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Fabio Piedimonte

Banco prova per la valutazione di dispositivi di assistenza

ventricolare (VAD): progettazione e prove sperimentaliPag. 1/45

22/6/2007

ventricolare (VAD): progettazione e prove sperimentali

UNIVERSITÀ DI ROMA TOR VERGATA

Dottorato in Informatica e Ingegneria dell'automazione - XIX ciclo

Candidato

Fabio Piedimontefabio.piedimonte@yahoo.it

http://fabiop.altervista.org/

Docente Guida

Salvatore Nicosia

Coordinatore del Corso di Dottorato

Daniel P. Bovet

22/6/2007

Fabio Piedimonte

22/6/2007

Obbiettivi del lavoro• Progettazione, realizzazione e sperimentazione di un banco prova ibrido

innovativo per lo sviluppo, la sperimentazione e la messa a punto di protesi

cardiovascolari. Il lavoro trae origine dalla mia tesi di laurea.

• L'innovazione consiste nell'affiancare ad un ambiente idraulico di

interfacciamento con la protesi, un ambiente software real time che riproduce

le caratteristiche funzionali del sistema biologico nel quale la protesi dovrà

operare, fino ad oggi anch'esso realizzato idraulicamente, limitando gli

inconvenienti di precisione, di flessibilità e praticità d'uso, e di costo tipici di

una realizzazione interamente idraulica e permettendo il rapid prototyping.

Collaborazioni• Dipartimento di Ingegneria Meccanica dell’Università della Calabria (Ing.

F.M. Colacino, Ing . F Moscato, Prof. Guido Danieli)

• Prof. Paolo Valigi (relatore della mia tesi di Laurea)

• Ing. M. Arabia (correlatore della mia tesi di laurea)

Fabio Piedimonte

22/6/2007

Indice

• Bioingegneria del sistema cardiovascolare

– Il sistema cardiovascolare

– Patologie cardiovascolari e protesi

– I banchi prova

• Il banco prova sviluppato

– Il setup elettro/idraulica

– Il cuore e il nuovo modello matematico per il ventricolo

– Prove di funzionamento

Fabio Piedimonte

22/6/2007

Il sistema cardiovascolare

• È formato da due circoli,

sistemico e polmonare;

• Ogni circolo è composto da:

– Un ventricolo

– Un atrio

– Due valvole

– Un ritorno venoso

– Un sistema arterioso

Fabio Piedimonte

22/6/2007

Patologie del sistema cardiovascolare

• Patologie legate al sistema elettrico del cuore

• Patologie legate alle valvole cardiache

• Patologie legate alle arterie del cuore

• Patologie legate alla funzione pompa del cuore

M. Arabia, F.M. Colacino, D. Lavorato, A.G.M. Marullo, F. Piedimonte. A study on LV regional

dyssynchrony based on ventricular time varying elastance computer model. In: International

Congress on Computational Bioengineering. Vol. 1, pp: 71 – 78. Ed: Copy Center. Zaragoza

M. Arabia, F.M. Colacino, F. Moscato, F. Piedimonte. Left ventricle load impedance control by

apical VAD can help heart recovery and patient perfusion: a numerical study. Accettato

all’ASAIO Journal.

Fabio Piedimonte

22/6/2007

Simulatori idraulici del ventricolo

Serbatoio di

pressione per

stabilizzare P+

Serbatoio di vuoto

per stabilizzare P-

Valvola a 3

Fonte di

pressione

Regolatore del vuoto

Regolatore di pressione

Fonte del

Ventricolo

pneumatico

Regolatore di dP/dt

Sistema di

controllo

Frequenza cardiaca,

rapporto sistole diastole

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22/6/2007

Simulatori idraulici del sistema vascolare

Fabio Piedimonte

22/6/2007

Banco Vivitro

Fabio Piedimonte

22/6/2007

Svantaggi di una realizzazione interamente hardware

• Difficoltà nel realizzare componenti idraulici con proprietà di compliance,

inertanza e resistenza ideali.

• Scarsa flessibilità;

• Impossibilità di realizzare modelli accurati.

• Il costo per l’allestimento del banco cresce proporzionalmente alla

complessità del modello.

