状态机用户和验证接口系统的制作方法

专利名称：状态机用户和验证接口系统的制作方法
技术领域：
本发明涉及根据所附独立权利要求前序部分的状态机接口系统。
背景技术：
为了全面理解本发明的所有方面，将在下文中给出本发明背景的精确描述。近年来已对心脏的泵血功能进行了不同的描述。讨论主要集中在心脏是利用挤压 运动泵血还是作为压力抽吸泵进行工作。1986年提出的关于心脏泵血和调节功能的理论 导致一种新泵的出现，即所谓的动态排量泵(ΔΥ泵)。已经证明，此技术中的泵与自然心 脏具有相同的特性，例如受流入控制、在高速率和流动下静态充盈压不增加、瓣闭合而无返 流、以及通过搏动流出产生连续流入的能力。根据此理论，主要是球面AV活塞(AV活塞) 的纵向运动有助于心脏的泵血功能。如在上述国际专利申请中详述，，心脏是一种根据其内 部和外部边界条件工作的心肌状态机和△ V泵状态机的簇状态机。心搏周期能够被分成六个主要时相，这会产生六个过渡区，所述过渡区会受到作 为上述簇状态机的心脏边界条件的影响。从机械观点来看，各时相之间的过渡区是最关注 的时间间隔，因为其信息或多或少是在前时相的产物。将心脏功能分成六个主要时相并且 获知它们最佳功能的边界条件能够更容易地观察并理解心脏何时、何地、为何、如何改变其 功能。Δ V泵的泵血和流入调节功能的技术AV泵的重要功能之一是其Δ V功能，该功能可被分成直接和间接AV功能。直接 AV功能可以产生、存储以及吸收进入心脏、心脏内部和外部的能量并且将这些能量转换成 ΔV活塞在心脏舒张期返回心脏基部(顶部)的液压。间接△ V功能创建可将心脏从一个 时相桥接至另一个时相的环境，这样使得心脏在正常条件下以完全动态的方式进行泵血和 调节。ΔV泵的内在机制以及在各种条件下使其功能达到最佳的附加特性将逐步地被转换 成心脏功能，而心脏功能可认为是最精密的Δ V泵。通过Δ V泵的示意性刚性模型来解释 第一步骤及其限制。通过人工挠性△ V泵来描述和展现具有较少限制的第二步骤。将通过 心脏的可信模型来描述第三步骤，该步骤适应所有其他的良好可行性并且还降低了附加调 节功能具有的限制。最后，尤其作为本发明的观点，通过从经良好训练的、正常的、缺血的以 及协同失调(dyssynchoronic)的对象的组织速度成像(TVI)获得的可信值将呈现为新颖 的状态图以及反映由心肌产生的协联曲线(cam-curve)结构的趋势曲线结构)。描沭为刚件示意樽型的AV泵Δ V泵为活塞泵。活塞式设计使得该泵为Δ V泵。从现在起，机械Δ V泵的活塞 将被表示为Δ V活塞并在涉及心脏时被表示为AV活塞。普通的活塞设计可结合图Ia-If进行如下描述。△ V活塞具有上部面积(U)和下部面积(1)，下部面积包括具有一个或多个 止回阀(tm)的普通阀面积，其与两个圆柱体(cl < c2) 一起将内部封闭体积分成入口隔室 (A)和出口隔室(V)。另外，上部面积(u)的外围与泵的外部体积直接接触。该面积被表示 为泵的直接AV面积(AVa)。该理论模型具有恒定的圆柱体直径和活塞面积。未示出活塞 的驱动装置。活塞的线性运动于是将产生进入泵、泵内部以及离开泵的线性体积变化，并且 通过外围Δ V面积的外部体积变化将被表示为直接Δ V体积(AVv)。这种表示的理由将在 下文中变得显见。在排送冲程长度(s)期间，泵的流入量将为(l*s-AVa*S)，并且通过出 口阀(Pa)的流出量将为(l*s)，这是因为上部(U)面积和下部(1)面积是相等的(参见图 lb)。盲接Δ V功能在排送相期间，ΔΥ活塞通过直接AV面积产生直接AV体积，而在其反向运动期 间可进行重新充盈。产生活塞返回以及控制自动调节功能的重新充盈过程(参见图Ic)被 称为直接Δν功能，其在图Ic中标记为dAVf。可以通过例如排送相期间由AV面积的运 动产生的外部回弹力和/或由ΔV活塞的全部面积产生的动力和静力来完成活塞的返回。 在前一情况下，回弹力必须将能量转换成活塞的返回以及泵的持续流入。在后一情况下，进 入泵及泵内流体的动力和静力将会把能量转换成活塞的返回以及与Δν面积相关联的质 量的运动。显见，如果与需重新充盈的直接ΔΥ体积相比进入泵的流量较少，那么AV活塞 的返回速度将较低。这实现了 Δ V泵的自动调节功能。有利于△ V泵动态特性的不对称时移工作。工作良好的泵应该具有尽可能平稳和恒定的流入。理论上讲，将其冲程体积的 50%作为直接ΔΥ体积的Δ V体积将会适于产生进入泵的恒定流入。然而，产生瞬时的往 复运动、加速和减速却是不可能的(参见图Id)。这一问题可通过以下方式来处理为泵周 期的排送期增加更多的时间并因此减少活塞液压返回的时间。目前△ V体积不得不根据活塞的排送和返回期之间的时间差而减少，以便能够产 生连续的入流。必须增加的排送期时间取决于活塞的加速和减速期。延长的排送期具有另 一个良好特性，即其延长了质量进入泵、泵内、离开泵的加速时间。文丘里效应有利于泵的动态特性。