Faculteit Toegepaste Wetenschappen. Ontwerp van een draagbaar kunstniersysteem: Bloedpomp

Faculteit Toegepaste Wetenschappen Vakgroep Civiele Techniek Directeur: Prof. Dr. Ir. P. VERDONCK

Ontwerp van een draagbaar kunstniersysteem: Bloedpomp Wim MOENS

Promotor: Prof. Dr. Ir. P. VERDONCK Begeleider: Dr. Ir. D. DE WACHTER

Scriptie ingediend tot het behalen van de academische graad van burgerlijk werktuigkundig-elektrotechnisch ingenieur

Academiejaar 2003-2004 Ontwerp van een draagbaar kunstniersysteem: Bloedpomp

door Wim MOENS

Scriptie ingediend tot het behalen van de academische graad van burgerlijk werktuigkundig-elektrotechnisch ingenieur. Academiejaar 2003-2004 Promotor: Prof. Dr. Ir. P. VERDONCK Begeleider: Dr. Ir. D. DE WACHTER

Faculteit Toegepaste Wetenschappen Universiteit Gent Vakgroep Civiele Techniek Directeur: Prof. Dr. Ir. P. VERDONCK

Samenvatting De negatieve effecten van de momenteel gebruikte behandelingen voor nierinsufficiëntie beperken nog steeds te veel het comfort en de mobiliteit van de patiënt. Om deze effecten te vermijden, wordt er op zoek gegaan naar een draagbaar kunstniersysteem, dat continu werkt. Zoals beschreven staat in de tekst, treden bij deze toepassing verschillende problemen op. Eén ervan, de bloedpomp, wordt in deze scriptie onderzocht.

Trefwoorden: draagbaar, kunstnier, bloedpomp, bladloze pomp

De auteur geeft de toelating deze scriptie voor consultatie beschikbaar te stellen en delen van de scriptie te kopiëren voor persoonlijk gebruik. Elk ander valt onder de beperkingen van het auteursrecht, in het bijzonder met betrekking tot de verplichting de bron uitdrukkelijk te vermelden bij het aanhalen van resultaten uit deze scriptie. 1 juni 2004,

Wim Moens.

Dankwoord Bij aanvang van deze scriptie wil ik iedereen bedanken die bijgedragen heeft tot de realisatie van dit werk. Vooreerst wil ik mij verontschuldigen bij diegenen die zich geroepen voelden om hier, in onderstaande lijst, te verschijnen, maar die ik uit het oog verloren ben. Alvast mijn grote dank voor bewezen diensten. Een eerste woord van oprechte dank gaat naar mijn promotor Prof. Dr. Ir. P. Verdonck, die als een lichtbaken mij leidde doorheen een jaar werk. Een woord van oprechte dank gaat uit naar mijn begeleider, Dr. Ir. D. De Wachter, die steeds paraat stond voor een woord van uitleg, voor het begrip en omdat hij steeds de rust bewaarde. Een woord van dank gaat ook uit naar Prof. Dr. Ir. J. Vierendeels en Ir. Guy Mareels, voor de hulp bij het numeriek simuleren. Een woord van dank gaat uit naar het personeel van het OLV ziekenhuis te Aalst. Vooral Dhr. Geert De Bolle, Dhr. Yves Lauwereys, Dhr. Paul Van Malderen en Dhr. Filip Van Varenberg voor de rondleiding, de demonstratie, de uitleg, en de uren van hun tijd. Ook een woord van dank aan de medewerkers, assistenten en professoren van het laboratorium voor hydraulica evenals mijn scriptie collega’s aan de vakgroep. Een behulpzaam woord was nooit veraf. Een dankwoord voor mijn twee ex-collega studenten, Ir. Brian Bogaerts en Ir. Gert Van Leuven, wiens werk als een goede gids leidde in de biomedische wereld. Mijn dank gaat ook uit naar de professoren, assistenten en leraren, die in mijn verleden hun bijdrage geleverd hebben tot mijn vorming. Eén woord van dank is niet voldoende voor mijn ouders, familie en vrienden die er steeds stonden voor een lach en een schouder. Zonder hun steun was het nooit gelukt. Tot slot wil ik mijn zus en Rita Lippens, mijn twee spellingscorrectoren, bedanken voor hun tijd en doorzetting in mijn kluwen van woorden.

Allen van harte bedankt!

Voorwoord Had iemand mij vijf jaar geleden verteld: “Jij doet een scriptie over een medisch onderwerp”, dan had ik hem nooit geloofd. Vier jaar later begon ik eraan. Zo sterk kan een mens in korte tijd veranderen. Het geeft niet alleen weer hoe breed de mogelijkheden als student ingenieur zijn het duidt ook aan dat je met een keuze in het leven in een bepaalde richting nooit weet waar je uitkomt. Als scriptie wou ik een uitdaging met een specifiek doel, één waar je medemensen het nut van in zagen. Deze uitdaging heb ik gevonden in deze scriptie. De moeilijkheid van dit project werd reeds aangetoond in een voorafgaande scriptie: “Een ambitieus project dat voorlopig technisch niet haalbaar is”, Dhr André Stragier (voortrekker DTV) in 2000. “Dat lijkt me geen evidentie”, Dr. Francotte (uroloog Stadskliniek St.-Niklaas) in 2000.

Het doel van de scriptie was kort en bondig: “Ontwerp van een draagbaar kunstniersysteem”.

De uitdaging daarentegen… Daarom werd vooral gefocust op een algemeen principeschema, waarin vooral de methode van transport van het bloed doorheen het systeem geconcipieerd werd. Al heel snel bij mijn voorstudie kwam ik tot inzicht dat de behoefte naar een draagbaar kunstniersysteem meer dan nodig is. Het feit dat zoveel mensen, ook jongeren, uren per week vast gekluisterd zitten aan een dialyseapparaat en dagelijks deels hun vrijheid verliezen, zette mij nog meer aan, meer energie en tijd te steken in dit onderzoek. Hopend dat ooit deze scriptie zijn steentje zal bijdragen aan een groots geheel, dat voor al van deze mensen een nieuwe wereld doet opengaan.

Wim, mei 2004.

Inhoudstafel. Deel 1. Voorstudie. Hoofdstuk 1: De nieren 1.1 Functie 1.2 Werking van de nieren 1.3 Oorzaken van nierfalen. 1.4 Opsporingsmogelijkheden van nierfalen. 1.5 Behandeling van nierfalen.

1 2 2 4 5 6 6

Hoofdstuk 2: Dialyse 2.1 Wat is dialyse? 2.2 Toegangschirurgie 2.3 Geschiedenis van de dialyse en de kunstnier 2.4 Opbouw van de kunstnier 2.4.1 Het bloedcircuit 2.4.2 Het dialysaatcircuit 2.4.3 De kunstnier 2.4.4 Het REDY-systeem

9 9 11 13 20 20 22 24 27

Hoofdstuk 3: Bloed 3.1 Functies van het bloed. 3.2 Samenstelling van het bloed. 3.3 De hemostase of bloedstolling 3.3.1 Werking van de bloedstolling 3.3.2 Anticoagulantia 3.3.3 Biocompatibele materialen 3.4 Hemolyse 3.5 Eigenschappen van bloed 3.5.1 Gedrag van rode bloedcellen onder invloed van schuifspanningen en de invloed op de viscositeit. 3.5.2 Gedrag van rode bloedcellen onder invloed van schuifspanningen en de invloed op de hemolyse. 3.5.3 Gedrag van rode bloedcellen onder invloed van druk. 3.5.4 Viscositeit 3.5.5 Dichtheid van bloed 3.5.6 Eigenschappen van bloed onder invloed van een magnetisch veld.

31 31 31 34 34 36 37 38 39 39 39 40 40 43 43

Deel 2. De bloedpomp.

45

Hoofdstuk 4: Keuze van de pomp 4.1 De noodzaak en eigenschappen van een bloedpomp 4.2 Volumetrische pomp versus turbopomp 4.2.1 De volumetrische pomp 4.2.2 De turbopompen 4.2.3 De rollerpomp 4.2.4 Keuze tussen volumetrische en turbopomp 4.3 Bespreking van de turbopompen 4.3.1 Keuze van de turbopomp 4.3.2 Bepalen van de dimensies van een radiale turbopomp 4.3.3 Mogelijke problemen van de radiale turbopomp 4.4 Speciale pompen 4.4.1 De miniatuur vibrerende bloedpomp 4.4.2 De aangepaste vorm van de rollerpomp 4.4.3 De schroef van Archimedes. 4.4.4 Vrije inducers 4.4.5 De bladloze bloedpomp 4.4.6 Besluiten in verband met de speciale pompen 4.5 Keuze van de bloedpomp

46 46 48 48 49 51 52 52 52 54 57 58 59 61 62 63 65 65 66

Hoofdstuk 5: De bladloze bloedpomp. 5.1 Algemeen 5.2 Keuze aandrijving 5.3 Werkingsprincipe van de bladloze bloedpomp. 5.3.1 De Parameters 5.3.1.1 De invloed van de bloedparameters 5.3.2 Werkingsprincipe 5.3.2.1 Twee vlakke wanden 5.3.2.2 Eén vlakke wand en één wand met een gleuf (tweedimensionaal) 5.3.2.3 Eén vlakke wand en één wand met een gleuf (driedimensionaal) 5.3.2.4 Drie dimensionaal 5.4 De lagering van de rotor in de stator

68 68 68 70 70 71 72 72 75 81 82 82

Hoofdstuk 6: Numerieke simulatie 6.1 Algemeen 6.2 Het aanbrengen van de rooster 6.3 Het getal van Reynolds 6.4 Het doel van de simulaties 6.5 Simulaties 6.5.1 Eerste simulatie 6.5.2 Opstellen van de drukdebietskarakteristiek 6.5.3 Het verband tussen het debiet en het overgebracht vermogen

86 86 86 89 90 91 91 101 102

Deel 3. Conclusies Hoofdstuk 7: Conclusies 7.1 Algemene conclusies 7.2 Conclusie over de bladloze bloedpomp als bloedpomp

105 106 106 107

Lijst van figuren Figuur 1: Figuur 2: Figuur 3: Figuur 4: Figuur 5: Figuur 6: Figuur 7: Figuur 8: Figuur 9: Figuur 10: Figuur 11: Figuur 12: Figuur 13: Figuur 14: Figuur 15: Figuur 16: Figuur 17: Figuur 18: Figuur 19: Figuur 20: Figuur 21: Figuur 22: Figuur 23: Figuur 24: Figuur 25: Figuur 26: Figuur 27: Figuur 28: Figuur 29: Figuur 30: Figuur 31: Figuur 32: Figuur 33: Figuur 34: Figuur 35: Figuur 36: Figuur 37: Figuur 38: Figuur 39: Figuur 40: Figuur 41: Figuur 42: Figuur 43: Figuur 44: Figuur 45:

Doorsnede van een nier Een nefron CAPD APD De Grazcfistel De Hickmankatheter John Jacob Abel (1857-1938) Georg Haas (1886-1971) Dialysetoestel Willem Johan Kolff (1901-) Kunstnier van Kolff en Berk De teflon buis van de Scribner shunt Armplaat en sluitstuk van de Scribner shunt "Button" of "no needle access" Button in gebruik Het bloedcircuits van de kunstnier. Etiket van concentraat voor hemodialyse Een capillaire kunstnier Het SRD-systeem Dialysaatfilter De verschillende bloedcellen Netwerk van fibrinedraden met ingesloten rode bloedcellen Rouleaux-vorming van erythrocyten Erythrocyten bij lage schuifspanning Viscositeitsgedrag van verschillende vloeistoffen Belasting van een fluïdum deeltje door het snelheidsprofiel Het relatieve verloop van de viscositeit onder invloed van een magnetisch veld. Grafiek van de druk-debiet karakteristiek van de turbopomp en de volumetrische pomp De rollerpomp Rendementverloop voor de verschillende rotorvormen in functie van de specifieke snelheid. Bestpassende vorm voor de rotor in functie van de specifieke snelheid Het Cordier diagram De snelheidsdriehoeken van een radiale pomp De miniatuur vibrerende bloedpomp De miniatuur vibrerende bloedpomp Druk debietkarakteristiek van de MVBP De “Jellyfish” klep Een aangepaste vorm van de rollerpomp Snelheidsbereik ultrasone motor Schroef van Archimedes Schroefvorm van een Archimedesschroef Impeller en inducer Inducer Micromed DeBakey VAD Impella De bladloze bloedpomp

Figuur 46: Figuur 47: Figuur 48: Figuur 49: Figuur 50: Figuur 51: Figuur 52: Figuur 53: Figuur 54: Figuur 55: Figuur 56: Figuur 57: Figuur 58: Figuur 59: Figuur 60: Figuur 61: Figuur 62: Figuur 63: Figuur 64: Figuur 65: Figuur 66: Figuur 67: Figuur 68: Figuur 69: Figuur 70: Figuur 71: Figuur 72: Figuur 73: Figuur 74: Figuur 75: Figuur 76: Figuur 77: Figuur 78: Figuur 79: Figuur 80: Figuur 81: Figuur 82: Figuur 83: Figuur 84: Figuur 85: Figuur 86: Figuur 87: Figuur 88: Figuur 89: Figuur 90: Figuur 91: Figuur 92:

Rotor waarvan we de dimensies trachten te bepalen De 1.4” borstelloze DC motor van Koford Verband tussen het hematocriet gehalte, de afschuifsnelheid en de viscositeit. Verband tussen de bloedparameters en de hemolyse index Snelheidsprofiel van een Couette-stroming, waarbij de bovenste wand beweegt. Poiseuille-stroming met een drukgradiënt van 100Pa. Bewegende plaat met meewerkende drukgradiënt. Bewegende plaat met tegenwerkende drukgradiënt. Snelheidsprofiel tussen twee bewegende wanden met een gleuf in één wand De drukverdeling in een gleuf. Druk in de gleuf bij verdubbeling van de breedte Snelheidsprofiel in een gleuf met dubbele breedte Drukverdeling in een gleuf met halve diepte Snelheidsprofiel in een gleuf met halve diepte Drukverdeling in een gleuf met dubbele speling tussen de wanden Snelheidsverdeling in een gleuf met dubbele speling tussen de wanden Drukverdeling in een driehoekige gleuf Snelheidsverdeling in een driehoekige gleuf Drukverdeling in een driehoekige gleuf (andere richting) Snelheidsverdeling in een driehoekige gleuf (andere richting) Ontstaan van debiet in een gleuf. Het hydrodynamisch radiaal lager. Een eerste splitsing van het bloedvolume De splitsing van het convergerende en het divergerende deel. De volumes die moeten worden voorzien van een rooster. Het drukverloop doorheen de pomp bij Q=15ml/min en n=15000rpm Drukverloop aan de top van de rotor aan de inlaatzijde Drukverloop aan de top van de rotor aan de uitlaatzijde Drukverloop in het midden van het divergerende deel dwars op de rotatieas Drukverloop in het midden van de rotor Mogelijke verbetering van het profiel van de rotor Detail van de drukverdeling loodrecht op de rotatie as Detail van de druk in een gleuf De drukverandering in het divergerende deel van de rotor Snelheidsprofiel doorheen de pomp Snelheidsprofiel in de gleuf in een vlak loodrecht op de rotatie as Het snelheidsprofiel van de axiale snelheid. Profiel van de axiale snelheid aan de uitlaat Het tangentieel snelheidsprofiel in de uitlaat. Het radiaal snelheidsverloop in de uitlaat Globaal beeld van de schuifsnelheden in de pomp Detail van de bovenzijde van een gleuf Detail van de schuifsnelheden in een gleuf Druk-debiet karakteristiek van de pomp Het overgebracht vermogen in functie van het debiet Roterende gleuven Stilstaande gleuven

1

Deel 1. Voorstudie. In een eerste hoofdstuk bespreken we kort de functie en werking van de nieren. Ook halen we de oorzaken aan die leiden tot nierfalen en de onderzoeksmogelijkheden naar nierfalen. Verder worden de belangrijkste behandelingen kort besproken. In een tweede hoofdstuk beschrijven we de dialyse zelf en geven we een kort overzicht van de belangrijkste gebeurtenissen in de geschiedenis van de dialyse en de kunstnier. Het derde hoofdstuk gaat over bloed omdat deze substantie de mogelijkheden en de parameters in een verder verloop zal beperken.

2

Hoofdstuk 1: De nieren 1.1 Functie De nieren van zoogdieren vervullen in hoofdzaak vijf functies: 1. 2. 3. 4. 5.

het verwijderen van afvalstoffen, de regeling van het vochtgehalte in het lichaam, het op peil houden van de zuurtegraad (pH) van het lichaam, de opname van vitamine D mogelijk maken, en een hormonale functie [1].

De te verwijderen afvalstoffen zijn afkomstig van de verschillende stofwisselingen. Ze zijn grofweg in te delen in drie categorieën. Een eerste categorie stoffen zijn deze met een moleculair gewicht kleiner dan 300dalton 1. Deze categorie bevat onder andere ureum, creatinine, amines 2, fenolen 3 en indolen 4. Een tweede categorie bevat de zogenaamde midden moleculen. Hun moleculair gewicht is gelegen tussen de 300 en 2000dalton. De samenstelling van deze groep blijft - ondanks grote inspanningen - nog steeds slecht gekend. Een laatste categorie is deze met een moleculair gewicht tot 50000dalton, die polipeptiden 5, beta2microglobuline 6 en lysozyme 7 bevat: al deze stoffen zijn bij verhoogde concentraties giftig. Ureum is het voornaamste eindproduct van de eiwitstofwisseling [2]. Bij het verbruik van eiwitten door het lichaam wordt de overtollige stikstof omgezet in ureum; per dag ontstaat ongeveer 30g ureum. Een normale concentratie van ureum in het bloed bedraagt 17 tot 50mg/dl. Creatinine [3] is de vorm waarin creatine uit het lichaam wordt verwijderd. Creatine is een component in de schakel die onmiddellijke energie aan de spieren levert. De normale concentratie van creatinine bedraagt ongeveer 1,1 à 1,3mg/dl. Creatinine zelf is niet schadelijk maar is een goede indicator voor de nierfunctie [4].

1

[dalton] = het aantal protonen. Amines zijn moleculen die een NH2-groep bevatten. 3 Fenolen zijn moleculen die bestaan uit een aromaatring waarop een OH-groep staat. 4 Indolen zijn moleculen die bestaan uit een vijfring waarbij één van de koolstofatomen vervangen is door een stikstofatoom. 5 De peptidegroep bestaat uit een koolstofatoom met een dubbel gebonden zuurstofatoom en met een stikstofatoom dat verbonden is met een waterstofatoom. 6 Beta2microglobuline is een enzym. 7 Lysozyme is een enzym dat in speeksel voorkomt en bepaalde bacteriën vernietigt. 2

3 Urinezuur [5] is het eindproduct van de purinestofwisseling. De purinen maken deel uit van de nucleotiden, die op hun beurt de bouwstenen zijn van DNA en RNA. Ze komen onder andere uit onze voeding (vlees en vis). Onder normale omstandigheden (geen dieet of gistproducten) wordt er per dag ongeveer 700mg urinezuur uitgescheiden door de nieren. Een verminderde uitscheiding van urinezuur kan jicht of nierstenen tot gevolg hebben. Verder zijn er nog stoffen die zelf geen afvalproducten zijn, maar waarvan de concentratie in het bloed beperkt moet blijven om de verschillende functies in het lichaam te verzekeren. Zo moet de concentratie van de fosfaten in evenwicht zijn met de concentratie van magnesium en calcium. Dit is noodzakelijk om botontkalking te voorkomen door stoornissen in het calcium-fosformetabolisme. Een te lage concentratie van fosfor daarentegen is zeer zeldzaam. Verder bestaat het gevaar dat, wanneer kaliumzouten in een te hoge concentratie aanwezig zijn in het bloed (hyperkaliëmie), het samentrekken van de spieren (o.a. het hart) wordt verstoord. Ook de concentratie van natriumzouten in het bloed moet beperkt worden. Een te hoge concentratie van natrium in het bloed doet de bloeddruk stijgen en vormt een stijgend gevaar voor hartfalen. De meeste van bovenstaande stoffen zijn in te hoge concentraties giftig of schadelijk voor het lichaam. De concentraties van deze stoffen waarbij vergiftigingsverschijnselen optreden zijn afhankelijk van de samenstelling, aangezien sommige van deze stoffen elkaar neutraliseren of een katalyserende invloed op elkaar uitoefenen. Een verhoogde concentratie van één enkel product, door nierfalen, komt niet voor. De opeenhoping van al deze stoffen noemt men niervergiftiging. Het ziekteverschijnsel bevat hoofdpijn, sufheid, braakneigingen, uitdroging en verbruinen van de huid, kleine onderhuidse bloedingen en jeuk. Deze symptomen treden dankzij de grote capaciteit van de nieren - slechts op wanneer de nierfunctie teruggevallen is tot op slechts 10% van zijn normale activiteit. Buiten de verwijdering van deze afvalstoffen regelen de nieren ook het watergehalte in het bloed. Deze regeling wordt hormonaal door het antidiuretisch hormoon bestuurd. Een te hoge productie van dit hormoon, b.v. door een overmaat alcohol, leidt tot een begin van uitdroging met misselijkheid en hoofdpijn tot gevolg. De pH van het lichaam wordt geregeld door de binding van de waterstofatomen in ammoniumzouten en bufferzouten. De normale pH van het bloed bedraagt 7,34. Deze moet

4 binnen bepaalde grenzen blijven; de efficiëntie van het zuurstoftransport is immers sterk gecorreleerd met de pH van het bloed. De pH van de urine daarentegen varieert van 5 tot 8. Opdat vitamine D, noodzakelijk voor de opname van calcium voor het beenderstelsel, in het lichaam werkzaam kan zijn, moet het een geringe chemische verandering ondergaan. Deze chemische veranderingen gebeuren in de lever en in de nieren [6]. Verder staan de nieren ook in voor de productie van onder andere twee belangrijke hormonen: erytropoëtine (EPO) en renine. Het eerste is noodzakelijk voor de aanmaak van rode bloedcellen, het tweede is nodig voor het op peil houden van de bloeddruk.

