Eindhoven University of Technology

MASTER

Onderzoek naar een aandrijving voor het Anstadt Cardiac Assistive Device

Klein, P.A.H.

Award date:1987

Link to publication

DisclaimerThis document contains a student thesis (bachelor's or master's), as authored by a student at Eindhoven University of Technology. Studenttheses are made available in the TU/e repository upon obtaining the required degree. The grade received is not published on the documentas presented in the repository. The required complexity or quality of research of student theses may vary by program, and the requiredminimum study period may vary in duration.

General rightsCopyright and moral rights for the publications made accessible in the public portal are retained by the authors and/or other copyright ownersand it is a condition of accessing publications that users recognise and abide by the legal requirements associated with these rights.

• Users may download and print one copy of any publication from the public portal for the purpose of private study or research. • You may not further distribute the material or use it for any profit-making activity or commercial gain

FACULTEIT DER ELEKTROTECHNIEK

TECHNISCHE UNIVERSTEIT

EINDHOVEN

Vakgroep Medische Elektrotechniek

Onderzoek naar een aandrijving voor het

Anstadt Cardiac Assistive Device

door P.A.H. Klein

Rapport van het afstudeerwerk

uitgevoerd van 1 december 1986 tot 1 augustus 1987

in opdracht van prof. dr. ir. J.E.W. Beneken en prof. G.H. Hanegreefs

onder leiding van ir. W.H. Leliveld

dr. K. M. Vermeyen

ir. W. Wittesaele

DE FACULTEIT DER ELEKTROTECHNIEK VAN DE TECHNISCHE

UNIVERSITEIT EINDHOVEN AANVAARDT GEEN VERANTWOORDELlJKHEID

VOOR DE INHOUD VAN STAGE- EN AFSTUDEERVERSLAGEN

Samenyatting.

In de periode van december1986 tot augustus 1987 is in het Universitair Ziekenhuis te

Antwerpen een onderzoek gedaan om te komen tot een aandrijving van een kunstmatig

hart, het "Anstadt Cardiac Assistive Device". Het "Anstadt Cardiac Assistive Device"

ondersteunt de hartfunctie door de ventrikels van het hart ritmisch leeg te persen met

behulp van een pericardiale cup, die over de ventrikels wordt geschoven.

De aandrijving van het "Anstadt Cardiac Assistive Device" is te splitsen in een

elektronisch en een pneumatisch gedeelte. Er is vooral onderzoek gedaan naar het

pneumatische deel van de aandrijving. Vier mogelijke oplossingen om een pneumatische

aandrijving ten behoeve van het kunstmatig hart te realiseren zijn bestudeerd. Doordat

de overdrachtsverhoudingen van pericardiale cup en hart niet bekend zijn, is gekozen

een aandrijving te onderzoeken waarbij een elektro-pneumatische driewegklep schakelt

tussen twee drukniveau's en daardoor een drukgolf in de cup teweegbrengt. Deze

aandrijving is zeer eenvoudig en geeft de mogelijkheid de overdrachtverhoudingen van

het hart en cup te bestuderen.

Het elektronische deeI van de aandrijving bestaat uit een microcomputersysteem. Dit

systeem dient de timing, controle en beveiliging van het kunstmatige hart te verzorgen.

Summary

In the period from december1986 till august 1987 a studie has been made at the

university hospital Antwerp to realize a drive for an artificial heart, the "Anstadt

Cardiac Assistive Device". The "Anstadt Cardiac Assistive Device" assists the function of

the heart by rhithmically squeezing the ventricles inside a pericardial cup, which is

fixed over the ventricles.

The driver of the "Anstadt Cardiac Assistive Device" can be separated in an electronic and

a pneumatic part. Especially the pneumatic part of the driver has been studied. Four

possible solutions to realize a pneumatic driver for the artificial heart have been

studied. Because of the fact that the transfer functions of the pericardial cup and the

heart are unknown, the choice has been made to study more closely the function of the

driver by means of an electro-pneumatic threeway valve which switches between two

pressure levels and causes a pressure wave in the cup. This drive is very simple and

gives the possibility to study the transfer functions of heart and cup.

The electronic part of the drive consists of a microcomputer system. This system has to

take care of timing, monitoring and safety of the artificial heart.

- 2-

Inhoud

Samenvatting, summary 1

Inhoud. 2

1 Inleiding. 5

2 Mechanische gebeurtenissen gedurende een hartcyclus. 6

2.1 De systole. 6

2.2 De diastole. 8

2.3 Verschillen tussen rechter en linker ventrikel. 9

3 Kunstmatige harten. 10

3.1 De Anstadtpomp. 11

3.2 Systeembeschrijving van hart, aorta en anstadtcup. 14

4 De ontwerpeisen van de Anstadtpomp. 17

4.1 Definitie van de hartfasen. 17

4.2 De eisen. 19

5 De pneumatische aandrijving. 23

5.1 Het volume van het pneumatisch systeem. 25

5.2 De compliantie van het gas. 26

5.3 De invloed van de fase van het hart op de gasflow in het pneumatische

systeem. 28

5.4 Bepaling van de maximaal te verwachten flow naar de cup gedurende de

hartcyclus. 29

5.4.1 De isometrische contractie fase. 30

5.4.2 De rapid ventricular ejection fase. 30

5.4.3 De reduced ventricular ejection fase. 32

5.4.4 De isovolumetrische relaxatie fase. 32

5.4.5 De rapid, slow ventricular filling fase. 33

5.5 Grafische bepaling van de flow naar de pericardiale cup. 34

6 Het onderzoek naar een realiseerbare aandrijving. 36

6.1 Regeling van de druk in de cup m.b.v. een elektro-pneumatische

drukregelaar. 37

6.2 Regeling van de flow naar de cup m.b.v. een elektro-pneumatische

flowregelaar. 39

- 3-

6.3 Besturing van druk en flow naar de cup met behulp van twee drukregelaars

en een driewegklep. 41

6.4 Opbouw van de druk in stappen met behulp van een snelle open/dicht klep. 43

6.5 De keuze van het te ontwerpen systeem. 45

7 Het microcomputersysteem. 46

7.1 Het 6809 monoboard. 46

7.2 De AD-converter. 47

7.3 De DA-converter. 47

7.3.1 De adressering. 50

7.3.2 De resolutie. 50

7.3.3 De lineariteit. 50

7.3.4 De monotonie. 51

7.3.5 De responsie. 51

7.3.6 De offsetfout. 51

7.3.7 conclusies. 52

8 Metingen aan het systeem dat de druk in de pericardcup door middel van

twee drukregelaars en een driewegklep stuurt. 53

8.1 Bepaling van het meetsysteem. 53

8.1.1 De drukregelaar. 55

8.1.2 De veiligheidskamer. 57

8.1.3 De drukmeting. 58

8.1.4 Het meetsysteem. 58

8.2 De metingen. 60

8.2.1 Metingen aan de compressiefase. 60

8.2.2 Metingen aan de decompressiefase. 63

9 Beschijving van het te ontwerpen aandrijfsysteem. 65

10 Veiligheid. 68

11 Conclusies. 71

12 Literatuur 72

13 Bedrijvenregister 74

- 4-

Bijlagen

1 De eigenschappen van het 6809 monoboard.

2a Layout van de D/A-converter, conponentenzijde.

2b Layout van de dla- converter, koperzijde.

3 Componenten layout van de dla print.

4 Componentenlijst.

5 Weergave van de resolutie van de dla- converter.

6 Flowchart van een programma om driehoekspanningen te genereren.

7 Programma dat resp. een driehoekspanning en een zaagtandspanning genereert.

8 Driehoekspanning gegenereerd met het micro-computersysteem ter controle

van de Iineariteit van de dla- converter.

9 Zaagtandspanning ter control~ van de responsiesnelheid van de converter.

- 5-

1 Inleiding

Ondersteuning of vervanging van de hartfunctie door middel van een kunstmatig hart

neemt in de geneeskunde een steeds belangrijker plaats in. Mogelijke indikaties

hiervoor zijn frequent, immers :

1) Hartziekten waarbij het hart zijn functie niet of niet volledig kan vervullen

komen vaak voor en de techniek biedt steeds meer mogelijkheden biedt om het hart

in zijn werking te vervangen of te ondersteunen.

2) Soms kan het hart zichzelf herstellen indien men de taak van het hart, voor een

bepaalde periode, overneemt of ondersteunt met behulp van een kunstmatig hart.

3) Het komt voor dat het hart zodanig is verzwakt dat genezing niet meer mogelijk

is. Men moet dan overgaan tot transplantatie van het hart. Een donorhart is meestal

niet direkt beschikbaar. Er is een tekort aan donorharten en niet elk donorhart is

geschikt voor elke patient. Gedurende de periode dat de patient op transplantatie

wacht, moet de bloedsomloop in stand gehouden worden. Ais het hart van de patient

hiertoe niet meer in staat is, moet de hartfunctie tijdelijk worden overgenomen

door een kunstmatig hart. Het kunstmatige hart wordt dan gebruikt als een "bridge

to transplantation".

De laatste 40 jaar is er veel onderzoek aan kunstmatige harten verricht. In het

universitair ziekenhuis te Antwerpen wordt onderzoek verricht naar een

kunstmatig hart dat werkt volgens het Anstadt principe, genaamd naar de uitvinder

G.L. Anstadt. Bij toepassing van dit principe blijft de bloedbaan intakt. De

pompwerking van het hart wordt ondersteund of overgenomen door een mechanisme

dat de ventrikels van het hart ritmisch leegperst. Dit mechanisme bestaat uit een

zogenaamde pericardiale cup, die om de ventrikels geplaatst wordt. Deze

pericardiale cup wordt aangedreven door een pneumatisch systeem en bestuurd met

behulp van een microcomputer.

Mijn opdracht is:

- het verrichten van een onderzoek naar mogelijke oplossingen voor een

aandrijving van het kunstmatige hart dat werkt volgens het Anstadt principe.

- een voorstel doen, dat kan leiden tot een realiseerbare aandrijving.

- realisatie van een zo groot mogelijk deel van de aandrijving van het kunstmatige

hart.

- 6-

2 Mechanische gebeurtenissen gedurende een hartcyclus.

Voordat we de hartpomp nader bekijken zullen we eerst onderzoeken hoe een

hartcyclus verloopt en wat de gebeurtenissen gedurende zo'n cyclus zijn.

Het hart, van een mens in rust, klopt met een frequentie van gemiddeld 70 a 80

slagen per minuut. Een cyclus van het hart duurt dus ongeveer 750 msec.. Ze kan

worden onderverdeeld in twee perioden, n.1. de systole en de diastole. De systole

start op het moment dat de druk in de ventikels begint te stijgen en eindigt op het

moment waarop de aortaklep, na de uitstoot van het bloed uit de ventrikels, weer

sluit. De overgebleven tijd gedurende een hartcyclus wordt de diastole genoemd,

fig. 2.1. Deze twee perioden van de hartcyclus kunnen elk worden onderverdeeld in

fasen. In het nu volgende worden de perioden en fasen van de hartcycus aan de hand

van de gebeurtenissen in het Iinkerventrikel in volgorde van tijd toegelicht. Deze

toelichting is op enkele uitzonderingen na ook van toepassing op het rechter

ventrikel, [2].

2.1 De systole.

De eerste fase van de systole van het linker ventrikel is de jsoyolumetrjsche

contractie. Deze fase start op het moment dat de druk in het linker ventikel begint te

stijgen. (De druk in het ventrikel neemt toe, terwijl het volume constant blijft

vanwege de verwaarloosbare compliantie van het bloed.) Op het E.C.G. kunnen we op

dit moment de R-piek van het QRS-complex waarnemen. In fig. 2.1 zien we, dat in

deze fase de druk in het linker ventrikel lager is dan de druk in de aorta. De

aortaklep blijft gesloten zolang dit het geval is. Het bloed kan niet uit het ventrikel

totdat de ventrikeldruk gelijk is aan de druk in de aorta.

Op het moment dat de ventrikeldruk iets hoger is dan de druk in de aorta opent de

aortaklep en start de tweede fase van de systole, de rapid yenticular ejection. Op

het E.C.G. valt het begin van deze fase vrijwel samen met het eind van het

QRS-complex. Doordat de aortaklep open is en de druk in het ventikel nog steeds

stijgt, ontstaat er een toenemende bloedflow vanuit het ventikel naar de aorta die

aan het einde van deze fase een maximum bereikt. Vanwege deze toenemende flow is

de druk in de aorta in deze fase iets lager dan de druk in het linker ventrikel.

- 7-

Verwaarlozen we de stromingsweerstand van de aortaklep, dan geldt in deze fase:

~P= cdF/dt' met ~P= Pventrikel -Paorta en c=constante, F= flow.

Deze fase eindigt op het moment dat de flow door de aorta klep het maximum bereikt

heeft, ~ is op dit moment gelijk aan nul.. .. ..

DIASTOLE~ 4SYSIOLE I.: 4 DIASTOLEP mm Hg .:: '..

:1· 2 . 3120

100

80

60

40

20

0 · .flow 0 0.1 Q.2 0·.3 0.{:0.5 0.6 0.7 T (sec.)

ml / · .sec. ·.· .

400 ·.· .·.· .· .· .·.·.

200 ·.·.· .·.·.· .· .

0 0.1 0.2 0.3 0.4 0.5 0.6 0.7 T (sec.)

Fasen systole: 1) Isovolumetrische contractie

2) rapid ventricular ejection

3) reduced ventricular ejection

4) protodiastole

Fig. 2.1 : Bloeddruk en flow curven gedurende een hartcyclus

- 8-

De derde fase van de systole is de reduced ventricular ejection fase. In deze fase

bereikt de druk in het ventrikel zijn maximum en begint dan weer af te nemen. De

bloedflow begint nu weer af te nemen. De druk in de aorta is nu hoger dan de druk in

het ventrikel, 6P is negatief, want dF/dt is van teken gewisseld.

De bloedflow vanuit het ventrikel naar de aorta neemt in deze fase vrijwel Iineair af

van max. flow naar nul. De " reduced ventricular ejection " fase duurt voort totdat

de flow gelijk aan nul wordt.

Nu belanden we in een overgangsgebied tussende systole en de diastole, de

protodiastole genaamd. De druk in de aorta is nog steeds hoger dan de druk in het

linker ventrikel, 6P is negatief. Het gevolg hiervan is, dat de flow van het bloed

omkeert. Het omkeren van de bloedflow heeft tot gevolg dat de aortaklep sluit. Het

sluiten van de aortaklep heeft tot gevolg dat de flow snel naar nul gaat en dat is te

zien aan een piek in de bloeddrukcurve.

2.2 De diastole

Op het moment dat de aortaklep sluit, start de diastole. De eerste fase van de diastole

is de " isovolumetrische relaxatie " fase. De ventrikelspier ontspant en het volume

van het ventrikel blijft constant. Deze fase duurt voort totdat de druk in het linker

ventrikel lager wordt dan de druk van het linker atrium. Op dit moment begint er

bloed vanuit het linker atrium naar het linker ventrikel te stromen en start de "

rapid filling" fase. In deze fase neemt het volume van het linker ventrikel weer toe.

Deze fase wordt gevolgd door de "slow ventricular filling" fase. Gedurende deze fase

neemt de druk in in het linker atrium en het linker ventrikel langzaam toe totdat de

contractie van het atrium start, waardoor vulling van het linker ventrikel plaats

vindt. De volgende hartcyclus start na deze fase weer met de isovolumetrische

contractie van het linker ventrikel.

- 9-

2.3 Verschillen tussen rechter en linker ventrikel,

De contractie van het rechter ventikel begint iets later dan de contractie van het

linker ventrikel. De bloedflow uit het rechterventrikel in de pulmonaire arterien

start echter iets eerder dan de flow vanuit het linker ventrikel naar de aorta. Dit

wordt veroorzaakt doordat de bloeddruk in de pulmonaire arterien lager is dan de

bloeddruk in de aorta, [ 4 ]. Zodra de druk in het rechter ventrikel groter is dan de

druk in de pulmonaire arterien zal de hartklep openen en start de bloedflow. Op dit

moment is de druk in het linker ventrikel nog lager dan de druk in de aorta. De

aortaklep blijft dus nog gesloten.

Categorie 2

Categorie 3

-10-

3 Kunstmatige harten.

De laatste 40 jaar is er veel onderzoek verricht aan kunstmatige harten, ook wei

hartpompen genoemd. Vanwege de complexiteit van het probleem, het grote aantal

technische problemen en het grote aantal mogelijke alternatieve oplossingen zijn er

diverse methoden ontwikkeld om een hartpomp te realiseren. Het is het eenvoudigst

de verschillende hartpompen eerst naar functie in te delen. Er zijn drie functionele

categorie~n te onderscheiden, [ 3 ]:

1) directe hartpompen,

2) serie hartpompen,

3) parallel hartpompen.

In deze drie categorie~n zijn diverse typen hartpompen te onderscheiden, tabel 3.1,

[ 3 l.Ons onderzoek richt zich op een direkte hartpomp die de ventrikels ritmisch leeg

perst, in de IiteratuLir wordt ook wei gesproken over masseren van de ventrikels.

Voor een beschrijving van de diverse hartpompen wordt verwezen naar de

literatuur die over die hartpompen bestaat, o.a. [3,4,7,9,].

Tabel 3.1 : Classificatie van de diverse apparaten ter ondersteuning van het hart.

