專利名稱：狀態(tài)機用戶和驗證接口系統(tǒng)的制作方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明涉及根據(jù)所附獨立權(quán)利要求前序部分的狀態(tài)機接口系統(tǒng)。
背景技術(shù)：
為了全面理解本發(fā)明的所有方面，將在下文中給出本發(fā)明背景的精確描述。近年來已對心臟的泵血功能進行了不同的描述。討論主要集中在心臟是利用擠壓 運動泵血還是作為壓力抽吸泵進行工作。1986年提出的關(guān)于心臟泵血和調(diào)節(jié)功能的理論 導致一種新泵的出現(xiàn)，即所謂的動態(tài)排量泵(ΔΥ泵)。已經(jīng)證明，此技術(shù)中的泵與自然心 臟具有相同的特性，例如受流入控制、在高速率和流動下靜態(tài)充盈壓不增加、瓣閉合而無返 流、以及通過搏動流出產(chǎn)生連續(xù)流入的能力。根據(jù)此理論，主要是球面AV活塞(AV活塞) 的縱向運動有助于心臟的泵血功能。如在上述國際專利申請中詳述，，心臟是一種根據(jù)其內(nèi) 部和外部邊界條件工作的心肌狀態(tài)機和△ V泵狀態(tài)機的簇狀態(tài)機。心搏周期能夠被分成六個主要時相，這會產(chǎn)生六個過渡區(qū)，所述過渡區(qū)會受到作 為上述簇狀態(tài)機的心臟邊界條件的影響。從機械觀點來看，各時相之間的過渡區(qū)是最關(guān)注 的時間間隔，因為其信息或多或少是在前時相的產(chǎn)物。將心臟功能分成六個主要時相并且 獲知它們最佳功能的邊界條件能夠更容易地觀察并理解心臟何時、何地、為何、如何改變其 功能。Δ V泵的泵血和流入調(diào)節(jié)功能的技術(shù)AV泵的重要功能之一是其Δ V功能，該功能可被分成直接和間接AV功能。直接 AV功能可以產(chǎn)生、存儲以及吸收進入心臟、心臟內(nèi)部和外部的能量并且將這些能量轉(zhuǎn)換成 ΔV活塞在心臟舒張期返回心臟基部(頂部)的液壓。間接△ V功能創(chuàng)建可將心臟從一個 時相橋接至另一個時相的環(huán)境，這樣使得心臟在正常條件下以完全動態(tài)的方式進行泵血和 調(diào)節(jié)。ΔV泵的內(nèi)在機制以及在各種條件下使其功能達到最佳的附加特性將逐步地被轉(zhuǎn)換 成心臟功能，而心臟功能可認為是最精密的Δ V泵。通過Δ V泵的示意性剛性模型來解釋 第一步驟及其限制。通過人工撓性△ V泵來描述和展現(xiàn)具有較少限制的第二步驟。將通過 心臟的可信模型來描述第三步驟，該步驟適應所有其他的良好可行性并且還降低了附加調(diào) 節(jié)功能具有的限制。最后，尤其作為本發(fā)明的觀點，通過從經(jīng)良好訓練的、正常的、缺血的以 及協(xié)同失調(diào)(dyssynchoronic)的對象的組織速度成像(TVI)獲得的可信值將呈現(xiàn)為新穎 的狀態(tài)圖以及反映由心肌產(chǎn)生的協(xié)聯(lián)曲線(cam-curve)結(jié)構(gòu)的趨勢曲線結(jié)構(gòu))。描沭為剛件示意樽型的AV泵Δ V泵為活塞泵?；钊皆O(shè)計使得該泵為Δ V泵。從現(xiàn)在起，機械Δ V泵的活塞 將被表示為Δ V活塞并在涉及心臟時被表示為AV活塞。普通的活塞設(shè)計可結(jié)合圖Ia-If進行如下描述。△ V活塞具有上部面積(U)和下部面積(1)，下部面積包括具有一個或多個 止回閥(tm)的普通閥面積，其與兩個圓柱體(cl < c2) 一起將內(nèi)部封閉體積分成入口隔室 (A)和出口隔室(V)。另外，上部面積(u)的外圍與泵的外部體積直接接觸。該面積被表示 為泵的直接AV面積(AVa)。該理論模型具有恒定的圓柱體直徑和活塞面積。未示出活塞 的驅(qū)動裝置?；钊木€性運動于是將產(chǎn)生進入泵、泵內(nèi)部以及離開泵的線性體積變化，并且 通過外圍Δ V面積的外部體積變化將被表示為直接Δ V體積(AVv)。這種表示的理由將在 下文中變得顯見。在排送沖程長度(s)期間，泵的流入量將為(l*s-AVa*S)，并且通過出 口閥(Pa)的流出量將為(l*s)，這是因為上部(U)面積和下部(1)面積是相等的(參見圖 lb)。盲接Δ V功能在排送相期間，ΔΥ活塞通過直接AV面積產(chǎn)生直接AV體積，而在其反向運動期 間可進行重新充盈。產(chǎn)生活塞返回以及控制自動調(diào)節(jié)功能的重新充盈過程(參見圖Ic)被 稱為直接Δν功能，其在圖Ic中標記為dAVf?？梢酝ㄟ^例如排送相期間由AV面積的運 動產(chǎn)生的外部回彈力和/或由ΔV活塞的全部面積產(chǎn)生的動力和靜力來完成活塞的返回。 在前一情況下，回彈力必須將能量轉(zhuǎn)換成活塞的返回以及泵的持續(xù)流入。在后一情況下，進 入泵及泵內(nèi)流體的動力和靜力將會把能量轉(zhuǎn)換成活塞的返回以及與Δν面積相關(guān)聯(lián)的質(zhì) 量的運動。顯見，如果與需重新充盈的直接ΔΥ體積相比進入泵的流量較少，那么AV活塞 的返回速度將較低。這實現(xiàn)了 Δ V泵的自動調(diào)節(jié)功能。有利于△ V泵動態(tài)特性的不對稱時移工作。工作良好的泵應該具有盡可能平穩(wěn)和恒定的流入。理論上講，將其沖程體積的 50%作為直接ΔΥ體積的Δ V體積將會適于產(chǎn)生進入泵的恒定流入。然而，產(chǎn)生瞬時的往 復運動、加速和減速卻是不可能的(參見圖Id)。這一問題可通過以下方式來處理為泵周 期的排送期增加更多的時間并因此減少活塞液壓返回的時間。目前△ V體積不得不根據(jù)活塞的排送和返回期之間的時間差而減少，以便能夠產(chǎn) 生連續(xù)的入流。必須增加的排送期時間取決于活塞的加速和減速期。延長的排送期具有另 一個良好特性，即其延長了質(zhì)量進入泵、泵內(nèi)、離開泵的加速時間。