Multipla elektroder för elektrisk behandling av förmaksarytmi
Multipla elektroder för elektrisk behandling av förmaksarytmi
Multipla elektroder för elektrisk behandling av förmaksarytmi
Create successful ePaper yourself
Turn your PDF publications into a flip-book with our unique Google optimized e-Paper software.
Rapport nr. 230<br />
Utveckling <strong>av</strong> multipla <strong>elektroder</strong> och instrument<br />
<strong>för</strong> <strong>elektrisk</strong> <strong>behandling</strong> <strong>av</strong> <strong>för</strong>maksarytmi<br />
Development of multiple electrodes and system for<br />
electrical treatment of atrial fibrillation<br />
Kungliga Tekniska Högskolan<br />
Avdelningen <strong>för</strong> Mekatronik<br />
Institutionen <strong>för</strong> Maskinkonstruktion<br />
MultiPace<br />
Karolinska Institutet<br />
Avdelningen <strong>för</strong> Medicinsk Teknik<br />
Institutionen <strong>för</strong> Laboratorievetenskap<br />
Examensarbete ut<strong>för</strong>t <strong>av</strong> Joel Djerf, Niklas Lagström och Daniel Siberg<br />
Stockholm 2004
Tack!<br />
Vi vill på detta sätt tacka de personer som stöttat oss under arbetets gång. Utan dessa<br />
personers hängivna support och glada tillrop hade detta projekt aldrig kunnat genom<strong>för</strong>as. Vi<br />
vill härmed tacka <strong>för</strong> ert deltagande som såväl experter, handledare och bollplank.<br />
Håkan Elmqvist, <strong>för</strong> ett brinnande intresse och ständigt nya utmaningar<br />
Mats Hanson, <strong>för</strong> ett <strong>för</strong>troendeingivande lugn och stöttning med mekatroniken<br />
Jan Bergholm, utan dig hade det inte blivit någon produkt över huvud taget<br />
Tommy Ribbe, <strong>för</strong> support i allt från nycklar till kretskortsritningar<br />
Gösta Hellström, <strong>för</strong> rådgivning inom kvalitet och regelverk<br />
Jan van der Linden, <strong>för</strong> support och handledning på den medicinska sidan<br />
Robert Roine, Steriltekniska enheten, <strong>för</strong> sterilisering <strong>av</strong> <strong>elektroder</strong>na<br />
Magnus Öhman och Pia Sundheim, St. Jude Medical, <strong>för</strong> stipendier som möjliggjort arbetet<br />
Mats Rehnström, Svenska Rymdaktiebolaget, <strong>för</strong> hjälp med elektronikkonstruktionen<br />
Mats Ohlsson, Läkemedelsverket, <strong>för</strong> hjälp med regelverket kring medicintekniska produkter<br />
Peter Nermander, Intertek Semko, <strong>för</strong> hjälp med regelverket kring medicintekniska produkter<br />
Samt naturligtvis alla anonyma som var med och hjälpte till vid djur<strong>för</strong>söken.<br />
Sist men inte minst, tack till våra nära och kära <strong>för</strong> support, korrekturläsning och stora<br />
tålamod!<br />
/Joel Djerf, Niklas Lagström och Daniel Siberg<br />
3
Sammanfattning<br />
Hjärtrytmsrubbningar eller arytmier är en generell beteckning <strong>för</strong> en mängd olika<br />
sjukdomstillstånd som kan drabba hjärtat. Då man i medicinska sammanhang talar om<br />
Takyarytmi <strong>av</strong>ses ett tillstånd då hjärtat arbetar med en onormalt snabb hjärtrytm. En variant<br />
<strong>av</strong> detta är så kallad re-entry Takykardi eller <strong>för</strong>maksarytmi. Denna tros uppstå när<br />
retledningarna från hjärtats sinusknuta till AV-knutan går <strong>för</strong> fort eller kortsluts <strong>av</strong><br />
omkringliggande celler vilket ger upphov till så kallade re-entry slingor, återkopplade<br />
signalbanor som stör hjärtats <strong>elektrisk</strong>a retledningssystem. Detta är idag ett stort problem<br />
eftersom en stor andel <strong>av</strong> befolkningen drabbas.<br />
Förmaksarytmi är starkt kopplat till stigande ålder men sjukdomen kan även uppstå på grund<br />
<strong>av</strong> medfödda defekter eller på grund <strong>av</strong> yttre påverkan. Arytmin påverkar hälsan genom att<br />
hjärtats funktion kan bli kraftigt nedsatt. Denna typ <strong>av</strong> arytmi kan som regel inte behandlas<br />
med konventionell pacemakerteknik. En del <strong>av</strong> de patienter som drabbas svarar dessutom inte<br />
på medicinering utan behöver då opereras <strong>för</strong> att bli fri från problemet. Idag sker denna<br />
operation genom att bröstkorgen öppnas och delar <strong>av</strong> <strong>för</strong>maket <strong>för</strong>störs när ytan <strong>för</strong>ses med<br />
ärrvävnad på grund <strong>av</strong> de snitt som läggs och sys ihop, eller genom att thoraxkirurgen bränner<br />
eller fryser sönder delar <strong>av</strong> vävnaden. Detta görs <strong>för</strong> att bilda en labyrint (eng. maze) att leda<br />
retledningarna genom <strong>för</strong> att <strong>för</strong>dröja deras ankomst till AV-knutan och därmed minska<br />
hastigheten på <strong>för</strong>maksarytmin. Denna metod utvecklades <strong>av</strong> amerikanen James Cox och<br />
därefter kallas operationen <strong>för</strong> Cox-Maze operation.<br />
Detta arbete syftar till att undersöka en alternativ metod <strong>för</strong> att behandla <strong>för</strong>maksarytmi<br />
genom <strong>elektrisk</strong> stimulans. Ett system har utvecklats <strong>för</strong> att användas vid kliniska tester vilket<br />
<strong>för</strong>hoppningsvis ger svar på om denna <strong>behandling</strong>sform kan vara en lösning till problemet.<br />
Tanken är att utnyttja multipla <strong>elektroder</strong> <strong>för</strong> att kunna bryta dessa arytmier där de uppstår <strong>för</strong><br />
tillfället utan att skada hjärtmuskulaturen. Detta löses genom att upp till tolv <strong>elektroder</strong> fästs<br />
på epikardiet med hjälp <strong>av</strong> undertryck <strong>för</strong> att inte skada hjärtvävnaden. Varje kanal styrs<br />
individuellt <strong>av</strong> en mikroprocessor. Systemet kontrolleras i sin tur <strong>av</strong> en överordnad processor,<br />
Mastern. Vid normal användning detekterar <strong>elektroder</strong>na hjärtats spontana aktivitet. Beroende<br />
<strong>av</strong> vilken funktionsmode som valts arbetar huvudprocessorn efter en given beslutsalgoritm.<br />
Systemet som tagits fram är komplett <strong>för</strong> diagnostisering och <strong>behandling</strong> <strong>av</strong> vissa<br />
<strong>för</strong>maksarytmier. Två olika typer <strong>av</strong> epikardie<strong>elektroder</strong> har konstruerats och testats med<br />
mycket goda resultat. Systemet uppfyller de kr<strong>av</strong> som ställs på medicinteknisk utrustning <strong>för</strong><br />
kliniska tester och en komplett riskanalys och riskhantering har gjorts. Inga tester på patienter<br />
har kunnat genom<strong>för</strong>as inom projektets ramar, men systemet är efter prövning färdigt <strong>för</strong> att<br />
genomgå sådana <strong>för</strong>sök.<br />
4
Abstract<br />
Arrhythmia is a general description of a number of different symptoms that can cause<br />
heartfailure. One common heart decease is referred to as Tachy-arrhythmia, which means that<br />
the heart rate is abnormally high. An example of this is re-entry Tachycardie, also called atrial<br />
fibrillation. The symptoms is believed to occur when nerve impulses from the sino-atrial node<br />
to the atrio-ventricular node tr<strong>av</strong>el to fast or become short-circuited by the surrounding cells.<br />
This is today a very common problem, especially among older patients.<br />
Atrial fibrillation can severely reduce heart efficiency. This kind of arrhythmia can generally<br />
not be treated with conventional pacemaker technology. Some of the patients do not react on<br />
antiarrhythmetic medication and therefore need to undergo surgery. This means open chest<br />
surgery where a maze of scars is made on the atrial surface by incisions, freezing or heat<br />
ablation. The idea of this surgery is to destroy the normal pathways of the nerves and force<br />
impulses to tr<strong>av</strong>el through the maze. This results in a longer delay between the sino-atrial<br />
node and the atrio-ventricular node. This method was developed by James Cox, and is<br />
therefore called the Cox-Maze-surgery.<br />
The aim of this work is to develop a technique for electrical treatment of atrial fibrillation. A<br />
system constructed for clinical tests has been developed to verify this. The idea is to use<br />
multiple electrodes to break local arrhythmias where they occur at the moment without<br />
harming the atrial tissue. This is solved by using a maximal amount of twelve electrodes that<br />
are attached to the epicardial tissue by a vacuum pump. Each electrode is controlled by a<br />
separate microprocessor. The action of the electrodes is controlled by a superior<br />
microprocessor. Spontaneous heart activity is detected by the electrodes and leads to an<br />
appropriate action by the system.<br />
This developed system is complete for diagnosing and treating various atrial arrhythmias.<br />
Two kinds of epicardial electrodes that are attached to the atrial surface via vacuum h<strong>av</strong>e been<br />
constructed and tested with very good results. The system fulfils demands put on medical<br />
devices for clinical tests and a complete risk analysis and risk-handling procedure h<strong>av</strong>e been<br />
done. No patient tests h<strong>av</strong>e been able to be performed within this project, but the system is<br />
ready for these tests.<br />
5
Innehålls<strong>för</strong>teckning<br />
1. Inledning _______________________________________________________________ 9<br />
1.1 Problemdefinition _____________________________________________________ 9<br />
1.2 Omfattning__________________________________________________________ 10<br />
1.3 Metod ______________________________________________________________ 10<br />
1.4 Planering ___________________________________________________________ 10<br />
1.5 Arbets<strong>för</strong>delning _____________________________________________________ 11<br />
2. Litteraturstudie _________________________________________________________ 13<br />
2.1 Hjärtats anatomi och retledningssystem__________________________________ 13<br />
2.2 Hjärtrytmsrubbningar ________________________________________________ 16<br />
2.3 Öppen hjärtkirurgi <strong>för</strong> <strong>behandling</strong> <strong>av</strong> <strong>för</strong>maksflimmer _____________________ 20<br />
2.4 Teknisk bakgrund ____________________________________________________ 22<br />
3. Design <strong>av</strong> <strong>elektroder</strong> och dess anslutningssystem _____________________________ 25<br />
3.1 Elektroddesign_______________________________________________________ 25<br />
3.2 Design <strong>av</strong> vakuumsystem och panel _____________________________________ 28<br />
4. Elektronik _____________________________________________________________ 29<br />
4.1 Förutsättningar ______________________________________________________ 29<br />
4.2 Design <strong>av</strong> elektroniken ________________________________________________ 31<br />
4.3 Konstruktion ________________________________________________________ 36<br />
5. Mjukvara ______________________________________________________________ 45<br />
5.1 Systemkr<strong>av</strong>__________________________________________________________ 45<br />
5.2 Designalternativ______________________________________________________ 45<br />
6. Processorstyrning _______________________________________________________ 49<br />
6.1 Inledning ___________________________________________________________ 49<br />
6.2 Val <strong>av</strong> processorer____________________________________________________ 49<br />
6.3 Systembeskrivning ___________________________________________________ 50<br />
6.4 Användargränssnitt __________________________________________________ 53<br />
6.5 Algoritm ____________________________________________________________ 57<br />
6.6 System timing________________________________________________________ 61<br />
6.7 Kommunikationsprotokoll _____________________________________________ 62<br />
6.8 Utvecklingsmiljö _____________________________________________________ 68<br />
6
7. Riskanalys och riskhantering______________________________________________ 69<br />
7.1 Identifiering enligt EN 1441 ____________________________________________ 69<br />
7.2 Tillägg enligt ISO 14971 _______________________________________________ 70<br />
7.3 Accepterandet <strong>av</strong> risker _______________________________________________ 71<br />
7.4 Felträdsanalys _______________________________________________________ 72<br />
7.5 Riskhantering _______________________________________________________ 73<br />
8. Tester _________________________________________________________________ 74<br />
8.1 Undersökning <strong>av</strong> restpolarisation mellan <strong>elektroder</strong> _______________________ 74<br />
8.2 Datainsamling vid djur<strong>för</strong>sök __________________________________________ 75<br />
8.3 Elektrodernas funktion under djur<strong>för</strong>sök ________________________________ 77<br />
8.4 Tolkning <strong>av</strong> <strong>för</strong>maks-EKG_____________________________________________ 80<br />
9. Framtida utveckling _____________________________________________________ 83<br />
9.1 Elektronik __________________________________________________________ 83<br />
9.2 Mjukvara ___________________________________________________________ 83<br />
10. Resultat_______________________________________________________________ 85<br />
X. Referenser _____________________________________________________________ 86<br />
X.1 Litteratur___________________________________________________________ 86<br />
X.2 Internet ____________________________________________________________ 86<br />
X.3 Artiklar ____________________________________________________________ 87<br />
Y. Bilagor ________________________________________________________________ 89<br />
Y.1 Kr<strong>av</strong>specifikation ____________________________________________________ 89<br />
Y.2 Handledning ________________________________________________________ 91<br />
Y.4 Kretskort ___________________________________________________________ 94<br />
Y.6 Ritningar till elektrodhuvud ___________________________________________ 98<br />
Y.7 Steriliseringsinstruktioner_____________________________________________ 99<br />
Y.8 Elektronikritningar och layout ________________________________________ 100<br />
Y.9 Komponentlistor____________________________________________________ 104<br />
Y.10 Ordlista __________________________________________________________ 106<br />
7
1. Inledning<br />
En stor andel <strong>av</strong> befolkningen (cirka fem procent <strong>av</strong> befolkningen över 70 år) drabbas <strong>av</strong><br />
<strong>för</strong>maksarytmier som påverkar deras hälsa. Förmaksarytmi uppstår när retledningarna från<br />
hjärtats sinusknuta till AV-knutan går <strong>för</strong> fort eller kortsluts <strong>av</strong> omkringliggande celler.<br />
Arytmin kan vara mycket besvärlig <strong>för</strong> de patienter som drabbas. Vid allvarliga symtom kan<br />
livskvalitén <strong>av</strong>sevärt <strong>för</strong>sämras. Symtomen kan till exempel yttra sig genom att man blir<br />
andfådd <strong>av</strong> minsta ansträngning. Många upplever även stort obehag då arytmin uppträder.<br />
Undersökningar pekar även på att arytmier <strong>av</strong>sevärt ökar risken <strong>för</strong> andra hjärtrelaterade<br />
sjukdomar. Risken <strong>för</strong> att drabbas <strong>av</strong> till exempel stroke anses vara 5-6 gånger högre <strong>för</strong><br />
personer med <strong>för</strong>maksflimmer.<br />
Hjärtrytmsrubbningar kan vanligen behandlas med hjälp <strong>av</strong> antiarytmika 1 men en del <strong>av</strong> de<br />
patienter som drabbas svarar inte på medicinering utan behöver då opereras <strong>för</strong> att bli fri från<br />
besvären. Idag sker denna operation genom att bröstkorgen öppnas och delar <strong>av</strong> <strong>för</strong>maket<br />
<strong>för</strong>störs när ytan <strong>för</strong>ses med ärrvävnad på grund <strong>av</strong> de snitt som läggs och sys ihop, eller<br />
genom att thoraxkirurgen bränner eller fryser sönder delar <strong>av</strong> vävnaden. Detta görs <strong>för</strong> att<br />
bilda en labyrint (eng. maze) att leda retledningarna genom <strong>för</strong> att <strong>för</strong>dröja deras ankomst till<br />
AV-knutan och därmed minska hastigheten på <strong>för</strong>maksarytmin. Denna metod utvecklades <strong>av</strong><br />
amerikanen James Cox och därefter kallas operationen <strong>för</strong> Cox-Maze operation.<br />
Uppföljningar har gjorts på patienter som genomgått denna operation som visar på mycket<br />
goda resultat. En nackdel med denna teknik är dock att det är en irreversibel operation där<br />
hjärtvävnad <strong>för</strong>störs och därmed påverkas funktionen permanent.<br />
Detta arbete syftar där<strong>för</strong> till att undersöka alternativa metoder <strong>för</strong> <strong>behandling</strong> <strong>av</strong><br />
<strong>för</strong>maksarytmier. Examensarbetet ut<strong>för</strong>s som ett samarbetsprojekt <strong>av</strong> en student med<br />
inriktning mot medicinsk teknik och två studenter med inriktning mot mekatronik.<br />
Utvecklingen sker vid respektive institution med en hög grad <strong>av</strong> samarbete och en slutfas när<br />
produkten i sin helhet provas ut. Handledare är Håkan Elmqvist, professor i medicinsk teknik<br />
(KI), samt Mats Hanson, professor i Mekatronik (KTH). Arbetets omfattning är 20<br />
studieveckor <strong>för</strong> varje student.<br />
1.1 Problemdefinition<br />
För att kunna erbjuda ett alternativ till den ovan nämnda Cox-Maze operationen skall det<br />
undersökas om det går att undvika att <strong>för</strong>störa delar <strong>av</strong> hjärtvävnaden genom att i stället skapa<br />
en labyrint med hjälp <strong>av</strong> <strong>elektrisk</strong> stimulans. Detta skulle kunna ske med ett system <strong>av</strong><br />
<strong>elektroder</strong> som fästs på hjärtats yta <strong>för</strong> att sedan med elektricitet blockera uppkomst <strong>av</strong><br />
återkopplade re-entrybanor 2 . Fördelen med detta system är att hjärtvävnaden behålls intakt<br />
samt att vid de tillfällen då labyrinten inte behövs aktiveras den inte. Syftet med att ta fram<br />
detta system är att undersöka om metoden kan fungera. Eftersom problemet inte finns hos djur<br />
kan inga djurmodeller göras och där<strong>för</strong> måste tester göras direkt på människor.<br />
1 Se ordlista, bilaga Y.10<br />
2 Se ordlista, bilaga Y.10<br />
9
Problembeskrivningen definieras där<strong>för</strong> här enligt följande:<br />
• Kan multipla <strong>elektroder</strong> i direkt anslutning till epikardiet utnyttjas <strong>för</strong> att behandla och<br />
<strong>för</strong>hindra uppkomsten <strong>av</strong> <strong>för</strong>maksarytmi?<br />
Det kan vara <strong>för</strong>delaktigt att bryta ner grundfrågeställningen i mindre delar. Frågeställningen<br />
har således delats in i fyra huvudfrågor:<br />
o Kan flera <strong>elektroder</strong> anslutas till epikardiet med hjälp <strong>av</strong> vakuumteknik <strong>för</strong> att<br />
minimera yttre påverkan utan att anslutningssäkerheten äventyras?<br />
o Kan hjärtats aktivitet detekteras med ovan nämnda <strong>elektroder</strong> och användas <strong>för</strong><br />
att diagnostisera <strong>för</strong>maksarytmi?<br />
o Klarar utrustningen de hygieniska och säkerhetsmässiga kr<strong>av</strong> som ställs <strong>för</strong> att<br />
tillåta kliniska tester?<br />
o Är det möjligt att skapa en ”<strong>elektrisk</strong> maze” <strong>för</strong> att behandla <strong>för</strong>maksarytmi?<br />
1.2 Omfattning<br />
Omfattningen med detta arbete begränsar sig till att undersöka möjligheterna till att behandla<br />
<strong>för</strong>maksarytmi på <strong>elektrisk</strong> väg. Den utrustning som utvecklas skall, om möjligt användas vid<br />
kliniska <strong>för</strong>sök. De patienter som under examensarbetet eventuellt kommer att ingå i<br />
undersökningen kommer att väljas ut <strong>av</strong> de thoraxkirurger vid Huddinge sjukhus som ingår i<br />
detta samarbete. Utrustningen användningsområde omfattar enbart användning i<br />
forskningssyfte men systemet måste naturligtvis uppfylla samma stränga kr<strong>av</strong> på säkerhet och<br />
hygien som implanterbar utrustning såsom pacemaker eller dylikt.<br />
1.3 Metod<br />
För att undersöka vilka studier som är gjorda kommer i <strong>för</strong>sta hand litteratur <strong>av</strong> typen ”state of<br />
the art” inom pacemakerteknologi att studeras samt vetenskapliga artiklar ur PubMed, PACE<br />
och liknande artikeldatabaser. Samtal med thoraxkirurger kombinerat med laborationer och<br />
andra testmetoder kommer <strong>för</strong>hoppningsvis att klargöra placering <strong>av</strong> <strong>elektroder</strong>, vilka<br />
spänningar som kan behövas samt vilken typ <strong>av</strong> detektering <strong>av</strong> spontan hjärtverksamhet som<br />
behövs. För att kunna göra tester med produkten i slutfasen krävs etiska prövningstillstånd.<br />
Detta kommer att tas fram i samarbete med Prof. Håkan Elmqvist och Öl. Jan van der Linden.<br />
1.4 Planering<br />
Arbetet indelas i fyra faser:<br />
• Fas 1: 19/1 – 27/2. Inläsnings- och elektrodutvecklingsfas.<br />
Litteraturstudier, undersökning <strong>av</strong> tidigare forskning på området, planering, utveckling<br />
<strong>av</strong> elektrodprototyp samt djur<strong>för</strong>sök med densamma. Arbeta på rapporten.<br />
10
• Fas 2: 1/3 – 16/4. Prototypfas.<br />
Utveckling <strong>av</strong> fungerande <strong>elektroder</strong> samt en prototyp på pacemakern, där<br />
pacemakerns viktigaste delsystem ska fungera ihop. Kringsystem designas. Sök etiskt<br />
prövningstillstånd. Arbeta på rapporten.<br />
• Fas 3. 19/4 – 11/6. Konstruktions- och inkörningsfas.<br />
Den slutgiltiga pacemakern konstrueras och provkörs tillsammans med kringsystem.<br />
Användargränssnittet tas fram. Arbeta på rapporten.<br />
• Fas 4. 14/6 – 25/6. Avslutningsfas.<br />
Rapportsammanställning. Presentation.<br />
Eventuellt kan tester på patienter göras i slutet <strong>av</strong> fas 3, om etiskt prövningstillstånd har<br />
erhållits och lämpliga patienter finns tillgängliga.<br />
1.5 Arbets<strong>för</strong>delning<br />
Arbetet har <strong>för</strong>delats på följande sätt:<br />
Niklas – <strong>elektroder</strong>:<br />
Utveckling <strong>av</strong> <strong>elektroder</strong> och fysisk koppling mot hjärtat. Elektrodernas placering,<br />
kontaktytor, fastsättning på hjärtat med hjälp <strong>av</strong> vakuum och lämpliga signalnivåer. Etiska<br />
och kvalitetsmässiga kr<strong>av</strong> på utrustningen, samt lösning <strong>av</strong> placering i operationssalen.<br />
Daniel – elektronik:<br />
Utveckling <strong>av</strong> elektronik. Signal<strong>behandling</strong>. Kontroll <strong>av</strong> <strong>elektroder</strong>nas status med <strong>av</strong>seende på<br />
kontakten mot hjärtat. Ström<strong>för</strong>sörjning. Signaltransport över olika gränssnitt, optokopplare<br />
eller koppartråd?<br />
Joel - mjukvara:<br />
Utveckling <strong>av</strong> processorstyrningen <strong>av</strong> systemet och användarinterface. Seriell<br />
kommunikation. Vilken input och output behövs? Visualisering? Behov <strong>av</strong> datainsamling?<br />
Användargränssnitt<br />
Joel<br />
Daniel<br />
Elektronik<br />
Mikroprocessor<br />
Elektrodgränssnitt<br />
Figur 1.1 Avgränsning mellan projektdeltagare<br />
11<br />
Niklas<br />
Människa-<br />
Maskin<br />
gränssnitt
2. Litteraturstudie<br />
För att kunna sätta sig in i problemet och underlätta utvecklingsarbetet gjordes en<br />
litteraturstudie i projektets <strong>för</strong>sta fas. Källor till studien återfinns i fotnötter och i<br />
referenslistan, kapitel X.<br />
2.1 Hjärtats anatomi och retledningssystem<br />
Hjärtat är huvudsakligen uppdelat i fyra <strong>av</strong>delningar, höger och vänster <strong>för</strong>mak samt höger<br />
och vänster kammare. Det venösa (syrefattiga) blodet kommer från kroppen in i hjärtat via<br />
vena c<strong>av</strong>a superior och vena c<strong>av</strong>a inferior (övre och undre hålvenen) in i höger <strong>för</strong>mak.<br />
Därifrån leds blodet via tricuspidalisklaffarna ner i höger kammare. När hjärtat går in i sin<br />
arbetsfas (systole) pressas blod vidare ut i arteria pulmonalis 3 <strong>för</strong> transport till lungorna där<br />
det syresätts. Efter att blodet syresatts i lungorna kommer det tillbaka till hjärtat via vena<br />
pulmonalis 4 in i vänster <strong>för</strong>mak. Därefter leds blodet <strong>för</strong>bi mitralisklaffarna ned i vänster<br />
kammare varifrån det senare pressas ut i stora kroppspulsådern, aorta. 5<br />
Respektive sida kan ses som en seriell pump som skiljs åt genom en vägg som kallas septum<br />
vilken består <strong>av</strong> fett och bindväv. Frånsett en punkt (AV-knutan) är de båda sidorna <strong>elektrisk</strong>t<br />
isolerade från varandra. Ett friskt hjärta slår lika många gånger med <strong>för</strong>maket som med<br />
kammaren. Hjärtat är placerat ungefär mitt i bröstkorgen fram<strong>för</strong> och mellan lungorna och<br />
inte mer till höger (framifrån sett) som är en vanlig uppfattning hos många. Till utseende kan<br />
det liknas vid en <strong>av</strong>rundad kon som sluttar lite nedåt vänster med ett <strong>av</strong>rundat slut (apex) och<br />
utåt. Hjärtats väggar består <strong>av</strong> ett tjockt lager <strong>av</strong> muskulatur (myokardiet) som på insidan är<br />
täckt <strong>av</strong> endokardiet och utsidan skyddas <strong>av</strong> epikardiet.<br />
3 Se ordlista, bilaga Y.10<br />
4 Se ordlista, bilaga Y.10<br />
5 Clinical Anatomy for Medical Students, s. 98<br />
6 Pacemakern och hjärtat s. 30<br />
Figur 2.1 Hjärtats anatomi 6<br />
13
2.1.1 Aktionspotential<br />
Kroppens nerv- och muskelceller är mycket effektiva på att sprida signaler och på så sätt<br />
<strong>för</strong>medla budskap mellan olika delar <strong>av</strong> kroppen. Signaler som dessa kallas aktionspotentialer<br />
och utlöses då en aktionspotential från en närliggande cell träffar nästa och består <strong>av</strong> snabba<br />
<strong>för</strong>ändringar i cellens membranpotential. Dessa celler har i vila en membranpotential på<br />
mellan 60 och 90mV, med insidan negativt laddad jäm<strong>för</strong>t med utsidan.<br />
Om den retning som träffar cellen överstiger cellens tröskelvärde skickas aktionspotentialen<br />
vidare och om den inte gör det sker enbart en lokal retning. Aktionspotentialen bildar en<br />
självgående våg <strong>av</strong> depolariseringar (när cellernas membranpotentialer under cirka en<br />
millisekund <strong>för</strong>ändras och byter polarisation) som alltid har samma amplitud och varaktighet.<br />
Dessa värden är cirka 110mV och 0.3 – 0.4 sekunder<br />
Den del <strong>av</strong> aktionspotentialen där cellens potential stiger från cirka –90mV till cirka 20mV<br />
kallas depolarisation. När sedan potentialen sjunker igen kallas det att cellen repolariseras.<br />
Muskelcellerna i hjärtats myokardie är <strong>elektrisk</strong>t sammanbundna med varandra <strong>för</strong> att<br />