Categorie 1 DIRECT ASSIST

1. Cardiac massage2. Artificial myocardium3. Ventricular balloon

SERIES ASSI:;T

1. Valved series pumps2. Invasive counterpulsation

a. Arterial·arterial bypassb. Arterial compressionc. Valveless bladder sewn in i10rtild. Intraaortic balloon

3. External counterpulsationa. Airwayb. BASH'c. External body compression

PARALLEL'ASSIST

1. External peripherilla. Venovenous with oxygenationb. Venoarlerial withoul oxygenalionc. Venoarterial with oxygenation

2. External centrala. Left atrium to lemoral artery, no thoracotomy

(Dennis)b. Left atrium to axillary artery, pulsatile (Dc·

Bakey)c. Left atrium to aorta (Litwak) .d. Left ventricle (through aortic valve) to aorta

(Zwart)e. Left ventricle (through apex) to aorta. with

lilter (Peters)3. Implanted pump (LVAD) (Bernhard)

a. Lelt ventricleb. Biventricular

- 11 -

3.1 De Anstadt pomp.

Het type hartpomp waar het in het Universitair ziekenhuis te Antwerpen om gaat,

is een directe hartpomp die de ventrikels ritmisch leeg perst. In de 60 er jaren is

er in de Verenigde Staten onderzoek gedaan aan dit type hartpomp. In de Iiteratuur

wordt dit type pomp ook wei Anstadtpomp genoemd, [ 1 J.De Anstadtpomp bestaat uit een elektronische besturing en een pneumatische

aandrijving. De pneumatische aandrijving is onder te verdelen in een klepsysteem,

een veiligheidskamer en een z.g. pericardiale cup, fig. 3.1.

elektronischebesturing

Fig. 3.1 :Schematische weergave van de Anstadt hartpomp.

De pericardiaIe cup wordt ook wei Anstadtcup of gewoon cup genoemd. Het is een

enigzins starre schelp, die de vorm van de ventrikels van het hart heeft. Aan de

binnenzijde van de schelp bevindt zich een elastisch membraan dat luchtdicht aan de

schelp gemonteerd is, fig. 3.2 . Op het membraan worden elektroden aangebracht

waarmee het E.C.G. wordt afgeleid. Dit E.C.G. kan later worden gebruikt om de

hartcyclus van het kunstmatige hart te triggeren.

-12-

""1-- soepeleafsluitring

elastischI....,r-jr.....- membraan

1e------ starre schelp

vacuum

aansluiting vanaandrijving

Fig. 3.2 : voorbeeld van de pericardiale cup.

Deze schelp met membraan wordt over de ventrikels geschoven en wordt aan de

ventrikels "bevestigd" door een vacuum aan te brengen tussen het membraan en de

ventrikelwand.

Door tussen het membraan en de schelp een gas ( CO2 of He ) te persen zal het

membraan van de starre schelp van de cup af bewegen en druk uitoefenen op de

wanden van de beide ventrikels van het hart. De bedoeling is in de pericardiale cup

een zodanige druk te genereren dat in het linker ventrikel van het hart een zo

natuurlijk mogelijke bloeddrukcurve ontstaat. Op deze wjjze kan bij patienten

waarbij het hart niet of nauwelijks functioneert, door druk uit te oefenen op de

ventrikel wand. een bloeddruk worden gegenereerd. Er moet rekening gehouden

worden met het feit, dat de wand van het ventrikel invloed kan hebben op de

overdracht van de druk. De drukcurve in de cup en de bloeddrukcurve in het

- 13-

ventrikel behoeven dus niet aan elkaar gelijk zijn.

Het principe van een pomp die functioneert door middel van een pericardiale cup,

bevestigd om de ventrikels van het hart, heeft als voordeel dat de bloedbaan intakt

blijft en er geen Iichaamsvreemde voorwerpen in de bloedbaan worden ingebracht.

Het hart zelf vormt een onderdeel van het pompsysteem. Hierdoor wordt het risico

op vorming van bloedstolsels geminimaliseerd. Nadelen van het Anstadt principe

zijn:

-er bestaat het risico van druknecrose van de ventrikelwand, het afsterven van

weefsel veroorzaakt door het uitoefenen van druk op dat weefsel. De oorzaak

hiervan kan liggen in het feit dat door het uitoefenen van druk op de hartwand de

doorbloeding van het weefsel slechter geworden is. Onder normale omstandigheden

loopt de drukgradient in de ventrikelwand van binnen naar buiten. Indien er door de

cup druk wordt uitgeoefend op de ventrikelwand, loopt de drukgradient van buiten

naar binnen.

-De positionering van de cup kan problemen opleveren. Het is niet mogelijk de cup

te fixeren op een bepaalde plaats. De enige bevestigingsmogelijkheid is de

bevestiging van de cup aan de ventrikels door middel van een vacuum aan te brengen

tussen het membraan en de ventrikelwand.

Bij een hartpomp die werkt volgens het Anstadt principe , kan geen onderscheid

gemaakt worden tussen de druk uitgeoefend op de wand van het linker en het rechter

ventrikel. Het membraan van de cup zal op beide ventrikels dezelfde druk

uitoefenen. (in de cup bevindt zich maar een luchtkamer waarin een druk kan

worden gegenereerd) Het linker ventrikel bouwt gedurende de systole de grootste

druk op. De hartpomp moet gedurende een systole minstens deze druk op de wand

van het linker ventrikel kunnen uitoefenen. Vanwege deze eis en het ontwerp van de

cup moeten we toelaten dat de druk uitgeoefend op het linker ventrikel tevens wordt

uitgeoefend op het rechter ventrikel, [ 4 ]. Dit heeft natuurlijk fysiologische

consequenties die o.a. een onderdeel zijn van het onderzoek dat in het Universitair

ziekenhuis te Antwerpen, verricht zal worden.

- 14-

3.2 Systeembescbriiyjng van bart. aorta en cup.

Om een pneumatiscbe aandrijving voor de Anstadtpomp te kunnen ontwerpen, is bet

van belang bet systeem van bart, aorta en cup zo goed mogelijk te bescbrijven. Het

systeem wordt bescbreven in een elektriscb analogon, omdat dit, voor

elektrotecbnici, bet inzicbt in bet systeem vebetert. In tabel 2.1 worden de relaties

tussen elektriscbe en bemodynamiscb/pneumatiscbe grootbeden weergegeven.

Tabe! 2.1 :Elektriscb-hemodynamisch/pneumatisch analogon.

spanning U druk P

stroom I flow F

lading Q volume V

tijd t tij d t

weerstand R weerstand R=P/F

zelfinductie L inertantie L=p(dF/dtr 1

capaciteit C compliantie C=dV/dP

Het elektrisch schema van hart, aorta en cup wordt als voigt bepaald:

Het hart met de cup kunnen we gedurende de eerste fase van de systole, de

isovolumetrische contractie, beschouwen als een gesloten vat . Dit vat heeft een

bepaalde compliantie die voornamelijk afhankelijk is van de hoeveelheid lucht in

de cup. De compliantie van het bloed en de ventrikel spier kan ten opzicbte van de

compliantie van het volume lucht in de cup worden verwaarloosd. De compliantie

van het hart met de cup is in het elektrische schema te vergelijken met een

condensator, Co. De persluchtleidingen waardoor de lucht in de cup geperst wordt,

kunnen in het elektrische schema worden voorgesteld door een weerstand, Ro .

Gedurende de isovolumetrische contractie is bet elektrische analogon van het hart

met de cup de volgende, fig. 3.3 .

-15-

~--Uv ( = P linker ventrikel)

---l...- Co

Ro

+

Ui ( = Pin)

Fig. 3.3 : elekrtisch analogon van het hart met de cup in de isovolumetrische

contractie fase.

Gedurende de periode dat de aortaklep geopend is, stroomt er bloed uit het ventrikel

naar de aorta. De aorta staat nu in verbinding met het ventrikel en moet nu in het

elektrisch schema worden ingepast. We kunnen de aorta vergeJijken met een

elektrische lange leiding, [ 5 ]. Een lange leiding kunnen we opgebouwd zien uit een

aantal kleine segmenten ter lengte J1z. Een eindig aantal segmenten J1z in cascade

benadert de lange leiding. Een segment van de aorta kan als voigt in een elektrisch

analogon worden omgezet, fig. 3.4.

fj,z

Uaorta

, sectje van aorta

Fig. 3.4: Elektrisch analogon van een aortasegment.

- 16-

Is de druk in het ventrikel hoger dan de druk in de aorta, dan is de klep open, en

vloeit er bloed uit het ventrikel naar de aorta. De klep laat het bloed maar in een

richting door. Zodra de richting van de flow van het bloed ornkeert, dan sluit de klep.

Oit is te vergelijken met de elektrische diode. Ook de klep tussen het linker atrium

en het linker ventrikel kan in het elektrische schema worden weergegeven door een

diode. We kunnen nu de beide bovenstaande schema's aan elkaar koppelen. Aan het

eind van de aorta bevinden zich de perifere bloedvaten; deze bloedvaten worden in

het elektrisch analogon voorgesteld door een weerstand, Rper ' Bovenstaande is

weergegeven in fig. 3.5.

Uventrikel

linker atriumUaorta

Rstlz

Co eM

RoRp/~z Rper.

+

Uin

~z

, hart+cuP A'-__.....:::.ee::.:r~st~e....:s;.:e~ctl.:.llie~va=.:.n.:.....=;ao:::.:.rt.llll:a__---JI

Fig. 3.5 : Het elektrisch analogon van hart, cup en aorta met afsluitimpedantie.

-17-

!. De ontwerpeisen van de Anstadtpomp.

Bij het opstellen van de ontwerpeisen is geprobeerd deze zodanig vast te leggen dat

de bloeddrukcurven, zoals die door de hartpomp zullen worden gegenereerd, over

een voldoend groot bereik instelbaar zijn. De eisen zoals die door ons in eerste

instantie zijn vastgelegd stellen hoge eisen aan de pneumatische aandrijving. De

reden hiervan is dat men met deze hartpomp onderzoek wi! doen naar de

mogelijkeden die de Anstadt pomp ter vervanging of ondersteuning van de

hartfunctie biedt. Bij dit onderzoek is het van belang, dat de pomp zeer flexibel is.

Hiermee wordt bedoeld, dat de gewenste drukken, tijdsafgeleiden van de drukken,

cyclustijden en responsietijden die de pomp kan realiseren instelbaar zouden

moeten zijn over een groot gebied. Blj het vastleggen van de eisen moesten we ons

realiseren dat het waarschijnlijk niet haalbaar zal zijn bij het eerste ontwerp, of

zelfs ook bij latere ontwerpen, aan al de eisen te voldoen. Uit de Iiteratuur blijkt,

dat de technische problemen bij het ontwerpen van een hartpomp bijzonder groot

zijn, [ 3 ]. De oorzaak hiervan is dat het werkgebied van de hartpomp een zeer groot

bereik heeft, de responsietijden klein zijn en de pneumatiek waarvoor de gewenste

kleine responsietijden niet of nauwelijks haalbaar zijn.

4.1 Defjnitie van de hartfasen.

Een hartcyclus kan worden verdeeld in twee perioden, de systole en de diastole. In de

hartpornpcyclus kunnen we ook twee perioden onderscheiden, een periode waarin de

druk wordt verhoogd en een periode waarin de druk daalt. Tussen deze perioden

bevinden zich z.g. plateaufasen waarin de druk constant blijft. In het nu volgende is

de naamgeving als voigt:

psystole: (afk. pompsystole) De periode gedurende welke de druk in de pericardiale

cup stijgt, de compressifase, Tcomp' plus de daar op volgende plateaufase.

De tijdsduur van deze periode is als voigt gedefinieerd:

Tpsystole = Tcompo + TpI. sys.

Tpl.sys.= de tijdsduur van de plateaufase gedurende de systole.

- 18-

pdiastole: (afk. pompdiastole) De periode gedurende welke de druk in de

pericardiale cup daalt, de decompressiefase, Tdecomp' plus de daar op

volgende plateaufase. De tijdsduur van deze periode is als voigt

gedefinieerd:

Tpdiastole = Tdecomp. + TpI. dias.

Tpl.dias.= de tijdsduur van de plateaufase gedurende de diastole.

In fig. 4.1 is het verschil tussen de definities van de pompperiode en de hartperiode

weergegeven. De drukcurven van de pomp zijn in de figuur als rechten

weergegeven, ze zijn echter geen weergave van de curven zoals die in werkelijkheid

in de pomp zullen optreden.

s stole diastole

diastole

40

20

80 r---"---II

60

100

O+--.......L...-------------I---------

PmmHg

t120

TIJD

Fig. 4.1: Vergelijking van de pompperioden en de hartperioden.

- 19-

4.2 De eisen.

De taak van een hartpomp is in de eerste plaats het handhaven van een voldoende

hartdebiet , en dus de bloeddruk. Bij de mens bedraagt het hartdebiet gemiddeld

ongeveer 5 liter per minuut. De systolische bloeddruk van een mens in rust

varieert tussen 120-150 mmHg. Dit is een gemiddelde waarde, kleine afwijkingen

van deze waarde zijn niet abnormaal. Het hartritme van een mens in rust bedraagt

ongeveer 80 hartslagen per minuut.

Voor de Anstadtpomp zijn de volgende ontwerp eisen vastgesteld. Het zijn

richtlijnen waarvan geprobeerd moet worden zo veel mogelijk te realiseren.

1) De frequentie van de hartcyclus Iigt tussen 60 en 120 slagen per minuut.

De frequentie van de pompcyclus moet binnen dit bereik in te stellen zijn. Er

mag worden aangenomen dat de hartfrequentie niet aan grote veranderingen

binnen een korte periode onderhevig is. De frequentie van de hartcyclus kan dan

ook worden beschouwd als een kwasi statisch signaal.

2) De trigger voor de start van een hartcyclus moet intern door de besturing van

de pomp gegenereerd kunnen worden. Tevens moet er een optie aanwezig zijn

om extern de trigger te kunnen afleiden van het E.C.G. van de patient.

3) De tijdsafgeleide van de bloeddruk van het linker ventrikel gedurende de systole

heeft bij de mens het volgende bereik: dP/dt= 900-2400 mmHg/sec.. Het

debiet en de compliantie van de pomp moet zodanig zijn, dat de afgeleide van de

bloeddruk in het ventrikel bij gebruik van de pomp in dit bereik Iigt , bij

voorkeur dient het debiet instelbaar te zijn.

4) Gedurende de compressiefase moet de druk in de pericardiale cup verhoogd

kunnen worden van atmosferische druk tot een bepaalde vooraf ingestelde

maximum druk. Gedurende de plateaufase moet deze maximumdruk gehandhaafd

kunnen worden. De instelling van de maximum druk dient bjj voorkeur

elektronisch te geschieden, vanwege betere regelbaarheid en nauwkeurigheid.

De tijdsduur van de compressiefase, Tcomp.' moet bij voorkeur instelbaar zijn,

deze tijd is afhankelijk van de compliantie van het systeem en het debiet dat de

pomp kan leveren. Gestreefd dient te worden naar een Tcompo van 100.....150

msec.

- 20-

5) Gedurende de decompressiefase moet de druk in de pericardiale cup verlaagd

worden van de maximum druk naar de atmosferische druk. De tijd nodig om de

atmosferische druk te bereiken, Tdecomp. • dient bij voorkeur instelbaar te

zijn. Deze tijd is afhankelijk debiet en compliantie. Gestreefd dient te worden

naar een Tdecomp. van 100.....150 msec.

6) De gewenste waarde van psystole moet instelbaar zijn tussen 100 en 250

mmHg.

7) De pneumatische aandrijving van de pomp dient bestuurd te worden met behulp

van een microprocessor vanwege de flexibiliteit van de regeling.

8) De microprocessor dient de werking van de pomp te controleren, bij een

geconstateerde fout een foutmelding te geven, en indien mogelijk bij te sturen.

9) De hartcyclus bestaat uit twee perioden; resp. Tpsystole. en Tpdiastole

Tcyclus =Tpsystole + T pdiastole

T psystole wordt door de besturing ingelezen via de terminal van het

computersysteem.

Tcyclus wordt bepaald uit: 1) de hartfrequentie ingelezen in de besturing via de

terminal

2) het verloop van de hartfrequentie bepaald door

middel van het E.C.G.

T pdiast. voigt uit het verschil van beide waarden.

In fig. 4.2 worden de fasen van een pompcyclus nog eens grafisch weergegeven.

Tpsystole

- 21 -

TpdiastoJe

dru

t T I.decomp.

tij d

Fig. 4.2 : Schematische weergave van het drukverloop van de hartpomp met de

benoeming van de diverse fasen van een pompperiode.

10)De tijdsduur van de diverse fasen van de pomp dienen binnen het volgende

bereik varieerbaar te zijn:

Tcomp.' Tdecomp : 10%-50% van Tcyclus'

Tpl.syst. ' Tpl.diast. : 0-40% van Tcyclus .

11 )De gaskamer van de pericardiale cup moet met behulp van een veiligheidskamer

gescheiden zijn van de rest van de pneumatische aandrijving. Dit is

noodzakelijk omdat de aandrijving werkt met perslucht . Er is gekozen voor

perslucht, omdat het goedkoop en eenvoudig te verkrijgen is uit het

persluchtsysteem van het ziekenhuis . Vanwege de veiligheid van de patient

dient het pericardkapje gevuld te zijn met CO2 of He. In een kamer met een

compliant scheidings membraan, genaamd veiligheidskamer, worden deze twee

gassen van elkaar gescheiden gehouden.

De veiligheidskamer beschermt de ventrikels van het hart tevens tegen

overdruk uitgeoefend door het pericardiaal kapje, door het maximaal te

verplaatsen volume CO2 te beperken. De maximale druk die in de cup kan

- 22-

ontstaan, is gelijk aan de druk die ontstaat in de cup als de ballon van de

veiligheidskamer geheel leeg geperst is. Bij de behandeling van het

pneumatische systeem wordt de veiligheidskamer nog nader bekeken.

- 23-

5 De pneumatische aandrjjving.

De Anstadt hartpomp wordt bestuurd door een micro-computersysteem en

aangedreven door een pneumatische aandrijving. De pneumatische aandrijving moet

er voor zorgen, dat een zodanige drukgolf op de wanden van de ventrikels kan

worden uitgeoefend, dat het hart het normale debiet kan handhaven. Om die drukgolf

te realiseren dient er een pulserende drukgolf in de pericardiale cup te zijn.