1.2 Werking van de nieren [8][9][10] Bij de mens zijn de nieren gelegen aan weerszijden van de wervelkolom, iets onder het middenrif. Ze zijn boonvormig met een lengte van 10 tot 12cm, een breedte van 5 tot 7cm, een dikte van een 3cm en een gewicht van 140 tot 160gr. Per dag zuiveren de nieren ongeveer 1700 liter bloed en produceren hierbij ongeveer anderhalve liter urine.

Figuur 1: Doorsnede van een nier [11]

Figuur 2: Een nefron

In een doorsnede van een nier zijn twee gebieden duidelijk zichtbaar: het merg en de schors. De schors zelf is opgebouwd uit ongeveer één miljoen nefronen, de filterlichaampjes van de nier. Hierin wordt het bloed gezuiverd en de urine gevormd. Elk nefron is opgebouwd uit een kapsel van Bowman, een onderdeel van het nierbuisje, dat om een kluwen van haarvaten ligt, de glomerus [12]. Tussen het kapsel van Bowman en de glomerus is er een membraan, de lamina basalis. Het membraan en het dekweefsel (epithelia) van het kapsel van Bowman

5 fungeren als een filter die water en kleine moleculen gemakkelijk doorlaat. Grotere moleculen, zoals eiwitmoleculen, worden tegengehouden. Deze filtratie wordt veroorzaakt door een drukverschil tussen de glomerus en het kapsel van Bowman. Het ontstane vocht noemt men glomerulusfiltraat of voorurine. Per dag wordt ongeveer 170 liter voorurine gevormd. Dit is ongeveer een tiende van het totaal doorstroomde bloed en ongeveer honderd keer de uitgescheiden hoeveelheid urine. De verdere omzetting van voorurine naar urine vindt plaats in de nierbuisjes. Tijdens de passage van de voorurine in het nierbuisje worden de nog nuttige stoffen uit de voorurine onttrokken en aan het bloed teruggegeven, terugresorptie genaamd. Deze terugresorptie kan zowel actief als passief gebeuren. Het passief transport komt voor bij verschil in concentratie, bij verschil in osmotische activiteit en bij verschil in elektrochemische activiteit. De terugabsorptie van water verloopt passief, door verschil in osmolariteit 8. Bij het actief transport is de aanwezigheid van levend materiaal en energietoevoer vereist. Natrium bijvoorbeeld wordt actief teruggeresorbeerd, en dit ongeveer 1,5kg per dag. De energietoevoer nodig voor het actief transport is de reden van de zuurstofarme terugvoer van het bloed uit de nier. De hoeveelheid stoffen die opnieuw aan het bloed wordt teruggegeven, wordt bepaald door twee hormonen, namelijk het antidiuretisch hormoon (hypofyse) en aldosteron (bijnier). De volledige werking van de nieren en de werkingsprincipes van de diffusies van het intracellulair vocht naar het interstitieel vocht zijn nog steeds niet volledig gekend. In 2003 werd de Nobelprijs voor de chemie nog uitgereikt voor het onderzoek naar water- en zoutuitscheiding van cellen.

1.3 Oorzaken van nierfalen. Mogelijke oorzaken van nierfalen zijn van allerlei aard. Voorbeelden zijn:

8

•

erfelijke factoren,

•

ondervoeding,

•

overmatig eten,

•

suikerziekte [13],

•

hoge bloeddruk,

•

het langdurig gebruik van pijnstillers,

•

infecties en besmettingen aan de urinewegen,

•

trauma’s.

Wanneer aan weerszijden van een membraan, dat wel water maar geen in oplossing verkerende bestanddelen doorlaat, de concentratie van die bestanddelen (osmolariteit) verschillend is, zal er zich water doorheen het membraan transporteren totdat de osmolariteit aan beide zijden gelijk is.

6 1.4 Opsporingsmogelijkheden van nierfalen. Een eerste en belangrijke parameter van de nierfunctie is de creatinine klaring (CK). De CK kan worden berekend door de concentratie van creatinine in serum 9 te bepalen en op dezelfde dag 24 uur urine te sparen en daarin de hoeveelheid creatinine te bepalen. De creatinine klaring wordt dan berekend met volgende formule [14]:

CK =

1000 ⋅ CreatinineUrine Volumeurine 1,73  ml  ⋅ ⋅ Creatinine Serum 24 ⋅ 60 Lichaamsoppervlak  min 

Het lichaamsoppervlak varieert, bij een volwassen mens, van 1,5 tot 2m², zodat voor een gemiddeld postuur de laatste factor achterwege gelaten mag worden. Een normale CK bedraagt rond de 130ml/min. Vanaf een CK van 80ml/min spreekt men van een verlaagde klaring. Voor een meer nauwkeuriger bepaling van de nierfunctie wordt de glomerulaire filtratieverhouding (GFR) en de effectieve renale plasma doorstroming (ERPD) berekend. Dit gebeurt met behulp van radioactieve isotopen. Verscheidene isotopen worden via een infuus geïnjecteerd waarna men op geregelde tijdstippen diverse bloedmonsters en urinemonsters neemt en analyseert. Het verloop in de tijd van de concentratie van de radioactieve isotopen in het bloed en urine geeft de gevraagde grootheden.

1.5 Behandeling van nierfalen. Wanneer nierinsufficiëntie optreedt, zijn er verschillende behandelingswijzen mogelijk [15]. Enkele behandelingsmogelijkheden zijn (eventueel in combinatie met elkaar): •

dieet;

•

nierdialyse;

•

niertransplantatie;

•

bioartificiële nieren;

•

xenotransplantatie.

Een dieet voor een dialysepatiënt bestaat meestal uit een beperking van vetten, eiwitten, zout en kaliumhoudende producten (o.a. groenten en fruit). Verder hoort bij het dieet een vochtbeperking, tegen het opgeblazen gevoel. Dit dieet heeft als voornaamste bedoeling de nieren te ontlasten.

7 Nierdialyse kan zowel als tijdelijke of als permanente oplossing gebruikt worden. In een volgend hoofdstuk gaan we verder in op de dialyse en zijn technieken. Met tijdelijke oplossing bedoelen we een overbrugging van de periode waarbij de nieren tijdelijk hun functies niet kunnen voltrekken. Er moet wel de nadruk op gelegd worden dat dialyse enkel de zuiverende functie, de waterhuishouding, de regeling van de pH en de zouten-electrolyten huishouding overneemt. De hormonale functie en de aanvoer van omgevormde vitamine D moet gebeuren via injecties. De combinatie van dialyse met een dieet is onontbeerlijk. Bij transplantatie wordt een compatibele menselijke nier ingeplant. Deze neemt dus alle functies van de eigen nieren over. Eén nier per mens is voldoende wegens de grote capaciteit van een gezonde nier. Bioartificiële nieren bevatten zowel mechanische componenten als levende cellen. Deze bioartificiële nieren zouden alle functies van de nieren kunnen overnemen. Onder de term xenotransplantatie verstaat men de implantatie van een dierlijk orgaan, in dit geval een nier. Deze zouden dan alle functies, op de hormonale na, van de menselijke nieren overnemen. Deze laatste twee methodes staan wel nog in hun kinderschoenen en er is nog veel werk vereist eer deze technologie toepasbaar zal zijn in mensen.

9

Onder serum verstaan we de vloeistof die na de stolling van het bloed op het bloed achterblijft. Het verschilt van plasma doordat het geen stollingseiwitten bevat.

8 Referenties bij hoofdstuk 1: [1] [2] [3] [4] [5] [6] [7] [8] [9] [10] [11] [12] [13] [14] [15]

http://home.wanadoo.nl/mjll.bras/nieren.htm http://www.natuurlijkerwijs.com/ureum.htm http://projects.edte.utwente.nl/deeltjesmodel/FS-ureum02.html http://memoboek.de-san.nl/ http://users.telenet.be/lode.stevens/cma/urz.htm http://www.bcfi.be/GGR/MPG/MPG_KBK.cfm http://www.nierpatient.be/nieren/ http://home.planetinternet.be/baudrez/nieren/terminologie.htm http://studenten.samenvattingen.nl/search/open/5409755/ Grote spectrum encyclopedie http://www.nierpatient.be/nieren/ http://www.rsc2.tmfweb.nl/Nefro.htm#_Toc54615969 http://www.diabetesapotheek.nl/algemeen/informatie_detail.tpl?bericht=3 http://www.fontys.nl/paramedisch/mbrt/algemeen/studentensites/samantha/anfys.html#nierklaring http://www.nbvn.be/nierziek/04120002%20opmaak.pdf

9

Hoofdstuk 2: Dialyse 2.1 Wat is dialyse? Dialyse is het scheidingsproces waarbij door middel van diffusie10 een bepaalde hoeveelheid opgeloste moleculen zich doorheen een semi-permeabel membraan transporteren van de te zuiveren stof naar het dialysaat. Met dialysaat wordt hier een vloeistof bedoeld die een lagere concentratie heeft van de stoffen die verwijderd moeten worden en een hogere concentratie heeft van de stoffen die moeten worden toegevoegd. Het al dan niet diffunderen en de hoeveelheid die zich doorheen het membraan transporteert, hangt af van verschillende factoren, o.a. de grootte en de concentratie van de te transporteren moleculen, het soort membraan, de eigenschappen van de beide fluida (weerstand tegen diffusie) en de soort stroming (bij een verstoorde stroming worden de concentraties aan de wanden sneller vervangen). De grootte van de moleculen bepaalt het al dan niet diffunderen (afhankelijk van de poriën in het membraan), terwijl de hoeveelheid afhangt van het concentratieverschil tussen de oplossingen en van het moleculair gewicht van de te diffunderen moleculen. Het soort membraan speelt een belangrijke rol in de diffusiemogelijkheid van de middenmoleculen.

In de nefrologie staat dialyse voor de verwijdering van afvalstoffen uit het bloed naar een dialysaat. Er bestaan verschillende manieren om een nierdialyse uit te voeren [1] [2]: •

10

Een eerste basismethode is de peritoneale dialyse. Bij deze methode gebruikt men als semipermeabel membraan het buikvlies (±2m²), dat de organen in de buik omvat en rijkelijk omgeven is door bloedvaten. De peritoneale holte wordt gevuld met dialysaat met behulp van een Tenckhoff katheter. Voor het verloop van de dialyse zijn er twee mogelijkheden. Een eerste mogelijkheid is de zogenaamde CAPD 11, waarbij de dialyse tijdens de normale dagtaken gebeurt. Hiertoe wordt vier maal per dag de buikholte gevuld met anderhalf tot drie liter dialysaat. Het verversen van het dialysaat duurt ongeveer 30 à 40 minuten. Een tweede methode is de APD12, waarbij de dialyse al slapend uitgevoerd wordt. Gedurende de nacht (8 à 10 uur) wordt de buikholte machinaal gespoeld met acht tot twaalf liter. Tijdens de dag blijft er één à twee liter dialysaat in de buikholte achter. De grootste problemen bij deze methoden zijn het reële gevaar op infecties, zowel rond de katheter als aan het buikvlies (peritonitis), en het feit dat constante controle vereist is. Na verloop van tijd verstevigt het buikvlies zodat de doorbloeding en de permeabiliteit van het buikvlies en dus ook de

Diffusie is de spontane vermenging van stoffen ten gevolge van de warmtebeweging van de moleculen. CAPD staat voor Continuous Ambulatory Peritoneal Dialysis 12 APD staat voor Automated Peritoneal Dialysis 11

10 effectiviteit van de dialyse achteruit gaat. Een voordeel van deze dialysetechniek is een minder streng dieet en een beperkte mobiele vrijheid gedurende de behandeling. ADP past men al toe als thuisdialyse, maar het dialysetoestel zelf is niet draagbaar.

Figuur 3: CAPD

Figuur 4: APD

•

Een tweede basis dialysetechniek is de hemodialyse. Hierbij wordt bloed uit het lichaam getapt en naar een filter gebracht. In deze filter bevindt zich een semipermeabel membraan. Aan dit membraan grijpen twee processen plaats. Een eerste proces is de diffusie van afvalstoffen van het bloed naar het dialysaat en van toevoegstoffen omgekeerd. De diffusie van deze stoffen wordt veroorzaakt door een concentratiegradiënt tussen het bloed en het dialysaat. Een tweede proces is de ultrafiltratie. Ultrafiltratie is de verwijdering van water. Dit kan gebeuren op twee manieren. Een eerste methode bestaat erin een hydrostatische drukgradiënt op te bouwen naar het dialysaat toe, ofwel door zowel een negatieve druk in het dialysaat ofwel een positieve druk in het bloed of door beide. Bij een tweede methode verhoogt men de osmolariteit van het dialysaat door toevoeging van glucose. Het door beide veroorzaakte transport van water doorheen het membraan heeft als voordeel dat enkele stoffen extra worden meegevoerd, de zogenaamde “solvent drag”. De “solvent drag” heeft het meeste effect op de middenmoleculen, die minder door diffusie verwijderd worden. Hemodialyse wordt drie maal in de week uitgevoerd gedurende 4uur, hierbij is de patiënt immobiel. Hemodialyse kan eventueel thuis door de patiënt uitgevoerd worden.

•

Een derde dialysetechniek is de hemofiltratie. Bij deze techniek wordt er gebruik gemaakt van membranen met zowel een hoge hydraulische permeabiliteit als een verhoogde doorlaatbaarheid voor opgeloste stoffen. De dialyse steunt hier op “solvent drag” en niet op diffusie. Door de grotere permeabiliteit en het feit dat de techniek steunt op “solvent drag” is er een grotere klaring wat de middenmoleculen betreft. Tijdens een sessie van 3 à 4uur wordt er ongeveer 20liter ultrafiltraat uit het bloed geperst. Dit kan enkel door simultaan toevoegen van een substitutievloeistof.

11 •

Een vierde en laatste dialysetechniek is de hemodiafiltratie. Dit is een combinatie van de klassieke hemodialyse en de hemofiltratie.

Hemodialyse zullen we in een verder stadium gebruiken om een draagbaar kunstniersysteem te ontwerpen. Peritoneale dialyse wordt verder niet meer besproken, wegens het te grote gevaar op infecties. De laatste filtratie methodes hebben behoefte aan een reservoir voor de substitutievloeistof (bij begin) en voor het ultrafiltraat. Dit geeft aanleiding tot een groot volume en gewicht, zodat deze technieken niet opportuun zijn.

2.2 Toegangschirurgie Vooraleer de dialyse start, moet er een toegang voorzien zijn zodat een voldoende bloeddebiet kan afgeleid worden naar de kunstnier. Verder moet er een keuze gemaakt worden tussen het aantal punctieplaatsen. Men kan één enkele toegang gebruiken voor zowel aan- als afvoer of men kan voor elk een separate toegang gebruiken. Verder is het van belang voor de keuze van methode of de patiënt een acuut nier probleem heeft of niet. Na het aanbrengen van de toegang kan het immers nodig zijn zes weken tot zes maanden te wachten, vooraleer de toegangsweg voldoende “gerijpt” is. Sommige adviseurs raden dan ook aan de toegang aan te leggen wanneer de creatine klaring minder dan 20ml/min bedraagt. Een groot nadeel van de éénpunctiemethode is het recirculeren van het gedialyseerd bloed, hierdoor is er een verlies in efficiëntie van zes tot dertig procent. Deze éénpunctiemethodes worden toegepast bij acute dialysepatiënten. Een tweepunctiemethode waarbij bloed van een arterie over de kunstnier naar een vene gaat, is ook mogelijk. Deze techniek wordt toegepast op de intensieve zorgen afdeling. Deze techniek heeft wel als nadeel dat er twee puncties zijn. Als toegangsmogelijkheden gebruikt men in de dialyse een arterioveneuze fistel (AV fistel) aan pols of elleboog of een al dan niet tijdelijke katheter. De arterioveneuze fistel aan de pols – ook Ciminofistel genoemd - is een verbinding van een slagader met een ader, in dit geval de respectievelijk arterio radialis respectievelijk de vena cephalica. Deze methode werd in 1966 beschreven door Brescia en Cimino. Het is hiertoe belangrijk dat de patiënt beschikt over venen van goede kwaliteit. Deze AV fistel heeft een rijpingstijd van minimum zes weken. De arterioveneuze fistel aan de elleboog – ook Grazcfistel genoemd - is een verbinding van de arterio brachialis en de vena cephalica. Wanneer deze diepgelegen venen onvoldoende zijn, kan gebruik gemaakt worden van een vaattransplant of een kunststofshunt. De meest gebruikte is de Gore-Texshunt of PTFE-shunt (genoemd naar de producent, Gore-Tex, respectievelijk het materiaal, polytetrafluorethyleen).

12

Figuur 5: De Grazcfistel

De Ciminofistel krijgt echter steeds de voorkeur omwille van de langere levensduur en de kleinere kans op stolling en infecties [3]. Bij de katheter als mogelijke toegangsweg wordt het onderscheid gemaakt tussen de tijdelijke en de blijvende katheters. Een voorbeeld van permanente katheters is de Hickman-katheter [4]. Dit is een soepel kunststoffen buisje dat in een groot bloedvat in de hals geplaatst wordt en onderhuids loopt tot aan de borst en daar onzichtbaar onder kledij naar buiten komt. De Hickman-katheter wordt onder volledige narcose geplaatst. De subclavia en de femoralis katheter, respectievelijk aan de schouder en de lies, zijn tijdelijke katheters. De subclavia katheter en de femoralis worden, omwille van infectiegevaar door hun plaats op het lichaam, niet gebruikt voor langdurige toepassingen. Een lokale verdoving volstaat voor de plaatsing van de tijdelijke katheder.

Figuur 6: De Hickmankatheter

13 De AV fistel is hygiënischer dan de katheter, wat de fistel voordeliger maakt dan de katheter. Voor de AV fistel zijn er geen speciale vereisten en wordt geen verbod opgelegd. Bij de katheters daarentegen is baden verboden en het nemen van een douche is enkel toegestaan mits voldoende bescherming van de katheter met transparant verband. Als keuze voor toegang, in geval van een draagbaar kunstniersysteem, lijkt de AV-fistel uitgesloten wegens het gevaar bij het gebruik van één of meerdere naalden. Het gebruik van tijdelijke katheters als toegang is evenmin wenselijk daar ze geen optimaal comfort kunnen schenken aan de patiënt wegens de herhaaldelijke operaties. De permanente katheter lijkt dus een goede optie.

2.3 Geschiedenis van de dialyse en de kunstnier [5] [6] Een eerste mijlpaal in de ontwikkeling van de kunstnier is de ontdekking van de diffusie. De vader van de dialyse is de Schot Thomas Graham. Hij demonstreerde dat plantaardig perkament zich gedraagt als een semipermeabel membraan. Nadat hij het perkament had voorzien van een beschermlaag, overspande hij er een ring mee die hij liet drijven op het water. Op het perkament goot hij een oplossing van kristallen en concludeerde dat na een tijd alle kristallen waren verdwenen in het water. Hij noemde dit verschijnsel diffusie. Graham, die een geniaal chemicus was maar geen geneeskundige, suggereerde dat dit verschijnsel zou kunnen gebruikt worden in de geneeskunde. Toch duurde het nog 50 jaar voordat een eerste kunstnier succesvol werd toegepast op een levend wezen. Het waren John Abel en zijn collega’s die een eerste kunstnier ontwierpen en toepasten op een hond. Het bestond uit acht collodium 13 buisjes in een glazen buis gevuld met een zoutoplossing. Door de collodiumbuisjes liep het bloed éénmaal over en weer om dan terug te keren naar het lichaam. Hun meest efficiënte model, met 32 buisjes (met een totale oppervlakte van 0.32m²), was in staat dieren te dialyseren tot meer dan 20kg. Hun grootste problemen waren de anticoagulantia 14 en het vinden van een beter membraan. Als anticoagulantia gebruikten ze een extract van bloedzuigers; het moeilijk handelbare en voor de mens giftige hirudin. Het onderzoek naar betere anticoagulantia en membranen stond op een laag pitje omwille van bevoorradingsmoeilijkheden en de bittere tijden tijdens de eerste wereldoorlog. Toch waren er enkele testen met membranen van dierlijke origine.

13

Collodium bestaat uit een mengsel van cellulosenitraat met alcohol en ether. Het wordt ook wel celloidin genoemd. 14 Het anticoagulans is het middel dat er voor zorgt dat het bloed niet stolt als het in contact komt met vreemd materiaal. Zie ook paragraaf 3.3 Bloedstolling.