fortplantningen <strong>av</strong> en aktionspotential skall möjliggöras. Aktionspotentialen sprids genom<br />
muskulaturen till dess att alla celler har depolariserats och därmed uppnås en maximal<br />
kontraktion <strong>av</strong> hjärtmuskulaturen. All denna aktivitet är <strong>av</strong> formen ”allt eller inget”, vilket<br />
innebär att antingen sker en kontraktion eller inte.<br />
Förmaken och kamrarna är dock <strong>elektrisk</strong>t isolerade från varandra genom de olika vävnader<br />
som de består <strong>av</strong>. Detta <strong>för</strong> att inte <strong>för</strong>makens polarisation, som sker aningen innan<br />
kamrarnas, skall påverka respektive kammare. Den enda punkt där <strong>för</strong>maken och kamrarna är<br />
i <strong>elektrisk</strong>t <strong>för</strong>bindelse är i AV-knutan. 7<br />
7 Pacemakern och hjärtat s. 80<br />
Figur 2.2 Aktionspotentialen i hjärtmuskulaturen<br />
14
2.1.2 Refraktärperiod<br />
Under den tid som cellen är stimulerad och aktionspotentialen varar (cirka 0.15 sekunder <strong>för</strong><br />
cellerna i <strong>för</strong>maket och 0.25 sekunder <strong>för</strong> muskelceller i kamrarna) kan dessa inte påverkas <strong>av</strong><br />
någon ny stimulering. Det spelar ingen roll hur kraftig den nya stimuleringen är, den<br />
pågående kommer inte att <strong>av</strong>brytas eller påverkas på något sätt.<br />
2.1.3 Hjärtats retledningssystem<br />
Hjärtats aktivitet styrs <strong>av</strong> signalsubstanser som reagerar på syrehalt i blodet, hormoner,<br />
temperatur i kroppen m.m. Dessa skickas via frenicusnerven till hjärtats sino-atrial-knuta<br />
(sinusknuta) som <strong>av</strong>gör hjärtats aktuella frekvens. Dock arbetar sinusknutan med en högre<br />
frekvens än vad hjärtat faktiskt kommer att slå med eftersom retledningarna dämpas ca 0.04<br />
sekunder i AV-knutan. Detta sker <strong>för</strong> att kammarna skall hinna fyllas med blod samt att<br />
kroppen skall få den mängd blod som behövs <strong>för</strong> stunden. 8<br />
Sinusknutan sitter placerad på höger <strong>för</strong>maks framsida precis nedan<strong>för</strong> infästningen <strong>av</strong> vena<br />
c<strong>av</strong>a superior. Forskning har visat att signalerna från sinusknutan till AV-knutan leds fortare<br />
än vad den gör genom vanligt hjärtmuskulatur, vilket <strong>för</strong>klaras genom att det finns så kallade<br />
internodala ledningsbanor. Dessa är dock inga specifika retledningsceller, utan de består <strong>av</strong> en<br />
blandning <strong>av</strong> vanlig hjärtvävnad och specialiserade retledningfibrer (s.k. Purkinjefibrer).<br />
Dessa ledningsbanor kan dock störas ut <strong>av</strong> omkringliggande celler och på så sätt skapas<br />
<strong>för</strong>maksflimmer. Förmaksflimmer kan även skapas om de internodala ledningsbanorna<br />
kortsluts och samma signal skapar flera <strong>för</strong>makskontraktioner, så kallat re-entrytakykardi. (Se<br />
kapitel 2.2.3 <strong>för</strong> mer information om <strong>för</strong>maksflimmer.)<br />
Från Sinusknutan leds signalerna över till vänster <strong>för</strong>mak via Bachmanns bana. Det har visat<br />
sig att de internodala ledningsbanorna består <strong>av</strong> tre olika banor; den bakre, mellersta samt<br />
främre som leder impulserna till AV-knutan. Från AV-knutan leds signalerna ner genom Hisbunten<br />
och ut i respektive kammare genom höger och vänster skänkel. Dessa ledningar består<br />
<strong>av</strong> specialiserade muskelceller samt Purkinjefibrer. 9<br />
8 Medicinsk teknik<br />
9 Clinical Anatomy for Medical Students, s. 96-97<br />
10 Pacemakern och hjärtat s. 95<br />
Figur 2.3 Hjärtats retledningssystem. 10<br />
15
2.2 Hjärtrytmsrubbningar<br />
Hjärtrytmsrubbningar eller arytmier är en generell beteckning <strong>för</strong> en mängd olika<br />
sjukdomstillstånd som kan drabba hjärtat. Orsaken till arytmin kan vara primär eller sekundär.<br />
Med primära orsaker menas <strong>elektrisk</strong>a problem i hjärtvävnadens retledningssystem. Klaffel<br />
eller muskelskador kan också vara en källa till rubbningar i hjärtats funktion men då talar man<br />
om sekundära orsaker. Dessa sekundära orsaker kan även påverka hjärtats <strong>elektrisk</strong>a<br />
aktivitet 11 .<br />
2.2.1 Bradyarytmier<br />
Bradyarytmi uppstår som ett resultat <strong>av</strong> en störning i formationen <strong>av</strong> en signal eller på grund<br />
<strong>av</strong> störningar eller hinder i impulsens ledningsväg. Man delar in dessa typer <strong>av</strong><br />
impulsstörningar i <strong>för</strong>sta, andra och tredje ordningens blockeringar. Det kan vara antingen<br />
Sinusknutan (sino-atrial-knuta) eller AV knutan (atrial-ventrikulär-knuta) som påverkas.<br />
• Första ordningens blockering innebär att en signal leds vidare genom hjärtvävnaden men<br />
dess tid <strong>för</strong>längs.<br />
• Andra ordningens blockering betyder att vissa impulser blockeras fullständigt men att<br />
andra kan passera utan hinder.<br />
• En tredje ordningens blockering innebär att inga pulser leds vidare. Detta leder vanligen<br />
till att ett nytt område i hjärtat kan överta funktionen.<br />
Den medicinska termen Sinus Bradykardi används då hjärtverksamheten är långsammare än<br />
det normala talet på 60 – 70 slag per minut. Hos en person med diagnostiserad Bradykardi<br />
<strong>av</strong>ger Sinusknutan < 50 impulser per minut. Bradykardi kan orsakas <strong>av</strong> en blockering <strong>av</strong><br />
Sinusknutan. Vissa signaler kan passera utan hinder medan andra blockeras. Mönstret <strong>för</strong><br />
impulsblockeringen kan vara regelbundet eller oregelbundet. Denna typ <strong>av</strong> blockering är ett<br />
exempel på ett andra ordningens SA block. Om endast var tredje impuls leds vidare kallas<br />
detta <strong>för</strong> en 3:1 blockering. Vid 3:2 blockering leds två <strong>av</strong> tre impulser vidare medan den<br />
tredje blockeras 12 .<br />
Sinus arrest är ett exempel på en störning i formationen <strong>av</strong> en signal. Den så kallade P-vågen<br />
(<strong>för</strong>makets kontraktion) i ett EKG uppträder <strong>för</strong>st efter en lång paus, se figur 2.4. Impulser<br />
från Sinusknutan uteblir. Detta beror på att cellerna har <strong>för</strong>lorat sin självdepolariserande<br />
<strong>för</strong>måga (kan liknas vid ett tredje ordningens SA block). Detta leder till att diastole blir<br />
<strong>för</strong>längt eftersom enstaka slag uteblir. Vid ihållande arrest kan impulsbildningen dock övertas<br />
<strong>av</strong> ett annat område i hjärtat, impulsbildningen byter fokus. I många fall övertas funktionen <strong>av</strong><br />
AV-noden.<br />
Figur 2.4 Exempel på utebliven signal, p-vågen uppträder inte på <strong>för</strong>väntat ställe.<br />
(www.praktiskmedicin.com)<br />
11 Hjärtrytmsrubbningar<br />
12 Pacemakern och hjärtat sid 120<br />
Vid arrest kan<br />
långa perioder<br />
med utebliven<br />
aktivitet uppstå.<br />
16<br />
P-vågen är<br />
benämningen<br />
<strong>för</strong> <strong>för</strong>makets<br />
kontraktion i ett<br />
EKG
Bradyarytmier kan även uppstå som ett resultat <strong>av</strong> störningar i ledningsvägen från AV knutan<br />
till kamrarna. Detta är vanligt hos äldre patienter. Fördröjningen hos AV knutan <strong>för</strong>längs<br />
normalt med stigande ålder eller på grund <strong>av</strong> medicinering, till exempel med betablockerare.<br />
Man kallar detta <strong>för</strong> ett <strong>för</strong>sta ordningens AV block. Alla pulser leds vidare men P-Q<br />
intervallet är <strong>för</strong>längt (längre än 210 ms) 13 .<br />
Vid ett tredje ordningens AV block kan inga signaler ledas vidare och depolarisera kamrarna.<br />
Normalt upprättas en ny fokus kort efter arresten strax under AV knutan vilket innebär att<br />
hjärtats pumpande funktion kan upprätthållas. Denna nya fokus är dock långsammare vilket<br />
leder till en sänkt hjärtrytm. Om blodflödet upphör till följd <strong>av</strong> en AV blockering som är<br />
närvarande längre än 20 sekunder drabbas man <strong>av</strong> medvetslöshet och eventuellt hjärnskador<br />
till följd <strong>av</strong> syrebrist. Detta tillstånd kallas även Adam Stokes attack 14 .<br />
Figur 2.5 Exempel på olika typer <strong>av</strong> blockeringar som kan uppstå i hjärtats retledningssystem.<br />
(Pacemakern och hjärtat s 119 )<br />
2.2.2 Takyarytmier<br />
Till skillnad från Bradykardi där hjärtat arbetar med en onormalt långsam puls är Sinus<br />
Takykardi ett tillstånd där hjärtat arbetar med en kraftigt <strong>för</strong>höjd puls. Vanligen diagnostiseras<br />
Takykardi då Sinusknutan <strong>av</strong>ger > 100 impulser per minut 15 .<br />
Om ytterligare ledningsbanor finns närvarande till exempel på grund <strong>av</strong> WPW-syndrom 16 vid<br />
sidan <strong>av</strong> de normalt <strong>för</strong>ekommande kan en så kallad re-entry Takykardi uppstå. En och<br />
samma impuls från Sinusknutan leds dels via AV knutan och dels via flera extra<br />
ledningsbanor till kammaren. De två depolarisationsvågorna möts och <strong>för</strong>enas. Normalt<br />
skapar detta fenomen inga problem <strong>för</strong> en i övrigt frisk person. Under vissa omständigheter<br />
kan de två ledningsvägarna börja samverka och skapa en oändlig loop, re-entry Takykardi.<br />
Detta tillstånd leder till en reducerad kapacitet hos hjärtat (uppkomst <strong>av</strong> delt<strong>av</strong>åg som kan<br />
identifieras på EKG) samt en onormalt snabb hjärtrytm 17 .<br />
13 Pacemakern och hjärtat s. 118, 125<br />
14 Pacemakern och hjärtat s. 129<br />
15 www.praktiskmedicin.se<br />
16 Wolff-Parkinson-Whites syndrome<br />
17 Pacemakern och hjärtat s. 139<br />
17
Hjärtceller utan<strong>för</strong> hjärtats retledningssystem saknar normalt <strong>för</strong>måga att självdepolariseras.<br />
Denna <strong>för</strong>måga kan under vissa omständigheter utvecklas, till exempel vid:<br />
• Förhöjning <strong>av</strong> cellmembranets potential<br />
• Yttre mekanisk påverkan<br />
• Hjärtinfarkt<br />
Denna <strong>för</strong>måga oss hjärtceller kan vara en orsak till begynnande re-entry Takykardi 18 .<br />
2.2.3 Förmaksflimmer<br />
Detta arbete syftar främst att undersöka möjligheten att behandla <strong>för</strong>maksflimmer med hjälp<br />
<strong>av</strong> <strong>elektroder</strong> fästa i direkt anslutning till epikardiet. Förmaksflimmer är en vanlig hjärtrytmsrubbning<br />
som drabbar en stor andel <strong>av</strong> befolkningen. 90000 personer lider uppskattningsvis<br />
<strong>av</strong> denna sjukdom enbart i Sverige. Siffran <strong>för</strong> hela världen beräknas ligga någonstans runt<br />
fem miljoner människor. Risken <strong>för</strong> att drabbas ökar med stigande ålder och det har enligt<br />
undersökningar visat sig att andelen fall <strong>av</strong> <strong>för</strong>maksflimmer är cirka 50 % högre bland män.<br />
Ungefär 5 % <strong>av</strong> befolkningen över 70 år beräknas lida <strong>av</strong> kroniskt <strong>för</strong>maksflimmer varvid<br />
denna grupp står <strong>för</strong> huvuddelen <strong>av</strong> alla diagnostiserade fall 19 . Utöver detta antal tillkommer<br />
även en betydande grupp med paroxysmalt (intermittent) <strong>för</strong>maksflimmer.<br />
Förekomsten <strong>av</strong> <strong>för</strong>maksflimmer har visat sig vara särskilt hög vid klaffsjukdom,<br />
<strong>för</strong>maksseptumdefekt och vid olika former <strong>av</strong> perikardsjukdomar, se tabell 2.1.<br />
Förmaksflimmer yttrar sig i direkt genom en reduktion i hjärtats kapacitet men ökar även<br />
risken <strong>för</strong> andra sjukdomssymtom, till exempel är sannolikheten <strong>för</strong> tromboemboliska<br />
komplikationer hög. Vanligast är stroke, där patienter med <strong>för</strong>maksflimmer löper 5-6 gånger<br />
högre risk att drabbas. Särskilt hög risk löper där<strong>för</strong> personer med hög ålder kombinerat med<br />
samtidig närvaro <strong>av</strong> annan hjärtsjukdom 20 .<br />
Klaffsjukdom<br />
Kardiomyopati<br />
mitralisstenosis 41%<br />
mitralisinsuffiens 75%<br />
aortastenosis 1%<br />
kongestiv 25%<br />
hypertrofisk 10%<br />
Perikardsjukdom<br />
akut perikardit 5%<br />
konstriktiv perikardit 35%<br />
Övrigt<br />
<strong>för</strong>maksseptumdefekt 53%<br />
efter hjärtinfarkt 10-15%<br />
Modifierat efter referens. (Rapport från Socialstyrelsens kardiologiska expertgrupp, 1997)<br />
Tabell 2.1 Förekomst <strong>av</strong> <strong>för</strong>maksflimmer i olika diagnoskategorier<br />
18<br />
Pacemakern och hjärtat s. 145<br />
19<br />
Rapport från Socialstyrelsens kardiologiska expertgrupp, 1997, Förmaksflimmer: Epidemiologi, morbiditet<br />
och prognos<br />
20<br />
Rapport från Socialstyrelsens kardiologiska expertgrupp, 1997, Förmaksflimmer som orsak till hjärninfarkt<br />
18
Vanliga symtom hos patienter med <strong>för</strong>maksflimmer är bröstsmärta, orkeslöshet och man blir<br />
andfådd <strong>av</strong> minsta ansträngning. Även det psykologiska tillståndet kan påverkas negativt<br />
eftersom många känner stort obehag vid flimmerattacker. Symtomen varierar från patient till<br />
patient och kan vara mer eller mindre allvarliga 21 .<br />
Hos personer med <strong>för</strong>maksflimmer kontraheras <strong>för</strong>maken inte i samma takt som kamrarna.<br />
Förmaken kontraheras mycket snabbt, upp till 350 - 600 kontraktioner per minut 22 . Med<br />
denna snabba rytm kan <strong>för</strong>maken inte arbeta effektivt. Förmaksrytmen blir oregelbunden,<br />
”flimrar”. Flimret initieras <strong>av</strong> <strong>för</strong>ekomst <strong>av</strong> extra internodala ledningsbanor inom <strong>för</strong>maket<br />
och/eller multipla fokus som antagit Sinusknutans <strong>för</strong>måga att spontant självdepolariseras.<br />
När <strong>för</strong>maksflimmer utvecklas genereras flera <strong>elektrisk</strong>a impulser samtidigt istället <strong>för</strong> en<br />
enda. Den snabba kontraktionen hos <strong>för</strong>maket uppkommer på grund <strong>av</strong> att cellerna i <strong>för</strong>maket<br />
<strong>för</strong>söker att ”svara” på alla signaler. De extra ledningsbanorna tillåter dessutom signaler att<br />
smita tillbaka flera gånger vilket får <strong>för</strong>maken att kontraheras. Signalvägarna genom <strong>för</strong>maket<br />
är således återkopplade. Denna typ <strong>av</strong> störning i hjärtats <strong>elektrisk</strong>a retledningsystem är<br />
ytterligare en variant <strong>av</strong> det tidigare diskuterade re-entry fenomenet som uppstår under vissa<br />
<strong>för</strong>hållanden.<br />
AV knutan blockerar emellertid dessa signaler vilket betyder att kamrarna inte följer<br />
<strong>för</strong>makets snabba rytm. Blockeringen kan dock vara oregelbunden vilket leder till att hjärtat<br />
till exempel kan slå långsammare än normalt följt <strong>av</strong> perioder med mycket snabb<br />
kammarfrekvens 23 .<br />
Diagnos kan ställas med hjälp <strong>av</strong> EKG. Ett typiskt utseende är en oregelbunden rytm utan<br />
<strong>för</strong>egående aktivitet från Sinusknutan 24 . Som kan ses i figur 2.6 saknas p-våg<br />
(<strong>för</strong>makskontraktion) <strong>för</strong>e varje QRS-komplex. Hjärtfrekvensen kan variera från långsam,<br />
normal till snabb rytm.<br />
Kammarens<br />
kontraktion kallas<br />
QRS-komplex i en<br />
EKG kurva<br />
Figur 2.6 Frånvaro <strong>av</strong> homogena p-vågor <strong>för</strong>e varje QRS-komplex kan vara ett tecken på <strong>för</strong>maksflimmer.<br />
(www.praktiskmedicin.se)<br />
2.2.4 Paroxysmalt <strong>för</strong>maksflimmer<br />
Paroxysmalt <strong>för</strong>maksflimmer 25 uppträder vanligen efter öppen hjärtkirurgi men en betydande<br />
del <strong>av</strong> befolkningen har även flimmersymtom preoperativt. Antalet dokumenterade fall är<br />
betydande trots att mörkertalet antas vara stort. Andelen med postoperativt <strong>för</strong>maksflimmer<br />
varierar mellan 10 – 40 % beroende på ingreppets typ 26 . Uppkomsten <strong>av</strong> detta fenomen<br />
påverkar den läkande processen negativt. Det saknas idag mycket kunskap om orsaken till<br />
21 Att <strong>för</strong>stå <strong>för</strong>maksflimmer, St.Jude Medical, 2003<br />
22 Tomczak et al, 2001<br />
23 Lindgren A, Jansson S, 1992 sid 146<br />
24 www.praktiskmedicin.se, 2004<br />
25 Förmaksflimmer som uppstår och <strong>för</strong>svinner spontant, se även ordlista, bilaga Y.10.<br />
26 Rapport från Socialstyrelsens kardiologiska expertgrupp, 1997, Paroxysmalt <strong>för</strong>maksflimmer<br />
19
denna komplikation men undersökningar pekar på att ökande ålder är den viktigaste faktorn<br />
<strong>för</strong> uppkomst <strong>av</strong> postoperativt <strong>för</strong>maksflimmer.<br />
2.2.5 Förmaksfladder<br />
Orsaken till <strong>för</strong>maksfladder liknar den tidigare beskrivningen om <strong>för</strong>maksflimmer. Fladder<br />
uppkommer på grund <strong>av</strong> extra internodala ledningsbanor inom <strong>för</strong>maket. Signalvägarna är<br />
återkopplade vilket leder till att en signal från Sinusknutan återinträder och stimulerar<br />
<strong>för</strong>maket till kontraktion. Depolariseringen sker här regelbundet med en ungefärlig hastighet<br />
<strong>av</strong> 250-300 slag per minut. Den snabba rytmen minskar <strong>för</strong>makets pumpande bidrag och<br />
sänker där<strong>för</strong> hjärtats totala kapacitet. AV knutans barriär funktion hindrar ”fladder” att<br />
stimulera kamrarna. Blockeringen är oftast periodisk vilket gör att kammarfrekvensen blir<br />
regelbunden. Fladder kan där<strong>för</strong> särskiljas från flimmer på grund <strong>av</strong> den regelbundna<br />
rytmen 27 .<br />
Figur 2.7 a Förmaksfladder (Lindgren A, Jansson S, 1992 sid 146)<br />
Figur 2.7 b Förmaksflimmer. (Lindgren A, Jansson S, 1992 sid 146)<br />
2.3 Öppen hjärtkirurgi <strong>för</strong> <strong>behandling</strong> <strong>av</strong> <strong>för</strong>maksflimmer<br />
Med tanke på de allvarliga komplikationer som är kopplade till <strong>för</strong>maksflimmer är det i<br />
många fall nödvändigt att återställa sinusrytmen. Den vanligaste <strong>behandling</strong>en <strong>av</strong> flimmer är<br />
genom antiarytmika. Nackdelen med medicinsk <strong>behandling</strong> är att denna enbart kan<br />
27 Pacemakern och hjärtat s. 146<br />
20
frekvensreglera <strong>för</strong>maksflimmer. Andra <strong>behandling</strong>smetoder är kateterburen teknik där<br />
områden i hjärtat bränns bort kombinerat med efterföljande <strong>behandling</strong> <strong>av</strong> pacemaker 28 .<br />
En metod <strong>för</strong> <strong>behandling</strong> <strong>av</strong> <strong>för</strong>maksflimmer är den så kallade Mazeoperationen. Tekniken<br />
utvecklades <strong>av</strong> James Cox i USA i slutet på 1980-talet. Denna teknik innebär att man med<br />
öppen hjärtkirurgi återställer sinusrytmen och <strong>för</strong>hindrar uppkomsten <strong>av</strong> <strong>för</strong>maksflimmer.<br />
Flimmer orsakas som tidigare nämnts bland annat <strong>av</strong> återkopplade banor inom <strong>för</strong>maket, reentry<br />
Takykardi. I Mazeoperationen skapas något som kan liknas vid en labyrint <strong>för</strong> signaler i<br />
<strong>för</strong>maket. Uppgiften hos denna är att leda signaler från Sinusknutan ner till kammaren samt<br />
att <strong>för</strong>hindra att oönskade signaler stimulerar <strong>för</strong>maket. Denna labyrint (eng. maze) skapas<br />
genom snitt i myokardiet – hjärtats muskelvävnad. Snitten ut<strong>för</strong>s efter ett speciellt mönster<br />
baserat på James Cox ursprungliga metod. Hjärtmuskelvävnaden där snitten läggs läker och<br />
ärrvävnad bildas. Denna vävnad hindrar effektivt uppkomsten <strong>av</strong> återkopplade ledningsbanor<br />
inom <strong>för</strong>maket 29 .<br />
Figur 2.8 visar hur mönstret <strong>för</strong> snitten i <strong>för</strong>makets muskelvävnad kan se ut. De prickade<br />
linjerna visar snittens placering. Den tjocka breda pilen symboliserar den ”rätta” impulsens<br />
bana från Sinusknutan ner till AV knutan. Som kan ses i figuren nedan hindras ett antal<br />
felaktiga impulser (tunna pilar) att återinträda och stimulera <strong>för</strong>maket.<br />
Figur2.8 En labyrint skapas <strong>för</strong> att hindra uppkomsten <strong>av</strong> återkopplade re-entry banor inom <strong>för</strong>maket.<br />
(Referens: http://www.ctsnet.org)<br />
Försöken tyder på mycket goda resultat. Uppföljningar gjorda <strong>av</strong> James Cox visar att andelen<br />
med återställd sinusrytm efter operationen var i det närmaste 100 %. Huvuddelen <strong>av</strong><br />
patienterna var utan antiarytmisk <strong>behandling</strong> (93 %) och hos resterande patienter kunde<br />
sinusrytmen återställas med hjälp <strong>av</strong> medicinering (7 %) 30 .<br />
Öppen hjärtkirurgi är naturligtvis en stor och komplicerad operation och kan där<strong>för</strong> ses som<br />
en attraktiv metod endast då andra <strong>behandling</strong>salternativ inte är möjliga. Mazetekniken är<br />
även en <strong>för</strong>störande teknik där delar <strong>av</strong> hjärtat påverkas permanent vilket alltid innebär en viss<br />
risk.<br />
28 Hjärtrytmsrubbningar<br />
29 www.ctsnet.org<br />
30 Hjärtrytmsrubbningar<br />
21
2.4 Teknisk bakgrund<br />
Till skillnad mot andra hjärtarytmier är läkemedel det absolut vanligaste sättet att behandla<br />
<strong>för</strong>maksarytmi. På grund <strong>av</strong> de många olika typerna <strong>av</strong> arytmier och den uppsjö <strong>av</strong> läkemedel<br />
som finns kräver en sådan <strong>behandling</strong> <strong>för</strong>st en noggrann analys <strong>av</strong> patienten, <strong>av</strong> typen vilken<br />
sorts arytmi ska <strong>av</strong>hjälpas, på vilket sätt görs detta mest effektivt, vilka bieffekter kan<br />
<strong>för</strong>väntas och vilka är godtagbara <strong>för</strong> patienten 31 . Ofta hjälper bara läkemedel en kortare tid,<br />
flimmer återkommer i över hälften <strong>av</strong> alla fall och ny analys måste då göras <strong>för</strong> att på nytt<br />
kunna bestämma lämplig <strong>behandling</strong>.<br />
Alternativ <strong>behandling</strong>smetod till läkemedel är att på <strong>elektrisk</strong> väg <strong>av</strong>bryta ett felaktigt<br />
<strong>för</strong>maksbeteende. Man har två alternativ, att ta över den spontana stimuleringen <strong>av</strong> <strong>för</strong>maket<br />
(pacing), eller att chocka hjärtat, så kallad defibrillering, tillbaka till normal rytm. Vid arytmin<br />
<strong>för</strong>maksflimmer är defibrillering eller så kallad ”overdrive pacing” vanligast, som går ut på att<br />
känna <strong>av</strong> <strong>för</strong>makets spontana frekvens och sedan stimulera med en något snabbare rytm.<br />
Det finns en mängd olika <strong>elektroder</strong> <strong>för</strong> detektering och <strong>av</strong>hjälpande <strong>av</strong> <strong>för</strong>maksarytmier på<br />
marknaden. Vanligast är de många olika typer <strong>av</strong> endokardiella <strong>elektroder</strong> som finns, som<br />
alltså ansluts till muskulaturen från hjärtats insida. Dagens inplanterbara pacemakers och<br />
defibrillatorer använder sig nästan uteslutande <strong>av</strong> dessa, som då <strong>för</strong>s in via vener och klaffar<br />
<strong>för</strong> att nå in i <strong>för</strong>mak och kammare. Problem med dessa <strong>elektroder</strong> är att de efter en tids<br />
användning kan vara svåra att få ut eftersom de hakat och växt fast i nätverket <strong>av</strong> trådar inuti<br />
hålrummen, och där<strong>för</strong> ofta måste lämnas kvar i kroppen. Detta är en nackdel om de ska<br />
användas vid tillfällig pacing-hjälp.<br />
Figur 2.9 Medtronics Streamline (monopolär) 32<br />
Det finns även flera olika epi- och myokardiella <strong>elektroder</strong>, som alltså anlägger mot hjärtats<br />
utsida. Dessa kan appliceras både via öppen bröstkorgskirurgi och via skonsammare<br />
titthålskirurgi. Nästan samtliga <strong>elektroder</strong> <strong>av</strong> detta slaget perforerar dock hjärtvävnaden på ett<br />
eller annat sätt, vid fästpunkter om de sys fast och/eller vid själva elektrodspetsen.<br />
Hjärtvävnaden är mycket tunn på <strong>för</strong>maket och kan där<strong>för</strong> ta skada <strong>av</strong> att genomborras eller<br />
<strong>av</strong> att ett främmande <strong>för</strong>emål <strong>för</strong>s in. Blödningar kan uppstå och ofta ändras de <strong>elektrisk</strong>a<br />
31 Tamargo J et al, Pharmacological approaches in the treatment of atrial fibrillation, 2004<br />
32 http://www.medtronic.com/cardsurgery/products/lead_6500.html, 2004<br />
22
egenskaperna radikalt under de <strong>för</strong>sta dagarna efter en implantation, på grund <strong>av</strong> att<br />
läkeprocessen snabbt omformar vävnaden runt elektroden. Förmakets rörlighet <strong>för</strong>sämras<br />
även om en stor patchelektrod fästs med flera fästpunkter med stor utbredningsyta.<br />
Figur 2.10 Två epikardie<strong>elektroder</strong> 33<br />
Postoperativt <strong>för</strong>maksflimmer är vanligt efter öppen hjärtkirurgi. Det är den vanligaste<br />
hjärtarytmin och uppkommer hos 10-40 % <strong>av</strong> patienter som genomgått operation. Oftast<br />
uppkommer flimmer 2-3 dagar efter operation och kan vara mycket allvarligt <strong>för</strong> patienter<br />
med nedsatt hjärtfunktion. Epikardiella <strong>elektroder</strong> har visat sig mycket lämpliga vid en sådan<br />
situation. I en större studie med 70 patienter som genomgått öppen hjärtkirurgi, kunde<br />
temporära epikardiella <strong>elektroder</strong> framgångsrikt användas <strong>för</strong> diagnostisering och/eller<br />
<strong>behandling</strong> i inte mindre än 81 % <strong>av</strong> fallen 34<br />
Överlag har användandet <strong>av</strong> tillfälliga epikardiella <strong>elektroder</strong> vid diagnostisering och<br />
<strong>behandling</strong> <strong>av</strong> postoperativa arytmier visat sig vara mycket säkert. En skrift rapporterar om<br />
enbart 3 fall med tillstötande större problem vid användning på <strong>för</strong>maket hos över 9000<br />
patienter, dessa problem hade alla att göra med komplikationer vid borttagandet <strong>av</strong><br />
<strong>elektroder</strong>na. Lätta blödningar är vanliga vid borttagandet, men mycket sällan är den så<br />
kraftig att den kräver <strong>behandling</strong> 35 .<br />
Det finns andra typer <strong>av</strong> <strong>elektroder</strong> under utveckling. Överläkare Jan van der Linden på<br />
Huddinge Sjukhus har tagit fram en temporär elektrod som kläms fast på epikardiet, utan att<br />
nämnvärt skada vävnaden. Elektroden har visat sig ha <strong>för</strong>delar men även vissa nackdelar, så<br />
vidare utveckling är nödvändig.<br />
Utöver läkemedel och <strong>elektrisk</strong> <strong>behandling</strong> kan även kirurgiska ingrepp användas <strong>för</strong> att<br />
<strong>av</strong>hjälpa <strong>för</strong>maksarytmier. Ett ingrepp som visat sig fungera relativt bra är den så kallade<br />
Cox-maze operationen (se <strong>för</strong>egående kapitel).<br />
2.4.1 Pacemakerteknologi<br />