De pneumatische aandrijving bestaat uit de volgende onderdelen, fig. 5.1 :

-Een (elektro-)pneumatische drukregelaar met eventueel een klepsysteem;

-Een veiligheidskamer;

-De pericardiale cup.

veiligheidskamer pericardiale cup

Fig. 5.1 : De onderdelen van de pneumatische aandrijving.

De drukregelaar en het klepsysteem zorgen er voor dat het pneumatische systeem de

gewenste drukken kan genereren. De keuze van drukregelaar en/of klepsysteem

hangt af van de keuze van het aandrijfprincipe, zie hoofdstuk 6.

De veiligheidskamer bestaat uit een luchtdichte kunststofcylinder waarin een zeer

compliante ballon is bevestigd. De aansluiting van het persluchtsysteem is

verbonden met de ruimte tussen de cylinderwand en de ballon. De aansluiting van de

gasleiding naar de cup is verbonden met het volume binnen de ballon.

Waarschijnlijk kan een "Pulsatile Assist Device", PAD®, van Datascdpe in onze

toepassing gebruikt worden als veiligheidskamer, [ 6 ]. Schematisch wordt deze

veiligheidskamer in fig. 5.2 weergegeven.

- 24-

VEILIGHEIDSKAMER

naar pneumatisch... ===taandrijfsysteem

naar de cup..

Fig.5.2 :Schematische weergave van de veiligheidskamer.

De veiligheidskamer heeft, zoals reeds in hoofdstuk 4 vermeld, twee functies n.!.

*1 Scheiding van het gas ( perslucht ) dat gebruikt wordt voor de aandrijving en

het gas dat zich in de pericardiaIe cup bevindt ( CO2 of He ).

* 2 Beveiliging van de ventrikels van het hart tegen overdruk in de pericardiale

cup door het maximaal mogelijk te verplaatsen volume te beperken. De

maximale druk die in de cup kan ontstaan, is gelijk aan de druk die ontstaat in

de cup als de ballon geheel leeggeperst is. Doordat het volume van het hart

verschilt van patient tot patient, moet er een voorziening zijn om de vulling

van de ballon met de daarmee verbonden cup per patient te kunnen aanpassen.

Om de pneumatische aandrijving te kunnen dimensioneren, is het noodzakelijk een

schatting te maken van de grootte van de pulserende gasflow. Deze gasflow is

afhankelijk van:

a) Het volume van het pneumatisch systeem.

b) De compliantie van het gas.

c) De fase waarin het hart zich bevindt.

d) Volume van het hart.

- 25-

5.1 Het volume van het pneumatjsch systeem.

Het volume van het pneumatische systeem wordt bepaald door

- het volume van de leidingen ,

-de veiligheidskamer,

-het pericardkapje.

De pericardiale cup is nog niet ontworpen. Het dode volume van dit kapje bij

atmosferische druk wordt geschat op 100 ml. De cardiac output is ongeveer 5

Liter/min dit komt neer op ongeveer 75 ml. per hartslag. Het slagvolume van het

linker + het rechter ventrikel is ongeveer 150ml. Nadat het hart het bloed

uitgestoten heeft is het volume van de pericardiale cup ongeveer 250 ml. , het

volume bloed is vervangen door gas.

De pericardiale cup en de ballon van de veiJigheidskamer vormen samen een

gestoten systeem. Het volume van de ballon in de veiligheidskamer moet voldoende

groot zijn om de druk in de pericardiale cup op de gewenste waarde te kunnen

brengen. Het benodigde volume van de ballon in de veiligheidskamer wordt geschat

met de algemene gaswet van Boyle-Gay Lussac:

PV/T= constant, met P= druk, V = volume en T = temperatuur.

Aangenomen wordt dat de temperatuur constant is. Dit is een reele aaname omdat er

vanwege de pompwerking een goed menging van de gassen plaatsvindt. Er geldt dan:

PV= constant

Voor compressie hebben we het volgende systeem:

-Volume pericardkapje: 100ml.

-Volume gasleidingen: 80 ml. ( schatting )

-Volume ballon van de velligheidskamer: Vx

-druk in het systeem: 1bar.

Na compressie :

-Volume pericardkapje: 250 ml.

-Volume gasleidingen: 80ml.

-Volume ballon van de Veiligheidskamer: 0 ml.

- 26-

-druk in het systeem: 1,3bar = 250 mmHg.

Boyle-Gay Lussac: (Vx+180 ) . 1 = 1,3 . 330

Vx= 249 ml.

Hieruit blijkt dat de ballon van de veiligheidskamer minimaal een volume van

249ml. moet hebben om de gewenste druk in het kapje te genereren. Gekozen is voor

veiligheidskamer van Datascope. De veiligheidskamer heeft een volume van 320 ml.

l 6 ]. Het totaal volume van de pneumatische aandrijving wordt gedurende de

isovolumetrische contractiefase geschat op 500 ml. ( inc!. gasleidingen.) . Op het

moment dat de diastole aanvangt is het volume van het pneumatisch systeem

ongeveer 650ml ( 500+ bloedvolume van het hart).

5.2 De compliantie van het gas.

D I··· I I d f" d C Ii m !N dVe camp lantle IS a s vo gt ge e Inleer: = !!.V--.o !!.P = dP!!.P-.O

Om te kunnen vaststellen wat de invloed van de compliantie van gas in de pomp is,

bepalen we !!.V als functie van !!.P voor gassen.

We veronderstellen dat de compressie en de expansie van het gas in de hartpomp

adiabatisch is. Er wordt dus verondersteld dat er in de korte hartperiode geen

warmte uitwisseling met de omgeving plaatsvindt. Deze aanname is reel omdat lucht

een slechte geleider is en compressie en expansie in een korte tijd plaatsvinden,

zodat warmteuitwisseling met de omgeving verwaarloosbaar is.

We kunnen dus gebruik maken van de gaswet van Poisson voor adiabatische

processen.

Poisson: P.Vk =constant, k= CP/Cv

P= gasdruk,

V= volume,

Cp= soortelijke warmte bij constante druk,

Cv= soortelijke warmte bjj constant volume.

- 27-

Voor lucht bij kamertemperatuur bij een druk van ongeveer 1 atm. is de waarde

k = 1,4 .

Po.Vok = ( Po + ~P ).( Vo - ~V )k = constant

met Po= gemiddelde druk in het werkpunt

en Vo= gemiddeld volume in het werkpunt.

Po.Vok = ( Po + ~P ) .Vok. [ 1- k.~V/Vo + k.(k-1)/2! .( ~V/Vo )2 - ]

Voor ~V/Vo « 1 mogen we hogere orde termen verwaarlozen. Dan geldt:

Po.Vok = (Po + ~P) .Vok .( 1-k~V/ Vo)

lim ~V VoC = ~V--.D -P-k~P - o.~P~O

De compliantie, C, zoals hierboven berekend is aileen geldig in het punt waarvoor

geldt dat ~V en ~P naderen tot nul. In de berekeningen die later zullen volgen

naderen ~V en ~P niet tot nul. Er zal bij deze berekeningen worden uitgegaan van de

gemiddelde compliantie, Cgem.. Die wordt bepaald door het rekenkundige gemiddelde

te nemen van de complianties in de twee punten van het drukbereik die het meest

uiteen Iiggen.

- 28-

5.3 De jnvloed van de tase van het hart op de gastlow in het pneumatisch systeem.

Het volume van het hart is niet constant gedurende de gehele harcyclus. Per tase van

de hartcyclus zullen we bekijken in hoeverre het volume van het hart verandert.

Het is niet mogelijk een absolute waarde van de volumeverandering te geven, dit is

patient afhankelijk.

Tijdens de isovolumetrische contractie tase, zijn de ventrikelkleppen gesloten. Ais

de druk met behulp van de pericardiale cup op de wanden van de ventrikels verhoogd

wordt, blijft het volume van het hart constant. We beschouwen het bloed en de

hartspier als incompressibel. Er is aileen een luchtflow naar het kapje nodig om de

druk te verhogen. In het elektrische schema van tig. 3.3 is deze periode te

vergelijken met de volgende analogie . We willen de spanning over de condensator Co

verhogen gedurende de fase dat de diode gesperd blijft. Dit wordt gedaan door aan de

ingang een spanningsbron aan te sluiten. De condensator Co zal zich nu opladen via

de weerstand Ro. De snelheid waarmee de spanning oploopt is afhankelijk van de

tijdconstante RoCo. In het pneumatisch systeem is de snelheid waarmee de druk

oploopt ook afhankelijk van een tijdconstante. Deze tijdconstante is afhankelijk van

het volume van het systeem en de weerstand van de luchtleidingen. De maximale

d P/dt die haalbaar is met de hartpomp is afhankelijk van het debiet en de

compliantie van de pomp.

Tijdens de tweede fase, de rapid ventricular ejection tase, zijn de hartkleppen

geopend. De flow van het bloed neemt gedurende deze periode toe van 0 ml/sec. tot

een maximum waarde die ongeveer bij 400 ml/sec. Ugt, [ 2 ]. Tevens moet ook de

druk die de pericardiale cup op de ventrikels uitoefent nog verder verhoogd worden

totdat de maximaal gewenste systolische druk in de cup bereikt is. Het volume bloed

in de ventrikels van het hart neemt vanwege deze tlow at. Het debiet van het hart is

per hartslag ongeveer 150 ml. . Dit is het volume van het linker plus het rechter

ventrikel. Deze atname van het bloedvolume moet door het pneumatische

aandrijfsysteem gecompenseerd worden door een extra volume lucht naar de cup te

persen.

Naast deze gasflow ter compensatie van het uitgepompte bloed volume, moet de

aandrijving ook de flow leveren noodzakeljjk ter verhoging van de druk. De

- 29-

berekening van deze maximaal te verwachten flow voigt later. In het elektrisch

analogon zien we dat in deze periode de diode in geleiding is.

Gedurende de diastole moet de druk die in het kapje is opgebouwd weer worden

verlaagd tot een bepaalde minimum druk. De verwachting is dat de ventrikels

gedurende de isovolumetrische relaxatie fase 'moeten worden geholpen' door in de

cup een bepaalde negatieve druk te genereren. Dit kan noodzakelijk zijn om de

demping van de wand van de ventrikels en het membraan van de veiligheidskamer

plus de weerstand van de luchtstroom in de gasleidingen op te heffen. Gedurende de

isovolumetrische relaxatiefase wordt de druk op de ventrikels verlaagd tot 10

mmHg. (ongeveer de atmosferische druk). Na deze fase komen resp. de "rapid- "en

"slow ventricular filling " fase waarbij het hart zich weer vult.

5.4 Schatting van de maximaal te verwachten flow naar de cup gedurende de hartcyclus.

Om de pneumatische aandrijving van de hartpomp te kunnen dimensioneren is het

noodzakelijk een schatting te maken van de te verwachten maximale flow gedurende

de diverse fasen van de hartcyclus. Deze maximale flow treedt op bij een

hartfrequentie van 120 slagen per minuut met Tcompo ' Tdecomp.= 10% van de

cyclustijd.

Bij de nu volgende berekeningen zijn de volgende aannamen gedaan:

- hartfrequentie = 120 slagen per minuut, Tcyclus = 500 msec.

- Tcompo = 50 ms.

- De gewenste Psystole = 250 mmHg.

- De diastolische druk is 80mmHg.

- Het geschatte volume van het aandrijfsysteem is: 500ml

(veiligheidskamer:320ml, dood volume cup: 100ml, gasleidingen:80ml).

- 1 bar == 76 mm Hg.

-Het hartdebiet per hartslag is ongeveer 150ml, linker plus rechter ventrikel.

- 30-

5.4.1 De isovolumetrische contractie fase.

Gedurende deze fase wordt, met een hartfrequentie van 120 slagen/min., in 50

msec. de druk met SOmmHg ten opzichte van de atmosferische druk verhoogd, [ 2 ].

c= 5/7 , VIp = 5/7 , 5001760 = 0,47 ml/mmHg. (bij 760mmHg)

C =5/7 .500/S40 = 0,43 m1/mmHg. (bij 760+S0 mmHg)

De gemiddelde compliantie in dit gebied is: 0,45 m1/mmHg.

De volume verandering ten gevolge van de compressie van het gas is:

!:J.V = 0,45 . SO = 36 ml.

Dit volume gas moet de pneumatische aandrijving aan het volume van het

aandrijfsysteem toevoegen om de gewenste compressie te realiseren. Deze 36 ml

moet in 50 msec. in de cup geperst worden. De flow gedurende deze periode is dan:

flow = 36/50 . 10-3 == 720 ml/sec. = 43,2 I/min.

5.4.2 De rapid ventricular ejection fase.

Gedurende deze fase van ongeveer 50 ms wordt de druk in de cup t.o.v. de

atmosferische druk verhoogd van SO mmHg. tot 250 mmHg t.o.v. de atmosferische

druk. Gedurende deze periode is de aortaklep geopend.

De flow nodig om deze drukverhoging te realiseren is de som van:

- 1) de flow ten gevolge van de compliantie van het gas.

- 2) de flow ter compensatie van het door de ventrikels uitgestoten bloed;

ad 1. Het volume van het aandrijfsysteem neemt gedurende deze fase toe met 150

ml. , het totale slagvolume van de beide ventrikels. Ter vereenvoudiging van de

berekening van de flow, nodig voor de drukverhoging in deze hartfase, wordt

aangenomen dat bij aanvang van deze fase dit volume reeds in de cup aanwezig is, dit

omdat bij toepassing van de Anstadt-cup niet te voorspellen is hoe het uitstoten van

- 31-

het bloed uit de beide ventrikels zal verlopen. Naar verwachting zal eerst het

rechter en daarna het linker ventrikel leeg geperst worden. Door de bovenstaande

aanname zal de berekende max. flow iets hoger uitvallen dan in werkelijkheid.

Omdat er een schatting van de maximaal te verwachten flow gemaakt wordt is dit

niet hinderlijk. De compliantie van het gas met een volume van 650 ml en een druk

van1 01 0 mmHg ( 760 + 250mmHg ) is:

C= 0,46 ml/mmHg.

Aan het einde van de isovolumetrische contractiefase, bij 840 mmHg, was de

compliantie:

C = 0,43 ml/mmHg.

gemiddeld is dat in deze periode: Cgem. = 0,445 ml/mmHg.

De volume verandering ten gevolge van verhoging van de druk van het gas met 170

mmHg is: ~V = 0,445 . 170 = 76 ml.

Als we de drukverandering in 50ms willen laten plaatsvinden, dan moet binnen 50

ms dit volume in de cup geperst worden, de flow wordt dan:

flow = 76/ 50 . 10-3 == 1,5 I/sec .

ad 2. Het volume bloed dat uit de ventrikels geperst is moet in de cup door een

groter volume lucht worden gecompenseerd, vanwege compressibiliteit van lucht.

Er wordt per hartslag ongeveer 150 ml. bloed verplaatst.

Voor een volume van150 ml lucht geldt

bij 840 mmHg (= 80 mmHg +760 mmHg. ): C = 0,13 ml/mmHg.,

bij 1010 mmHg (= 250 mmHg + 760 mmHg) : C= 0,11 ml/mmHg.

gemiddeld is dit Cgem. =0,12 ml/mmHg.

Er wordt 150+0,12 . 150 == 168 ml lucht ter compensatie van het uitgeperste

bloed in het aandrijfsysteem geperst. De verhouding lucht/bloed = 1,12

De maximale bloedflow in deze fase van de hartperiode is ongeveer 400 ml/sec.

De luchtflow ter compensatie van de bloedflow is 1,12.400= 498 ml/sec.

- 32-

De totale flow in deze periode is nu:

f I Ilow = 1,5 + 0,5 = 2 Isec .== 120 Imin.

5.4.3 De reduced ventricular ejection fase.

De druk in de cup blijft gedurende deze periode constant. De bloedflow in deze

periode neemt af van maximaal tot nul. Op dat moment sluit de aortaklep en vangt de

diastole aan.

De luchtflow in deze fase is gelijk aan de bloedflow plus de flow ten gevolge van de

compliantie van het aandrijfgas, flow=bloedflow . 1,12, zie boven.

5.4.4 De isovolumetrische relaxatiefase

Gedurende deze eerste fase van de diastole blijft het volume van de ventrikels

constant, de druk in de ventrikels is nog steeds hoger dan de druk in de atria. In het

aandrijfsysteem is er nu aileen maar een flow ten gevolge van de decompressie.

Vo =650 ml.

C = 0,54 ml/mmHg bij 885mmHg ( 760+95 mmHg ).

C= 0,61 ml/mmHg bij 0 mmHg (760 + 0 mmHg ).

Cgem =0,575 ml/mmHg.

D. V = 0,575*95 = 55ml

Deze volume verandering vindt plaats in 50ms.

De flow = 55/20 . 10-3 =1,1 I/sec. = 66 I/min

- 33-

5.4.5 De rapid' slow ventricular filling fase.

Gedurende deze fase vult het hart zich weer, het volume van het pneumatisch

systeem wordt weer 500ml. De druk uitgeoefend op de ventrikels blijft vrijwel

constant, 1 atmosfeer.

De flow t.g.v. het vullen van het hart is ongeveer 300 ml/sec. == 18 I/min.

De minimaal te verwachten flow gedurende de diverse fasen ontstaat bij de volgende

situatie:

-hartfrequentie 80 slagen per minuut.

-Tcompo en T decomp. zijn 50% van Tcyclus .

-systolische bloeddruk = 120 mmHg.

-hart debiet per hartslag 150 ml.

( 43,2 I/min)

(120 I/min. )

(66 I/min )

I( 18 Imin)

550 ml/sec. == 33 I/min.

293 ml/sec. == 17l/min .

300 ml/sec. == 18 I/min.

-isovolumetrische relaxatie fase:

-rappid, slow ventricular filling fase:

- rapid ejection fase :

Onder deze condities is de flow:

( Ter vergelijking is tussen haakjes de max. te verwachten flow gedurende de

diverse fasen veergegeven. )

-isovolumetrische contractie fase:

Uit deze schattingen blijkt dat de pneumatische aandrijving binnen een zeer groot

bereik regelbaar moet zijn. Bij de bepaling van het pneumatische aandrijfprincipe

moet er rekening mee worden gehouden in hoeverre de aandrijving in staat is de

grillige flow karakteristiek te volgen. De hoge maximale waarden van de flow ,

tussen de haakjes, ontstaan vanwege de compliantie van het gas.