文丘里效應有利于泵的動態(tài)特性。如果閥(tm)和(pa)被返流關(guān)閉，那么進入和流出泵的流體將會受到干擾并且減 少。在示意性剛性模型中，這可通過如下方式來避免保持進入泵、泵內(nèi)部以及流出泵的動 能盡可能到排送相結(jié)束。與花園泵一樣，這將會產(chǎn)生文丘里效應，該效應可在能量降低以及 來自活塞的驅(qū)動力機械性降低期間保持流體流入泵、在泵內(nèi)以及流出泵。在排送相結(jié)束時， 進入泵的流體具有兩種流動方式。一種方式為根據(jù)文丘里效應而流出泵。另一種方式為通 過迫使ΔV活塞泵返回以重新充盈直接ΔV體積。由于流出泵的壓力高于流入泵的壓力，因此流出泵的流量與流入泵的流量相比將 下降較快。流入泵和流出泵之間的流量差可用于使活塞返回(參見圖Ie和If)。協(xié)聯(lián)ft線結(jié)構(gòu)是優(yōu),化泵云力杰特+牛的實際積j戒解決方案。在機械方面，可制作具有較長步進的排送相以及陡峭的返流相的合適協(xié)聯(lián)曲線結(jié) 構(gòu)，以便在排送相期間將能量轉(zhuǎn)換給ΔV活塞并且在其液壓返回期間將活塞與能量斷開。 可優(yōu)化協(xié)聯(lián)曲線結(jié)構(gòu)，以便將進入泵、泵內(nèi)以及流出泵的流體和動能保持到排送相結(jié)束，從而產(chǎn)生可能最佳的文丘里效應，由此可產(chǎn)生實際的動力源。在具有不對稱驅(qū)動源以及平衡 良好的直接△ V體積的高流速和頻率下，流出閥(Pa)不必在即將進行下一次排送相之前關(guān) 閉。在這種情況下入口閥(tm)也將跟隨通過泵的流體而關(guān)閉。剛件Δ V泵構(gòu)造的局限件在低流速和頻率下，入口閥和出口閥均將被返流關(guān)閉。在排送相開始時，大AVS 塞面積的較小運動將在入口閥上產(chǎn)生返流，而該返流不能被小閥門面積的相同運動補償。 這將干擾泵的流入。在排送相期間的快速加速會阻塞入口管。流出閥的關(guān)閉將產(chǎn)生返流， 該返流會在入口閥打開之前使活塞返回。這將嚴重干擾AV活塞的充盈和液壓返回。這意 味著活塞運動的過渡相需要通過其他安排、間接AV功能進行補償，以便保持AV泵的動態(tài) 特性，在低流速和頻率的情況下更是如此。橈件AV泵構(gòu)誥可產(chǎn)牛間梓ANXtimAaim AV體積、橈件能量傳遞以及@作用 回彈中止(resilient suspension)。撓性Δ V泵構(gòu)造可借助Δ V活塞通過間接Δ V面積的運動產(chǎn)生間接Δ V體積，該 體積與泵的流入隔室或心臟的房間隔相關(guān)。它也可產(chǎn)生像心肌一樣的撓性能量傳遞。但由 于施加驅(qū)動力，它不可能像心臟那樣容易地產(chǎn)生心室體積的回彈中止，這種回彈中止通過 產(chǎn)生心室體積的相對運動并抵消相對活塞的運動來改善心臟的充盈。作為替代，已提高撓 性能量傳遞來匹配該功能。間接△V功能以及體積至張力相和張力至體積相除了直接AV功能、不對稱時移以及所述的文丘里效應之外，撓性AV泵構(gòu)造還具 有其他的獨特的可能性以產(chǎn)生任何速率和頻率下的連續(xù)流入。為了實現(xiàn)與心臟相同的這些 特征，ΔΥ泵必須由圓柱體制成并且ΔΥ活塞的整體或部分是由嵌入在撓性包裹物內(nèi)的撓 性材料制成。除了直接Δ V體積之外，這些構(gòu)造還產(chǎn)生與泵的流入隔室相關(guān)的外部體積變 化，并且就心臟而言，其通過下文描述的回彈中止還產(chǎn)生與其流出隔室相關(guān)的外部體積變 化。這些產(chǎn)生的并且對AV活塞的往復運動具有影響的體積變化被稱為間接AV體積和間 接Δν功能。在AV活塞運動的兩個過渡相(被稱為體積至張力相以及張力至體積相)期 間，它們可通過存儲以及釋放能量和體積來平滑并保持進入泵的流量。圖2示出了人工撓性Δ V泵，其具有兩個撓性球室(A)和(V)，這兩個球室可用作 泵的流入和流出隔室。球室通過閥(tm)彼此相連，該閥門用作流出口隔室(V)的入口閥， 其中出口隔室也裝配有出口閥(ap)。將輕質(zhì)推進板(P)安裝到兩個球室之間的入口閥(tm) 處，以便能夠?qū)⒛芰客ㄟ^抽吸傳遞給流入球室(A)以及通過壓縮傳遞給流出球室(V)。推 進板具有球形表面積，該面積在流出球室的壓縮期間產(chǎn)生滾壓膜功能。在推進板的同一運 動期間，流入球室將通過屬于圍繞泵的殼體(H)的球形面積而得到減壓。經(jīng)受單一作用力 的桿(R)將能量傳遞給推進板，推進板同時壓縮流出球室并減壓流出球室。這將產(chǎn)生尺寸 變化的上部球形活塞面積(U)和下部球形活塞面積(L)以及兩個直徑變化的圓柱體功能。 這兩個面積之間的差(L)-(U)將成為直接△ V面積，該面積通過運動產(chǎn)生如前文在示意性 的Δ V泵圖的例子中描述的直接AV體積。由于泵包封在充滿氣體體積的密封殼體內(nèi)，因 此ΔV面積將通過活塞的運動在此填充空氣的體積內(nèi)產(chǎn)生壓力變化。在排送相期間，離開 泵的液體將多于進入泵的液體。此差值的產(chǎn)生不僅在于直接ΔV體積的產(chǎn)生而且在于與整 個流入球室或心房的外部體積變化相關(guān)聯(lián)的間接△ V體積的產(chǎn)生。如果壓力控制閥(PCV)關(guān)閉，那么此體積差將導致殼體內(nèi)的空氣減壓。空氣的減壓將起到存儲回彈力的作用。流出球室的壓縮以及將液體排出將還會同時導致流入球室的徑向膨脹以及體積 增大。此體積膨脹可通過增加流入泵的流量來進行充盈或者可由于以下原因而被壓縮增 加流入泵的流量所需的抽吸力大于流入球室外部的減壓力。壓縮流入球室還將與直接AV 體積的連續(xù)產(chǎn)生一起來增加殼體內(nèi)部的空氣減壓。這將持續(xù)直至減壓力與增加流入心臟所 需的力達到平衡。