Den <strong>för</strong>sta inplanterbara pacemakern innehöll bara två transistorer, medan världens idag<br />
minsta pacemaker, Microny från St Jude Medical, innehåller ca 200 000 transistorfunktioner.<br />
På samma sätt har pacemakerns funktion utvecklats. Förutom att kunna <strong>av</strong>ge<br />
stimulationspulser har en modern pacemaker flera andra uppgifter, såsom <strong>av</strong>känning <strong>av</strong><br />
spontan hjärtverksamhet, telemetrikommunikation med omvärlden, lagring <strong>av</strong> EKG och<br />
driftstatistik och omprogrammerbarhet. Precis som annan teknik runt omkring oss så har<br />
storleken på pacemakern minskat samtidigt som funktionaliteten ökat, Microny väger inte mer<br />
33 Pacemakern och hjärtat, s 168<br />
34 Waldo AL, MacLean WAH, Cooper TB et al, 1978.<br />
35 Waldo AL, Henthorne RW, 1980.<br />
23
än en femkrona. Elektroniken byggs i lågvolts CMOS-teknik, där miniatyrisering,<br />
ström<strong>för</strong>brukning och till<strong>för</strong>litlighet är viktiga aspekter 36 .<br />
Figur 2.11 Schematisk bild <strong>av</strong> enkel pacemaker<br />
Enkelt beskrivet fungerar en pacemaker på följande sätt (se figur 2.11): Pulsenheten laddar en<br />
kondensator till en <strong>för</strong>bestämd spänning. Vid signal från kontrollenheten bryter sensorenheten<br />
sin kontakt med hjärtelektroden, samtidigt som pulsenheten släpper kondensatorns laddning,<br />
den ger en puls till hjärtat. Att sensorenheten bryter kontakten medan urladdning sker beror på<br />
att de signaler denna detekterar ligger på en <strong>av</strong>sevärt mycket lägre spänningsnivå än den puls<br />
som skickas till hjärtat, pulsen skulle kunna skada sensorelektroniken eller få enheten att<br />
skicka felaktiga data. Den tid sensorenheten är <strong>av</strong>stängd kallas på engelska ”blanking<br />
period” 37 .<br />
Figur 2.12 Enkel pulsenhet och schematisk bild <strong>av</strong> sensorenhet<br />
36 Håkan Elmqvist, Maj 2002, Pacemakerteknik – ett kortfattat kompendium.<br />
37 Sanjeev Saksena & Nora Goldschlager, 1990, Electrical therapy for cardiac arrhythmias<br />
24
3. Design <strong>av</strong> <strong>elektroder</strong> och dess anslutningssystem<br />
Två olika elektrodhuvud har tagits fram, ett monopolärt och ett bipolärt. Detta <strong>för</strong> att kunna<br />
undersöka om en elektrod kan innehålla både anod och katod eller om det krävs en längre<br />
sträcka i epikardiet där strömmen färdas. Målet med de monopolära <strong>elektroder</strong>na är att de<br />
skall vara mindre samt ha en smidigare ledare. Fördelen med de bipolära är att man får ett mer<br />
koncentrerad spänningsfält på epikardiet och man vet mer precis vilket område på <strong>för</strong>maket<br />
som stimuleras.<br />
3.1 Elektroddesign<br />
3.1.1 Elektrodhuvud<br />
Anoden på båda elektrodhuvudena utgörs <strong>av</strong> en rundst<strong>av</strong> <strong>av</strong> rostfritt stål (SS-2346) med en<br />
diameter på tre millimeter. Att denna yta valts som stimulationsyta baseras på de tester om<br />
restpolarisation som vi ut<strong>för</strong>t. Se kapitel 8.1. Alla metalldelar som är i kontakt med hjärtat är<br />
tillverkade <strong>av</strong> rostfritt stål (SS-2346) <strong>för</strong> att under kortare tider vara biokompatibla med<br />
epikardiet.<br />
Båda elektrodhuvudena har en fri yta på cirka tjugoen kvadratmillimeter som utgör den del<br />
där undertrycket mot epikardiet byggs upp. Empiriska <strong>för</strong>sök har visat att det är ungefär den<br />
yta som krävs och där<strong>för</strong> kan inte elektrodhuvudena få mycket mindre ytterdiameter än sju<br />
millimeter. Slangen som används <strong>för</strong> att skapa det undertryck som fäster elektrodhuvudet mot<br />
epikardiet har en ytterdiameter på tre millimeter <strong>för</strong> att kunna motstå det undertryck som<br />
krävs och innehålla ledarna samt suga bort eventuell vätska från epikardiet. Därmed kan<br />
elektrodhuvudena inte göras mycket lägre än mellan fyra och en halv och fem millimeter.<br />
Bipolära elektrodhuvud<br />
Det bipolära elektrodhuvudet bygger på att hela höljet till elektrodhuvudet är en del <strong>av</strong><br />
katoden som isoleras från anoden i mitten genom en platta <strong>av</strong> plexiglas. Delarna monteras<br />
ihop med Epoxy tvåkomponentslim från Loctite AB. 38 Lödningarna som sätter anoden och<br />
katoden i kontakt med ledarna görs med hjälp <strong>av</strong> lödtenn från Multicore <strong>av</strong> modellen Crystal<br />
som består <strong>av</strong> 60 % tenn och 40 % bly. 39<br />
Figur 3.1 Design<strong>för</strong>slag och slutgiltig version <strong>av</strong> bipolärt elektrodhuvud.<br />
38 http://www.loctite.se/pdf/Epoxy_swe.pdf , hämtat 2004-03-22<br />
39 http://www.elfa.se/elfa/produkter/se/2016187.htm , hämtat 2004-03-22<br />
25
Att dessa båda detaljer inte är biokompatibla löses genom att allt utom kontaktytorna lackas<br />
med biokompatibelt klarlack när monteringen är färdig. Detta gör även att strömmen tvingas<br />
gå via epikardiet även om elektrodhuvudet vid stimulering skulle vara fyllt <strong>av</strong> vätska samt att<br />
ytterdelen <strong>av</strong> höljet inte blir <strong>elektrisk</strong>t ledande. I den <strong>för</strong>sta prototypen löstes problemet med<br />
det ledande höljet genom att tillverka höljet helt i plexiglas och sedan lägga anoden som en<br />
ring på höljets insida. Detta ledde dock till att elektrodhuvudet blev två millimeter större i<br />
diameter, samt att en ficka bildades mellan plexiglaset och katoden, vilket skulle kunna leda<br />
till problem med de hygieniska kr<strong>av</strong>en. Där<strong>för</strong> togs i stället modellen med höljet och anoden i<br />
samma rostfria bit fram.<br />
Monopolära elektrodhuvud<br />
Det monopolära elektrodhuvudet är i huvudsak uppbyggt <strong>av</strong> plexiglas som skapar det<br />
utrymme där undertrycket byggs upp. I mitten är en kontaktpunkt <strong>av</strong> rostfritt stål (även här<br />
SS-2346) placerad. Kontaktpunkten kan användas som antingen anod eller katod beroende på<br />
hur den monopolära elektroden placeras på <strong>för</strong>maket och hur man vill att strömmen skall gå<br />
genom <strong>för</strong>maket. Detta elektrodhuvud kan göras aningen lägre än det bipolära eftersom ingen<br />
isolering i botten <strong>av</strong> kontaktpunkten behövs. Å andra sidan kräver slangens infästning en hel<br />
del material på höjden vilket leder till att skillnaden inte blir särskilt stor. Fördelen med det<br />
monopolära elektrodhuvudet är att det är lättare att tillverka eftersom plexiglas är lättare att<br />
arbeta med och färre antal delar behövs. Detta leder till att de monopolära <strong>elektroder</strong>na blir<br />
enklare att tillverka, billigare och ledaren blir smidigare eftersom endast en kabel behöver<br />
dras i silikonslangen.<br />
Figur 3.2 Design<strong>för</strong>slag och slutgiltig version <strong>av</strong> monopolärt elektrodhuvud.<br />
26
3.1.2 Ledare<br />
Som ledare mellan elektrodhuvudet och kontakten används kopparkabel som är 0.20 mm i<br />
diameter och lackad med modifierad polyuretanlack. 40 Detta gör att ledaren blir smidig och<br />
lacken bidrar till att de två kablarna blir isolerade från varandra samt att utrustningen kan<br />
steriliseras på ett tillfredställande sätt. Kablarna dras sedan i en silikonslang som har en<br />
ytterdiameter på 3.0 mm och en innerdiameter på 1.5 mm. Denna slang har vi funnit optimal<br />
med tanke på smidighet, <strong>för</strong>måga att klara <strong>av</strong> undertryck samt att kunna suga bort blod och<br />
vätska från elektrodhuvudet. Tidigare användning <strong>av</strong> silikon som material inom<br />
pacemakerteknologi visar att detta material är väl beprövat och biokompatibelt. 41 Den slutliga<br />
längden på ledaren uppgår till totalt en och en halv meter 42 där de sista tio centimetrarna<br />
skiljer de <strong>elektrisk</strong>a ledarna från vakuumsystemet i en Y-<strong>för</strong>grening. Vakuumsystemet<br />
kopplas in med hjälp <strong>av</strong> ett system <strong>av</strong> Luer-kopplingar, som är standard inom sjukvården.<br />
3.1.3 Kontakt<br />
Som kontakt från ledaren används standardiserade 2-poliga 1.5 millimeters stereokontakter.<br />
Dessa är billiga, lätta att montera och klarar väl <strong>av</strong> att leverera de spänningar vi önskar i båda<br />
riktningarna. När kontakten monteras ihop med ett bipolärt elektrodhuvud skall kontaktytan i<br />
bakre delen <strong>av</strong> kontakten lödas ihop med anoden (mittendelen) och spetsen på kontakten med<br />
katoden (ringytan). Idéer på att ha både vakuumsystemet och det <strong>elektrisk</strong>a systemet i en och<br />
samma kontakt har funnits, men någon lösning på den idén har ännu ej tagits fram.<br />
Figur3.3. Kontakten till elektroniken.<br />
Figur3.4. Hela elektroden sammansatt.<br />
40 Enligt information från ELFAs tekniska informations<strong>av</strong>delning.<br />
41 Design of cardiac pacemakers, kap. 6, s. 156<br />
42 Enligt önskemål från Docent Jan van der Linden<br />
27
3.2 Design <strong>av</strong> vakuumsystem och panel<br />
För att utrustningen skall kunna användas på ett enkelt sätt i operationssalen krävs en smidig<br />
och lättanvänd uppbyggnad som samtidigt är pålitlig. Ett sätt att lösa placering och<br />
användandet <strong>av</strong> MultiPace ansågs vara att placera systemet på en fristående vagn och sätta<br />
fast en lamparm med <strong>elektroder</strong>nas anslutningspanel på. På så sätt kan <strong>elektroder</strong>nas ledare<br />
göras kortare och kirurgen kan flytta på panelen på ett enkelt sätt. Dock uppfanns inte denna<br />
lösning <strong>för</strong>rän efter det att <strong>elektroder</strong>na tillverkats vilket leder till att de levererade<br />
<strong>elektroder</strong>na är längre än vad de behöver vara, vilket det bör tas hänsyn till vid vidare<br />
tillverkning. Lämplig längd bör <strong>av</strong> steriliseringstekniska skäl vara mellan 75 och 100<br />
centimeter.<br />
3.2.1 Vakuumsystemet<br />
Det vakuumsystem som används <strong>för</strong> att fästa <strong>elektroder</strong>na vid epikardiet bygger på en enkel<br />
vakuumpump som levererar ett undertryck på 0.3bar vilket via en vätske<strong>av</strong>skiljare och ett<br />
slangsystem inne i anslutningspanelen <strong>för</strong>delas på de <strong>elektroder</strong> som kirurgen önskar använda.<br />
Pump Vätske<strong>av</strong>skiljare Elektrodernas<br />
anslutningspanel Elektrod<br />
Figur 3.5 Vakuumsystemets uppbyggnad.<br />
3.2.2 Elektrodernas anslutningspanel<br />
Den panel där <strong>elektroder</strong>na ansluts byggs upp på en låda <strong>av</strong> två millimeters aluminiumplåt<br />
som <strong>för</strong>ses med tretton <strong>elektrisk</strong>a och tretton vakuumanslutningar på fronten. Tolv <strong>av</strong> dessa<br />
kan användas <strong>för</strong> upp till tolv <strong>elektroder</strong> och den trettonde är till <strong>för</strong> den gemensamma jord<br />
som systemet kräver. För att vakuumsystemet inte skall suga luft i de anslutningar som inte<br />
används krävs det att dessa stängs <strong>av</strong> med Luer-Lock detaljer. På baksidan finns anslutningar<br />
<strong>för</strong> slangen som kommer från vätske<strong>av</strong>skiljaren samt en 25-polig D-sub <strong>för</strong> anslutning <strong>av</strong> den<br />
25-poliga datakabel som kommer från kretskortslådan. Även ett fäste <strong>för</strong> armen som håller<br />
uppe panelen finns fäst på baksidan.<br />
Figur 3.6 Elektrodernas anslutningspanel sedd underifrån.<br />
28<br />
12 st
4. Elektronik<br />
Figur 4.1 Den färdiga elektroniken<br />
4.1 Förutsättningar<br />
Elektronikkonstruktionen gjordes utefter ett antal <strong>för</strong>utsättningar där vissa var kända innan<br />
arbetet påbörjades och andra uppkom under konstruktionens gång. Känt i <strong>för</strong>väg var bland<br />
annat vad uppdragsgivaren ville att utrustningen skulle klara <strong>av</strong>.<br />
Utrustningen ska:<br />
• kunna ha upp till tolv <strong>elektroder</strong><br />
• kontrolleras från en extern PC<br />
• sända data om <strong>för</strong>makets beteende till en extern PC<br />
• bygga på processorerna Siemens C504 (valfri frekvens) och Siemens<br />
C165 (20 MHz) då dessa och deras utvecklingsverktyg redan fanns<br />
inköpta<br />
Utrustningen skulle alltså fungera som en flerkanalig pacemaker. Djur<strong>för</strong>sök g<strong>av</strong> vilken input<br />
pacemakern får från <strong>elektroder</strong>na. Insignalens utseende kan ses i kapitel 8.2, där framgår att:<br />
• maximal amplitud är ungefär ± 20 mV<br />
• viktigt frekvensinnehåll är ungefär 30 Hz till 200 Hz<br />
Någon exakt budget <strong>för</strong> projektet fastställdes inte utan kostnaderna skulle hållas så låga som<br />
möjligt och större utgifter skulle diskuteras när de blev aktuella.<br />
Förstudierna visade vilka kr<strong>av</strong> som ställs på medicinteknisk utrustning <strong>av</strong> den här typen <strong>för</strong> att<br />
den ska få användas vid patient<strong>för</strong>sök. Standarden IEC-601-1 innehåller många särfall och ger<br />
olika <strong>för</strong>utsättningar beroende på exakt hur slutkonstruktionen kommer att se ut och hur<br />
apparaten används. Dock har riktlinjen under konstruktionen varit att delar som ska appliceras<br />
29
på patienten ska vara galvaniskt helt <strong>av</strong>skiljda från övrig elektronik och omvärlden, där<br />
gränssnittet ska uppfylla följande kr<strong>av</strong>:<br />
• överslagsspänningen ska ligga över 1500 V<br />
• applicerad elektronik omges <strong>av</strong> en minst 2,5 mm bred luftspalt mot yttre<br />
elektronik och omvärld<br />
• applicerad elektronik omges <strong>av</strong> en minst 4 mm bred krypspalt mot yttre<br />
elektronik och omvärld (innebär att till exempel exponerade banor på ett<br />
kretskort som ska vara galvaniskt skiljda måste ha minst 4 mm<br />
isolerande yta mellan varandra)<br />
4 mm<br />
Figur 4.2 Efterföljda kr<strong>av</strong> i IEC-601-1<br />
Under arbetets gång framkom även en mängd saker som g<strong>av</strong> nya <strong>för</strong>utsättningar <strong>för</strong><br />
konstruktionsarbetet, såsom begränsningar hos komponenter eller skillnader i standarder och<br />
protokoll. Till exempel var det <strong>för</strong>st tänkt att en processor skulle sköta allt beräkningsarbete<br />
och kommunicera med en extern PC. Detta visade sig senare inte fungera på grund <strong>av</strong><br />
inkompatibilitet mellan kommunikationsprotokoll, ytterligare en processor behövdes <strong>för</strong> att<br />
sköta PC-kommunikationen.<br />
30<br />
1500 V<br />
2,5 mm
4.2 Design <strong>av</strong> elektroniken<br />
4.2.1 System<br />
Utrustningen designas som en pacemaker. Den ska ha upp till tolv <strong>elektroder</strong> som alla ska<br />
vara galvaniskt <strong>av</strong>skiljda från övrig elektronik och omvärlden. Varje elektrod ger en insignal<br />
som ska <strong>för</strong>stärkas, filtreras och AD-omvandlas <strong>för</strong> att kunna presenteras <strong>för</strong> en beslutande<br />
processor, masterprocessorn. AD-omvandlingen och kommunikationen med mastern sköts <strong>av</strong><br />
en sl<strong>av</strong>processor, en per elektrod. Att varje sl<strong>av</strong>processor bara kontrollerar en enda elektrod<br />
har flera orsaker, bland annat att en fallerande processor i så fall bara betyder bortfall <strong>av</strong> en<br />
elektrod, att alla <strong>elektroder</strong> då även kan vara helt galvaniskt skiljda från varandra och inte<br />
skapa några jordslingor tillsammans med <strong>för</strong>makets epikardie samt att en lossnad elektrod inte<br />
riskerar att påverka de andra <strong>elektroder</strong>nas funktion och jordnivå. Masterprocessorn ska styras<br />
och sända data till en extern PC. En schematisk bild <strong>av</strong> systemet ser då ut så här.<br />
Till PC<br />
Master CPU<br />
Kommunikationsbuss<br />
Figur 4.3 Första systemskiss<br />
Elektroniken kring sl<strong>av</strong>processorn (filtrering, <strong>för</strong>stärkning, kommunikation,<br />
spänningsmatning etc.) monteras på ett kretskort tillsammans med processorn. Tillsammans<br />
bildar de ett sl<strong>av</strong>kort och systemet kommer alltså att bestå <strong>av</strong> totalt tolv sl<strong>av</strong>kort.<br />
31<br />
Sl<strong>av</strong><br />
CPU<br />
Sl<strong>av</strong><br />
CPU<br />
Sl<strong>av</strong><br />
CPU<br />
Sl<strong>av</strong><br />
CPU<br />
Till <strong>elektroder</strong>
4.2.2 Delsystem – kommunikation<br />
Varje sl<strong>av</strong> AD-omvandlar en insignal med högsta frekvensinnehållet 200 Hz, så <strong>för</strong> att<br />
mastern med säkerhet ska kunna detektera denna frekvens sänds uppdaterad AD-data tusen<br />
gånger i sekunden. Tolv sl<strong>av</strong>ar som sänder två byte data tusen gånger per sekund ger lägsta<br />
över<strong>för</strong>ingshastigheten 12 × 2 × 8×<br />
1000 = 192000 bit/s, så <strong>för</strong> att ha god marginal på<br />
kommunikationsbussen och eftersom den stöds <strong>av</strong> både mastern och sl<strong>av</strong>en har hastigheten<br />
valts till 560 kbit/s. För att kommunicera över gränssnittet mellan yttre och inre elektronik och<br />
klara kr<strong>av</strong>et på 1500 V överslagsskydd används optokopplare, som finns i flera olika<br />
ut<strong>för</strong>anden och klarar höga över<strong>för</strong>ingshastigheter. Kommunikationen sker över en parallell<br />
buss med två ledare där masterns TxD når alla sl<strong>av</strong>ars RxD, och masterns RxD når allas TxD.<br />
Det betyder att varje sl<strong>av</strong>kort behöver två optokopplare, totalt tjugofyra stycken.<br />
Till PC<br />
Master CPU<br />
Galvaniskt gränssnitt<br />
Figur 4.4 Sl<strong>av</strong>korten har fått optokopplare över kommunikationsgränssnittet<br />
4.2.3 Delsystem – detektering<br />
Signalen från elektroden som når sl<strong>av</strong>kortet har en amplitud <strong>av</strong> storleksordningen 10 mV,<br />
medan sl<strong>av</strong>processorns AD-omvandlare har 10 bitars upplösning och omfånget 5 V. Detta ger<br />
upplösningen 5 2 5 1024 4,<br />
9<br />
10<br />
= ≈ mV. Signalen måste alltså <strong>för</strong>stärkas flera hundra gånger<br />
<strong>för</strong> att AD-omvandlarens hela omfång ska användas. Den svaga epikardiesignalen når<br />
sl<strong>av</strong>kortet via elektrodens nästan en meter långa kablar där flera störningar kommer fångas<br />
upp. De kraftigaste störningarna kommer att ligga runt 50 Hz men så länge <strong>elektroder</strong>nas<br />
kablar hålls samlade kommer dessa störningar vara <strong>av</strong> typen ”Common Mode”, där anoden<br />
och katoden svänger i fas med samma amplitud. Denna störning neutraliseras genom att hålla<br />
katoden som referensjord och enbart mäta differensen mellan anod och katod. Övriga<br />
störningar som inte uppträder som Common Mode såsom högfrekvent odefinierat brus och<br />
lågfrekventa transienter måste dock filtreras bort. Viktigast <strong>av</strong> dessa är restpolarisationen som<br />
bildas i hjärtvävnaden efter en stimuleringspuls. Denna <strong>av</strong>klingar ungefär enligt 2 -30t<br />
(empiriskt från oscilloskop, se även kapitel 8.1), och kan där<strong>för</strong> anses <strong>för</strong>sumbar <strong>för</strong>st efter<br />
32<br />
O<br />
P<br />
T<br />
O<br />
O<br />
P<br />
T<br />
O<br />
O<br />
P<br />
T<br />
O<br />
Sl<strong>av</strong>kort<br />
Sl<strong>av</strong>kort<br />
Sl<strong>av</strong>kort<br />
Sl<strong>av</strong><br />
CPU<br />
Sl<strong>av</strong><br />
CPU<br />
Sl<strong>av</strong><br />
CPU<br />
Till <strong>elektroder</strong>
drygt 250ms. Det är önskvärt att se verkan <strong>av</strong> en puls redan efter 50 - 100 ms, och eftersom<br />
frekvensinnehållet i transienten ligger i trakterna mellan 1 - 20 Hz måste denna dämpas<br />
kraftigt. Till sist måste den behandlade signalen lyftas 2,5 V eftersom elektrodsignalen kan ha<br />
både positivt och negativt utslag, men AD-omvandlaren kräver en input i intervallet 0 - 5 V.<br />
Man kan bygga enkla och billiga men effektiva <strong>för</strong>stärkare och filter med hjälp <strong>av</strong><br />
operations<strong>för</strong>stärkare (op-<strong>för</strong>stärkare). Dessa har oftast hög impedans på ingångarna vilket är<br />
ett måste eftersom signalen från elektroden kommer vara mycket svag och inte orkar driva en<br />
lågimpedansingång. Dessutom kommer inte op-<strong>för</strong>stärkaren ändra utseendet på den<br />
stimuleringspuls som <strong>för</strong>maket ska ges via samma elektrod. Det finns op-<strong>för</strong>stärkare med så<br />
kallade Rail-to-Rail-egenskaper, vilket innebär att op-<strong>för</strong>stärkaren kan ge en utsignal som<br />
ligger mycket nära matningsspänningen. Detta kan användas <strong>för</strong> att skydda AD-omvandlaren<br />
mot överspänningar genom att <strong>för</strong>stärkaren sitter som sista steg innan omvandlaren matas<br />
med omvandlarens referensspänning, 0 V och 5 V.<br />
4.2.4 Delsystem – stimulering<br />
Varje elektrod ska kunna leverera en stimuleringspuls till epikardiet. Masterprocessorn<br />
bestämmer när pulsen ska komma, samt hur lång och hur kraftig den ska vara. Längden på<br />
pulsen regleras lättast genom att låta sl<strong>av</strong>processorn räkna tiden och ha en utpinne som styr en<br />
stimuleringskrets. Kretsen ger spänning till hjärtat när pinnen går hög och <strong>av</strong>bryter när pinnen<br />
går låg. För att kunna variera spänningen i pulsen används sl<strong>av</strong>processorns PWM-utgång<br />
(Pulse Width Modulator). Utgången levererar kontinuerligt en fyrkantsvåg med fast frekvens<br />
men varierbar dutycycle. Fyrkantsvågen filtreras sedan kraftigt över en enkel RC-krets och<br />
den i stort sett jämna spänning som fås kan ladda kondensatorer till nästa stimulering. Det är<br />
önskvärt att kunna stimulera med spänningar upp till 10 V och eftersom en filtrerad PWMsignal<br />
med 100 % dutycycle ger 5 V laddningsspänning måste två kondensatorer användas.<br />
Deras spänningar adderas sedan vid stimulering <strong>för</strong> att få önskvärd pulsstyrka.<br />
Eftersom spänningen byggs upp i kondensatorer kommer inte pulsstyrkan vara konstant under<br />
hela stimuleringspulsen, den kommer att falla mer med längre puls. Genom att välja<br />
tillräckligt stora kondensatorer kan dock detta spänningsfall anses <strong>för</strong>sumbart. De bör klara att<br />
hålla 5 V var och leverera 3 mA under max 5 ms, vilket ger en kondensator <strong>av</strong><br />
−3<br />
−3<br />
storleksordningen ( 3×<br />
10 × 5×<br />
10 ) 5 = 3 µF. Denna uträkning bortser dock från att<br />
spänningen faller i kondensatorerna, där<strong>för</strong> bör de väljas med kapacitansen > 30 µF.<br />
4.2.5 Delsystem – spänningsmatning<br />
Gränssnittet mellan sl<strong>av</strong>korten och omgivningen kräver även att spänningsmatningen till<br />
korten sker ”trådlöst”. Det finns gott om spänningsomvandlare på marknaden som gör detta<br />
och de kallas spänningsomvandlare <strong>för</strong> att de även kan ge högre och inverterade spänningar<br />
än vad de matas med. Eftersom signalen från epikardiet är omväxlande positiv och negativ<br />
måste vissa op-<strong>för</strong>stärkare som används matas med ± 5 V <strong>för</strong> att inte tappa bort den negativa<br />
delen <strong>av</strong> signalen. Där<strong>för</strong> behövs en spänningsomvandlare som ger utspänningen + 5 V och –<br />
5 V, såväl som referensjord, 0 V. Ett annat kr<strong>av</strong> som finns på sl<strong>av</strong>kortens spänningsmatning<br />
är upprampningsutseendet vid uppstart. Sl<strong>av</strong>processorn behöver en relativt snabb<br />
spänningsstigning, helst en jämn kurva från 0 V till 5 V på < 100 µs, <strong>för</strong> att man ska kunna<br />
vara säker på att den har startat korrekt. Spänningsomvandlare bör klara detta om de i sin tur<br />
får ett tillräckligt snabbt inspänningstillslag.<br />
33
4.2.6 Delsystem – elektrodkonfigurering<br />
Pacemakern ska kunna användas med tre olika elektrodkonfigurationer, de kallas här mono-,<br />
bi- och tripolära <strong>elektroder</strong>. Det som skiljer dessa åt är:<br />
• Monopolär: Detektering och stimulering sker med två monopolära<br />
<strong>elektroder</strong>, där den ena är anod och den andra är katod/gemensam jord<br />
<strong>för</strong> alla <strong>elektroder</strong>.<br />
• Bipolär: Detektering och stimulering sker med en bipolär elektrod, där<br />
centrum är anod och höljet är katod.<br />
• Tripolär: Detektering och stimulering sker med en bipolär elektrod och<br />
en monopolär elektrod. Detektering sker mellan den bipoläras hölje<br />
(anod) och den monopolära (katod/gemensam jord). Stimulering sker<br />
mellan den bipoläras centrum (anod) och den monopolära<br />
(katod/gemensam jord).<br />
Monopolär användning Bipolär användning Tripolär användning<br />
Detektering<br />
Stimulering<br />
Gemensam<br />
jord<br />
Detektering<br />
Stimulering<br />
Figur 4.5 De olika elektrodanvändningarna<br />
För att elektroniken ska stödja användning <strong>av</strong> alla tre varianterna behövs någon form <strong>av</strong><br />
strömställare eller omkopplare <strong>för</strong> konfigurering. Att detta behövs <strong>för</strong>står man lätt till exempel<br />
eftersom alla <strong>elektroder</strong> har gemensam sammankopplad jordnivå vid monopolär och tripolär<br />
användning, men skiljd vid bipolär, eller att detekteringskrets och stimuleringskrets använder<br />
samma anod vid monopolär och bipolär användning, men är separerade vid tripolär. Vidare<br />
kan det vara bra att vara säker på att alla sl<strong>av</strong>kort är konfigurerade på samma sätt <strong>för</strong> att inga<br />
miss<strong>för</strong>stånd ska uppkomma.<br />
34<br />
Detektering<br />
Stimulering<br />
Gemensam<br />
jord
Till PC Sl<strong>av</strong>kort Till<br />
Master CPU<br />
<strong>elektroder</strong><br />
Figur 4.6 Systemet med sl<strong>av</strong>kortens alla delsystem<br />
4.2.7 Delsystem – moderkort<br />
Moderkortet ska inte bära någon intelligens utan bara ha några enkla funktioner. Kortet ska<br />
fungera som bärare <strong>av</strong> sl<strong>av</strong>korten, leda sl<strong>av</strong>kortens elektrodanslutning till en yttre kontakt,<br />
utgöra kommunikationsbuss mellan sl<strong>av</strong>korten och mastern samt <strong>för</strong>se alltihop med spänning<br />
via en ON/OFF-knapp. Mastern kommer att användas i sitt utvecklingsut<strong>för</strong>ande monterad på<br />
en mikromodul från Phytec (microMODUL-165) tillsammans med sitt utvecklingskort. Hela<br />
denna modul kräver 9 V inspänning och eftersom hela pacemakern ska matas från<br />
moderkortet kommer även detta och därmed hela pacemakern att matas med 9 V från en yttre<br />
spänningskälla.<br />
Till PC<br />
Master<br />
CPU<br />
Spänningsmatning<br />
Moderkort<br />
Figur 4.7 Principskiss <strong>av</strong> moderkortet<br />
35<br />
O<br />
P<br />
T<br />
O<br />
O<br />
P<br />
T<br />
O<br />
Spänningsmatning<br />
Spännings-<br />
matning<br />
Sl<strong>av</strong><br />
CPU<br />
Sl<strong>av</strong><br />
CPU<br />
Sl<strong>av</strong>kort<br />
Sl<strong>av</strong>kort<br />
Sl<strong>av</strong>kort<br />
Konfig.<br />
Konfig.<br />
Förstärkning +<br />