如果阀(tm)和(pa)被返流关闭，那么进入和流出泵的流体将会受到干扰并且减 少。在示意性刚性模型中，这可通过如下方式来避免保持进入泵、泵内部以及流出泵的动 能尽可能到排送相结束。与花园泵一样，这将会产生文丘里效应，该效应可在能量降低以及 来自活塞的驱动力机械性降低期间保持流体流入泵、在泵内以及流出泵。在排送相结束时， 进入泵的流体具有两种流动方式。一种方式为根据文丘里效应而流出泵。另一种方式为通 过迫使ΔV活塞泵返回以重新充盈直接ΔV体积。由于流出泵的压力高于流入泵的压力，因此流出泵的流量与流入泵的流量相比将 下降较快。流入泵和流出泵之间的流量差可用于使活塞返回(参见图Ie和If)。协联ft线结构是优,化泵云力杰特+牛的实际积j戒解决方案。在机械方面，可制作具有较长步进的排送相以及陡峭的返流相的合适协联曲线结 构，以便在排送相期间将能量转换给ΔV活塞并且在其液压返回期间将活塞与能量断开。 可优化协联曲线结构，以便将进入泵、泵内以及流出泵的流体和动能保持到排送相结束，从而产生可能最佳的文丘里效应，由此可产生实际的动力源。在具有不对称驱动源以及平衡 良好的直接△ V体积的高流速和频率下，流出阀(Pa)不必在即将进行下一次排送相之前关 闭。在这种情况下入口阀(tm)也将跟随通过泵的流体而关闭。刚件Δ V泵构造的局限件在低流速和频率下，入口阀和出口阀均将被返流关闭。在排送相开始时，大AVS 塞面积的较小运动将在入口阀上产生返流，而该返流不能被小阀门面积的相同运动补偿。 这将干扰泵的流入。在排送相期间的快速加速会阻塞入口管。流出阀的关闭将产生返流， 该返流会在入口阀打开之前使活塞返回。这将严重干扰AV活塞的充盈和液压返回。这意 味着活塞运动的过渡相需要通过其他安排、间接AV功能进行补偿，以便保持AV泵的动态 特性，在低流速和频率的情况下更是如此。桡件AV泵构诰可产牛间梓ANXtimAaim AV体积、桡件能量传递以及@作用 回弹中止(resilient suspension)。挠性Δ V泵构造可借助Δ V活塞通过间接Δ V面积的运动产生间接Δ V体积，该 体积与泵的流入隔室或心脏的房间隔相关。它也可产生像心肌一样的挠性能量传递。但由 于施加驱动力，它不可能像心脏那样容易地产生心室体积的回弹中止，这种回弹中止通过 产生心室体积的相对运动并抵消相对活塞的运动来改善心脏的充盈。作为替代，已提高挠 性能量传递来匹配该功能。间接△V功能以及体积至张力相和张力至体积相除了直接AV功能、不对称时移以及所述的文丘里效应之外，挠性AV泵构造还具 有其他的独特的可能性以产生任何速率和频率下的连续流入。为了实现与心脏相同的这些 特征，ΔΥ泵必须由圆柱体制成并且ΔΥ活塞的整体或部分是由嵌入在挠性包裹物内的挠 性材料制成。除了直接Δ V体积之外，这些构造还产生与泵的流入隔室相关的外部体积变 化，并且就心脏而言，其通过下文描述的回弹中止还产生与其流出隔室相关的外部体积变 化。这些产生的并且对AV活塞的往复运动具有影响的体积变化被称为间接AV体积和间 接Δν功能。在AV活塞运动的两个过渡相(被称为体积至张力相以及张力至体积相)期 间，它们可通过存储以及释放能量和体积来平滑并保持进入泵的流量。图2示出了人工挠性Δ V泵，其具有两个挠性球室(A)和(V)，这两个球室可用作 泵的流入和流出隔室。球室通过阀(tm)彼此相连，该阀门用作流出口隔室(V)的入口阀， 其中出口隔室也装配有出口阀(ap)。将轻质推进板(P)安装到两个球室之间的入口阀(tm) 处，以便能够将能量通过抽吸传递给流入球室(A)以及通过压缩传递给流出球室(V)。推 进板具有球形表面积，该面积在流出球室的压缩期间产生滚压膜功能。在推进板的同一运 动期间，流入球室将通过属于围绕泵的壳体(H)的球形面积而得到减压。经受单一作用力 的杆(R)将能量传递给推进板，推进板同时压缩流出球室并减压流出球室。这将产生尺寸 变化的上部球形活塞面积(U)和下部球形活塞面积(L)以及两个直径变化的圆柱体功能。 这两个面积之间的差(L)-(U)将成为直接△ V面积，该面积通过运动产生如前文在示意性 的Δ V泵图的例子中描述的直接AV体积。由于泵包封在充满气体体积的密封壳体内，因 此ΔV面积将通过活塞的运动在此填充空气的体积内产生压力变化。在排送相期间，离开 泵的液体将多于进入泵的液体。此差值的产生不仅在于直接ΔV体积的产生而且在于与整 个流入球室或心房的外部体积变化相关联的间接△ V体积的产生。如果压力控制阀(PCV)关闭，那么此体积差将导致壳体内的空气减压。空气的减压将起到存储回弹力的作用。流出球室的压缩以及将液体排出将还会同时导致流入球室的径向膨胀以及体积 增大。此体积膨胀可通过增加流入泵的流量来进行充盈或者可由于以下原因而被压缩增 加流入泵的流量所需的抽吸力大于流入球室外部的减压力。压缩流入球室还将与直接AV 体积的连续产生一起来增加壳体内部的空气减压。