14

Figuur 7: John Jacob Abel (1857-1938)

Figuur 8: Georg Haas (1886-1971) Dialysetoestel

De eerste dialyse op een mens kwam er in 1924, uitgevoerd door Georg Haas. Haas, die gedurende lange tijd onafhankelijk onderzoek voerde, onderzocht verschillende materialen die als membraan konden gebruikt worden. Hij slaagde erin, na de oorlog, collodium buisjes te maken met een lengte van 1,2m en hiermee een dialysetoestel te maken met een membraanoppervlak van ongeveer 2m², wat een voldoende groot oppervlak is voor menselijke dialyse. Na enkele testen op honden, testte Haas zijn dialysetoestel op een terminale patiënt: “…because this was a condition against which the doctor stands otherwise powerless…”. De dialyse duurde vijftien minuten en verliep probleemloos maar had geen therapeutisch effect. De volgende sessies evenmin. Het grote probleem van Haas was de sessieduur die beperkt moest worden wegens het gebruik van hirudin. Bij deze sessies deed Haas enkele bemerkingen. Zo merkte hij na dialyse gewichtsverlies op, en een verminderde urine productie na elke sessie. Aangezien het geen verschijnsel was dat te verklaren was door osmose, noemde Haas dit verschijnsel ultrafiltratie, en opperde dat dit verschijnsel toepasbaar was bij de behandeling van nierpatiënten. Met de tweede wereldoorlog als belangrijke oorzaak werd het negen jaar stil rond dialyse. Dit is nochtans de periode waarin grote vooruitgang in de dialyse geboekt werd. Deze vooruitgang kwam er door de ontwikkeling van een nieuw cellulose, namelijk cellofaan, en door de productie van zuiver heparine, een onschadelijk anticoagulantia. De grote doorbraak kwam er wanneer Willem Johan Kolff, gefrustreerd door het hulpeloos moeten toekijken op de dood van een 22-jarige man tijdens zijn beginperiode als dokter, zich begon toe te leggen op de problemen met nierdialyse. Samen met ingenieur Hendrik Berk ontwikkelde hij tijdens de tweede wereldoorlog een "dialyseapparaat met groot oppervlak". Het bestond uit een aluminium cilindrische trommel, waarrond een buis van cellofaan - met

15 een lengte van 30 tot 40m en met een diameter van 2,5cm - gewikkeld was. Deze trommel werd in een tank, gevuld met 70 liter dialysevloeistof, ondergedompeld. Het bloed circuleerde onder invloed van de zwaartekracht Later werd de bloedpomp eraan toegevoegd. De eerste test op een patiënt met een éénpunctiesysteem had geen klinisch effect. Bij een tweede test ging Kolff over naar een tweepunctiesysteem, maar al snel ondervond Kolff een nieuw probleem. Tijdens de elfde en twaalfde behandeling slaagde hij en zijn team er niet in om nog een bruikbare toegang tot het lichaam te vinden. De patiënt overleed, na zichtbare beterschap tijdens de dialysesessies. Na deze tegenslagen legde hij zich toe op de behandeling van acute nierproblemen, duidelijk inziend dat de behandeling van chronische nierproblemen nog veraf was. "…in cases of chronic irreversible uremia there is in general no indication for treatment with the artificial kidney. However temporary aggravation of chronic uremia caused by intercurrent infection, diarrhoea or surgery could benefit from a dialysis to tide the patient over the critical period…"

Figuur 9: Willem Johan Kolff (1901-) Figuur 10: Kunstnier van Kolff en Berk

Duidelijk lijdend onder de oorlogsjaren maar gemotiveerder dan ooit, zette Kolff zijn onderzoek na de oorlog met succes verder. Patiënt nummer zeventien, een 67 jaar oude vrouw werd binnengebracht met acute nierinsufficiëntie ten gevolge van een behandeling met sulfonamiden 15. Toen de vrouw arriveerde was ze reeds in een uremische coma. Na een dialysesessie van elf uur, kwam ze weer bij bewustzijn en haar toestand verbeterde zienderogen. Na een week werkten haar nieren weer naar behoren. Ze was de eerste patiënt die haar leven te danken had aan dialyse.

15

Sulfonamiden, een antibiotica, zijn een belangrijke groep kiemgroeiremmende stoffen. Ze worden nu nog steeds gebruikt in de dierengeneeskunde, meer bepaald tegen nierinfecties.

16 In de loop van de daaropvolgende jaren leverden verschillende wetenschappers hun bijdragen tot het verbeteren van het door Kolff gebruikte dialysetoestel. Enkele verbeteringen waren de gesynchroniseerde aan- en afvoer van bloed en het gebruik van sterk verstoorde stroming, hetgeen de efficiëntie ten goede kwam. Aangemoedigd en geïnspireerd door het werk van Kolff kwamen er ook andere pioniers met hun ontwerp naar voor. Zo ontwierp Alwall een kunstnier waarbij de door een buis van cellofaan omwonden cilindrische kooi, omsloten was door een iets grotere concentrische kooi. Hierdoor ontstond er in de platgedrukte buisjes een dunne bloedfilm. Door de hoge drukval, veroorzaakt door de nauwe doorgang, was een bloedpomp noodzakelijk. Hierdoor was het voor Alwall als eerste mogelijk, door het bloed op een hogere druk te brengen, gecontroleerd te ultrafiltreren. Ondanks kleine en grotere successen werd, vooral in Europa, dialyse nog steeds met argusogen bekeken. Zo spraken critici over de overleden patiënten van Alwall: "…they have been Alwalled." Ook Parson, die in Amerika leerde werken met een aangepaste versie van het door Kolff gebruikte dialysemachine - de Kolff-Brigham machine -, kende grote tegenstand. Slechts na lang aandringen kreeg hij de toestemming van de Britse raad voor medisch onderzoek om een dialysetoestel in te voeren. Wel met de waarschuwing: "…Parson, try it but remember that the country is against you…" Ondanks deze tegenkantingen werd de kunstnier meer en meer aanvaard en werden andere, meer compacte, machines ontwikkeld. In 1947 ontwikkelde MacNeill met zijn collega's een "verplaatsbare" kunstnier die bestond uit een reeks van 28 buisjes uit cellofaan die in een nylon rooster op hun plaats werden gehouden. De kunstnier had als nadeel dat ze na elk gebruik gesteriliseerd, en dus gedemonteerd, moest worden. Een tweede belangrijke ontwikkeling was het ontwerp van Skeggs en Leonards. Ze ontwikkelden een nier waarbij verschillende platen parallel verbonden waren. Elke plaat bestond uit één laag cellofaan voorzien langs beide kanten van een rubberen geribde plaat. In een verdere vorm van hun ontwerp waren er twee lagen cellofaan waartussen het bloed in tegengestelde stroom liep van het dialysaat. Dit was de eerste keer dat het tegenstroom principe werd toegepast. Er was geen behoefte aan een bloedpomp. In 1955 kwamen Kolff en Watschinger naar buiten met een nieuw type kunstnier: de "twin coil dialyser". Deze bestond uit twee parallelle buizen uit cellofaan, met elk een lengte van 10m. Deze werden gewikkeld rond een metalen kern. Het resulteerde in een compact dialysetoestel dat goedkoop was, makkelijk te steriliseren, en in massa geproduceerd kon worden. Het nadeel was de grote bacteriële besmetting van het open tanksysteem.

17 Een belangrijke stap naar de behandeling van chronische nierproblemen was het mogelijk maken van een betere toegang tot de bloedbanen. Een oplossing werd gevonden door Alwall die tijdens zijn onderzoek op konijnen een arterioveneuze koppeling als toegang toepaste. Er was een doorstroming van één liter per uur en heparine moest worden geïnjecteerd om de vier tot zes uur. De verbinding slibte toe na ongeveer een week maar een techniek voor herhaaldelijke dialyse was geboren. In het hierop volgend decennium werden er verschillende mogelijkheden gevonden, het ene al ingenieuzer dan het andere. Hierbij werden zowel zuiver biologische als kunststoffen verbindingen gebruikt. Deze kunststoffen verbinding werd voor het eerst aangehaald door Dillard en Scribner en betekende een mijlpaal in de geschiedenis van de dialyse. Hun verbinding bestond uit twee buisjes, gemaakt uit teflon, die verbonden werden met respectievelijk een arterie en een veen. Onderhuids maakten deze beiden een draai van 180° waarna deze bovenhuids kwamen. Bovenhuids verbond men de twee uiteinden, die op een stalen armplaat waren bevestigd, met een gebogen teflon buis. Verdere verbeteringen en wijzigingen aan de verbinding werden gemaakt in de loop der jaren.

Figuur 11: De teflon buis van de Scribner shunt

Figuur 12: Armplaat en sluitstuk van de Scribner shunt

Een nieuwe poging om chronische nierproblemen te behandelen werd genomen in Seattle door Scribner en zijn team. De bedoeling was een dialysetoestel te bouwen dat continu kon dialyseren met een klein bloeddebiet, waarbij de dialysefilter zo efficiënt mogelijk werkt en een zo laag mogelijke weerstand had, zodat een bloedpomp onnodig was. Om dit doel te bereiken modificeerden ze het, door Frederik Kiil ontworpen dialysetoestel, een platenkunstnier, die veel gelijkenis vertoonde met deze ontwikkeld door Leonard en Skeggs. Enkele modificaties waren de overgang van een vier lagen filter naar een twee lagen filter en een ander stroompad van het dialysaat, maar nog steeds in tegenstroom. Een andere verbetering was het gebruik van cuprofaan als membraan. Cuprofaan heeft een grotere doorlaatbaarheid voor water en kleinere moleculen. Omwille van het kleine bloedcircuit was het voorspoelen met bloed (van de patiënt zelf of van een donor) niet meer nodig, wat tot dan toe steeds vereist was. Het volledig dialysaat, nodig voor een langdurige dialysesessie, werd in één keer in een tank gekoeld, om de groei van bacteriën te verminderen. Niet veel later zijn de eerste succesvolle behandelingen van chronisch nierfalen een feit.

18 In de daaropvolgende jaren werden de centra uitgerust met een centraal bevoorradingssysteem voor het dialysaat. Dit had soms catastrofale gevolgen: bijvoorbeeld bij bacteriële groei in het bevoorradingssysteem, hetgeen pyrogene 16 reacties veroorzaakt; een te lage natriumconcentratie, waarbij krampen en braakneigingen optreden; een te lage geleidbaarheid met hemolyse 17 tot gevolg. Een tweede gevolg van het centraal bevoorradingssysteem, was de substitutie van bicarbonaat door acetaat. Dit omwille van het feit dat zoutoplossingen met bicarbonaat 18 nog niet konden gemengd worden met geconcentreerde calcium en magnesium houdende oplossingen zonder hierbij de pH aan te passen. Het was tevens het begin van proportioneelpompen die alles in gewenste verhoudingen mengden, met een kostenhalvering tot gevolg. Vanwege de nood aan meer dialysecentra en een tekort aan opgeleide mensen, lanceerden Shaldon en zijn team in Europa en Amerika, in navolging van Japan, in 1963 het concept van thuisdialyse. Als dialysetoestel werd hierbij vooral gebruik gemaakt van de “twin coil dialyser” die in een aangepaste wasmachine gespoeld werd. De eerste successen door thuisdialyse waren snel een feit. Vele ontwikkelingen volgden in verband met de miniaturisering van het dialysetoestel, vooral verschillende pompsystemen werden onderzocht. De zwakste schakel bij de behandeling van chronische patiënten bleef de langdurige toegang tot het lichaam. De shunt werd immers geplaagd door infecties, verstoppingen door stolling en het loskomen van één van de verbindingen. Aan deze problemen kwam een einde met de introductie van de AV-fistel door Brescia, Cimino, Appel en Hurwich in 1966 te NewYork. De verwachte problemen bij de toepassing van de AV-fistel in de thuisdialyse bleven uit en patiënten werden opgeleid in het veilig gebruik ervan ‘s nachts en het zelf plaatsen van de naalden. Verdere verbeteringen in de toegangschirurgie waren de gemodificeerde AVcanulen, de gemodificeerde AV-fistel, het gebruik van een katheter, de éénpunctiemethode en het gebruik van "button" of "no needle access". Deze laatste methode wordt geplaagd door veelvuldige infecties, maar lijkt veelbelovend voor de toekomst.

Figuur 13: "Button" of "no needle access" 16

Figuur 14: Button in gebruik

Pyrogene reacties zijn koortsopwekkende reacties. Hemolyse is het zichtbaar afscheiden van hemoglobine uit de rode bloedlichaampjes. Zie ook paragraaf 3.4 Hemolyse. 18 dit in tegenstelling tot zoutoplossingen met acetaat 17

19 In de laatste dertig jaar werd er veel onderzoek op hemodialyse verricht op het gebied van bio-engineering, onderzoek op membranen, biochemie, biofysiologie, immunologie. Dit onderzoek, de oprichting van verschillende verenigingen zoals de ASAIO 19 en de EDTA 20, samen met de industrialisatie van de dialyse zorgden ervoor dat de dialyse in een stroomversnelling kwam. Verdere verbeteringen kwamen er op het vlak van de ophanging van de membranen en de samenstelling van het membraan. Hieruit volgde in 1965 de introductie van de capillaire kunstnier. Door het kortstondig contact met het bloed, een dunne bloedfilm, een efficiënt gebruik van het membraanoppervlak en de goede convectie werd deze compacte kunstnier zeer aantrekkelijk en wordt deze tot op de dag van vandaag het meest gebruikt. Ook de theoretische kennis met betrekking tot dialyse kwam in een stroomversnelling. De "square meter/hour" en de middenmolecule hypothese werden opgesteld. Deze suggereren het positief effect van een minimum aantal uur dialyse per week in plaats van de tijdsduur van de dialysesessie te laten afhangen van de CK. Deze hypothese werd opgesteld door Scribner, nadat hij merkte dat patiënten die peritoneale dialyse ondergingen, minder last hadden van neuropathie. Hij verklaarde dit effect door de grotere permeabiliteit van het buikvlies waardoor de klaring van de middenmoleculen groter is. De invloed van de middenmoleculen wordt, zolang er geen afdoend bewijs is, nog niet algemeen aanvaard. Wel wordt er rekening mee gehouden dat de tijdsduur van de dialyse niet extreem mag zijn. Zowel onder-dialyse als over-dialyse, tot dan onbekend, hebben nefaste gevolgen voor het welzijn van de patiënt. Hiertoe werd in 1975 de dialyse index opgesteld. Dit is een schatting die het dialysevoorschrift geeft in functie van het lichaamsoppervlak, de CK, de vitamine B klaring, het gebruikte membraan en de ultrafiltratiegraad. Om een zo groot mogelijke klaring van de middenmoleculen te verkrijgen, werden er methodes met zeer korte dialysetijden (tegen overdialyse) door grote membraanoppervlakken ontwikkeld en met een hogere doorlaatbaarheid. De dialyseduur werd verkort van 36 uur per week in de beginjaren naar minder dan 12 uur per week. Na tien jaar bleek het overlevingspercentage van de korte dialysesessies slechts 30% te bedragen terwijl de langere dialysesessies een overlevingspercentage van 80% haalde en dit door een lagere bloeddruk en daaruit volgend minder medicatie. Verbeterde versies van de dialyse-index volgden. Ook andere technieken werden ontwikkeld: •

19 20

Sequentiële ultrafiltratie en dialyse. Wanneer ultrafiltratie wordt veroorzaakt door een positieve drukgradiënt gedurende de dialysesessie in het bloedcircuit, is er gevaar voor hypotensie en spierkrampen. Bij de sequentiële sessie wordt tijdens de ultrafiltratie geen dialysevloeistof door het dialysetoestel gestuurd.

ASAIO staat voor American Society for Artificial Internal Organs EDTA staat voor European Dialysis and Transplant Association

20 •

De vervanging van acetaat door bicarbonaat. Door de toepassing van de directe proportionering van het dialysaat was het mogelijk bicarbonaat te gebruiken zonder het gevaar van neerslag van calciumcarbonaat. Een tweede reden voor de substitutie was het wantrouwen voor acetaat wegens vergiftigingsverschijnselen en neveneffecten bij langdurig gebruik bij sommige patiënten.

•

Hemoperfusie is de zuivering van het bloed door adsorptie van de afvalstoffen in biocompatibele stoffen. Deze techniek wordt toegepast bij overdosis.

•

Hemofiltratie.

•

Cascade membraan plasma filtratie. Uit het bloed haalt men het plasma, waarna men uit het plasma de te verwijderen stoffen filtert. Het gezuiverde plasma wordt gemengd met het bloedresidu en terug naar het lichaam gestuurd.

•

Hergebruik van dialysaat. Hierbij worden alle afvalstoffen geadsorbeerd in een filterpatroon, dat kan gereactiveerd worden. Deze techniek werd in 1970 voor het eerst in gebruik gebracht, maar verdween door het grote gewicht. De laatste jaren komt deze techniek weer boven water door de ontwikkeling van lichtere materialen. 21

Tot op heden vormen bij dialyse de overdraagbare aandoeningen nog steeds een onvermijdelijk probleem. Daarom is extra voorzichtigheid geboden jegens AIDS, Hepatitis B en Hepatitis C.

2.4 Opbouw van de kunstnier [5] Het dialysetoestel is traditioneel opgebouwd uit twee gescheiden circuits, die in de kunstnier met elkaar in contact komen: het bloedcircuit en het dialysaatcircuit. Het bloedcircuit is altijd een gesloten circuit, terwijl het dialysaatcircuit al dan niet gesloten is.

2.4.1 Het bloedcircuit Het bloedcircuit bestaat uit een bloedpomp, de filter en veiligheidsapparatuur. Onder deze veiligheidsapparatuur vallen systemen die bloedlekken, membraanscheuren, luchtbellen en de klaring controleren. Verder is er ook een klemsysteem dat onmiddellijk kan reageren in geval de kunstnier faalt.

21

Zie ook paragraaf 2.4.4.

21

Figuur 15: Het bloedcircuits van de kunstnier.

Het bloed van de patiënt gaat eerst naar een druksensor vanwaar het over de bloedpomp naar de kunstnier gaat. Na de kunstnier loopt het bloed doorheen de ontluchter, controleapparaten en het klemsysteem, vanwaar het via een tweede drukmeter terug naar de patiënt stroomt. Het eerste gedeelte, van de patiënt tot de kunstnier, noemt men de arteriële bloedlijn, ook al is de punctieplaats geen arterie. Het tweede gedeelte, van de kunstnier naar de patiënt, noemt men de veneuze bloedlijn. Dikwijls plaatst men niet alleen op het veneuze gedeelte een ontluchter maar ook op het arteriële gedeelte. De ontluchting van het bloed heeft een historische achtergrond. In de beginjaren van de dialysetechniek mat men immers het bloeddebiet doorheen de kunstnier met behulp van luchtbelletjes. Met de laatste ontwikkelingen in de techniek zou het mogelijk moeten zijn om zonder ontluchters te werken. Toch is enige voorzichtigheid gewenst. Wanneer het bloeddebiet verhoogd wordt en er zich gelijktijdig een drukdaling voordoet in het arteriële gedeelte, kan toch lucht gevormd worden in het bloed. Gelijktijdig met de ontluchting gebeurt ook een filtering van het bloed. Deze filtering is gericht op kleine schilfertjes afkomstig van de bloedleiding. Deze invoeging van een ontluchter en dus ook van een filter verhoogt het gevaar op verstoppingen en stolling. Om de veiligheid te verhogen kan men afhankelijk van het type pomp een ontluchting toevoegen, eventueel enkel op de veneuze bloedlijn.

22 De arteriële drukmeting is noodzakelijk als controle voor een goede aanzuiging van het bloed. Deze drukmeting noemt men het negatieve druk alarm. Een te lage druk geeft een slechte bloedaanzuiging weer. De veneuze drukmeting gebruikt men als positieve druk alarm; een te hoge druk in de veneuze bloedlijn geeft het gevaar voor membraanruptuur weer. Deze beide alarmen kunnen ook grote lekken in de leidingen van en naar de patiënt weergeven. Het wegvallen van de druk kan veroorzaakt worden door een breuk in een bloedleiding. Een bloedpomp is nodig omdat het bloed doorheen de kunstnier moet stromen. Hierbij treedt er een drukval over de kunstnier op. Om deze drukval te overwinnen is een bloedpomp noodzakelijk, aangezien we via een éénpunctiemethode in een vene werken, en er dus geen gebruik kan gemaakt worden van het natuurlijk drukverschil tussen arterie en vene. Het debiet doorheen de kunstnier kan op verschillende manieren gemeten worden. Er bestaan debietmeters die werken op basis van elektrische geleidbaarheid, optische absorptie, viscositeit en densiteit. Alle methodes, met uitzondering van de optische, vereisen een temperatuurmeting van het bloed. De optische daarentegen, en ook deze met elektrische geleidbaarheid, zijn afhankelijk van de concentratie van de elektrolyten. Een tweede reden waarom een bloedpomp noodzakelijk is, is het feit dat het bloedcircuit op een hogere druk moet staan dan het dialysaatcircuit om ultrafiltratie te verwezenlijken. De klemfunctie is essentieel in geval van nood. Niet alleen in geval van breuk van de leidingen maar ook bij membraanscheuring en menging van het dialysaat met het bloed moet de klemming onmiddellijk in werking treden. Als toegangsweg tot de bloedbaan wordt, zoals hiervoor reeds gemeld, gekozen voor een permanente katheter. Er wordt gekozen voor een éénpunctiemethode met concentrische aanen afvoer. De katheter plaatst men voor de veiligheid best aan veneuze zijde. Op deze wijze is er geen direct gevaar voor doodbloeding bij lek in het arteriële gedeelte. Een bijkomend voordeel is het verminderd gevaar op een kleine luchtbel in het bloedcircuit, aangezien het bloed via het hart naar de longen wordt gepompt, waar de luchtbel veilig kan worden afgevoerd. Een luchtbel in het arteriële gedeelte kan een luchtbel in de hersenen brengen met de dood tot gevolg.

2.4.2 Het dialysaatcircuit Het dialysaat dat gebruikt wordt tijdens de dialyse hangt af van verschillende factoren. Gebruikelijke parameters zijn afhankelijk van patiënt tot patiënt en de genuttigde maaltijden tussen de dialysesessies. Een voorbeeld samenstelling van geconcentreerd dialysaat wordt weergegeven in figuur 16. Dit geconcentreerd dialysaat wordt dan vervolgens verdund en de samenstelling aangepast aan de specifieke behoeften van de patiënt.