Filtrering<br />
Stimulering<br />
Förstärkning +<br />
Filtrering<br />
Stimulering<br />
Sl<strong>av</strong>kort<br />
Galvaniskt gränssnitt Till <strong>elektroder</strong>
4.3 Konstruktion<br />
Kompletta elektronikritningar på moderkort och sl<strong>av</strong>kort återfinns i bilaga Y.8.<br />
Figur 4.8 Moderkortet, slutresultat<br />
Figur 4.9 Sl<strong>av</strong>kortet, slutresultat<br />
4.3.1 System<br />
Masterprocessorn kommunicerar med sl<strong>av</strong>arna via ett seriellt gränssnitt med TTL-nivåer:<br />
”0” = hög = 5 V<br />
”1” = låg = 0 V<br />
När mastern flashas <strong>för</strong> att byta mjukvara kommunicerar den på samma port över samma<br />
gränssnitt fast med RS232-nivåer:<br />
”0” = hög = 8 V<br />
”1” = låg = - 8 V<br />
36
Vilka nivåer som används bestäms <strong>av</strong> lödbyglar på microMODUL-165s ovansida, den är<br />
fabriksinställd på RS232-nivåer. För att kunna växla mellan TTL och RS232 har<br />
microMODUL-165 modifierats så att nivåerna bestäms <strong>av</strong> vanliga jumpers.<br />
Figur 4.10 Modifierad microMODUL-165<br />
Sent under utvecklingsarbetet visade det sig att en C165-processor inte klarar <strong>av</strong> att både<br />
kommunicera med sl<strong>av</strong>processorerna och en extern PC, på grund <strong>av</strong> olika<br />
kommunikationsgränssnitt. Där<strong>för</strong> valdes att in<strong>för</strong>a ytterligare en C165 som bara fungerar<br />
som relästation mellan masterprocessor och PC. Denna extra C165 kallas där<strong>för</strong> <strong>för</strong> sl<strong>av</strong>165.<br />
För att det ska vara möjligt att byta mjukvara i master165 och sl<strong>av</strong>165 har deras respektive<br />
COM-portar dragits ut till pacemakerns omslutande låda. Sl<strong>av</strong>165ans COM-port är även<br />
anslutning till PCn när pacemakern används.<br />
Kabelanslutning<br />
till elektrodpanelen<br />
37<br />
PC-anslutning<br />
+<br />
COM-port sl<strong>av</strong>165<br />
COM-port master165<br />
Spänningmatning 9 V
Figur 4.11 Pacemakerns externa anslutningar<br />
Pacemakerns funktion visualiseras på lådans utsida genom ON/OFF-knappen lyser med grönt<br />
sken vid tillslagen spänning, samt att varje sl<strong>av</strong>kort har tre lysdioder. Två <strong>av</strong> dessa, gul och<br />
grön, styrs direkt <strong>av</strong> sl<strong>av</strong>processorns pinnar 40 och 41, som sänker strömmen 1 mA genom<br />
dioderna vid sken. Grön diod indikerar att sl<strong>av</strong>kortet AD-omvandlar och sänder värden till<br />
mastern, gul diod indikerar passivt/<strong>av</strong>stängt sl<strong>av</strong>kort. Den tredje lysdioden lyser med rött sken<br />
när en stimuleringspuls sänds iväg men eftersom pulsen är mellan 0,1 – 1,5 ms lång kommer<br />
detta sken uppfattas som ett kort blinkande. Denna diod drivs via stimuleringskretsen och<br />
beskrivs i kapitel 4.3.4.<br />
Figur 4.12 Sl<strong>av</strong>kortets lysdioder<br />
4.3.2 Delsystem – kommunikation<br />
Kommunikationsbussen är en parallell buss med två ledare, master TxD (master transmit) och<br />
master RxD (master receive). Kommunikationen har konstruerats så att bussen är inverterad,<br />
alltså ligger låg när ingen kommunikation sker (”0” = låg = 0 V, ”1” = hög = 5 V). Den<br />
optokopplare som valts <strong>för</strong> att sköta kommunikationen (6N137 från Agilent Technologies) har<br />
en utpinne som saknar driv<strong>för</strong>måga utan bara kan sänka strömmar. Den har även en<br />
inverterande funktion, utpinnen går alltså låg när inpinnen går hög. När sl<strong>av</strong>kortet sänder ut<br />
på bussen (sl<strong>av</strong>korten sänder på master RxD) drivs optokopplarens (OPTO1) inpinne <strong>av</strong> en<br />
transistor styrd <strong>av</strong> sl<strong>av</strong>processorns TxD-pinne (pinne 7). Sedan styr optokopplarens utpinne<br />
en transistor som driver bussen. Eftersom det på varje sl<strong>av</strong>kort sitter en transistor som sista<br />
komponent mot bussen stör inte korten varandras kommunikation genom läckströmmar eller<br />
liknande. Åt andra hållet, när mastern sänder på master TxD, driver bussen en transistor på<br />
varje sl<strong>av</strong>kort som i sin tur driver optokopplarens (OPTO2) inpinne. Optokopplarens utpinne<br />
går i det här fallet bara rakt in till sl<strong>av</strong>processorns RxD-pinne (pinne 5), eftersom denna är<br />
hög-ohmig och inte behöver någon inström.<br />
38
Figur 4.13 Sl<strong>av</strong>kortets kommunikationskrets<br />
Eftersom kommunikationen på bussen är inverterad måste den vändas rätt innan<br />
masterprocessorn. Detta görs med en vanlig logisk NAND-krets (SN7400N från Texas<br />
Instruments). Kretsen är stark och kan styra alla sl<strong>av</strong>kortens transistorer parallellt. Den har<br />
även en annan funktion, nämligen som skyddskrets när mastern flashas om. När detta görs<br />
kommunicerar mastern med RS232 signalnivåer, alltså ± 8 V. Dessa spänningar skulle kunna<br />
skada sl<strong>av</strong>kortens elektronik, men eftersom NAND-kretsen sitter emellan och klarar dessa<br />
spänningar utan att skadas kan mastern flashas om utan att koppla loss den från systemet.<br />
4.3.3 Delsystem – detektering<br />
Behandling <strong>av</strong> signalen från elektroden sker i flera steg mellan sl<strong>av</strong>kortets elektrodanslutning<br />
och processorns AD-omvandlare. Signalen når <strong>för</strong>st ett enkelt högpasserande RC-filter med<br />
gränsfrekvensen fG ≈ 10 Hz. Detta har två uppgifter, att dämpa lågfrekventa transienter och att<br />
skydda kretsen mot den höga spänning som stimuleringspulsen genererar, eftersom<br />
detektering och stimulering i den mono- och bipolära konfigurationen sker över samma ledare<br />
i elektroden. I nästa steg <strong>för</strong>stärks signalen ca 20 gånger genom att passera <strong>för</strong>sta op<strong>för</strong>stärkaren<br />
i komponenten LF347N från National Semiconductors. Här följer ytterligare en<br />
högpasserande RC-länk som leder till ett andra ordningens högpassfilter byggt på andra op<strong>för</strong>stärkaren<br />
i LF347N. Dessa tre filtreringar har alla fG ≈ 10 Hz och efter dem är transienten<br />
som följer en stimuleringspuls så pass dämpad att korrekt detektering kan göras efter max 80<br />
ms.<br />
Figur 4.14 Sl<strong>av</strong>kortets <strong>för</strong>stärkar- och filtreringskrets<br />
39
Dock ligger fortfarande högfrekventa störningar kvar, de tas bort i nästa steg då signalen<br />
passerar en lågpasserande RC-länk med gränsfrekvensen fG ≈ 500 Hz. Härefter följer en<br />
varierbar <strong>för</strong>stärkning över tredje op-<strong>för</strong>stärkaren i LF347N. Förstärkningen justeras med<br />
hjälp <strong>av</strong> trimpotentiometern P1 och kan varieras mellan noll och femtio gånger. Tillsammans<br />
med den <strong>för</strong>sta <strong>för</strong>stärkningen kan alltså insignalen <strong>för</strong>stärkas 20 till 1000 gånger.<br />
Sista komponenten i kedjan är en annan op-<strong>för</strong>stärkare, TS921N från ST Microelectronics.<br />
Dess Rail-to-Rail-egenskaper gör att den kan användas som skyddskrets <strong>för</strong> AD-omvandlaren.<br />
Genom att mata den med AD-omvandlarens referensspänningar 0 V (pinne 39) och 5 V<br />
(pinne 38) kan utsignalen gå nära, cirka 100mV ifrån, men inte utan<strong>för</strong> dessa gränser. Op<strong>för</strong>stärkaren<br />
används dessutom <strong>för</strong> att lyfta signalens nollnivå från 0 V till ca 2,5 V genom att<br />
den kopplats som en spänningsadderare och lägger ihop signalen och spänningen från en<br />
zenerdiodkoppling. Efter detta sista steg når signalen sl<strong>av</strong>processorns AD-omvandlare på<br />
pinne 43.<br />
4.3.4 Delsystem – stimulering<br />
Stimuleringskretsen laddas <strong>av</strong> processorns filtrerade PWM-signal och laddningen släpps när<br />
processorns pinne 42 (STIM) går hög. Under utvecklingsarbetet upptäcktes dock att vid reset<br />
<strong>av</strong> processorn går flera pinnar höga under ett kort tidsintervall, vilket skulle kunna orsaka att<br />
en stimuleringspuls sänds iväg <strong>av</strong> misstag. För att undvika detta används ytterligare en pinne<br />
från processorn, pinne 44 ( STIM ), som måste gå låg innan STIM går hög <strong>för</strong> att pulsen ska<br />
gå iväg. Så länge STIM är hög hålls STIM låg via en transistor T5, och o<strong>av</strong>siktlig stimulering<br />
är omöjlig.<br />
När en stimulering görs och STIM tillåts gå hög används den till två saker. Dels styr den två<br />
transistorer T4 och T6 som släpper laddningen i de båda laddade kondensatorerna, dels tänder<br />
den en röd lysdiod <strong>för</strong> att indikera stimulering.<br />
Figur 4.15 Stimuleringskretsen med röd lysdiod på sl<strong>av</strong>kortet<br />
40
4.3.5 Delsystem – spänningsmatning<br />
Nödvändiga spänningsnivåer på sl<strong>av</strong>kortet är – 5 V, 0 V och + 5 V, dessa ges <strong>av</strong><br />
spänningsomvandlaren TMA0505D från TRACO som själv matas med 0 V och 5 V från<br />
moderkortet. På sl<strong>av</strong>kortet skiljs analoga och digitala komponenter åt så mycket som möjligt,<br />
både fysiskt och genom att deras spänningsmatning följer så skiljda vägar som möjligt på<br />
kortet. Digitala komponenter har samlats på kortets vänstra sida medan de analoga ligger<br />
längs högra sidan och överkanten. Även jord delas upp i två grenar direkt vid<br />
spänningsomvandlaren, och följer extra breda ledare <strong>för</strong> att inte påverkas allt <strong>för</strong> mycket <strong>av</strong><br />
rippel och spikar som komponenterna sänder ut bakåt. Optokopplarna, processorn och<br />
spänningsomvandlaren har alla <strong>för</strong>setts med <strong>av</strong>kopplingskondensatorer <strong>för</strong> att minimera deras<br />
störande inverkan på systemet.<br />
Sl<strong>av</strong>korten <strong>för</strong>brukar drygt 100 mA styck vid full användning. Tillsammans med master165<br />
och sl<strong>av</strong>165 drar pacemakern nära 2 A. För att sl<strong>av</strong>processorerna ska få tillräckligt snabbt<br />
spänningstillslag och tillräckligt med ström i starten användes <strong>för</strong>st ett relä på moderkortet<br />
som strömställare. Kondensatorn C3 på moderkortet laddades upp innan reläet slöt kretsen<br />
och sl<strong>av</strong>korten spänningssattes, på så sätt blev upprampningen från 0 V till 5 V nästan<br />
momentan även om alla tolv sl<strong>av</strong>kort användes. Dock visade det sig under inkörning <strong>av</strong><br />
systemet att reläet inte klarade den höga strömmen och började glappa. Det visade sig även att<br />
sl<strong>av</strong>korten startade bra även utan relä-funktionen, där<strong>för</strong> har reläet tagits bort och ersatts med<br />
en enkel kopparledare.<br />
För att sl<strong>av</strong>processorn ska fungera korrekt krävs att ett antal pinnar binds till låg eller hög nivå<br />
(0 eller 5 V). Dessa pinnar är pinne 6 (CTRAP , låg) och pinne 29 ( EA , hög). Dessutom har<br />
processorn en reset-pinne 4, som hålls till jord via ett 10 kΩ motstånd. Det visade sig under<br />
testkörning <strong>av</strong> sl<strong>av</strong>korten att det snabba spänningstillslaget inte garanterade en korrekt<br />
uppstart <strong>av</strong> sl<strong>av</strong>processorerna. Där<strong>för</strong> har en 100 nF kondensator satts mellan 5 V och<br />
processorns RESET. Under den korta tid efter tillslag som den laddas upp till full spänning<br />
hålls RESET upp från jord, och processorn startas alltid med en reset.<br />
4.2.6 Delsystem – elektrodkonfigurering<br />
Enklaste sättet att konfigurera varje sl<strong>av</strong>kort individuellt är att flytta ett antal jumpers.<br />
Visserligen är detta inte ett snabbt och lätt sätt att byta konfigurering, men å andra sidan<br />
minskar risken <strong>för</strong> omställningar <strong>av</strong> misstag genom att man stöter emot en strömställare eller<br />
liknande, eller att ett <strong>av</strong>vikande sl<strong>av</strong>kort inte upptäcks eftersom en liten omkopplare knappt<br />
syns. Jumpers är stora och tydliga. Varje sl<strong>av</strong>kort kan konfigureras på tre olika sätt, se figur<br />
4.16.<br />
41
Monopolär användning<br />
Bipolär användning<br />
Figur 4.16 Sl<strong>av</strong>kortens konfigurering<br />
42<br />
Tripolär användning<br />
4.3.7 Delsystem – moderkort<br />
Moderkortet bär all kringelektronik som behövs <strong>för</strong> att köra pacemakern. Spänning från en<br />
extern 9 V batterieliminator leds in på kortet till kontakt S1. Därifrån <strong>för</strong>delas den via en<br />
kraftig strömbrytare ansluten vid SW1 vidare till master165 (K1), sl<strong>av</strong>165 (K2) och en<br />
spänningsregulator som minskar spänningen till 5 V <strong>för</strong> sl<strong>av</strong>korten. Strömbrytaren är<br />
systemets huvudströmbrytare och när den sluts tänds dels en lampa i strömbrytaren som syns<br />
utåt men även en grön lysdiod direkt på moderkortet <strong>för</strong> att indikera att kortet är<br />
spänningssatt. För att det ska vara möjligt att byta mjukvara i de båda C165-processorerna<br />
utan att plocka isär någon elektronik kan även bara de spänningssättas. Detta görs genom att<br />
slå till strömbrytaren SW2, som då även tänder en röd lysdiod på moderkortet <strong>för</strong> att indikera<br />
”flashnings-mode”. Om huvudströmbrytaren skulle slås till nu gör det ingenting då den<br />
överrider SW2, spänningssätter sl<strong>av</strong>korten och tänder den gröna lysdioden.<br />
Figur 4.17 Moderkortets elektronik med tillslagen strömbrytare
Som redan beskrivits har moderkortet även en NAND-krets mellan anslutningen till mastern<br />
och kommunikationsbussen och kan även ha ett relä om man önskar, MSS71A05 från<br />
CLARE, med en enkel RC-koppling <strong>för</strong> att <strong>för</strong>dröja reläets tillslag.<br />
Både sl<strong>av</strong>korten och moderkortet är tillverkade <strong>av</strong> BETA Layout Ltd. 43 på Irland.<br />
43 Hemsida www.pcbpool.com/ppuk.<br />
43
5. Mjukvara<br />
5.1 Systemkr<strong>av</strong><br />
De hårdvarumässiga kr<strong>av</strong>en på systemet är att upp till 12 stycken <strong>elektroder</strong> används <strong>för</strong> att<br />
analysera och påverka hjärtats aktivitet. Systemet styrs och övervakas <strong>av</strong> en eller flera<br />
processorer (se även bilaga Y.1 Kr<strong>av</strong>specifikation och kapitel 7. Riskanalys och<br />
riskhantering). Anslutningen till hjärtat åstadkoms utan risk <strong>för</strong> skada genom att <strong>elektroder</strong>na<br />
<strong>för</strong>siktigt sugs fast med hjälp <strong>av</strong> vakuumteknik utanpå hjärtmuskulaturen. För att kunna<br />
garantera säkerheten måste även de olika <strong>elektroder</strong>na vara galvaniskt åtskilda, det vill säga<br />
utan fysisk kontakt med varandra.<br />
Systemkr<strong>av</strong>en <strong>för</strong> mjukvaran samt processorstyrningen sammanfattas här i följande punkter:<br />
• Detektering – Systemet måste kunna detektera en kontraktion <strong>av</strong> <strong>för</strong>maket utan risk<br />
<strong>för</strong> att yttre störningar leder till felaktigt uppträdande. Signalen från hjärtat varierar<br />
kraftigt under cirka 10 ms <strong>för</strong> att sedan ligga på en plan nivå. För <strong>behandling</strong> <strong>av</strong><br />
hjärtats signal behöver dock signalen omvandlas från en analog till en digital signal.<br />
Samplingshastigheten måste då vara tillräckligt hög <strong>för</strong> att kunna hitta de kraftiga<br />
toppar som uppstår under detektering (jmf EKG). Samplingshastigheten bör där<strong>för</strong><br />
minst uppgå till 1 kHz.<br />
• Stimulering – Systemet måste kunna påverka hjärtats aktivitet. Tröskelvärdet (den<br />
lägsta spänning som krävs <strong>för</strong> att ta över sinusknutans funktion) <strong>för</strong> systemets<br />
<strong>elektroder</strong> måste bestämmas. Detta kan till viss mån göras i <strong>för</strong>väg men tröskelnivån<br />
varierar troligtvis även beroende på placering på <strong>för</strong>maket. Stimuleringspulsens styrka<br />
samt pulstid måste där<strong>för</strong> enkelt kunna ändras <strong>för</strong> att under senare <strong>för</strong>sök kunna<br />
optimeras.<br />
• Flexibilitet – Systemet måste kunna hantera <strong>för</strong>ändringar hos olika designparametrar<br />
och olika elektrodkonstruktioner.<br />
• Användargränssnitt – Detta måste visa systemets status samt larma då allvarliga fel<br />
upptäcks. Obligatoriska funktioner är nödstopp, ON/OFF-knapp samt<br />
varning/indikatordioder.<br />
• Visualisering – Resultaten måste kunna presenteras och spelas upp efter ett slut<strong>för</strong>t<br />
<strong>för</strong>sök. Detta är nödvändigt <strong>för</strong> att kunna analysera resultaten i efterhand.<br />
5.2 Designalternativ<br />
För att tillgodose de grundläggande kr<strong>av</strong>en på systemet finns ett antal tänkbara lösningar.<br />
Några <strong>av</strong> dessa alternativ kommer att diskuteras här. Tekniska <strong>för</strong>delar och nackdelar<br />
analyseras. Sedan finns naturligtvis även en ekonomisk aspekt som slutligen måste vägas in i<br />
bedömningen.<br />
5.2.1 Master – Sl<strong>av</strong> system<br />
En tänkbar lösning är att använda ett system som enbart är baserat på mikrokontrollers. En<br />
processor har en överordnad ställning (master) och styr övriga processorer (sl<strong>av</strong>ar). Mastern<br />
kommenderar flera sl<strong>av</strong>ar att ut<strong>för</strong>a vissa instruktioner. Mätvärden kan då skickas till mastern<br />
<strong>för</strong> att sedan sparas eller skickas vidare till en stationär dator.<br />
45
Varje elektrod i systemet kontrolleras i sin tur individuellt <strong>av</strong> en mikroprocessor. Detta<br />
underlättar kontrollen <strong>av</strong> elektroden genom att programkoden blir mindre omfattande och<br />
arbetsbelastningen blir lägre. Om en processor instrueras att ut<strong>för</strong>a fler instruktioner än vad<br />
som är möjligt kan detta leda till data<strong>för</strong>lust på grund <strong>av</strong> den begränsade minneskapaciteten.<br />
En annan viktig faktor är ökad funktionssäkerhet hos systemet. Om en processor eller ett<br />
styrelektronikskretskort fallerar påverkas endast en elektrod. Eftersom antalet <strong>elektroder</strong> som<br />
kommer att användas uppgår till max 12 enheter kan systemet utformas att klara ett bortfall på<br />
till exempel en elektrod. Även kr<strong>av</strong>et på galvanisk åtskildhet blir lättare att åstadkomma då de<br />
olika <strong>elektroder</strong>na är helt fristående.<br />
Grundfunktionen hos dessa elektrodprocessorer är att detektera hjärtats aktivitet och/eller att<br />
stimulera hjärtat samt att ta emot styrkommandon från en huvudprocessor.<br />
Huvudprocessorn/mastern i systemet kontrollerar sl<strong>av</strong>arna och beslutar vilka instruktioner<br />
sl<strong>av</strong>arna ska genom<strong>för</strong>a. Huvudprocessorn tar emot och utvärderar de mätvärden som<br />
sl<strong>av</strong>processorerna skickar vilket i sin tur leder till olika typer <strong>av</strong> motsvar. Elektrodernas<br />
exakta placering är inte känd. Under ett <strong>för</strong>sök kommer olika placeringar och uppställningar<br />
att provas. Elektroderna måste där<strong>för</strong> kunna placeras godtyckligt över hela <strong>för</strong>maket. Alla<br />
mätvärden sparas under ett <strong>för</strong>sök i huvudprocessorns internminne eller skickas vidare till en<br />
PC <strong>för</strong> att möjliggöra senare analys. Kommunikation mellan sl<strong>av</strong> och master sker genom ett<br />
externt ”bussgränssnitt”.<br />
”Master”<br />
MasterC165<br />
Back-log till<br />
extern PC<br />
Stationär<br />
Dator<br />
Seriellt<br />
bussgränssnitt<br />
Figur 5.1 Principskiss <strong>för</strong> ”master – sl<strong>av</strong>” <strong>för</strong>hållande.<br />
5.2.2 Instickskort i PC<br />
En lösning liknande Master – Sl<strong>av</strong> systemet är att istället använda ett instickskort i en<br />
stationär dator. Även här används en processor per elektrod <strong>för</strong> att underlätta kontrollen <strong>av</strong><br />
systemet. Skillnaden är att den stationära datorn i denna uppställning blir Master.<br />
Kommunikationen sker genom ett standard RS-232 serie gränssnitt där mätvärden och<br />
systemkommandon skickas. Fördelen är att visualisering kan ut<strong>för</strong>as samtidigt som ett <strong>för</strong>sök<br />
genom<strong>för</strong>s. Behandling <strong>av</strong> mätvärden blir också relativt enkel eftersom kraftfulla program kan<br />
användas <strong>för</strong> direkt analys. Denna analys kan visserligen ut<strong>för</strong>as <strong>av</strong> det ovan diskuterade<br />
Master – Sl<strong>av</strong> systemet men eftersom mätvärden ”mellanlandar” i en mikroprocessor blir<br />
data<strong>behandling</strong>en mer invecklad. Nackdelar är att systemet blir beroende <strong>av</strong> en viss stationär<br />
PC. De instickskort som tillgodoser systemets kr<strong>av</strong> på realtidsegenskaper är relativt ett rent<br />
mikrokontrollerbaserat system mer kostsamt i inköp. Dessutom har operativsystemet i en<br />
46<br />
”Sl<strong>av</strong>ar”<br />
Sl<strong>av</strong><br />
Sl<strong>av</strong><br />
Sl<strong>av</strong><br />
Utgång till<br />
<strong>elektroder</strong>
stationär dator långa interruptrutiner, upp till flera millisekunder (t.ex. en PC med Windows<br />
XP/2000). Detta kan innebära att styrningen <strong>av</strong> systemet riskerar att störas.<br />
PC<br />
Instickskort i<br />
stationär dator<br />
Figur 5.2 Instickskort i stationär dator<br />
47<br />
Sl<strong>av</strong><br />
Sl<strong>av</strong><br />
Sl<strong>av</strong><br />
Utgång till<br />
<strong>elektroder</strong>
6. Processorstyrning<br />
6.1 Inledning<br />
Det lösningsalternativ som bedömdes ha störst möjlighet att lyckas är ett system där fristående<br />
mikrokontrollers innehåller huvuddelen <strong>av</strong> all logik. En Master kontrollerar alla sl<strong>av</strong>ar. Med<br />
denna utformning kan data snabbt inhämtas från alla sl<strong>av</strong>processorer. Ett skräddarsytt system<br />
med full kontroll över interruptrutiner ökar responstiden <strong>av</strong>sevärt. När Mastern fått data från<br />
en sl<strong>av</strong> kan beslut om eventuell stimulering tas direkt. Mastern skickar kontinuerligt insamlad<br />
data till en stationär dator. För att användaren skall kunna påverka systemet under drift och<br />
kunna bedöma systemets status är det dock nödvändigt att utveckla ett användargränssnitt.<br />
Detta kan antingen göras med hjälp <strong>av</strong> ett hårdvarubaserat gränssnitt eller med ett<br />
mjukvarubaserat program i den stationära datorn.<br />
Den säkraste och mest flexibla lösningen bedömdes att vara en kombination <strong>av</strong> de två ovan<br />
nämnda alternativen. Ett styrprogram med möjlighet att starta eller stoppa systemet samt<br />
ändra olika systemparametrar under drift bedöms vara nödvändigt. Det hårdvarumässiga<br />
gränssnittet kommer att innehålla <strong>av</strong>/på brytare som även kan fungera som nödstopp samt ett<br />
visst antal indikatorer <strong>för</strong> att kommunicera systemets status.<br />
6.2 Val <strong>av</strong> processorer<br />
6.2.1 Sl<strong>av</strong>processor<br />
Siemens C504 valdes <strong>för</strong> att kontrollera <strong>elektroder</strong>na i systemet. C504 är en modifierad och<br />
utökad version <strong>av</strong> C501. C50x är kompatibla med arkitekturen hos en standard 8051<br />
mikrokontroller. C504 har 16 bitars capture-compare enhet, 10 bitars AD omvandlingsenhet,<br />
tre 16 bitars klockor och en serieport <strong>för</strong> extern kommunikation. Det är en relativt enkel<br />
mikrokontroller som uppfyller systemkr<strong>av</strong>en väl. En nackdel med denna processor är att den i<br />
standardut<strong>för</strong>ande inte har något inbyggt programminne. Den versionen som är tilltänkt <strong>för</strong><br />
detta projekt har dock ett så kallad OTP-minne 44 . Det finns även versioner med inbyggt<br />
programminne men dessa är också betydligt dyrare. Minneskapaciteten <strong>för</strong> OTP-enheten är 16<br />
Kbyte vilket är fullt tillräckligt i detta fall då programkodens storlek blir relativt liten. En<br />
ytterligare faktor som talar <strong>för</strong> denna processor är att det på Institutionen <strong>för</strong> Medicinsk<br />
Teknik redan finns ett komplett utvecklingssystem <strong>för</strong> denna processor vilket bidrar till en<br />
kostnadseffektiv lösning.<br />
6.2.2 Huvudprocessor<br />
Den huvudprocessor som valdes är även denna tillverkad <strong>av</strong> Siemens och är <strong>av</strong> typen C165.<br />
Processorarkitekturen bygger på 80C166 vilken var den <strong>för</strong>sta generationen <strong>av</strong> Siemens 16<br />
bitars mikrokontrollers (C504 är en 8 bitars mikrokontroller). C165 och C167 tillhör den<br />
andra generationen i C166 familjen vilka utvecklats <strong>för</strong> att möta höga kr<strong>av</strong> med <strong>av</strong>seende på<br />
realtidsegenskaper och multiprocessorkommunikation. C165 är i stort sett identisk med C167<br />
men har ett enklare ut<strong>för</strong>ande. C165 saknar till exempel AD omvandlingsenhet, PWMmodulator<br />
och capture – compare enhet. Dessa funktioner behöver huvudprocessorn inte i<br />
detta system eftersom AD omvandling sker individuellt i sl<strong>av</strong>processorerna. C165 har två<br />
seriella portar vilket är nödvändigt <strong>för</strong> att dels kunna kommunicera med sl<strong>av</strong>arna och dels<br />
kunna över<strong>för</strong>a mätvärden till en stationär PC.<br />
44 Se ordlista, bilaga Y.10<br />
49
Detta val visade sig under projektets gång att inte vara optimalt eftersom ett <strong>av</strong> C165<br />
seriegränssnitt är synkront vilket inte är kompatibelt med C504 kommunikationsgränssnitt<br />
(UART). Detta faktum gjorde att två C165 används som Master. Det finns andra processorer<br />
med två UART serie portar, till exempel Siemens C164. Anledningen till att C165 fortfarande<br />
valdes som <strong>för</strong>sta alternativ var att detta problem uppdagades relativt sent i utvecklingsfasen.<br />
Långa leveranstider på passande processorer och passande utvecklingsmiljöer gjorde att två<br />
C165 processorer användes istället. Detta <strong>för</strong> att projektet skulle bli genom<strong>för</strong>bart inom den<br />
uppsatta tidsramen.<br />
6.3 Systembeskrivning<br />
6.3.1 Huvudprocessor<br />
Huvudprocessorns grundläggande funktion är att inhämta den mätdata som sl<strong>av</strong>arna<br />
genererar. Mätvärdena måste även sparas <strong>för</strong> att möjliggöra senare analys. Mastern måste<br />
dessutom kunna tolka information och påverka sl<strong>av</strong>arna beroende på vilken situation som<br />
uppstår. Hos Mastern finns alltså beslutsalgoritmen <strong>för</strong> systemet. Tanken är att Mastern<br />
initierar antalet sl<strong>av</strong>ar, bestämmer längd samt styrka hos stimulationspulsen samt <strong>av</strong>gör vilken<br />
funktionsmode systemet skall använda. De funktionsmoder som utvecklats i denna <strong>för</strong>sta<br />
prototyp är en enklare variant <strong>av</strong> Synkron och Inhiberad pace. Synkron pace innebär allmänt<br />
