WO2018167082A1

WO2018167082A1 - Verfahren und vorrichtung zur zeitaufgelöste messung von kenngrössen der herzfunktion

Info

Publication number: WO2018167082A1
Application number: PCT/EP2018/056275
Authority: WO
Inventors: Holger Redtel
Original assignee: Redtel, Heiko
Priority date: 2017-03-13
Filing date: 2018-03-13
Publication date: 2018-09-20
Also published as: CN111491556A; US20200121201A1; EP3595521A1; IL269362A; JP2020510512A

Abstract

Die Erfindung betrifft das zeitaufgelöste Messen des Blutdrucks, der Arterienelastizität, der Pulswelle, der Pulswellenlaufzeit und der Pulswellengeschwindigkeit und/oder Änderungen des Herzzeitvolumens und/oder des Herzzeitvolumens eines Objektes nämlich eines menschlichen oder tierischen Körpers, unter Verwendung von Drucksensoren zur zeitlich aufgelösten Vermessung der energetischen Pulswelle. Erfindungsgemäße wird eine Drucksensoreinheit zur zeitaufgelösten Druckmessung des bei Anpressen auf die Haut durch eine Pulswelle ausgeübten Drucks auf, wobei die Drucksensoreinheit eine Luft- und/oder Gasdrucksensor ist und/oder eingerichtet ist, mindestens einen elektrischen Leitwert und/oder Widerstand bei Beaufschlagung mit dem Druck zu ändern. Insbesondere weist die Drucksensoreinheit mindestens zwei Leiterbahnanordnungen, insbesondere Leiterbahnnetze, und ein funktionales Polymer auf, das eingerichtet ist, durch Beaufschlagung mit Druck zusammengedrückt zu werden und Kontakt zwischen den Leiterbahnanordnungen herzustellen und/oder zu verändern. Alternativ kann die Drucksensoreinheit mindestens zwei leitfähige Schichten mit einem dazwischen angeordneten Zwischenraum aufweisen und die Drucksensoreinheit so eingerichtet sein, dass durch Beaufschlagung mit Druck der Zwischenraum zusammengedrückt wird und/oder sich dadurch insbesondere die Kapazität der Anordnung bestehend aus den zwei leitfähigen Schichten ändert.

Description

VERFAHREN UND VORRICHTUNG ZUR ZEITAUFGELÖSTE MESSUNG VON

KENNGRÖSSEN DER HERZFUNKTION

Die Erfindung betrifft das zeitaufgelöste Messen des Blutdrucks, der Arterienelastizität, der Pulswelle, der Pulswellenlaufzeit und der Pulswellengeschwindigkeit und/oder

Änderungen des Herzzeitvolumens und/oder des Herzzeitvolumens eines Objektes nämlich eines menschlichen oder tierischen Körpers, unter Verwendung von Drucksensoren zur zeitlich aufgelösten Vermessung der energetischen Pulswelle. Die Messung der zeitaufgelösten Änderungen des Herzzeitvolumens bedarf der Messung vieler anderer Kenngrößen des kardiovaskulären Systems. Diese sind unter anderem die zeitliche Änderung des Blutdrucks, die Pulswellenlaufzeit, Atmungsfrequenz und die Herzfrequenz. Die Erfindung ermöglicht dabei eine zeitliche Auflösung im Bereich der Millisekunde. Damit ist bspw. der Blutdruck nicht nur messbar in Form von systolischen und diastolischen Blutdruckwert, sondern auch als kontinuierliche Welle, die zu jedem Zeitpunkt auch innerhalb eines einzelnen Herzpulses, den aktuellen Druck auf die Arterien anzeigt.

Diese zeitliche Genauigkeit gepaart mit der Möglichkeit der Messung an verschiedenen Stellen des Körpers ermöglicht die Bestimmung der einzelnen Kenngrößen des

kardiovaskulären Systems.

Die Erfindung betrifft auch eine Drucksensoreinheit zur zeitaufgelösten Druckmessung und ein Verfahren und eine Verwendung zur Druckmessung allgemein.