23

Figuur 16: Etiket van concentraat voor hemodialyse

Voor het dialysaatcircuit zelf bestaan verschillende mogelijkheden. •

Bij thuisdialyse wordt er nog gebruik gemaakt van een grote opslagtank met geprepareerd dialysaat, dat naar de kunstnier verpompt wordt.

•

In gespecialiseerde centra gebruikt men een centrale tank die zuiver water levert aan de verschillende kunstnieren die elk voorzien zijn van een individueel proportioneringssysteem.

•

Een andere mogelijkheid is een tijdelijk hergebruik van het dialysaat na een wassing over een filter. De filter absorbeert de verschillende afvalstoffen en deze filter wordt na een tijd vervangen.

24 Omwille van gewichtsredenen is het bij een draagbaar kunstniersysteem niet aan te raden het dialysaat aan te maken of een grote voorraad mee te nemen. Het gebruikte dialysaat is een bijkomend probleem. Om het gewicht te beperken zal een recyclagesysteem voor het dialysaat dus een noodzaak zijn. Een mogelijke recyclagemethode is deze met het REDY systeem. De werking van dit systeem wordt kort in paragraaf 2.4.4 besproken. Het dialysaat dat men gebruikt, warmt men het best op tot lichaamstemperatuur om het warmteverlies van de patiënt te beperken. Het warmteverlies langs deze weg bedraagt ongeveer: 0.063 W min °C ml Voor een bloeddebiet van 150ml/min en een temperatuursverschil van 10°C is dit een verlies van ongeveer 100W. Bij een draagbaar kunstniersysteem zou het dialysaat eventueel tegen het lichaam opgeslagen kunnen worden zodat het ongeveer op lichaamstemperatuur gehouden wordt. Niet alleen mag de temperatuur niet te laag zijn, hij mag ook niet te hoog zijn. De maximale toegelaten temperatuur van het dialysaat bedraagt 41°C. Bij lage temperatuur lost lucht beter op in dialysaat, zodat bij opwarming van het dialysaat lucht kan vrijkomen. Deze vrijgekomen lucht kan dan door diffusie overgaan naar het bloedcircuit met dramatische gevolgen.

2.4.3 De kunstnier De kunstnier is een volume waarin bloed en dialysaat door een membraan gescheiden zijn. De massastroom van een molecule doorheen het membraan kan beschreven worden met de wet van Fick: J=−

met:

A: D: d: Cb-Cd:

A D ( Cb − Cd ) d

de oppervlakte van het membraan [m²]; de membraan diffusiecoëfficiënt voor de bepaalde moleculen [m²/s]; de membraandikte [m]; de concentratiegradiënt van de moleculen [kg/m³].

De term D/d stelt dan, naar analogie met de wet van Ohm, een geleidbaarheid voor; de diffusieve membraan permeabiliteit K. De reciproque van de KA factor van een kunstnier geeft dan de moeilijkheid van een moleculensoort om door een membraan te diffuseren per

25 eenheid van oppervlakte. De weerstand voor diffusie wordt niet alleen veroorzaakt door het membraan, er moet ook rekening gehouden worden met de diffusie van de moleculen in de fluida naar de grenslagen waar de diffusie plaatsvindt. De globale massa transfer coëfficiënt wordt dan gegeven door: K0 A =

met:

Rb : Rm: Rd :

1 Rb + Rm + Rd

de weerstand in het bloed tegen diffusie; de weerstand van het membraan tegen diffusie; de weerstand van het dialysaat tegen diffusie.

De factoren die invloed hebben op de weerstanden zijn van verschillende aard. Zo zal bij Rb de viscositeit van het bloed een belangrijke rol spelen. Ook de soort stroming en het debiet doorheen de kunstnier speelt een belangrijke rol. Een hoger debiet met een verstoorde stroming heeft een daling van de weerstand tot gevolg. De K0A factor van een kunstnier voor een bepaalde stof is een belangrijk kenmerk van de kunstnier. Een ander belangrijk kenmerk van de kunstnier is de toegelaten transmembraandruk (TMP) over het membraan. Deze bepaalt immers, samen met het osmotisch drukverschil, de ultrafiltratie. Deze ultrafiltratie wordt gekwantificeerd door de ultrafiltratie graad (UFR) en wordt gegeven door: UFR = TMP KUF

Hierin wordt TMP berekend als: 1 1 1 1 TMP = pBloed_in − pBloed_uit − pDialysaat_in + pDialysaat_uit 2 2 2 2

De transmembraandruk is dus het verschil tussen de gemiddelde druk van het bloed in de kunstnier en de gemiddelde druk van het dialysaat in de kunstnier. Deze TMP mag nooit negatief zijn, zoniet zou de patiënt water toegevoerd krijgen in plaats van afgevoerd. De ultrafiltratiecoëfficiënt (KUF) is gedefinieerd volgens: KUF =

Qf TMP + ∆ π

26

met:

QF: de waterflux; TMP: transmembraandruk; Δπ: het osmotisch drukverschil over het membraan.

De KUF kan in zekere mate als een constante van de kunstnier beschouwd worden. De totale klaring van een bepaalde stof doorheen de filter wordt dan gedefinieerd als de som van de diffusieve klaring en de klaring door “solvent drag” bij ultrafiltratie. KTotaal = KDiffusief + KSolvent_drag KTotaal =

met:

( CBloed_in − CBloed_uit ) QBloed_in

Cbi: Cbu: Qbi:

CBloed_in

+

KUF ( TMP + ∆ π ) ( CBloed_in − CBloed_uit ) CBloed_in

de concentratie van de stof in het bloed dat de filter binnen gaat; de concentratie van de stof in het bloed dat de filter verlaat; het ingaande bloeddebiet.

Samen met de KA factor en de TMP vormt ook de bloedinhoud van de kunstnier een belangrijke parameter. Hoe lager het extracorporeel bloedvolume hoe beter. De meest gebruikte kunstnieren zijn de platenkunstnier en de capillaire kunstnier. Ze hebben beide een beperkte drukval over de kunstnier waardoor de ultrafiltratie goed regelbaar is. De capillaire kunstnier heeft daarenboven nog een beperkte bloedinhoud, zodat momenteel ongeveer 95% van de gebruikte kunstnieren capillaire kunstnieren zijn.

Figuur 17: Een capillaire kunstnier

27 Deze bestaat uit een bundel capillaire kunststoffen buisjes met een interne diameter van ongeveer 100 à 200micron. Deze vormen het permeabel membraan. Door deze buisjes stroomt het bloed terwijl rond de buisjes het dialysaat stroomt. Afhankelijk van de verschillende parameters - het bloeddebiet, het debiet aan dialysaat en de KA factor - bestaan er verschillende uitvoeringen. De geschikte structuur voor een draagbare kunstnier moet een zo laag mogelijke bloedinhoud hebben. Dit geeft een kleiner contactoppervlak en bijgevolg minder nood aan anticoagulantia. De capillaire kunstnier lijkt dus de beste oplossing. De nu bestaande vormen zijn echter niet ideaal qua vorm en stijfheid, zodat een nieuw ontwerp van een capillaire kunstnier nodig is. Voor het membraan gebruikt men drie verschillende soorten basismaterialen. 1. Cellulose: dit zijn de meest gebruikte en goedkoopste membranen. Ze bestaan onder verschillende vormen en namen: cuprammonium, cellulose of cuprophan, geregenereerde cellulose, cuprammonium rayon,… 2. Gesubstitueerde cellulose: hierbij worden een groot aantal vrije hydroxylgroepen aan het membraanoppervlak chemisch gebonden aan acetaat. De reden hiervoor is de verminderde complimentactivatie door vrije hydroxylgroepen. Een voorbeeld is Haemophan; 3. Synthetische stoffen: enkele gebruikte synthetische stoffen voor membranen zijn: polyacrylonitrile (PAN), polysulfoon (PS), polymethylmethacrylaat (PMMA)

Eventuele bloedlekken doorheen een membraanscheur worden gedetecteerd met behulp van een bloedlek detector. Een mogelijke uitvoering werkt optisch, met twee golflengten om de troebelheid te elimineren.

2.4.4 Het REDY-systeem [7] Het REDY-systeem (Recirculating Dialysis System) werkt in een gesloten dialysecircuit waarbij de afvalstoffen geabsorbeerd worden in een filter. Dit systeem is oorspronkelijk ontwikkeld voor gebruik in lucht- en ruimtevaart voor de recyclage van urine. Het grootste probleem in de ontwikkeling was een efficiënte verwijdering van ureum. De ontwikkeling van een REDY-systeem stokte eind jaren 70. Door de vooruitzichten van een maanbasis en een bemande vlucht naar mars, is er sinds kort opnieuw nieuw leven geblazen in het onderzoek naar een recyclagesysteem voor urine.

28 Een recente ontwikkeling is het Sorbent Regenerative Dialysis systeem, ontwikkeld door Renal Solutions. Dit is een compleet verplaatsbaar dialysetoestel, doch met een gewicht van 50kg. Het hart van dit systeem is het filterpatroon. Door dit patroon wordt dialysaat aan een debiet van 400ml/min gerecycleerd. Het totale systeem beschikt over een voorraad dialysaat van ongeveer zes liter.

Figuur 18: Het SRD-systeem

Figuur 19: Dialysaatfilter

Het gebruikte dialysaat komt langs onder in de filter en verlaat de uit vijf lagen bestaande filter langs boven. Na deze filtering is een nood aan het toevoegen van enkele stoffen die door het lichaam opgenomen worden. De eerste laag van de filter heeft als doel kleine partikels, zware metalen en oxiderende stoffen (zoals natrium en hypochloriet achtergebleven na de reiniging van de toestellen) te verwijderen. Men gebruikt hiertoe actieve kool. Een tweede filterlaag is de urease filter. Dit enzym breekt ureum in het dialysaat af tot ammoniumcarbonaat. De derde laag in de filter is een laag uit zirkoniumfosfaat. Zirkoniumfosfaat is een zout van een zwak zuur en is aldus ideaal als chemisch buffer. De taak van het zirkoniumfosfaat is de uitwisseling van kationen. Zirkoniumfosfaat absorbeert ammonium, magnesium, calcium en kalium en laat in de plaats natrium en waterstofionen vrij. Deze vrijlating is afhankelijk van de pH van het dialysaat en de anionen in het dialysaat.

29 De vierde laag is een laag van waterhoudend zirkoniumoxide dat in de filter optreedt als een anionen uitwisselaar. Anionen zoals fosfaten, fluoriden en in minder mate chloriden worden geabsorbeerd en acetaat wordt in de plaats vrijgelaten, bovendien absorbeert zirkoniumoxide ook zware metalen goed. De laatste laag in de filter bestaat uit actieve kool. Deze onttrekt aan het dialysaat organische producten van de stofuitwisseling zoals creatinine, urinezuur en de middenmoleculen. Laagmoleculaire hydroxide groepen, zoals ethanol en etheenglycol, en aminozuren zoals glycine worden slechts zwak geabsorbeerd. De tijd, gedurende dewelke het filterpatroon kan werken, is gelimiteerd door het absorptievermogen van ammonium. Afhankelijk van de tot nu toe ontwikkelde filters bedraagt dit twintig of dertig gram. Tot verzadiging van de filter optreedt zou de patiënt drie tot vijf uur kunnen dialyseren. Dit toestel is sinds kort goedgekeurd door de FDA. Aangezien deze procedure jaren kan aanslepen, zullen ondertussen reeds verschillende verbeteringen aan het systeem zijn toegebracht. Het grootste probleem blijft het gewicht, maar dit moet mits inspanningen te reduceren zijn.

30 Referenties bij hoofdstuk 2 [1] [2] [3] [4] [5] [6] [7]

Cursus Dialyse, OLV ziekenhuis Aalst http://www.uzleuven.be/uzroot/files/x233054/predialyse_brochure.pdf http://www.home.zonnet.nl/o.s.haakma/Shuntzorg/boven.html http://www.vascularsurgery.com/Downloads/hickman.pdf Replacement of renal functions by dialysis, third edition http://www.home.zonnet.nl/o.s.haakma/geschiedenis%20hd_bestanden/ geschiedenis%20hemodialyse..doc http://www.renalsolutionsinc.com/cartridge.html

31

Hoofdstuk 3: Bloed 3.1 Functies van het bloed. Het bloed heeft verschillende vitale functies in het lichaam. Het is dan ook van belang dat het bloed deze taken ongestoord kan blijven vervullen ondanks de toevoeging van een kunstnier. De belangrijkste taken van het bloed zijn: •

Het transport van zuurstof en voedingsstoffen naar de weefsels toe en de verwijdering van koolstofdioxide en afvalproducten uit de weefsels.

•

Het constant houden van het inwendig milieu, de homeostase. Hiervoor zijn in hoofdzaak drie voorwaarden te vervullen. De eerste twee voorwaarden worden in de (kunst)nier geregeld door de stofwisselingen: het betreft het constant houden van de zuurtegraad en het waarborgen van een constante ionensamenstelling. Als derde voorwaarde is een constante lichaamstemperatuur vereist. De warmte wordt dankzij de grote warmtecapaciteit van het bloed - door het hoge watergehalte – getransporteerd van plaatsen met hoge warmteproductie (de spieren) naar de plaatsen met lage warmteproductie (de huid). Het warmteverlies langs de kunstnier is (zoals reeds geïllustreerd bij de bespreking van het dialysaat) niet te verwaarlozen.

•

Het transport van hormonen en afweerstoffen.

Om deze taken te vervullen, bezit de mens tussen de vijf en zes liter bloed. Dit komt overeen met ongeveer 7,5% van het lichaamsgewicht. Het hart pompt dit bloed op ongeveer een halve minuut doorheen het lichaam, en dit aan een debiet van ongeveer 1200 liter per uur. Hierdoor ontstaat er een arteriële, een veneuze en een capillaire bloeddruk. Allen zijn ze te wijten aan het pulserend karakter van het hart en de weerstand doorheen het lichaam. Bij de arteriële bloeddruk onderscheid men twee speciale bloeddrukken; de systolische en de diastolische bloeddruk, de maximale respectievelijk de minimale bloeddruk. Dit zijn de onder- en bovendruk die gemeten worden met een sfygmomanometer.

3.2 Samenstelling van het bloed. Bloed is een suspensie van cellen in een vloeistof, waarvan 55% bestaat uit bloedplasma, een helder gele tot licht bruine vloeistof. Er bestaan drie soorten cellen: de rode bloedcellen of erytrocyten - deze nemen meer dan 99% van het totale celvolume voor hun rekening -, de witte bloedcellen of leukocyten en de bloedplaatjes of trombocyten.

32

Figuur 20: De verschillende bloedcellen

Het bloedplasma bestaat voor 90% uit water waarin onder meer mineralen, koolhydraten, vitaminen, vetten en verschillende eiwitten, zoals hormonen, opgelost zijn. Tot deze ruim honderd eiwitten behoren onder andere: immunoglobulinen, albumine, proteaseremmers en de stollingsfactoren. De immunoglobulinen of antistoffen worden geproduceerd in de zogenaamde B-cellen of B-lymfocyt – een soort witte bloedcel - en beschermen het lichaam tegen infectieziekten door zich aan de binnengedrongen micro-organismen te hechten. Albumine wordt in de lever geproduceerd en zorgt voor een constant plasmavolume. Een storing in de albumineconcentratie kan leiden tot oedeem. De proteaseremmers zorgen ervoor dat natuurlijke reacties zoals bijvoorbeeld de bloedstolling niet ongeremd kan blijven doorgaan. Een andere taak van het bloedplasma is transport van cellen. De rode bloedcellen transporteren zuurstof en koolstofdioxide. Hiertoe bezitten de rode bloedcellen hemoglobine. Hemoglobine is een complex van vier eiwitketens waarin een ijzeratoom is ingebouwd. Het heeft een rode kleur en is verantwoordelijk voor de kleur van de rode bloedcellen en het bloed. Op de membraanstructuur van de rode bloedcellen bevinden zich de glycoproteïnen 22, verantwoordelijk voor de verschillende bloedgroepen. Er bestaan ongeveer 250 bloedgroepen waarvan de bloedgroepen A, B, AB en O het meest voorkomen bij de West-Europese bevolking. De bloedgroep A heeft antistoffen tegen bloedgroep B en omgekeerd. De bloedgroep O heeft geen antistoffen en de bloedgroep AB daarentegen heeft antistoffen voor zowel bloedgroep A als bloedgroep B. Als een patiënt bloed krijgt waartegen hij antistoffen heeft, kunnen zich ernstige en gevaarlijke transfusiereacties (zoals klontering en bloedafbraak) voordoen. Een andere factor waar men moet op letten is de rhesus D-factor. Het al dan niet “positief” zijn – ongeveer 84% van de West-Europese bevolking is rhesus D positief - hangt af van de aanwezigheid van het antigeen op de celwand. De natuurlijke 22

Glycoproteïnen zijn eiwitten waaraan suikerstructuren gehecht zijn.

33 afwezigheid van antistoffen bij de rhesus-negatieve patiënten zorgt voor transfusiereacties bij contact met rhesus-positief bloed. Rode bloedcellen bezitten geen erfelijk materiaal. Het zijn biconcave schijfjes met een diameter van ongeveer 7,5μm en ze zijn heel vervormbaar onder invloed van schuifspanningen. De rode bloedcellen worden allemaal in het beenmerg geproduceerd vanwaar ze uitzwerven doorheen het lichaam. De gemiddelde levensduur van een rode bloedcel bedraagt 120 tot 150 dagen. Op het einde van hun levenscyclus worden ze afgebroken in de milt en de lever. De volumetrische concentratie van de rode bloedcellen in het bloed noemt men het hematocriet gehalte (Hct). Voor een man bedraagt het hematocriet gehalte gemiddeld 45% terwijl het bij een vrouw gemiddeld 41% bedraagt. Rode bloedcellen hebben bovendien een elektrische lading. Deze is afhankelijk van de pH en de concentratie en de samenstelling van de plasma-eiwitten. De lading van het oppervlak van de rode bloedcellen bij een normale pH (=7,34) is negatief. Witte bloedcellen hebben in hoofdzaak twee functies. Ze verdedigen het lichaam tegen infecties met lichaamsvreemde stoffen en indringers en ze helpen bij het opruimen van afgestorven cellen. De witte bloedcellen zijn verdeelbaar in drie groepen: de lymfocyten, de monocyten en de granulocyten. Er zijn twee verschillende typen lymfocyten, de B-cellen die voor de productie van antistoffen zorgen, en de T-cellen, die verantwoordelijk zijn voor de cellulaire immuunreacties die niet worden uitgevoerd door antistoffen. De monocyten zijn verantwoordelijk voor de opruiming van stoffen door fagocytose 23. De granulocyten vormen de eerste verdediging van het lichaam. Door hun bewegingskracht kunnen ze uit de bloedbaan treden en zich naar de weefsels verplaatsen, om daar door fagocytose de lichaamsvreemde stoffen en micro-organismen, zonder hulp van antistoffen, te vernietigen. De witte bloedcellen bezitten een celkern en dus ook erfelijk materiaal. Het zijn bolvormige lichaampjes met een diameter van 6 à 20 μm. De productie van de witte bloedcellen gebeurt in het beenmerg, vanwaar ze vertrekken naar andere plaatsen in het lichaam om te rijpen, b.v. de lymfeklieren. De concentratie van de witte bloedcellen hangt af van de conditie waarin de patiënt verkeert. Normaal zijn er ongeveer 5000 à 10000 witte bloedcellen per microliter bloed aanwezig. Bij een infectie zal deze concentratie stijgen. De bloedplaatjes vervullen een belangrijke rol in de bloedstolling 24. Ze zijn de kleinste cellen aanwezig in het bloed (2 à 4μm). Streng gezien zijn de bloedplaatjes geen cellen, maar celfragmenten. Ze worden aangemaakt in het beenmerg en bij gezonde mensen bedraagt hun levensduur zeven tot tien dagen. De concentratie waarmee zij zich in het bloed bevinden bedraagt ongeveer 150000 tot 400000 bloedplaatjes per microliter bloed.

23 24

Fagocytose is het vernietigingsproces van cellen en bacteriën door vertering. Zie paragraaf: 3.3 Bloedstolling of hemostase

34 3.3 De hemostase of bloedstolling 3.3.1 Werking van de bloedstolling Het bloedstollingssysteem zorgt er voor dat het bloed in de vaten niet stolt en dat het bloed dat uit de vaten treedt, stolt. Wanneer de stolling niet voldoende gedoseerd is, spreekt men ofwel van een bloeding (te weinig stolling) ofwel van een trombose (te veel stolling) met eventueel een embolie tot gevolg. De dosering gebeurt hormonaal door de proteaseremmers. De bloedstolling neemt plaats in drie stappen: •

de primaire hemostase;

•

fibrinevorming;

•

fibrineafbraak.