att då den <strong>elektrisk</strong>a laddningen i hjärtats muskulatur överstiger ett visst tröskelvärde<br />
stimulerar pacemakern alltid hjärtat under <strong>för</strong>utsättning att refraktärperioden löpt ut. Om en<br />
allt <strong>för</strong> lång tid fortlöper utan att hjärtaktiviteten överstiger den angivna nivån stimuleras<br />
hjärtat även här. Den största skillnaden mellan de två ovan nämnda metoderna är att då en<br />
inhiberad pacemaker används sker inte stimulation då ett spontant slag upptäcks. Hjärtslaget<br />
inhiberas (registreras) men ingen övrig åtgärd vidtas.<br />
Från början var tanken att möjligheten <strong>för</strong> att under ett <strong>för</strong>sök kunna ändra systemparametrar<br />
skulle vara begränsade. Byte <strong>av</strong> operationsmode samt övriga systemparametrar kan ändras<br />
med ett hårdvarubaserat eller med ett rent mjukvarubaserat användargränssnitt. Desto längre<br />
projektet fortskred upptäcktes ett behov <strong>av</strong> allt fler variabla systemparametrar.<br />
Initieringskommandon kan skickas från en stationär dator. Detta möjliggör <strong>för</strong>ändring <strong>av</strong><br />
systemets parametrar samt val <strong>av</strong> olika funktionsmoder utan att omprogrammering <strong>av</strong><br />
huvudprocessorerna är nödvändig. Den beslutsfattande algoritmen måste dock fortfarande<br />
finnas i huvudprocessorn (C165). En stationär dator eller en laptop kan inte ta över denna<br />
uppgift om stimulationspulserna skall kunna ut<strong>för</strong>as i realtid. Interruptrutiner i vanliga datorer<br />
kan vara mycket långa, upp till flera ms vilket skulle leda till intermittenta <strong>för</strong>dröjningar som<br />
är svåra att <strong>för</strong>utse. Initieringskommandon och byte <strong>av</strong> funktionsmode är inte lika tidskritiska<br />
och en viss <strong>för</strong>dröjning kan godtas då en ny konfiguration skall användas. Där<strong>för</strong> beslutades<br />
att utvecklingen <strong>av</strong> användargränssnittet huvudsakligen skulle göras mjukvarumässigt. Mer<br />
om användargränssnittet återfinns under rubriken 6.4.<br />
Om programkoden i huvudprocessorerna skall vidareutvecklas, till exempel tillägg <strong>av</strong> nya<br />
<strong>för</strong>bättrade funktionsmoder kan de båda huvudprocessorerna enkelt programmeras om.<br />
Eftersom en standardiserad utvecklingsplattform från Phytech (Kitcon-165) används till<br />
huvudprocessorn behövdes denna justeras <strong>för</strong> att passa projektets behov. För att öka<br />
över<strong>för</strong>ingshastigheten mellan sl<strong>av</strong> och master används logiknivåer (0-5 V).<br />
Grundinställningen hos utvecklingskortet var standard RS-232 kommunikation (± 8V). RS-<br />
232 kommunikation är nödvändig då processorn skall programmeras om. Då både logik och<br />
RS-232 nivåer används byggdes en switch där kommunikationsmetoden lätt kan ändras (se<br />
bilaga ”Handledning”).<br />
50
Genom att apparaten är ansluten till nätspänning (220V) krävs att inga anslutningar till hjärtat<br />
får vara i direkt kontakt med omkringliggande elektronik. Kommunikationen mellan<br />
sl<strong>av</strong>processor och huvudprocessor sker där<strong>för</strong> via ett optiskt gränssnitt. Detta innebär att sl<strong>av</strong><br />
och master inte är i fysisk kontakt med varandra. Detta är nödvändigt <strong>för</strong> att kunna garantera<br />
säkerheten. Risken är därmed obefintlig <strong>för</strong> höga spänningar att nå hjärtat även om någon del<br />
i elektroniken skulle h<strong>av</strong>erera.<br />
6.3.2 Huvudprocessor 2<br />
Den andra delen <strong>av</strong> huvudprocessorsystemet fungerar i huvudsak som en länk mellan den<br />
stationära datorn och det övriga systemet. Detta är naturligtvis inte optimalt. I en framtida<br />
vidareutveckling <strong>av</strong> systemet kan man byta dessa två masterprocessorer mot en kraftfullare<br />
processor med två seriella gränssnitt (asynkrona, 9-bit UART). C165 har en UART och en<br />
SSC (Synkront serie gränssnitt).<br />
Processorn inhämtar mätdata samt ut<strong>för</strong> ytterligare data<strong>behandling</strong> innan denna<br />
vidarebefordras till den stationära datorn. All information organiseras och skickas i datapaket<br />
om varierande längd. Tre olika typer <strong>av</strong> datapaket existerar; AD omvandlade värden från<br />
sl<strong>av</strong>processorerna, information om stimuleringshändelser och tillbakaloggning <strong>av</strong><br />
inställningar.<br />
6.3.3 Sl<strong>av</strong>processor<br />
Huvudprocessorerna är som tidigare nämnts omprogrammerbara <strong>för</strong> att underlätta framtida<br />
utveckling <strong>av</strong> systemet. C504 däremot har ett OTP-minne, vilket inte är omprogrammerbart.<br />
Sl<strong>av</strong>arna har där<strong>för</strong> utformats <strong>för</strong> att vara mycket flexibla <strong>för</strong> att tillåta användning i en mängd<br />
olika konfigurationer.<br />
Sl<strong>av</strong>processorerna har två huvudfunktioner, stimulering och detektering. Varje sl<strong>av</strong> kan<br />
konfigureras <strong>för</strong> att vara enbart stimulerande, enbart detekterande eller både detekterande och<br />
stimulerande.<br />
Sl<strong>av</strong>arna opererar enbart utifrån kommandon från master (C165). Sl<strong>av</strong>en ligger i ”dvala” tills<br />
mastern skickar ett startkommando. Startkommandot innehåller information om systemets<br />
aktuella konfiguration. Därefter startas AD-omvandlingen <strong>för</strong> de kanaler som är detekterande.<br />
Den interna systemklockan genererar då interrupt med en frekvens <strong>av</strong> 4 kHz. För varje<br />
interrupt startas en ny AD-omvandling. Det är inte möjligt att vidarebefordra data i denna<br />
hastighet till mastern om 12 detekterande kanaler används. Fyra värden summeras där<strong>för</strong> till<br />
en klumpsumma som sedan skickas vidare till mastern. Sl<strong>av</strong>en har alltså ett nytt värde redo att<br />
hämtas varje 1ms. Mastern måste alltid kalla på sl<strong>av</strong>en efter mätvärden. Om mastern kallar på<br />
sl<strong>av</strong>en i en långsammare takt än en gång per ms kastas dessa oanvända värden.<br />
För att öka flexibiliteten hos sl<strong>av</strong>arna kan dessa även ut<strong>för</strong>a en rad övriga kommandon på<br />
begäran. Möjligheten finns att vid en godtycklig tidpunkt beordra sl<strong>av</strong>en att skicka en<br />
stimulationspuls till hjärtat. Huvudprogrammet kan även tvinga sl<strong>av</strong>en att ut<strong>för</strong>a en mjukvarureset.<br />
Kommandon kan skickas individuellt till en viss sl<strong>av</strong> eller allmänt till alla sl<strong>av</strong>ar<br />
samtidigt. Masterns samtliga kommandon finns sammanfattade nedan.<br />
51
Individuella sl<strong>av</strong>kommandon:<br />
• Reset<br />
• Starta AD-omvandling<br />
• Stoppa AD-omvandling<br />
• Stimulera<br />
• Skicka data<br />
• Initiera stimulationspulsens styrka<br />
• Initiera stimulationspulsens längd<br />
Gemensamma sl<strong>av</strong>kommandon:<br />
• Reset<br />
• Synkronisera klockor<br />
• Starta AD-omvandling<br />
• Stoppa AD-omvandling<br />
• Initiera stimulationspulsens styrka<br />
• Initiera stimulationspulsens längd<br />
6.3.4 Processchema<br />
On/off,<br />
nödstoppssignal<br />
Master:<br />
Användar-<br />
gränssnitt1<br />
Digitalt<br />
mätvärde<br />
Master<br />
Indikatorsignaler<br />
Stationär dator<br />
Digitalt<br />
mätvärde<br />
Masterkommando<br />
till sl<strong>av</strong>ar<br />
Input<br />
• Digital mätdata från hjärtat<br />
• Styrsignaler från användargränssnitt<br />
O<br />
p<br />
t<br />
i<br />
s<br />
k<br />
t<br />
g<br />
r<br />
ä<br />
n<br />
s<br />
s<br />
n<br />
i<br />
t<br />
t<br />
Digitalt<br />
mätvärde<br />
Masterkommando<br />
Figur 6.1 Flödesdiagram <strong>för</strong> data mellan master och sl<strong>av</strong>.<br />
52<br />
C504<br />
C504<br />
C504<br />
Analog<br />
hjärtsignal<br />
Stimulaspuls,<br />
indikatorsignaler<br />
Anv<br />
ändar<br />
-<br />
gräns<br />
snitt2
Output<br />
• Styrkommando till sl<strong>av</strong>ar<br />
• Sparade mätvärde över<strong>för</strong>s till extern PC<br />
• Indikatorsignaler<br />
Sl<strong>av</strong>ar:<br />
Input<br />
• Styrkommando från master<br />
• Analog hjärtsignal<br />
Output<br />
• Digital mätdata från hjärtat<br />
• Stimuleringspuls<br />
• Indikatorsignaler<br />
6.4 Användargränssnitt<br />
Användargränssnittet används <strong>för</strong> att påverka eller att övervaka systemet under drift. Som<br />
namnet antyder skall gränssnittet även visa systemets status <strong>för</strong> användaren.<br />
Användargränssnittet kommer att utformas relativt sparsamt. Detta beror på att ett <strong>av</strong>ancerat<br />
användargränssnitt ställer höga kr<strong>av</strong> på mjukvaran som måste kunna hantera alla olika<br />
situationer som kan uppstå. I ett system där säkerheten alltid måste sättas främst kan inga fel<br />
tolereras, även om risken är liten.<br />
Funktioner som ON/OFF-knapp och nödstopp är naturligtvis obligatoriska. Det är även till<br />
stor hjälp <strong>för</strong> användaren att ha ett antal indikatorer som kommunicerar systemets nuvarande<br />
status. Detta underlättar också upptäckt <strong>av</strong> eventuella fel. Vilka och hur många indikatorer<br />
som skall användas måste övervägas noggrant. För många (eller <strong>för</strong> få) indikatorer kan leda<br />
till att viktig information inte når användaren. Tolkning <strong>av</strong> indikatorer kan underlättas genom<br />
att använda olika färger till olika typer <strong>av</strong> meddelanden. Röd färg signalerar att något <strong>av</strong>vikit<br />
från det normala. Grön färg indikerar normala drifts<strong>för</strong>hållanden. Man kan också använda sig<br />
<strong>av</strong> mönster <strong>för</strong> att påvisa <strong>av</strong>vikande <strong>för</strong>hållanden. Detta underlättar tolkningen eftersom det<br />
blir tydligare då en indikator <strong>av</strong>viker från de övriga. Under normala <strong>för</strong>hållanden lyser alla<br />
dioder, en <strong>för</strong> varje elektrod. Om en sl<strong>av</strong> plötsligt skulle sluta svara på masterns kommando<br />
påvisas detta genom att en indikator <strong>av</strong>viker från mönstret.<br />
De mekaniska reglage som återfinns kan kategoriseras under rubriken allmänna<br />
säkerhetsfunktioner.<br />
Allmänna säkerhetsfunktioner<br />
• ON/OFF-reglage (även nödstopp, stryper spänningsmatningen till hela systemet)<br />
För att kommunicera systemets status används två lysdiodsarrayer, en <strong>för</strong> alla sl<strong>av</strong>processorer<br />
och en <strong>för</strong> huvudprocessorn samt en ON/OFF-indikator.<br />
Indikatorer<br />
• Indikatorlampa <strong>för</strong> systemstatus, ON/OFF<br />
53
• Indikatorer <strong>för</strong> status hos sl<strong>av</strong>processor (grön = detekterande, gul = stimulerande, röd<br />
= aktiv stimulering)<br />
• Indikatorer <strong>för</strong> status på huvudprocessor (grön = system ok, röd = systemfel)<br />
On/off<br />
Grön – aktiv<br />
detektering<br />
Röd –<br />
stimulering<br />
aktiv<br />
Indikator<br />
panel<br />
Figur 6.2.a Prototyp <strong>av</strong> systemets inneslutning samt indikator panel.<br />
Gul –<br />
detektering<br />
ej aktiv<br />
Figur6.2 b Varje sl<strong>av</strong>kort har tre dioder anslutna, grön = detektering aktiverad, gul = detektering ej<br />
aktiverad/<strong>av</strong>stängd samt röd = stimulering aktiv<br />
54<br />
Uttag <strong>för</strong><br />
com1/com2<br />
9V - ingång<br />
Anslutning till<br />
<strong>elektroder</strong>
Styrning <strong>av</strong> systemet ut<strong>för</strong>s från den stationära datorn med ett program utvecklat i<br />
programmeringsmiljön Delfi. Detta program innehåller ingen beslutande logik. Systemet<br />
måste dock startas genom att ett kommandopaket skickas till huvudprocessorn.<br />
Kommandopaketet innehåller information om systemets konfiguration. Ett nytt<br />
kommandopaket kan alltid skickas under drift <strong>för</strong> att tillåta nya inställningar <strong>av</strong> systemet.<br />
Protokollet <strong>för</strong> kommandopaketet är uppbyggt så att alla delkommando består enbart <strong>av</strong><br />
ASCII tecken. Detta <strong>för</strong> att ett godtyckligt terminalprogram skall kunna användas. Det spelar<br />
ingen roll i vilken ordning kommandobytes skickas. Master C165 läser in och räknar alla<br />
kommandobytes ända tills ett <strong>av</strong>slutningskommando upptäcks. Avslutningskommandot har<br />
valts att representeras <strong>av</strong> ASCII tecknet ”X” (77 decimalt).<br />
Möjliga inställningar är val <strong>av</strong> antal detekterande kanaler (AxxxAxxx…), stimuleringspulsens<br />
längd (Pxxx), stimuleringspulsens nivå (Lxxx), refraktärperiodens längd (Rxxx), escapeintervallets<br />
längd (Exxx), triggningsnivå (Txxx) samt vilken mode programmet skall arbeta i<br />
(Mxxx). Delfiprogrammet består <strong>av</strong> en interaktiv panel där systemkonfigurationen ställs in.<br />
Systemet startar då ”start” knappen trycks ned på panelen, det vill säga när ASCII tecknet ”X”<br />
upptäcks <strong>för</strong> <strong>för</strong>sta gången.<br />
Det som användaren ser är ett program utvecklat i Delfi. Det mjukvarumässiga gränssnittet är<br />
i detta stadie relativt enkelt. Systemet kan konfigureras på önskat vis och detekterande kanaler<br />
visualiseras via en multiplot. Programmet har utvecklats <strong>av</strong> Håkan Elmqvist. I figur 6.3 visas<br />
en tidig prototyp.<br />
Figur 6.3 Användargränssnitt utvecklat i Delfi<br />
55
På vänster sida kan de olika kanalernas konfiguration bestämmas. Första kolumnen<br />
bestämmer vilka kanaler som skall vara detekterande och den andra kolumnen bestämmer<br />
vilka kanaler som skall vara stimulerande. I Panel 1 kan de olika systemparametrarna väljas<br />
till önskade värden. Då användaren är nöjd med inställningarna trycker man på ”send<br />
command” vilket leder till att en fullständig kommandosträng skickas till systemet som<br />
initierar mikroprocessorerna och startar systemet.<br />
6.4.1 Kommandoprotokoll<br />
Kommandot ”A” innebär att sl<strong>av</strong>ens funktions initieras. Varje sl<strong>av</strong> kan vara enbart<br />
detekterande, enbart stimulerande eller både och. De två <strong>för</strong>st siffrorna efter A anger <strong>för</strong><br />
vilken sl<strong>av</strong> inställningen gäller. Den tredje siffran anger vilken funktions mod sl<strong>av</strong>en kommer<br />
att arbeta i (0 = kanal <strong>av</strong>stängd, 1 = enbart detekterande, 2 = enbart stimulerande 3 =<br />
stimulerande och detekterande). Användaren kommer även att ha möjlighet att välja mellan<br />
ett antal olika funktionsmoder <strong>för</strong> hela systemet. I denna <strong>för</strong>sta prototyp kan tre moder väljas;<br />
enbart detektering, synkron eller inhiberad pacing (M1, M2 resp. M3).<br />
Inställningarna <strong>för</strong> olika systemparametrar är uppbyggda på liknande sätt.<br />
• Refraktärperiodens längd, det intervall då stimulering inte är tillåten sätts med<br />
kommandot R250. De tre siffrorna efter ”R” anger periodtiden uttryckt i ms.<br />
• Escapeintervallet, den längsta period utan att stimulering sker. Om ingen<br />
stimulationspuls upptäckts inom detta intervall stimuleras hjärtmuskulaturen. Med<br />
kommandot E990 sätts escapeintervallet till 990 ms.<br />
• Triggningsnivå, den lägsta spänningsnivå som systemet uppfattar som ett hjärtslag.<br />
T620 innebär att triggningsnivån är 3 V (620/1024*5).<br />
• Stimulationspulsens nivå uttryckt i V kan sättas till 15 olika värden. L010 innebär nivå<br />
10 vilket motsvarar ca 4,4 V (se tabell 6.1).<br />
• Stimulationspulsens längd kan sättas mellan 0,1 ms till 1,5 ms. P010 motsvarar 1,0<br />
ms.<br />
Exempel:<br />
Inställning <strong>av</strong> detekterande kanaler:<br />
A01x – kanal 1<br />
A010 – kanal 1 <strong>av</strong>stängd<br />
A011 – enbart detektering på kanal 1<br />
A012 – enbart stimulering på kanal 1<br />
A013 – både stimulering och detektering på kanal 1<br />
Inställning <strong>av</strong> escapeintervall/refraktärperiod:<br />
E100 – Escapeintervallets längd = 100 ms<br />
R050 – Refraktärperioden = 50 ms<br />
Inställning <strong>av</strong> stimuleringspuls:<br />
P005 – pulslängden är 0,5 ms,<br />
L010 - stimuleringsnivån är 10<br />
Inställning <strong>av</strong> triggningsnivå<br />
T620 – triggningsnivån är 3 V<br />
Val <strong>av</strong> funktionsmode:<br />
M002 – Mode = 2 => synkron paceing<br />
56
__________________________________________________________________________<br />
A01 – 12 _ Initiering <strong>av</strong> sl<strong>av</strong>ens funktionsmode (0,1,2,3)<br />
Axx0 _ Kanal <strong>av</strong>stängd<br />
Axx1 _ Detekterande elektrod<br />
Axx2 _ Stimulerande elektrod<br />
Axx3 _ Detekterande och stimulerande elektrod<br />
E 280 - 999 _ Initiering <strong>av</strong> systemets escapeintervall [ms]<br />
R120 - 250 _ Initiering <strong>av</strong> systemets refraktärperiod [ms]<br />
P001 - 015 _ Initiering <strong>av</strong> stimulationspulsens längd f(x) = x*100 [µs]<br />
0
6.5.2 Detektering<br />
Då kommandot ”M1” skickas till apparaten väljs funktions mode ett vilken innebär att enbart<br />
lyssna på hjärtats aktivitet. Tanken med denna funktion är att främst utgöra ett underlag <strong>för</strong><br />
inställning <strong>av</strong> triggningsnivå <strong>för</strong> systemets kanaler. Det kan även vara värdefullt att innan ett<br />
<strong>för</strong>sök påbörjas verifiera att systemets kanaler fungerar korrekt. Om en kanal återger felaktiga<br />
värden kan denna tas bort innan det riktiga provet påbörjats. De kanaler som valts som<br />
detekterande returnerar sina mätvärden och stimulering är under inga omständigheter tillåten.<br />
6.5.3 Synkron pace<br />
Vid synkron hjärtstimulering leder en detektering <strong>av</strong> ett hjärtslag (spänningsnivå över<br />
tröskelvärdet) till att mastern beordrar de sl<strong>av</strong>ar som konfigurerats som stimulerande att sända<br />
ut en stimuleringspuls med en given pulstid samt pulsstyrka. Samtidigt startas två klockor,<br />
den ena <strong>för</strong> att räkna refraktärperioden och den andra <strong>för</strong> att kontrollera att escapeintervallet<br />
inte löper ut innan nästa detektering upptäcks. Refraktärperioden är den tid hjärtat behöver <strong>för</strong><br />
att efter en kontraktion återgå till <strong>av</strong>slappnat tillstånd. Under denna tid tillåts ingen<br />
stimulering även om en spänningsnivå över tröskelvärdet skulle detekteras. Om ingen<br />
hjärtaktivitet detekteras inom escapeintervallet sker stimulering även i detta fall. Vid varje<br />
stimulering uppdateras dessa räknare.<br />
6.5.4 Inhiberad pace<br />
Inhiberad pace är en annan variant <strong>av</strong> beslutsalgoritm som kan väljas. Här leder ett spontant<br />
hjärtslag inte till stimulering. Hjärtats aktivitet registreras genom att den refraktära räknaren<br />
nollställs samt räknaren <strong>för</strong> escapeintervallet. Stimulering sker i detta fall enbart då ingen<br />
hjärtaktivitet detekteras under en hel period <strong>för</strong> escaperäknaren.<br />
6.5.5 Allmänt - Sl<strong>av</strong><br />
Sl<strong>av</strong> programmet startar på kommando <strong>av</strong> mastern en systemklocka som genererar ett<br />
interrupt var 250 µs. I interruptrutinen <strong>för</strong> sl<strong>av</strong>ens systemklocka startas varje gång en AD<br />
omvandling. En AD omvandling genom<strong>för</strong>s på cirka 60-70 instruktionscykler (med prescaler<br />
16) vilket med 20 MHz kristallfrekvens innebär att omvandlingen är klar på cirka 10 µs. Detta<br />
betyder att sl<strong>av</strong>processorn har ett relativt brett tidsspann innan nästa AD omvandling startas.<br />
Denna tid kan utnyttjas <strong>för</strong> att ut<strong>för</strong>a nödvändiga instruktioner såsom <strong>för</strong>flyttning <strong>av</strong> data,<br />
beräkning <strong>av</strong> medelvärde och <strong>för</strong> att spara data.<br />
58
Sl<strong>av</strong>arna <strong>av</strong>bryts med jämna mellanrum <strong>av</strong> mastern som skickar olika typer <strong>av</strong><br />
styrkommandon, till exempel starta eller stoppa AD omvandling, skicka data, synkronisera<br />
klockor. Figur 6.5 nedan ger en övergripande bild <strong>av</strong> hur programmet arbetar. De streckade<br />
pilarna symboliserar <strong>av</strong>brott som genererats på grund <strong>av</strong> kommando från mastern eller internt<br />
<strong>av</strong> den egna systemklockan.<br />
Interrupt<br />
från räknare<br />
Huvudslinga<br />
Starta AD<br />
omvandling<br />
Figur 6.5 Programstruktur sl<strong>av</strong>.<br />
6.5.6 Detekterande sl<strong>av</strong><br />
För att få mer information om hjärtats <strong>elektrisk</strong>a status behövs detekterande <strong>elektroder</strong>. Dessa<br />
kan användas som beslutsunderlag <strong>för</strong> hur mastern ska agera. En signal detekteras med hjälp<br />
<strong>av</strong> C504 AD omvandlare (Analog Digital). Samplingsfrekvensen är 4kHz internt i<br />
sl<strong>av</strong>processorn. Om 12 sl<strong>av</strong>processorer används överbelastas masterprocessorn <strong>av</strong> denna<br />
datamängd. Där<strong>för</strong> genom<strong>för</strong>s summering <strong>av</strong> fyra på varandra följande värden. Den egentliga<br />
samplingshastigheten blir där<strong>för</strong> 1 kHz vilket bedöms vara en fullt tillräcklig hastighet. Denna<br />
samplingshastighet är betydligt snabbare än vad hjärtat kan reagera på rent fysiskt.<br />
Mikroprocessorns kristallfrekvens är 20 MHz vilket är mycket högre än den <strong>för</strong>eslagna<br />
samplingsfrekvensen. Eftersom arbetsbelastningen med övriga processer är relativt låg finns<br />
alltså ingen risk att processorn skulle kunna bli överbelastad.<br />
Signalen från hjärtat måste filtreras innan detekteringen eftersom den innehåller brus som kan<br />
ge missvisande värden. Eftersom mycket små spänningsskillnader måste kunna detekteras<br />
behöver signalen även <strong>för</strong>stärkas. Den <strong>elektrisk</strong>a <strong>behandling</strong>en <strong>av</strong> signalen beskrivs ut<strong>för</strong>ligt i<br />
kapitel 4. Varje AD-omvandlat värde består <strong>av</strong> 10 bitar. Upplösningen blir således 1/1024*5<br />
= 4,88 mV. Till<strong>för</strong>litligheten ökas ytterligare hos den uppmätta spänningen genom att ett antal<br />
mätvärden medelvärdesbildas.<br />
59<br />
Skicka data<br />
Stimulera<br />
Initiering<br />
Interrupt från<br />
Master
Dessa mätningar buffras i C504:ans interna minne, summeras och skickas sedan vidare till<br />
mastern. Vi har valt att summera 4 värden innan denna klumpsumma skickas.<br />
Över<strong>för</strong>ingshastigheten mellan sl<strong>av</strong> – master blir på detta sätt inte blir lika intensiv. Sl<strong>av</strong>en<br />
anropas varje ms <strong>av</strong> mastern som erhåller det senaste mätvärdet och cykeln påbörjas på nytt.<br />
AD register,<br />
omvandlingar ut<strong>för</strong>s<br />
med en frekvens på<br />
4kHz<br />
Avslutad mätning<br />
flyttas till register<br />
ADDAT<br />
Figur6.6 Principiell skiss över hantering <strong>av</strong> mätdata.<br />
6.5.7 Stimulerande sl<strong>av</strong><br />
För de <strong>elektroder</strong> som skall vara enbart stimulerande blir arbetsbeskrivningen relativt låg<br />
eftersom sl<strong>av</strong>en då enbart väntar på ett stimuleringskommando från huvudprocessorn.<br />
Stimulering sker genom att en port sätts hög under en <strong>för</strong>bestämd tid. Styrpulsen aktiverar en<br />
triggerkrets som i sin tur leder en spänning till hjärtat. Pulsens längd är default satt till 0,5 ms,<br />
det vill säga om ingen annan information finns tillgänglig är pulslängden 0,5 ms. Det är i detta<br />
system nödvändigt att kunna ändra pulstiden <strong>för</strong> att kunna analysera hjärtats påverkan.<br />
Pulstiden kan varieras genom att skicka ett kommando från huvudprocessorn. Pulstiden kan<br />
ändras i ett spann från 0,1 ms upp till 1,5 ms med steglängden 0,1 ms.<br />
Även styrkan hos stimuleringspulsen kan ändras inom ett intervall med 15 nivåer.<br />
Tröskelvärdet <strong>för</strong> capture <strong>av</strong> hjärtfrekvensen <strong>för</strong> systemets <strong>elektroder</strong> (den lägsta<br />
spänningsnivå som kan överta sinusknutans funktion) ligger strax under 1 volt. Tröskelvärdet<br />
kan dock bli högre beroende på var elektroden är placerad på <strong>för</strong>maket. Styrkan hos<br />
stimuleringspulsen kan där<strong>för</strong> ändras <strong>av</strong> huvudprocessorn från 0 V upp till 10 V. En<br />
kondensatorkrets laddas till den önskade stimuleringsnivån genom C504:ans PWM enhet<br />
(Pulse Width Modulator). Styrkan hos stimuleringspulsen varieras genom att signalens dutycycle<br />
<strong>för</strong>ändras. Dutycycle kan <strong>för</strong>klaras som ett <strong>för</strong>hållande mellan den tid signalen är hög<br />
och mellan den tid nivån är låg. 50 % dutycycle innebär att signalen är hög lika länge som den<br />
är låg. Eftersom frekvensen hos denna signal är mycket hög, cirka 10 kHz laddas<br />
kondensatorerna olika mycket beroende på <strong>för</strong>hållandet mellan hög (5 V) och låg (0 V) nivå.<br />
Ett spann mellan 0 till 10 V uppnås genom seriekoppling <strong>av</strong> flera kondensatorer.<br />
60<br />
AD omvandlade<br />
värden buffras i<br />
interna minnet.<br />
Summering <strong>av</strong> fyra<br />
värden ger ett två<br />
byte stort tal
Timer0<br />
period<br />
6.6 System timing<br />
Timingen i systemet är uppbyggd på så sätt att då sl<strong>av</strong>en får ett startkommando påbörjas<br />
<strong>för</strong>sta AD-omvandlingen. En AD-omvandling blir klar på mindre än 10 µs därefter tar<br />
interruptrutinen samt data <strong>behandling</strong> ca ytterligare 40 µs. Mastern <strong>av</strong>bryter vid detektion<br />
sl<strong>av</strong>en varje ms, synkroniserar klockan mot masterns (klockan nollställs) samt påbörjar en ny<br />
AD-omvandling.<br />
Om mastern inte skickar något ”skicka data” kommando kommer värden att gå <strong>för</strong>lorade.<br />
Ingen intern databuffer finns hos sl<strong>av</strong>processorerna. Vi är dock säkra på att då mastern begär<br />
ett värde är detta högst 1ms gammalt.<br />
Timer<br />
interrupt<br />
AD<br />
omvandling<br />
interrupt<br />
Tid mellan varje timerinterrupt (ca 240 µs)<br />
Kommunikation<br />
interrupt<br />
AD omv #3 AD omv #4<br />
1 ms<br />
~100 µs<br />
Räknaren nollställs, ett nytt värde sänds till<br />
Master (två byte).<br />
Nytt värde finns redo att hämtas<br />
Vid kontinuerlig insamling <strong>av</strong> data från en given sl<strong>av</strong> är systemtimingen en viktig del i hur<br />
effektivt programmet kan arbeta. Om en interruptrutin påbörjas precis innan sl<strong>av</strong>ens<br />
kommunikations interrupt aktiverats måste detta slut<strong>för</strong>as innan masterns order kan granskas.<br />
Eftersom mastern väntar på att sl<strong>av</strong>en skall svara <strong>för</strong>dröjs även nästa sl<strong>av</strong>s anrop. Denna<br />
störning fortplantar sig sedan genom hela anropssekvensen. För att undvika detta stängs AD<br />