Das erfindungsgemäße System zur, insbesondere zeitaufgelösten, Messung des Blutdrucks, der Arterienelastizität, der Pulswellenlaufzeit, der Pulswellengeschwindigkeit, der Pulswelle und/oder Änderungen des Herzzeitvolumens und/oder des Herzzeitvolumens, weist

mindestens eine Drucksensoreinheit zur zeitaufgelösten Druckmessung des bei Anpressen auf die Haut durch eine Pulswelle ausgeübten Drucks auf, wobei die Drucksensoreinheit eine Luft- und/oder Gasdrucksensor ist und/oder eingerichtet ist, mindestens einen elektrischen Leitwert und/oder Widerstand bei Beaufschlagung mit dem Druck zu ändern. Insbesondere weist die Drucksensoreinheit mindestens zwei Leiterbahnanordnungen, insbesondere Leiterbahnnetze, und ein funktionales Polymer aufweist, das eingerichtet ist, durch Beaufschlagung mit Druck zusammengedrückt zu werden und Kontakt zwischen den Leiterbahnanordnungen herzustellen und/oder zu verändern.

Wird von einem Leitwert oder Widerstand gesprochen ist insbesondere ein elektrischer Leitwert oder elektrischer Widerstand gemeint.

Alternativ und/oder zusätzlich kann die Drucksensoreinheit mindestens zwei leitfähige Schichten mit einem dazwischen angeordneten Zwischenraum aufweisen und die

Drucksensoreinheit so eingerichtet sein, dass durch Beaufschlagung mit Druck der

Zwischenraum zusammengedrückt wird und/oder sich dadurch insbesondere die Kapazität der Anordnung bestehend aus den zwei leitfähigen Schichten ändert. Der Zwischenraum wird insbesondere durch mindestens ein Dielektrikum gebildet. Wird eine solche

Drucksensoreinheit und/oder ein Luft- und/oder Gasdrucksensor als Drucksensoreinheit eingesetzt werden vorteilhafterweise anstelle von Leitwerten und/oder Widerständen Kapazitäten erfasst und/oder gemessen und insbesondere zur Druckbestimmung

verwendet. Allgemein kann anstelle von Leitwerten und/oder Widerständen eine elektrische Eigenschaft erfasst und/oder gemessen und insbesondere zur Druckbestimmung verwendet werden.

Das Dielektrikum kann durch ein funktionales Polymer gebildet sein. Das funktionale Polymer kann ein Dielektrikum sein oder beinhalten.

Allgemein kann die Drucksensoreinheit mindestens zwei leitfähige Schichten und/oder Leiterbahnanordnungen mit einem dazwischen und/oder darauf angeordneten Volumen und/oder Material aufweisen und die Drucksensoreinheit so eingerichtet sein, dass durch Beaufschlagung mit Druck das Volumen und/oder Material zusammengedrückt wird und/oder sich dadurch insbesondere eine elektrische Eigenschaft der Anordnung bestehend aus den zwei leitfähigen Schichten und/oder Leiterbahnanordnungen ändert. Der das Volumen und/oder Material wird insbesondere durch mindestens ein Dielektrikum und/oder funktionales Polymer gebildet und/oder weist ein solches auf. Das Volumen und/oder Material, das Dielektrikum und/oder das funktionale Polymer sind insbesondere so ausgebildet, dass sie eine Rückstellkraft gegen ein Zusammendrücken ausüben.

Das System weist insbesondere einen Aktor auf, der eingerichtet ist, die Sensoreinheit an die Haut anzupressen.

Dabei weist sie insbesondere eine Vorrichtung zur Messung des Leitwerts der mindestens eine Drucksensoreinheit auf. Das System ist insbesondere eingerichtet, den Leitwert und/oder Druck mit mindestens einer zeitlichen Auflösung von 5ms, insbesondere 2ms, insbesondere 1 ms, zu messen. Das System ist insbesondere eingerichtet, aus den Leitwerten Druckwerte zu bestimmten, insbesondere mittels einer Umrechnung und/oder Zuordnung, die insbesondere durch eine Kalibration gewonnen wurde.