- 34-

5.5 Grafjsche bepaling van de flow naar de pericardjale cup.

De flow door de elektropneumatische klep kan nu grafisch bepaald worden. We gaan

er van uit, dat de systolische drukcurve benaderd wordt door een trapeziumvormige

curve, fig. 5.3 . De curve die de gasflow naar de cup weergeeft, is de som van de

curve van de bloedflow en de curve van de flow ten gevolge van compressie en

decompressie. Het mag duidelijk zijn dat deze grafische weergave een schatting is en

zeer schematisch. In werkelijkheid zullen de flow pieken minder extreem zijn

omdat ze afgevlakt worden. Deze grafische weergave geeft dus meer een indruk van

de gewenste flow naar de cup.

- 35-

systole diastole

TIJD

PdiastolePsystole

~=:;;;;L--:"".:__; ':'-:. .~~ ........._

40

20

o

t120

100

80

60

PmmHg

flow cup tI/min

120

100

80

60

40

20

bloedflow tper hartslagml/sec. 400

-20

Fig. 5.3 : Schatting van de flow naar de cup gedurende een hartperiode.

-36-

6 Het onderzoek naar een realiseerbare aandrijving.

Er zjjn vier verschillende typen pneumatische aandrijving bestudeerd die,

theoretisch, tot een mogelijke oplossing zouden kunnen leiden.

1) Regeling van de druk in de cup m.b.v. een elektro-pneumatische drukregelaar.

2) Regeling van de flow naar de cup m.b.v. een elektro-pneumatische flowregelaar.

3) Besturing van druk in de cup met behulp van twee drukregelaars en een

drieweg klep.

4) Opbouw van de druk in stappen met behulp van een snelle open / dicht klep.

Deze vier mogelijke oplossingen zullen afzonderlijk worden toegelicht.

Voor elk van deze oplossingen geldt, dat de maximaal haalbare dP/dt in de

ventrikels uiteindelijk afhankelijk is van het debiet, de compliantie van het gas en

de stromingsweerstand van de gasleidingen van het systeem. De compliantie, het

volume van het systeem en de weerstand van de gasleidingen zijn op het moment dat

er gekozen wordt voor de realisatie van een bepaald systeem nog niet bekend.

Sommige onderdelen, o.a. de pericardiale cup, worden pas ontworpen nadat het

aandrijfsysteem ontworpen is. Hierdoor is het niet mogelijk op het moment dat er

gekozen wordt om een bepaald systeem te realiseren een uitspraak te doen over de

maximaal haalbare dP/dt in de ventrikels.

In elk van de gekozen oplossingen wordt een micro-processor gebruikt die in het

uiteindelijke systeem de volgende taken heeft.

1) Timing van de hartcyclus. De hartcyclus wordt geinitieerd door een trigger

intern door de micro-processor gegenereerd of extern door het E.C.G.

gegenereerd.

2) Besturing van het pneumatische systeem.

3) Bewaking van diverse, nog nader te bepalen, functies.

-37-

6.1 Regeling van de druk in de cup m,b,v. een elektro-pneumatische drukregelaar.

De druk in de cup wordt gegenereerd door een elektro-pneumatische drukregelaar,

fig. 6.1. De druk aan de secundaire zijde van de regelaar is proportioneel met een

elektrisch signaal dat door een elektronische besturing aan de regelaar wordt

aangeboden. De gewenste drukcurve in de cup is eenvoudig te verkrijgen door een

elektrisch signaal te genereren dat van vorm analoog is aan de gewenste drukcurve.

De grootte van dit elektrische signaal wordt door een micro-computer bepaald.

Voorwaarde voor een goede werking van dit systeem is , dat de tijdconstante van de

elektro- pneumatische drukregelaar en het pneumatische systeem klein genoeg is,

om de verandering van de gewenste waarde te kunnen volgen. In de hartpomp komen

druk veranderingen voor die plaatsvinden binnen 50 ms. De tijdconstante van de

elektro-pneumatische drukregelaar moet dus in een orde van grootte van enkele

milliseconden Iiggen.

voedings druk

micro-

processor

drukregelaar veillgheidskamer pericardiale cup

Fig. 6.1 : drukregeling m.b.v. een elektro-pneumatische drukregelaar.

Conclusies

Dit systeem heeft het voordeel, dat de drukcurve zo natuurlijk mogelijk kan worden

nagebootst. De besturing en regeling van zo'n systeem blijft eenvoudig. Het vereist

echter wei een snelle pneumatische regeling. Deze snelle pneumatiek vormt het

grote struikelblok voor toepassing van dit mogelijke systeem.

Met de huidige technieken zijn snelle elektro-pneumatische drukregelingen

mogelijk. Voorwaarde is echter dat het volume waarin de druk geregeld wordt klein

is ( in de orde van grootte van 50 a 100 mI.). Indien de druk in een groot volume

-38-

snel geregeld dient te worden, krijgt men te maken met een groot debiet ( grote

gasflow naar het op druk te brengen volume). Snelle drukregelingen met de voor

deze toepassing benodigde grote debieten zijn met de huidige technieken nog niet

mogelijk, maar ze worden al wei benaderd. Deze overwegingen hebben ertoe geleid

niet te kiezen voor dit mogelijke systeem, maar wei de ontwikkelingen met

betrekking tot de elektro-pneumatische regelaars te volgen.

De volgende fabrikanten leveren interessante regelaars: Herion (vertegenwoordig­

ing Emac), Wabco Westinghouse, Honeywell Lucifer (vertegenwoordiging

Honeywell) en eventueel ook SMC Controls B.V..Meer informatie vind u in het

bedrijvenregister .

- Honeywell drukregelventiel van de serie EPP

drukbereik: 0,1-10 bar

hysterese 0,05 0,2 bar

responsietijd 250 1500 mmHg/sec

debiet: 120 1000 m3/uur

De bovenstaande waarden zijn afhankelijk van het type regelaar

-Herion drukregelventiel NG 6

schakeltijd : O-Pvmax= 20ms.

Pvmax-O= 30ms.

drukbereik: 0-2,1 bar

hysterese <0,1% van Pmax

debiet: ongeveer 10m3/uur

Deze proportionele drukregelaar bezit een korte schakeltijd. De

tijdconstante van het pneumatische systeem is echter

afhankelijk van het volume en de pneumatische weerstand van

het pneumatische systeem dat zich aan de secundaire zijde van

de regelaar bevindt.

-39-

Wabco Westinghouse Regelventiel NW7

drukbereik: 0......6 bar

hysterese 0,02 bar

responsietijd: geen gegevens

debiet: 0,6 m3/uur

Het blijkt dat dit systeem op dit moment technisch nog niet realiseerbaar is,

vanwege de te grote compliantie van het pneumatische aandrijfsysteem. Vanwege de

ontwikkelingen in de industrie op het gebied van de proportion eel

elektro-pneumatische drukregelaars is het interessant om de ontwikkelingen te

blijven volgen .

.6...2. Regeling van de flow naar de cup m,b,y. een elektro-pneumatische

flowregelaar.

Een elektro-pneumatische flowregelaar wordt opgenomen in een regelcircuit,

samen met een microprocessor en een drukmeter, fig. 6.2. De gasflow door de

elektro-pneumatische flowregelaar is proportioneel met een elektrisch signaal dat

aan de regelaar wordt aangeboden.

micro-

rocessor

voedingsdruk veiligheidskamer pericardiale cup

drukmeting

Fig. 6.2 : Regeling van de flow m.b.v. een elektro-pneumatische flowregelaar.

-40-

Om een optimale flowregelaar te kunnen kiezen is het noodzakelijk het gewenste

bereik van de flow te kennen. Er is een schatting gemaakt van de te verwachten flow

naar de cup. Hierbij zijn een aantal aannamen gedaan , ( zie hoofdstuk 5 ). De te

verwachten flow heeft een bereik van 0 tot maximaal ongeveer 120 I/min . Met

deze maximaal te verwachten flow kan de Kv waarde van de klep berekend worden.

De Kv• waarde is gedefinieerd als de flow van gassen of vloeistoffen door een

pneumatisch ventiel of regelaar bij een temperatuur van 5 tot 30°C met een

drukverschil van 1 bar. De Kv·waarde heeft in het algemeen de dimensie m3/uur.

Met deze waarde kan de flow van het gas bij 100% klepopening bepaald worden. Bij

een elektro-pneumatische flowregelaar is de flow proportioneel met het elektrische

ingangssignaal met een maximum die bepaald wordt door de Kv factor van de

regelaar.

In de onderstaande tabel is aangegeven hoe de Kv·waarde berekend wordt:

Tabel 6.1: berekening van de kv-waarde;

Gase:Druck-gel311e

unterkrlt.

P2 >E..!..ell 2"'0 ell t. P < E..!..'" Cl>c: 1: 2:::l Cl>

.2 ~ ubcrkr,l.u >Cl> "'"0;

<E..'...CDP2 2

t.P > E..'...2 -

DurchllufJ in m3/h

ky _ ON YeN' T1

514 t. p ' P2

ONFky--- PN·T,257 P,

DurchflufJ in kg/h

G Y T,ky--'514 pN t. p' P2

G lrT~ky - 257 PI . Vp;;-

--,.-

P1 = druk voor de regelaar .

P2 = druk na de klep.

an = flow in m3/h.

Pn = dichtheid gas in Kg/m3.

T = temperatuur in Kelvin.

pericardiale cup

- 41 -

Conclusies

Bij dit systeem spelen dezelfde problemen als bij systeem 6.1. De

electro-pneumatische regelaar is niet in staat snelle veranderingen van gewenste

flow te regelen, de tijdconsante van deze regelaars is te groot. Een bijkomend

probleem is, dat de flow gedurende een hartcyclus een zeer grillig verloop zal

hebben, zie ook Fig. 5.3. Hierdoor zal het niet eenvoudig zijn, door regeling van de

flow een gewenste drukcurve te genereren. Dit heeft ertoe geleid dat er niet gekozen

is voor dit systeem.

6.3 Besturjng van druk en flow naar de cup met behulp van twee drukregelaars

en een drieweg klep.

Het principe van deze besturing is weergegeven in fig. 6.3.

micro-

processor

druk meting

Fjg. 6.3: Druksturing m.b.v. een drieweg klep.

De drieweg klep schakelt om beurten een van beide drukregelaars door met de

veiligheidskamer en de cup. [ 9 ].

-42-

Drukregelaar 1 is ingeschakeld gedurende de systolische fase en is ingesteld op de

gewenste druk in de cup gedurende de systole.

Drukregelaar 2 is ingeschakeld gedurende de diastolische fase en is ingesteld op de

gewenste druk in de cup gedurende de diastole. In de diastolische fase moet de druk

die de cup uitoefent op de ventrikels gelijk zijn aan de druk die normaal in de thorax

heerst, deze druk bedraagt ongeveer -4 em H20 t.O.v. de atmosferische druk.

Vanwege de vervormingsweerstand van het membraan in de cup, de ballon in de

veiligheidskamer en de ventrikelwand kan het noodzakelijk zijn drukregelaar 2 in

te stellen op een grotere negatieve druk. Ais blijkt dat deze vervormingsweerstand

weinig of geen invloed heeft op de druk die wordt uitgeoefend op de ventrikels is het

mogelijk de drukregelaar weg te laten en gewoon gebruik te maken van de

atmosferische druk.

Door het tijdstip waarop de klep omschakelt van de ene op de andere drukregelaar

vroeger of later in de cyclus van een hartperiode te leggen, kan de duur van de

systolische en de diastolische periode velengd of verkort worden.

Conclusies.

Deze wijze van besturen van de hartpomp biedt een eenvoudige manier om een

besturing te realiseren.

Deze besturing -kan de gewenste drukken opbouwen.

-kan de diastolische en de systolische tijden varieren.

-Iaat toe metingen aan het totale systeem te verrichten zodat

er een betere versie van de aandrijving gemaakt kan worden.

-kan niet de druk opbouwen volgens een gewenste curve.

-43-

6.4 Opbouw van de druk in stappen met behulp van een snelle open I dicht klep.

Schematisch ziet deze besturing er uit zoals weergegeven, fig. 6.4.

P voeding uitlaat

snelle open/dichtkleppen

veiligheidskamer

micro-

processor

druk meting

Fig. 6.4: Schema van systeem voor opbouw van de druk in stappen met behulp van

een snelle openl dicht klep.

De gewenste druk wordt stapvormig met korte perioden verhoogd of verlaagd langs

een bepaalde drukcurve, zie fig. 6.5.

Voorwaarde voor dit systeem is dat:

1) de tijdconstante van het pneumatische systeem klein is, zodanig dat de dP/dt

groot genoeg is om binnen een periode waarin stapvormig de druk verhoogd of

verlaagd wordt de druk op het gewenste nivo te brengen.

2) de elektro-pneumatische kleppen snel genoeg kunnen schakelen zodat de opbouw

van de druk in een voldoende aantal stappen kan plaats vinden.

3) er geen overshoot van de druk ontstaat vanwege de trage responsie van de klep.

4) de drukmeting dient een grote bandbreedte te hebben om een snelle regeling van

het systeem mogelijk te maken.

P tP gewenst

Pstapvormig

P werkelijk

T

Fig. 6.5: De opbouw van de druk in stappen.

Gedurende de Psystole wordt de inlaatklep op de volgende wijze bestuurd:

De inlaatklep is open als Pgemeten < Pgewenst.

De inlaatklep is dicht als Pgemeten ~ Pgewenst.

Gedurende de Pdiastole wordt de uitlaatklep op een zelfde wijze bestuurd:

de uitlaatklep is open als Pgemeten > Pgewenst;

de uitlaatklep is dicht als Pgemeten ~ Pgewenst.

De voorwaarden voor dit systeem zijn:

- Er is een snelle klep nodig, die direct op een signaal reageert.

-Het debiet van de klep moet groot genoeg zijn om de flow, nodig voor de

drukopbouw in die stapvormige periode I te kunnen leveren.

-De p/u omzetting moet snel zijn.

-45-

Conclusies

Dit mogelijke systeem is aileen te realiseren als men de beschikking heeft over zeer

snelle pneumatische kleppen ( schakeltijden in de orde van grootte van enkele

milliseconden.) en een regelsysteem met een kleine tijdconstante. De kleppen die in

de handel zijn, schakelen niet snel genoeg om dit principe te realiseren. PPG Hellige

in Best ontwikkelt beademings apparaten die werken volgens een gelijksoortig

principe. Zij wijzigen of ontwikkelen de kleppen zelf, om de gewenste snelheden te

behalen.

6.5 Keuze van het te ontweepen systeem.

Doordat er nog vrijwel niets bekend is van de overdrachtsverhoudingen van de

drukken in het systeem van hart en cup is er gekozen voor een simpel systeem dat

weliswaar niet aan aile eisen voldoet, maar dat wei de gewenste drukken binnen de

gewenste cyclustijden kan genereren. Met behulp van deze aandrijving is het

mogelijk nader onderzoek te doen naar de overdrachtsverhoudingen. Hieruit kan dan

een verbeterde versie van de aandrijving ontworpen worden.

De aandrijving van de Anstadt pomp wordt om bovenstaande redenen gerealiseerd

met behulp van systeem 6.3.

De redenen hiervoor zijn:

bij een aandrijving die werkt volgens dit principe zijn de gewenste

periodetijden haalbaar.

- binnen de gewenste periodetijden kunnen de gewenste drukken gerealiseerd

worden.

het systeem is technisch realiseerbaar.

- het systeem laat toe metingen te verrichten aan het aandrijfsysteem.

De nadelen van dit systeem zijn:

De dP/dt van de systolische en diastolische bloeddruk zijn niet instelbaar.

Het verloop van de drukcurve is vooraf niet definieerbaar.

-46-

7 Het rnicrocornputersysteern.

De besturing van de hartpomp zal worden gerealiseerd door middel van een

microcomputersysteem, dat rondom een 6809 microprocessor van Motorola is

gebouwd. De keuze is op dit systeem gevallen omdat:

1) dit systeem reeds in het Universitair ziekenhuis aanwezig is;

2) men in het ziekenhuis reeds ervaring heeft opgedaan met dit systeem;

3) het systeem betrouwbaar is gebleken;

4) het systeem is krachtig genoeg om een hartpompte besturen.

Naast een besturende functie zal het microcomputersysteem ook een controlerende

funktie krijgen. Het systeem bestaat uit drie eurokaarten waarop de volgende

funkties geimplementeerd zijn:

-kaart 1, het 6809 monoboard, het processorsysteem.

-kaart 2, de NO converter.

-kaart 3, de D/A converter.

7.1 Het 6809 monoboard.

Het 6809 monoboard is een microcomputersysteem dat ontwikkeld is door dhr.

Hostyn, docent aan de technische school van Kortrijk. Op dit systeem, ter grootte

van een eurokaart, is het volgende geimplementeerd:

-een 6809 micro-processor, klokfrequentie: 1 MHz.

-EPROM, 8K, 16K of 32K, afhankelijk van de implementatie.

-RAM, 8K of 32K, afhankelijk van de implementatie.

-EPROM, 8K, 16K, 32K of RAM, 8K, 32K, afhankelijk van de

implementatie.

-een PIA (6821) , voor parallele communicatie.

-twee ACIA's, voor seriele communicatie.

-drie 16 bit timers.

-een realtime klok.

De eigenschappen van het monoboard zijn te vinden in bijlage 1. Deze tekst is

overgenomen uit de handleiding van het 6809 monoboard.