De eerste reactie van het lichaam op een lek in de vaatwand is de vasoconstrictie. Dit is een vernauwing van het bloedvat ter hoogte van het lek. Deze vernauwing en een vertraagde bloedsomloop zijn in geval van een kleine verwonding reeds voldoende om de bloeding te stelpen. Een tweede bijna gelijktijdige reactie is de vorming van een trombocytenprop. Deze komt tot stand door de adhesie van de bloedplaatjes aan de vaatwand. Hierna worden de bloedplaatjes geactiveerd wat een grotere reactie van de bloedplaatjes tot gevolg heeft. Door de activering van de bloedplaatjes komt de von Willebrand factor vrij, dit is een sterk adhesief eiwit dat zich bindt aan structuren in het subendotheel. Dit eiwit wordt geactiveerd door vormverandering. Bij vaatbeschadiging wordt dit subendotheel blootgelegd. Hierdoor beginnen de bloedplaatjes te aggregeren, met de vorming van een trombocytenplug tot gevolg. Deze reacties zijn de primaire hemostase en voldoen voor een kleine verwonding. Wanneer de verwonding te groot is voldoet de trombocytenplug niet meer en is de vorming van een veel sterkere en stabielere hemostatische prop noodzakelijk. Deze vorming begint bij de activering van de stollingsenzymen 25. Deze activering kan zowel geschieden op exogene als endogene wijze. Bij de exogene wijze zal het beschadigd weefsel samen met de bloedplaatjes stoffen vrijmaken die een kettingreactie veroorzaken, waarbij factor VII 26 de beslissende rol speelt. In het geval van de endogene wijze zullen de reacties op gang gebracht worden doordat bloedplaatjes, die zich aan een vaatwandbeschadiging hechten, plaatjesfactor III vrijmaken. De reactie verloopt dan met tussenkomst van factor XII, XI, IX en VIII26. Het resultaat van beide methodes is een cascade van reactie waarbij de voorlaatste stap de omvorming van protrombine naar trombine is, die de omvorming van fibrogeen naar fibrine 25

Stollingsenzymen zijn eiwitsplitsende enzymen (serineproteases), die eiwitten op zeer specifieke plaatsen knippen. Het gevormde enzym is dus een actief fragment. Als bijproduct worden er (vaak) ook één of meer inactieve peptiden gevormd.

35 veroorzaakt. Het fibrinemonomeer polymeriseert tot fibrinedraden. Onder invloed van de fibrinestabiliserende factor (factor XIII) ontstaat er een netwerk van fibrinedraden door dwarsverbindingen. De fibrine houdt in het netwerk de verschillende bloedcellen vast en vormt aldus een 'prop' waarmee het lek in de vaatwand wordt gedicht.

Figuur 21: Netwerk van fibrinedraden met ingesloten rode bloedcellen

Deze sterk positief teruggekoppelde reactie wordt geremd door een drietal mechanismen. Een eerste is het inactiveren van de weefselfactor. Een tweede mechanisme is de werking van de in plasma aanwezige trombineremmer, antitrombine III. Vooral onder invloed van heparine (een gebruikt anticoagulantia) remt deze trombine, maar ook andere geactiveerde stollingsfactoren, de bloedstolling. Het derde is de door trombine zelf geactiveerde antistolling met behulp van het celmembraaneiwit trombomoduline. De laatste stap van de hemostase is de afbraak van het gevormde fibrine (fibrinolyse). Dit heeft als belangrijk doel het vat, waarin het stolsel ontstaat, doorgankelijk te houden of te maken en de bloedcirculatie in stand te houden of weer op gang te brengen. De fibrinolyse bestaat ook uit een systeem van elkaar activerende eiwitten, het fibrinolytische systeem genaamd. Het eindproduct is plasmine, een proteolytisch enzym (serineprotease) dat fibrine in stukken knipt. Deze stukken worden vervolgens afgevoerd. Niet alleen bij een wonde in de vaatwanden treedt bloedstolling op, ook wanneer het bloed in contact komt met lichaamsvreemd materiaal stolt bloed. Deze bloedstolling moet ten zeerste vermeden worden. Een bloedklonter kan, terug in de bloedbaan een embolie veroorzaken. Stoffen die de stolling verhinderen noemt men ook anticoagulantia of bloedverdunners. 26

Factor VII, VIII, IX, XI en XII zijn stollingsfactoren.

36 3.3.2 Anticoagulantia Zoals reeds vermeld zorgen anticoagulantia ervoor dat bloed, wanneer het in contact komt met lichaamsvreemd materiaal, niet stolt. Bij het verhinderen van deze stolling kan er gesteund worden op verschillende principes. Men kan de vorming of de activering van stollingseiwitten verhinderen of men kan de activering van de bloedplaatjes remmen. Voorbeelden zijn respectievelijk: antivitamine K, heparine en aspirine. Afhankelijk in welke situatie de patiënt zich bevindt zijn er verschillende soorten anticoagulantia. Ze kunnen opgedeeld worden in volgende categorieën: •

Heparines. Zowel niet gefractioneerde heparines als heparines met laag moleculair gewicht en heparinoïden met laag moleculair gewicht.

•

Specifieke trombine-inhibitoren. Deze worden gebruikt als anticoagulans bij heparine-geïnduceerde trombocytopenie.

•

Epoprostenol wordt gebruikt in de plaats van heparines wanneer het bloedingrisico te groot wordt.

•

Vitamine K antagonisten voorkomen de synthese van verschillende stollingsfactoren ter hoogte van de lever.

•

Proteïne C. Humaan proteïne C wordt gebruikt om de coagulatie te inhiberen bij ernstige hemostasestoornissen die te wijten zijn aan een aangeboren tekort aan dit eiwit.

Verder kunnen de anticoagulantia opgedeeld worden naargelang hun werkingstijd. Zo zijn er de langdurige en de kortstondige anticoagulantia. Voorbeelden van de kortstondige anticoagulantia zijn de verschillende heparines, NaCitraat en recombinante hirudine. Voorbeelden van de langdurige anticoagulantia zijn Vitamine K antagonisten en acetylsalicylzuur (aspirine). Claxane en Fraxiparine, beide heparines met laag moleculair gewicht, worden onder andere gebruikt bij hemodialyse. In uitzonderlijke gevallen gebruikt men zuivere heparine. Bij dialyse met een katheter maakt men meestal gebruik van NaCitraat. Toch is bij het gebruik van anticoagulantia enige voorzichtigheid geboden. Het werkingsprincipe van anticoagulantia steunt op de verhindering van de stolling van het bloed.

37 Aangezien sommige van deze anticoagulantia tot weken na de toediening ervan aanwezig blijven in de bloedbaan, is er een verhoogd risico op bloedingen. Zeker in het geval van een draagbaar (grote mobiliteit) en een continu werkend (langdurige anticoagulantia) systeem is het risico op bloedingen groot. Een andere manier om bloedstolling bij contact met lichaamsvreemd materiaal te vermijden is het gebruik van biocompatibele materialen.

3.3.3 Biocompatibele materialen Onder de biocompatibiliteit van een materiaal verstaan we het vermogen van een materiaal om in een bepaalde functie de juiste biologische respons te ontlokken. Deze respons houdt een interactie in van de functie, de gastheer en het materiaal. Elk materiaal in contact met levend weefsel zal interacties ondergaan. Het zijn enkel deze materialen die geen schadelijke reacties veroorzaken die als biocompatibel worden beschouwd. Deze interacties zijn dynamische processen, dus de biocompatibiliteit kan verdwijnen na verloop van tijd. De algemene voorwaarden waaraan een biocompatibel materiaal moet voldoen zijn: •

niet corroderen of degraderen onder invloed van fysiologische vloeistoffen (o.a. bloed);

•

geen schadelijke reacties veroorzaken (verandering interferenties met het afweersysteem, bloedstolling, enz.);

•

over gewenste mechanische eigenschappen (treksterkte, kruip, vermoeiing, taaiheid) beschikken en;

•

gemakkelijk bewerkbaar.

elektrolietsamenstelling,

Enkele vaak gebruikte biocompatibele materialen zijn actieve kool, aluminiumoxide, titanium en siliconen. Een andere gebruikte techniek is het aanbrengen van een heparinecoating op een niet of minder biocompatibel materiaal. Door deze methode is het mogelijk materialen te gebruiken die minder biocompatibel zijn, maar beter bewerkbaar. Zo is het mogelijk meer ingewikkelde onderdelen te maken, met de gewenste eigenschappen zowel qua mechanische eisen als biologische eisen.

38 3.4 Hemolyse Men spreekt van hemolyse wanneer de erythrocyten scheuren en hemoglobine vrijkomt in het bloedplasma. Hemolyse in het lichaam is een natuurlijk proces dat veroorzaakt wordt bij het afsterven van oude erythrocyten. Dit natuurlijk verlies wordt gecompenseerd door de aanmaak van nieuwe erythrocyten in het beenmerg. Buiten het afsterven van de erythrocyten zijn er nog verschillende factoren die invloed hebben op de hemolyse van bloed. Zo zijn er de fysische en de chemische invloedsfactoren. Onder fysische invloedsfactoren verstaan we hypotonie 27, mechanische belasting (zie paragraaf 3.5.4) en energetische belasting (te hoge temperatuur (maximum 41°C), ioniserende straling en ultraviolette straling. Bij de chemische invloedsfactoren horen zuren en vethoudende stoffen die de integriteit van de celwand aantasten. Hemolyse kan door verschillende parameters gekwantificeerd worden. Een eerste parameter is de IH (Index of hemolysis) en wordt gedefinieerd als: IH =

fHb: V: Q: T:

100 fHb V QT

 g     100 l 

concentratie vrij hemoglobine in het plasma [g/l]; totaal bloedvolume [l]; bloeddebiet [l/min]; tijdsinterval tussen twee staalnamen [min].

Het nadeel van deze definitie is de afhankelijkheid van het hematocriet gehalte. Daarom werden er nog andere indices gedefinieerd. Bijvoorbeeld: Hct  100 fHb V  1 −  100   g   IH =   Q T Hct l

Een IH met waarden tot 100g/l aanvaardt men als een lage hemolysegraad. Een IH tussen de 100 en de 400g/l beschouwt men als een middelmatige hemolysegraad, terwijl een IH van meer dan 400g/l als een hoge hemolysegraad wordt gecatalogeerd.

27

De wand van een erythrocyt is semi-permeabel. Het inwendige van de erythrocyt en het bloedplasma is isotoon, d.w.z. gelijke concentraties van de opgeloste stoffen. Wanneer het plasma hypotonisch is, zal de erythrocyt water opnemen tot de osmotische druk gelijk is. Wanneer het plasma sterk hypotonisch is zal de erythrocyt zelfs barsten. Dit verschijnsel noemen we hypotonie. De waarde van de concentratie waarbij ze barsten, heet de zogenaamde fragiliteit. Het omgekeerde verschijnsel komt ook voor: het erythrocyt verschrompelt in hypertoon bloedplasma.

39

3.5 Eigenschappen van bloed 3.5.1 Gedrag van rode bloedcellen onder invloed van schuifspanningen en de invloed op de viscositeit. Een belangrijke eigenschap van de rode bloedcellen is de vervorming die ze ondergaan naargelang de grootte van de optredende schuifspanningen.

Figuur 22: Rouleaux-vorming van erythrocyten

Figuur 23: Erythrocyten bij lage schuifspanning

In afwezigheid van schuifspanningen hebben rode bloedcellen de neiging om te aggregeren, de zogenaamde rouleaux-vorming. Bij een beperkte schuifspanning komt deze aggregatie niet meer voor en de rode bloedcellen bevinden zich in een onvervormde toestand. Bij een nog hogere schuifspanning zullen de rode bloedcellen zich naar een naaldvorm vervormen. Deze eigenschap is van groot belang met betrekking tot de viscositeit van het bloed, deze zal immers dalen bij toenemende schuifspanning.

3.5.2 Gedrag van rode bloedcellen onder invloed van schuifspanningen en de invloed op de hemolyse. De graad van beschadiging van de rode bloedcellen hangt voornamelijk van drie factoren af: 1. de grootte van de schuifspanning; 2. de duur van de belasting; 3. de hoeveelheid belaste bloedcellen.

Een experimentele formule werd gepostuleerd door Giersiepen en collega's. Deze formule geeft procentueel de hoeveelheid vrij hemoglobine in het plasma in functie van het hemoglobinegehalte (Hb), de schuifspanning τ en de contactduur t.

40 fHb = 0.362000000010-5 τ 2.416 t 0.785 Hb

Het verband tussen het hemoglobinegehalte en het hematocriet gehalte wordt gegeven door de Mean Corpuscular Hb Concentration (M.C.H.C.). Hb Hct g MCHC = 32 − 35    dl  MCHC =

Met behulp van deze formules kan, bij gekende contactduur, de maximale schuifspanning, waarbij de IH beperkt blijft tot een gewenste waarde, berekend worden.

3.5.3 Gedrag van rode bloedcellen onder invloed van druk. Rode bloedcellen reageren anders op een positieve dan op een negatieve druk. Het onderhevig zijn van een rode bloedcel aan een onderdruk is veel schadelijker dan aan een overdruk. Positieve drukken van 25kPa kunnen gemakkelijk door rode bloedcellen verdragen worden, terwijl een negatieve druk van 25kPa reeds hemolyse tot gevolg kan hebben.

3.5.4 Viscositeit [2] Onder viscositeit verstaan we de weerstand die een vloeistof uitoefent tegen schuifkrachten. De dynamische viscositeit μ ([Pa s]) is gedefinieerd als de verhouding van de schuifspanning op de hoekverdraaiing. Vloeistoffen waarbij de viscositeit constant is, onafhankelijk van de schuifspanning, noemt men Newtoniaanse vloeistoffen.

Figuur 24: Viscositeitsgedrag van verschillende vloeistoffen

41

In een grafiek waar de schuifspanning is uitgezet in functie van de afschuifsnelheid, is de hoek tussen de raaklijn aan de curve en een horizontale een maat voor de viscositeit van de vloeistof. Bloed is een Casson-vloeistof; dit wil zeggen dat de viscositeit daalt bij toenemende afschuifsnelheid en dat er een zekere schuifspanning bestaat in de afwezigheid van een afschuifsnelheid. Dit gedrag is te verklaren door de samenstelling van het bloed als menging van bloedplasma, wat wel een Newtoniaanse vloeistof is, en bloedcellen. De bloedcellen zijn dus verantwoordelijk voor het niet-lineair gedrag van het bloed. De reden hiervan ligt onder andere bij de reeds hoger besproken rouleaux-vorming. Het is dan ook duidelijk dat de viscositeit van het bloed zal afhangen van het hematocriet gehalte in het bloed en de afschuifsnelheid.

Figuur 25: Belasting van een fluïdum deeltje door het snelheidsprofiel

De schuifspanning van bloed wordt benaderd door:

τ = µ⋅ Met

δu + τ0 δy

τ = de schuifspanning; µ = de bloedviscositeit; δu = γ, de afschuifsnelheid; δy τ 0 = de vloeigrens, variërend van 0,3 tot 20mPa.

Rekening houdend met de verandering van viscositeit bij verandering van temperatuur en hematocriet gehalte, werd de volgende formule, geldend bij kleine afschuifsnelheden, experimenteel opgesteld:

42 

µBloed

Met

1  2.35 Hct + e = 1000

1800 − 5.54  T 

[ Pa s ]

Hct = 0,45; T = 310,15K (37°C)

Bij hogere afschuifsnelheden wordt het model van Quemada gebruikt. Dit model houdt rekening met zowel de afschuifsnelheid als het hematocriet gehalte. De viscositeit in dit model wordt gegeven door: µp

µ=

 1 − 1 k Hct    2  

Met

μp Hct k

2

= de viscositeit van het bloedplasma bij 37°C ( =1,30mPa.s); = het hematocriet gehalte; = een correctiefactor voor de afhankelijkheid van de afschuifsnelheid. Deze wordt gegeven door:

k=

k0 + k∞ γr 1 + γr

1   2

1   2

Hierin zijn k0 en k∞ factoren exponentiële functies van het hematocriet gehalte en is γr de verhouding van de optredende afschuifsnelheid op kritische afschuifsnelheid. Deze laatste is ook een exponentiele functie van het hematocriet gehalte.

De kinematische viscositeit υ ([m²/s]) is gedefinieerd als de verhouding van de dynamische viscositeit en de dichtheid. Een ander belangrijk kenmerk van de viscositeit van bloed is haar verandering wanneer bloed door een nauwe opening stroomt. Zo zal door de vervormbaarheid van de rode bloedcellende viscositeit van bloed verminderen wanneer het door een kleine opening stroomt. Dit verschijnsel treedt niet op bij openingen groter dan 1mm. Dit werd onder andere bestudeerd door Pries en zijn collega's in 1992.

43

3.5.5 Dichtheid van bloed De dichtheid van het bloed hangt af van het hematocriet gehalte. Bloed kan gemodeleerd worden als een mengsel van een fractie (Hct) rode bloedcellen en een fractie (1-Hct) bloedplasma. De dichtheid van bloed is dan: ρBloed = Hct ρRode_bloedcellen + ( 1 − Hct ) ρBloedplasma

Met

ρRode bloedcellen = 1090kg/m³ ρBloedplasma = 1035kg/m³.

Gemiddeld geeft dit dus voor een man (Hct=45%) een dichtheid van 1060kg/m³ terwijl dit gemiddeld voor een vrouw (Hct=41%) een dichtheid van 1058kg/m³ oplevert. Voor het verder verloop stelen we de dichtheid van bloed gelijk aan 1060kg/m³ (Hct=43%).

3.5.6 Eigenschappen van bloed onder invloed van een magnetisch veld. Een belangrijke effect van het magnetisch effect is de verhoging van de viscositeit, zoals weergegeven in onderstaande figuur [3].

Figuur 26: Het relatieve verloop van de viscositeit onder invloed van een magnetisch veld.

De invloed van het magnetisch veld op de viscositeit wordt veroorzaakt door het ijzeratoom, aanwezig in hemoglobine. Er zijn nog andere invloeden van magnetische velden op bloed en weefsels in het lichaam, maar of deze schadelijk zijn voor de mens is nog niet aangetoond. Het zijn enkel de invloeden op het bloed die van belang zijn in deze situatie, aangezien de kunstnier uitwendig en afgeschermd van het lichaam zal zijn.

44 Referenties bij hoofdstuk 3: [1] [2] [3]

Van bloed tot geneesmiddel: gezond vertrouwen, tweede druk, Sanquin Cardiovasculaire stromingsmechanica, P. Verdonck Apparent viscosity of human blood in a high static magnetic field, Yousef Haik, Vinay Pai and Ching-Jen Chen Biomagnetic Engineering Laboratory, Department of Mechanical Engineering, FAMU-FSU College of Engineering, 2525 Pottsdamer Rd, Tallahassee, FL 32310, USA

45

Deel 2. De bloedpomp. In een vierde hoofdstuk van dit deel bepalen we aan de hand van de voor- en nadelen van de verschillende pompen, de meest geschikte pomp voor het verpompen van bloed in een draagbaar kunstniersysteem. In hoofdstuk vijf proberen we de werking van de pomp te verklaren. In het zesde hoofdstuk bespreken we een numerieke simulatie van een bladloze bloedpomp.

46

Hoofdstuk 4: Keuze van de pomp 4.1 De noodzaak en eigenschappen van een bloedpomp Aangezien de beste toegang tot de bloedbaan, in het geval van een draagbaar kunstniersysteem, een éénpunctiemethode is, kan er geen gebruik gemaakt worden van het natuurlijk drukverschil tussen bloedaanvoer en bloedafvoer (arterieel - veneus). Deze toegang wordt, omwille van veiligheidsredenen, in een veen genomen. Een lek in een bloedbaan bij een arteriële toegang zou immers kunnen leiden tot enorme bloedverliezen, met eventueel de dood tot gevolg. De energie nodig om de drukval - veroorzaakt door de kunstnier en zijn randapparatuur - te overwinnen, zal door een bloedpomp moeten worden toegevoegd aan het bloed. De verwachte drukval over de kunstnier en zijn randapparatuur bedraagt ongeveer 150mmHg (20kPa) bij een bloeddebiet van ongeveer 100ml/min. Dit debiet is slechts een fractie van het debiet gezuiverd door de natuurlijke nieren. Dit gereduceerd debiet is verantwoord wegens de te grote capaciteit van de nieren en de betere efficiëntie van de kunstnier. Het vereiste vermogen geleverd door de pomp bedraagt aldus: P = p ⋅ Q = 0.15 ⋅ ρ Hg ⋅ g ⋅

100 ⋅ 10 −6 ≈ 35mW 60

Dit vermogen is het absoluut minimum noodzakelijk vermogen. Het ontwerpdoel voor de pomp is een debiet van 120 tot 180ml/min en een opvoerhoogte van 150 tot 180mmHg. Dit vraagt dan een pompvermogen van ongeveer 75mW. Factoren van fysische aard, waarbij rekening moet worden gehouden bij de keuze van de pomp voor het verpompen van het bloed, zijn: •

de snelheden van het bloed doorheen de pomp;

•

de temperatuursverandering van het bloed in de pomp;

•

de optredende schuifspanningen in het bloed en

•

de optredende druk op het bloed.

De snelheid van het bloed doorheen de pomp moet immers op elke plaats voldoende zijn zodat er geen trombosevorming aanwezig is in de pomp. Een te hoge snelheid van het bloed doorheen de pomp kan dan weer de oorzaak zijn van hoge schuifspanningen.

47 Een temperatuursverhoging van het bloed in de pomp door wrijving en dissipatie moet beperkt blijven om hemolyse te vermijden (maximale temperatuur van het bloed zonder hemolyse is 41°C). Het is ook de hemolyse van het bloed die een beperking oplegt aan de drukken en schuifspanningen die mogen optreden doorheen de pomp. De grootte van de maximaal toegelaten schuifspanningen hangt af van verschillende factoren waaronder de contactduur en het hematocrietgehalte van het bloed. De maximaal toegelaten onderdruk in het bloed bedraagt 25kPa. Factoren van elektromechanische aard, waarbij rekening moet worden gehouden bij de keuze van de pomp voor het verpompen van het bloed, zijn: •

de vermogenoverbrenging;

•

de lagering;

•

de afdichting;

•

de snelheid van de aandrijving;

•

het rendement;

•

de productiemogelijkheden;

•

de betrouwbaarheid

•

en de kostprijs/onderhoudsprijs.

