Erste Validierung eines neuartigen Pumpprinzips für ein Herzunterstützungssystem im Laborversuch

INHALTSVERZEICHNIS

ERKLÄRUNGEN

DANKSAGUNG

ABBILDUNGSVERZEICHNIS

TABELLEN

ABKÜRZUNGEN

1. Kurzfassung

2. Einleitung
2.1 Physikalische Grundlagen
2.1.1 Druck
2.1.1.1 Einheiten des Druck
2.1.1.2 Druckmessung
2.1.1.3 Laplace-Gesetz, Spannung in der Gefäßwand
2.1.2 Fluss
2.1.2.1 Bernoulli Gleichung, reibungsfreie Strömung
2.1.2.2 Viskosität
2.1.2.3 Reynoldszahl
2.1.2.4 Hagen-Poiseuille-Gesetz
2.1.2.5 Pulswelle und Pulsausbreitung
2.1.2.6 Reflexionen am Beispiel des Menschen
2.2 Herzunterstützungssysteme
2.2.1 IABP
2.2.2 Extrakorporale Membranoxygenierung
2.2.3 Ventricular Assist Device
2.2.4 Historie
2.2.5 „State of the art“ von Herzunterstützungssystemen
2.2.6 Indikationen für Herzunterstützungssysteme
2.2.7 Ausschlusskriterien
2.2.8 Komplikationen
2.2.9 Nachteile aktueller Systeme

3. Material und Methoden
3.1 Die Linearpumpe
3.1.1 Pumpprinzip
3.1.2 Antriebssystem
3.1.3 Linearantrieb
3.1.4 Sensorik
3.1.5 Motorsteuerung
3.1.6 Elektronik
3.1.7 Leitrechner
3.2 Medos-VAD-System
3.3 Versuchsaufbau
3.3.1 Druckmessung
3.3.2 Flussmessung
3.3.3 Medos-System
3.3.3.1 Aufbau
3.3.3.2 Durchführung
3.3.3.3 Kurvenverlauf
3.3.4 Linearpumpe
3.3.4.1 Aufbau
3.3.4.2 Durchführung
3.3.4.3 LabView-Programm
3.3.4.4 Kurvenverlauf
3.4 Statistik
3.4.1 Datenerhebung
3.4.2 Datenanalyse

4. Ergebnisse
4.1 Ergebnisse der Linearpumpe
4.2 Ergebnisse des Medos-VAD

5. Diskussion
5.1 Eingangsdruck vs. Zeit
5.2 Ausgangsdruck vs. Zeit
5.3 Mitteldruck vs. Zeit
5.4 Druck über der Pumpe vs. Zeit
5.5 Fluss vs. Zeit
5.6 Druck über der Pumpe vs. Fluss
5.7 Zusammenfassung

5. Fazit

6. Zukunftsausblick

QUELLEN-/ TOOLVERZEICHNIS

ANHANG

A1: Versuchsprotokolle Medos-VAD-System

A2: Versuchsprotokolle Linearpumpe

DANKSAGUNG

Zunächst möchte ich mich bei Prof. Dr. med. Dipl.-Physiker F.A. Schöndube und Dr. med. Marius Großmann für die Ermöglichung des Projektes und die Betreuung bedanken.

Weiterhin möchte ich mich bei meinem Erstprüfer Prof. Dr. Stefan Bauer sowie meinem Zweitprüfer Dipl. med. Päd. Frank Merkle bedanken.

Ich möchte mich an dieser Stelle auch bei allen, die mich bei dieser Arbeit unterstützt haben, bedanken.

Besonders hervorheben möchte ich Rainer Holland, unseren EDV-Techniker, der mich zu jeder Zeit mit Rat und Tat unterstützt hat.

Mein Dank wäre unvollständig, ohne meine Eltern Reinhold und Heidrun Lange sowie meinen Freund Reiner Linke zu erwähnen, die mich in der gesamten Zeit, mit allen Höhen und Tiefen, in jeder Art und Weise unterstützt haben.