7.2 De AD- converter.

De AD- converter is door Hilde van den Heuvel ontwikkeld in het universitair

ziekenhuis te Antwerpen. Het was een onderdeel van haar afstudeerwerk tot het

behalen van de graad van industrieel ingenieur in de elektriciteit, optie elektronica,

[ 13 ]. Deze converter is speciaal ontworpen voor monitoring van het ECG van een

patient met behulp van het 6809 - monoboard. De besturing van de Anstadtpomp

dient het QRS-complex uit het ECG te detecteren. Het QRS- complex is de trigger die

een cyclus van de pomp in gang zet. De AD- converter is zondermeer te gebruiken

voor de besturing van de hartpomp en zal zonder wjjzigingen in het

micro-computersysteem van de Anstadt-pomp worden overgenomen.

7.3 De DA-cooverter.

In de aaodrijving van de hartpomp wordt een proportioneel elektro-pneumatische

drukregelaar opgenomen. Deze dient om de geweoste systolische druk in te stellen,

(het systeem uit hoofdstuk 6.3 ). Het ingangsspanningsbereik van deze regelaars is

gestandaardiseerd, 0 -10 Volt of 4 - 20 rnA. Gekozen is voor een proportiooeel

elektro-pneumatische drukregelaar van Herion. Deze drukregelaars hebben een

ingangsbereik van 0 - 10 Volt. De DA-converter dient de elektro-pneumatische

drukregelaar aan te sturen. Het bereik van de uitgaogsspanning van de

DA-converter dient dus ook 0 - 10 Volt te z;jn. Ais het in de toekomst mogelijk

blijkt om de druk met behulp van een elektro-poeumatische drukregelaar te

regelen, ( het systeem uit hoofdstuk 6.1 ), dan kan deze DA-converter ook gebruikt

worden om de proportioneel elektrische signaalspanning voor de regelaar te

genereren.

De DA-cooverter is gebouwd rondom twee Lco's van Analog Devices, de AD 7524 en

de AD544, [ 8 ].

De AD 7524 is een 8 bit DA-converter, de conversie wordt gerealiseerd met behulp

van een R - 2R weerstand laddernetwerk en 8 schakelaars die een binair gewogen

stroom schakelen. Deze schakelaars schakeleo de binair gewogen stroom tussen de

bussen out1 en out2. De AD7524 bezit interne data latches, de "Iaad" cyclus van de

chip is vergelijkbaar met een write cyclus van een RAM geheugen. De converter kan

-48-

zonder aanpassingen met de databus worden verbonden. De besturing vindt plaats

door middel van de signalen chip select en write. Hierdoor is de converter

compatibel met vrijwel aile microprocessors. In figuur 7.1 is het functioneel

diagram van de AD7524 weergegeven.

'--~~~~-n--+-t+---o ouTliLT----<l'T--+T""'i.}-~---1---oOVTI

...........,.cs 0---{ INTEAfACE ~OGIC"'A0--1"'T""l----,l,....--"'T'"!"---------i.....-

De7 I_I DIll Del oea (LSBI

fig 7.1: Functioneel diagram van de AD7524.

De verhouding van de binair gewogen stromen op de bussen out1 en out2 wordt met

behulp van een verschilversterker , de AD 544, omgezet in een spanning.

De AD 544 is een hoge snelheid FET-input Op Amp, de slew rate is 13 ViliS. Door

deze hoge snelheid is deze Op Amp geschikt voor toepassing in een DA - converter.

De AD7524 biedt de mogelijkheid om de DA-converie unipolair of bipolair te laten

plaatsvinden. Vanwege het ingangsbereik van de drukregelaar, 0-10 Volt, wordt de

converter ingesteld als unipolaire converter.

Het uitgangsspanningsbereik van de converter is instelbaar tussen 8 en 12 Volt met

behulp van een instel potentiometer.

Het elektrisch schema is weergegeven in fig. 7.2. Er is een dubbelzijdige print

voor de converter ontworpen, op eurokaart formaat. Deze is weergegeven in bijlage

2. In bijlage 3 is weergegeven de componenten opstelling en in bijlage 4 de

componentenlijst.

- 49 -

8a A94 -

28a I/O sel 1 E3

3a A14 1 57

A1 E2 42a L

4a A13 6 E1 sA12 1

Sa 3 C 36a A11 2 B 8

7a A10 1 A VO 15

selectie adressen8 E[OOO*]**

4 E3 V7 7 E070-E07F10a A7 5 E2 7 S

A8 4 6 E1 4 • • W9a L I I I

A6 5 3 C S I I T11 a 1 + ,C

12a AS 2 B 3 14E01 O-E01 F 1-1

8V1 E

1 1513a A VO EOOO-EOOF S

8

-12V.

A07524

19c R/W 9CS

27c E 10 WR Vret.15 1K

26a 07 OB7 16Rtb

2Sa 06 5 OB6

24a 05 6 OB510pF

23a 04 7 OB4 OUT1 1 62

22a 03 OB3 OUT2 Vout421a 02 9 OB2 ·12V.20a 01 10 OB1 A054419a 00 11 OBO

Fig. 7.2: Schema van de O/A-converter behorende bij het 6809 monoboard.

-50-

7.3.1 De adressering.

De adressering vindt plaats met behulp van twee een uit acht decoders, 74LS138.

Door middel van switches kan een bepaald gewenst adres worden ingesteld waarop de

DA-converter geselecteerd kan worden. Omdat er gewerkt wordt met een klein

microcomputersysteem waarin maar weinig locaties adresseerbaar dienen te zjjn,

is de adressering beperkt tot 12 bits. Dit betekent dat de converter op 16 adressen

adresseerbaar is. De DA-converter kan met behulp van de switches op een van de

volgende adres combinaties worden geselecteerd:

EOOO-EOOF E040-E04F

E010-E01F E050-E05F

E020-E02F E060-E06F

E030-E03F E070-E07F

Hierbij moet worden opgemerkt, dat de AD-converter geadresserd wordt op de

adressen EOOO-EOOF, zodat die niet beschikbaar zijn voor de DA- converter.

7.3.2 De resolutie

De resolutie is afhankelijk van de keuze van de configuratie, unipolair of bipolair.

In ons geval is dit unipolair. De resolutie van deze converter is 2-8 . Vref.' ( Vref.

de referentiespanning, is de gewenste uitgangsspanning van de converter als aile

databits 1 zijn).In ons geval is Vref. = 10 Volt. De resolutie is dus: 2-8 . 10 = 39

mVolt. De gemeten reolutie bedraagt 40 mVolt, zie bijlage 5.

7.3.3 De lineariteit

De ideale lineariteitslijn is een rechte Iijn door een uitgangsspanning van 0 Volt,

voor aile bits "0" en Vref waarbij aile bits "1" zijn. De niet-lineariteit is de

grootste afwijking t.o.v. de ideale Iijn. Volgens het databoek is de nauwkeurigheid

- 51 -

± 0,2% FSR ( Full Scale Range ). De Iineariteit is nader bestudeerd door met

behulp van het microcomputersysteem een driehoekspanning te genereren. ( De

flowchart en het programma om een driehoekspanning te genereren is weergegeven

resp. in bjjlage 6 en 7 ).

Uit de metingen blijkt dat de DA-converter geen meetbare afwijkingen van het

Iineair verloop heeft, bijlage 8.

7.3.4 De monotonie

De monotonie geeft aan dat een toename van een binaire breuk nooit zal resulteren

in een afname van de uitgangsspanning. Een DA-converter is monotoon wanneer de

niet Iineariteit ~ 1/2 L.S.B.. Volgens de specificaties van de AD 7524 is de

monotonie gegarandeerd.

7.3.5 De responsie.

De responsie van de DA-converter is afhankelijk van de propagation delay tijd van

de AD7524 en de responsie van de Op Amp. De propagation delay tijd van de

AD7524 bedraagt maximaal 150 ns. De slew rate van de Op Amp bedraagt 13 V/~s .

Hieruit blijkt dat de responsie van de converter zeer snel zal zijn. De responsie is

zichtbaar gemaakt door een zaagtand te genereren. Uit de stapvormige

spanningssprong blijkt dat de responsie van de converter zeer snel is. Een

progamma om een zaagtandspanning te genereren bevindt zich in bijlage 7, de

reponsie van de convertert bevindt zich in bijlage 9.

7.3.6 De offset fout

De offsetfout is de spanning die op de uitgang aanwezig is wanneer aile bits "0" zijn.

De offset is in de ontworpen DA-converter niet instelbaar. De offsetspanning is

gemeten en bedraagt: -1,7 mY.

-52-

7.3.7 Conclusie

De DA-converter voldoet aan de gestelde eisen.

- Met behulp van een potentiometer is het uitgangsspanningsbereik instelbaar

tussen

o - 8....12 Volt.

- De resolutie is 8 bits, 40mV. bij een uitgangsspanningsbereik van 0 tot 10 Volt.

- De DA-converter is op 16 adressen adresseerbaar.

- De Iineariteit van de converter is goed.

- De responsie van het systeem is goed.

- De offsetspanning van deze converter is klein genoeg voor toepassing in de

besturing van de hartpomp.

-53-

8 Metingen aan het systeem dat de druk in de pericardia Ie cup door

mjddeJ van twee drukregeJaars en een drjewegklep stuurt.

Om metingen te kunnen verrichten aan het aandrijfsysteem van de te ontwerpen

hartpomp, is het noodzakelijk het systeem van hart en pericardkapje zo goed

mogelijk na te bootsen. Het is natuurlijk uitgesloten om in dit stadium van het

onderzoek al gebruik te maken van proefdieren. Doordat we tijdens de metingen aan

de pneumatische aandrijving niet de beschikking hebben over een echt hart en een

pericardkapje zal er een meetsysteem ontworpen moeten worden waarmee het

gekozen aandrijfsysteem toch bestudeerd kan worden.

8.1 Bepaling van een meetsysteem,

Zoals boven reeds vermeld is het niet eenvoudig metingen te verrichten aan de

pneumatische aandrijving, Er moest bij het ontwerpen van het meetsysteem met de

volgende zaken rekening worden gehouden:

-1) het mechanisch gedrag van het hart met de pericardiale cup in de diverse

hartfasen is niet na te bootsen. Het volume van het hart varandert gedurende

een hartcyclus. Tevens zijn er bij aanvang van de metingen nog geen gegevens

over de compliantie van de pericardiale cup bekend.

- 2) de veiligheidskamer, nodig voor het te bestuderen aandrijfprincipe, is tijdens

de metingen niet aanwezig vanwege de lange levertermijnen van de firma's en

het probleem een voor deze toepassing geschikt type veiligheidskamer te

vinden.

- 3) de driewegklep, nodig voor het te bestuderen aandrijfprincipe, is tijdens de

metingen niet aanwezig vanwege de lange levertermijnen van de firma's en het

probleem een voor deze toepassing geschikt type klep te vinden.

Vanwege deze problemen zal het meetsysteem verre van ideaal zijn. Bovenstaande

problemen zijn op de volgende wijze benaderd waardoor er toch, onder minder

ideale omstandigheden, metingen kunnen worden verricht aan het pneumatische

aandrijfsysteem. Met behulp van deze metingen kunnen bij benadering conclusies

worden getrokken over de responsie- en stijgtijden die zullen optreden in het

pneumatische aandrijfsysteem. De genoemde drie problemen zijn alsvolgt benaderd;

ad.1 Het mechanisch gedrag van het hart is niet na te bootsen. Om toch metingen te

kunnen verrichten wordt in plaats van een hart met een pericardkapje een constant

volume genomen dat gelijk is aan de som van het totale volume van het hart (150

ml. )plus het dode volume van de pericardiale cup ( 100 mI.). Bij keuze van dit

constante volume ( 250 ml.) hebben we in pneumatisch opzicht te maken met een

"worst case" situatie. Bij aanvang van de compressie is het hart met 150 ml. bloed

gevuld. Bloed is niet compliant ten opzichte van gassen. Het volume van het

pneumatisch systeem bestaat op dat moment dan aileen uit het dode volume van de

pericardiale cup. Het volume van het pneumatisch systeem is bij aanvang van de

compressie dus ongeveer 100 ml. De compliantie van het hart en de pericardiale

cup samen zal kleiner zijn dan de compliantie van het constante volume in de

meetopstelling. Pas nadat het hart het bloed uit de ventrikels heeft geperst, bedraagt

het volume van het pneumatisch systeem 250 ml.

Deze keuze heeft als voordeel, dat als we in het meetsysteem de gewenste

periodetijden halen, dan kunnen we ze zeker in het systeem met hart en

pericardkapje halen.

ad.2 De veiligheidskamer was gedurende de proeven nog niet beschikbaar. Hierop

wordt later nog teruggekomen. De veiligheidskamer bestaat, zoals reeds eerder

vermeld, uit een starre luchtdichte kunststof cyclinder met daarin een zeer

compliante ballon bevestigd. Het gas volume van de veiligheidskamer is gelijk aan

het totale volume binnen de starre cylinder, dit is het volume van de compliante

ballon plus het overgebleven dode volume binnen de cylinder. We kunnen deze

cylinder met de compliante ballon beschouwen als een constant volume. Het maakt

niet uit of de ballon gevuld is. Het volume in de ballon is niet van invloed op het

volume in de veiligheidskamer. Het volume van de veiligheidskamer is 320ml. (

Het volume van de compliante ballon dient 250ml. te zijn, H5.1 )

ad.3 Bjj aanvang van de metingen beschikten we niet over de juiste driewegklep.

Doordat de pneumatische aandrijving een lage druk systeem is, is het noodzakelijk

een klep te nemen met een grote doorstroom opening, ofweI een grote Kv-waarde.

-55-

Ais de doorstroomopening niet groot genoeg is , is de stromingsweerstand door de

klep te groot en zal de pneumatische aandrijving de gewenste dPIdt en stijgtijden

niet kunnen halen.

Er zijn enkele metingen verricht met een Versa drieweg klep, Kv = 3,48 m31 uur.

De stijgtijden die met deze klep behaald konden worden lagen in de orde van grootte

van 600msec, dus ver buiten het gewenste bereik van de aandrijving. De

stromingsweerstand voor gassen door deze klep is dus te groot om deze klep in de

aandrijving te gebruiken. Er moet een klep gezocht worden met een nog grotere

Kv-waarde.

Het ontbreken van de juiste klep is op twee manieren opgevangen; de driewegklep is

vervangen door:

- Een stuk f1exibele slang dat met een klem kan worden afgeklemd. Het voordeel

hiervan is, dat de doorstoomopening van deze 'klep' groot is, n.!. de diameter van de

slang, waardoor de maximaal haalbare stijgtijden van het systeem kunnen worden

bepaald. Een nadeel is, dat na het weghalen van de klem de slang niet direct zijn

normale diameter aanneemt.

-Een open/dicht klep ontworpen voor vloeistoffen, maar die ook bruikbaar is voor

gassen. Het voordeel hiervan is. dat met deze klep de realiteit beter wordt benaderd.

Deze vloeistofklep was een klep die gebruikt wordt in een waterbed, merk: Peter

Paul electronics co.inc., aansluiting 1/4 ".

Doordat we niet de beschikking hadden over de juiste driewegklep, maar aileen een

open/dicht klep in ons bezit hadden, was het niet mogeljjk metingen te verrichten

aan de gehele hartcyclus. Het is aileen mogelijk metingen te verrichten aan de

compressiefase en de decompressiefase afzonderlijk.

8.1.1 De drukregelaar.

Tijdens de metingen is er gebruik gemaakt van twee drukregelaars, een

mechanische drukregelaar voor grote debieten en een proportioneel

elektro-pneumatische drukregelaar. Vanwege de lange levertijd van de

proportioneel elektro-pneumatische drukregelaar zijn de metingen in het begin

verricht met een mechanische drukregelaar. Later zijn deze metingen herhaald,

-56-

waarbij de proportioneel elektro-pneumatische drukregelaar in het meetsysteem

was opgenomen. De belangrijkste specificaties van de twee drukregelaars zijn:

De mechanische drukregelaar: merk: SAF.

ingangsdruk: 5 bar.

uitgangsdrukbereik: 0,020 tot 0,500 bar.

debiet: 20 m3tuur.

De proportioneel elektro-pneumatische drukregelaar:

merk: Herion drukregelventiel NG 6

schakeltijd : O-Pvmax= 20ms.

Pvmax-O= 30ms.

drukbereik: 0-2,1 bar

hysterese <0,1% van Pmax

debiet: ongeveer 10m3tuur

De resultaten van de metingen weergegeven in dit rapport, zijn aile verricht met

behulp van de proportioneel elektro-pneumatische drukregelaar van Herion. De

redenen hiervoor

z ij n :- De stijgtijd , de settlingtijd en de tijdconstante van de metingen verricht met

de mechenische- en de proportioneel elektro-pneumatische drukregelaar

zijn vergelijkbaar met elkaar.

- De hysterese van de proportioneel elektro-pneumatische drukregelaar is

kleiner dan 0,1% van Pmax dit is 2,1 mbar ofwel 1,6mmHg. De hysterese

van de mechanische drukregelaar ligt in de orde van grootte van 10mmHg.

-De voorkeur gaat uit naar een drukregelaar waarvan de druk elektronisch

instelbaar is.

Tijdens de metingen bleek, dat de secudaire druk van de proportioneel

elektro-pneumatische drukregelaar afhankelijk is van de primaire druk. In

-57-

onderstaande tabel, tabel 8.1, is weergegeven de secundaire druk als functie van de

primaire druk. De voorinstelling was als voigt: Psec.= 100 mmHg bij Pprim = 5

bar.

Tabel 8.1: Secundaire druk als functie van de primaire druk bij Herion

drukregelaar NG6.

p prim. ( bar) Psec. ( mmHg ) Pprim. ( bar) Psec. ( mmHg )

3 150 5,5 92

3,5 131 6 85

4 116 6,5 79

4,5 107 7 72

5 100

Uit de metingen blijkt, dat de variaties van de secundaire druk relatief klein zijn

t.o.v. de variaties van de primaire druk. Doordat het mogelijk is de ingangsdruk

constant te houden, zijn er geen problemen van deze afhankelijkheid te verwachten.