De vermogensoverbrenging en de lagering van beweegbare delen van de pomp in contact met bloed zijn mogelijke plaatsen waar grote snelheidsgradiënten in het bloed optreden, die schuifkrachten op het bloed veroorzaken. De afdichting van het bloedcompartiment naar de buitenwereld moet vloeiend zijn (oneffenheden kunnen kernen vormen voor trombosevorming) en niet slijtend (de afdichting mag geen bron van lichaamsvreemd materiaal in het bloed zijn). Het nominaal toerental van de motor ligt constructief vast. De eventuele reductie van dit toerental door een elektrisch (hakker, invertor) of een mechanisch (reductiekast) systeem kan nefaste gevolgen hebben voor het rendement en de betrouwbaarheid. De constructieve verlaging van het toerental door het gebruik van meer polen vergroot de rotor en dus ook de motor. Het rendement van het gehele systeem moet zo hoog mogelijk zijn. De hoeveelheid opgeslagen energie in het systeem is beperkt door volume en gewicht omwille van het comfort van de patiënt. Hierdoor is optimalisatie van het geheel noodzakelijk en niet van elke component apart.

48

Door miniaturisatie van de onderdelen zal het systeem sterk afhankelijk zijn van de productietechniek, eventueel zelfs van de mogelijkheid van de productie en de afwerkingsgraad van het product. Immers hoe kleiner de afmetingen hoe belangrijker de gevolgen van de ruwheid. De betrouwbaarheid van de pomp is sterk afhankelijk van het aantal delen waaruit deze bestaat. Hoe meer onderdelen, hoe groter de faalkans van het gehele systeem.

4.2 Volumetrische pomp versus turbopomp Een eerste keuze die we kunnen maken is het gebruik van een volumetrische of een turbopomp. Beide pompen onderscheiden zich van elkaar door hun karakteristieke voor- en nadelen die hieronder verder worden besproken. Een uitzondering op de eigenschappen van de volumetrische pompen is de rollerpomp. Deze bloedpomp wordt apart besproken.

4.2.1 De volumetrische pomp [1] De belangrijkste voordelen van de volumetrische pomp zijn: •

een pulserend debiet;

•

en een lange levensduur.

Het pulserend debiet van de volumetrische pomp is enkel een esthetisch voordeel. Het pulserend karakter komt immers overeen met onze eigen natuurlijke pomp, het hart. De langere levensduur van de volumetrische pomp is een dubbelzinnig voordeel. De langere levensduur is aan de ene kant een goedkopere oplossing, maar veroorzaakt ook een duurder productie- en onderhoudsproces. De lange levensduur is trouwens geen strenge eis aangezien de pomp extracorporeel is, en er dus geen operaties nodig zijn voor het aanbrengen of de verwijdering van de pomp.

49 De belangrijkste nadelen van de volumetrische pomp daarentegen zijn: •

het zelfaanzuigend karakter;

•

het gebruik van kleppen;

•

de constante druk ondanks het debiet;

•

de aanwezigheid van de schadelijke ruimte;

•

de grote verhouding van het oppervlak ten opzichte van het volume;

•

en een relatief laag rendement.

Het zelfaanzuigend karakter van de volumetrische pomp is een belangrijk nadeel. Het zorgt er immers voor dat wanneer door omstandigheden de aanvoerleiding geen bloed maar lucht bevat, dit toch kan verpompt worden. Een turbopomp daarentegen kan dit niet. Het ander belangrijk nadeel van de volumetrische pompen is het gebruik van kleppen. Dit heeft vooral te maken met het gevaar voor trombosevorming rond deze klep en de minuscule beweegbare delen, daar deze een sterke verhoging van de faalkans zullen opleveren. Het probleem van de constante druk ondanks het debiet, zoals aangegeven in de grafiek op volgende bladzijde, treedt op bij verstopping of afknelling van een van de toegangswegen. De volumetrische pomp zal het debiet blijven verpompen en zal hierdoor ofwel zelf beschadigd raken ofwel zal ergens een breuk veroorzaken. De aanwezigheid van een schadelijke ruimte in een volumetrische pomp veroorzaakt een grotere volume-inhoud van de pomp. Bovendien wordt het bloed, aanwezig in de schadelijke ruimte, ook op druk gebracht maar niet verpompt. Dit geeft een extra belasting. Het grote contactoppervlak in een volumetrische bloedpomp geeft een grotere kans tot bloedstolling door contact met lichaamsvreemd materiaal. Een laatste en belangrijk nadeel is het lagere rendement ten opzichte van de turbopompen.

4.2.2 De turbopompen [2] De belangrijkste voordelen van de turbopomp zijn: •

een continu bloeddebiet;

•

een klein aantal beweegbare onderdelen;

•

compact;

50 •

geen noodzaak voor kleppen;

•

hoger rendement;

•

weinig geluid en trillingen;

•

een goede druk-debiet karakteristiek.

Het continu bloeddebiet in het extracorporeel circuit heeft als voordeel dat het een hogere efficiëntie levert in de kunstnier. De compactheid en de afwezigheid van kleppen zijn dan weer voordelen in verband met bloedstolling en hemolyse. Het hoge rendement en het lage geluid en de weinige trillingen verhogen dan weer het comfort van de patiënt. De typische druk-debiet karakteristiek van een turbopomp heeft als gevolg dat de druk in de kunstnier beperkt blijft onafhankelijk van wat het debiet ook is.

250

Debiet [ml/min]

200

150

100

50

0 0

10

20

30

40

50

60

70

80

90 100 110 120 130 140 150 160 170 180 190 200 Druk [mmHg]

Karakteristiek van een turbopomp

Karakteristiek van een ideale volmetrische pomp

Karakteristiek van een reële volumetrische pomp

Figuur 27: Grafiek van de druk-debiet karakteristiek van de turbopomp en de volumetrische pomp

51 De belangrijkste nadelen van de turbopomp die hier tegenover staan zijn: •

een moeilijke afdichting;

•

een hoge rotatiesnelheid;

•

het probleem van de lagering van de rotor;

•

een onbekend debiet bij stilstand van de pomp.

De nadelen van de turbopomp staan vooral in verband met hemolyse. Zowel de hoge rotatiesnelheid en het probleem met lagering van de rotor kunnen grote schuifspanningen veroorzaken op het bloed. Het debiet doorheen een turbopomp tijdens stilstand is volledig afhankelijk van de rest van het bloedcircuit. Het debiet kan zowel positief, negatief als onbestaande zijn, terwijl bij een volumetrische pomp het debiet ofwel onbestaande is ofwel positief is.

4.2.3 De rollerpomp De rollerpomp vormt op de kenmerken van de volumetrische pompen een uitzondering. De grote voordelen van de rollerpomp zijn dat er geen contact optreedt tussen pomp en bloed en dat er geen noodzaak is aan kleppen. De nadelen van de rollerpomp zijn het grote gewicht en de grote plaatsinname. De rollerpomp bestaat uit twee rollers op een roterende arm, die een bloedleiding plaatselijk afsluiten. Door de beweging van de rollers, zal de bloedleiding steeds op een andere plaats afgesloten worden, het bloed zo vooruit stuwend. De rollers fungeren hierbij eigenlijk als een soort klep. Op elk moment van de cyclus moet een van de rollen de leiding platduwen om terugstroming te vermijden.

Figuur 28: De rollerpomp

52 Deze cyclische belasting van de toevoerleiding veroorzaakt degeneratie van het materiaal door vermoeiing. Langdurige belasting van de leiding kan leiden tot afbrokkeling van het materiaal. Aangezien deze pomp geen rechtstreeks contact maakt met het bloed is deze pomp uitermate geschikt bij hemodialyse en plasmaferese. Door de afwezigheid van contact tussen bloed en pomp is het mogelijk meerdere patiënten met één pomp te behandelen en is er slechts een beperkt aantal pompen noodzakelijk. Deze pomp laat ook een zeer snelle en gemakkelijke wissel toe van patiënt of van bloedleiding. Bij deze stationaire toepassingen zijn het volume en het gewicht van minder doorslaggevend belang. Het zijn deze twee eigenschappen die de toepassing van een rollerpomp in het geval van een draagbaar en compact systeem onmogelijk maken. Een aangepaste vorm van deze pomp wordt besproken in paragraaf 4.4.2.

4.2.4 Keuze tussen volumetrische en turbopomp Beide pompen hebben hun specifieke voor- en nadelen. Ondanks hun langere levensduur blijken er algemeen bij hartpompen meer problemen op te treden door faling bij volumetrische pompen dan bij turbopompen. Het gebruik van een turbopomp lijkt in dit geval dus beter. Het betere rendement, de afwezigheid van kleppen, het geringe aantal beweegbare onderdelen en de compactheid geven de doorslag.

4.3 Bespreking van de turbopompen Turbopompen bestaan in verschillende uitvoeringen. Er bestaan zowel radiale, diagonale als axiale turbopompen. Elk van deze pompen heeft zijn specifiek doelgebied.

4.3.1 Keuze van de turbopomp Het rendement van de verschillende uitvoeringen is afhankelijk van het toerental. Bij stijgend toerental zal eerst de radiale vorm een optimaal rendement geven, dan zal de diagonale uitvoering een (absoluut) optimaal rendement geven, waarna de axiale vorm een optimaal rendement geeft zoals weergegeven in figuur 29.

53

Figuur 29: Rendementverloop voor de verschillende rotorvormen in functie van de specifieke snelheid.

De keuze van de vorm van uitvoering wordt bepaald door de specifieke snelheid (Ωs). Deze wordt als volgt berekend: Ωs =

Hierbij is:

Ω Q ( ∆ Em )

( 3 /4 )

Ω = het toerental van de pomp; Q = het bloeddebiet; ∆ p v2 ∆ Em = + +zg ρ 2 = de verhoging van mechanische energie.

We veronderstellen dat de verhoging van mechanische energie enkel optreedt door drukverhoging. In het geval van een motor met een toerental van 12000tpm (=1250rad/s), een bloeddebiet van 180ml/min (=3*10-6m³/s), een drukverhoging van 150mmHg≈20kPa) ( en een dichtheid van bloed van 1060kg/m³ bedraagt de specifieke snelheid 0,239. Met behulp van figuren 28 en 29, en volgend verband, Ns = 2734.6Ωs

,

54

Figuur 30: Bestpassende vorm voor de rotor in functie van de specifieke snelheid

merkt men op dat in dit geval een radiale pomp het beste rendement heeft. Het grootste rendement kan men halen als de specifieke snelheid de eenheid is. Bij deze omstandigheden zijn de verliezen minimaal. Bij lagere specifieke snelheden zijn de kanalen lang en nauw zodat de wrijvingsverliezen belangrijk worden. Bij hogere specifieke snelheden is de arbeidsomzetting kleiner, zodat de verliezen zwaarder doorwegen. Hieruit volgt, met specifieke snelheid gelijk aan één, dat het toerental waarbij het absoluut maximum rendement bereikt wordt, 50000tpm bedraagt. Algemeen geldt nog dat axiale pompen relatief minder energie verbruiken dan radiale pompen, dus een axiale pomp zal minder batterijen nodig hebben voor eenzelfde tijdsduur. De buisvorm van de axiale pomp maakt het daarbij nog compacter en beter handelbaar tegenover de radiale pomp. Aangezien het werkingspunt van de pomp in het gebied van de radiale pompen ligt, maken we in de volgende paragraaf een schatting van de dimensies van een radiale pomp.

4.3.2 Bepalen van de dimensies van een radiale turbopomp Volgende dimensionering is een vlugge schatting om eventuele problemen in te schatten. Zoals reeds hierboven berekend, bedraagt de omtreksnelheid 1250rad/s en de specifieke snelheid 0,239. Het specifieke toerental nq wordt benaderend berekend door: nq = 53 Ωs

Met behulp van het Cordier diagram van figuur 30 wordt hiermee het diametergetal δ bepaald op 12,333.

55

Figuur 31: Het Cordier diagram

Met behulp van het diametergetal berekenen we de specifieke diameter:

Ds =

δ2

( 1 /4 )

Q

π ( ∆ Em )

( 3 /4 )

Dit is bij benadering gelijk aan 0,9488 δ of 11.7mm. Hiermee wordt de uitlaatrotordiameter:

Duitlaat =

of bij benadering 9,723mm, afgerond 10mm.

Ds Q ∆ Em

( 1 /4 )

56 Als binnendiameter van de pomp kiezen we 4mm. Hierdoor zijn beide hoeksnelheden gekend en samen met de vooropgestelde schoephoeken (β1=20° en β2=25°), kunnen de snelheidsdriehoeken bepaald worden.

Figuur 32: De snelheidsdriehoeken van een radiale pomp

De respectievelijke waarden zijn: 1 u1 = Ω D1 = 2,5m/s 2 v1 = u1 tan( β 1 ) = 0,91m/s w1 =

u1 cos( β 1 )

= 2,66m/s

1 u2 = Ω D2 = 6,25m/s 2 w2 = 0.9 w1 = 2,39m/s (diffusie in het schoepenkanaal) v2 = v2 u =

2

2

u2 + w2 − 2 u2 w2 cos( β 2 ) = 4,20m/s 2

2

v2 + w2 sin( β 2 ) = 4,08m/s

57 De opvoerhoogte is bijgevolg: v2 2 v1 2     + ρbloed  u2 v2u − 2 2   ∆p= ρHg g

Dit bedraagt 135mmHg. Men merkt op dat de gewenste opvoerhoogte niet meer bereikt wordt. Door de omtreksnelheid te verhogen tot 1500rad/s voldoet de opvoerhoogte weer aan de gestelde eisen. Het aantal schoepen wordt gegeven door: 1 1 2 π ( D1 + D2 ) sin β 1 + β 2  2  2 z= D2 − D1

Deze berekening bepaalt het aantal schoepen op 6. Wanneer we een schoepdikte veronderstellen van 0,2mm kunnen we de breedte van de schoepen berekenen met behulp van onderstaande formule. bi =

Q π Di vi r τi

waarbij: τi = 1 −

sz sin( β i ) π Di

vi r = wi sin( β i )

Dit geeft een breedte van de schoepen variërend van 0.35mm aan de inlaat tot 0.15mm aan de uitlaat.

4.3.3 Mogelijke problemen van de radiale turbopomp Een eerste probleem is de redelijk hoge snelheden die voorkomen in de rotor. Normale snelheden voor vloeistoffen in leidingen liggen in de orde van 1m/s. Deze relatief hoge

58 snelheden zullen op langere termijn schade veroorzaken aan zowel de bloedcellen als aan de pomp zelf. Een bijkomend probleem dat optreedt, is de breedte van de schoepen. Aangezien zij slechts enkele tienden van een millimeter breed zijn, zal de pomp volledig werken in de grenslaag van de stroming. Bovendien is de voorgaande theorie voornamelijk gebaseerd op industriële pompen, met grotere debieten en opvoerhoogtes en lagere viscositeiten van het fluïdum (μwater=10-3Pa.s; μbloed=3,75.10-3Pa.s). Dit zal er dus voor zorgen dat de grenslaageffecten een belangrijke rol spelen doorheen de pomp, waar bij industriële pompen totaal geen rekening moet mee gehouden worden omwille van het verwaarloosbaar effect. De grenslaagdikte kan berekend worden door [3]:

δx := x

Re

x

waarbij: Re := x

v bgem ν

ν :=

µ ρ

Als karakteristieke diameter wordt hierbij dus de gemiddelde hoogte van de schoepen genomen. De x voorkomend in de formule is de plaats van het meetpunt van de grenslaag. Voor de snelheid v wordt het gemiddelde van de relatieve snelheden genomen. Hiermee wordt de dikte van de grenslaag gegeven door: δx = 13.3 x

Men merkt dus op dat de grenslaag zeker niet te verwaarlozen is, in tegendeel zelfs, de gehele ruimte tussen de schoepen is grenslaag. Andere te verwachten problemen bij deze kleine radiaalpompjes zijn de mechanische problemen; de vermogenoverbrenging en de asafdichting, waar zich grote snelheidsgradiënten voordoen evenals tussen de draagschijf van de rotor en het pomphuis.

4.4 Speciale pompen Er kan ook gebruik gemaakt worden van speciale pompen voor het verpompen van het bloed. Tot deze groep behoren de miniatuur vibrerende bloedpomp (Vibrating Flow Blood Pump), een aangepaste vorm van de rollerpomp, de schroef van Archimedes, vrije inducers en de bladloze bloedpomp (Bladeless Blood Pump).

59

4.4.1 De miniatuur vibrerende bloedpomp De miniatuur vibrerende bloedpomp (MVBP) is ontwikkeld als een extracorporeel bloedpompje voor een externe shunt katheter. Het werkingsprincipe van de pomp is gebaseerd op de traagheid van het bloed en op resonantie. Een mechanisme (geen elektromagneet omwille van het gewicht) brengt een buisje aan het trillen. Op het uiteinde van dit buisje bevinden zich twee “jellyfish” kleppen. Door de vibratie van zowel het buisje als de kleppen, in tegenfase, ontstaat er een pompend effect. De trillingsfrequentie van het buisje met de kleppen is regelbaar van 10 tot 50Hz met een amplitude van 1 tot 8mm. Op onderstaande figuur is het werkingsprincipe zichtbaar.

Figuur 33: De miniatuur vibrerende bloedpomp

Op onderstaande figuren is een MVBP weergegeven evenals zijn pompkarakteristiek. Deze karakteristiek is opgemeten bij een frequentie van 50Hz en een trillingsamplitude van 1,5mm. Het totale gewicht van het pompje en motor bedraagt 90gr.

Figuur 34: De miniatuur vibrerende bloedpomp

Figuur 35: Druk debietkarakteristiek van de MVBP

60 De pompkarakteristiek geeft aan dat deze miniatuurpomp niet voldoende debiet en opvoerhoogte kan leveren. Een verhoging van de trillingsfrequentie is niet meer nuttig. De trillingsamplitude kan wel nog opgedreven worden. Een andere mogelijkheid is de opschaling van de pomp. Er bestaat een uitvoering van deze vibrerende pomp met een opvoerhoogte van 100mmHg aan een debiet van 8 liter/min. Deze opvoerhoogte blijft onvoldoende. Behalve het gebruik van een andere soort kleppen, worden geen specifieke problemen verwacht om met deze pomp een hogere opvoerhoogte te bereiken.

Figuur 36: De “Jellyfish” klep

De “jellyfish” kleppen, die momenteel in de MVBP gebruikt worden, zijn ontwikkeld als inplanteerbare hartklep. De optredende problemen uit de beginfase, scheuren in het membraan en verkalking van het membraan, werden opgelost door een vermindering van de spanning in het membraan en de ontwikkeling van een nieuwe steunring. De verwachte levensduur van de klep in vivo wordt momenteel geschat op 8,3 jaar. Ook in verband met trombose en hemolyse blijkt deze klep geen problemen op te leveren. Het grootste probleem van de miniatuur vibrerende bloedpomp is het werkingsprincipe dat steunt op trillingen. Deze trillingen zullen zeker door de patiënt gevoeld worden en zouden als storend ervaren kunnen worden. Andere mogelijke problemen zijn de vermoeiingsbelasting van het elastisch buisje bij hoge frequenties (compacter bij een zelfde debiet) en de overgang tussen de elastische buis en de kleppenhouder. Stromingsmechanisch gezien is een bruuske overgang een broedplaats voor wervels. De overgang tussen elastische buis en kleppenhouder zal zo glad mogelijk moeten gehouden worden. Deze plaats zou anders ideaal zijn voor het ontstaan van stolsels. Het gebruik van jellyfish kleppen lijkt geen probleem aangezien we veronderstellen dat de levensduur van een bloedpomp korter zal zijn dan de geschatte levensduur van de kleppen.

61

4.4.2 De aangepaste vorm van de rollerpomp [4] Met aangepaste vorm van de rollerpomp bedoelen we dat deze pomp zelf geen contact maakt met het bloed, maar dat het bloed door een bewegende afklemming van de bloedleiding wordt vooruit geduwd. In plaats van uit twee rollers, bestaat de aangepaste versie van de rollerpomp uit een draaiend wiel dat onder een constante hoek staat. Dit wiel loopt op een schijf die hierdoor een oscillerende beweging maakt en daardoor het bloed steeds voor zich uit duwt en het zo verpompt. De graad van hemolyse bij deze pomp is vergelijkbaar met deze van een gebruikelijke rollerpomp of centrifugaalpomp.

Figuur 37: Een aangepaste vorm van de rollerpomp

Op figuur 36 is een pomp gedimensioneerd voor hartondersteunende taken. De afmetingen zijn dus veel groter dan noodzakelijk voor onze doelstellingen. Door het gebruik van een ultrasone motor, is het mogelijk het toerental ongelimiteerd te variëren tussen 0 en 1000tpm zoals getoond in figuur 37. De diameter voor een pomp voor een draagbaar kunstniersysteem zou moeten beperkt worden tot 30mm. Veronderstellen we een bloedinhoud van 3ml (=3cm³) in plaats van 58ml, dan is er een toerental van 50tpm vereist. Dit is geen probleem voor een ultrasone motor [5].

62

Figuur 38: Snelheidsbereik ultrasone motor

Bij de aangepaste vorm van de rollerpomp is het gebruik van een ultrasone motor echter onmogelijk voor een draagbare toepassing. De motor en zijn aansturing vereisen, naast een DC spanning van 5V, ook nog een AC spanning van 110 VRMS (VRMS²=Vamp²/2) met een frequentie van 50Hz. Het gebruik van een elektromotor vereist een toerentalreductie van ongeveer 1/200. Deze toerentalreductie is niet ideaal, aangezien het de kans op falen van het systeem verhoogt.