omvandlingarna <strong>av</strong> då ett ”skicka data” kommando anländer. Sl<strong>av</strong>en räknare som <strong>av</strong>gör<br />
frekvensen hos AD omvandlingarna uppdateras och laddas med perioden 100 µs. Under<br />
denna tid är vi säkra på att det <strong>för</strong>egående mätvärdet skickats till mastern. När sedan räknaren<br />
slår runt efter 100 µs laddas den vanliga perioden på 250 µs. Fyra AD omvandlingar har alltså<br />
påbörjas 850 µs efter huvudprocessorns anrop (100 + 250*3). Mastern anropar en viss sl<strong>av</strong> en<br />
gång per ms vilket innebär att sl<strong>av</strong>en alltid har ett färskt mätvärde redo att över<strong>för</strong>as till<br />
61<br />
Interrupt från master,<br />
nollställ räknaren<br />
1 ms<br />
AD omv #1<br />
#1 #2 #3 #4<br />
Summering<br />
Ett nytt mätvärde<br />
finns redo att<br />
hämtas
Timer2<br />
interrupt<br />
SSC<br />
interrupt<br />
Tx<br />
mastern. Detta utan att sl<strong>av</strong>ens AD interrupt stör kommunikationen eftersom det dröjer<br />
ytterligare 250 µs innan nästa AD omvandling påbörjas (med en felmarginal på 100 µs). Om<br />
krockar mellan olika interrupt ändå skulle inträffa utgör felmarginalen en tidsbuffer som<br />
ställer in synkroniseringen efter ett antal anrop.<br />
Synkroniseringen mellan masterns interruptrutiner är inte lika känslig eftersom alla interrupt<br />
är relativt korta, maximalt 20 µs. Alla övriga processorer tvingas dessutom anpassa sig efter<br />
huvudprocessorn vilken är den del i systemet som har den högsta beslutande ställningen.<br />
Masterprocessorns olika interruptrutiner listas i diagrammet nedan. Timer2 är systemets<br />
interna räknare med en upplösning på 1ms. Diagrammet visar ett typiskt utseende <strong>för</strong> en<br />
anropssekvens vilken startar med att <strong>för</strong>sta kanalen anropas (Tx), sl<strong>av</strong>en svarar då med ett<br />
mätvärde <strong>av</strong> storleken två byte (Rx). Mätvärdena vidarebefordras sedan till den stationära<br />
datorn (SSC interrupt). Därefter anropas nästa kanal i ordningen ända tills alla sl<strong>av</strong>ar anropats.<br />
Vid kontinuerlig datainsamling repeteras denna sekvens varje ms.<br />
Rx 1 1 2 2<br />
Rx<br />
interrupt<br />
1 2<br />
1 2<br />
6.7 Kommunikationsprotokoll<br />
1 ms<br />
6.7.1 Master – Sl<strong>av</strong> C504<br />
Kommunikation mellan master och sl<strong>av</strong> sker genom ett seriellt gränssnitt. Både C504 och<br />
C165 har inbyggda funktioner som tillåter multiprocessorkommunikation.<br />
C165 är mycket flexibel vad gäller kommunikation med utomstående processorer. Data<br />
över<strong>för</strong>s i 8 bitars ramar över seriebussen. C165 kan konfigureras att skicka med en extra bit<br />
som kan användas <strong>för</strong> att ”väcka” sl<strong>av</strong>ar, en så kallad ”Wake up bit”. Alla sl<strong>av</strong>ars receive-port<br />
är ansluten till masterns transmit port (MTSR – Master Transmit Sl<strong>av</strong>e Receive). På samma<br />
sätt är alla sl<strong>av</strong>ars transmit port anslutna till masterns receive port (STMR – Sl<strong>av</strong>e Transmit<br />
Master Receive). Mastern har på så sätt möjlighet att kommunicera med alla sl<strong>av</strong>ar samtidigt.<br />
Men mastern måste även kunna kommendera enskilda sl<strong>av</strong>ar. En möjlighet att åstadkomma<br />
detta är genom att låta mastern adressera enskilda sl<strong>av</strong>ar med ett unikt id nummer. En adress<br />
byte skiljer sig från en data byte på så sätt att den nionde biten, ”Wake up bit” sätts till 1 <strong>för</strong><br />
en adress byte och 0 <strong>för</strong> en data byte.<br />
62
När mastern vill adressera en särskild sl<strong>av</strong> sätts den nionde biten till 1. Alla sl<strong>av</strong>ars receive<br />
interrupt aktiveras och sl<strong>av</strong>arna kan undersöka informationen i de följande 8 data bitarna. Om<br />
id numret stämmer överens kan den adresserade sl<strong>av</strong>en <strong>för</strong>bereda sig på att ta emot data eller<br />
alternativt skicka data till mastern. Inga andra sl<strong>av</strong>ar kommer då att påverkas <strong>av</strong> vare sig<br />
masterns eller den aktuella sl<strong>av</strong>ens datautbyte.<br />
Alla sl<strong>av</strong>ar behandlar data från mastern genom 1yxh där <strong>för</strong>sta biten är ”Wake up bit”. 100h –<br />
1CFh reserveras <strong>för</strong> adressering <strong>av</strong> enskilda sl<strong>av</strong>ar och öppnar seriekommunikation med<br />
aktuell sl<strong>av</strong>. 1C0h – 1FFh reserveras <strong>för</strong> direkta systemkommandon riktade till alla sl<strong>av</strong>ar:<br />
En adressbyte (8 bitar) innehåller en adress till en enskild sl<strong>av</strong> eller en adress som kallar på<br />
alla sl<strong>av</strong>ar (de fyra <strong>för</strong>sta bitarna - y) och en info del som innehåller olika kommandon (de<br />
fyra sista bitarna - x).<br />
För sl<strong>av</strong> nummer 1 aktiveras följande funktioner om adressen (y) innehåller 1. Info delen talar<br />
om vad som ska ut<strong>för</strong>as (x).<br />
Exempel:<br />
1(y =1)(x =1)h Y är lika med 1 vilket betyder att kommandot riktar sig till sl<strong>av</strong><br />
nummer 1. X är lika med 1 vilket betyder att sl<strong>av</strong> nummer 1 skall<br />
göra intern reset.<br />
• 111h reset @ sl<strong>av</strong> 1<br />
• 122h stimulera @ sl<strong>av</strong> 2<br />
• 113h starta AD omvandling @ sl<strong>av</strong> 1<br />
• 134h stoppa AD omvandling @ sl<strong>av</strong> 3<br />
• 115h skicka data @ sl<strong>av</strong> 1<br />
• 181h Förbered sl<strong>av</strong> 1 att ta emot data <strong>för</strong> individuell inställning <strong>av</strong><br />
pulsstyrka<br />
• 191h Förbered sl<strong>av</strong> 1 att ta emot data <strong>för</strong> individuell inställning <strong>av</strong><br />
pulstid<br />
• 10xh Ställ in pulsstyrka eller pulstid individuellt om sl<strong>av</strong> 1<br />
aktiverats med kommandot 191 eller 181.<br />
På samma sätt kan direkta systemkommandon in<strong>för</strong>as (riktade till alla sl<strong>av</strong>ar):<br />
• 1Dxh inställning <strong>av</strong> pulstid (max 16 olika pulstider)<br />
• 1Exh inställning <strong>av</strong> pulsstyrka (max 16 olika stimuleringsnivåer)<br />
• 1Fxh stystemkommandon riktade till alla sl<strong>av</strong>ar till exempel stimulera,<br />
starta AD omvandling, stoppa AD omvandling (max 16 olika<br />
kommandon)<br />
I tabell 6.2 nedan återfinns en fullständig lista över huvudprocessorns alla kommandon.<br />
Notera att pulslängden och pulsstyrkan hos stimuleringspulsen även kan varieras individuellt<br />
<strong>för</strong> varje sl<strong>av</strong>. Om kommandot 118h sänds till sl<strong>av</strong> 1 <strong>för</strong>bereder sig denna på att ta emot en<br />
byte med information om styrkan hos stimulationspulsen. Denna byte adresseras med 10xh,<br />
där x representerar nivån i 15 olika steg på samma sätt som vid gemensam inställning <strong>av</strong><br />
stimulationspulsens parametrar.<br />
63
Adress 4 bitar Info, 4 bitar Adress 4 bitar Info 4 bitar<br />
x = 1 - 12 1 - Sl<strong>av</strong> x, reset 14 1 - Pulsstyrka, 0,54 V<br />
2 - Sl<strong>av</strong> x, stim 2 - Pulsstyrka, 0,65 V<br />
3 - Sl<strong>av</strong> x, starta AD omvandling 3 - Pulsstyrka, 0,85 V<br />
4 - Sl<strong>av</strong> x, stoppa AD omvandling 4 - Pulsstyrka, 1,14 V<br />
5 – Sl<strong>av</strong> x, Skicka data 5 - Pulsstyrka, 1,47 V<br />
7 – Sl<strong>av</strong> x, skicka tid 6 - Pulsstyrka, 1,90 V<br />
8 – Sl<strong>av</strong> x, <strong>för</strong>bered <strong>för</strong> initiering <strong>av</strong> pulsstyrka 7 - Pulsstyrka, 2,41 V<br />
9 – Sl<strong>av</strong> x, <strong>för</strong>bered <strong>för</strong> initiering <strong>av</strong> pulslängd 8 - Pulsstyrka, 2,99 V<br />
13 1 – pulsbredd 0,1 ms 9 - Pulsstyrka, 3,66 V<br />
2 – pulsbredd 0,2 ms 10 - Pulsstyrka, 4,40 V<br />
3 – pulsbredd 0,3 ms 11 - Pulsstyrka, 5,23 V<br />
4 – pulsbredd 0,4 ms 12 - Pulsstyrka, 6,13 V<br />
5 – pulsbredd 0,5 ms 13 - Pulsstyrka, 7,10 V<br />
6 – pulsbredd 0,6 ms 14 - Pulsstyrka, 8,15 V<br />
7 – pulsbredd 0,7 ms 15 - Pulsstyrka, 9,30 V<br />
8 – pulsbredd 0,8 ms<br />
9 – pulsbredd 0,9 ms<br />
10 – pulsbredd 1,0 ms 15 1 - Reset, alla<br />
11 – pulsbredd 1,1 ms 2 – Stimulera, alla<br />
12 – pulsbredd 1,2 ms 3 – Starta AD, alla<br />
13 – pulsbredd 1,3 ms 4 – Stoppa AD, alla<br />
14 – pulsbredd 1,4 ms 6 – Synkronisera klockor<br />
15 – pulsbredd 1,5 ms 0 1 – 15, initiera pulslängd/styrka<br />
Tabell 6.2 Kommandon från huvudprocessor<br />
Över<strong>för</strong>ingshastigheten <strong>för</strong> ett seriellt gränssnitt är en begränsande faktor till hur mycket data<br />
som kan skickas. Ett mätvärde består <strong>av</strong> 2 byte. Samplingshastighet är 4 kHz. Eftersom fyra<br />
mätvärden summeras behöver 1 mätvärde (2byte) skickas med ett mellanrum <strong>av</strong> 1 ms. Det<br />
högsta antalet <strong>elektroder</strong> i detta system är 12 stycken. Detta ger (12*2)/10 -3 = 24 kbyte/s.<br />
Detta gäller vid kontinuerlig datainsamling från alla sl<strong>av</strong>ar. Ett visst utrymme måste även<br />
lämnas till över<strong>för</strong>ing <strong>av</strong> styrkommandon från huvudprocessorn. Över<strong>för</strong>ingshastigheten bör<br />
alltså åtminstone vara 25-30 kbyte/s <strong>för</strong> att tillgodose systemets behov. Den högsta tillåtna<br />
över<strong>för</strong>ingshastigheten i denna uppställning är 56,8 kbyte/s vilket är fullt tillräckligt.<br />
6.7.2 Sl<strong>av</strong> C165 – Master C165<br />
De båda huvudprocessorerna kommunicerar via ett SSC – gränssnitt (High speed synchronous<br />
Interface). Detta kommunikationsgränssnitt tillåter över<strong>för</strong>ingshastigheter på upp till 5 Mbit/s<br />
med en kristallfrekvens på 20 MHz. I denna uppställning måste en processor väljas till master<br />
vilken genererar klocksignalerna till övriga sl<strong>av</strong>ar. Över<strong>för</strong>ingen <strong>av</strong> data sker synkront, med<br />
andra ord när mastern flyttar data till sitt transmit register börjar detta omedelbart att sändas<br />
via MTSR-ledningen (MasterTransmitSl<strong>av</strong>eRecive). Samtidigt skickas via MRST-ledningen<br />
det värde som <strong>för</strong> tillfället återfinns i sl<strong>av</strong>ens transmit register. Över<strong>för</strong>ingen mellan Master<br />
och Sl<strong>av</strong> sker alltså samtidigt.<br />
För att undvika <strong>för</strong>virring <strong>av</strong> benämningar bör påpekas att sl<strong>av</strong> i detta fall är den C165<br />
processor som är närmast ansluten till den stationära datorn. I rapporten benämns denna<br />
processor som huvudprocessor2 eller sl<strong>av</strong> C165. Master processorn är alltså den processor där<br />
själva beslutsalgoritmen återfinns. Mastern kommunicerar sedan direkt med de olika sl<strong>av</strong>processorerna.<br />
Till sl<strong>av</strong> C165 vidarebefordras sedan data från systemets kanaler via mastern.<br />
Tre anslutningar behövs MTSR, MRST och CLK (klockpulser). SSC gränssnittet kan sända<br />
64
upp till 16 bitars tal per sändning. Detta är bra då ett fullständigt mätvärde består <strong>av</strong> 10 bitar.<br />
Varje mätvärde kan alltså över<strong>för</strong>as under en enda sändning. Dessutom kan de 6 oanvända<br />
bitarna användas till att <strong>av</strong>koda vilken kanal varje mätvärde kommer ifrån.<br />
Över<strong>för</strong>ingsprotokollet är uppbyggt på följande vis:<br />
”Header” – 6 bitar<br />
Headern innehåller den aktuella elektrodens kanal nummer. Kanal 1 <strong>av</strong>kodas <strong>av</strong> sl<strong>av</strong>C165<br />
som 1024 + mätvärde, det vill säga 4xx hex, kanal 2 <strong>av</strong>kodas följaktligen som 5xx hex och så<br />
vidare. Mätvärdena organiseras sedan med hjälp <strong>av</strong> kanalnumret <strong>för</strong> sedan vidarebefordras till<br />
den stationära datorn.<br />
Mastern är som tidigare nämnts den som bestämmer när över<strong>för</strong>ing skall ske. Eftersom data<br />
oftast skickas i riktning mot den stationära datorn valdes denna konfiguration. Men eftersom<br />
användaren skall kunna ändra systemets inställningar måste även kommunikation från sl<strong>av</strong> till<br />
master tillåtas.<br />
Stationär<br />
dator<br />
16 bitar över<strong>för</strong>s vid varje Rx interrupt<br />
Sl<strong>av</strong><br />
MTSR<br />
MRST<br />
10 bitars mätvärde<br />
Figur 6.7 Anslutning mellan master och sl<strong>av</strong><br />
Ett antal lösningar är tänkbara <strong>för</strong> att uppnå detta. Det enklaste <strong>för</strong>eföll att ansluta en extra<br />
interruptledning mellan master och sl<strong>av</strong>. Då sl<strong>av</strong>en skall över<strong>för</strong>a data till mastern sätts en<br />
port hög efter att det önskade värdet laddats i sl<strong>av</strong>ens transmit register. Då en positiv flank<br />
detekteras hos mastern genereras ett interrupt. Ett ”tomt” värde laddas i masterns transmit<br />
register och den önskade data ramen över<strong>för</strong>s från sl<strong>av</strong> till master.<br />
65<br />
MTSR<br />
MRST<br />
CLK CLK<br />
Master<br />
Interrupt ledning <strong>för</strong> att sl<strong>av</strong>en<br />
skall kunna över<strong>för</strong>a data<br />
Sl<strong>av</strong> C504
6.7.3 Över<strong>för</strong>ingsprotokoll mellan stationär dator och sl<strong>av</strong>C165<br />
Över<strong>för</strong>ingen mellan den stationära datorn och sl<strong>av</strong>en sker via ett seriekommunikations<br />
gränssnitt (UART). Detta betyder att com-porten direkt kan anslutas från en godtycklig dator<br />
till systemet. Apparaten är således inte beroende <strong>av</strong> någon speciell maskin. Visserligen<br />
används ett program utvecklat i Delfi som användargränssnitt. Detta är dock enkelt att<br />
installera. Skulle man inte ha till gång till detta kan även ett godtyckligt terminal program<br />
användas. Kommandon måste då skickas manuellt och data kan sparas <strong>för</strong> att vid ett senare<br />
tillfälle analyseras.<br />
Data skickas till dator i datapaket med varierande längd. Först sänds en header bestående <strong>av</strong> 8<br />
byte. Headern börjar med två byte med värdet FF hex (början <strong>av</strong> paket - bap), en byte som<br />
talar om vilken typ meddelandet är, en byte som innehåller antal data bytes som paketet<br />
innehåller och fyra bytes tidstämpel följt <strong>av</strong> ett antal databytes. Varje datapaket <strong>av</strong>slutas även<br />
<strong>av</strong> två byte med värdet FF hex.<br />
En header ser alltså alltid ut på följande vis:<br />
[bap][bap][message type][number of data bytes][time msb][time…][time…][time lsb]<br />
Det finns tre olika typer <strong>av</strong> datapaket, message type - 1 betyder att ett datapaket innehållande<br />
enbart mätvärden <strong>för</strong>väntas. Datapaketets storlek beror på antalet detekterande kanaler som<br />
används. Ett absolutvärde (två byte) skickas alltid med per kanal och därefter 10<br />
differentialvärden (en byte). Kanalerna organiseras efter kanalnummer, det vill säga om kanal<br />
1, 2 och 12 valts som detekterande blir följden enlig nedan.<br />
• [bap][bap][1][number of data bytes][time msb][time…][time…][time lsb]<br />
• [AD1][AD1][diff1][diff2]…….[AD2][AD2][diff1][diff2]……[AD12]AD12][diff1]…<br />
Message type - 2 innebär att ett stimuleringskommando har skickats från master C165 till sl<strong>av</strong><br />
C504. Denna händelse loggas <strong>för</strong> senare analys. I detta fall är datapaketstorleken alltid 12<br />
byte (8 + 2 + 2 byte). Datat innehåller information om vilken typ <strong>av</strong> stimuleringskommando<br />
som sänts och eventuellt vilken kanal som detekterat detta. Det finns olika typer <strong>av</strong><br />
stimuleringskommandon (type of trig message), beroende på om stimuleringen orsakats <strong>av</strong><br />
detektering på en viss kanal eller om escapeintervallet har gått ut.<br />
• [bap][bap][2][6] [time msb][time…][time…][time lsb]<br />
• [type of trig message][channel]<br />
Message type - 3 betyder att kommandosträngen som initierats <strong>av</strong> användaren loggas tillbaka<br />
till den stationära datorn. Huvudprocessorerna tar <strong>för</strong>st emot kommandosträngen och ut<strong>för</strong> en<br />
systemtest <strong>för</strong> att upptäcka eventuella konflikter eller om <strong>för</strong>bjudna värden valts <strong>av</strong><br />
användaren. Systemet letar efter fel i initieringen innan start. Ett exempel på <strong>för</strong>bjudna värden<br />
är om antalet detekterande kanaler är större än 12 eller om en allt<strong>för</strong> kort refraktärperiod valts.<br />
Antalet ”kompilerings fel” returneras till användaren. Därefter följer alla kanalers nuvarande<br />
status. I test programmet anropar mastern alla sl<strong>av</strong>ar <strong>för</strong> att se vilka sl<strong>av</strong>ar som svarar. Om<br />
alla sl<strong>av</strong>ar svarar skickas antingen 01 hex eller 00 hex som svar. En etta betyder att kanalen<br />
valts som detekterande. En nolla betyder att kanalen antingen valts att inte användas alls eller<br />
är enbart stimulerande. I de fall då en sl<strong>av</strong> inte svarar returneras antingen 09 hex eller 08 hex.<br />
66
9 betyder att sl<strong>av</strong>en valts som detekterande utan att svara på masterns anrop och 8 innebär att<br />
kanalen inte valts som detekterande.<br />
• [bap][bap][3][number of commandbytes+13] [time msb][time…][time…][time lsb]<br />
• [number of errors][AD1 status][osv…][AD12 status][CByte1][CB2][…osv][CB n]<br />
Slutligen följer alla kommandobytes. Det bör påpekas att de kommandobytes som sänds<br />
tillbaka inte nödvändigtvis är samma som skickats. Om ett <strong>för</strong>bjudet värde valts ändrar<br />
systemet på eget initiativ detta till det lägsta/högsta tillåtna. Om en kanal som valts som<br />
detekterande eller stimulerande inte svarar plockas denna automatiskt bort. Om en kanal<br />
svarar men h<strong>av</strong>ererar under körning tas denna även här bort men med skillnaden att alla<br />
mätvärden sätts till 0. Detta <strong>för</strong> att den inbördes ordningen inte skall bli felaktigt <strong>för</strong>skjuten.<br />
Exempel på kommandosvar:<br />
00 01 01 08 08 08 08 08 08 08 08 08 01 A011A021A121M2X<br />
Antalet fel som upptäckts är noll, kanal 1, 2 och 12 har valts som detekterande och svarar alla<br />
övriga kanaler är inte anslutna eller svarar inte. En sammanfattning <strong>av</strong> de olika datapaketens<br />
uppbyggnad återfinns i tabell 6.3.<br />
Header - [FF][FF][message type][number of data bytes][time msb][time.][time.][time lsb]<br />
Message type1 - [AD1][AD1][diff 1][diff 2]…[ADn][ADn][diff n][diff n][FF][FF]<br />
Message type2 - [trig type][channel number][FF][FF]<br />
Message type3 - [number of errors][AD1 status]…[AD12 status][CB1]…[CB n][FF][FF]<br />
Tabell 6.3 Sammanställning <strong>av</strong> protokoll <strong>för</strong> dataöver<strong>för</strong>ing till stationär dator<br />
6.7.4 Processorbelastning<br />
Mellan Sl<strong>av</strong> C504 – Master C165 sker kommunikationen med hjälp <strong>av</strong> ett 9-bitars (asynkron)<br />
UART. Varje sl<strong>av</strong> i systemet har ett nytt mätvärde redo varje ms då AD-omvandlaren<br />
aktiverats. Detta betyder att huvudprocessorn måste hämta och behandla maximalt 12<br />
mätvärden varje ms. 1 ms/12 => 83 µs. Master C165 måste alltså kunna hämta, behandla och<br />
skicka vidare detta mätvärde inom 83 µs. Kommunikationshastigheten är 625 k bit/sek vilket<br />
ger en över<strong>för</strong>ingshastighet på optimalt 17 µs/byte. Två byte över<strong>för</strong>s <strong>för</strong> varje mätvärde men<br />
under denna tid kan processorn arbeta med att behandla redan inhämtade mätvärden.<br />
Interruptrutinen <strong>för</strong> att spara nya mätvärden tar ca 10 µs/byte. Mätningar har visat att ca 75 µs<br />
behövs från det att ”skicka data” kommandot skickats till dess att två byte sparats och<br />
behandlats. Detta betyder att ca 100 µs återstår <strong>för</strong> att utvärdera vilket eventuellt<br />
motkommando som ska skickas. Sammanfattningsvis kan sägas att processorbelastningen är<br />
relativt hög <strong>för</strong> Master C165. Belastningen kan minskas genom att programmet optimeras<br />
ytterligare, sl<strong>av</strong>en kan även ut<strong>för</strong>a en större andel data<strong>behandling</strong> samt komprimera<br />
mätvärden till en byte (om det skulle behövas).<br />
67
Sl<strong>av</strong>arna i systemet har en typisk processor belastning runt 30 – 40 %. En intern systemklocka<br />
går med en period på 250 µs. Då räknaren slår runt startas en ny AD-omvandling. Rutinen <strong>för</strong><br />
timerinterruptet tar 10 µs, en AD-omvandling tar ca 10 µs att genom<strong>för</strong>a + ca 40 µs <strong>för</strong> ADomvandlarens<br />
interruptrutin samt data<strong>behandling</strong> vilket sammanlagt ger ungefär 60 µs. Varje<br />
ms <strong>för</strong>väntas dessutom en <strong>för</strong>frågan om ett nytt mätvärde (10 µs per byte med 17 µs<br />
mellanrum). Systemtimingen är dock utformad så att det skall vara omöjligt <strong>för</strong> sl<strong>av</strong>ens<br />
interruptrutiner att krocka, om detta ändå skulle inträffa finns det utrymme <strong>för</strong> en del<br />
<strong>för</strong>seningar i systemet.<br />
6.8 Utvecklingsmiljö<br />
6.8.1 Mjukvara<br />
Programkoden hos de båda huvudprocessorerna har utvecklats i C. Utvecklingsverktyget<br />
Tasking EDE C166 har används <strong>för</strong> utveckling och debugging. Tasking är ett komplett<br />
utvecklingspaket som innehåller c-kompilator, assembler och länkare. För flashning <strong>av</strong><br />
programminnet användes FlashTools3.<br />
Programkoden <strong>för</strong> sl<strong>av</strong>arna har utvecklats i assembler. Anledningen till att C-språket inte<br />
användes även här är att ingen lämplig utvecklingsmiljö hittats. Assembler kan vara<br />
<strong>för</strong>delaktigt då man eftersträvar att vissa rutiner ska vara mycket snabba. Koden i assembler<br />
kan där<strong>för</strong> göras effektivare. Assembler-programmering kan dock vara mer tidskrävande men<br />
då sl<strong>av</strong>programmet <strong>för</strong>utsattes vara mindre omfattande valdes detta alternativ.<br />
Text<strong>behandling</strong>sprogrammet UltraEdit användes <strong>för</strong> utveckling <strong>av</strong> assemblerkoden.<br />
Nedladdning <strong>av</strong> programminne till microMODUL-8051 ut<strong>för</strong>des med FlashTools98. Innan<br />
flashning är möjlig måste programkoden länkas och omvandlas till hexadicimal form. Detta<br />
görs med programmet Tombocomb.<br />
6.8.2 Utvecklingsplattform<br />
En utvecklingsplattform från Phytec användes vid utveckling <strong>av</strong> både huvudprogram och<br />
sl<strong>av</strong>program. Plattformen är hårdvarumässigt identisk <strong>för</strong> både C504 och C165. Den enda<br />
skillnaden är att jumperkonfigurationen är annorlunda <strong>för</strong> att de olika processorerna ska<br />
fungera. Plattformen kallas microMODUL-C165 <strong>för</strong> C165 processorn och microMODUL-<br />
8051 <strong>för</strong> C504. Jumperkonfigurationen framgår i respektive manual (se Hardware-Manual<br />
microMODUL-8051 samt microMODUL-C165). I den slutgiltiga konstruktionen har ett<br />
skräddarsytt kretskort utvecklats <strong>för</strong> sl<strong>av</strong>processorerna men <strong>för</strong> de båda huvudprocessorerna<br />
har utvecklingskortet från Phytec monterats direkt på plats.<br />
Figur 6.8 a Egenutvecklat kretskort till sl<strong>av</strong>processorn Figur 6.8 b Utvecklingskort från Phytec samt sl<strong>av</strong>kort<br />
68
7. Riskanalys och riskhantering<br />
Innan en medicinteknisk produkt kommer ut på marknaden måste den uppfylla SFS 1193:584,<br />
Lagen om medicintekniska produkter, samt socialstyrelsens regelverk <strong>för</strong> medicintekniska<br />
produkter, vilket bland annat innebär att de måste genomgå en riskanalys. Detta sker <strong>för</strong> att<br />
säkerställa att ”biverkningar och följdtillstånd skall vara acceptabla i <strong>för</strong>hållande till<br />
produktens <strong>av</strong>sedda ändamål.” 45 Bland kr<strong>av</strong>en på medicintekniska produkter står det bland<br />
annat att produkten är lämplig om den ”tillgodoser höga kr<strong>av</strong> på skydd <strong>för</strong> liv, personlig<br />
säkerhet och hälsa hos patienter, användare och andra”. 46 Att detta är uppfyllt skall härmed<br />
bevisas, och en så opartisk bild som möjligt skall tas fram.<br />
För att medicintekniska produkter skall godkännas måste de genomgå en riskanalys enligt<br />
EN 1441 och EN ISO 14971. Den genomgång <strong>av</strong> utrustning som görs här följer den<br />
identifikation som medföljer EN 1441 <strong>för</strong> att upptäcka eventuella risker med systemet.<br />
7.1 Identifiering enligt EN 1441<br />
3.2<br />
a) De <strong>av</strong>sedda användarna är thoraxkirurgerna på thoraxkliniken vid Karolinska<br />
Universitetssjukhuset Huddinge.<br />
b) Utrustningen kommer att vara i direkt kontakt med patientens epikardie, under en<br />
uppskattad tid <strong>av</strong> maximalt en timme per användning och patient.<br />
c) De ytor som är i kontakt med hjärtat är tillverkade <strong>av</strong> rostfritt stål (SS-2346) och<br />
slangen fram till dessa gjord i silikon. Båda dessa material anses vara biokompatibla<br />
under den tid som <strong>för</strong>söken kommer att pågå.<br />
d) Den energi som levereras till patienten består <strong>av</strong> <strong>elektrisk</strong> energi, maximalt 0.5mJ<br />
under en puls. (D.v.s. totalt cirka 0.04J/minut) Den levererade energin regleras <strong>av</strong><br />
Siemens C504. Skulle denna fastna i en programslinga under en pågående stimulering<br />
levereras maximalt 10mJ innan kondensatorerna laddats ur.<br />
e) Vid <strong>för</strong>sök <strong>av</strong>ges inga ämnen till patienten, men en viss del extra-cellulär vätska och<br />
blod kan sugas upp <strong>av</strong> <strong>elektroder</strong>na. Uppskattningsvis cirka åtta milliliter per elektrod<br />
och användningstillfälle.<br />
f) Biologiskt material behandlas ej <strong>av</strong> produkten.<br />
g) Systemet är <strong>av</strong>sett <strong>för</strong> flergångsanvändning och levereras osterilt. Elektroderna diskas<br />
efter varje användning och steriliseras sedan med hjälp <strong>av</strong> Johnson & Johnsons Sterrad<br />
100 S, med en så kallad booster kopplad på elektrodens Luer-kontakt.<br />
h) Produkten är ej <strong>av</strong>sedd <strong>för</strong> att påverka patientens miljö.<br />
i) De mätningar som görs är mätningar <strong>av</strong> hjärtats <strong>elektrisk</strong>a aktivitet på <strong>för</strong>maket.<br />
Denna mäts upp med en noggrannhet på 0.1 mV och samplas med 1000 - 2000 Hz.<br />
j) Utrustningen tar beslut med bakgrund <strong>av</strong> den data som inhämtas. Beslut om eventuell<br />
stimulering fattas <strong>av</strong> huvudprocessorn (Siemens C165).<br />
k) Systemet kommer med största sannolikhet att användas tillsammans med läkemedlet<br />
Heparin <strong>för</strong> att undvika koagulering på epikardiet, samt eventuellt samverka med en<br />
eller flera externa pacemakers (Siemens Pacesetter, Dual-Chamber, DDD, temporary<br />