8.1.2 De veiligheidskamer.

In hoofdstuk 5 is vermeld dat een " Pulsatile Assist Device", PAD®, van Datascope

waarschjjnlijk bruikbaar is als veiligheidskamer in onze toepassing. Na ontvangst

van een exemplaar blijkt dat het volume van de compliante ballon 80 ml bedraagt.

Voor een goede werking dient de inhoud van de ballon echter 250 ml te bedragen. Om

toch een voldoende gas volume te kunnen verplaatsen zouden er minstens drie PAD's

parallel geptaatst moeten worden. Het volume van de veiligheidskamer wordt dan

echter in plaats van 300 mt vergroot tot 900 ml, wat een te grote verhoging van de

compliantie veroorzaakt. tndien er in de handel geen geschikte veiligheidkamers te

vinden zijn met een ballonvolume van 250ml en een totaal volume van ongeveer

300 ml, dan zal er een veiligheidskamer ontworpen moeten worden. Doordat er bij

een hartpomp volgens het Anstadt principe geen voorwerpen in de bloedbaan worden

-58-

gebracht, maar aileen in de borstholte, is het misschien interessant de noodzaak van

de veiligheidskamer nader te onderzoeken. Temeer daar de veiligheidskamer een

grote compliantie introduceert, waardoor de stijgtijden minder snel worden.

Voorwaarde is dat de veiligheid gegarandeerd blijft, bijvoorbeeld door niet aileen de

cup maar het gehele aandrijfsysteem te vullen met CO2 .

8.1.3 De drukmeting

Doordat we bij de aandrijving van de hartpomp te maken hebben met snelle

drukveranderingen, is het noodzakelijk de drukmetingen met een breedbandig

meetsysteem uit te voeren. De drukmetingen zijn verricht met een Gould

drukmeetsysteem ( Gould processor amplifier, model 13-4615-52), [ 10 ]. Dit

drukmeetsysteem is een eenkanaals versterker voor arteriele bloeddrukmetingen.

Enkele specifcaties zijn:

- Frequentieresponsie: demping kleiner dan -6dB bij 1 KHz.

- Bereik: ± 600mmHg.

- Gevoeligheid bereik voor transducer van 10 tot 20000 IlVN per cm Hg.

- Nauwkeurigheid: ±O,6% van de werkelijke waarde.

De drukcurven zijn geregistreerd met behulp van een Gould geheugen oscilloscoop,

model 4035 [ 11 ] en geplot op Epson plotter, type HI-80 [ 12 ].

8.1.4 Het meetsysteem.

De metingen aan het pneumatische aandrijfsysteem zijn verricht met twee

systemen. Beide systemen zijn grotendeels aan elkaar gelijk. De drukregelaar is de

proportioneel elektro-pneumatische drukregelaar van Herion. Het hart en de

pericardiale cup zijn vervangen door een constant volume. (metingen zijn

uitgevoerd met een constant volume van 250 ml. en 550 ml.) De driewegklep nodig

voor de sturing van de drukken in het aandrijfsysteem was niet beschikbaar. Bij

meetsysteem 1 wordt de klep vervangen door een klem, bij meetsysteem 2 wordt de

klep vervangen door een vloeistofklep. In figuur 8.1 worden beide systemen

schematisch weergegeven.

-59-

SYSTEEM 1

proportioneelelektro-pneumatische

drukregelaar

...7F""~~==~;::::=~ constant volume

250 of 550 ml.

klem

elektrisch signaalproportioneel aan de druk

druk/spanningomzetting

SYSTEEM2

1-------1 constant volume250 of 550 ml

proportioneel open/dichtelektro-pneumatische klep

drukregelaar

elektrisch signaalproportioneel aan de druk

druk/spanningomzetting

Fig. 8.1: Schematische weergave van de meetsystemen.

-60-

8.2 De metingen

Zoals reeds eerder vermeld is het niet mogelijk een gehele hartcyclus met een en

hetzelfde meetsysteem te onderzoeken. De compressie en de decompressie van het

pneumatische aandrijfsysteem zullen afzonderlijk worden gemeten.

De volgende parameters zijn bepaald:

- settling tijd, ts : is het tijdinterval waarbinnen de uitgang van een systeem, bij

een stapvormig ingangssignaal binnen een band van 5% van de eindwaarde

gekomen is.

- stijgtijd, tr en daaltijd, td ,is het tijdinterval waarbinnen de uitgang van een

systeem, bij een stapvormig ingangssignaal, verandert van 10% tot90% van zijn

eindwaarde.

Nogmaals wi! ik er op wijzen dat het meetsysteem verre van ideaal is. Er mag aan de

metingen dan ook geen absolute waarde gehecht vorden. Deze metingen zijn bedoeld

om een indruk te verkrijgen van de realiseerbare stijg- en responsietijden,

waarna het mogelijk zou moeten zijn de realiseerbaarheid van het gekozen

aandrijfsysteem te beoordelen.

8.2.1 Metingen aan de compressiefase.

De hartpomp moet kunnen werken bij een hartfrequentie van 120 slagen per

minuut. Dit betekent dat een hartcyclus 500msec duurt. Bij de eisen was gesteld,

dat Tcompo moet kunnen varieren tussen 10% en 50% van Tcyclus' Dit betekent dat

T co m p. varieerbaar moet zijn tussen 50 en 250msec. Uit een aantal

controlemetingen blijkt dat de stijgtijd en de settlingtijd van de responsie bij

stapvormige veranderingen aan de ingang onafhankelijk is van de grootte van de

stapvormige verandering. We kunnen dus metingen verrichten aan het systeem

waarbij de drukregelaar ingesteld is op een bepaalde waarde. Bij aile metingen is de

elektro-pneumatische drukregelaar ingesteld op 150 mmHg, omdat deze instelling

de instelling benadert die later gebruikt zal worden.

- 61 -

meting1 :

systeem1, drukregelaar ingesteld op 150 mmHg.

- ts = 195 ms

- tr = 107 ms

De ts benadert het beste Tcompo De stijgtijd is nog vrij groot en er blijven weinig

mogelijkheden over om de stijgtijd nog te varieren binnen het gestelde bereik. Daar

bij dit systeem gebruik gemaakt wordt van een klem om de druk te schakelen is dit

het systeem met de kleinste stromingsweerstand en dus de snelste stijgtijden. Indien

bij dit systeem een klep gebruikt zou worden zal de stijgtijd onaanvaardbaar hoog

worden.

Deze grote stijgtijden worden veroorzaakt doordat de drukregelaar het grote debiet,

dat plotseling gevraagd wordt om de druk in de pericardiale cup te verhogen, niet

kan leveren. Dit probleem is op te lossen door een buffervat aan te brengen in de

gasleiding tussen de drukregelaar en de klep. Het buffervat kan worden beschouwd

als een soort accumulator. Het buffervat wordt op druk gebracht door de

drukregelaar gedurende de periode dat er geen debiet is. Bij de hartpomp is dit de

diastole. Tijdens de periode dat er wei debiet is, de systole, assisteert het buffervat

de drukregelaar bij het vullen van de pericardiale cup. Wij hebben de metingen

verricht met een buffervat van 4 liter. Het uiteindelijke meetsysteem is

weergegeven in figuur 8.2

-62-

buffer

4 liter

t==~~ open/dicht 1------1 constant volumeklep 250 of 550 ml

proportioneelelektro-pneumatischedrukregelaar

elektrisch signaalproportioneel aan de druk

druk/spanningomzetting

Fig 8.2: Schematische weergave van het meetsysteem met buffervat.

De metingen met het buffervat van 4 liter geven de nu volgende resultaten;

weergegeven in tabel 8.2. De drukregelaar was bij deze metingen ingesteld op 150

mmHg.

-63-

Tabel 8.2 : meetresultaten van systeem 1( met klem ) en 2 ( met vloeistofklep ),

beide met buffervat van 4 liter.

constant volume 250 ml. constant Volume 550 ml.

parameter vloeistofklep klem vloeistofklep klem

ts (ms.) 60 41 100 67

tr (ms.) 40 53 81 53

Uit deze metingen blijkt dat de stijgtijd en de settlingtijd van het systeem met het

buffervat aanzienlijk kleiner zijn dan de tijden van het systeem zonder buffervat.

Het buffervat heeft een positieve invloed op de snelheid van de drukopbouw in de

pericardiale cup. Bij de eisen is gesteld, dat Tcompo moet kunnen varieren tussen

10% en 50% van Tcyclus' Oit betekent dat Tcompo varieerbaar moet zijn tussen 50

en 250msec. De parameters van het systeem met het buffervat, vloeistofklep en

constant volume van 550ml Iiggen in de orde van grootte van 100ms.

Bij een constant volume van 250 ml wordt en zelfs een settlingtijd van 60 ms

gehaald. Oeze snelle tijden maken het mogelijk dat vrijwel het gehele gewenste

bereik van Tcomp kan worden ingesteld door het regelen van de flow naar de

pericardiale cup. De flow naar de pericardiale cup kan worden geregeld doormiddel

van een elektrische of een mechanische flowregelaar die in de aanvoerleiding van de

pericardiale cup wordt opgenomen.

8.2.2 Metingen aan de decompressiefase.

Gedurende de decompressifase moet de druk , opgebouw in de pericardiale cup,

worden verlaagd tot de atmosferische druk. Er zijn twee methoden onderzocht n.!.

-passieve uitlaat van de druk in de atmosfeer

-actieve uitlaat van de druk, door een vacuum aan te brengen aan de uitlaatpoort van

het pneumatische systeem. Indien men gebruik maakt van deze methode moet men er

op lettten dat erniet een te grote negatieve druk in de pericardiale cup ontstaat. Oit

-64-

kan worden voorkomen door in de gasleiding naar de pericardiale cup een klep aan te

brengen die opent zodra de druk in de gasleiding lager is dan een vooraf ingestelde

druk( Dit is te vergelijken met de z.g. NEEP-klep, Negative End Expiratoir

Pressure, die gebruikt wordt in een beademings apparaat ). Deze klep dient zich te

openen zodra de druk in de aanvoer naar de cup lager wordt dan een vooraf ingestelde

druk.

De metingen zijn als voigt uitgevoerd;

Systeem 3 : Het constante volume van 250 of 550 ml wordt op druk gebracht. Nadat

de druk 150 mmHg geworden is, wordt de uitlaatklep geopend. Deze uitlaatklep is

dezelfde open/ dicht vloeistofklep die ook gebruikt is bij de metingen aan de

cornpressiefase van het systeem.

Systeem 4: De werkwijze bij de metingen aan dit systeem is exact dezelfde als bij

systeem 3, met als verschil dat aan de uitlaatklep een vacuum van -500 mbar

wordt aangebracht, waardoor na openen van de klep de lucht uit het pneumatische

systeem wordt weggezogen.

De resultaten van de metingen aan de decompressie van het meetsysteem zijn

weergegeven in tabel 8.3.

aflaat atmosfeer vacuum -500 mbar

constant volume ml 250 550 250 550

tsf msec. 57 79 34 66

tf msec. 48 67 29 67

Bij de eisen is gesteld dat Tdecomp = 10 tot 50% van Tcyclus. Dit betekent dat bij

een hartfrequentie van 120 slagen per minuut ( Tcyclus = 500msec.) de

decompressietijd, Tdecomp minimaal 50msec. is. Uit de bovenstaande resultaten

blijkt dat de daaltijd en de settlingtijden in de decompressiefase klein genoeg zijn en

vrijwel het gehele gewenste bereik haalbaar is.

-65-

9 Beschriiving van het te ontwerpen aandriifsysteem.

Uit de resultaten die naar voren komen uit de metingen, beschreven in hoofdstuk 8,

blijkt dat druksturing door middel van twee drukregelaars en een driewegklep

mogelijk moet zijn. Het mag duidelijk zijn, dat bij keuze van dit aandrijfsysteem

niet kan worden voldaan aan een aantal ontwerpeisen;

1) De dP/dt van de bloeddruk kan niet naar wens geregeld worden.

2) De tijdsduur van de compressiefase en de plateaufase zijn niet afzonderlijk

instelbaar.

3) De bloeddrukcurve kan niet zo natuurgetrouw mogelijk worden nagebootst, er

wordt geschakeld tussen twee druknivo's.

De reden waarom er ondanks deze tekortkomingen toch gekozen is voor dit

aandrijfsysteem is dat het niet mogelijk blijkt om , zonder voorkennis van de

overdrachtsverhoudingen van de cup, veiligheidskamer en hart, een goed werkende

aandrijving te ontwerpen die voldoet aan aile ontwerpeisen. Met de gekozen

aandrijving kunnen in de cup de gewenste drukken worden opgebouwd binnen de

gewenste periodetijden van de hartcyclus. Hierdoor wordt het mogelijk metingen

aan het aandrijfsysteem te verrichten, waardoor het mogelijk wordt in een later

stadium een verbeterd type aandrijving te ontwerpen.

Ais eerste ontwerp voor een aandrijving van het " Anstadt Cardiac Assistive Device"

wordt voorgesteld de druk in de cup te sturen door met een driewegklep te schakelen

tussen twee druknivo's.( Het systeem beschreven in hoofdstuk 6.3) Uit de

metingen blijkt dat het aan te bevelen is een buffervat aan te brengen parallel aan

de drukregelaar die gedurende de compressiefase de druk in de cup op de gewenste

waarde brengt. Hierdoor worden de stijg- en settlingtijden kleiner waardoor de

pomp met een kleinere cyclustijd, dus met een grotere hartfrequentie kan werken.

Het pneumatische aandrijfsysteem wordt bestuurd door een micro-processor die

tevens een controlerende functie heeft. In fig.9.1 wordt het te ontwerpen systeem

schematisch weergegeven.

-66-

buffer

4 liter

u

p1

micro-

processor

veiligheidskamer

pericardiale cup

terminaldrukmeting

Fig. 9.1: Besturing van druk naar de cup met behulp van twee drukregelaars en een

driewegklep, schematische weergave.

In het bovenstaande aandrijfsysteem wordt de druk in de cup gemeten en door de

micro-processor verwerkt. De drukregelaar die de druk gedurende de

compressiefase verzorgt is elektronisch instelbaar. De micro- computer vergelijkt

de gemeten druk met de gewenste druk in de cup. ( De gewenste druk wordt ingelezen

via de terminal ) Afhankelijk van de gewenste en gemeten waarden regelt de

micro-processor de spanning, die proportioneel aan de gewenste druk is, bij. In de

bovenstaande opstelling wordt de druk in de cup geregeld. Het is ook mogelijk de

werkelijke systolische bloeddruk te regelen. Dit kan worden gerealiseerd door in

plaats van de druk in de cup met behulp van een kathetertip manometer de

-67-

systolische druk in de aorta te meten en deze te vergelijken met de gewenste

waarden.

Behalve regeling van de gewenste druk, verzorgt de processor onder andere ook de

timing van de diverse tasen van de pomp gedurende een hartcyclus. Deze timing kan

plaatsvinden;

1) Synchroon. De trigger voor het in gang zetten van een pompcyclus komt dan van

het hart zeit. De trigger is het CRS-complex uit het E.C.G.

2) Asynchroon. De harttrequentie wordt via de terminal in de besturing van de

pomp ingelezen. De pomp bepaalt zeit wanneer een hartcyclus start. Dit hoett niet

samen te vallen met het CRS-complex van het E.C.G.

3) On Demand, zolang er een trigger van het hart aanwezig is, bepaalt het hart zeit

het starten van een hartcyclus. Blijtt de trigger achterwege, dan initieerdtde pomp

zeit een hartcyclus. De criteria voor het vaststellen van het achterwege blijven van

een trigger en het initieren van een gedwongen cyclus kunnen dezeltde zijn als bij

een on demand pace-maker. Van deze criteria kan gebruik gemaakt worden bij het

ontwerpen van een algoritme dat de on demand besturing realiseert.

Zoals reeds eerder vermeld( ontwerpeisen) wordt de tijdsduur van de diverse tasen

van een pompcyclus ingelezen in de computer door middel van een terminal. In dit

geval wordt ingelezen, de tijdsduur van de pomp systole, Tpsystole' De tijdsduur

van de pompdiastole voigt uit het verschil van de cyclustijd en de tijdsduur van de

pompsystole,

Tpdiast = Tcyclus -T psytole . De tijdsduur van de plateau tase is in dit systeem

niet instelbaar.

10 Veillgheid

Het punt veiligheid is in het voorafgaande al een aantal malen vernoemd. Vooral in

medische apparatuur is het van belang dat een apparaat zodanig beveiligd is, dat de

patient bij een eventuele storing daarvan geen nadelige gevolgen ondervindt. De

apparaten moeten failsafe zijn voor een eerste fout, d.w.z. bij het optreden van een

eerste fout mag voor de patient geen levensbedreigende situatie ontstaan en moet het

apparaat veilig blijven.

Er moet ook veel aandacht besteed worden aan de elektrische isolatie van apparaat en

patient. Bij apparaten waarbij een directe geleidende verbinding met het hart tot

stand gebracht wordt, cup met elektroden voor het meten van het E.C.G., is de

maximaal toelaatbare patienten-Iekstroom bij 50 Hz in normaal bedrijf 10 ~A, bij

eerste foutconditie is dit 50 ~.

Nu vorgen een aantal punten betreffende de veiligheid van het voorgestelde systeem.

Omdat het veiligheids probleem zeer complex is, waarover pas kon worden

nagedacht nadat er gekozen was voor een bepaald aandrijfsysteem, wil ik er op

wijzen dat de onderstaande veiligheidspunten nog niet volledig zijn. Het is een

opsomming van veiligheidsproblemen waarbij waar mogetijk aanwijzingen voor een

eventuele oplossing wordt gegeven.

1) Lekdichtheid van de pericardiale cup.

De pericardiale cup dient lekdicht te zijn. Door gebruik te maken van CO2 gas als

aandrijfgas van het kapje is reeds enige veiligheid voor de patient tegen lekken van

het kapje ingebouwd.