这将持续直至减压力与增加流入心脏所 需的力达到平衡。一旦流入泵的液体已得到加速并且消除了由ΔV活塞完成的流入球室的 径向体积膨胀，间接△V体积内在的减压力或回弹力就可释放能量并且通过径向膨胀来充 盈流入球室。这些吸收和释放能量的外部体积变化可用于平滑流入泵的流体(尤其是在其 过渡相期间)并且被称为间接AV功能。其他的机械装置可吸收和释放能量以使流入平稳 并且可桥接排送相结束时活塞的缓慢和无速率时间，这些装置是通过心室体积的挠性能量 传递以及回弹中止来实现的。最终装置仅由按照挠性ΔΥ泵分析心脏而被证实。挠件功率传递。挠性功率传递，其作为间接△ V功能的一部分，可用于在排送相结束时吸收和释 放能量，以便保持流入泵、泵内以及流出泵的流体并由此支持排送相结束时的文丘里效应。 在人工挠性△ V泵中，能量以弹性反冲力存储在聚氨酯流出腔室的壁内，所述壁从产生直 接ΔV体积的面积延伸出来。存储的能量能够在腔室内的压力开始降低时释放。这将直接 支持泵的流出，而且还通过腔室周围的减压空气间接支持泵的流入。按照这种方式，将如下 所述得到与心脏的回弹中止相似的效果。这将会保持流入和流出泵的动能，但AV活塞的 真实运动在其过渡区处变慢。这将与流出管的流动特性一起有助于文丘里效应并且使泵处 于良好的动态模式。在低流速和频率下，在挠性能量传递中存储回弹力的剩余部分可在功 率源的机械性释放之后支持活塞快速返回，以便产生体积膨胀来处理关闭流出阀的返流以 及打开流入阀的体积。流体流入泵、在泵内以及流出泵的加速、运动和压力中涉及到的所有力，包括所有 的弹性回缩力，在推进板和覆盖泵的硬质外罩之间是平衡的。挠性聚氨酯膜腔室使得泵可 以进行挠性能量传递。由肌肉细胞组成和驱使的心脏在心肌构造内部具有其挠性能量传 递，而且在心肌尖隔膜区域回弹力中止。回弹中止。和硬质外罩不同的是，泵外的弹性中止可用于产生、积累和释放活塞运动的反作 用力。这是另一种存储能量以改善并平滑泵的入流的方法，尤其在ΔV活塞在排送相结束 和返回相开始时停止运动的情况下。因而弹性中止也是间接△ V功能中的另一种机械功 能。这种特殊功能很难用人工设备来完成和证明，但却可以通过观察自然心脏的运动而轻 易找出和证明。与心脏相比，挠性Δ V构造的局限性主要在于其驱动线和外部驱动力。它不能像 心脏那样产生“减速效应(gear down effect) ”，而这将在下文进一步的描述。心脏的理论模型为了理解心脏和人工挠性AV泵之间的相似性，需要对构造差异进行简述。心脏 的功能也将关于心搏周期中心脏所通过的主要时相而被设置。最后，来自良好训练的、正常 的、缺血的和协同失调对象的可信TVI (组织速度成像)值被呈现为新颖的状态图和趋势或 协联曲线反映结构。
作为盲接AV容积的部分的流出道。心脏可被认为是两个A V泵的融合，这两个泵拥有一个公共AV活塞，还带有由如 图3a_3d所示的右心房和心室以及左心房和心室的外轮廓形成的进口间隔和出口间隔。这 两个泵以挠性方式密封，但是心包鞘却不是很有伸展性。所有如上描述的A V泵都只是描述了作为A V活塞的一部分的入口瓣。心脏也有 其出口瓣以及连接到活塞区域的肺干和主动脉的出口血管。从图4中可以看出，右室附至 作为左室一部分的IVS的强健肌肉。这将使右侧在短轴平面的横截面视图中具有月形形 状。以这种方式，IVS将作为公共AV活塞的左、右心室运动的动力源。可以理解的是，在排 送相期间，作为活塞面积剩余部分的流出面积的运动(参见图5和6)会促使冲程-容积流 出心脏。取代在逆向运动中这些区域产生容积的心室流入模式是十分复杂的，但是对于作 为AV泵的心脏是十分适合的。由于AV活塞和出口血管的连接不直接接触流入隔室，所以 AV活塞的流出面积位于出口瓣的上方。流出血管以特定角度附至AV活塞。他们的运动位 于活塞之上但仍在心包鞘内，其一部分被心房的心耳和它们的附属物所覆盖，而且以这种 方式产生与心脏入口容积的非直接接触。在AV活塞返回过程中，这些流出面积，除了重新 分配心房和心室之间的容积之外，还作为直接A V容积的其余部分，需要外部流入来使心 脏再次充盈。以这种方式，流出面积将作为直接A V面积的一部分，并且作为创建AV活塞 液压返回的直接AV功能的一部分。在低流速和频率下，且文丘里效应较小或没有时，将由返流完成肺干和主动脉内 的瓣的关闭。该返流是心室内的静压低于血管内的静压的结果。这意味着，心肌不再有足 够的力量来产生能够经受返流产生的压力的力矢量。返流尤其会导致心脏的左侧在AV活 塞左侧心室部分很短的扩张和返回运动中具有更高的舒张压。一旦流出瓣关闭，扩张力就 降低。在下文中描述的其他力这时将参与AV活塞返回，使心脏为新的心搏周期做好准备。室间隔(IVS)的调节功能心脏的右侧和左侧产生公共AV活塞。公共AV活塞有一个公共中心平坦区，以及 涵盖所有四个瓣的环形纤维环。