一旦流入泵的液體已得到加速并且消除了由ΔV活塞完成的流入球室的 徑向體積膨脹，間接△V體積內(nèi)在的減壓力或回彈力就可釋放能量并且通過徑向膨脹來充 盈流入球室。這些吸收和釋放能量的外部體積變化可用于平滑流入泵的流體(尤其是在其 過渡相期間)并且被稱為間接AV功能。其他的機械裝置可吸收和釋放能量以使流入平穩(wěn) 并且可橋接排送相結(jié)束時活塞的緩慢和無速率時間，這些裝置是通過心室體積的撓性能量 傳遞以及回彈中止來實現(xiàn)的。最終裝置僅由按照撓性ΔΥ泵分析心臟而被證實。撓件功率傳遞。撓性功率傳遞，其作為間接△ V功能的一部分，可用于在排送相結(jié)束時吸收和釋 放能量，以便保持流入泵、泵內(nèi)以及流出泵的流體并由此支持排送相結(jié)束時的文丘里效應。 在人工撓性△ V泵中，能量以彈性反沖力存儲在聚氨酯流出腔室的壁內(nèi)，所述壁從產(chǎn)生直 接ΔV體積的面積延伸出來。存儲的能量能夠在腔室內(nèi)的壓力開始降低時釋放。這將直接 支持泵的流出，而且還通過腔室周圍的減壓空氣間接支持泵的流入。按照這種方式，將如下 所述得到與心臟的回彈中止相似的效果。這將會保持流入和流出泵的動能，但AV活塞的 真實運動在其過渡區(qū)處變慢。這將與流出管的流動特性一起有助于文丘里效應并且使泵處 于良好的動態(tài)模式。在低流速和頻率下，在撓性能量傳遞中存儲回彈力的剩余部分可在功 率源的機械性釋放之后支持活塞快速返回，以便產(chǎn)生體積膨脹來處理關(guān)閉流出閥的返流以 及打開流入閥的體積。流體流入泵、在泵內(nèi)以及流出泵的加速、運動和壓力中涉及到的所有力，包括所有 的彈性回縮力，在推進板和覆蓋泵的硬質(zhì)外罩之間是平衡的。撓性聚氨酯膜腔室使得泵可 以進行撓性能量傳遞。由肌肉細胞組成和驅(qū)使的心臟在心肌構(gòu)造內(nèi)部具有其撓性能量傳 遞，而且在心肌尖隔膜區(qū)域回彈力中止?；貜椫兄?。和硬質(zhì)外罩不同的是，泵外的彈性中止可用于產(chǎn)生、積累和釋放活塞運動的反作 用力。這是另一種存儲能量以改善并平滑泵的入流的方法，尤其在ΔV活塞在排送相結(jié)束 和返回相開始時停止運動的情況下。因而彈性中止也是間接△ V功能中的另一種機械功 能。這種特殊功能很難用人工設(shè)備來完成和證明，但卻可以通過觀察自然心臟的運動而輕 易找出和證明。與心臟相比，撓性Δ V構(gòu)造的局限性主要在于其驅(qū)動線和外部驅(qū)動力。它不能像 心臟那樣產(chǎn)生“減速效應(gear down effect) ”，而這將在下文進一步的描述。心臟的理論模型為了理解心臟和人工撓性AV泵之間的相似性，需要對構(gòu)造差異進行簡述。心臟 的功能也將關(guān)于心搏周期中心臟所通過的主要時相而被設(shè)置。最后，來自良好訓練的、正常 的、缺血的和協(xié)同失調(diào)對象的可信TVI (組織速度成像)值被呈現(xiàn)為新穎的狀態(tài)圖和趨勢或 協(xié)聯(lián)曲線反映結(jié)構(gòu)。
作為盲接AV容積的部分的流出道。心臟可被認為是兩個A V泵的融合，這兩個泵擁有一個公共AV活塞，還帶有由如 圖3a_3d所示的右心房和心室以及左心房和心室的外輪廓形成的進口間隔和出口間隔。這 兩個泵以撓性方式密封，但是心包鞘卻不是很有伸展性。所有如上描述的A V泵都只是描述了作為A V活塞的一部分的入口瓣。心臟也有 其出口瓣以及連接到活塞區(qū)域的肺干和主動脈的出口血管。從圖4中可以看出，右室附至 作為左室一部分的IVS的強健肌肉。這將使右側(cè)在短軸平面的橫截面視圖中具有月形形 狀。以這種方式，IVS將作為公共AV活塞的左、右心室運動的動力源?？梢岳斫獾氖?，在排 送相期間，作為活塞面積剩余部分的流出面積的運動(參見圖5和6)會促使沖程-容積流 出心臟。取代在逆向運動中這些區(qū)域產(chǎn)生容積的心室流入模式是十分復雜的，但是對于作 為AV泵的心臟是十分適合的。由于AV活塞和出口血管的連接不直接接觸流入隔室，所以 AV活塞的流出面積位于出口瓣的上方。流出血管以特定角度附至AV活塞。他們的運動位 于活塞之上但仍在心包鞘內(nèi)，其一部分被心房的心耳和它們的附屬物所覆蓋，而且以這種 方式產(chǎn)生與心臟入口容積的非直接接觸。在AV活塞返回過程中，這些流出面積，除了重新 分配心房和心室之間的容積之外，還作為直接A V容積的其余部分，需要外部流入來使心 臟再次充盈。以這種方式，流出面積將作為直接A V面積的一部分，并且作為創(chuàng)建AV活塞 液壓返回的直接AV功能的一部分。在低流速和頻率下，且文丘里效應較小或沒有時，將由返流完成肺干和主動脈內(nèi) 的瓣的關(guān)閉。該返流是心室內(nèi)的靜壓低于血管內(nèi)的靜壓的結(jié)果。這意味著，心肌不再有足 夠的力量來產(chǎn)生能夠經(jīng)受返流產(chǎn)生的壓力的力矢量。返流尤其會導致心臟的左側(cè)在AV活 塞左側(cè)心室部分很短的擴張和返回運動中具有更高的舒張壓。一旦流出瓣關(guān)閉，擴張力就 降低。在下文中描述的其他力這時將參與AV活塞返回，使心臟為新的心搏周期做好準備。室間隔(IVS)的調(diào)節(jié)功能心臟的右側(cè)和左側(cè)產(chǎn)生公共AV活塞。公共AV活塞有一個公共中心平坦區(qū)，以及 涵蓋所有四個瓣的環(huán)形纖維環(huán)。公共AV活塞的球形區(qū)域在很大程度上由心耳和它們的附 屬物所覆蓋的，這些附屬物屬于心房容積并且如示意圖3a所示是可擴展和可變形的厚隆 線(楔)。IVS可以視作左室的一部分，而且具有除去主動脈流出道之外入口瓣的二尖瓣環(huán) 到左室的球形連接。球形連接于是將成為左室AV活塞的一部分，這個活塞通過與公共AV 活塞的附著支持右室活塞的運動，并還將產(chǎn)生屬于左室的內(nèi)部AV容積(參見圖3d)。IVS 也可以作為兩心室之間產(chǎn)生的壓力梯度的平衡力。