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22/6/2007

Il banco prova ibrido di Ferrari

Tubo di

RLORLIRVP

Ritorno venoso

polmonare Cuore sinistro

BLOCCO NUMERICO BLOCCO IDRAULICO

Circolo sistemico

arterioso

Interfaccia A

RRIRRO

LP RCP

Circolo sistemico polmonare

Cuore destro

Ritorno venoso

sistemico

BLOCCO NUMERICO

PA1 PA2

Interfaccia B

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22/6/2007

Il banco prova sviluppato

M. Arabia, F.M. Colacino, G.A. Danieli, F. Moscato, S. Nicosia, F. Piedimonte, P. Valigi, S.

Pagnottelli. Hybrid test bench for evaluation of any device related to mechanical cardiac

assistance. International Journal of Artificial Organs, 28(8), pp: 817–826, Agosto 2005.

M. Arabia, F.M. Colacino. G. Danieli, F. Moscato, S, Nicosia, F, Piedimonte. A Preload and

Afterload Sensitive Artificial Ventricle for Testing Cardiovascular Prostheses. 16th IFAC World

Congress. 4 – 8 Luglio 2005. Praga, Repubblica Ceca. Edited by P.Horacek, M Simandl,

P.Zitek: 2005, Vol. Paper Code Fr-A03-TP.

M. Arabia, F.M. Colacino, G. Danieli, F. Moscato, F. Piedimonte, S. Nicosia. A new elastance-

based artificial ventricle for mock for circulatory systems: analysis of interaction with e closed-

loop hydraulic circulation. XXXIII Congress, European Society for Artificial Organs, ESAO

2006. 21 – 24 Giugno 2006. Umeå, Svezia.

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22/6/2007

Gli schemi ibridi software/hardware (1)

Valvole

Carico arterioso

Ritorno venoso

Protesi

PMS PLV

VentricoloVLV

Sistema cardiovascolare

ConMAX

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22/6/2007

Gli schemi ibridi software/hardware (2)

Valvole

Carico arterioso

Ritorno venoso

Protesi

ConMAX

PAOModello

matematico

ventricoloVLVRIF

Modulatore

di pressione

Controllo di

volume

VLVRIF

PLVPLV

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22/6/2007

Il circuito idraulico

RVSLVS

RLALLA

RCS LCS

QLVQOLV

PAO PCAS

RVODRVOI

RVIDRVII

Carico arterioso di Westerhof

LCS, LAS e RCAS sono componenti spuri

Ritorno venoso e atrio

LVS, LLA, RCLA e RLA sono componenti spuri

Valvola aortica

Valvola mitrale

Valvole

Carico arterioso

Ritorno venoso

Protesi

PMS PLV

PAOModulatore

di pressione

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22/6/2007

Modulatore di pressione, sensori ed elettronica

Modulatore, motore, encoder

Sensore di pressione

Unità di potenza (il motore è controllato in corrente)

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I componenti del circuito idraulico

CAS RAS

CVS CLA

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22/6/2007

Le valvole ed il loro alloggiamento

Fabio Piedimonte

22/6/2007

Le equazioni della componente elettroidraulica (1)

_PLV(t) = QLV

(t) +QILV

(t) QOLV

• Equazione meccanica del modulatore

• Equazione idraulica del modulatore

• Valvola mitrale

• Valvola aortica

• Condotto di uscita del ventricolo

• Windkessel: compliance aortica con resistenza parassita

PLA(t)¡ P

LV(t) =

½RV ID

(t) QILV

(t) ¸ 0RV IIQILV

(t) QILV

(t) < 0

PLV(t)¡ P

AO(t) =

½RV OD

(t) QOLV

(t) ¸ 0RV OI

(t) QOLV

(t) < 0

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22/6/2007

Le equazioni della componente elettroidraulica (2)

(t) PV S(t) = RASQAS(t) + LAS

_QAS(t)

• Windkessel: resistenza arteriosa sistemica e inertanza parassita

• Ritorno venoso: compliance venosa

• Ritorno venoso: resistenza venosa e inertanza parassita

• Atrio: compliance atriale e resistenza parassita

• Condotto di ingresso del ventricolo

_PV S(t) = QC

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22/6/2007

Equazioni modulatore con circuito idraulico carico

_µ(t)

_!(t)_PLV(t)

0B@0 1 0

0 ¡F (µ(t))

J(µ(t))

0 ¡KµToV olCLV

PLV(t)

S(µ(t);sign(!(t)))

J(µ(t))0

1A i(t) +

¡ 1CLV

1AµQILV

µVLV(t)

PLV(t)

µKµToV ol

PLV(t)

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22/6/2007

Equazioni modulatore con circuito idraulico scarico

Fabio Piedimonte

22/6/2007

Circuito idraulico scarico

Circuito idraulico carico

Risposte del sistema non controllato; i(t): onda quadra di

corrente di semiampiezza pari a 0.5 A e periodo pari ad 1s

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22/6/2007

Il controllore

;i(s) =

KµToV ol

s(JNs+ F

Fabio Piedimonte

22/6/2007

Circuito idraulico scarico

Circuito idraulico carico

Risposte del sistema controllato; sinusoide di posizione di

semiampiezza pari a 0.5 cm e frequenza pari a 4p rad/s.