公共AV活塞的球形区域在很大程度上由心耳和它们的附 属物所覆盖的，这些附属物属于心房容积并且如示意图3a所示是可扩展和可变形的厚隆 线(楔)。IVS可以视作左室的一部分，而且具有除去主动脉流出道之外入口瓣的二尖瓣环 到左室的球形连接。球形连接于是将成为左室AV活塞的一部分，这个活塞通过与公共AV 活塞的附着支持右室活塞的运动，并还将产生属于左室的内部AV容积(参见图3d)。IVS 也可以作为两心室之间产生的压力梯度的平衡力。IVS在它的松弛相期间将作为压力和进入所有心脏隔室的血流之间的调节物，从 而使心脏在这一时间段内像由流入所控制的公共大AV泵一样动作。在收缩相的开始，心 脏的运动和其他功能一起将在心室之间转化容积，以保持肺丛和主要循环系统中适当的血 流和压力。IVS也将和剩余的心室肌共同促使肺干和主动脉的弯曲和开解，而这可以是心脏 旋转运动的原因之一。反作用性回弹中止心脏不具有硬质外壳，用以由推压板来完成支持推送和压缩力。相反地，由牵引力 驱动的心脏具有基部，它位于心脏上部，经心包囊和流入血管由结缔组织牢固的固定在周围组织上，使得基部抗心脏运动。心尖隔区几乎一半由右室形成，另一半则由左室形成。这 个区域有肌腱样的固定装置，通过心包囊固定挠性可移动隔膜。心脏进一步地通过右室的 大表面积(包括它的流出道和左室前壁和隔膜的一些面积)，通过心包囊密闭但非固定接 触胸骨。这种密闭接触将作为心脏到胸骨的液压接合，从而使心脏可以平行于胸骨滑动和 旋转，但并不离开胸骨。由于隔膜在呼吸周期中有几厘米的移动，因此这是十分适宜的构 造。如MRI图片中所见(参见图5和图6)，由右室和左室收缩对AV活塞的牵拉将在流出血 管内产生张力，这种张力可与由隔膜区域的提升和伸拉产生的反作用力相匹配。隔膜区域 的这种提升在心尖区域将短于更靠近心房区域的提升，因为它到隔膜自身对胸骨的球形固 定的距离要比到心尖区域的短。这将导致心室收缩时左室对右室的轻微倾斜。从图7中也 可以发现，由机械力产生的肺干张力的紧张度会使心脏绕着主动脉根扭动。像在直接和间 接A V容积以及心房和其心耳在被血液伸展并充盈的环境中所产生的回弹力一样，在AV活 塞之上产生的其他力也需要反作用力。这些力可以由心脏至隔膜区域的固定产生并吸收。 值得注意的是，在心室及其肌肉内部的张力在心室收缩期间并不需要任何外部反作用力， 虽然这些力由心室内部产生的压力来平衡。回弹中止将缩短导致提升功能的所述区域内AV活塞的收缩冲程长度。这些区域 尤其位于肺干和主动脉的流出道，以及它们与IVS和AV活塞的连接处。AV活塞缩短的运动 并不降低流出泵的总的冲程容积，因为容积由左室对右室倾斜时(参见图3d)出现的容积 漂移补偿。这将增加流出右室的冲程容积，但将由IVS至A V活塞的球形连接产生属于左 室的内部A V容积来补偿(参见图3d)。弹性中止与上部回弹力相平衡在收缩相期间，弹性中止吸收能量并将其部分存储并以回弹力的形式释放。当右 侧和左侧AV活塞的运动开始减退并且由运动AV活塞产生的流入的静力和动力超过容积扩 张时，间接AV容积就能开始释放他们存储的能量并被再次充盈。这将会降低那些容积后 面的回弹力。而这种流入，或者即使在高速返流的情况下，也将降低作用在仍被加压的AV 活塞的上部面积的力。这会导致弹性中止将开始更远一些地牵拉包括AV活塞的仍在收缩 的心室，并由此扩展入口隔室。以这种方式，弹性中止和位于AV活塞之上的回弹力相平衡， 并在公共AV活塞的右侧和左侧的真正运动为零或接近零时可以保持并改善流入的动力学 特性。这将持续直到心室舒张过程开始以及A V功能和其他单独的力和容积充满过程 开始。上述持续对于心脏的右侧来说是关键特性，因为心脏的右侧正在极低的静息灌注压 下工作，这意味着没有很多存储能量能够补偿动力的异常，而这种异常会立即对心脏的灌
注产生影响。心室舒张过程，张力至容积相和迅速△ V功能相心肌细胞收缩力的释放或舒张，除时间外，还依赖于伸长力。更强的心室分离力在 舒张时将加速舒张过程。一旦在肌肉内部包括张力在内的收缩力变得比分离AV活塞与心 尖的两个反作用力还要弱时，将出现真正的肌细胞的舒张和伸长。这两个反作用力可表示 为由直接AV功能造成的上部和下部的回弹力和分离力。上部回弹力由直接和间接AV容 积后面的回弹力以及与心房和流出血管相关的其他回弹力组成。下部的力与弹性中止以及 与涉及心脏的圆锥心室部分的其他回弹力相关。为直接AV功能供能的动力和静力将取决