IVS在它的松弛相期間將作為壓力和進入所有心臟隔室的血流之間的調(diào)節(jié)物，從 而使心臟在這一時間段內(nèi)像由流入所控制的公共大AV泵一樣動作。在收縮相的開始，心 臟的運動和其他功能一起將在心室之間轉(zhuǎn)化容積，以保持肺叢和主要循環(huán)系統(tǒng)中適當?shù)难?流和壓力。IVS也將和剩余的心室肌共同促使肺干和主動脈的彎曲和開解，而這可以是心臟 旋轉(zhuǎn)運動的原因之一。反作用性回彈中止心臟不具有硬質(zhì)外殼，用以由推壓板來完成支持推送和壓縮力。相反地，由牽引力 驅(qū)動的心臟具有基部，它位于心臟上部，經(jīng)心包囊和流入血管由結(jié)締組織牢固的固定在周圍組織上，使得基部抗心臟運動。心尖隔區(qū)幾乎一半由右室形成，另一半則由左室形成。這 個區(qū)域有肌腱樣的固定裝置，通過心包囊固定撓性可移動隔膜。心臟進一步地通過右室的 大表面積(包括它的流出道和左室前壁和隔膜的一些面積)，通過心包囊密閉但非固定接 觸胸骨。這種密閉接觸將作為心臟到胸骨的液壓接合，從而使心臟可以平行于胸骨滑動和 旋轉(zhuǎn)，但并不離開胸骨。由于隔膜在呼吸周期中有幾厘米的移動，因此這是十分適宜的構(gòu) 造。如MRI圖片中所見(參見圖5和圖6)，由右室和左室收縮對AV活塞的牽拉將在流出血 管內(nèi)產(chǎn)生張力，這種張力可與由隔膜區(qū)域的提升和伸拉產(chǎn)生的反作用力相匹配。隔膜區(qū)域 的這種提升在心尖區(qū)域?qū)⒍逃诟拷姆繀^(qū)域的提升，因為它到隔膜自身對胸骨的球形固 定的距離要比到心尖區(qū)域的短。這將導致心室收縮時左室對右室的輕微傾斜。從圖7中也 可以發(fā)現(xiàn)，由機械力產(chǎn)生的肺干張力的緊張度會使心臟繞著主動脈根扭動。像在直接和間 接A V容積以及心房和其心耳在被血液伸展并充盈的環(huán)境中所產(chǎn)生的回彈力一樣，在AV活 塞之上產(chǎn)生的其他力也需要反作用力。這些力可以由心臟至隔膜區(qū)域的固定產(chǎn)生并吸收。 值得注意的是，在心室及其肌肉內(nèi)部的張力在心室收縮期間并不需要任何外部反作用力， 雖然這些力由心室內(nèi)部產(chǎn)生的壓力來平衡。回彈中止將縮短導致提升功能的所述區(qū)域內(nèi)AV活塞的收縮沖程長度。這些區(qū)域 尤其位于肺干和主動脈的流出道，以及它們與IVS和AV活塞的連接處。AV活塞縮短的運動 并不降低流出泵的總的沖程容積，因為容積由左室對右室傾斜時(參見圖3d)出現(xiàn)的容積 漂移補償。這將增加流出右室的沖程容積，但將由IVS至A V活塞的球形連接產(chǎn)生屬于左 室的內(nèi)部A V容積來補償(參見圖3d)。彈性中止與上部回彈力相平衡在收縮相期間，彈性中止吸收能量并將其部分存儲并以回彈力的形式釋放。當右 側(cè)和左側(cè)AV活塞的運動開始減退并且由運動AV活塞產(chǎn)生的流入的靜力和動力超過容積擴 張時，間接AV容積就能開始釋放他們存儲的能量并被再次充盈。這將會降低那些容積后 面的回彈力。而這種流入，或者即使在高速返流的情況下，也將降低作用在仍被加壓的AV 活塞的上部面積的力。這會導致彈性中止將開始更遠一些地牽拉包括AV活塞的仍在收縮 的心室，并由此擴展入口隔室。以這種方式，彈性中止和位于AV活塞之上的回彈力相平衡， 并在公共AV活塞的右側(cè)和左側(cè)的真正運動為零或接近零時可以保持并改善流入的動力學 特性。這將持續(xù)直到心室舒張過程開始以及A V功能和其他單獨的力和容積充滿過程 開始。上述持續(xù)對于心臟的右側(cè)來說是關(guān)鍵特性，因為心臟的右側(cè)正在極低的靜息灌注壓 下工作，這意味著沒有很多存儲能量能夠補償動力的異常，而這種異常會立即對心臟的灌
注產(chǎn)生影響。心室舒張過程，張力至容積相和迅速△ V功能相心肌細胞收縮力的釋放或舒張，除時間外，還依賴于伸長力。更強的心室分離力在 舒張時將加速舒張過程。一旦在肌肉內(nèi)部包括張力在內(nèi)的收縮力變得比分離AV活塞與心 尖的兩個反作用力還要弱時，將出現(xiàn)真正的肌細胞的舒張和伸長。這兩個反作用力可表示 為由直接AV功能造成的上部和下部的回彈力和分離力。上部回彈力由直接和間接AV容 積后面的回彈力以及與心房和流出血管相關(guān)的其他回彈力組成。下部的力與彈性中止以及 與涉及心臟的圓錐心室部分的其他回彈力相關(guān)。為直接AV功能供能的動力和靜力將取決
8于存儲的能量和心臟的動力學特性以不同的方式促進分離過程。因為在低速流入心臟或者 在文丘里效應低或沒有時，由于在排送相內(nèi)沒有時間來釋放心室肌內(nèi)的張力，這個時間將 被轉(zhuǎn)化為舒張過程。為A V功能供能的動能和心室的分離過程將被減少。在這種情況下，將 張力轉(zhuǎn)化為容積的其他分離力將變得更為主導，為流入心臟、心臟內(nèi)增加能量，擴張心室， 迫使活塞回復。被稱為張力到容積相的舒張過程，將會根據(jù)流體動力學原理以這種方式而 得到延長。在高速流動和頻率下，流出心臟的文丘里效應將給予更多的動態(tài)流動以及更多 的時間和力用以在排送相期間釋放肌肉中的張力，而且會以強分離力和快速有力AV功能 產(chǎn)生AV功能后的強力。這個時相被稱為快速AV功能相。慢諫AV功能相心臟的形狀像個雞蛋，并且在球狀AV活塞附于心臟更圓錐部分處的直徑最大。球 WAV活塞有相當大的面積被容積和質(zhì)量所覆蓋的，這些容積和質(zhì)量在AV活塞之上和之下 以基本相同的靜態(tài)灌注壓增壓，并由此不創(chuàng)建能夠移動活塞的靜力。球狀AV活塞未被覆 蓋的面積，即直接AV功能面積，作為心臟靜態(tài)灌注條件下所有外輪廓的其余部分，將會在 基本相等的靜態(tài)壓力下被增壓。這將導致變寬的心臟蛋形形狀，該形狀在快速AV功能相 結(jié)束時由于低速流入和補償機制(現(xiàn)正描述)而變得更窄。