Die Drucksensoreinheit weist mindestens eine Anordnung von, insbesondere frei liegenden, Leiterbahnen und/oder Leiterbahnnetzen und ein widerstandsleitfähiges und/oder leitfähiges Polymer auf, das Teil des funktionalen Polymers sein kann, welches auf die mindestens eine Anordnung von Leiterbahnen durch Beaufschlagung mit Druck gedrückt wird. Alternativ oder zusätzlich weist die Drucksensoreinheit mindestens ein nicht leitfähiges Polymer auf, welches zwischen zwei Anordnungen von jeweils mindestens einer Leiterbahn angeordnet ist und Löcher aufweist. Die Leiterbahnen sind insbesondere in den Löchern frei liegend ausgebildet. Durch Zusammendrücken des nicht leitfähigen Polymers, auch funktionales Polymer, durch Druck wird ein Kontakt zwischen den Anordnung von jeweils mindestens einer Leiterbahn hergestellt und bei steigendem Druck der Kontakt intensiviert, so dass sich ein vom Druck des Zusammendrückens abhängiger Leitwert ergibt.

Gelöst wird die Aufgabe auch durch eine Verwendung der Änderung einer Kapazität, eines Leitwertes und/oder der Änderung eines Widerstands und/oder eines Leitwertes und/oder eines Widerstands zwischen mindestens zwei leitfähigen Schichten und/oder zwischen mindestens zwei Leiterbahnanordnungen, insbesondere Leiterbahnnetze, durch Zusammendrücken eines funktionalen Polymers und/oder Dielektrikums durch den bei Anpressen auf die Haut über einer Arterie durch eine Pulswelle ausgeübten Druck zur zeitaufgelösten Messung des Blutdrucks, der Arterienelastizität, der Pulswellenlaufzeit, der Pulswellengeschwindigkeit, der Pulswelle und/oder Änderungen des Herzzeitvolumens und/oder und oder des Herzzeitvolumens.

Gelöst wird die Aufgabe auch durch eine erfindungsgemäße Drucksensoreinheit, beispielsweise an einem Greifsystem, insbesondere einer Roboterhand, sowie die Verwendung einer erfindungsgemäßen Drucksensoreinheit an einem Greifsystem, insbesondere einer Roboterhand, zur Messung der Andruckkraft des Greifsystems und ein Verfahren zum Ergreifen eines Gegenstandes mit einem Greifsystem aufweisend

mindestens eine erfindungsgemäße Drucksensoreinheit sodass die Andruckkraft des Greifsystems an den Gegenstand auf die Drucksensoreinheit wirkt und Messen mindestens einer elektrischen Eigenschaft, insbesondere Leitwert, Widerstand und/oder Kapazität, oder deren Änderung zur zeitaufgelösten Ermittlung der Andruckkraft sowie durch ein Verfahren zur Herstellung einer Drucksensoreinheit.

Gelöst wird die Aufgabe auch durch eine oder eine Vielzahl erfindungsgemäße(r) Drucksensoreinheit(en), beispielsweise als sensitive Hülle und/oder sensitive Oberfläche oder künstliche Haut oder in einer solchen, insbesondere eines Roboters, sowie die

Verwendung einer oder einer Vielzahl erfindungsgemäßen/r Drucksensoreinheit(en) als sensitive Hülle und/oder sensitive Oberfläche oder künstliche Haut oder in einer solchen, insbesondere einer Roboterhaut, zur Messung der Kräfte auf der sensitiven Hülle und/oder sensitiven Oberfläche oder künstlichen Haut und ein durch Verfahren zum Messend der Kräfte auf einer sensitiven Hülle und/oder einer sensitiven Oberfläche oder künstlichen Haut aufweisend mindestens eine oder eine Vielzahl erfindungsgemäße(r)

Drucksensoreinheit(en), sodass auf die sensitive Hülle und/oder sensitive Oberfläche oder künstliche Haut wirkende Kräfte auf die Drucksensoreinheit(en) wirken und Messen mindestens einer elektrischen Eigenschaft, insbesondere Leitwert, Widerstand und/oder Kapazität, oder deren Änderung zur zeitaufgelösten Ermittlung der Kräfte auf der Haut. Gelöst wird die Aufgabe auch durch eine sensitive Hülle und/oder sensitive Oberfläche oder künstliche Haut oder in einer solchen, insbesondere eines Roboters, aufweisend eine eine Vielzahl erfindungsgemäßer Drucksensoreinheiten.