8于存储的能量和心脏的动力学特性以不同的方式促进分离过程。因为在低速流入心脏或者 在文丘里效应低或没有时，由于在排送相内没有时间来释放心室肌内的张力，这个时间将 被转化为舒张过程。为A V功能供能的动能和心室的分离过程将被减少。在这种情况下，将 张力转化为容积的其他分离力将变得更为主导，为流入心脏、心脏内增加能量，扩张心室， 迫使活塞回复。被称为张力到容积相的舒张过程，将会根据流体动力学原理以这种方式而 得到延长。在高速流动和频率下，流出心脏的文丘里效应将给予更多的动态流动以及更多 的时间和力用以在排送相期间释放肌肉中的张力，而且会以强分离力和快速有力AV功能 产生AV功能后的强力。这个时相被称为快速AV功能相。慢谏AV功能相心脏的形状像个鸡蛋，并且在球状AV活塞附于心脏更圆锥部分处的直径最大。球 WAV活塞有相当大的面积被容积和质量所覆盖的，这些容积和质量在AV活塞之上和之下 以基本相同的静态灌注压增压，并由此不创建能够移动活塞的静力。球状AV活塞未被覆 盖的面积，即直接AV功能面积，作为心脏静态灌注条件下所有外轮廓的其余部分，将会在 基本相等的静态压力下被增压。这将导致变宽的心脏蛋形形状，该形状在快速AV功能相 结束时由于低速流入和补偿机制(现正描述)而变得更窄。在心脏变宽期间，AV活塞也会 增宽，但不一定会增加它和心尖之间的距离。在这一时相期间的运动(被称为慢速AV功 能相)与作用在其上部和下部区域的力相平衡。流入和心脏增宽能够持续直到心脏增宽受 到挠性但非很有伸展性的心包囊的限制。在人工泵中，存在一个反馈系统，即取决于例如中 心静脉压增加或降低心脏频率的班布里奇反射。慢速AV功能相可以延迟下一时相的开始 点，下一时相在自然心脏中是心房收缩相。这一时相和心房收缩相导致活塞的面积和冲程 长度将被优化，由此得到良好适应心肌力和排送速度的流入和冲程容积。这将固定流出心 脏的可以产生文丘里效应和动力学条件的血流，由此甚至在低流速和频率下仍可以利用在 排送相期间心室肌肉内的张力，并使得张力至容积相尽可能的短。分离力由于在排送相期 间的低流速而会降低，但会在心房与直接AV容积相连的容积周围由间接AV容积的增加 来补偿。间接AV容积的再次充盈，或者通过上述的能量对入流心脏的连续再传递，或者通 过被再次充盈的强烈流入，产生低的静态压力。这减少了在分离力后的力，并且在心肌内的 张力没有减少到比由反作用弹性力施加的分离力低时也将延长张力相至容积相。这一旦发 生，这些在快速A V功能相开始阶段的力能够使AV活塞和隔膜区分离，并将为流入心脏和 心脏内部增加能量，这将和剩余的回弹力一起促使活塞不断返回到更窄的心脏鸡形形状。 新的慢速A V时相可以开始并等待直到心脏已由再次充盈而被充分扩张。这一旦完成，班 布里奇反射就能启动新的心搏周期。这使得心脏对流入非常敏感。心房收缩相一旦心脏和AV活塞在扩张的心包囊内部达到它们的最大尺寸和中间位置，那么 就仅能通过心脏流出道以及和它们相连血管的运动来增加心脏的容积。这会增加IVS被固 定面积处的AV活塞的冲程长度。这在AV功能后的动力高时能够在高流速和频率下证明。 不像人工挠性AV泵能够通过使用AV功能甚至仅通过静力就能压缩整个流入隔膜，心脏 已选择在相当低的流速和频率下通过添加力来增加冲程长度。该解决方案在心脏功能障碍 时有时还能救命。在心房收缩相期间，覆盖AV活塞球状部分的质量和容积会有所减少。这 些结构上的减少会产生滑动力以及对心包囊和AV活塞的液压性附着，这导致尤其是AV活
9塞的外周肌肉部分的提升。这会导致活塞之上和之下的血液以及心室壁内的部分张力和弹 性中止的重新安排。以此方式，作为加强机制的心房收缩将增加冲程长度，而且在流入泵和 泵内的动力变低时会使泵更容积有效。在高流速和频率下，张力至容积相会非常短，而且作 为快速AV功能相的一部分甚至会消失。此时动力会足够强以促使活塞位于其中间位置之 上，并且使得心房收缩以便与快速AV功能相融合。它们将通过关闭入口瓣进一步影响容 积至张力相的缩短。以这种方式，由心房收缩产生的推升AV活塞的力将会降低，以进一步 增加冲程长度。在高流速和频率下，流入心脏、心脏内部、流出心脏的存储能量比心脏内部和外部 的回弹力存储能量要高得多。这意味着文丘里效应会以最大力工作，利用心肌内的所有张 力并产生大射血分数(EF)。心脏的流入将充满间接A V容积，而且和文丘里效应一起降低 排送相结束时入口瓣上的压力梯度，并促进大射血分数。原则上心脏在高流速和频率下只 剩下排送相和快速AV功能相。只要驱动系统后的供能等于或低于它的最大静态和动态工作负荷，心脏将会像人 工挠性A V泵一样，通过其机械构造使冲程容积和频率一直适合于流入。对于动力供应的 降低，静态工作负荷的降低可以作为充分泵功能的补偿因素。AV活塞的减谏效应活塞是挠性的，由位于挠性但非很有扩张性的心包囊内的肌肉细胞组成和驱动， 这一事实使得活塞可以继承另一个特性，该特性对形成平滑的开始并且在心室肌变弱和/ 或收缩不良时是有用的。这一特性被称为AV活塞的减速效应。人工AV活塞的球状活塞 面积会在排送相期间增加其朝向出口球状物的面积而减少其朝向入口球状物的面积。从构 造的观点来看，这可以通过调整协联曲线结构来完成，并使得入口球状物挠性且可扩张，从 而在排送相结束和活塞返回相开始的过程中吸收和释放动能。然而，心脏有一个被牵拉的 挠性球状活塞，从原则上来说是以另一种方式工作的。心脏减少其朝向心室的面积，由此也 减少产生直接AV容积所产生的最大直径。