在心臟變寬期間，AV活塞也會 增寬，但不一定會增加它和心尖之間的距離。在這一時相期間的運動(被稱為慢速AV功 能相)與作用在其上部和下部區(qū)域的力相平衡。流入和心臟增寬能夠持續(xù)直到心臟增寬受 到撓性但非很有伸展性的心包囊的限制。在人工泵中，存在一個反饋系統(tǒng)，即取決于例如中 心靜脈壓增加或降低心臟頻率的班布里奇反射。慢速AV功能相可以延遲下一時相的開始 點，下一時相在自然心臟中是心房收縮相。這一時相和心房收縮相導致活塞的面積和沖程 長度將被優(yōu)化，由此得到良好適應心肌力和排送速度的流入和沖程容積。這將固定流出心 臟的可以產(chǎn)生文丘里效應和動力學條件的血流，由此甚至在低流速和頻率下仍可以利用在 排送相期間心室肌肉內(nèi)的張力，并使得張力至容積相盡可能的短。分離力由于在排送相期 間的低流速而會降低，但會在心房與直接AV容積相連的容積周圍由間接AV容積的增加 來補償。間接AV容積的再次充盈，或者通過上述的能量對入流心臟的連續(xù)再傳遞，或者通 過被再次充盈的強烈流入，產(chǎn)生低的靜態(tài)壓力。這減少了在分離力后的力，并且在心肌內(nèi)的 張力沒有減少到比由反作用彈性力施加的分離力低時也將延長張力相至容積相。這一旦發(fā) 生，這些在快速A V功能相開始階段的力能夠使AV活塞和隔膜區(qū)分離，并將為流入心臟和 心臟內(nèi)部增加能量，這將和剩余的回彈力一起促使活塞不斷返回到更窄的心臟雞形形狀。 新的慢速A V時相可以開始并等待直到心臟已由再次充盈而被充分擴張。這一旦完成，班 布里奇反射就能啟動新的心搏周期。這使得心臟對流入非常敏感。心房收縮相一旦心臟和AV活塞在擴張的心包囊內(nèi)部達到它們的最大尺寸和中間位置，那么 就僅能通過心臟流出道以及和它們相連血管的運動來增加心臟的容積。這會增加IVS被固 定面積處的AV活塞的沖程長度。這在AV功能后的動力高時能夠在高流速和頻率下證明。 不像人工撓性AV泵能夠通過使用AV功能甚至僅通過靜力就能壓縮整個流入隔膜，心臟 已選擇在相當?shù)偷牧魉俸皖l率下通過添加力來增加沖程長度。該解決方案在心臟功能障礙 時有時還能救命。在心房收縮相期間，覆蓋AV活塞球狀部分的質(zhì)量和容積會有所減少。這 些結(jié)構(gòu)上的減少會產(chǎn)生滑動力以及對心包囊和AV活塞的液壓性附著，這導致尤其是AV活
9塞的外周肌肉部分的提升。這會導致活塞之上和之下的血液以及心室壁內(nèi)的部分張力和彈 性中止的重新安排。以此方式，作為加強機制的心房收縮將增加沖程長度，而且在流入泵和 泵內(nèi)的動力變低時會使泵更容積有效。在高流速和頻率下，張力至容積相會非常短，而且作 為快速AV功能相的一部分甚至會消失。此時動力會足夠強以促使活塞位于其中間位置之 上，并且使得心房收縮以便與快速AV功能相融合。它們將通過關(guān)閉入口瓣進一步影響容 積至張力相的縮短。以這種方式，由心房收縮產(chǎn)生的推升AV活塞的力將會降低，以進一步 增加沖程長度。在高流速和頻率下，流入心臟、心臟內(nèi)部、流出心臟的存儲能量比心臟內(nèi)部和外部 的回彈力存儲能量要高得多。這意味著文丘里效應會以最大力工作，利用心肌內(nèi)的所有張 力并產(chǎn)生大射血分數(shù)(EF)。心臟的流入將充滿間接A V容積，而且和文丘里效應一起降低 排送相結(jié)束時入口瓣上的壓力梯度，并促進大射血分數(shù)。原則上心臟在高流速和頻率下只 剩下排送相和快速AV功能相。只要驅(qū)動系統(tǒng)后的供能等于或低于它的最大靜態(tài)和動態(tài)工作負荷，心臟將會像人 工撓性A V泵一樣，通過其機械構(gòu)造使沖程容積和頻率一直適合于流入。對于動力供應的 降低，靜態(tài)工作負荷的降低可以作為充分泵功能的補償因素。AV活塞的減諫效應活塞是撓性的，由位于撓性但非很有擴張性的心包囊內(nèi)的肌肉細胞組成和驅(qū)動， 這一事實使得活塞可以繼承另一個特性，該特性對形成平滑的開始并且在心室肌變?nèi)鹾? 或收縮不良時是有用的。這一特性被稱為AV活塞的減速效應。人工AV活塞的球狀活塞 面積會在排送相期間增加其朝向出口球狀物的面積而減少其朝向入口球狀物的面積。從構(gòu) 造的觀點來看，這可以通過調(diào)整協(xié)聯(lián)曲線結(jié)構(gòu)來完成，并使得入口球狀物撓性且可擴張，從 而在排送相結(jié)束和活塞返回相開始的過程中吸收和釋放動能。然而，心臟有一個被牽拉的 撓性球狀活塞，從原則上來說是以另一種方式工作的。心臟減少其朝向心室的面積，由此也 減少產(chǎn)生直接AV容積所產(chǎn)生的最大直徑。這些容積被部分添加到同樣被產(chǎn)生的間接AV 容積。這就使得心臟在排送相期間具有更窄的蛋形形狀。由于與球狀AV活塞的液壓性連 接以及由AV容積產(chǎn)生的吸力，AV活塞朝向心房及其心耳容積的面積將有所增加。朝向心 室的面積的減少適應于心肌細胞的力釋放特性曲線，因為心肌細胞在接近收縮期開始時施 加最大力并在收縮期其他時間內(nèi)持續(xù)減弱。朝向心室的AV活塞面積的減少會減少經(jīng)受產(chǎn) 生的靜態(tài)壓力所需的力。相反，為了更好的動力功能，這些釋放的力可以在排送相結(jié)束時用 以保持流入、心臟內(nèi)部和流出心臟的動能。人工泵內(nèi)的大剛性推壓板需要協(xié)聯(lián)曲線結(jié)構(gòu)以及平滑的開始以關(guān)閉入口瓣并避 免高壓力梯度。這由心臟根據(jù)初始時間來完成，而初始時間在啟動肌肉力從外周朝向環(huán)形 纖維環(huán)為AV活塞供能的部位可由ECG記錄。通過尤其提升AV活塞朝向心尖(即心臟基 部)的外周肌肉部分，心房收縮已經(jīng)使得心室肌外輪廓在橫截面視圖中與環(huán)形纖維相連 接，特別是在右側(cè)看上去像個鉤子(參見圖8)。一旦心室收縮開始，在心包囊和它包圍的 上下血液容積之間將存在AV活塞的滑動。