cardiac pacemaker). Med dessa produkter finns det inga kända och högst sannolikt<br />
inga möjliga samverkansproblem.<br />
45 Regelverket <strong>för</strong> medicintekniska produkter, SOS 2001-11-22, Arne Hernsten Pettersen<br />
46 Lagen om medicintekniska produkter, §5, SFS 1993:584<br />
69
l) Den oönskade energi som kan <strong>av</strong>ges består <strong>av</strong>:<br />
• Läckströmmar: minimeras genom att alla <strong>elektroder</strong> är galvaniskt åtskiljda.<br />
• Buller: <strong>av</strong>ges från pumpen, dock endast en låg nivå.<br />
m) Utrustningen är inte känslig <strong>för</strong> de omgivningsstörningar som normalt finns i en<br />
operationssal. Det enda som krävs <strong>av</strong> omgivningen är tre stycken jordade 230 volts<br />
uttag.<br />
n) Det tillbehör som krävs är en vakuumpump som klarar att leverera ett undertryck på<br />
0.3 bar, samt en vätske<strong>av</strong>skiljare som kopplas in i systemet.<br />
o) Det enda periodiska underhåll som krävs är sköljning/genomsugning <strong>av</strong> <strong>elektroder</strong><br />
efter varje användning och sedan sterilisering in<strong>för</strong> nästa användande.<br />
p) Utrustningen innehåller installerad mjukvara vid leveransen. Denna får endast<br />
modifieras och bytas <strong>av</strong> utbildad personal.<br />
q) Utrustningen har ingen begränsad lagringshållbarhet.<br />
r) Den enda påverkan som kan ske vid långtidsanvändning (mer än två timmar i sträck)<br />
är att sugmärken samt koaguleringen på epikardiet kan <strong>för</strong>värras. De ergonomiska<br />
effekterna löses genom utrustningens uppbyggande.<br />
s) De mekaniska krafter som påverkar utrustningen är enbart sådana som kontrolleras <strong>av</strong><br />
användaren.<br />
t) Utrustningens livslängd begränsas <strong>av</strong> användarens <strong>för</strong>siktighet, samt <strong>av</strong> eventuellt<br />
slitage på infästningen <strong>av</strong> slangen vid elektrodhuvudet.<br />
u) Utrustningen är <strong>av</strong>sedd <strong>för</strong> flergångsanvändning.<br />
7.2 Tillägg enligt ISO 14971<br />
Ovanstående uppgifter i EN 1441 är i princip helt identiska med ”Utredning <strong>av</strong> produktens<br />
egenskaper” enligt ISO 14971, A.2.1 till A.2.23. Sedan tillkommer ytterliggare åtta punkter i<br />
ISO-certifieringen som tas upp nedan.<br />
A.2.25 Produkten och installationen <strong>av</strong> den kräver en viss träning <strong>av</strong> den användande<br />
personalen. Denna träning kommer dock att uppnås innan arbetet <strong>av</strong>slutas.<br />
A.2.26. Några nya tillverkningsprocesser behöver ej etableras.<br />
A.2.27.1 De kopplingar som används till produkten är satta så att felaktig<br />
sammankoppling ej skall kunna ske. Till exempel används en kabel mellan<br />
kretskortslådan och elektrodpanelen som inte kan anslutas fel. För att undvika en<br />
eventuell felanslutning använder vi oss <strong>av</strong> två hon-kontakter <strong>för</strong> att endast den hanehane-kabel<br />
som medföljer utrustning skall kunna användas. För att ytterliggare minska<br />
risker <strong>för</strong> <strong>för</strong>växling kommer denna datakabel att sättas samman med slangen till<br />
vakuumsystemet. Till vakuumsystemet används standardiserade Luer-kontakter, som<br />
personalen är van vid att använda, och vid ett eventuellt fel på dessa detaljer är de lätta<br />
att byta.<br />
A.2.27.2 Det kontrollgränssnitt som systemet använder sig <strong>av</strong> är uppbyggt på ett enkelt<br />
och logiskt sätt och alla parametrar har godkända maxvärden. Detta <strong>för</strong> att inte<br />
användaren <strong>av</strong> misstag t.ex. skall kunna leverea <strong>för</strong> höga eller långa impulser och<br />
spänningar till patienten.<br />
70
A.2.27.3 Den typ <strong>av</strong> informationsdisplay som kommer att användas är skärmen till den PC<br />
som används <strong>för</strong> lagring <strong>av</strong> data från systemet. Denna anses vara väl synlig i olika<br />
situationer och uppvisandet <strong>av</strong> naturligt EKG på denna görs på väl valt sätt <strong>för</strong><br />
maximal enkelhet i <strong>av</strong>läsandet. De lysdioder på kretskortslådan som används <strong>för</strong> att<br />
påvisa respektive elektrods funktion och aktivitet följer gällande standard. Grön diod<br />
indikerar normal användning och att elektroden har kontakt och fungerar som den<br />
skall (AD-omvandlar). Gul diod indikerar att sl<strong>av</strong>processorn är igång, men arbetar inte<br />
(väntar på kommando från mastern). Den röda dioden blinkar när impulser levereras<br />
till hjärtat.<br />
A.2.27.4 Någon form <strong>av</strong> meny används inte <strong>för</strong> att styra produkten.<br />
A.2.28 Utrustningen skall vara flyttbar mellan olika institutioner och operationssalar och<br />
kommer där<strong>för</strong> att levereras i lämpligt bärbart format. Detta innebär att all utrustning<br />
<strong>för</strong>varas och transporteras i två väskor innehållande all erforderlig utrustning. De rörliga<br />
delarna anses väl klara de kr<strong>av</strong> som ställs på den, med <strong>av</strong>seende på den mekaniska<br />
hållfastheten och stabiliteten i utrustningen.<br />
7.3 Accepterandet <strong>av</strong> risker<br />
När en ny forskningsutrustning tas fram är många <strong>av</strong> riskerna okända och vetskapen om vilka<br />
konsekvenser som kan uppstå är osäker. Vid tillfällen då slutsatser inte kan dras <strong>av</strong> tidigare<br />
statistik kan ALARA-principen (As Low As Reasonalby Achievable) utnyttjas 47 . Detta<br />
innebär att vissa risker måste accepteras, men dock att de skall vara så låga som möjligt.<br />
Där<strong>för</strong> kommer en del risker att accepteras, dock inte utan att de övervägts noga och om dem<br />
kunnat undvikas har detta gjort i samband med utveckling <strong>av</strong> produkten. Under<br />
produktutvecklingen har det hela tiden legat en tanke om säkerhet med vid alla beslut.Till<br />
exempel har lett till att redundans (d.v.s. två oberoende säkerhetssystem) finns med i de<br />
områden där vätska skulle kunna komma i kontakt med <strong>elektrisk</strong>t ledande detaljer. Detta<br />
innebär att den inneboende säkerheten i form <strong>av</strong> naturlagarna gör så att vätska rinner nedåt<br />
(där<strong>för</strong> är vätskesystemet placerat lägre än det <strong>elektrisk</strong>a) samtidigt som en barriär i form <strong>av</strong><br />
inneslutning <strong>av</strong> krympslang omger alla <strong>elektrisk</strong>a kontakter. Detta <strong>för</strong> att inte vätska skall<br />
komma i kontakt med de <strong>elektrisk</strong>a kontakterna. Acceptansen <strong>av</strong> de risker som fortfarande<br />
finns i samband med användandet <strong>av</strong> utrustningen ställs naturligtvis även i <strong>för</strong>hållande till de<br />
<strong>för</strong>delar som <strong>för</strong>hoppnings påvisas genom utrustningens användande. Då utsätts nämligen<br />
färre personer <strong>för</strong> utökade risker i form <strong>av</strong> stora ingrep, som målet med utrustningen är till <strong>för</strong><br />
att minska användandet <strong>av</strong>.<br />
47 Risker i tekniska system, kap. 14, s. 18<br />
71
7.4 Felträdsanalys<br />
För att kunna bedöma de risker som kan tänkas uppstå behandlas dessa i en så kallad<br />
felträdsanalys. Denna går ut på att eventuella risker sätts upp och möjliga orsaker,<br />
konsekvenser och åtgärder diskuteras.<br />
Risk: Orsak: Konsekvens:* Acceptansnivå: Åtgärd:<br />
Höga spänningar Elektriska överslag Skador på epikardiet. 2 eller 3 B Mycket låg. Elektriska säkringar<br />
till patienten (> 10 V) Processorfel Galvanisk isolering<br />
från omvärlden.<br />
Måttligt höga spänningar Processorfel Tröskelvärdet höjs. 1 ES Hög. Galvanisk isolering <strong>av</strong><br />
till patienten (< 10 V) Elektronikfel alla <strong>elektroder</strong>.<br />
För lång impuls (> 2 s) Processor hängt sig Hjärtstillestånd 4 B Mycket låg. Löses genom att<br />
72<br />
kondensatorer laddas<br />
ur snabbt (200 ms).<br />
Avsaknad <strong>av</strong> Kabelbrott Avsaknad <strong>av</strong> stimulering Låg. Noggrann tillverkning och<br />
spänningar till patienten till patienten, flimmer väl vald kabeltyp.<br />
kvarstår. 1 ES<br />
Elektrodhuvud släpper Lim lösts upp Elektroden kan lossna, Låg. Noggrann tillverkning och<br />
från slangen. hänger dock kvar i använd lämpligt lim.<br />
lödningar 1 ES<br />
Elektroden lossnar Stopp i slang Kan fastna och Måttligt hög.<br />
från epikardiet. Hål på slangen stimulera fel område 2 Ö<br />
För lågt undertryck<br />
Klämrisk i stativ Belastning <strong>av</strong> stativet Klämskador på personal 2 Ö Måttligt hög Informera i bruksanvisning<br />
Överslag Vätska bland Elektronikfel, läckström. 3 B Mycket låg. Inneslutning och<br />
elektronik redundans med<br />
naturlagarna.<br />
* (i värsta fall)<br />
Grad <strong>av</strong> skada: Tids<strong>för</strong>lopp:<br />
1=ingen skada Ö=övergående<br />
2=lätt skada B=bestående<br />
3=svår skada I=invalidiserande<br />
4=Död ES=ej specificerat
7.5 Riskhantering<br />
För att minimera de risker som kommit fram i felträdsanalysen skall nu de risker som kommit<br />
fram och de åtgärder som tagits diskuteras.<br />
• För att inte allt <strong>för</strong> höga spänningar skall levereras till patienten är alla <strong>elektroder</strong><br />
galvaniskt isolerade från varandra och omvärlden genom optokopplare som sköter<br />
kommunikationen.<br />
• Om en sl<strong>av</strong>processor skulle fastna i en programslinga under pågående stimulering skulle<br />
det kunna leda till ett hjärtstillestånd. Detta <strong>för</strong>hindras genom att de kondensatorer som<br />
används <strong>för</strong> stimulering blir urladdade efter 200 ms.<br />
• Att en stimulering uteblir innebär inte någon risk <strong>för</strong> patienten eller användaren utan kan<br />
närmast ses som utgångsläget. Däremot erhålls inte den forskningsdata som önskas, samt<br />
att patientens <strong>för</strong>maksarytmi fortsätter. För att undvika detta görs alla lödningar i<br />
monteringen väldigt noggrant samt i väl valda material.<br />
• Om slangen skulle lossna från sin infästning i elektrodhuvudet lossnar även elektroden<br />
från epikardiet. Dock ramlar inte elektrodhuvudet helt loss, utan kommer att hänga kvar i<br />
de två ledarna.<br />
• Att elektroden eventuellt lossnar från epikardiet kan bero på flera saker, dock alla med<br />
samma bakgrund, <strong>för</strong> lågt undertryck i slangen. Detta kan uppstå om det blir stopp i eller<br />
hål på slangen, samt om vakuumpumpen <strong>av</strong> någon anledning inte klarar <strong>av</strong> att leverera det<br />
undertryck som den borde. Risken att det skulle bli stopp i slangen anses som mycket liten<br />
eftersom djur<strong>för</strong>sök visar att endast en väldigt liten mängd vätska sugs upp i varje<br />
elektrod, och denna vätska från epikardiet är lättflytande och utan klumpar. Valet <strong>av</strong> en<br />
seg och tålig slang i silikon minimerar risken <strong>för</strong> att det skall gå hål på slangen. Om<br />
pumpen inte klarar <strong>av</strong> att leverera de 0.3bar undertryck som krävs <strong>för</strong> att fästa alla<br />
<strong>elektroder</strong>, får antalet <strong>elektroder</strong> minskas tills det undertryck som krävs i varje elektrod<br />
uppnås.<br />
• Det stativ som används <strong>för</strong> att hålla uppe anslutningspanelen där <strong>elektroder</strong>na ansluts kan<br />
vid påverkan <strong>av</strong> yttre krafter klämma eventuell personal som finns i omedelbar närhet <strong>av</strong><br />
stativet. Dock är risken väldigt liten och skadorna som kan uppstå små. Därmed uppväger<br />
nyttan med stativet de risker som det innebär att använda det.<br />
• Att ett överslag bland elektroniken skall levereras vidare till patienten ses som absolut<br />
<strong>för</strong>bjudet. Där<strong>för</strong> är <strong>elektroder</strong>na galvaniskt skiljda från varandra (enligt tidigare) och i<br />
<strong>elektroder</strong>nas anslutningspanel är elektroniken placerad ovan<strong>för</strong> vakuumsystemet och<br />
inkapslat med krympslang. Att vakuumsystemet är placerat under elektroniken innebär att<br />
om det skulle läcka vätska där ser naturlagarna till att inte vätskan når elektroniken.<br />
73
8. Tester<br />
8.1 Undersökning <strong>av</strong> restpolarisation mellan <strong>elektroder</strong><br />
8.1.1 Ut<strong>för</strong>ande<br />
För att undersöka vilket material som elektrodspetsen ska tillverkas i ut<strong>för</strong>des en enkel<br />
laboration. Det är viktigt att den kvarvarande polarisationsspänningen (Up) mellan<br />
<strong>elektroder</strong>na inte är <strong>för</strong> stor efter en <strong>elektrisk</strong> puls (Up < 1 [V]). Grundhypotesen är att<br />
rostfritt stål har tillräckliga egenskaper <strong>för</strong> att leda signalerna till hjärtvävnaden. Rostfritt stål<br />
uppfyller dessutom kr<strong>av</strong>et att materialet inte får reagera med omkringliggande vävnader.<br />
Olika storlek på kontaktytan testades till elektrodspetsen, 3mm 2 , 7mm 2 och 13mm 2 (rostfritt).<br />
Som referens testades även guld som elektrodmaterial med kontaktytan 12mm 2 . Guld borde<br />
ha bättre lednings<strong>för</strong>måga men är kostsamt. Målet med studien är således att verifiera att<br />
rostfritt stål kan användas som elektrodmaterial.<br />
En 9 % lösning <strong>av</strong> NaCl fungerade som simulering <strong>av</strong> kroppens vävnader. Lösningen ansågs<br />
ha samma elektrokemiska egenskaper som den mänskliga kroppen. Elektroder <strong>av</strong> rostfritt stål<br />
med de angivna dimensionerna tillverkades samt en motelektrod i rostfritt stål med >><br />
kontaktyta. En enkel krets innehållande en transistor, ett motstånd samt en kondensator<br />
fungerade som triggerkrets <strong>för</strong> att generera en <strong>elektrisk</strong> puls. En pulsgenerator kopplades in<br />
med periodtiden 1 Hz och pulsbredden 0,5 ms. Polarisationsspänningen mättes omedelbart<br />
efter pulsen, efter 1 ms och efter 5 ms. Mätningarna ut<strong>för</strong>des med ett digitalt oscilloskop.<br />
Matningsspänningen (Um) till kretsen sattes till 10V (se figur 8.1).<br />
20 kΩ<br />
Pulsgenerator<br />
- +<br />
+10<br />
47 µF<br />
NPNtransistor<br />
47 Ω<br />
Figur 8.1 Kretsschema <strong>för</strong> laborationsutrustning<br />
8.1.2 Resultat<br />
Mätningarna visar att större kontaktyta ger lägre restpolarisation. Den totala polarisationen är<br />
dock låg i alla mätproverna och efter 5 ms återstår endast en låg resterande spänning.<br />
Mätprovet innehållande guld visade sig ha bättre egenskaper med <strong>av</strong>seende på kvarvarande<br />
restpolarisation. Vår bedömning är dock att resultatet inte är <strong>av</strong>sevärt mycket bättre <strong>för</strong> att<br />
motivera användning <strong>av</strong> guld som elektrodmaterial. Rostfritt stål bedöms att ha tillräckligt<br />
goda egenskaper. Kontaktytan bör dock inte vara <strong>för</strong> liten. Om det anses nödvändigt kan en<br />
kontaktyta mindre än 3 mm 2 användas, men då bör fler tester ut<strong>för</strong>as <strong>för</strong> att säkerställa att<br />
kr<strong>av</strong>et på låg restpolarisation kan vidhållas. Mätresultaten redovisas i tabellform på nästa sida<br />
(se tabell 8.1 nedan).<br />
74<br />
Mätpunkt<br />
Katod<br />
Anod
Elektrodyta<br />
(mm 2 )<br />
Material Puls tid.<br />
(ms)<br />
Totalpolarisation<br />
(V)<br />
75<br />
Rest. pol. (V)<br />
efter:<br />
1 ms 5 ms<br />
12,6 Rostfritt 0,5 1,0 0,8 0,6<br />
7,1 Rostfritt 0,5 1,2 1,0 0,8<br />
3,1 Rostfritt 0,5 1,2 1,0 0,7<br />
12,0 Guld 0,5 0,8 0,6 0,3<br />
Tabell 8.1 Restpolarisation mellan <strong>elektroder</strong> vid en <strong>elektrisk</strong> puls<br />
8.2 Datainsamling vid djur<strong>för</strong>sök<br />
Försöket ut<strong>för</strong>des på en gris. Grisen vägde 36 kg och var lugn vid nedsövandet.<br />
8.2.1 Datainsamling<br />
Uppställning<br />
Insamlingsutrustningen bestod <strong>av</strong> följande:<br />
• <strong>elektroder</strong>, 1st bipolär, 2st monopolära<br />
• 2st högpassfilter med tidskonstanten 1s<br />
• laptop med DAQ-kort National Instruments DAQCard-1200<br />
• kopplingsplint med bandkabel<br />
• labbkabel<br />
• vakuumpump och vätske<strong>av</strong>skiljare<br />
Elektroder som skulle användas var kopplade till vakuumutrustningen <strong>för</strong> fastsättning på<br />
<strong>för</strong>maket. Två datainsamlingar gjordes, en med två monopolära <strong>elektroder</strong> och en med en<br />
bipolär elektrod. Ledarna från inkopplad -e elektrod -er passerade var sitt högpassfilter och<br />
anslöt därefter till kopplingsplintens ingångar Analog Channel 0 och 1. En labbkabel<br />
användes som ledare <strong>för</strong> gemensam jord och sammanlänkade vävnad nära hjärtat med<br />
plintens Analog Ground.<br />
Genom<strong>för</strong>ande<br />
Mätningarna gjordes med differentiell koppling mellan ledarna, samt med 100x<br />
signal<strong>för</strong>stärkning. Samplingshastigheten var 5000Hz och data spelades in under ca 12s <strong>för</strong><br />
respektive elektrodkoppling. Detta genererade alltså ca 60000 mätvärden per insamling.<br />
DAQ-kortet som användes tillåter (med 100x <strong>för</strong>stärkning) inspänningar mellan –50mV och<br />
+50mV, med upplösningen –2048 bitar till +2047 bitar. Detta ger en LSB (Least Significant<br />
Bit) på drygt 0,02mV.
Figur 8.2 Samtliga insamlad data med monopolära respektive bipolär elektrod.<br />
Brusnivån under inspelning var låg, mindre än 1 % <strong>av</strong> största amplituder. Med 2st<br />
monopolära <strong>elektroder</strong> låg totala amplituden på ca 800 bitar, vilket motsvarar 16mV. Med<br />
1st bipolär elektrod var totalamplituden ca 400 bitar, 8mV.<br />
8.2.2 Resultat<br />
Både monopolära <strong>elektroder</strong> och bipolär elektrod detekterade tydliga pulsslag med en<br />
amplitud klart överstigande omgivande brus. De monopolära g<strong>av</strong> störst utslag, ca 2x bipolär,<br />
beroende på det större <strong>av</strong>ståndet mellan anod och katod. Mätningar gjordes anbart på en<br />
position på <strong>för</strong>maket, men nivåerna kan antas vara i stort sett samma över hela <strong>för</strong>maket.<br />
Möjligtvis kan amplituden minska något med ökande <strong>av</strong>stånd från retledningarna främre,<br />
mellersta, bakre och Bachmanns bana, samtidigt bör amplituden öka med ökande<br />
väggtjocklek på <strong>för</strong>maket. Dessa nivåer är klart tillräckliga att detektera med sl<strong>av</strong>processorns<br />
AD-omvandlare efter filtrering och <strong>för</strong>stärkning.<br />
Figur 8.3 Ett pulsslag registrerat med monopolära respektive bipolär elektrod.<br />
76
8.3 Elektrodernas funktion under djur<strong>för</strong>sök<br />
8.3.1 Elektrodernas funktion<br />
Under <strong>för</strong>sökets gång fungerade <strong>elektroder</strong>na ypperligt. Endast vid ett specifikt tillfälle<br />
lossnade en elektrod (se vidare under nackdelar) och under normal användning lossnade inte<br />
någon elektrod. Detta trots att de placerades bland mycket vätska och på platser som rörde sig<br />
kraftigt. Vid placering på kammaren rör sig hjärtat uppskattningsvis 2 cm med en frekvens på<br />
upp till 120 slag per minut. När tröskelvärden <strong>för</strong> våra <strong>elektroder</strong> uppmättes användes<br />
pulsgenerering upp till 140 slag per minut och <strong>elektroder</strong>na visade då ingen tendens till att<br />
släppa.<br />
Kirurgerna bestämde sig <strong>för</strong> att under övriga <strong>för</strong>sök ersätta de traditionella sutur<strong>elektroder</strong>na<br />
med de nya och var mycket imponerade <strong>av</strong> dess egenskaper, enkla att applicera, flytta och ta<br />
bort samt att de dessutom orsakade minimalt med skador på hjärtat. Uppskattningsvis<br />
minskades den tid som i normala fall används till att sy fast, lossa och flytta <strong>elektroder</strong> med<br />
fem minuter per elektrod 48 , vilket sker vid cirka tjugo tillfällen under en <strong>för</strong>söksdag. Detta<br />
leder till en minskning <strong>av</strong> <strong>för</strong>sökstiden med drygt en och en halv timme. Dessutom skapar inte<br />
de <strong>elektroder</strong> vi tagit fram några som helst sår och blödningar på hjärtat som de ordinära<br />
sutur- och skruv<strong>elektroder</strong>na framkallar.<br />
Endast vid ett tillfälle lossnade elektroden från epikardiet. Detta skedde när en bipolär<br />
elektrod var fastsatt långt ut på höger sida <strong>av</strong> höger kammare nära den omgivande<br />
muskulaturen och brösthakarna. Detta ledde till att elektrodens ovandel påverkades <strong>av</strong><br />
omgivningen och därmed lossnade, det var dock väldigt enkelt <strong>för</strong> kirurgen att få elektroden<br />
på plats igen.<br />
Användandet <strong>av</strong> <strong>elektroder</strong>na leder till att en del blod koagulerar runt omkring dem som följd<br />
<strong>av</strong> den uttorkning som sker intill elektroden samt att sugmärken bildas på grund <strong>av</strong><br />
undertrycket som håller dem fast vid epikardiet (figur 8.4). Detta är dock enligt kirurgerna<br />
inga som helst problem eftersom det koagulerade blodet bara är att torka bort och sugmärkena<br />
<strong>för</strong>svinner inom 10-15 minuter. Koaguleringen på epikardiet skulle eventuellt kunna undvikas<br />
genom att doppa <strong>elektroder</strong> i Heparin-lösning innan de appliceras på epikardiet. Fram<strong>för</strong> allt<br />
är de skonsamma jäm<strong>för</strong>t med sutur- och skruv<strong>elektroder</strong>. Som jäm<strong>för</strong>else kan den<br />
flödesmätare från Vingmed nämnas som används <strong>för</strong> att mäta flödet i kranskärlen. Den nyps<br />
fast kring valfritt kranskärl och kan anses ge liknande skador som en sutur- eller<br />
skruvelektrod skulle göra. Mätaren lämnade betydligt kraftigare märken efter sig än vad våra<br />
<strong>elektroder</strong> gjorde (figur 8.5).<br />
48 Enligt samtal med Öl Jan van der Linden.<br />
Figur 8.4. Koagulerat blod på epikardiet.<br />
77
2<br />
Figur 8.5. Sugmärken (1) på kammaren jäm<strong>för</strong>t med<br />
nypmärken (2) från Vingmeds flödesmätare.<br />
8.3.2 Tröskelvärdesmätning<br />
För att uppmäta vilken spänning som krävs <strong>för</strong> att våra <strong>elektroder</strong> skall ta över hjärtats<br />
spontana aktivitet fästs <strong>elektroder</strong>na på önskad plats, den externa pacemakern ställs in på en<br />
hög fast frekvens (120 – 140 slag per minut). Sedan varieras den utmatade spänningen så att<br />
det med hjälp <strong>av</strong> fristående EKG kan <strong>av</strong>göras när pacemakern tar över den spontana<br />
aktiviteten. I vårt fall blev tröskelvärdet 0.6 V <strong>för</strong> de bi- och monopolära <strong>elektroder</strong>na med tre<br />
millimeters kontaktyta i mitten och <strong>för</strong> de monopolära med två millimeters kontaktyta blev<br />
tröskelvärdet 0.9 V. Detta tröskelvärde uppmättes när <strong>elektroder</strong>na placerades på höger<br />
<strong>för</strong>maksöra eftersom det var det område som fanns tillgängligt och är ett <strong>av</strong> de områden som<br />
vi är intresserade <strong>av</strong>.<br />
8.3.3 Detektering<br />
Vid <strong>för</strong>sökens slut provade vi också att detektera hjärtats spontana aktivitet med hjälp <strong>av</strong> både<br />
mono- och bipolära <strong>elektroder</strong>. Detta visade sig fungera över <strong>för</strong>väntan och resultatet blev<br />
<strong>för</strong>vånansvärt bra. Två monopolära <strong>elektroder</strong> g<strong>av</strong> ungefär dubbelt så stort utslag (ca 16 mV)<br />
jäm<strong>för</strong>t med en bipolär elektrod (ca 8 mV). Detta beror på att det är ett större <strong>av</strong>stånd mellan<br />
kontaktytorna när två olika <strong>elektroder</strong> används. Den bipolära g<strong>av</strong> dock också ett väldigt gott<br />
resultat där ett tydligt <strong>för</strong>maks-EKG kunde utläsas och det omgivande bruset var mindre än 1<br />
% <strong>av</strong> utslaget. De bipolära <strong>elektroder</strong>na anses ge ett bättre resultat vad gäller detektering<br />
eftersom <strong>av</strong>ståndet mellan de olika kontaktpunkterna alltid är konstant, vilket leder till att<br />
mätningarna blir väldigt exakta och jäm<strong>för</strong>bara.<br />
78<br />
1
Figur 8.6 Förmaks-EKG inspelat under tre sekunder med monopolär respektive bipolär elektrod.<br />
8.3.4 Erfarenheter<br />
Erfarenheterna från operationssalen lärde oss att vi <strong>för</strong> denna typ <strong>av</strong> <strong>för</strong>sök bör ha längre<br />
slangar, samt möjlighet att kunna hantera den externa pacemakern närmare <strong>elektroder</strong>na i<br />
stället <strong>för</strong> nära vakuumpumpen som systemet nu är byggt. Detta eftersom pacemakern styrs <strong>av</strong><br />
kirurgen och därmed vanligtvis är placerad på patientens buk. Notera dock att denna<br />
uppbyggnad enbart är önskad <strong>för</strong> liknande <strong>för</strong>sökssystem och inte <strong>för</strong> det slutgiltiga systemet<br />
där styrning <strong>av</strong> <strong>elektroder</strong> och vakuumsystemet är sammankopplat.<br />
Elektrod<br />
Elektrod<br />
Befintligt system:<br />
Önskat <strong>för</strong>sökssystem:<br />
Extern pacemaker<br />
Figur 8.7 Jäm<strong>för</strong>else mellan befintligt och önskat <strong>för</strong>sökssystem.<br />
79<br />
Extern pacemaker<br />
Vakuumpump<br />
Vakuumpump
Figur 8.8 Ett spontant slag detekterat med en bipolär elektrod<br />
8.4 Tolkning <strong>av</strong> <strong>för</strong>maks-EKG<br />
När en eller flera <strong>elektroder</strong> fäst på <strong>för</strong>maket fås ett annat utseende på EKG-kurvan jäm<strong>för</strong>t<br />
med det EKG som <strong>av</strong>bildas vid yt-EKG på kammaren. Förmakets EKG visar P-vågen<br />
betydligt kraftigare eftersom det utspelas på <strong>för</strong>maket och QRS-komplexet samt T-vågen får<br />
en lägre amplitud än på ett kammar-EKG.<br />
P-våg<br />
Figur 8.9 Inspelat <strong>för</strong>maks-EKG<br />
80<br />
QRS-komplex<br />
T-våg
Att utröna vilka <strong>av</strong> de olika områdena som är vilka görs genom att <strong>av</strong>läsa <strong>av</strong>stånden mellan<br />
dem på tidsaxeln. Då visar det sig att QRS-komplexet uppstår drygt 100 ms efter P-vågen och<br />
T-vågen påbörjas 150 ms efter QRS-komplexet, vilket stämmer överens med teorin bakom<br />
uppbyggnaden <strong>av</strong> EKG. 49<br />
Kunskapen om att det är det område som markerats som QRS-komplexet utgörs <strong>av</strong> att det<br />
vanligen har en durationstid på 70 – 100 ms och enligt inspelad data är detta område i<br />
ovanstående bild 35 ms.<br />
Teoretisk signalmätning<br />
De amplituder som kan mätas uppstår då en polarisationsvåg sprids över hjärtat och<br />
differensen mellan anod och katod skapar det utslag som önskas mäta.<br />
Figur 8.10 Polarisationsvåg som sprids över hjärtmuskulaturen.<br />
Differensen kan då <strong>för</strong>klaras genom att skillnaden mellan katod och anod beräknas och plottas<br />
på skärmen. I läge ett har polarisationsvågen precis nått fram till anoden som då får<br />
potentialen 20mV. Katoden har dock ännu inte kunnat registrera någon aktivitet och har<br />