这些容积被部分添加到同样被产生的间接AV 容积。这就使得心脏在排送相期间具有更窄的蛋形形状。由于与球状AV活塞的液压性连 接以及由AV容积产生的吸力，AV活塞朝向心房及其心耳容积的面积将有所增加。朝向心 室的面积的减少适应于心肌细胞的力释放特性曲线，因为心肌细胞在接近收缩期开始时施 加最大力并在收缩期其他时间内持续减弱。朝向心室的AV活塞面积的减少会减少经受产 生的静态压力所需的力。相反，为了更好的动力功能，这些释放的力可以在排送相结束时用 以保持流入、心脏内部和流出心脏的动能。人工泵内的大刚性推压板需要协联曲线结构以及平滑的开始以关闭入口瓣并避 免高压力梯度。这由心脏根据初始时间来完成，而初始时间在启动肌肉力从外周朝向环形 纤维环为AV活塞供能的部位可由ECG记录。通过尤其提升AV活塞朝向心尖(即心脏基 部)的外周肌肉部分，心房收缩已经使得心室肌外轮廓在横截面视图中与环形纤维相连 接，特别是在右侧看上去像个钩子(参见图8)。一旦心室收缩开始，在心包囊和它包围的 上下血液容积之间将存在AV活塞的滑动。根据第一杠杆原理，这些运动会产生减速的外周 泵效应，直到整个AV活塞和其瓣膜以及作为整个单位的力量支持可以参与排送工作。这 一减速工作会引发内部容积的再分配，并以最小的反流关闭入口瓣。它也准备心肌作为构 造材料，特别是IVS准备好经受增加的压力。由于减小的力和/或减弱的心室收缩(协同失调)，AV活塞的总冲程长度会缩短。需要更少动力外周的减速运动将仍会产生和取代直 接A V容积，虽然公共AV活塞的更平坦部分的运动和排送，以及环形纤维环在严重病例中 会被严重缩小。在这些病例中，心室射血相将通过一个长的张力至容积相被直接转化为慢 速的AV功能相。在这些病例中，心房收缩的提升功能能够挽救生命。对于心脏的新旧研究方法的探究带来了很多非常难以解释的信息。如果完全知晓 工作原理被后的技术性细节，那么每个机械设备都可以以状态图的方式来表达。心脏的充 盈和调节功能已经讨论了几个世纪。心脏复杂的结构和运动以及不为人知的力学特点，使 得即使在极低流速和心率下也几乎不可能确定心脏内不同活动和功能的作用。在更高流速 和心率下，所有的研究方法或多或少示出的都是混乱的信息。以上认识连同心脏是以挤压 功能泵血的一般认定，可能就是为什么在试图理解和分析心脏功能时一直关注心肌细胞的 活动的原因。根据前述，发明人已经识别大量快速、准确和可靠的方法用于确定并呈现表示心 脏真实泵血过程的相关信息，由此就可以确定正确的诊断和治疗。因而，本发明的目的在于实现一种适于查询相关信息从而能够轻易确定正确的诊 断和治疗的改善图形接口。

发明内容
上述目的由根据独立权利要求的本发明实现。优选实施例在从属权利要求中阐明。根据本发明，将输入值应用于状态机接口系统，例如专用软件的状态机接口系统 适于将心脏机械边界条件识别、验证作为活塞泵或更精确的A V泵状态机和心肌细胞状态 机的簇状态机，并将心脏机械边界条件分为表示例如状态图的时相。最后，状态机接口系统 将调查出的值呈现为例如趋势曲线结构，该趋势曲线结构，以一种便于理解和分析的紧凑 方式反映心脏在整个周期中的主要功能。接口系统也能接收并产生用以模拟、评估、分析和 数据库处理的值(参见图9)。即使当使用稀疏信息呈现为值或其他事件，并在个体相关的 状态图和相关数据库中将这些信息用作输入值的情况下，最终得到的状态图和/或趋势曲 线可以包括相关信息，从而可以正确例示心脏的条件。本发明的目的如下实现识别心搏周期的时相，通过一种或多种记录方法记录来 自一个或多个位置的局部状态图来评估各时相的正确时间间隔，而在随后统计学地找出最 有代表性的全局状态图。一旦找出该全局状态图，可将与心脏功能相关的其他信息添加到 记录的全局状态图的时相上，而且这些信息例如可以是ECG记录、经验证的局部和全局活 塞的冲程长度，生成源于射血分数的状态图的心肌的局部和全局的增厚和运动，起搏器记 录的阻抗曲线，中央和外周流动和血压，包括心肌灌注、速率和心脏及其血管内外张力变化 和其他内部和外部产生的值，以及与心脏及其循环功能相关的化学和电刺激。


图la-lf示意性地例示了 A V泵的不同时相。图2例示了人工挠性A V泵。图3a_3d例示了根据本发明实现的心脏3D表示的例子。
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图4是示出了心脏和周围组织的短轴位的磁共振图像(MRI)图片。图5是示出了心脏和周围组织的矢状位的MRI图片。图6是示出了心脏和周围组织的前后位的MRI图片。图7是示出了心脏和周围组织的前后位的另一幅MRI图片。图8是示出了心脏和周围组织的长轴位的MRI图片。图9例示了根据本发明产生的全局状态图。图10例示了在心脏横截面视图中结合本发明使用的测量和验证点。图11例示了根据本发明产生的全局状态图，其中特别显示了相关冲程长度。图12例示了正常对象的冲程长度曲线。图13例示了正常的、缺血的和训练的对象以及患有协同失调的对象的冲程长度 曲线。图14是例示了本发明的不同方面的示意性概图。图15是例示根据本发明的状态机接口系统的各主要部分的框图。图16a和图16b例示了具有子相的全局状态图(图16a)以及通过结合ECG记录 进行外周压力和/或流量监测的简化状态图(图16b)。
