara och hårdvarumedel, antingen genom användning av standarddatormjukvara eller genom speciflkt utvecklad mjukvara. Informationen kan organiseras i databaser, företrädesvis i relationsdatabaser. Bearbetningsmedlet kan vara en persondator, en mikroprocessor eller en specifik dedicerad anordning. 530 348 44 Föreliggande uppfinning är inte begränsad till ovan beskrivna föredragna utfóringsforrner.

Olika altemativ, modifieringar och ekvivalenter kan användas. Därför skall ovan uttöringsforrner inte betraktas som begränsande uppfinningens omfång, vilket definieras av de bifogade patentkraven.

Claims (12)

10 15 20 25 30 530 348 45 Patentkrav

1. Tillståndsvolymmodell (SSM), är en datorberälrnad modell ägnad att representera pump- och styrfunktionerna för ett hjärta som har bestämts av en hjärtklustertillstånds- maskin simulerande hjärtat, och valbart cirkulationssystemet, för en individ, känne- tecknad av att tillståndsvolymmodellen är ägnad att transforrnera alla muskelcellfunktioner, bortsett från dess volymer, till ofullständiga och/eller fullständiga trådramar och/eller ytnätmodeller av hjärtat med påverkan av randvillkoren avseende modellen och valbart cirkulationssystemet, och att tillståndsvolymmodellen omfattar två grupper av separata samverkande tillståndsmaskiner, hj ärtmuskelcelltillståndsmaskiner och samverkan av deplacementpurnptillståndsmaskiner.

2. Tillståndsvolymmodell enligt krav 1, varvid deplacementpumptillståndsmaskinema innefattar en intraventrikulär septum (IVS) tillståndsmaskin.

3. Tillståndsvolymmodell enligt krav 1, varvid deplacementpumptillståndsmaskinema innefattar maskinerna DeltaV-pumptillståndsmaskiner (DPSM).

4. Tillståndsvolymmodell enligt krav 1, varvid hjärtrnuskelcelltillståndsmaskinerna omfattar en huvudmodul som beskriver konstruktionen och randvillkoren för en arbetande hjärtmuskelcell och dess samverkan på molekylär och mikronivåer; med en intern modul, som lämnar muskelcellvolymerna utanför, beskrivande hjärtmuskelcellftlnktionema på molekylär och mikronivå innefattande ledningssystemen som konstruktionsmateríal och energikälla med möjligheter att relaxeras genom förlängning, bli stel genom statiskt arbete och skapa dynamiskt arbete genom förkortning, för att överföras till konturer och ytor bestämda av deplacementpumptillståndsmaskinerna.

5. Tillståndsvolymmodell enligt krav 1, varvid deplacementpumptillståndsmaskinema omfattar en huvudmodul uppdelad i submoduler schematiskt visande konstruktionen av hjärtat som en geometrisk beskrivning av hjärtat i två och/eller tre dimensioner som en mekanisk anordning gjord av en fusion av två dep1acementpumptillståndsmaskiner, t.ex. DeltaV-pumptillståndsmaskiner, skapande höger och vänster sida av hjärtat. 10 15 20 25 30 530 348 46

6. Tillståndsvolymmodell enligt krav 5, varvid deplacementpumptillståndsmaskinerna vidare omfattar en intraventriklär septummodul (IVS) beskrivande konstruktionerna och funktionema för intraventrikulärt septum som ett resultat av fusionen av de två deplacementpumptillståndsmaskinerna genererande den tredje deplacementpumptillståndsmaskinen; en De1taV-kolv(DVP) modul beskrivande konstruktionen och funktionen hos DeltaV-kolven; en RA-LA-konstruktionsmodul beskrivande konstruktionen och funktionerna för höger och vänster atrium och förrnaksöronkonstruktionerna, och en deplacementtillståndsmaskinmodul bestående av linjer, trådramar och/eller ytnät av yttre konturer och valbart inre konturer av muskelvolymerna i en, två eller tre dimensioner.

7. Tillståndsvolymmodell enligt något av föregående krav, varvid SSM är analyserad av en hjärttillståndsanalysator (HSA) som kan presentera dessa relaterade data som t.ex. diskreta och/eller dynamiska tillståndsdiagrarn, valbart hanterade och organiserade av ett sammankopplande hanteringssystem (IMS).

8. Tillståndsvolymmodell enligt något av föregående krav, varvid ett grañskt användargränssnitt- (GUI) modul grafiskt presenterar t.ex. en eller flera samverkande diskreta och/eller dynamiska tidsrelaterade tillståndsdiagrarn, valbart hanterade och organiserade av ett sammankopplande hanteringssystem (IMS), erhållet av (HSA) beskrivande de pumpande och reglerande funktionerna för hjärtat, och valbart cirkulationssystemet.

9. Tillståndsvolymmodell enligt något av föregående krav, varvid en effektivitetstaktsanalysator (ERA) modul är kopplad till SSM, valbart hanterad och organiserad av ett sammankopplande hanteringssystem (IMS) för att jämföra resultatet av de mekaniska funktionerna hos hjärtat med hjärtmuskelomfördelningarna erhållna från SSM, ERA används företrädesvis för att presentera och valbart förbättra den effektiva takten av musklerna som konstruktionsmaterial och energikälla.

10. Tillståndsvolymmodell enligt något av föregående krav, varvid en hjärttillståndssimulator (HSS) är kopplad till SSM för inlärningsändamål och för att 10 530 348 47 simulera påverkan från olika typer av randvillkorsfórändringar kan ha på modulema i SSM, valbart hanterade och organiserade av ett samverkande hanteringsssystem (IMS.

11. Tillståndsvolymmodell enligt kraven 7 och 8, varvid SSM är arrangerad i en enkel undersökningsanordning, till exempel en trycksensor, en mikrofon, en fotosensor eller en oximeter, som också innefattar HSA och GUI, för att skapa relaterad data, till exempel diskreta och/eller dynamiska tidsrelaterade tillståndsdiagram.

12. Tillståndsvolymmodell enligt krav 7, använd for att skapa snabba och enkla undersökningsmetoder i en, två och/eller tre dimensioner genom mappning av samverkande punkter, konturer och/eller ytor relaterade till pump- och reglerfunktioner för hjärtat, tex. genom dynamisk trianguleringsmätningar beräknade av HSA enligt SSM, valbart hanterade och organiserade av ett samverkande hanteringssystem (IMS).