där<strong>för</strong> fortfarande potentialen 0mV. Detta ger att potentialen i läge ett är -20mV. I läge två har<br />
polarisationsvågen (20 mV) nått både anoden och katoden vilket leder till att differensen blir<br />
noll. Sista läget innebär att polarisationsvågen når katoden igen och över anoden brer<br />
platåfasen ut sig. Differensen blir i detta läge -10mV.<br />
49 Medicin och teknik, s. 202<br />
81
9. Framtida utveckling<br />
9.1 Elektronik<br />
Hårdvaran och elektroniken uppfyller kr<strong>av</strong>en och ut<strong>för</strong> det arbete de var tänkta att klara <strong>av</strong>.<br />
Dock kan vissa delar <strong>för</strong>bättras ytterligare om en ny version <strong>av</strong> pacemakern ska tillverkas. Här<br />
nämns tre områden som skulle kunna omarbetas eller <strong>för</strong>bättras.<br />
Kommunikationsbussen<br />
Optokopplarna som använts har en så kallad öppen kollektor-utgång. Det visade sig efter<br />
konstruktion att denna är designad att sänka spänningen på en kommunikationsbuss till låg<br />
nivå mycket snabbt vid tillslag, <strong>för</strong> att låta spänningen stiga till hög nivå igen när ingen<br />
insignal fås. Så har optokopplarna inte använts nu. Den nuvarande designen är fullt<br />
fungerande, men möjligtvis skulle en annan design kunna minska antalet komponenter i<br />
kommunikationskretsen på sl<strong>av</strong>korten.<br />
Konfigurering <strong>av</strong> sl<strong>av</strong>korten<br />
De jumpers som nu bestämmer konfigureringen <strong>av</strong> sl<strong>av</strong>korten löser uppgiften, men <strong>för</strong> att<br />
ändra dessa måste varje kort tas ur och sättas tillbaka i pacemakern. Detta skulle kanske<br />
kunna lösas på ett lämpligare sätt, utan att <strong>för</strong>lora säkerheten i systemet.<br />
Sl<strong>av</strong>kortens anslutning till moderkortet<br />
När sl<strong>av</strong>korten designades var det tänkt att moderkortet skulle baseras på ett så kallat labkort,<br />
ett kort med ett antal parallella kopparbanor som konstruktören får kapa och kortsluta <strong>för</strong> att<br />
få önskad funktion. Av denna anledning fick sl<strong>av</strong>korten en bred elektrodanslutning mot<br />
moderkortet, där varje sl<strong>av</strong>kort skulle ha individuell placering <strong>av</strong> kontakten. När det senare<br />
bestämdes att även moderkortet skulle beställas var sl<strong>av</strong>korten redan tillverkade och<br />
anslutningen ser där<strong>för</strong> märklig ut. Vid en nytillverkning <strong>av</strong> sl<strong>av</strong>kort kan detta fel rättas till.<br />
9.2 Mjukvara<br />
Den grundläggande plattformen <strong>för</strong> systemet är utvecklad från omvandling <strong>av</strong> hjärtats analoga<br />
signal till <strong>av</strong>slutande data <strong>behandling</strong> och analys. Sl<strong>av</strong>arna kan operera självständigt och<br />
samtidigt styras med en rad kommandon från masterprocessorn. Mätdata skickas organiserade<br />
i strukturerade datapaket om varierande längd tillbaka till en stationär dator. Systemet är<br />
flexibelt och användaren kan utnyttja en mängd olika konfigurationer <strong>för</strong> att prova sig fram<br />
till den optimala uppställningen. Antalet detekterande och stimulerande kanaler kan väljas<br />
valfritt. Olika systemparametrar kan varieras, till exempel känsligheten hos de kanaler som<br />
skall vara detekterande eller stimulationspulsens längd och styrka.<br />
En tänkbar vidareutveckling <strong>av</strong> programvaran är att in<strong>för</strong>a nya mer <strong>av</strong>ancerade<br />
beslutsalgoritmer. Idag finns tre olika operationsmoder vilka kan ses som ett <strong>för</strong>sta steg mot<br />
den slutgiltiga lösningen. Programvaran hos masterC165 och sl<strong>av</strong>C165 är<br />
omprogrammeringsbar vilket gör in<strong>för</strong>andet <strong>av</strong> ny programkod enkel. Sl<strong>av</strong>arn är som bekant<br />
inte omprogrammeringsbara, en <strong>för</strong>ändring <strong>av</strong> sl<strong>av</strong>ens arbetssätt leder då till att den gamla<br />
processorn måste tas bort och ersättas <strong>av</strong> en ny. Detta är naturligtvis möjligt men<br />
tidskrävande. Sl<strong>av</strong>arna har där<strong>för</strong> utformats <strong>för</strong> att vara mycket flexibla och de kan genom<br />
redan in<strong>för</strong>da kommandon ut<strong>för</strong>a de uppgifter som ansetts nödvändiga. Styrning och<br />
beslutsalgoritm <strong>av</strong>görs <strong>av</strong> masterC165 var<strong>för</strong> omprogrammering <strong>av</strong> sl<strong>av</strong>en bedömdes som<br />
överflödig med tanke på den stora mängd hårdvara som skulle behövas <strong>för</strong> att genom<strong>för</strong>a<br />
detta. Systemet hade då blivit betydligt dyrare och mer komplicerat att utveckla.<br />
83
Den andra biten som kan <strong>för</strong>bättras är vidareutveckling <strong>av</strong> användargränssnittet. Idag finns ett<br />
enkelt gränssnitt som kan användas <strong>för</strong> styrning <strong>av</strong> systemet. Visualisering och organisering<br />
<strong>av</strong> insamlade mätdata kan utvecklas ytterligare <strong>för</strong> att öka användarvänligheten särskilt om<br />
systemet är tänkt att användas <strong>av</strong> många personer som inte är insatta i bakomliggande logik.<br />
84
10. Resultat<br />
I det här projektet har en ny typ <strong>av</strong> komplett system <strong>för</strong> diagnostisering och <strong>behandling</strong> <strong>av</strong><br />
<strong>för</strong>maksarytmier tagits fram. Två olika typer <strong>av</strong> epikardie<strong>elektroder</strong> som sugs fast på<br />
<strong>för</strong>makets yta har konstruerats och testats med mycket goda resultat. Systemet bedöms<br />
uppfylla de kr<strong>av</strong> som ställs i el-standarden <strong>för</strong> medicinteknisk utrustning IEC-601-1 och en<br />
komplett riskanalys och riskhantering har gjorts.<br />
I kapitel 1.2 ställdes ett antal frågor upp som har besvarats i denna rapport. Frågorna var:<br />
o Kan flera <strong>elektroder</strong> anslutas till epikardiet med hjälp <strong>av</strong> vakuumteknik <strong>för</strong> att<br />
minimera yttre påverkan utan att anslutningssäkerheten äventyras?<br />
Ja! En ny typ <strong>av</strong> <strong>elektroder</strong> har utvecklats och framgångsrikt testats vid djur<strong>för</strong>sök.<br />
De visade sig ge betydligt mindre skador på epikardiet än en anslutning som<br />
penetrerar vävnaden, de sitter säkert på plats men kan ändå lätt flyttas eller tas loss<br />
om man så önskar.<br />
o Kan hjärtats aktivitet detekteras med ovan nämnda <strong>elektroder</strong> och användas <strong>för</strong><br />
att diagnostisera <strong>för</strong>maksarytmi?<br />
Ja! Elektroderna ger en mycket till<strong>för</strong>litlig signal <strong>av</strong> <strong>för</strong>makets aktivitet, där<br />
amplituden på brus och störningar ligger ca 50 gånger lägre än amplituden på Pvågen.<br />
Denna signal behandlas och ligger till grund <strong>för</strong> systemets diagnostisering<br />
och presentation <strong>av</strong> <strong>för</strong>makets beteende.<br />
o Klarar utrustningen de hygieniska och säkerhetsmässiga kr<strong>av</strong> som ställs <strong>för</strong> att<br />
tillåta kliniska tester?<br />
Ja! Elektroderna kan steriliseras och användas flera gånger, medan resten <strong>av</strong><br />
systemet enkelt kan rengöras om man så önskar <strong>för</strong> att omedelbart användas på en<br />
ny patient. Elektroniken är konstruerad <strong>för</strong> att uppfylla kr<strong>av</strong>en i IEC-601-1 och en<br />
komplett riskanalys och riskhantering har gjorts.<br />
o Är det möjligt att skapa en ”<strong>elektrisk</strong> maze” <strong>för</strong> att behandla <strong>för</strong>maksarytmi?<br />
Eftersom inga kliniska tester har gjorts under projektet kan inte den här frågan<br />
besvaras. Dock har ingenting som talar mot detta kommit fram under arbetet.<br />
Utrustningen bör kunna <strong>av</strong>hjälpa vissa typer <strong>av</strong> <strong>för</strong>maksarytmi i sitt nuvarande<br />
ut<strong>för</strong>ande, och kommer med största säkerhet kunna göra det efter viss<br />
vidareutveckling, till exempel efter utveckling <strong>av</strong> nya mer <strong>av</strong>ancerade<br />
beslutsalgoritmer.<br />
85
X. Referenser<br />
X.1 Litteratur<br />
Ståhl A, Bergfelt L, Hjärtrytmsrubbningar, Karolinska sjukhuset, 2001<br />
Lindgren A, Jansson S, Pacemakern och hjärtat, Siemens-Elema AB, Solna, 1992<br />
Olsson S.B. m.fl. Rapport från Socialstyrlesens kardiologiska expertgrupp, Gotab, 1997<br />
Schüller H, Fåhraeus T, Pacemaker electrocardiograms, Siemens-Elema, Solna 1993<br />
Kesek M, Pacing, Studentlitterartur, Lund, 2002<br />
Webster J.G. Design of Cardiac Pacemakers, IEEE Press, Wisconsin, USA, 1995<br />
Jacobson B, Medcin och teknik, Studentlitterartur, Lund, 1995<br />
Grimwall G, Risker i tekniska system, Utbildningsradions <strong>för</strong>lag, Stockholm, 1998<br />
X.2 Internet<br />
www.praktiskmedicin.se<br />
www.sjm.se ”Att <strong>för</strong>stå <strong>för</strong>maksflimmer”<br />
www.ctsnet.org<br />
Loctite klister:<br />
http://www.loctite.se/pdf/Epoxy_swe.pdf , hämtat 2004-03-22<br />
Elfa, elektronikkomponenter:<br />
http://www.elfa.se/elfa/produkter/201687.htm , hämtat 2004-03-22<br />
http://www.medtronic.com/cardsurgery/products/lead_6500.html, hämtat 2004-03-XX<br />
86
X.3 Artiklar<br />
Tomczak C, Cook L, Haennel R.G. Pacing Therpies for Atrial Fibrillation,<br />
Univeristy of Regina, Regina, 2001<br />
Albåge A, m.fl. Maze-operation återställer sinusrytm, Läkartidningen volym 94, nummer 40,<br />
1997<br />
Yamada H, f.fl. Effects of coupled pacing on cadiac performance duiring acute atrial<br />
tachycardia and fibrillation: an old therapy revisited for a new reason<br />
Cleveland, USA, 2003, Am J Physiol Heart Circ.2003, volym 285,<br />
sida 2630-2638<br />
Israel C.W. m.fl. Atrial Pacing in the Prevention of Paroxysmal Atrial Fibrillation<br />
Frankfurt, Tyskland, 2000, PACE, 2000, volym 23, sida 1888-1890.<br />
Chiappini B, m.fl., Cox/Maze III operation versus radiofrequency ablation for the surgical<br />
treatment of atrial fibrillation: a comparative study, Bologna, Italien, 2003<br />
The Annals of Thoracic Surgery, volym 77, sida 87-92<br />
Kroll M, m.fl., Origin of Electrical Activation Within the Right Atrial and Left Ventricular<br />
Walls: Defferentation by Electrogram Characteristics Using the Noncontact<br />
Mapping System, Göttingen, Tyskland, 2003, PACE, 2003, volym 26,<br />
sida 1970-1978<br />
Lemery R, Bi-Atrial Mapping of Atrial Arrythmias, Ottowa, USA, 2002<br />
Cardiac Electrophysiology Review, 2002, volym 6, sida 378-382<br />
Deneke T, m.fl., Antiarrythmetics Surgery to Cure Atrial Fibrillation – Subgroups and<br />
Postoperative Management, Bochum, Tyskland, 2003<br />
Cardiac Electrophysiology Review, 2003, volym 7, sida 259-263<br />
Wyndham C, Atrial Fibrillation, the Most Common Arrythmia, Texas, USA, 2000<br />
Texas Heart Institute Journal, 2000, volym 27, sida 257-267<br />
Debrunner M, m.fl., Prevention of atrial fibrillation after cardiac valvular surgery by<br />
epicardial , biatrial synchronous pacing, Zürich, Svhweiz, 2003<br />
European Journal of Cardio-thoracic Surgery, 2004, volym 25, sida 16-20<br />
Miller J.M. m.fl. Atrial Fibrillation: What are the Targets for Intervention?<br />
Indiana, USA, 2002, Journal of Interventional Cardiac Electrophysiology,<br />
2003, volym 9, sida 249-257<br />
Hurlé A, m.fl., Optimal Location for Temporary Epicardial Pacing Leads Following Open<br />
Heart Surgery, Alicante, Spanien, 2000,<br />
PACE, 2001, volym 25, sida 1049-1052<br />
87
Waldo AL, MacLean WAH, Cooper TB, et al, 1978, Use of temporarily placed epicardial<br />
atrial wire electrodes for the diagnosis and treatment of cardiac arrhythmias<br />
following open-heart surgery. (Sanjeev Saksena & Nora Goldschlager, 1990,<br />
electrical therapy for cardiac arrhythmias, s 116.)<br />
Waldo AL, Henthorne RW, 1980, Diagnosis and treatment of cardiac arrhythmias following<br />
open heart surgery: Emphasis on the use of atrial and ventricular Epicardial wire<br />
electrodes. (Sanjeev Saksena & Nora Goldschlager, 1990, Electrical therapy for<br />
cardiac arrhythmias, s 117.)<br />
88
Y. Bilagor<br />
Y.1 Kr<strong>av</strong>specifikation<br />
Kr<strong>av</strong>en på utvecklat system är uppdelade i två kategorier:<br />
Skall: Ett absolut kr<strong>av</strong> som skall uppfyllas.<br />
Bör: Bör uppfyllas, men kan <strong>för</strong>summas i brist <strong>av</strong> tid, vid ogenom<strong>för</strong>barhet eller<br />
liknande.<br />
Y.1.1 Kr<strong>av</strong> Hårdvara<br />
Skall:<br />
1. Elektroderna skall fästa på och ha <strong>elektrisk</strong> kontakt med hjärtat.<br />
2. Systemet skall tillåta att en eller flera <strong>elektroder</strong> lossnar från epikardiet, utan att<br />
påverka övriga <strong>elektroder</strong>.<br />
3. Elektroder inklusive dess anslutning bakåt skall uppfylla externa kr<strong>av</strong> med <strong>av</strong>seende<br />
på hygien och material, <strong>för</strong> att få användas vid kliniska studier.<br />
4. Samtliga systemkomponenter skall uppfylla externa kr<strong>av</strong> med <strong>av</strong>seende på<br />
strålningskänslighet och påverkan, <strong>för</strong> att få användas vid kliniska studier.<br />
5. Elektroderna skall kunna leda bort och <strong>av</strong>skilja vätska utan att det <strong>elektrisk</strong>a systemet<br />
påverkas.<br />
6. Elektroderna får inte vara i fysisk kontakt med annan spänningskälla än den som är<br />
<strong>av</strong>sedd <strong>för</strong> impulsgenerering<br />
Bör:<br />
1. Elektroderna bör vara konstruktionsmässigt inbördes identiska och utbytbara.<br />
Y.1.2 Kr<strong>av</strong> Användargränssnitt<br />
Skall:<br />
1. Systemet skall aktiveras mha ett ON/OFF-reglage.<br />
2. Användargränssnittet skall kunna reglera undertrycket <strong>för</strong> fastsättning <strong>av</strong> <strong>elektroder</strong>.<br />
3. Varje elektrod skall ha en separat knapp <strong>för</strong> att på ett enkelt sätt kunna stängas <strong>av</strong>.<br />
4. Systemet skall visa om någon/några <strong>elektroder</strong> ej är i <strong>elektrisk</strong> eller fysisk kontakt med<br />
hjärtat.<br />
5. Alla <strong>elektroder</strong> skall vara individuellt märkta <strong>för</strong> enkel identifiering.<br />
Bör:<br />
1. Spänningsnivåer samt pulstid som stimulerar hjärtat bör vara justerbart <strong>för</strong> respektive<br />
elektrod.<br />
2. Användargränssnittet bör kunna visa hjärtaktiviteten på extern/intern display<br />
3. Vakuumpumpen bör startas/stoppas via användargränssnittet.<br />
4. Det aktuella undertrycket vid <strong>elektroder</strong>na bör kunna visualiseras.<br />
5. Systemet bör larma med ljus och/eller ljud vid uppkomna fel eller problem..<br />
89
Y.1.3 Kr<strong>av</strong> Mjukvara<br />
Skall:<br />
1. Mjukvaran skall kunna detektera hjärtats spontana aktivitet.<br />
2. Mjukvaran skall kunna leverera och reglera impulser till hjärtat.<br />
3. Data över hjärtaktivitet och vidtagna åtgärder skall lagras i internt minne.<br />
Bör:<br />
1. Mjukvaran bör kunna hålla ett <strong>av</strong> användaren givet undertryck i <strong>elektroder</strong>na.<br />
2. Mjukvaran bör kunna diagnostisera ett felaktigt <strong>för</strong>maksbeteende.<br />
3. Mjukvaran bör kunna vidta lämplig åtgärd vid diagnostiserad <strong>för</strong>maksarytmi.<br />
90
Y.2 Handledning<br />
Y.2.1 Funktionalitet hos olika delsystem<br />
Sl<strong>av</strong>:<br />
• Räknar fram ett medelvärde <strong>av</strong> fyra mätningar ut<strong>för</strong>da under den senaste 1<br />
millisekunden.<br />
• Kan stimulera hjärtat på kommando från master med en variabel styrka samt<br />
pulslängd.<br />
• Kan ut<strong>för</strong>a en rad övriga användbara funktioner t.ex. start/stopp AD-omvandling,<br />
synkronisera klockor<br />
• Kan på kommando <strong>av</strong> master ut<strong>för</strong>a en mjukvaru-reset, under reset kan stimulering <strong>av</strong><br />
hjärtat inte ske.<br />
Master C165:<br />
• Hämtar mätdata från alla sl<strong>av</strong>ar (upp till 12 kanaler)<br />
• Olika funktionsmoder (beslutsalgoritmer) <strong>för</strong> tolkning <strong>av</strong> mätdata.<br />
• Vidarebefordrar mätdata till sl<strong>av</strong> C165<br />
• Har fullständig kontroll över sl<strong>av</strong>arnas beteende (<strong>för</strong>fogar över en rad styrkommandon<br />
som bestämmer systemets funktion)<br />
Sl<strong>av</strong> C165:<br />
• Länk mellan PC – Master C165 (vidarebefordrar mätdata <strong>för</strong> analys)<br />
Stationär dator:<br />
• Spara mätvärden <strong>för</strong> analys (Delfi)<br />
• Visualisera hjärtats aktivitet (Delfi)<br />
• Styrning <strong>av</strong> system och inställning <strong>av</strong> systemparametrar (Delfi)<br />
Y.2.2 Omprogrammering <strong>av</strong> huvudprocessorer<br />
Om en ny <strong>för</strong>bättrad beslutsalgoritm utvecklas kan de båda huvudprocessorerna<br />
programmeras om. För att undvika skada på utrustning bör följande steg ut<strong>för</strong>as vid<br />
programmering <strong>av</strong>:<br />
1. Huvudprocessor nr2 – sl<strong>av</strong> C165<br />
a. Se till att ON/OFF-brytaren är frånslagen<br />
b. Koppla in 9 V till systemet<br />
c. Com 1 på apparaten skall vara ansluten till den stationära datorns com-port.<br />
d. Slå från spänningen till alla sl<strong>av</strong>kort, ställ switch på moderkort så att röd diod<br />
lyser. Alla sl<strong>av</strong>kort ska nu vara bortkopplade, det vill säga alla dioder på<br />
sl<strong>av</strong>kortet är släckta.<br />
e. Aktivera bootstrap – tryck in både reset och boot, släpp sedan reset och<br />
därefter boot-knappen<br />
91
Nu är processorn redo att ta emot nya program filer. Programmering <strong>av</strong> masterprocessorn<br />
följer nedan.<br />
2. Huvudprocessor nr1 – master C165<br />
a. Se till att ON/OFF-brytaren är frånslagen och kontrollera att processorn inte är<br />
spänningssatt<br />
b. Koppla om till RS-232 nivåer. Flytta Jumper 4 och 5 enligt anvisning i<br />
figurY.2.<br />
c. Koppla in 9 V till systemet<br />
d. Com 2 på apparaten skall vara ansluten till den stationära datorns comport.<br />
e. Slå från spänningen till alla sl<strong>av</strong>kort, ställ switch på moderkort så att röd diod<br />
lyser. Alla sl<strong>av</strong>kort ska nu vara bortkopplade, det vill säga alla dioder på<br />
sl<strong>av</strong>kortet är släckta.<br />
f. Aktivera bootstrap – tryck in både reset och boot, släpp sedan reset och<br />
därefter boot-knappen.<br />
1 1 2<br />
3<br />
Reset Boot Reset Boot<br />
microMODUL<br />
-165<br />
Figur Y.1 Aktivering <strong>av</strong> bootstrap.<br />
FigurY.2 Jumpers konfiguration <strong>för</strong> RS-232 respektive logik nivåer.<br />
92<br />
microMODUL<br />
-165
Strömställare <strong>för</strong><br />
normal drift/flashning.<br />
Y.2.3 CPU konfiguration<br />
Figur Y.3 Strömställare <strong>för</strong> bortkoppling <strong>av</strong> sl<strong>av</strong>elektronik.<br />
C165:<br />
För att kompileringen <strong>av</strong> programkoden skall bli korrekt måste vissa inställningar göras i<br />
Tasking innan microMODUL-C165 kan programmeras. Starta Tasking EDE C166 och ändra<br />
enligt nedan.<br />
EDE – CPU options CPU: CPU-type SAB165<br />
SYSCON: Enable XBUS-periferials samt Enable Internal ROM<br />
…SYSCON: Write config mode – WR/BHE# is WRL#/WRH#<br />
XPERCON: Enable on chip 2k XRAM samt 6k XRAM<br />
BUSCON0: Enable External Bus<br />
EDE – Linker/ Memory: Skriv minneskonfigurationen (165)<br />
Locator options ROM: 0000h-7fffh, 018000h-04ffffh<br />
RAM: 0f600h-0fddeh<br />
EDE - Debugger: Markera ROM/RAM-monitor samt välj under<br />
Crossviw Pro options Hardware Targets – Phytec microMODUL-165 eller Phytec<br />
kitcon-165<br />
Communication: RS232 – Com1 – 19200<br />
Om FlashTools3 ska användas <strong>för</strong> programmering <strong>av</strong> modulen välj att returnera koden i<br />
hexadecimalform. Välj EDE – Linker/Locator options under fliken ”format”, kryssa <strong>för</strong> Intel<br />
Hex records for EPROM programmers.<br />
93<br />
Röd indikator – sl<strong>av</strong>-elektronik<br />
bortkopplad.<br />
Grön indikator – normal drift
Y.4 Kretskort<br />
Y.4.1 Portkonfiguration - C504<br />
5 V<br />
94<br />
GND
Y.4.2 Portkonfiguration - C165<br />
95
Y.5 Monteringsanvisning <strong>för</strong> <strong>elektroder</strong><br />
Följande monteringsanvisning bygger på bipolära <strong>elektroder</strong>nas sammansättning och<br />
uppbyggnad. Proceduren kan dock enkelt omvandlas <strong>för</strong> att fungera på motsvarande sätt <strong>för</strong><br />
de monopolära <strong>elektroder</strong>na. För ritningar till elektrodhuvudena, se bilaga Y.3.<br />
Y.5.1 Montering <strong>av</strong> ledare<br />
1. Kapa upp önskad längd (1.5m) <strong>av</strong> ledarens slang (siliconslang dy=3 mm, di=1.5 mm)<br />
och <strong>för</strong>se ena änden med passande Y-<strong>för</strong>grening. (Fäst den på Y-<strong>för</strong>greningens ”nedre<br />
del”.) På den ena <strong>av</strong> Y-<strong>för</strong>greningens utgångar fästs ytterliggare tio centimeter<br />
silikonslang. Kapa även upp drygt fyra meter isolerad tunnkoppartråd (d=0.20mm).<br />
2. Vik koppartråden på mitten och <strong>för</strong> igenom den så att cirka tjugo centimeter sticker ut<br />
på vardera ända <strong>av</strong> slangen. (Genom<strong>för</strong>ingen sker lämpligtvis med hjälp <strong>av</strong> tunn<br />
ståltråd d≈
2. Placera en ring <strong>av</strong> Epoxylim runt silikonslangen precis intill dess ände. Dra sedan<br />
elektrodhuvudet närmare silikonslangen genom att dra i koppartrådarna där de sticker<br />
ut ur Y-<strong>för</strong>greningen i andra änden <strong>av</strong> slangen. Arbetet underlättas väsentligt om man<br />
ser till att slangen hålls sträckt under detta arbete. Styr in slangen så att den kläms fast<br />
i sidohålet på eletrodhuvudet och se till att inte friktionen mellan koppartråd och slang<br />
gör att elektrodhuvudet skjuts bort från slangänden.<br />
3. Trä tio centimeter <strong>av</strong> lämplig slang över ändarna på kopparslangarna som sticker ut ur<br />
Y-<strong>för</strong>greningen och se till att den delen <strong>av</strong> Y-<strong>för</strong>greningen tätas med silikon.<br />
Y.5.4 Montering <strong>av</strong> kontaktdon<br />
På den silikonslang som skall anslutas till vakuum-systemet ansluts en Luer-Lock gängad<br />
honanslutning. Den <strong>elektrisk</strong>a anslutningen gör på följande sätt.<br />
1. Ta reda på vilken <strong>av</strong> koppartrådarna som leder till anod respektive katod och märkt ut<br />
dessa på lämpligt sätt så att de senare kan urskiljas.<br />
2. Använd standardiserade 1.5mm-stereokontakt <strong>för</strong> att ansluta elektroden till dess<br />
anslutningspanel.<br />
3. Trä den skyddshylsa som täcker kontakten efter monteringen över den slang som<br />
innehåller koppartrådarna.<br />
4. Koppartråden som kommer från anoden skall vara i kontakt med kontaktytan i spetsen<br />
<strong>av</strong> hanen och katoden i kontakt med kontaktytan strax bakom spetsen. Kontaktytan<br />
längst bort från spetsen (jord) skall ej anslutas till någon koppartråd.<br />
5. Kontrollera att kontakt finns med hjälp <strong>av</strong> motsvarande hon-koppling.<br />
6. Kläm fast änden <strong>av</strong> slangen i den metallbit som finns på kontakten <strong>för</strong> detta ändamål.<br />
7. Montera ihop kontakten och fyll upp tomrummet med silikon <strong>för</strong> att motverka<br />
ansamling <strong>av</strong> smuts i kontakten.<br />
Y.5.5 Montering <strong>av</strong> monopolär elektrod<br />
Att montera en monopolär elektrod görs på samma sätt som en bipolär med undantag att<br />
endast enkel koppartråd krävs inuti silikonslangen, samt att steg 1-3 i monteringen <strong>av</strong><br />
elektrodhuvudet kan <strong>för</strong>summas. Koppartråden i en monopolär elektrod skall anslutas till<br />
kontaktytan i spetsen på kontakten.<br />
97
Y.6 Ritningar till elektrodhuvud<br />
98
Y.7 Steriliseringsinstruktioner<br />
Steriliseringsinstruktion <strong>för</strong> temporära <strong>för</strong>maks<strong>elektroder</strong><br />
1. Tvätta <strong>elektroder</strong>na invändigt med hjälp <strong>av</strong> vakuumpumpen och sug igenom destillerat<br />
vatten tills önskat skräp <strong>för</strong>svunnit ur alla <strong>elektroder</strong>na. För att höja sköljeffekten kan<br />
antalet anslutna <strong>elektroder</strong> minskas. Var uppmärksam på vätskenivån i vätske<strong>av</strong>skiljaren<br />
<strong>för</strong> att inte suga in vatten i pumpen.<br />
2. Elektroderna steriliseras med väteperoxid i Johnson & Johnson’s Sterrad 100S.<br />
3. Anslut en så kallad ”booster” (storlek vit, large?) på Luer-lock anslutningen som finns på<br />
respektive elektrod.<br />
4. Genom<strong>för</strong> sedan standardiserad sterilisering med maximalt 13 <strong>elektroder</strong> per omgång.<br />
Förpacka <strong>elektroder</strong>na styckvis. Förpackningarna märks ”Monopolär <strong>för</strong>makselektrod”, <strong>för</strong> de<br />
monopolära (med huvud i plexiglas) samt ”Bipolär <strong>för</strong>makselektrod” <strong>för</strong> de med huvud i<br />
rostfritt stål.<br />
99
Y.8 Elektronikritningar och layout<br />
Y.8.1 Moderkort<br />
100
101
Y.8.2 Sl<strong>av</strong>kort<br />
102
103
Y.9 Komponentlistor<br />
Y.9.1 Moderkort<br />
104
Y.9.2 Sl<strong>av</strong>kort<br />
105
Y.10 Ordlista<br />
AV-knutan – den plats där retledningarna till höger och vänster kammare delas upp<br />
Antiarytmika – medicin som skall återställa hjärtrytmen<br />
Arteria/Vena pulmonalis – lungartär/ven<br />
Arytmi – oregelbunden hjärtrytm<br />
Epikardie – muskulatur som omger hjärtat, yttre muskulatur<br />
Escapeintervall – Den längsta period som är tillåten utan någon detektion <strong>av</strong> hjärtaktivitet<br />
Inhiberad pacing – Detektion registreras, stimulering sker endast då escapeintervallet löpt ut<br />
Kroniskt <strong>för</strong>maksflimmer – Hjärtats normala takt går inte att återställa<br />
Mitralisklaffarna – klaffarna mellan vänster <strong>för</strong>mak och kammare<br />
Myokardie – muskulatur som omger hjärtat, inre muskulatur<br />
OTP-minne – One Time Programmable program memory. Minnet kan bara programmeras en<br />
gång, sedan är enheten <strong>för</strong>brukad<br />
Paroxmalt <strong>för</strong>maksflimmer – Flimret uppträder och <strong>för</strong>svinner spontant<br />
Purkinjefibrer – fibrer som är specialiserade på att skicka nervsignaler<br />
P-våg – Terminologi <strong>för</strong> <strong>för</strong>makets kontraktion i ett EKG<br />
QRS komplex – Terminologi <strong>för</strong> kammarens kontraktion i ett EKG<br />
Re-entry Takykardi – Två ledningsbanor på hjärtat skapar en oändlig signal-loop<br />
Refraktärperiod – Den tid då stimulering inte är tillåten eller den tid som behövs innan hjärtat<br />
är redo att kontraheras igen<br />
Sinus-knutan – den punkt där nervimpulserna anländer till hjärtat<br />
Syncron pacing – Stimulering sker vid detektion <strong>av</strong> en spänningsnivå över triggningsnivån<br />
och då escapeintervallet löpt ut<br />
Thorax – bröstkorgen<br />
106
107