Fabio Piedimonte

22/6/2007

Il modello ad elastanza variabile (1)

atan(EMAX)

atan(EMIN)

T1,T5,T8,T12

T2,T4,T9,T11

T3,T10

T0,T6 T7,T13 T14

VolumeTempo

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22/6/2007

40 14090

Battiti per minuto

Fabio Piedimonte

22/6/2007

(V0,P0) VSAT

Volume

atan(EMIN)

P EDPVR

AESPVR

PLV(t) = P

0+ '(V

LV(t); t)¡R

Ri(t) =

QLV(t) ¸ 0

0 QLV(t) < 0

'(VLV(t); t) = '

p(VLV(t)) + ('

a(VLV(t))¡ '

p(VLV(t))) f

iso(t)

'p(VLV(t)) = E

MIN(VLV(t)¡ V

¡ (VLV(t)¡ V

'a(VLV(t)) =

µV ¤ ¡ V

V ¤ ¡ V0

P*: massima contrattilità del ventricolo

Fabio Piedimonte

22/6/2007

Limiti del modello ad elastanza variabile

• EMIN vale circa 0.01cm3/mmHg, quindi una fluttuazione di pressione di 1

mmHg durante il riempimento produrrebbe una variazione di volume di 100

• Lo stesso problema si pone se si considera il modello non lineare, in quanto,

durante la fase di riempimento, i due modelli sostanzialmente coincidono

durante il riempimento

Fabio Piedimonte

22/6/2007

Il modello del ventricolo: l’esperimento di Suga e Sagawa

0 10 20 30 40 50 60

Isovolumetriche

Volume ventricolare (ml)

Auxobare

Fabio Piedimonte

22/6/2007

Causa dei limiti del modello ad elastanza variabile

• Modelli sostanzialmente statici,

non vincolano la velocità di

allungamento della fibra ventri-

colare

• Punto di lavoro vincolato a giacere

sulla curva di elastanza minima,

che è quasi orizzontale

• Esperimenti di Suga e Sagawa

– Prove isovolumetriche

– Prove con ventricoli che eiettano

in serbatoi pieni di aria

• Ferrari non ha nella sezione di uscita del software il ventricolo

Fabio Piedimonte

22/6/2007

Il modello ad impedenza variabile

• La frequenza angolare di rottura vale R/L e deve essere minore durante il

riempimento, per consentire una maggiore azione filtrante, e maggiore

durante l’eiezione, per permettere un’adeguata accelerazione della

diminuzione di volume ventricolare e, di conseguenza, un dP/dt fisiologico.

Fabio Piedimonte

22/6/2007

Il modello ad impedenza variabile in forma di stato

M. Arabia, F.M. Colacino, F. Moscato, F. Piedimonte. A modified elastance model to control

mock ventricles in real time. Accettato alla 53esima conferenza annuale dell’ASAIO.

Fabio Piedimonte

22/6/2007

Giustificazione fisiologica del modello ad impedenza variabile (1)

• Esperimenti di Hill sulla potenza termica rilasciata dal sarcomero

scheletrico

– Initial heat: legato alla contrazione, indipendente dalla variazione di lunghezza

del sarcomero. Giustifica la resistenza interna dei modelli classici del ventricolo

– Shortening heat : calore sviluppato in fase di accorciamento

– Lengheting heat: calore sviluppato in fase di allungamento. Giustifica

l’introduzione della resistenza anche in fase di riempimento

• Maughan, Shoukas, Sagawa e. Weisfeldt in Instantaneous pressure-volume

relationship of the canine right ventricle affermano che l’ordinata P0 del

punto di intersezione tra le curve di elastanza può variare durante il ciclo di

lavoro. Giustifica l’affermazione che il punto di lavoro deve essere

svincolato dallo giacere sulla curva di elastanza minima

Fabio Piedimonte

22/6/2007

Validazione del modello

PLA PLV

QILV QOLVQILARCS

RASCASC1

Atrio Sx Ventricolo

LVI LVO

Ritorno venoso Valvola mitrale Valvola aortica

Carico arterioso di Noordergraaf

• Variando la RAS si impone un afterload desiderato. Se la pressione media in

aorta è minore di quella di riferimento la RAS viene incrementata di un

fattore proporzionale a questo errore, e viceversa;

• Variando la RVS si impone un preload desiderato. Se la pressione media in

atrio è minore di quella di riferimento la RV S viene decrementata di un

fattore proporzionale a questo errore, e viceversa.