ABBILDUNGSVERZEICHNIS

Abbildung 1: Auswirkung des Schweredrucks auf die Venendrücke im stehenden Menschen (Fercher, 1999)

Abbildung 2: Elektrischer Einmaldruckaufnehmer mit genormten Schlauchanschlüssen (FMI , 2005)

Abbildung 3: Graphische Darstellung der Formel (Schirma, et al., 2006)

Abbildung 4: laminare Strömung (Schirma, et al., 2006)

Abbildung 5: turbulente Strömung (Schirma, et al., 2006)

Abbildung 6: Grobschematische Darstellung der wellenförmigen Dehnung der Gefäßwand (Schirma, et al., 2006)

Abbildung 7: Anstieg und Verschmälerung der arteriellen Druckkurve in den Gefäßen aufgrund von Reflexionen (Schirma, et al., 2006)

Abbildung 8: Pathophysiologische Konsequenzen bei erhöhter Steifigkeit der Aorta (Weber, 2010)

Abbildung 9: Datascope IABP (Datascope)

Abbildung 10: ECMO mit Quadrox-Oxygenator und Biomedicus-Pumpe im Einsatz

Abbildung 11: Incor, Berlin Heart (Unkel, 2010)

Abbildung 12: Modell der Linearpumpe

Abbildung 13: schematische Darstellung des Antriebssystems (Wermke, 2007)

Abbildung 14: 3-D-Modell der Linearpumpe

Abbildung 15: Mikroprozessorplatine (Franke, 2006)

Abbildung 16: Leistungsstufe (Franke, 2006)

Abbildung 17: Medos-VAD-Pumpen (Rhode, 2009)

Abbildung 18: Medos-VAD-Antrieb (Rhode, 2009)

Abbildung 19: Medos-VAD-Kanülen (Rhode, 2009)

Abbildung 20: schematischer Versuchsaufbau

Abbildung 21: TAM-A + TTFM 31 A

bbildung 22: Versuchsaufbau mit der Medos-VAD-Pumpe

Abbildung 23: t0 - t14

Abbildung 24: t0 35

Abbildung 25: t3

Abbildung 26: t6 36

Abbildung 27: t14 37

Abbildung 28: Versuchsaufbau für die Linearpumpe

Abbildung 29: Lab-View-Oberfläche

Abbildung 30: t0 - t14

Abbildung 31: t0

Abbildung 32: t3

Abbildung 33: t6

Abbildung 34: t14

Abbildung 35: Eingangsdruck vs. Zeit

Abbildung 36: Ausgangsdruck vs. Zeit

Abbildung 37: Mittlerer Druck vs. Zeit

Abbildung 38: Druck über Pumpe vs. Zeit

Abbildung 39: Fluss vs. Zeit

Abbildung 40: Druck über der Pumpe vs. Fluss

Abbildung 41: Eingangsdruck vs. Zeit

Abbildung 42: Ausgangsdruck vs. Zeit

Abbildung 43: Mittlerer Druck vs. Zeit

Abbildung 44: Druck über Pumpe vs. Zeit

Abbildung 45: Fluss vs. Zeit

Abbildung 46: Druck über der Pumpe vs. Fluss

Abbildung 47: Pumpenvergleich - Eingangsdruck vs. Zeit

Abbildung 48: Pumpenvergleich - Eingangsdruck vs. Zeit

Abbildung 49: Pumpenvergleich - Ausgangsdruck vs. Zeit

Abbildung 50: Pumpenvergleich - Ausgangsdruck vs. Zeit

Abbildung 51: Pumpenvergleich - Mittlerer Druck vs. Zeit

Abbildung 52: Pumpenvergleich - Mittlerer Druck vs. Zeit

Abbildung 53: Pumpenvergleich - Druck über Pumpe vs. Zeit

Abbildung 54: Pumpenvergleich - Fluss vs. Zeit

Abbildung 55: Pumpenvergleich - Fluss vs. Zeit

Abbildung 56: Pumpenvergleich - Druck über der Pumpe vs. Fluss

TABELLEN

Tab. 1: Tabellarischer Überblick über die wichtigsten intrakorporalen HUS (Abiomed, 2007), (El-Banayosy A, 2003), (Hoburg, 2008), (Schmidt, F., 2006)

Tab. 2: Tabellarischer Überblick über die wichtigsten parakorporalen HUS (Hoburg, 2008), (Göbel, 2001), (Müller, 2005)