具体实施例方式根据上面的描述，心脏泵周期被分为六个主要时相1 慢速AV功能2.心房收缩3.容积至张力4.心室射血5.张力至容积6 快速A V功能这六个时相是专用软件的核心，第一步是由来自输入装置的信息来加载软件，以 找出并评估这些时相，并且将这些时相作为全局个体相关的和经验证的状态图程序，参见 图9。以上过程可以通过使用来自简单的或更复杂的研究方法或位于体内和/或体外 监测设备的输入数据来完成，其中这些数据与心脏功能直接或间接相关，而且上述过程也 接受输入值来产生模拟和校正。作为第二步，可将研究值添加到状态中，所述状态指示这些数据是在何时、何地、 如何、为何得到的。在第三步可以添加进一步的模拟、分析、验证和数据库单元。通过使用TVI，该发明将被描述为研究和监测设备。记录值(诸如速度)可以被用 来粗略识别这些时相。图10例示了定位在心脏内和/或心脏外任何位置的1到n个记录 点的示例性位置，并用小点和大点标明这些位置。记录这些时相若离心脏越近则越容易检测其确切的开始和结束。即使使用诸如 TVI的高分辨率技术，这些时相的实际开始和结束仍会因为复杂的运动和记录假象而难以 定义，在肌肉收缩受到干扰时尤为如此。如前所述在带有或不带有其他补充性研究方法(如ECG)情况下测量更多位置，以通过根据定义的状态增加边界条件，该软件就能将向图 像处理技术那样统计性地找出右室和左室中最有代表性的全局状态图。时相被呈现为由内向外部以颜色标记的环，以示出在心搏周期的不同时相毫秒计 的持续时间，参见图9。一旦完成上述步骤，可以如图11所例示将其他不同种类的功能添加到全局状态 图上。在图11中示出了 AV活塞在七个位置(大点)上运动的结果，这些位置接近图10例 示的纤维化环。通过测量那些尽可能好的代表这些位置处的活塞运动的临近点，这些点的 运动也被统计学验证。这七个位置由根据图11所示全局状态图的七个彩色标记的环来表 示。最中央的环表示“中心”点和由右室心肌完成的公共AV活塞的运动。主要时相又根据 半径短线(Ls)被分成亚时相，用以可视化局部变化(由环上扇区内显示的值表示)和全局 变化(由显示为每个扇区的总值表示)。全局值最后将用作趋势曲线算法中的值，这种算法 非常清楚地例示心脏在各时相的表现。这在图12中例示。如图11中示例性状态图所示，由图形例示来表示活动，其中一个表示心脏左半侧 的状态图，另一个表示心脏右半侧的状态图，和/或第三个表示室间隔活动的状态图。已经 根据输入信号和/或是其他相关信号为每个表示的心搏周期相和/或心搏周期相的亚部分 赋予了相关值。如上讨论并基于图11例示的状态图，产生至少一个趋势曲线，用以表示来 自一个到所有心搏周期相或来自一个心搏周期相的一个或许多亚部分的赋值。根据一个实施例，产生趋势曲线，用以表示来自一个到所有心搏周期相或来自一 个心搏周期相的一个或许多亚部分的赋值的均值。这在图11和图12中例示。例如，在心 室射血相的第二亚部分期间，对于不同测量值3，5 3, 8 4, 1 3, 8 3, 9 3，6，已将均值确定为 3，8均值。图12例示的趋势曲线于是可以通过使用算出的均值来确定。事实上，可以通过与心脏机械功能相关的任何研究参数以及可以作为反映心脏不 同时相中AV活塞运动的凸轮曲线外形的研究参数，产生趋势曲线。图13示出了四条趋势曲线，表示经训练对象，正常对象、缺血对象以及协同失调 对象的趋势曲线。零线等于AV活塞的中间位置。负值指示并非直接A V功能力的其他力 量正工作用以增加AV活塞的冲程长度。这些力由心房收缩产生，而在协同失调对象中这些 力则由不能抵抗经入口瓣的初始压力梯度的损伤肌肉的收缩产生。心房作用对A V功能作用的这一相左(division)只能在这类研究中看到，但是其 效果则通过全局状态图中持续时间的变化而可被轻易看到。如上明确例示的，可以从趋势曲线及其相关全局状态图轻易检测半径的变化，这 也使它们非常适于由软件和数据库检测。图14是对上面描述内容逐步说明的概括。优选地，创建值例如经由互联网或经由常规蜂窝电话网发送至包括表示不同个体 和/或全局相关值的存储值的数据库。这些值与存储值相比较，然后产生取决于这一比较 的状态信号或报告。状态信号或报告可以被用来，例如确定并发送正确医学治疗，确定并发 送正确医学诊断，和/或改善运动员的训练计划。参考图15，本发明是由包括状态机械接口系统的心脏状态机分析器和/或模拟器 实现的。