Fabio Piedimonte

22/6/2007

Caso di riferimento modello ad elastanza variabile

PMS: 10 mmHg

PLA: 7 mmHg

PAO: 100 mmHg

HR: 75 bpm

P*: 500 mmHg

P0: 2 mmHg

Output

Q: 5.6 L/min

dP/dt: 1214 mmHg/s

VED: 118 cm3

VES: 42 cm3

SW: 73 cm3

fe: 0.64

Fabio Piedimonte

22/6/2007

Caso di riferimento modello ad impedenza variabile

PMS: 10 mmHg

PLA: 7 mmHg

PAO: 100 mmHg

HR: 75 bpm

P*: 600 mmHg

P0: 0 mmHg

Output

Q: 5.77 L/min

dP/dt: 1240 mmHg/s

VED: 119 cm3

VES: 41 cm3

SW: 78 cm3

fe: 0.66

Fabio Piedimonte

22/6/2007

Incremento HR modello ad impedenza variabile

PMS: 10 mmHg

PLA: 7 mmHg

PAO: 100 mmHg

HR: 120 bpm

P*: 600 mmHg

P0: 0 mmHg

Output

Q: 6.8 L/min ↑

dP/dt: 2050 mmHg/s ↑

VED: 102 cm3 ↓

VES: 44 cm3 ↑

SW: 58 cm3 ↓

fe: 0.57 ↓

Fabio Piedimonte

22/6/2007

Incremento preload modello ad impedenza variabile

PMS: 10 mmHg

PLA: 9 mmHg

PAO: 100 mmHg

HR: 75 bpm

P*: 600 mmHg

P0: 0 mmHg

Output

Q: 7.4 L/min ↑

VED: 141 cm3 ↑

VES: 41 cm3 ↕

SW: 100 cm3 ↑

fe: 0.71 ↑

Fabio Piedimonte

22/6/2007

Incremento afterlaod modello ad impedenza variabile

PMS: 10 mmHg

PLA: 7 mmHg

PAO: 120 mmHg

HR: 75 bpm

P*: 600 mmHg

P0: 0 mmHg

Output

Q: 5.4 L/min ↓

VED: 121 cm3 ↕

VES: 56 cm3 ↑

SW: 65 cm3 ↑

fe: 0.54 ↓

Fabio Piedimonte

22/6/2007

Caso patologico modello ad impedenza variabile

PMS: 15 mmHg

PLA: 14 mmHg

PAO: 90 mmHg

HR: 90 bpm

P*: 225 mmHg

P0: 0 mmHg

Output

Q: 5 L/min ↓

dP/dt: 850 mmHg/s ↓

VED: 196 cm3 ↑

VES: 136 cm3 ↑

SW: 60 cm3 ↓

fe: 0.31 ↓

Fabio Piedimonte

22/6/2007

Scheda di acquisizione e piattaforma real time

• Sensory 626

• Piattaforma real time: Real Time Windows Target della Mathwork

Fabio Piedimonte

22/6/2007

Il banco prova: visione di insieme

Fabio Piedimonte

22/6/2007

Una prova di funzionamento

http://www.youtube.com/watch?v=xhBEt4boFMk

Fabio Piedimonte

22/6/2007

Prove Sperimentali

Riferimento Incremento HR Incremento Preload

Incremento Afterload Caso Patologico

Fabio Piedimonte

22/6/2007

Conclusioni: perché il banco è innovativo

• Possibilità di realizzare ai capi della parte hardware la vera relazione

funzionale del ventricolo;

• Se si hanno più protesi da sperimentare è possibile non solo vedere come

funzionano, ma anche vedere per ciascuna di esse come il ventricolo si

mette a lavorare

– Non si valuta solo il comportamento della protesi

– Si valuta anche la reazione del sistema cardiovascolare alla protesi

Sviluppi futuri

• Ridurre gli elementi idraulici aumentando il numero di attuatori e i blocchi

simulati

• Utilizzare sistemi pneumatici

• Utilizzare il banco per la sperimentazione di protesi cardiovascolari

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