Tab. 3: Probleme bei Verdrängerpumpen (Breitenbach, 2007)

Tab. 4: Probleme bei Kreiselpumpen (Breitnbach, 2007)

ABKÜRZUNGEN

Abbildung in dieser Leseprobe nicht enthalten

1. Kurzfassung

Der Schwerpunkt dieser Arbeit war die erste Validierung eines neuartigen Pumpprinzips für ein Herzunterstützungssystem im Laborversuch. Im praktischen Teil wurden mittels messtechnischen Untersuchungen Leistungs- und Regelungscharakteristika getestet. Die Ergebnisse wurden anschließend mit dem auf dem Markt befindlichen Medos-VAD- System verglichen.

Summary

Focus of this project was the first validation of a new pump concept for a heart assist system in a bench test. Therefore performance and control characteristics were tested in the practical part with metrological analysis. Finally, the results were compared with the Medos- VAD- System from the market.

2. Einleitung

Die vorliegende Bachelorarbeit entstand im Rahmen eines interdisziplinären Forschungsprojekts in Zusammenarbeit mit der Universitätsklinik Göttingen, der Fachhochschule Wolfsburg / Wolfenbüttel sowie der Fachhochschule Hannover. Die Basis dieses Projektes beruht auf dem von Dr. Marius Großmann entwickelten und patentierten Prinzip einer Herzpumpe unter Verwendung eines Linearmotors.

Im Jahre 2004 ist das Projekt mit dem Innovationspreis des Bundesministeriums für Bildung und Forschung ausgezeichnet und gefördert worden.

Den grundsätzlichen Vorteil dieses Pumpprinzips gegenüber den bereits verwendeten pulsatilen Systemen bietet die Blutverträglichkeit durch die biokompatiblen Oberflächen der Pumpe.

Dieser Linearantrieb wurde bereits auf einen Entwicklungsstand geführt, wodurch der Aufbau eines Labormodells in Form eines mit Wasser simulierten Blutkreislaufes ermöglicht wurde.

Im Rahmen meiner Bachelorarbeit beschäftigte ich mich mit der messtechnischen Analyse von Leistungs- und Regelungscharakteristika der Linearpumpe in einem möglichst einfachen Versuchsaufbau, um ausschließlich die Antriebsmechanik zu testen. Dabei sollte es nur um die physikalischen Eigenschaften des Systems gehen. Anschließend verglich ich die Linearpumpe mit dem seit 15 Jahren auf dem Markt befindlichen Medos- VAD-System. Es wurde dieses System als Vergleichssystem gewählt, da es auch pulsatil arbeitet und kostengünstig von uns benutzt werden konnte. Es war ein Mess-Verfahren zu entwickeln, welches das System in der Gesamtheit zu analysieren und zu beurteilen sowie eine Ermittlung von Flusswerten anhand voreingestellter Druckwerte und deren grafischer Darstellung ermöglichte. Dazu wurde ein einfaches Druck- und Flussmedium zur direkten Messung der Kontaktübertragung (H2O) verwendet. Die Einflüsse durch geänderte Viskositäten spielen bei der Messung der Antriebskräfte keine Rolle.

2.1 Physikalische Grundlagen

Verschiedene Zusammenhänge der Kreislaufdynamik sind maßgebend für die Untersuchung der Druck-Fluss-Beziehungen an der Linearpumpe sowie dem Medos-VAD-System. Hierzu werden die grundlegenden Definitionen von den verschiedenen Gesetzmäßigkeiten dargestellt.

2.1.1 Druck

Der Druck (P) wird definiert als eine Kraft (F), die auf ein Medium einwirkt und sich über eine gewisse Fläche (A) verteilt. Folgende Formel wird hierzu aufgestellt:

P = F/A.

Der Druck lässt sich in folgende Formen einteilen:

- Hydrostatischer Druck
- Schweredruck
- Dynamischer Druck.

Der hydrostatische Druck ist der Druck, der von außen auf eine Flüssigkeit wirkt. Seine Ausbreitung erfolgt gleichmäßig und nach allen Seiten in einer Flüssigkeit. Die Einheit lautet: m.