根據(jù)第一杠桿原理，這些運動會產(chǎn)生減速的外周 泵效應，直到整個AV活塞和其瓣膜以及作為整個單位的力量支持可以參與排送工作。這 一減速工作會引發(fā)內(nèi)部容積的再分配，并以最小的反流關(guān)閉入口瓣。它也準備心肌作為構(gòu) 造材料，特別是IVS準備好經(jīng)受增加的壓力。由于減小的力和/或減弱的心室收縮(協(xié)同失調(diào))，AV活塞的總沖程長度會縮短。需要更少動力外周的減速運動將仍會產(chǎn)生和取代直 接A V容積，雖然公共AV活塞的更平坦部分的運動和排送，以及環(huán)形纖維環(huán)在嚴重病例中 會被嚴重縮小。在這些病例中，心室射血相將通過一個長的張力至容積相被直接轉(zhuǎn)化為慢 速的AV功能相。在這些病例中，心房收縮的提升功能能夠挽救生命。對于心臟的新舊研究方法的探究帶來了很多非常難以解釋的信息。如果完全知曉 工作原理被后的技術(shù)性細節(jié)，那么每個機械設(shè)備都可以以狀態(tài)圖的方式來表達。心臟的充 盈和調(diào)節(jié)功能已經(jīng)討論了幾個世紀。心臟復雜的結(jié)構(gòu)和運動以及不為人知的力學特點，使 得即使在極低流速和心率下也幾乎不可能確定心臟內(nèi)不同活動和功能的作用。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亂的信息。以上認識連同心臟是以擠壓 功能泵血的一般認定，可能就是為什么在試圖理解和分析心臟功能時一直關(guān)注心肌細胞的 活動的原因。根據(jù)前述，發(fā)明人已經(jīng)識別大量快速、準確和可靠的方法用于確定并呈現(xiàn)表示心 臟真實泵血過程的相關(guān)信息，由此就可以確定正確的診斷和治療。因而，本發(fā)明的目的在于實現(xiàn)一種適于查詢相關(guān)信息從而能夠輕易確定正確的診 斷和治療的改善圖形接口。

發(fā)明內(nèi)容
上述目的由根據(jù)獨立權(quán)利要求的本發(fā)明實現(xiàn)。優(yōu)選實施例在從屬權(quán)利要求中闡明。根據(jù)本發(fā)明，將輸入值應用于狀態(tài)機接口系統(tǒng)，例如專用軟件的狀態(tài)機接口系統(tǒng) 適于將心臟機械邊界條件識別、驗證作為活塞泵或更精確的A V泵狀態(tài)機和心肌細胞狀態(tài) 機的簇狀態(tài)機，并將心臟機械邊界條件分為表示例如狀態(tài)圖的時相。最后，狀態(tài)機接口系統(tǒng) 將調(diào)查出的值呈現(xiàn)為例如趨勢曲線結(jié)構(gòu)，該趨勢曲線結(jié)構(gòu)，以一種便于理解和分析的緊湊 方式反映心臟在整個周期中的主要功能。接口系統(tǒng)也能接收并產(chǎn)生用以模擬、評估、分析和 數(shù)據(jù)庫處理的值(參見圖9)。即使當使用稀疏信息呈現(xiàn)為值或其他事件，并在個體相關(guān)的 狀態(tài)圖和相關(guān)數(shù)據(jù)庫中將這些信息用作輸入值的情況下，最終得到的狀態(tài)圖和/或趨勢曲 線可以包括相關(guān)信息，從而可以正確例示心臟的條件。本發(fā)明的目的如下實現(xiàn)識別心搏周期的時相，通過一種或多種記錄方法記錄來 自一個或多個位置的局部狀態(tài)圖來評估各時相的正確時間間隔，而在隨后統(tǒng)計學地找出最 有代表性的全局狀態(tài)圖。一旦找出該全局狀態(tài)圖，可將與心臟功能相關(guān)的其他信息添加到 記錄的全局狀態(tài)圖的時相上，而且這些信息例如可以是ECG記錄、經(jīng)驗證的局部和全局活 塞的沖程長度，生成源于射血分數(shù)的狀態(tài)圖的心肌的局部和全局的增厚和運動，起搏器記 錄的阻抗曲線，中央和外周流動和血壓，包括心肌灌注、速率和心臟及其血管內(nèi)外張力變化 和其他內(nèi)部和外部產(chǎn)生的值，以及與心臟及其循環(huán)功能相關(guān)的化學和電刺激。


圖la-lf示意性地例示了 A V泵的不同時相。圖2例示了人工撓性A V泵。圖3a_3d例示了根據(jù)本發(fā)明實現(xiàn)的心臟3D表示的例子。
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圖4是示出了心臟和周圍組織的短軸位的磁共振圖像(MRI)圖片。圖5是示出了心臟和周圍組織的矢狀位的MRI圖片。圖6是示出了心臟和周圍組織的前后位的MRI圖片。圖7是示出了心臟和周圍組織的前后位的另一幅MRI圖片。圖8是示出了心臟和周圍組織的長軸位的MRI圖片。圖9例示了根據(jù)本發(fā)明產(chǎn)生的全局狀態(tài)圖。圖10例示了在心臟橫截面視圖中結(jié)合本發(fā)明使用的測量和驗證點。圖11例示了根據(jù)本發(fā)明產(chǎn)生的全局狀態(tài)圖，其中特別顯示了相關(guān)沖程長度。圖12例示了正常對象的沖程長度曲線。圖13例示了正常的、缺血的和訓練的對象以及患有協(xié)同失調(diào)的對象的沖程長度 曲線。圖14是例示了本發(fā)明的不同方面的示意性概圖。圖15是例示根據(jù)本發(fā)明的狀態(tài)機接口系統(tǒng)的各主要部分的框圖。圖16a和圖16b例示了具有子相的全局狀態(tài)圖(圖16a)以及通過結(jié)合ECG記錄 進行外周壓力和/或流量監(jiān)測的簡化狀態(tài)圖(圖16b)。