Indien er een lek ontstaat, dient dit gedetecteerd te worden. Dit zou eventueel

geconstateerd kunnen worden door middel van metingen van het vacuum tuusen het

membraan van de cup en de ventrikelwand. Neemt dit vacuum gedurende de

compressiefase af, dan zou er wei eens een lek in het membraan van de cup kunnen

zijn. Dit kan ook worden veroorzaakt doordat de bevestiging van de cup niet goed is,

zie 2.

- 69-

2) Bevestiging van de pericardiale cup.

Voor een goede pompwerking dient de pericardiale cup steeds op de juiste wijze

bevestigd te zijn om de ventrikels van het hart.Eventueel verschuiven of zelfs

loslaten van het kapje kan worden gedetecteerd door het afnemen of wegvallen van

het vacuum tussen de ventrikelwand en het membraan van het kapje. Indien er

elektroden in het membraan , voor het meten van het E.C.G., zijn aangebracht. zou

het verschuiven of loslaten van de cup samen kunnen gaan met het wegvallen van het

E.C.G. signaal.

3)Lekdichtheid van de compliante ballon van de veiligheidskamer.

De compliante ballon van de veiligheidskamer dient lekdicht te zijn. In de

veiligheidskamer wordt de perslucht van het voor de patient relatief veilige CO2

gescheiden.

4) De driewegklep.

De driewegklep is essentieel voor het genereren van de drukcurve in de pericardiale

cup. Schakelt de klep niet, dan ontstaat er een constante druk in het kapje. Er moet

bij een storing in deze klep een alarm voorzien zijn, plus een voorziening om over

te schakelen op een tweede reserve klep. Een voorziening om de drukcurve voor

korte tijd met de hand over te nemen is ook een mogelijkheid en is zelfs aan te

bevelen.

5) De drukregelaars.

De drukregelaars dienen te allen tijde de gewenste drukken te genereren. Een

storing in een drukregelaar resulteert in een afwijking van de gewenste druk die

niet bijgeregeld kan worden. Dit kan gedetecteerd worden waarna er alarm gegeven

wordt.

Eventuele over- of onderdrukken kunnen worden te niet gedaan door gebruik te

maken van kleppen die openen als de druk ter plaatse van de klep resp. hoger of

lager is dan een op de klep ingestelde waarde. Dit soort kleppen wordt ook in

beademingsapparatuur gebruikt. de PEEP- (Positive End Expiratoir Pressure) en

de NEEP-klep ( Negative End Expiratoir Pressure).

- 70-

6) De micro-processor.

De micro-processor is van essentieel belang voor besturing en controle van de

hartpomp. Storingen in de processor zullen met behulp van een onafhankelijke

schakeling moeten worden gedetecteerd.

7) Verzekerde voorziening van perslucht en elektrische spanning.

Voor de goede werking is de pomp afhankelijk van perslucht en elektrische

spanning. De continue voorziening kan worden gegarandeerd door resp. een

persluchtcylinder en een accu in het apparaat aan te bregen. Bij storing in het

persluchtnet of de energievoorziening, dient de pomp automatisch op de eigen

interne bronnen over te schakelen.

8) Lekstromen.

De elektrische isolatie van de patient en de hartpomp behoeft geen probleem te zijn.

Ais er gebruik gemaakt wordt van hoog ohmige gasleidingen, is het elektrisch deel

van de aandrijving voldoendp. geisoleerd van de patient om onder aile omstandigheden

de lekstromen beneden de maximaal toegelaten waarden te houden.

Opgemerkt dient te worden dat er bij het verder ontwikkelen van de pomp nog meer

veiligheidsaspecten naar voren kunnen treden. De bovenstaande opsomming is zeker

niet volledig, het is een aanzet voor een discussie betreffende de veiligheid van de

hier besproken hartpomp.

- 71 -

11 Conclusies.

- De problemen bij het ontwerpen van een hartpomp zjjn zeer complex. Vanwege

die complexiteit is het onderzoek beperkt gebleven tot:

+een onderzoek naar de wensen betreffende de aandrjjving van de Anstadt

hartpomp;

+het vaststellen van de technische eisen die gesteld worden aan de aandrijving;

+een onderzoek naar verschillende mogelijkheden om een aandrijving te

realiseren;

+een keuze om een bepaald type aandrijving te realiseren;

+het theoretisch ontwerp van een aandrijving voor de Anstadtpomp.

- Doordat men met de hartpomp onderzoek wi! doen, is het gewenst de parameters

die de instelling van de Anstadt-pomp bepalen( hartritme, systolische- en

diastolische drukken, stijg- en daaltijden, periode tijden, duur van de diverse

fasen van hart ) binnen een zo groot mogelijk bereik en zo mogelijk

onafhankelijk van elkaar te kunnen instellen.

- Er is momenteel te weinig voorkennis over de overdrachtsverhoudingen van hart

en cup. Hierdoor is het nu niet mogelijk een systeem te ontwerpen dat aan aile

ontwerpeisen voldoet.

- Vier mogelijke oplossingen om de pomp pneumatisch aan te drijven zijn nader

bestudeerd.

- Er is voorgesteld een eenvoudig pneumatisch aandrijfsysteem voor de

Anstadtpomp te ontwerpen. Met dit systeem moet het mogelijk zijn onderzoek te

doen naar het gedrag van het hart en de cup, als het hart ondersteund wordt

volgens het Anstad principe. Dit eenvoudige aandrijfsysteem is nader bestudeerd.

- Er is een microcomputersysteem samengesteld bestaande uit drie eurokaarten

1) het 6809 monoboard. Deze kaart bevat het processorsysteem en is aangekocht.

2) de ND converter.Deze kaart is ontworpen voor monitoring van een E.C.G.

signaal en is ook bruikbaar in de elektronische besturing van de Anstadt

hartpomp.

3) de D/A converter. Deze is ontworpen om de propotioneel

elektro-pneumatische drukregelaar die wordt toegepast in de Anstadtpomp aan te

sturen.

- 72-

12 Literatuur.

1 Anstadt, G.L. , Schiff, P. en Baue, A.E.Prolonged circulatory support by direct mechanical ventricular assistance.Trans. Amer. Artit. Int. Organs, 12:72, 1966.

2 J.Willis Hurst, RBruce Logue, Charles E. Rackley, Robert C. Schlant,Edmund H. Sonnenblick, Andrew G. Wallace, Nanette Kass Wenger:The Heart Arteries and Veins, fifth edition.McGraw-Hili Book Company.Part 1, chapter 3.

3 Ream,A.K., Fogdold,RP.Acute cardiovascular management in anesthesia and intensive care.Lippincott comp.,1982.

4 E. Tragus, H. Wallace, J. Marchesini, M. Bendon, P. Jennings, W. ZerbyR Thorn andW. Blakemore, chapter 40;and D. Skinner, Mary Dutka, A. Raciti, P. Schiff, G Anstadt, Chapter 41 ;Proceedings, Artificial heart program conference,Washington, D.C., june 9-13,1969.

5 Metingen in de geneeskunde 2, nov. 1983.diktaat nr. 5615, T.U. Eindhoven.

6 Datascope.System 82 Intra Aortic Balloon PumpDeviceDatascope Corp. ,580 Winters Avenue, Paramus, New Jersey 07652, U.S.A.

7 Assisted circulation 2Edited by Felix UngerSpringer VerlagBerlin, Heidelberg, New York, Tokio, 1984.

8 Analog DevicesData-Acquistion Databook, 1984.Volume 1 integrated circuits.

9 H. Thoma, U. Losert, A. Prodinger, H. Schima, E. Wolner;Control and drive of bloodpumps, design application and results;IEEE I Seventh Annual Conference of the Engineringin Medicine and Biologie Society, 1985.

- 73-

10 Gould Electronics, Pressure Processor Amplifier, model 13-4615-52.Manual part no. 13-804615-52Gould Inc., Receding Systems Devision.3631 Perkins Avenue, Cleveland, Ohio 44114 , U.S.A.

11 Gould Digital Storage Oscilloscope 4035Instruction manualHainault Essex England.

12 Epson, HI-80 Operating manualEpson UK LTDDorland House388 High RoadWembley, Middlesex. HA9 6UH, U.K.

13 Hilde van den Heuvel,Microprocessoreenheid voor het opmeten van volumes M.B.V.respiratoire inductantie plethysmografie.Proefschrift, juli 1987.Katholieke Industriele Hogeschool Antwerpen.

-74-

13 bedrijvenregister

Met de hier onderstaande bedrijven is er gedurende de periode vanaf december

1986 contactact geweest. Deze informatie is gebruikt bij het vooronderzoek naar

een mogelijke oplossing van een elektro-pneumatische aandrijving voor de

hartpomp. Van deze bedrijven wordt o.a. vermeld welk merk er vertegenwoordigd

wordt en welk soort informatie er ontvangen is. Dit wordt weergegeven met de nu

vOlgende cjjfercode:

1 Proportioneel elektro-pneumatische drukregelkleppen.

2 Proportioneel elektro-pneumatische flowregelkleppen.

3 Elektro-pneumatische open/dicht kleppen.

4 Pneumatisch-elektrische drukomzetters.

Emac nv.

Barastraat 134-142

1070 Brussel

Tel. 02/5251211

Dhr: Goyvaerts, Simons, Bruynicks.

SMC Controls B.V.

De Ruyterkade 143

1011 AC Amsterdam

Tel. 020/255525

Dhr. Kroon.

Wabco Westinghouse

Van Valsemlaan 164-166

1190 Brussel

Tel. 02/3444938

vertegenwoordiger van het merk: Herion

soort informatie:1 en 2

vertegenwoordiger van het merk: SMC

soort informatie: 1

vertegenwoordiger van het merk: Wabco

Westinghouse.

soort informatie: 1

-75-

Honeywell

Honeywetl Bourgetlaan 1

1140 Brussel

Tel. 02124331211

Huba Control

Tolakkerweg 153

3738 JL Maartensdijk

Tel. 03461/3024

Dhr. AFJ Scharis, GJ van de Schootbrugge

Martonair

Smith

Drie Bomenstraat 62

1180 Brussel

Tel. 0213766020

Dhr. Demulder

Doedijns Pneumatiek Nederland

Smith

Polakweg 6

2288 GE Rijswijk

Tel. 070/401600

Dhr. L van Drunen

Doedijns NV. Belgie

Versa

de Conincklaan 2

1920 Diegem

Tel. 0217207154

Dhr. Y Vandervinne

vertegenwoordiger van het merk:

Lucifer

soort informatie: 1

vertegenwoordiger van het merk: Huba

soort informatie:1 en 3

vertegenwoordiger van het merk: Watson

soort informatie: 1,2 en 4.

vertegenwoordiger van het merk: Watson

soort informatie: 1,2 en 4.

vertegenwoordiger van het merk: Enots,

soort informatie: 3

Brooks Belgil:l

Colonel Bourgstraat 103

1040 Brussel

Tel. 0217250700

Walter Pneumatiek

Postbus 665

2003 RR Haarlem

N.V. C.G.E.S.

Werkhuizenkaai 155

Postbus 19

121 0 Bru ssel

Tel. 0212423979 - 2423720

Dhr. du Bois

Denis de Ploeg B.V.

Postbus 235

6300 AE Valkenburg

Tel. 04406/14555

Dhr. de Ploeg, Lindelauf

-76-

vertegenwoordiger van het merk: Brooks

soort informatie: 1,2 en 4.

vertegenwoordiger van het merk: Walter

soort informatie: 3

vertegenwoordiger van het merk: Dynamco

soort informatie: 3

vertegenwoordiger van het merk: Lee

soort informatie: 3

6809 MONO BOARD 1

EIGENSCHAPPEN::a_===aa= _

CPU: 6809Met klak-signeal is 1 Mhz .. E~ kan'oak gewe~kt wo~den met 1.5en 2 Mhz. Alle geb~uikte I.C's mae ten dan aangepast ziJn veatdeze hage~e snelheid af e~ maet een st~etching van de klakvae~zien wa~den. Oit laatste. kan daa~ geb~uik te maken vaneen manastabiele multivib~ata~ die ap de inte~ne I/O ad~essen

r-eagee~t.

E~ ziJn aak vaa~zieningen vaa~ DMA.

BUS: FLECS-bus 6~ palig.Alle data- en ad~esliJnen wa~den gebuffe~d. Het E signeel ende R/W ziJn aak gebuffe~d. CR/W inve~s is aak aanwezig).

UOEDING: +5, 'Uolt 550 mA, +12 Ualt 50 mA, -12 Uo~t 50 mAo

E~ is een aplaadba~e batte~iJ vaa~zien die de RAM's en de

Real-Time-Clack voeden tiJdens spanningsonde~b~ekingen.

een PAL kan men elle ad~essen instellen pe~

kunnen ed~essen uitgesneden wo~den inbe~eik van een EPROM. Wil men een ande~e

valstaat het van een ande~e PAL te

ADRESDECODERING: Met128 byte. E~

biJvac~beeld hetad~esve~deling danp~og~amme~en.

De IOSEL-lijn is actief haag waa~ uitwendige 1/0 systemenkunnen gead~esse~d wo~cen. Twee liJnen UDURAM en UDUSELdienen om de UDU-kaa~t te ad~e5se~en.

Fijne~e ad~esdecade~ing gebeu~t met een LS138 en dit pe~ 16byte. De LS138 ad~essee~t de 1/0 bauwstenen ap de kaa~t. 2iegeheugenmap.

RESET: E~ is vaa~zien in een actieve ~eset. Cit betekent det de•~eset ve~zeke~d' wa~dt bij het apsta~ten en dat e~ een ~eset

gegene~ee~d wa~dt als de vaedingsspanning ande~ de ~.7 Uoltkamt Cdit niveau kan ingesteld wa~den). De RAM's wa~den

anmiddelliJk gedeselectee~d als e~ zich een spanningsdalingvaa~doet. E~ kan ook manueel ge~eset wo~den. .Een watchdog gene~ee~t ook een ~eset. Als de watchdag telkensbinnen een zeke~e tiJd ~angesp~oken wa~dt doo~ een p~ogramma

dan wo~dt de ~eset niet geactivee~d. Dus als een p~ag~amma

ve~kee~d gaat zal e~ automatisch gereset wa~den.

GEHEUGEN: E~ is een IC-vaet vaa~zien vaa~ een SK, 16K af 32KEPROM. Een 2K of ~K EPROM kan niet geb~uikt wo~den. E~ is ~enIC-veet voo~zien voo~ een SK of 32K RAM. Caa~naast is e~ oekeen IC-voet voo~zien voo~ zawel 8K/32K RAM of 8K, 15K, 32KEPROM. AIle ad~essen C6~K) kunnen dus bezet wo~den.

1/0: Een PIA ye~zeke~t de pa~~allele cammunicatie.Twee ACIA's waa~van de baud~ate softwa~ematig in te steller.is za~gen vaa~ de se~iele cammunicatie. RS-232 buffe~s zilnaanwezig. D~ie 16 bit time~s ziJn vaa~zien. Een Real Ti;eClack kan de tiJd biJhoucen. Oak een beepe~ kan geb~uiktwo~den.

bijlage 1

6809 .MONO BOARD 2

GEHEUGENMAP-----------'.

Men kan per 128 byte de adresdecodering instellen. Het is dePAL die' bepaalt waar de adressen zich bevinden. DestandaardPAL bevat volgende adressen:

Uitwendige kaarten .kunnen met I/OSEL gestuurd worden. Wenemen dit op adres SEOOO-SE37F en SE800-$EFFF om compatibelte zijn met de reeds bestaande kaarten.De bestaande UDU-kaart kan eveneens aangesloten worden. DeCRT-controller moet geadresseerd worden op adres SE300-SE37FCpraktisch neem Je adres SE300) en de UDU-RAM komt op SE800­SEFFF.

De interne I/O-adressenPIA SE380-SE383

staan op SE380-$E3FF.5E380 - Data Register ASE381 - Control Register A5E382 - Data Register BSE383 - Control Register B

ACIA1

ACIA2

SE390-5E393

5E3AO-SE3A3

5E390 - Data RegisterSE391 - Status Register5E392 - Command RegisterSE393 - Control Register

SE3AO - Data Register5E3Al - Status RegisterSE3A2 - Command' Register5E3A3 - Control Register

Real Time Clock $E3B3 - Adres-enable$E3B~ - Data-enable

TIME~ SE3CO-SE3C7 SE3CO - Control Register 1 en 3SE3C1 - Control Register 2SE3C2 - MSB Timer 1SE3C3 - LSB Timer 1SE3C~ - MSB Timer 2SE3CS - LSB Timer 25E3C6 - MSB Timer 3SE3C7 LSB Timer 3

WATCHDOG 5E3DO

BEEPER SE3FO."

De EPROM staat achteraan' in het geheugenbereik. ~X wordthelemaal achteraan geplaatst en de rest mag verdeeld staan.Bijvoorbeeld voor een 16k EPROM:

SFOOO-5FFFFS9000-SBFFF

De RAM plaatsen we vanaf het begin maar ock op de ve~eisteadressen voor fLEX.Bijvoorbeeld voo~ twee 8K RAM's:

seoOO-SOrFfSOOOO-SlFfF

bijlage 1

6809 MONO BOARD 3

BUSCONNECTIES

-------------

+---------------------------------------------------------------+! C CB) ! A !

+------+------------------------+------+------------------------+1C2C I3C I~C !SC !6C !7C !ecSC

lOC. llC! 12C! 13C! l~C

lSCl6Cl7C1ec19C20C21C22C23C2~C

2SC26C27C~8C29C30C31C32C

GNOvriJvriJvriJvriJvriJvriJselect UOU-RAM SE800vriJvriJcomplCMROY)vriJvriJQ

vriJBScomplCOMA)- 12 UcomplCR)/WcomplCIRQ)complCFIRQ)vriJcomplCNMDcomplCHALT)BAvriJE ..vr1JvriJ+ 12 U+ 5 UGNO

1A !2A !3A I\fA !SA !6A7A8ASA

lOA11A12A13Al\fA

·lSA16A17A18A19A20A21A22A23A2\fA2SA I26A I27A !28A !29A !30A !31A I32A !