Der Schweredruck kennzeichnet den Druck, der durch eine Gewichtskraft einer darüber befindlichen Flüssigkeit von oben gebildet wird. Er nimmt proportional zu Dichte (ρ) und Höhe (h) einer Flüssigkeitssäule nach oben ab. Die Einheit lautet: N/m². Er wird mit folgender Formel berechnet, wobei g die Erdbeschleunigung ist:

p = ρ*g*h.

Im menschlichen Körper nimmt der Schweredruck in den Venen im Stehen von oben nach unten zu (Abbildung (Abb.) 1) (Fercher, 1999).

Abbildung in dieser Leseprobe nicht enthalten

Abbildung 1: Auswirkung des Schweredrucks auf die Venendrücke im stehenden Menschen (Fercher, 1999)

Der dynamische Druck, auch als Staudruck bezeichnet, definiert sich als Druck, der entsteht, wenn eine Flüssigkeit auf eine Barriere trifft. Die Einheit lautet: Nm/kg oder m²/s². Er ist ein Synonym für die Bewegungsenergie in der bewegten Flüssigkeit und wird folgendermaßen dargestellt, wobei v die Geschwindigkeit ist und g die Erdbeschleunigung:

P= g*v² /2.

2.1.1.1 Einheiten des Druck

Die gängigste Einheit des Drucks lautet Pascal (Pa = N/m²) und wird als genormte SI- Einheit angesehen. Sie wird in den technischen Wissenschaften verwendet. In der Medizin wird die historisch gewachsene Einheit mmHg verwendet. Die Messung wird zurückgeführt auf erste Messungen des Luftdrucks. Dort wurde ein mit Quecksilber gefülltes Rohr zur Druckmessung verwendet. Pa und mmHg hängen wie folgt miteinander in Verbindung:

100.000 Pa = 750 mmHg oder 1 mmHg = 133,3 Pa.

2.1.1.2 Druckmessung

Die Druckmessung kann invasiv oder nicht-invasiv erfolgen. Die nicht- invasive Druckmessung erfolgt mittels der Riva-Rocci-Methode. Auf die Methode wird hier nicht näher eingegangen, da sie nicht Gegenstand der Untersuchung ist. Die invasive Druckmessung wird ermöglicht durch Einführung eines Röhrchen, einer Kanüle oder eines Katheters in ein Gefäß bzw. einen Schlauch, wo der Druck gemessen werden soll. Von dort wird eine direkte Verbindung über eine Flüssigkeitssäule zur Mess-Einheit hergestellt. Im menschlichen Kreislauf erfolgt dies durch perkutane Punktion einer Arterie, Einführung eines Katheters und Anschluss des Katheters an einen Einmaldruckaufnehmer. Die Verformung einer Membran wird an einen elektrischen Sensor übertragen, wo eine Widerstandsänderung realisiert wird. Auf den Intensiv-Stationen finden sich heutzutage elektrische Druckaufnehmer (Abb. 2) (Fercher, 1999).

Abbildung in dieser Leseprobe nicht enthalten

Abbildung 2: Elektrischer Einmaldruckaufnehmer mit genormten Schlauchanschlüssen (FMI , 2005)

2.1.1.3 Laplace-Gesetz, Spannung in der Gefäßwand

Das Laplace-Gesetz (Abb. 3) stellt den Zusammenhang zwischen dem Druck im Inneren (p), dem Radius (r) und der Wandstärke (d) bei dehnbarer Wand (Wandspannung: Ơ) her,

Abbildung in dieser Leseprobe nicht enthalten

Abbildung 3: Graphische Darstellung der Formel (Schirma, et al., 2006)

Ein Beispiel aus dem klinischen Alltag ist das Aneurysma einer Arterie. Durch den erhöhten Durchmesser steigt die Wandspannung überproportional an, so dass die Wand ausdünnt und Rupturgefahr besteht (Fercher, 1999).

2.1.2 Fluss

Die wesentlichen Grundbegriffe hierfür sind der Volumenstrom und die mittlere Strömungsgeschwindigkeit. Der Volumenstrom (Q) wird definiert als durchfließende Menge (ΔV) pro Zeiteinheit (Δ t):

Q = ΔV/Δt.