具體實施例方式根據(jù)上面的描述，心臟泵周期被分為六個主要時相1 慢速AV功能2.心房收縮3.容積至張力4.心室射血5.張力至容積6 快速A V功能這六個時相是專用軟件的核心，第一步是由來自輸入裝置的信息來加載軟件，以 找出并評估這些時相，并且將這些時相作為全局個體相關(guān)的和經(jīng)驗證的狀態(tài)圖程序，參見 圖9。以上過程可以通過使用來自簡單的或更復雜的研究方法或位于體內(nèi)和/或體外 監(jiān)測設(shè)備的輸入數(shù)據(jù)來完成，其中這些數(shù)據(jù)與心臟功能直接或間接相關(guān)，而且上述過程也 接受輸入值來產(chǎn)生模擬和校正。作為第二步，可將研究值添加到狀態(tài)中，所述狀態(tài)指示這些數(shù)據(jù)是在何時、何地、 如何、為何得到的。在第三步可以添加進一步的模擬、分析、驗證和數(shù)據(jù)庫單元。通過使用TVI，該發(fā)明將被描述為研究和監(jiān)測設(shè)備。記錄值(諸如速度)可以被用 來粗略識別這些時相。圖10例示了定位在心臟內(nèi)和/或心臟外任何位置的1到n個記錄 點的示例性位置，并用小點和大點標明這些位置。記錄這些時相若離心臟越近則越容易檢測其確切的開始和結(jié)束。即使使用諸如 TVI的高分辨率技術(shù)，這些時相的實際開始和結(jié)束仍會因為復雜的運動和記錄假象而難以 定義，在肌肉收縮受到干擾時尤為如此。如前所述在帶有或不帶有其他補充性研究方法(如ECG)情況下測量更多位置，以通過根據(jù)定義的狀態(tài)增加邊界條件，該軟件就能將向圖 像處理技術(shù)那樣統(tǒng)計性地找出右室和左室中最有代表性的全局狀態(tài)圖。時相被呈現(xiàn)為由內(nèi)向外部以顏色標記的環(huán)，以示出在心搏周期的不同時相毫秒計 的持續(xù)時間，參見圖9。一旦完成上述步驟，可以如圖11所例示將其他不同種類的功能添加到全局狀態(tài) 圖上。在圖11中示出了 AV活塞在七個位置(大點)上運動的結(jié)果，這些位置接近圖10例 示的纖維化環(huán)。通過測量那些盡可能好的代表這些位置處的活塞運動的臨近點，這些點的 運動也被統(tǒng)計學驗證。這七個位置由根據(jù)圖11所示全局狀態(tài)圖的七個彩色標記的環(huán)來表 示。最中央的環(huán)表示“中心”點和由右室心肌完成的公共AV活塞的運動。主要時相又根據(jù) 半徑短線(Ls)被分成亞時相，用以可視化局部變化(由環(huán)上扇區(qū)內(nèi)顯示的值表示)和全局 變化(由顯示為每個扇區(qū)的總值表示)。全局值最后將用作趨勢曲線算法中的值，這種算法 非常清楚地例示心臟在各時相的表現(xiàn)。這在圖12中例示。如圖11中示例性狀態(tài)圖所示，由圖形例示來表示活動，其中一個表示心臟左半側(cè) 的狀態(tài)圖，另一個表示心臟右半側(cè)的狀態(tài)圖，和/或第三個表示室間隔活動的狀態(tài)圖。已經(jīng) 根據(jù)輸入信號和/或是其他相關(guān)信號為每個表示的心搏周期相和/或心搏周期相的亞部分 賦予了相關(guān)值。如上討論并基于圖11例示的狀態(tài)圖，產(chǎn)生至少一個趨勢曲線，用以表示來 自一個到所有心搏周期相或來自一個心搏周期相的一個或許多亞部分的賦值。根據(jù)一個實施例，產(chǎn)生趨勢曲線，用以表示來自一個到所有心搏周期相或來自一 個心搏周期相的一個或許多亞部分的賦值的均值。這在圖11和圖12中例示。例如，在心 室射血相的第二亞部分期間，對于不同測量值3，5 3, 8 4, 1 3, 8 3, 9 3，6，已將均值確定為 3，8均值。圖12例示的趨勢曲線于是可以通過使用算出的均值來確定。事實上，可以通過與心臟機械功能相關(guān)的任何研究參數(shù)以及可以作為反映心臟不 同時相中AV活塞運動的凸輪曲線外形的研究參數(shù)，產(chǎn)生趨勢曲線。圖13示出了四條趨勢曲線，表示經(jīng)訓練對象，正常對象、缺血對象以及協(xié)同失調(diào) 對象的趨勢曲線。零線等于AV活塞的中間位置。負值指示并非直接A V功能力的其他力 量正工作用以增加AV活塞的沖程長度。這些力由心房收縮產(chǎn)生，而在協(xié)同失調(diào)對象中這些 力則由不能抵抗經(jīng)入口瓣的初始壓力梯度的損傷肌肉的收縮產(chǎn)生。心房作用對A V功能作用的這一相左(division)只能在這類研究中看到，但是其 效果則通過全局狀態(tài)圖中持續(xù)時間的變化而可被輕易看到。如上明確例示的，可以從趨勢曲線及其相關(guān)全局狀態(tài)圖輕易檢測半徑的變化，這 也使它們非常適于由軟件和數(shù)據(jù)庫檢測。圖14是對上面描述內(nèi)容逐步說明的概括。優(yōu)選地，創(chuàng)建值例如經(jīng)由互聯(lián)網(wǎng)或經(jīng)由常規(guī)蜂窩電話網(wǎng)發(fā)送至包括表示不同個體 和/或全局相關(guān)值的存儲值的數(shù)據(jù)庫。這些值與存儲值相比較，然后產(chǎn)生取決于這一比較 的狀態(tài)信號或報告。狀態(tài)信號或報告可以被用來，例如確定并發(fā)送正確醫(yī)學治療，確定并發(fā) 送正確醫(yī)學診斷，和/或改善運動員的訓練計劃。參考圖15，本發(fā)明是由包括狀態(tài)機械接口系統(tǒng)的心臟狀態(tài)機分析器和/或模擬器 實現(xiàn)的。接口系統(tǒng)進一步包括輸入裝置2，用以接收被轉(zhuǎn)化為時間相關(guān)觸發(fā)點的信號4，并 將這些觸發(fā)點應用于處理裝置6，處理裝置6通過使用心臟狀態(tài)機分析器算法確定相關(guān)數(shù)據(jù)庫系統(tǒng)，使能要被存儲在存儲裝置中的兩維或三維的圖形表示，由此使得相關(guān)數(shù)據(jù)庫系 統(tǒng)既可以滿足心肌細胞狀態(tài)機的工作制度，又可以滿足心臟簇狀態(tài)機的工作制度。處理裝 置適于使用數(shù)據(jù)庫系統(tǒng)發(fā)送信息，用以確定治療方法，例如訓練、外科手術(shù)或藥物治療。