4.4.3 De schroef van Archimedes. De schroef van Archimedes bestaat uit een één- of meerdradig spiraalvormige schroef die in een buis ronddraait. De prestatie van deze pomp is afhankelijk van de eigenschappen van de schroefdraad, het toerental van de schroef en de ruimte tussen rotorbladen en de buiswand. Factoren die belangrijk zijn bij de keuze van de schroefdraad zijn het aantal draden van de schroefdraad, de lengte van de schroefdraad, de hoogte van de schroefdraad en de vorm van het schroefdraadprofiel. Oorspronkelijk werkte deze pomp onder een hoek waarbij de buis met schroef slechts gedeeltelijk met het te transporteren fluïdum was gevuld. Enkel het fluïdum bevat tussen de

63 helicoïdale schroef en de buis werd verpompt. Recentere versies verpompen ook verticaal, zodat er ook kan verpompt worden zonder dat het fluïdum contact maakt met lucht.

Figuur 39: Schroef van Archimedes

Figuur 40: Schroefvorm van een Archimedesschroef

Als experimentele waarde voor het maximaal toegelaten toerental van een schroef van Archimedes geldt [6]: n [ rpm ] =

50 Dbuiten

( 2 /3 )

 1   ( 2 /3 )  m   .

Bij hogere toerentallen is de stroming te turbulent en is de pomp inefficiënt. Hieruit halen we dat het maximum haalbare toerental voor de motor, bij een diameter van 5mm slechts 1700tpm. Dit toerental is wederom te laag voor rechtstreekse koppeling tussen motor en pomp.

4.4.4 Vrije inducers Een inducer is een schroefvormige rotor die normaal voor de impeller (diagonale of centrifugale rotor) geplaatst wordt om de schoepbelasting te verminderen en om cavitatie in het centrifugale gedeelte te vermijden [2]. De inducer wordt dan ook gedimensioneerd naar het werkingspunt van de impeller.

64

Figuur 41: Impeller en inducer

Figuur 42: Inducer

Recent zijn ook inducers zonder koppeling met een impeller gebruikt als bloedpomp. Voorbeelden zijn: Micromed DeBakey VAD, Impella, hemopomp, jarvic 2000. Bij deze pompen is het onderscheid moeilijk te maken tussen axiale pompen en inducers.

Figuur 43: Micromed DeBakey VAD

Figuur 44: Impella

Gemiddeld verpompen deze pompen enkele liters per minuut terwijl ze slechts een opvoerhoogte hebben van een 100mmHg. Om het debiet te verminderen en de opvoerhoogte te behouden, kan men de diameter van rotor verminderen en zijn lengte vergroten. Een tweede methode is het opvoeren van het aantal polen in de rotor. De diameter van een Impella pomp bedraagt uitwendig 6,4mm zodat een reductie, uit sterkte overwegingen, bijna onmogelijk is. Een reductie van het toerental door het vermeerderen van het aantal polen, ingebouwd in de pomprotor, veroorzaakt dan weer een stijging van de rotordiameter, zodat we tegenstrijdige oplossingen bekomen voor het herschalen van deze pompen.

65

4.4.5 De bladloze bloedpomp De bladloze bloedpomp is ontwikkeld als een linker ventrikel assisterende pomp [6]. Deze pomp is in staat tot één liter per minuut te verpompen. Deze pomp is opgebouwd uit een vlakke as die in een cilinder, voorzien van helicoïtale groeven, roteert. De draaiende as neemt het viskeuze bloed mee, terwijl de groeven voor de transportrichting zorgen. Het werkingsprincipe van deze pomp steunt dus enkel op de viscositeit en de inertie van het te verpompen fluïdum.

Figuur 45: De bladloze bloedpomp

4.4.6 Besluiten in verband met de speciale pompen In het algemeen kan men stellen dat de speciale bloedpompen die momenteel ontwikkeld zijn, een te groot debiet hebben in verhouding tot hun opvoerhoogte om een gewenste herschaling toe te laten. Bovendien wordt het toerental van de herschaalbare bloedpompen meestal zo laag dat ofwel de aandrijfmotor te groot wordt (verhoging van het aantal polen in de rotor) ofwel dat er een reductiemethode vereist is die de faalkans verhoogt. Twee speciale bloedpompen die perspectieven bieden zijn de miniatuur vibrerende bloedpomp en de bladloze bloedpomp. De bladloze bloedpomp krijgt hierbij de voorkeur wegens de afwezigheid van kleppen en van trillingen.

66

4.5 Keuze van de bloedpomp De bladloze bloedpomp is de eerste keuze. Dit is wegens de eenvoud van constructie en dus ook productie, het beperkt volume en het kleine contactoppervlak met het bloed. Verder kan de pomp op een gemakkelijke manier ingebouwd worden in een motor waarbij de permanente magneten van de motorrotor zich in de pomprotor kunnen bevinden. De lagering van deze pomprotor kan door de beperkte grootte en het geringe gewicht gemakkelijk magnetisch en hydrodynamisch radiaal gelagerd worden. Als tweede keuze wordt er geopteerd voor een modificatie van de MVBP. Het debiet vormt geen probleem. Het leveren van de benodigde opvoerhoogte daarentegen zal enige modificaties vereisen. Als derde en laatste keuze voor de bloedpomp kiezen we een radiale turbopomp.

67 Referenties bij hoofdstuk 4: [1] [2] [3] [4] [5] [6]

Zuigermachines, R. Sierens Turbomachines, E. Dick Warmteoverdracht, P. Vandevelde Ultrasonic motor dynamic analysis and characterization http://wwwbmc.es.hokudai.ac.jp/~naiki/vpfp_eg.html The turn of the screw: Optimal design of an Archimedes screw, Chris Rorres http://www.mcs.drexel.edu/~crorres/screw/screw.pdf http://seasons.caltech.edu/iwaniec/current.html

68

Hoofdstuk 5: De bladloze bloedpomp. 5.1 Algemeen Het globale idee achter de bladloze bloedpomp is het combineren van de pomp en de aandrijving in één geheel [1]. Dit heeft twee belangrijke gevolgen. Eerst en vooral is er slechts één stator of huis, wat aanleiding geeft tot gewichtsbesparing. Bovendien verdwijnen de problemen in verband met de mechanische vermogensoverbrenging tussen pomp en motor omdat dit nu elektromagnetisch gebeurt. De belangrijkste methode van lagering van de rotor in de stator is de hydrodynamische radiaal lagerwerking van de rotor. Deze zorgt voor een terugwerkende kracht ten gevolge van een eventuele excentriciteit van de rotor in de stator. Een bijkomende elektromagnetische lagering is eveneens mogelijk [2]. Ten opzichte van de in paragraaf 4.4.5 besproken pomp, proberen we een uitvoering uit van de pomp waarbij de gleuven zich bevinden in de rotor in plaats van de stator. Deze keuze zal de reiniging van de pomp vereenvoudigen.

Figuur 46: Rotor waarvan we de dimensies trachten te bepalen

5.2 Keuze aandrijving Het gebruik van een DC motor als aandrijving in deze toepassing is om twee redenen uitgesloten. Ten eerste maakt een DC motor gebruik van een slijtende koolstofring als wrijvingscontact tussen rotor en elektrische voeding. Ten tweede is een elektrische voeding

69 nodig in de rotor waardoor de magneten kunnen ompolen. Als aandrijving wordt een borstelloze DC motor gekozen, met natte rotor, inwendige elektronica en zonder frame. Een borstelloze DC motor is in feite niets anders dan een AC motor zonder borstels, maar met een andere aansturing. Bij een AC motor wordt de commutatie gestuurd volgens een sinusvormig patroon terwijl de commutatie bij een borstelloze DC motor via een trapeziumvormig patroon gebeurt [3]. Een natte rotor wijst op het optreden van fluïdum tussen de stator en rotor. De inwendige plaatsing van de elektronica zorgt ervoor dat er geen extra aansturing vereist is voor de commutatie. Dit bevordert natuurlijk de compactheid van het geheel. Er blijft wel een aansturing voor deze elektronica nodig (een pulsbron voor het aan- en uitschakelen van het commutatie-element). De afwezigheid van een frame wijst op de afwezigheid van lagers, afdichtingen, koppelingen en dergelijke. Er zijn twee belangrijke redenen voor de keuze van een borstelloze DC-motor. Bij het gebruik van een sleepring en borstels, nodig voor de verandering van het magnetisch veld in de rotor van de DC motor, kan slijtage optreden en bijgevolg is contaminatie van het bloed mogelijk. De borstels bestaan immers uit een mengsel van grafiet en koper. Een tweede reden is het veel betere rendement van een AC motor ten opzichte van een DC motor. Hierbij moet wel in acht worden genomen dat de omschakeling van DC spanning naar AC spanning een rendement van slechts 40% heeft.

Figuur 47: De 1.4” borstelloze DC motor van Koford

Dergelijke borstelloze motoren worden onder andere gebruikt als vijverpompen en zijn ook al ontwikkeld voor medische doeleinden. Een mogelijke fabrikant is de firma Koford [4]. Het

70 kleinste momenteel beschikbaar model is een motor met een rotordiameter van ongeveer 18mm een maximaal toerental van 12210tpm en een maximaal koppel van ongeveer 0,007Nm. Toch is deze motor niet ideaal door de bruuske overgang bij de intrede van de motor. Bovendien is de motordiameter bijna 40mm. De grootte van de diameter is geen onoverkomelijk probleem, maar reductie zal toch nog een enorme technische inspanning vragen aangezien dan ook de diameter van de rotor zal moeten dalen en het geleverde koppel kwadratisch daalt met afnemende rotordiameter. Om het koppel toch te kunnen bewaren zal het gebruik van andere magnetische materialen nodig zijn of zal de rotor verlengd moeten worden.

5.3 Werkingsprincipe van de bladloze bloedpomp. 5.3.1 De Parameters Bij de bladloze bloedpomp zijn er drie belangrijke grootheden: het debiet, de opvoerhoogte en de graad van hemolyse. Deze drie grootheden hangen af van verscheidene reeksen parameters. Een eerste reeks parameters heeft betrekking op de eigenschappen van de motor. Deze bepaalt rechtstreeks het toerental van de rotor aangezien we zonder toerentalreductie willen werken. Het maximale koppel en een aantal begrenzende waarden, zoals een minimale diameter en lengte van de rotor en een maximale speling tussen rotor en stator, liggen vast door de keuze van de motor. Een tweede reeks parameters staat in verband met de rotor van het pompgedeelte, namelijk de lengte en straal van de rotor en de speling tussen stator en rotor. Een derde reeks parameters zijn de kenmerken van de groeven in de rotor. De groeven worden gekarakteriseerd door hun profiel en aantal, de breedte en diepte van de groef en door hetzij de spoed van de groef, hetzij de hoek die de groef maakt met het vlak loodrecht op de rotatieas. Als basisprofiel word er gekozen voor een rechthoekig. Een vierde en laatste reeks parameters zijn de bloedparameters. Deze parameters zijn; het hematocriet gehalte (tussen 37 en 49%), de vloeigrens (tussen 20 en 0,3mPa.s) en de M.C.H.C. (tussen 32 en 35g/dl). Aangezien de pomp universeel moet zijn voor alle patiënten mogen de prestaties van de pomp niet of zeer beperkt afhankelijk zijn van de schommelingen van de bloedeigenschappen. De bloedparameters oefenen enkel invloed uit op de graad van hemolyse en de viscositeit.

71 5.3.1.1 De invloed van de bloedparameters Uit het in paragraaf 3.5.4 beschreven viscositeitsmodel halen we dat de waarde van het hematocriet gehalte de enige van de bloedparameter is die invloed heeft op de viscositeit. In figuur 48 wordt de invloed van het hematocriet gehalte op de viscositeit weergegeven. De viscositeit is eveneens een functie van de afschuifsnelheid. Men merkt een beperkte invloed van het hematocriet gehalte op. Voor de overige berekeningen en simulaties nemen we een constante waarde van 3,5mPa.s aan voor de bloedviscositeit.

Figuur 48: Verband tussen het hematocriet gehalte, de afschuifsnelheid en de viscositeit.

Alle bloedparameters hebben wel een invloed op de hemolyse index zoals wordt weergegevn in figuur 49. Toch merkt men op dat deze invloed zeer beperkt is.

72

Figuur 49: Verband tussen de bloedparameters en de hemolyse index

5.3.2 Werkingsprincipe Om de werking van de pomp weer te geven, bekijken we in een eerste fase de stroming in een vlak in en rond een gleuf. We doen dit in een doorsnede evenwijdig met de rotatieas van de pomp. Wanneer we een vast stuk van de statorwand beschouwen en kijken wat er gebeurt aan de rotor, merken we twee fasen op. In een eerste fase is er geen gleuf en bewegen zich twee platen over elkaar. In een tweede fase beweegt de gleuf over het beschouwde stuk statorwand.

5.3.2.1 Twee vlakke wanden Afhankelijk van de randcondities, hetzij een bewegende wand zonder drukgradiënt hetzij niet bewegende wanden met drukgradiënt, krijgen we respectievelijk een Couette- of een Poiseuille-stroming. Beide stromingsprofielen worden weergegeven in figuren 50 en 51. Bij de Couette-stroming krijgt men een rechtlijnig verloop van de snelheid, terwijl de Poiseuillestroming een parabolisch snelheidsverloop vertoont.

73

Figuur 50: Snelheidsprofiel van een Couette-stroming, waarbij de bovenste wand beweegt.

Figuur 51: Poiseuille-stroming met een drukgradiënt van 100Pa.

74 Een combinatie van zowel een drukgradiënt als een bewegende wand geeft, afhankelijk van de werkingsrichting van beiden, resulteert in een sommatie van beide snelheidsprofielen. Zoals te zien is in figuren 52 en 53.

Figuur 52: Bewegende plaat met meewerkende drukgradiënt.

Figuur 53: Bewegende plaat met tegenwerkende drukgradiënt.

75 5.3.2.2 Eén vlakke wand en één wand met een gleuf (tweedimensionaal) Wanneer er zich nu een gleuf bevindt in een van de twee wanden verkrijgt men volgend snelheidsprofiel.

Figuur 54: Snelheidsprofiel tussen twee bewegende wanden met een gleuf in één wand

Men merkt dat er in de gleuf een wervel ontstaat. Deze wervel is te verklaren door de viskeuze eigenschappen van het fluïdum in de gleuf. Het fluïdum in de nauwe spleet dat in de nabijheid van de wand beweegt, wordt vertraagd door de aanwezigheid van de wand. Wanneer deze wand nu wegvalt aan de gleuf is er enkel het aangrenzende fluïdum in de gleuf dat afremt. Als reactie begint dit fluïdum in de gleuf ook zelf te bewegen. Hierdoor wordt dit fluïdum meegesleurd tot aan de andere zijde van de gleuf. Omdat alle fluïdum doorheen de nauwe gleuf wil, door zijn hoge horizontale snelheid, ontstaat aan de ingang van de smalle gleuf een hoge druk zone. Door deze hoge drukzone kan niet alle fluïdum doorheen de smalle gleuf en wordt het fluïdum dieper in de gleuf afgebogen. Als we nu in deze gleuf de drukverdeling bekijken, merken we op dat er zich een zone met hoge druk en twee zones met lage druk hebben gevormd. De oorzaak van de hoge drukzone werd hierboven al verklaard. De lage drukzone aan het begin van de gleuf is te verklaren doordat de wervel het fluïdum als het ware opzuigt uit de nauwe opening. In het centrum van de wervel merken we ook de aanwezigheid van een lage drukzone op. Deze is nodig voor de afbuiging van de wervel.

76

Figuur 55: De drukverdeling in een gleuf.

Als we nu de invloed bekijken van de gleufparameters (de breedte, de diepte en de grootte van de speling tussen de twee wanden) en de invloed van de snelheid van de wand, dan kan men, zoals blijkt uit figuren 56, 58 en 60, besluiten dat enkel de speling tussen de twee wanden en de snelheid van de wand een belangrijke rol spelen in de grootte van het drukverschil tussen beide zijden van de gleuf. Telkens wordt ook het snelheidsprofiel gegeven in de gleuf.

Figuur 56: Druk in de gleuf bij verdubbeling van de breedte

77

Figuur 57: Snelheidsprofiel in een gleuf met dubbele breedte

Figuur 58: Drukverdeling in een gleuf met halve diepte

78

Figuur 59: Snelheidsprofiel in een gleuf met halve diepte

Figuur 60: Drukverdeling in een gleuf met dubbele speling tussen de wanden

79

Figuur 61: Snelheidsverdeling in een gleuf met dubbele speling tussen de wanden

De invloed van het profiel van de gleuf is daarentegen wel degelijk van belang zoals in figuren 62 en 63 wordt weergegeven. Als men overgaat op een driehoekig profiel in plaats van een rechthoekig profiel krijgt men al zeer snel een stijging van de drukgradiënt met 33%.

Figuur 62: Drukverdeling in een driehoekige gleuf

80

Figuur 63: Snelheidsverdeling in een driehoekige gleuf

Figuur 64: Drukverdeling in een driehoekvormige gleuf (andere richting)

81

Figuur 65: Snelheidsverdeling in een driehoekige gleuf (andere richting)

5.3.2.3 Eén vlakke wand en één wand met een gleuf (driedimensionaal)

Figuur 66: Ontstaan van debiet in een gleuf.

82 Wanneer we nu rekening houden met het feit dat de gleuven schuin staan ten opzichte van een vlak loodrecht op de rotatieas, dan ontstaat er loodrecht op de wanden een drukgradiënt. Geprojecteerd volgens de rotatieas geeft dit een netto resulterende drukgradiënt. Er kan dus, afhankelijk van het drukverschil over de pomp, een debiet geleverd worden. Het ontstaan van de drukgradiënt in de richting van de rotatieas wordt weergegeven in figuur. We merken op dat er een lekdebiet nodig is om een drukgradiënt in de gewenste richting te hebben.

5.3.2.4 Drie dimensionaal Wanneer we deze gleuven aanbrengen op een as moet men ook nog rekening houden met de Coriolis- en de centrifugaalkrachten. Deze krachten worden respectievelijk per eenheid van massa gegeven door:

co = −2Ω × w c f = Ω2 r . De totale interactie van al de optredende stromingen en krachten is niet te voorspellen, daarom simuleren we in hoofdstuk zes een mogelijke rotor en bekijken we of deze voldoet aan de gestelde eisen..

5.4 De lagering van de rotor in de stator De radiale lagering van de rotor in de stator gebeurt op twee manieren. De eerste manier is elektromagnetisch. De tweede manier is gebaseerd op de werking van het hydrodynamisch radiaal lager. Wanneer een as ronddraait in een nauw aansluitende opening waarin zich een vloeistof bevindt, zal er, wanneer de as zich uit het centrum van de opening begeeft, een kracht ontstaan die de as terug naar het centrum duwt. De grootte van deze kracht kan berekend worden met behulp van de theorie van het hydrodynamisch radiaal lager. Met behulp van de volgende afgeleide formules uit de cursus machineonderdelen [5] kan de grootte van deze kracht eenvoudig berekend worden. 1   2 2  

Wr := ( Wx + Wz ) 2

83 Deze werkt in onder een hoek: Wx  Φ := arctan   Wz 

In deze formules zijn: Wx =

π µ Ω r b3 ε 4 c2 ( 1 − ε2 )

Wz =

( 2 /3 )

π µ Ω r b3 ε 2 c2 ( 1 − ε2 )

2

De waarden van de grootheden kunnen eenvoudig bepaald worden met behulp van figuur 67 en onderstaande formules. Q Ωrbc e := ε c

ε :=

Figuur 69: Het hydrodynamisch radiaal lager.

84 Toch is enige voorzichtigheid vereist bij het bepalen van Q. In onze berekeningen van het debiet wordt er enkel rekening gehouden met het verwachtte debiet in de gleuven en wordt het debiet in de spleet verwaarloosd. Als we veronderstellen dat het debiet in de gleuf 10% is van het verwachte debiet verkrijgen we als resultaat bij de ideale rotor respectievelijk bij de maakbare rotor: Wr = 1,4N Ψ = 87,40° en Wr = 1,4N Ψ = 87,51° Als de viscositeit van bloed gelijkgesteld is aan 0,0035Pa.s, is de verwachtte excentriciteit ongeveer 1μm. Men merkt dus op dat deze lagering een behoorlijke kracht kan opnemen en dit zonder het bloed extra te belasten of te beschadigen.

85 Referenties bij hoofdstuk 5: [1] [2]

[3] [4] [5]

http://www.fosmiltech.com/pages/minicath.html The bearingless centrifugal pump - A perfect example of a mechatronics system, Reto Schöb, Natale Barletta, Jürgen Hahn http://www.levitronix.com/Documents/TechnicalPapers/1st_IFACConference_on_Mechatronic_Systems.pdf http://www.koford.com/acdc.pdf http://www.koford.com/36pump.pdf Machineonderdelen, P. De Beats

86

Hoofdstuk 6: Numerieke simulatie 6.1 Algemeen In dit hoofdstuk wordt mogelijk pomprotor gesimuleerd. Voor deze simulatie werd de pomp in Solidworks getekend en geëxporteerd naar Gambit. Na het opleggen van het driedimensioneel raster in Gambit wordt de stroming doorheen de pomp gesimuleerd in Fluent. Uit deze simulaties wordt een schatting gemaakt van de druk-debiet karakteristiek en wordt de hemolysegraad bekeken. Als pomprotor wordt een rotor met lengte 4cm en diameter 7mm gebruikt waarin zich drie gleuven bevinden. Deze gleuven zijn 0,5mm diep en 0,7mm breed. Ten opzichte van een vlak loodrecht op de rotatie as maken deze gleuven een hoek van 50°. De uiteinden van de rotor hebben een convergerend deel om de optredende drukgradiënten te beperken. De speling tussen de stator en de rotor bedraagt 0.1mm.