GNOA15A1\fA13A12AllA10ASA8A7A6ASA\fA3A2A1AOR/complCW)00010203O\f050607complCRESET)I/O select68\fS select SE300+ BAT 3.6 U+ S UGNO

!!!!!!!!!!!

+------+------------------------+------+------------------------+. ,

---------------------------------------AC

! 1 32.!! 1 ' 32 !! buskaart !! I! CcomponentenziJde) !

AC

bijlage 1

6808 MONO BOARD 'f

INFUT/OUTFUT CONNECTIES

-----------------------GND 6'f X X 63 GNDGNO 62 X X 61 GNO

0825 (7) GNO (16) 60 X X 59 (15) RXO 1 0825 (2)0825 (20) CTS 1 ( Pi) 58 X X 57 (13) RTS 1 OB25 (8)0825 (3) TXO 1 (12) 56 X X 55 (11) GNO 0825 (7)0825 (2) RXO 2 (10) 5'f X X 53 (9) CTS 2 0825 (20)0825. (8) RTS 2 (8) 52 X X 51 (7) TXO 2 OB25 (3)

BEEPER (S) 50 X X "i9 (5) GNO+ BAT 3.S U ("i) "i8 X X 'f7 (3) RESET MANUEEL

SGlWOUT (2-8192 Hz) (2) 'f6 X X 'f5 (1) Cl<OUT 8192 Hz+ 5 U 'fl± X X "i3 + 5 U

- 12 U 'f2 X X "i1 + 12 Uvr-ij 'f0 X X 39 vr-ijvr-ij 38 X X 37 vr-ijvr-ij 36 X X 35 vr-ijvr-ij 3"i X X 33 vr-ij

+ 5 U 32 X X 31 + 5 U- 12 u 30 X X 29 + 12 U- 12 U (26) 28 X X 27 (25) + 12 u

+ 5 u (2'f) 26 X X 25 (23) + 5 UC82 (22) 2'f X X 23 (21) CB1PE7 (20) 22 X X 21 (19) PB6PB5 (18) 20 X X 19 (17) PB'f

. PB3 (16) 18 X X 17 (15), PB2PB1 (1'f) 16 X X 15 (13) PBOPA7 (12) 1'f X X 13 (11) PASPA5 (10) 12 X X 11 (9) PA'fPA3 (8) 10 X X 9 (7) PA2PAl (6) 8 X X 7 (5) PAOCA2 ("i) 6 X X 5 (3) CAlGND (2) 'f X X 3 (1) GNDGNO 2 X X 1 GND

----------------------------------------63 .............................. 16"i ....•..••.. " ...•.••....••••... 2

input/output connector- 6'f pollg

componentenzijde

----------------------------------------. . 15 1 . I •••••• 2S 1 ... 16 2 26 2.

16 polig 26 polig

componentenziJde

.D'jlag~ I

6809 MONO BOARD 5

COMPONENTENLIJST----------------

of 27128 of 27256of 6lf256 / 276lf of 27128 of 27256of 6lf256

nen-poo~t open collecto~

t~iple no~-poo~t

xo~-:poo~t

monostabiele multivib~ato~

3 - 8 decode~

buffe~

th~ee-state inve~to~

3x

SCHAKELlNGEN6809276~

626lf626~

16L8TL77026551 2x68~0

1~5818

68211~89

1~88

7~LS03

7~LS27

7~LS86'

7~LS123

7~LS138

7~LS2lf5

7~LS368

GEINTEGREEROEIC~ CPUIC5 EPROMIC8 RAM/ROMIC13 RAMIC7 PALlC10 RESETIC1~,17 ACIAlC16 TIMERIC19 RTC.IC22 PIAIC20 BUFFERlC21 BUFFERTTL-logica IC15

IC18lCSIC12IC11IC1,2,3IC6

KRISTALLENXl ~.OOO MhzX2,3 1.8~32 Mhz 2xX~ 32.768 Khz

(afstand pinnen - 5.08 mm)(afstand pinnen - 2.5~ mm)

HALFGELEIOERS01,2, USK120 2xTl,2 BC 5~7 2x (of ande~e NPN-t~ansisto~)

BATTERIJNiCad 3.6 Uolt 3/60 OK p~intmontage

WEERSTANDENRl,8 ARRAY 8x ~K7 2xR12 ARRAY ~x lfK7R7 lKR5 8K2Rl.±,6,S 101<

,3x

Rl0 ~701<

R2,3 lOOK 2xR11 22M (2x 10M)

CONOENSATORENC19 10 pF 1x ke~amisch Cafstand pinnen - 2.S~ mm)C3,~,18 22 pF 3x ke~amisch Cafstand pinnen - 2.SL± mm)C17 10 nF 1x ke~amisch Cafstand pinnen - 5.08 mm)C's 100 nF lOx cebatiet vlagC1,ll,12,13 10 uF ~x elel<t~oliet Cafstand pinnen - 5.08 mm)

lC-UOETEN~O pin 2x, 28 pin 6x, 2Li pin lx, 20 pin ~x

16 pin 3x, 1l.± pin 5x, 8 pin 1x

CONNECTOR EN6~-polig din connecto~ mann.26-polig flatcable connecto~ mann.!lS-pclig fla:cable connec:o~ mann.!~Oxl Jum~e"~ir.nen Cenkele ~iJ)

of! 6l.±-polig flat=able! ccnnecto~ manr.eliJI<

COMPONENTENOPSTELLING---------------------

bijlage 16809 MONO BOARD 6

0

·31·

· •• •· ·~ •

· ·0-

~ · •• ·

;k • •• ·

~ • •

@ • ·· ·~ · ·• ·es · ·· •

•0

· • 0 ~:::l• • +• ·· • ~· • ...

~G1 C ...

.~~

, I i I i i i I: I i i: i , t) , ':' .II

Q "" + ""Q ~

~ •0"'\0.0- ~;:

~~:a 0- ."

~ ..~ ~ 0. ...

-'~ .S~ ~~~~,,~~ ::: 0'l)

~o. '"0. ....

~

~~ ~}~;: ~T ::... -~ :::t) ••

I::l ••·.

~~ ~ ::~ .o\.., :: (1Jl; ~I:i ••·.• -.:.r- '- ••

ills ~•• r i: I I " : :

.,... " ..11 ~ :::: ••

QI; .... • •

.-. f1Si

S ~ ::1;0~ ••

Si! ·.• •·.·.·.·.• •·. ~

JUMPERINSTELLING----------------•

JUMPERRIJ 1 JUMPERRIJ 3o X 32 l< EPROM o X 32 l< RAM 2

X XX 8l<,16J< EPROM X 8 I< RAM 2

JUMPERRIJ 2o X X X X X X X X X X X X X X X X X X X X X

t"am l+BAT

8X/161<epr-om

ept"cm ept"om 32l<ept"Qm32l<t"am

---- 32l<t"am81<r-am

I.,II

I•+S

t"am

I+BAT

+SRAM

I FIRQ I FIRQ

IRQ IRQAC! A'S RTC- ~ i:

JUMPERRIJo X

XX

'-±beeper- on

stt"etc:h on

JUMPERRIJ 5X stt"etc:h onX

JUMPERRIJ 6X wa t.c:hdog onX

JUMPERRIJ '7'o X X X X X X

IRQ -----­FIRQ

TIMER

IRc;J -----­FIRGJ

PIA

6809 MONO SOARD 11

aVERZICHT VAN DE GEBRUIKTE IC'S-------------------------------

)

(

,,

....

r

11

., ., L Vel ., ~A tee 1-4" '1 "'1 ~. f4'1

Z , ~. l -f~ "'C' ~) l .., t, ~)

J ..y tA l Ju '11 Al l ...., 'fA .4.1

~ U ,tt/J

"f,, t\ l~'s JC ~. \ 7' 1t,lJ .,.,

""r "

0),'I 4 ... Ie l? )9 r- r '9 I( Iii l-

e •., JA ,G "" IA q , .,., J~ ,

1 '"11 JT I ~ '''0 11 I l '''to ''1 &

J

- ~ ........ ... VCc l-" -1 A IfC.. 04' Ai".. ,a. A

t ""4q/l It( ~ a y. A( If-rA .~

",<.It ..~, A\ J C Y. ,4" ...., • (1 ,...fp A' ?tl J ,,') - f-t'J -4) ~ ,1 ~'r'J·'7 n..... \ <:n 'f,

f' lq o(t) I. ~'t r~ <fJt 1) ~1. ( 11 36 ~ • SA It'

, 'lU t&le ~.. , ,,, T, -'t4 (, )1- • r1 ...~ Z I.E/c '"~ l- 'h Yr r-.o ":\on tA

I '1'1.' 7& , I ,". 'Ie "f Gl10 t} ,

: --i &Ha fl,J:; tI ,<4 t:t1D c:;l ~o e 't'l ( '" o. ~

J 01 l~ t( 3 0\ c:; tC,. lUi Pl "1t .. Ci" 6e

(' AJ:c. ~ '1'1 r Gi o. ~ ..

e ,.TII'''' Or 't) , 01 h \

" ~~l 6ss'l 0., It l C:) 08Vo 111 11

I if;; fl} ~" I (;J to, ~, qj AC/A 01 "\0" ii\ II !"f~J!. fr ....:

'"' n-' ... A' ~ ~). "if 57~ D. .c., ~ ItS" h~ ItJD OTIt 11 Al (S, , i' "1) A". - i( .(~ (Cle."0 tl· '"

.I., ~'" <Ie.. A( ~~ ~c.. cr.. ~,

-, ,•... _.--'1 oIl"

t'I'\' " :1 fAA W'" ~ .. f 'ff fin t1 ·H. r' i'J ' 2 AC. tA 11 : t lijji

SJIf 7.I 'If1 A" ,,. ft\ J "''1 ~c. j.c\ J r~ TL1;o2 Rt) ~

C,U A~U ...,~.. ~u 4'" ,'1 ~ 'r t:,.o ;;;

r 't~ '6 ~ r tCO JA ....t t1 JJo ,

.,""'f IC. ~

~ '~Ill .,,. 1 1- 'lTD 1'fe5

(A" ,.QL J7,~,. 31I-"~ J1

as· )(

~ 31if) ]\

D. n1)1 h

" ~

6'&21 0\ )e

0.. 11PIA .c 'II

0( "l1

01 2('

E- n

'11 .\

m "1)

(). l?

,.(~ f.t

-~c.. U

Wi nCfJ/Ail 'l(

AI ,<'A1 1"

'l(~ A<H 't}

'HSC .,. 'It

......0 \"RAM Cf .,.

... '-'1DC .(1

If o(~

'" iC

0\ ,,1'

... -- .._--- ......

'k. 0( A4f VCL \t

~ .4 ... 7- ~,

1 A~ .,. ~"

., A-n'1~ "1'\

r .4... JlL, '1"1 "", 104 t,fL '1\ ~

1- A1 'ir ..,0' ot\ I AI l c -11

III ,(1 , 1.1 11 it

/31 .,.. -~rrP 6 ki

'MO

3 A1

'r It,r A(

, A.,

l .\)

I A'

1 A"

bI It.

- tv·.-.o'Q.c

"" ,,,1 f"., tj"r tlSt

.(' f't)e

on /'61

-(rft - HAi'"T .,. .,.-"' ..., r:-(Al n r.-."'" tP.tl\1 ,s J

f\llq if) n tes ~ l' rG~ q ,f ,'ie-. E h ~

A. ~ I) I,... a/-; }1 ,At h 1"

"l {lo~ ~ 3°A.. II' t'

A1' CPU n 'lJ A

Ae 0-. '0"'"

,tn 'f tC -t"

AI ~C 1t

"" " 'I,>

-.... 1fIf ~l,...AA .,1 A

An jl,q '"-.

'Iff IIcc u 1Au ""/A4J" 1l

.41 An IC

A' AI ,rAt l' ' .. .., ".,(''' lHU A40t .,I~l

112ft ii l'

"" ,.....'\1

iA.1 EPROM -,r ..../I. 0'\ 'l1 •~- Q' "ag., 01 o1'l ' 04

0, ll .. 4(..... D} M"

-p4( v.o '" '1 D,qoW' .. S"I.U 't, t A"et«"I P\ " 3 AtAOo cl(..,r

?'" ~J

AO. c \(" ... , A,:Ah .('to8,.fi ijr~ 1-<' G AT... D1 G) ~J 1- ,4C

~~RiC Os 1\ I 4~

n~ At r .,AH A'':' "If Uo &M'~~~ AI 1-<"~If~ <.~ ~)

Layout van de d/a - converter, componentenzijde.

bijlage 2a

000000000000000000

00

00000000

00000000

o

00000000

ooo 0

~=:::!!.._~J: ~r-:;:::::::=(=:g.;~~~o ....... :---J//

o

o

bijlage 2b

Layout van de d/a - converter, koperzijde.

00000000000000000000000000000

0000000000000000 00000000000 0

0000000

0000000

000000

1

o

o.

0 00 0 00 0 0 00 0 00 0 0 00 00 0

0 0 0

o 0 o

bijlage 3

Componentenlayout van de d/a print.

~~-------------..,

00000000000000000000000000000000o

00000000000000000000000000000000

00000-0-0-0 , .......-0-0-0

1I 1_\; I.e. 1 1~1 I.e. 2-

0000 000 0 0-0-0-0-0-0-0-

000 T %0.00---- 0o «» --OC:-!o 0 0o I.C.3 0 0 I,C.li 0o 0 0 0

o 0 0 :'o • ..- -

~-~1~.6 •

.JL. 0 •-llC;;

po

oT

Componentenlijst van de PIA-converter.

I.C.1 74LS138

I.C.2 74LS138

I.C.3 74LSOO

I.CA 74LS132

I.C.5 AD7524

I.C.G AD544

C1 tim C5 = 100nF.

C6 =10pF.

R = 1kn

P = printpotmeter 10 kn, 10 slagen

D = din connector, 2 x 32 pins, A-C.

S = printschakelaar, 8x

bijlage 4

.,roII)

os­iD'<III::J

a.roa......III

I

(')o::J<ro;::lro~

~roro

eO~ro<III::J

a.ro

T

T

+

t

t

TI

~ elf:

+

1t:

200mV/DIV 100us/DIV-- -.. ---+- -~ -- --+-. _. --- -........- _.- .. -.... ......... - - _.'.-. +- ..... ' ..... •..•• --f- ,- ,- - . .. ......._- - ,-+-

'.

rt - t~L.

~Jrr-,:f

~ ..-.J~

I h~ --rI JU

: ,I -..,

~I r~II r-r.l: I ...j, . l....J

i ~

1 I

CHI

Flowchart van een programma om driehoekspanningen te genereren.

bijlage 6

inilialisatie

Bepaling van de

lase waarin de

driehoekspanning

zich bevindl

verhoog of verlaag(accu mel 1

Bepaling 01 de

driehoekspanning

de maximale

of de minimale

waarde heeft

bereikl.

ACCUA:=OOFLAG:=OO

PLMTSDATAACCUAOP ADRES D!A­

CO'NER1ER

bijlage 7

NAM DA.TXT Rev. 21-MEI-1987

** PROGRAMMA VOOR HET MAKEN VAN EEN DRIEHOEKSGOLF MET

* DE DA-CONVERTOR

*E020 DA EQU ~E020

*0000 4F START CLRA0001 7F 0024 CLR FL~G

0004 B7 E020 LOOPA STA DA0007 F6 0024 LOB FLAGOOOA 50 TSTBOOOB 26 OC BNE DECR0000 4C INCAOOOE IF 89 TFR A,B0010 Cl FF CMPB tt$FF0012 26 ·FO BNE LOOPA0014 87 0024 STA FLAG0017 20 EB BRA LOOPA0019 4A DECR DECA001A IF 89 TFR A,B001C 50 TST80010 26 E5 8NE LOOPA001F

.87 0024 STA FLAG

0022 20 EO BRA LOOPA0024 FLAG RMB 1 FLAG VOOR INCR. OF DECR.

END STARTo Error (s) detected .-SYlT\bc>~ t.a.b~E!'=

DA E020 DECR 0019 FLAG 0024 LOOPA 0004 START 0000 system 0057

NAM SAW. TXT Rev. 21-MEI-198b

0000 4F0001 4C0002 B70005 20

** PROGRAMMA VOOR HET MAKEN VAN EEN ZAAGTANDSPANNING* MET DE DA-CONVERTOR

*E020 DA EQU ~E020

*START CLRASAW INCA

E020 STA DAFA BRA SAW

END STARTo Error(s) detected

t

T

T

.of

o 0o ~

~ CO'~ :::ro 0CD<D< ,..Il) In:J-ga.:JCO 2.-:JS' lOCOlOIl) <D~. lOa><D;:::::;:~

< COIl) CD:J COa. a.CO 3Q: coIl) ­':::ro COo -~ 2,

T CO 0;::I. ~

CHI ~ ~o3uc:-COin'<In<DCO3

- t- ~-~..~.... ·r o-.' ~,

2. OD V/DIV ID. Oms/DIV• . + _... - -... ..~.

r

,;

T

,• tJl.

/I(\ 1\,

.j

7,

I \:

1\ ,I

!

/ \ / \0~

\ I \ ! :

I - \

{I: \J :\JCH

o VOLT

2.00 V/DIV 500us/.OlV- .~ ..... ..... . . ~. .. .

CHl V //

/.

_..I~

,.,-

/. ..-.-'

/.'..

.',,-./

~......-

/:~

.r.;

-.,-

/".-

/1.-/

., /I

..-

/ /./

/."

//.

N~ Dl

Dl<C

Iii::Ja.en

... "0Dl::J::J::J

<0.-+CD... ....00::J.-+aro

~ <Dl::J

a.CD....CD

Ten"00::Jenro'en::J

T ~::::TCDis:<Dl::J

-r a.CD00::J<CD~CD:-'

T 0-........W

<0CDCD