輸入裝置可以接收單獨的或混合成像，以及通過超聲、磁共振、x射線、Y輻射獲 取的其他數(shù)據(jù)或者通過脈搏體積描測法、脈搏和/血流測量、壓力和/或容積隨時間變化而 測量的心臟和生理活動的其他數(shù)據(jù)，用以改善和驗證數(shù)據(jù)。圖16a和圖16b (與在前圖比較以觀察新名字和顏色代碼)例示了帶有亞時相的 全局狀態(tài)圖的圖形驗證的例子，所述圖形驗證由TWI針對醫(yī)生使用產(chǎn)生(圖16a)，并由帶有 心電圖記錄的外周血壓和/或血流檢測的針對個人使用的簡化狀態(tài)圖產(chǎn)生(圖16b)。如下是指示圖16a和圖16b的各圖中使用的帶解釋性文本的彩色代碼。下文為圖中使用的縮寫HR=心率DF=動力因素CF=冠脈血流BP =血壓節(jié)段中帶圈符號“ V”以百分數(shù)示出測量值在正常分布內(nèi)。節(jié)段中帶圈符號“X”以百分數(shù)示出測量值在正常分布外。本發(fā)明不限于上面所描述的優(yōu)選實施例。可以使用各種替換、修改及等價物。因 此，上面的實施例不應被認為是對由所附權(quán)利要求限定的本發(fā)明的限制。
權(quán)利要求
狀態(tài)機接口系統(tǒng)，包括狀態(tài)機算法和適于接收來自至少一個傳感器設(shè)備的信號的圖形用戶界面，所述信號與生物體的心臟和/或循環(huán)系統(tǒng)的生理活動相關(guān)的，并且所述狀態(tài)機算法適于基于所述信號確定心搏周期的時相，其中心搏周期的不同時相由模擬心臟以及可選的循環(huán)系統(tǒng)的心臟簇狀態(tài)機中的所述狀態(tài)機算法確定，其中心臟簇狀態(tài)機由有限心肌細胞狀態(tài)機融合而成以形成ΔV泵狀態(tài)機，其特征在于，所述確定的心搏周期的時相是如下被評估的基于所述信號確定各時相各自的局部狀態(tài)圖，從而為每個心搏周期時相確定各自的正確持續(xù)時間，以及隨后確定最有代表性的全局狀態(tài)圖，在圖形用戶界面上呈現(xiàn)確定的所述局部狀態(tài)圖和所述全局狀態(tài)圖，由此例示不同時相之間的時間關(guān)系。
2.如權(quán)利要求1所述的狀態(tài)機器接口系統(tǒng)，其中心搏周期的時相圖形呈現(xiàn)為被排列為 狀態(tài)圖的一個或幾個圖形例示，例如重疊的周期圖、環(huán)或條，以呈現(xiàn)在一個到若干位置上心 臟和循環(huán)系統(tǒng)的不同活動，其中時相被表示為其長度依賴于各時相的持續(xù)時間的時間段。
3.如權(quán)利要求2所述的狀態(tài)機接口系統(tǒng)，其中活動由圖形例示表示，一個表示心臟左 半側(cè)的狀態(tài)圖，另一個表示心臟右半側(cè)的狀態(tài)圖和/或第三個表示室間隔活動的狀態(tài)圖。
4.如權(quán)利要求1-3任一項所述的的狀態(tài)機接口系統(tǒng)，其中每個呈現(xiàn)的心搏周期時相和 /或心搏周期時相的亞部分，已被賦予了來自所述輸入信號和/或其他相關(guān)信號的相關(guān)值。
5.如權(quán)利要求4所述的狀態(tài)機接口系統(tǒng)，其中產(chǎn)生至少一個趨勢曲線，用以表示來自 一個至所有心搏周期時相或來自一個心搏周期時相的一個或多個亞部分的賦值。
6.如權(quán)利要求4所述的狀態(tài)機接口系統(tǒng)，其中產(chǎn)生至少一個趨勢曲線，用以表示來自 一個至所有心搏周期時相或來自一個心搏周期時相的一個或多個亞部分的賦值的均值。
7.如權(quán)利要求5或6所述的狀態(tài)機接口系統(tǒng)，其中所述趨勢曲線被圖形呈現(xiàn)，使得零線 等于是AV活塞的中間位置，并使得負值指示有不是直接Δ V功能力的其他力正工作用以增 加AV活塞的沖程長度。
8.如權(quán)利要求1-7任一項所述的狀態(tài)機接口系統(tǒng)，其中每個呈現(xiàn)的心搏周期時相具有 預先確定的顏色和/或圖案，編碼和/或百分比計分，從而明確相互區(qū)分和量化各個時相。
9.如權(quán)利要求1-8任一項所述的狀態(tài)機接口系統(tǒng)，其中顯示的信息是連續(xù)實時更新的。
10.如權(quán)利要求1-9任一項所述的狀態(tài)機接口系統(tǒng)，其中創(chuàng)建值發(fā)送至包括表示個體 和/或全局相關(guān)值的存儲值的數(shù)據(jù)庫，所述創(chuàng)建值與所述存儲值相比較，產(chǎn)生取決于所述 比較的狀態(tài)信號或報告，其中狀態(tài)信號或報告可以被用來，例如確定并發(fā)送正確醫(yī)學治療， 確定并發(fā)送正確醫(yī)學診斷，和/或改善運動員的訓練計劃。
全文摘要
狀態(tài)機接口系統(tǒng)包括狀態(tài)機算法以及適于接收來自至少一個傳感器設(shè)備的信號的圖形用戶界面，所述信號與生物體的心臟和/或循環(huán)系統(tǒng)的生理活動相關(guān)。狀態(tài)機算法適于根據(jù)所述信號確定心搏周期的時相。心搏周期的不同時相根據(jù)模擬心臟及可選的循環(huán)系統(tǒng)的心臟簇狀態(tài)機內(nèi)的所述狀態(tài)機算法確定，并由有限心肌細胞狀態(tài)機融合而成，以形成ΔV泵狀態(tài)機。確定的心搏周期的時相如下被評估的基于所述信號確定各時相各自的局部狀態(tài)圖，從而為每個心搏周期時相確定各自的正確持續(xù)時間，以及隨后確定最有代表性的全局狀態(tài)圖，在圖形用戶界面上呈現(xiàn)確定的所述局部狀態(tài)圖和所述全局狀態(tài)圖，由此例示不同時相之間的時間關(guān)系。
文檔編號A61B5/02GK101925326SQ200880125239
公開日2010年12月22日 申請日期2008年12月2日 優(yōu)先權(quán)日2007年12月3日
發(fā)明者J·約翰森, S·倫貝克 申請人:睿捕心臟股份公司