Er wird als abgeleitete SI-Einheit in m³ /s angegeben. In der Medizin wird die Einheit l/min angewandt.

Die mittlere Strömungsgeschwindigkeit (Vmittel) ist allgemein definiert als Volumenstrom (Q) pro Rohr-Querschnittsfläche (A):

Vmittel = Q/A (Schirma, et al., 2006).

2.1.2.1 Bernoulli Gleichung, reibungsfreie Strömung

Die Gleichung setzt sich aus den 3 vorher beschriebenen Drücken zusammen:

Hydrostatischer Druck + Schweredruck + Dynamischer Druck Phydos + ρ*g*h + ½*ρ*v² = konstant.

Abbildung in dieser Leseprobe nicht enthalten

„Der Druck in einer idealen, strömenden Flüssigkeit nimmt ab, sobald sie schneller oder aufwärts fließt“ (Harten, 2007).

Hinter Stenosen kann es daher durch Energieumwandlung von kinetischer zu hydrostatischen Energie zu einer Druckerholung kommen. Sie ist umso höher je geringer die Reibung und Verwirbelung ist (Schirma, et al., 2006).

2.1.2.2 Viskosität

Die Viskosität (η) ist von Bedeutung für das Strömungsverhalten des Blutes, denn mit steigender Viskosität nimmt der Strömungswiderstand zu. Sie ist der Quotient aus der Schubspannung (t) und dem Schergrad (γ):

η = t/γ

Sie ist ein Maß für die Zähflüssigkeit einer Flüssigkeit. Die Einheit lautet: Pa*s. Je größer die Viskosität desto dickflüssiger ist eine Flüssigkeit und je geringer die Viskosität desto dünnflüssiger ist sie. Sie ist für jede Flüssigkeit unterschiedlich und stark abhängig von der Temperatur einer Flüssigkeit. Mit steigender Temperatur nimmt die Viskosität eines Fluids normalerweise ab.

Blut ist eine Nicht-Newtonsche Flüssigkeit. Es ändert seine Viskosität bei Änderung von: Temperatur, Geschwindigkeit, Scherrate und Verhältnis von festen zu flüssigen Bestandteilen.

Die ideale Flüssigkeit ist definitionsgemäß eine Flüssigkeit, die folgende Eigenschaften enthält: Inkompressibilität, keine innere Reibung der Moleküle, keine Oberflächenspannung und Schwerelosigkeit.

Normwerte: relative Viskosität: 3 - 5 von Blut und 1,9 - 2,3 von Blutplasma, 1 von H2O bei Raumtemperatur (Schirma, et al., 2006).

2.1.2.3 Reynoldszahl

Es ist eine dimensionslose Kennzahl. Sie stellt die Wirbelbildung im Blutfluss dar. Sie gibt das Verhältnis von Trägheits- zu Zähigkeitskräften an. Sie ist ein Maß für den Übergang von laminaren (Abb. 4) zu turbulenten (Abb. 5) Strömungen. Je höher die Zahl desto stärker sind die Turbulenzen. Sie ist für ideale Flüssigkeiten. Sie hängt ab von dem Gefäßradius (r), der mittleren Strömungsgeschwindigkeit (v), der Dichte (ρ) und der Viskosität

Abbildung in dieser Leseprobe nicht enthalten

Die Bedeutung der turbulenten Strömung liegt auch in der Pumpbelastung des Herzens. Denn bei einer Verdopplung der Stromstärke und somit der Vervierfachung der Druckdifferenz steigt die Pumpleistung des Herzens an (Fercher, 1999), da bei größeren Turbulenzen Strömungsenergie in Reibungsenergie umgewandelt wird.