接口系统进一步包括输入装置2，用以接收被转化为时间相关触发点的信号4，并 将这些触发点应用于处理装置6，处理装置6通过使用心脏状态机分析器算法确定相关数据库系统，使能要被存储在存储装置中的两维或三维的图形表示，由此使得相关数据库系 统既可以满足心肌细胞状态机的工作制度，又可以满足心脏簇状态机的工作制度。处理装 置适于使用数据库系统发送信息，用以确定治疗方法，例如训练、外科手术或药物治疗。输入装置可以接收单独的或混合成像，以及通过超声、磁共振、x射线、Y辐射获 取的其他数据或者通过脉搏体积描测法、脉搏和/血流测量、压力和/或容积随时间变化而 测量的心脏和生理活动的其他数据，用以改善和验证数据。图16a和图16b (与在前图比较以观察新名字和颜色代码)例示了带有亚时相的 全局状态图的图形验证的例子，所述图形验证由TWI针对医生使用产生(图16a)，并由带有 心电图记录的外周血压和/或血流检测的针对个人使用的简化状态图产生(图16b)。如下是指示图16a和图16b的各图中使用的带解释性文本的彩色代码。下文为图中使用的缩写HR=心率DF=动力因素CF=冠脉血流BP =血压节段中带圈符号“ V”以百分数示出测量值在正常分布内。节段中带圈符号“X”以百分数示出测量值在正常分布外。本发明不限于上面所描述的优选实施例。可以使用各种替换、修改及等价物。因 此，上面的实施例不应被认为是对由所附权利要求限定的本发明的限制。
权利要求
状态机接口系统，包括状态机算法和适于接收来自至少一个传感器设备的信号的图形用户界面，所述信号与生物体的心脏和/或循环系统的生理活动相关的，并且所述状态机算法适于基于所述信号确定心搏周期的时相，其中心搏周期的不同时相由模拟心脏以及可选的循环系统的心脏簇状态机中的所述状态机算法确定，其中心脏簇状态机由有限心肌细胞状态机融合而成以形成ΔV泵状态机，其特征在于，所述确定的心搏周期的时相是如下被评估的基于所述信号确定各时相各自的局部状态图，从而为每个心搏周期时相确定各自的正确持续时间，以及随后确定最有代表性的全局状态图，在图形用户界面上呈现确定的所述局部状态图和所述全局状态图，由此例示不同时相之间的时间关系。
2.如权利要求1所述的状态机器接口系统，其中心搏周期的时相图形呈现为被排列为 状态图的一个或几个图形例示，例如重叠的周期图、环或条，以呈现在一个到若干位置上心 脏和循环系统的不同活动，其中时相被表示为其长度依赖于各时相的持续时间的时间段。
3.如权利要求2所述的状态机接口系统，其中活动由图形例示表示，一个表示心脏左 半侧的状态图，另一个表示心脏右半侧的状态图和/或第三个表示室间隔活动的状态图。
4.如权利要求1-3任一项所述的的状态机接口系统，其中每个呈现的心搏周期时相和 /或心搏周期时相的亚部分，已被赋予了来自所述输入信号和/或其他相关信号的相关值。
5.如权利要求4所述的状态机接口系统，其中产生至少一个趋势曲线，用以表示来自 一个至所有心搏周期时相或来自一个心搏周期时相的一个或多个亚部分的赋值。
6.如权利要求4所述的状态机接口系统，其中产生至少一个趋势曲线，用以表示来自 一个至所有心搏周期时相或来自一个心搏周期时相的一个或多个亚部分的赋值的均值。
7.如权利要求5或6所述的状态机接口系统，其中所述趋势曲线被图形呈现，使得零线 等于是AV活塞的中间位置，并使得负值指示有不是直接Δ V功能力的其他力正工作用以增 加AV活塞的冲程长度。
8.如权利要求1-7任一项所述的状态机接口系统，其中每个呈现的心搏周期时相具有 预先确定的颜色和/或图案，编码和/或百分比计分，从而明确相互区分和量化各个时相。
9.如权利要求1-8任一项所述的状态机接口系统，其中显示的信息是连续实时更新的。
10.如权利要求1-9任一项所述的状态机接口系统，其中创建值发送至包括表示个体 和/或全局相关值的存储值的数据库，所述创建值与所述存储值相比较，产生取决于所述 比较的状态信号或报告，其中状态信号或报告可以被用来，例如确定并发送正确医学治疗， 确定并发送正确医学诊断，和/或改善运动员的训练计划。
全文摘要
状态机接口系统包括状态机算法以及适于接收来自至少一个传感器设备的信号的图形用户界面，所述信号与生物体的心脏和/或循环系统的生理活动相关。状态机算法适于根据所述信号确定心搏周期的时相。心搏周期的不同时相根据模拟心脏及可选的循环系统的心脏簇状态机内的所述状态机算法确定，并由有限心肌细胞状态机融合而成，以形成ΔV泵状态机。确定的心搏周期的时相如下被评估的基于所述信号确定各时相各自的局部状态图，从而为每个心搏周期时相确定各自的正确持续时间，以及随后确定最有代表性的全局状态图，在图形用户界面上呈现确定的所述局部状态图和所述全局状态图，由此例示不同时相之间的时间关系。
文档编号A61B5/02GK101925326SQ200880125239
公开日2010年12月22日 申请日期2008年12月2日 优先权日2007年12月3日
发明者J·约翰森, S·伦贝克 申请人:睿捕心脏股份公司