6.2 Het aanbrengen van de rooster Door de complexe geometrie van het bloedvolume in de pomp, is het geen sinecure om op dit volume een bruikbaar raster op te leggen. Omwille van de grote verhouding van de lengte van de pomp ten opzichte van de dikte van de bloedfilm tussen stator en rotor, is een eenvoudige grid niet mogelijk. De oorzaak is het beperkt aantal beschikbare elementen per volume. Hierdoor is het opsplitsen van het volume noodzakelijk.

Figuur 68: Een eerste splitsing van het bloedvolume

87

Een eerste opsplitsing van het volume vindt plaats in de lengte. Het divergerende en het convergerende deel van de rotor, samen met de in- en de uitlaat van de pomp wordt afgesplitst van het middengedeelte van de rotor. Vervolgens worden de in- en de uitlaat gescheiden van het divergerende, respectievelijk convergerende deel. Om het totaal aantal elementen te beperken in het middengedeelte van de rotor moet er kunnen gebruik gemaakt worden van een vierhoekig rooster, dat doorheen het volume in de lengte op dwarsvlakken kan geprojecteerd worden. Hiervoor is het noodzakelijk dat op de gemeenschappelijke vlakken van de delen met variabele straal en het middenstuk, een vierhoekig rooster aangebracht wordt. Om bij het simuleren een goed beeld te krijgen van de toestand in de film tussen stator en rotor, is het aan te raden minimaal vijf knopen tussen de beide wanden te leggen. Aangezien deze verdeling veel te fijn is voor de gleuven, wordt het middengedeelte opgesplitst in twee delen: de gleuven en de film. Aangezien bij het opleggen van een raster op een gleuf de roosters op de gemeenschappelijke vlakken worden overgenomen, is het noodzakelijk dat de film rond de rotor volgens hetzelfde patroon van de gleuven verdeeld wordt. Het middengedeelte is nu opgesplitst in negen delen: drie gleuven, een stuk film boven elke gleuf en de drie stukken film tussen de gleuven.

Figuur 69: De splitsing van het convergerende en het divergerende deel.

Om het rooster in de delen met veranderlijke straal, gemakkelijker te transformeren naar een vierhoekig rooster op het gemeenschappelijk vlak met het middenstuk, worden deze delen zo gesplitst, dat de gleuven nog net niet samenkomen. Het volume waar de gleuven samenkomen wordt in één stuk gehouden, terwijl bij het andere volume, de gleuven van de film worden

88 gesplitst en de film wordt verdeeld volgens het profiel van de gleuven. Op deze manier worden het convergerende en het divergerende stuk elk opgesplitst in tien onderdelen. Het raster wordt eerst aangelegd in de meest complexe delen van het fluïdum, in dit geval in het volume waar de gleuven samenkomen. Zoals reeds hoger vermeld, zijn er in de film vijf knopen tussen beide wanden noodzakelijk. Dit bepaalt hoe ver de punten in het raster uit elkaar mogen liggen. Wegens de complexe geometrie is het niet mogelijk een balkvormig raster hier te gebruiken. Een raster bestaande uit tetraëders is vereist. Door het gebruik van tetraëders moet de aspect ratio van de roostervlakken beperkt blijven. Dit legt een tweede voorwaarde op aan het rooster tussen het middenstuk en de gedeelten met variabele straal. Om het aantal volumes van het raster in dit volume toch te beperken zijn er op de buitenwanden randvoorwaarden opgelegd. Op de buitenrand met de grootste straal is het aantal punten bepaald door de beperking van de aspect ratio. Op de buitenrand met kleinste straal wordt een vijf keer zo groot interval tussen de roosterpunten opgelegd. In de richting en zin van de uiteinden van de rotor, wordt er een rij punten opgelegd waarbij de afstand tussen de roosterpunten steeds vergroot. Na het opleggen van het rooster aan het buitenoppervlak wordt het raster in het volume opgelegd. Het raster in het volume van de in- en uitlaat wordt bekomen door het rooster overgenomen van het gemeenschappelijk vlak met het vorige volume, te projecteren volgens de rotatie as. In de langsrichting wordt er opnieuw gebruik gemaakt van de variabele afstand tussen de roosterpunten om het aantal volumes in het raster te beperken. Het opleggen van dit raster maakt gebruik van het Cooper algoritme. Om het raster in de film en de gleuven van het convergerende en het divergerende deel op te leggen, wordt langs de ene zijde het rooster overgenomen van het volume waar de gleuven samenkomen, en langs de andere zijde wordt een rechthoekig rooster opgelegd met beperkte aspect ratio. Het raster bestaat eveneens uit tetraëders. Door het grote aantal roosterpunten in de breedte van het middenstuk en het beperkt aantal in de lengte, is het niet mogelijk een mooi rooster te bekomen door torsie. Een mogelijke oplossing van dit probleem is het opdelen van de negen volumes van het middenstuk in elk nog eens drie delen. Een mooi rooster kan dan worden opgelegd en de volumes in het midden kunnen worden opgevuld met balkvormige lichamen. Het fluïdum wordt op deze manier opgedeeld in 49 deelvolumes. In het totaal worden er op het volume 1 354 138 roosterpunten opgelegd en wordt het volume opgedeeld in 4 906 835 cellen.

89

Figuur 70: De volumes die moeten worden voorzien van een rooster.

6.3 Het getal van Reynolds Het getal van Reynolds bepaalt het gedrag van de stroming doorheen de pomp. Het is zeer belangrijk voor de juistheid van de simulatie dat het gedrag van de stroming gekend is. Een veel gebruikte definitie van het getal van Reynolds is [1]: ℜe =

UR ν

Hierbij is U de gemiddelde stroomsnelheid, ν de kinematische viscositeitscoëfficiënt (ν=μ/ρ) en R de hydraulische straal, gedefinieerd als: R=

nat oppervlak natte omtrek

ℜe =

Qρ natte omtrek µ

zodat:

90 Het gedrag van een stroming is laminair als het getal van Reynolds kleiner is dan 500, turbulent als het getal van Reynolds groter is dan 1000. Is het getal van Reynolds een waarde tussen deze grenzen, dan is de stroming afhankelijk van de voorgeschiedenis. Voor de te simuleren pomp wordt dit: ℜe =

Hierin zijn:

Qbloed

=146ml/min,

ρbloed

=1050kg/m³,

Qbloed ρbloed µbloed ( 2 π ( 2 r + s ) + 6 d )

µbloed

=3,5mPa.s, r=3,5mm, s=0,1mm, d=0,5mm.

Met deze waarden wordt het getal van Reynolds 15,3. De stroming doorheen de pomp is dus laminair.

6.4 Het doel van de simulaties Het doel van de simulatie is drievoudig: •

Eerst en vooral wordt gekeken of de pomp het gevraagde debiet kan leveren.

•

Als tweede punt worden de voornaamste grootheden doorheen de pomp bekeken. In dit geval zijn dit de druk- en snelheidsverdelingen doorheen de pomp en in de gleuven en de optredende afschuifsnelheden.

•

Tenslotte wordt er een druk-debiet karakteristiek van de pomp opgesteld.

Tijdens deze simulaties wordt de verandering van de viscositeit door de invloed van de schuifsnelheden verwaarloosd.

91 6.5 Simulaties 6.5.1 Eerste simulatie

Figuur 71: Het drukverloop doorheen de pomp bij Q=15ml/min en n=15000rpm

Op figuur 71 ziet men een doorsnede van de rotor met een vlak dat de rotatie-as bevat en een vak rakend aan de rotor (inwendige figuur). Men merkt op dat de pomp de gewenste opvoerhoogte (20000Pa) niet kan leveren. De bereikte opvoerhoogte bedraagt ongeveer 5000Pa. Zoals duidelijk te zien is verloopt de drukopbouw doorheen de pomp ook relatief lineair, er treden dus – met uitzondering van de buurt van de gleuven - geen drukconcentraties op. Zoals te merken in figuren 72 en 73 is er - rekening houdend met de schaalverdeling - een uniforme verdeling van de druk over het oppervlak aan de uiteinden van de rotor. Het in figuur 74 getoonde uniforme profiel van het drukverloop aan de inlaat van de rotor is te verklaren door de randvoorwaarde opgelegd aan Fluent. Hierbij komt nog dat men bij de simulatie aan de ingang van de pomp beschikt over een uniforme aanstroming, terwijl dit in werkelijkheid, onder andere door wrijving, zeker en vast niet het geval is.

92

Figuur 72: Drukverloop aan de top van de rotor aan de inlaatzijde

In figuur 73 merkt men wel een beperkte invloed (schaalverdeling!) van de gleuven aan de uitlaat van de rotor.

Figuur 73: Drukverloop aan de top van de rotor aan de uitlaatzijde

93 Men merkt op in figuren 74 en 75 dat de druk in het fluïdum in de nauwe ruimte tussen de stator en de rotor verandert.

Figuur 74: Drukverloop in het midden van het divergerende deel dwars op de rotatieas

Figuur 75: Drukverloop in het midden van de rotor

94

Zoals men op figuren 74 en 75 kan zien is de rechthoekige vorm van de gleuf nog voor verbetering vatbaar. Een mogelijke verbetering zou kunnen zijn het elimineren van één flank van de gleuf, zoals weergegeven in figuur 76 en al aangetoond in paragraaf 5.3.2.2.

Figuur 76: Mogelijke verbetering van het profiel van de rotor

Figuur 77: Detail van de drukverloop loodrecht op de rotatie as

95

Figuur 78: Detail van de druk in een gleuf

De drukverandering in de lengte in het convergerende deel wordt weergegeven in figuur 79. De drukstijging verloopt er ongeveer lineair, wat om de beschadiging van het bloed te beperken, de best mogelijke manier is.

Figuur 79: De drukverandering in het divergerende deel van de rotor

96 Buiten drukvariaties zijn ook snelheidsgradiënten zeer belangrijk bij de hemolyse van bloed. De hoogste snelheden treden zoals verwacht op in de nauwe zone tussen de rotor en de stator.

Figuur 80: Snelheidsprofiel doorheen de pomp

Evenals bij de figuren van de druk in de pomp merkt men op in de detailfiguur van de gleuf (figuur 81) dat de rechthoekige vorm van de gleuf nog verbeterd moet worden. De snelheden zouden zo uniform mogelijk moeten verdeeld zijn in de gleuf.

Figuur 81: Snelheidsprofiel in de gleuf in een vlak loodrecht op de rotatie as

97

Figuur 82: Het snelheidsprofiel van de axiale snelheid.

Het snelheidsbeeld aan de uitlaat bestaat uit drie delen, een axiaal, een radiaal en een tangentieel deel.

Figuur 83: Profiel van de axiale snelheid aan de uitlaat

98 Het profiel van de axiale uitlaatsnelheid wordt bepaald door het debiet (v = Q/Auitlaat), de wrijving aan de wand van de stator en de energetische stroming aan de buitenzijde. Hierdoor krijgt men, in tegenstelling tot een parabool met de Poiseuillestroming, een dubbele parabool met in het midden een terugstroming van het fluïdum, zoals te zien is in figuren 82 en 83.

De energetische stroming aan de buitenzijde van de uitlaat, vloeit voort uit de tangentiële snelheid van het fluïdum als het uit de rotor treedt. Dit kan men zien in figuur 83. Ten gevolge van de tangentiële snelheid treden grotere centrifugaalkrachten op. Deze zorgen op hun beurt voor een hogere radiale snelheid. Het radiaal snelheidsprofiel wordt weergegeven in figuur 84. Het verband tussen de centrifugaalkracht en de tangentiële snelheid wordt weergegeven door onderstaande formule: Fc =

Ω2 r m 2

Figuur 84: Het tangentieel snelheidsprofiel in de uitlaat.

99

Figuur 85: Het radiaal snelheidsverloop in de uitlaat

Het resultaat is een sterk niet-homogene stroming aan de uitlaat. Dit is een goede zaak. De niet-uniforme uitstroming heeft twee belangrijke voordelen. 1. Er treed nergens stagnatie op. Hierdoor is er een kleinere kans op trombosevorming in de pomp. 2. Indien de kunstnier onmiddellijk na de bloedpomp geschakeld wordt, kan deze niet homogene stroming een goede spoeling in de kunstnier teweeg brengen, wat eveneens de kans op trombosevorming vermindert.

Figuur 84 geeft een globaal beeld van de schuifsnelheid in de pomp. Men merkt op dat de waarden van de schuifsnelheden in de pomp beperkt blijven. Uit figuren 86, 87 en 88 blijkt dat er, zoals al vermeld, nog moet gesleuteld worden aan het rechthoekig profiel van de gleuf. De gemiddelde schuifsnelheid in de pomp bedraagt 19000/s. Omgerekend met de formules uit paragraaf 5.3.2.3, geeft dit een hemolyse index van ongeveer 100; met andere woorden een lage hemolyse graad.

100

Figuur 86: Globaal beeld van de schuifsnelheden in de pomp

Figuur 87: Detail van de bovenzijde van een gleuf

101

Figuur 88: Detail van de schuifsnelheden in een gleuf

6.5.2 Opstellen van de drukdebietskarakteristiek Met behulp van vier simulaties kunnen we nu een benadering van de druk-debiet karakteristiek schetsen. Hiertoe tekenen we door de vier berekende punten een kromme van de tweede graad.

50 40

20 10

59

57

55

53

51

49

47

45

43

41

39

37

35

33

31

29

27

25

23

21

19

-10

17

0

15

Druk [mmHg]

30

-20 -30 -40 Debiet [m l/m in]

Druk-Debiet karakteristiek

Lineaire benadering van de karakteristiek

Figuur 89: Druk-debiet karakteristiek van de pomp

102 De karakteristiek lijkt in het beschouwde gebied bijna een lineair verband te hebben. De karakteristiek wordt kwadratisch benaderd door: ∆p = −0,0058 ⋅ Q é − 1,3405 ⋅ Q + 39,549

De kleine kwadratische term kan zonder grote fout verwaarloosd worden ten opzichte van de lineaire. Alle werkingspunten in het werkingsgebied van de pomp zijn stabiele werkingspunten. Een stijging van de weerstand zal immers een stijging van de druk vereisen en zal dus een vermindering van het debiet veroorzaken. De lineaire vorm van de curve is te verklaren omdat de druk-debiet karakteristiek van een turbopomp, zonder rekening te houden met de verliezen, lineair is. Nu zijn, omwille van de laminaire stroming, de verliezen ook lineair, zodat de totale karakteristiek lineair is.

6.5.3 Het verband tussen het debiet en het overgebracht vermogen Het verband tussen het overgebracht vermogen en het debiet wordt weergegeven in de volgende figuur.

2

59

57

55

53

51

49

47

45

43

41

39

37

35

33

31

29

27

25

23

21

19

17

0

15

Geleverd vermogen [mW]

1

-1

-2

-3

-4

-5 Debie [m l/m in]

Geleverd vermogen

Kwadratische benadering van het geleverd vermogen

Figuur 90: Het overgebracht vermogen in functie van het debiet

103 Uit figuur 90 blijkt dat het overgebracht vermogen zeer sterk beïnvloed wordt door het debiet. Men merkt op dat de figuur bij een bepaald debiet (21ml/min) een maximum vertoont. Als optimalisatie kan men proberen deze kromme te verplaatsen zodat het werkingspunt op of zo dicht mogelijk bij dit maximum ligt. Het belang van het verleggen van de curven zodat het maximum van de curve samenvalt met het werkingspunt wordt hier dan ook weer benadrukt.

104 Referenties bij hoofdstuk 6: [1]

Stromingsleer 1, P. verdonck

105

Deel 3. Conclusies Hoofdstuk zeven bestaat uit twee delen. Een eerste deel beschrijft de conclusies van de globale draagbare kunstnier. Het tweede deel beschrijft de conclusies specifiek voor de bloedpomp.

106

Hoofdstuk 7: Conclusies 7.1 Algemene conclusies Het bloedcircuit van de draagbare kunstnier blijkt haalbaar. Toch zijn enkele factoren zeer belangrijk en vergen deze meer onderzoek of alternatieven. Volgende factoren vereisen meer onderzoek: •

De toegang tot het lichaam;

•

Veiligheidsapparatuur op het systeem;

•

Bewaking van het systeem;

•

Sturing van het systeem.

Voor de toegang tot het lichaam wordt momenteel vooral aan de katheter gedacht. Nochtans bezit deze nog verschillende negatieve kenmerken. Vooral de hygiëne is een probleem. Een betere oplossing zou meer in de richting van de “button” gezocht kunnen worden, zodat de bloed toe- en afvoer via een eenvoudig mechanisme aan- of afgekoppeld kan worden. Aangezien bij een draagbaar apparaat het gewicht beperkt moet blijven, zal ook het gewicht van de veiligheids- en bewakingsapparatuur beperkt moeten blijven. Bovendien vereist deze apparatuur energie, ofwel rechtstreeks (bijvoorbeeld elektrisch gevoed), ofwel onrechtstreeks door een drukval van het bloed over het apparaat wat de pomp belast. Deze factoren zorgen ervoor dat de benodigde veiligheden en bewaking tot een minimum worden gereduceerd en dit ook door een ontwerp naar minimaal risico voor bepaalde gevaren. Zo zal misschien de werking van een luchtdetector kunnen gelimiteerd worden, zodat deze enkel werkt bij opstart van het circuit. De bloedfilter lijkt met behulp van deze bloedpomp een overbodige zaak. Uiteraard blijft een globaal sturingsysteem noodzakelijk. Ook dit moet gericht ontworpen worden. Er is niet alleen het comfort en de mobiliteit van de patiënt die bepalend zijn, het zijn beschermingen ten opzichte van de omgevende atmosfeer en visa versa dat belangrijk zijn. Bijvoorbeeld moet het dragen van een draagbaar kunstniersysteem onschadelijk of niet storend zijn voor de ziekenhuisapparatuur(dus niet zoals een GSM) en zelf op haar beurt weinig storingsgevoelig zijn. Maar het grootste probleem van de draagbare kunstnier is het dialysaatcircuit. Dit circuit is nog steeds te groot en te zwaar, vooral door de trage werking van de filter. Door die trage werking is er nog steeds een grote minimale hoeveelheid dialysaat vereist in het circuit. Dankzij de vooruitzichten op de marsmissies zal er zeker onderzoek verricht worden op de recyclage van urine en dus onrechtstreeks op de recyclage van dialysaat.

107 Een ander belangrijk punt dat nog moet bekeken worden is de stroming doorheen het dialysaatcircuit. Ook in dit gedeelte zal een pomp nodig zijn voor de stroming doorheen de filter. Een eerste onderzoekspunt zal dus gericht zijn op de ontwerpparameters van de dialysaatpomp en de eigenschappen van dialysaat.

7.2 Conclusie over de bladloze bloedpomp als bloedpomp Voorlopig lijkt het dat de bladloze bloedpomp met de gleuven in de rotor, een pomp is die niet kan voldoen aan de gestelde eisen voor een bloedpomp in een draagbare kunstnier. Een mogelijke reden waarom de pomp met gleuven in de stator wel voldoet, in tegenstelling tot de pomp met de gleuven in de rotor, is het optreden van centrifugaal- en Corioliskrachten in de gleuven van de rotor.

Figuur 91: Roterende gleuven

In figuren 91 en 92 zijn de verschillen in de grootte en de richting van de snelheid zeer duidelijk. Bij de gleuven in de rotor zijn er belangrijke radiale snelheden, dewelke tangentiële Corioliskrachten en dus drukgradiënten veroorzaken. Deze snelheden, en dus drukken, zijn in veel mindere mate aanwezig als de gleuven draaien.

108

Figuur 92: Stilstaande gleuven

Als de bladloze bloedpomp met gleuven in de stator wel zou voldoen, dan zijn er nog verschillende zaken te onderzoeken: •

De invloed van verschillende gleufprofielen;

•

De invloed van de gleufparameters;

•

De invloed van het echte viscositeitsgedrag van bloed op de pomp;

•

De invloed van de motor;

•

De mogelijke beïnvloeding van de karakteristieken.

Het voorlopig gleufprofiel is slechts gekozen om de mogelijke werking van de pomp te simuleren en te testen. Zoals gebleken is in de meeste figuren zijn de hoekranden broedplaatsen van allerlei concentraties. Al deze concentraties moeten zoveel mogelijk vermeden worden in een verbeterd profiel. De invloed van de parameters van de pomp moet bekeken en gesimuleerd worden. Is het niet efficiënter een diepere maar smallere gleuf te gebruiken in plaats van een ondiepe, brede gleuf en wat met het aantal gleuven? Wat is de invloed van het echte viscositeitsgedrag in de pomp? Voorlopig werd deze als een constante doorheen de pomp beschouwd, wat dus duidelijk niet het geval is in de realiteit.

109 Bijvoorbeeld wat is de invloed van; de vervorming van de rode bloedcellen in een nauwe opening, de Rouleaux-vorming. Een volgend onderzoekspunt is de invloed van het toerental van de motor op de verschillende grootheden. En kan de rendementscurve vervormd of verplaatst worden door de aanpassing van de verschillende parameters? En dan heeft men nog enkel een pomp op papier, want wie garandeert dat de hemolyse graad dan in de praktijk toch niet te groot is. Voorlopig lijkt de bloedpomp het goed te doen, maar er moeten nog vele factoren en invloeden bekeken worden.