Abbildung in dieser Leseprobe nicht enthalten

Abbildung 4: laminare Strömung (Schirma, et al., 2006)

Abbildung in dieser Leseprobe nicht enthalten

Abbildung 5: turbulente Strömung (Schirma, et al., 2006)

2.1.2.4 Hagen-Poiseuille-Gesetz

Das Hagen-Poiseuille-Gesetz berücksichtigt die visköse Blutflüssigkeit und es beschreibt die Rohrströmung mit reibungsbedingtem Druckabfall. Die Einheit lautet: Pa. Der Volumenstrom, d.h. das geflossene Volumen pro Zeiteinheit wird bei einer laminaren Strömung in einer homogenen viskosen Flüssigkeit durch ein Rohr beschrieben:

Abbildung in dieser Leseprobe nicht enthalten

2.1.2.5 Pulswelle und Pulsausbreitung

Das Herz arbeitet pulsatil und nicht stationär, d.h. während der Systole fängt das Gefäßsystem mit jedem Volumenausstoß eine Druckerhöhung durch die Elastizität der Gefäßwand und anderen Arterien ab. Durch den Speichereffekt, Windkesselfunktion, kommt es zur Fortleitung einer Pulswelle (Abb. 6). Die folgende Graphik soll den Effekt veranschaulichen.

Abbildung in dieser Leseprobe nicht enthalten

Abbildung 6: Grobschematische Darstellung der wellenförmigen Dehnung der Gefäßwand (Schirma, et al., 2006)

In starren Rohren gäbe es einen hohen systolischen Wert und einen diastolischen Wert von 0. Durch den Windkesseleffekt der Aorta ist ein geringerer systolischer Druck erforderlich, die Diastole fällt nicht soweit ab und es findet Durchblutung während der Diastole statt. Durch die Windkesselfunktion wird außerdem weniger Arbeit benötigt und damit weniger Energie verbraucht. In der Peripherie kommt es zu einer Erhöhung der Pulswelligkeit durch eine Überlagerung der Wellenreflexionen im Gefäßsystem (Abb. 7) (Schirma, et al., 2006).

Abbildung 7: Anstieg und Verschmälerung der arteriellen Druckkurve in den Gefäßen aufgrund von Reflexionen (Schirma, et al., 2006)

Abbildung in dieser Leseprobe nicht enthalten

2.1.2.6 Reflexionen am Beispiel des Menschen

Zu Beginn jedes Herzzyklus sendet das Herz einen Impuls aus, welcher mit steigendem Druck und der ausgeworfenen Flüssigkeit in der proximalen Aorta während der frühen Systole entsteht. Wenn der Widerstand in der proximalen Aorta aufgrund von Wandsteifigkeit (Abb. 8), schmalem aortalem Durchmesser oder Beidem hoch ist, ist der Druckanstieg relativ hoch für jeden beliebigen frühen systolischen Fluss. Die Pulswelle, welche vom linken Ventrikel erzeugt wird, wird durch die Hauptarterien gesendet und teilweise reflektiert aufgrund von unterschiedlichen Widerständen. Diese können entstehen durch Abzweigungen, unterschiedliche Wanddurchmesser oder verschiedene Wandeigenschaften entlang des arteriellen Systems. Viele kleine Reflexionen werden zurück zum Herzen geleitet und verschmelzen zu einem Netz reflektierter Wellen bestehend aus Zusammenschlüssen von zurückgestreuten Reflexionen. Diese reflektierte Welle wird oft als eine einzige diskrete Welle betrachtet, entstanden durch starke Reflexionsstellen. Das Ausmaß der Reflexionen ist abhängig von der Lokalisation, der Pulswellengeschwindigkeit und der Größe der Gefäße. Vermehrte Reflexionen können bei erhöhter Wandsteifigkeit der Aorta entstehen. Die Distanz zu den Reflexionsstellen ist stark abhängig von der Körpergröße. Komplexe Reflexionen können Phasenverschiebungen zwischen der Pulswelle und den reflektierten Wellen verursachen. Diese Phasenverschiebungen resultieren aus wirkungsvollen Reflexionsdistanzen und den aktuellen anatomischen Distanzen (Chirinos, 2010).

Abbildung in dieser Leseprobe nicht enthalten

Abbildung 8: Pathophysiologische Konsequenzen bei erhöhter Steifigkeit der Aorta (Weber, 2010)

2.2 Herzunterstützungssysteme

Herzunterstützungssysteme (HUS) kann man in drei Kategorien einteilen:

- Systeme für kurzzeitige Unterstützung -> Beispiel: IABP
- Systeme für längerfristige Unterstützung -> Beispiel: ECMO
- Systeme für langzeitige Unterstützung -> Beispiel: VAD

[...]