Die erfindungsgemäße Drucksensoreinheit eignet sich für derartige Einsätze besonders auf Grund der Möglichkeit mit einer einzigen Drucksensoreinheit Kräfte in unterschiedlichen Messbereichen mit unterschiedlichen Genauigkeiten zu erfassen, so kann mit einer solchen sensitive Hülle und/oder sensitive Oberfläche oder künstliche Haut, insbesondere unter Verwendung der gleichen oder baugleicher Drucksensoreinheiten sowohl der Blutdruck eines Lebewesens gemessen werden, wie auch deutlich höhere Kräfte oder Drücke, beispielsweise beim Ergreifen schwerer Gegenstände oder von 1 000kPascal oder

1 0kg/cm^A2. Insbesondere ist die mindestens eine Drucksensoreinheit eingerichtet, Drücke zwischen 6kPascal und 1 000kPascal zu messen.

Die sensitive Hülle und/oder sensitive Oberfläche oder künstliche Haut kann

beispielsweise als Handschuh ausgeführt sein. Insbesondere weist die künstliche Haut ein Sensorarray aus einer Mehrzahl von Drucksensoreinheiten aus. Insbesondere sind bei einem Sensorarray in diesem Fall und generell die Leiterbahnen und/oder mindestens eine leitende Schicht einer Vielzahl von Drucksensoreinheiten, insbesondere aller Drucksensoreinheiten, auf einem gemeinsamen einstückigen Träger angeordnet und/oder die funktionalen Polymere und/oder Bauformen einer Vielzahl von Drucksensoreinheiten, insbesondere aller Drucksensoreinheiten, gemeinsam einstückig ausgebildet und insbesondere mit dem Träger verklebt.Gelöst wird die Aufgabe auch durch ein Verfahren zur, insbesondere zeitaufgelösten, Druckmessung, insbesondere des Blutdrucks, der

Arterienelastizität der Pulswellenlaufzeit, der Pulswellengeschwindigkeit, der Pulswelle und/oder Änderungen des Herzzeitvolumens und/oder und oder des Herzzeitvolumens, durch Änderung einer elektrischen Eigenschaft, insbesondere einer Kapazität, eines Widerstandes und/oder eines Leitwertes zwischen mindestens zwei

Leiterbahnanordnungen, insbesondere Leiterbahnnetzen, und/oder leitenden Schichten durch Zusammendrücken eines funktionalen Polymers, Zwischenraums, Dielektrikums, Volumens und/oder Materials, insbesondere durch den bei Anpressen auf die Haut über einer Arterie durch eine Pulswelle ausgeübten Druck. Dabei ist das funktionale Polymer, der Zwischenraum, das Dielektrikum, das Volumens und/oder das Material insbesondere zwischen und/oder auf den mindestens zwei Leiterbahnanordnungen, insbesondere

Leiterbahnnetzen, und/oder leitenden Schichten angeordnet.

Dabei sind die Leiterbahnanordnungen und/oder leitenden Schichten und das funktionale Polymer, der Zwischenraum, das Dielektrikum, das Volumen und/oder das Material insbesondere Teil einer in diesem Dokument beschriebenen Drucksensoreinheit.

Das Anpressen erfolgt insbesondere mit einem Druck im Bereich von 50 und 300 mmHg und/oder zwischen 6kPascal und 40kPascal.

Dabei kann der Druck durch Anpressen einer Drucksensoreinheit, insbesondere ausgestaltet wie in diesem Dokument beschrieben, übertragen werden und/oder

insbesondere durch Anpressen eines Umschlossenen und druckbeaufschlagten Gas-, insbesondere Luft-, Volumens auf das funktionale Polymer und/oder eine solche

Drucksensoreinheit übertragen werden. Dabei kann die Druckbeaufschlagung insbesondere auch zum Anpressen genutzt werden. Das druckbeaufschlagte Gas weist insbesondere einen Druck zwischen 50 und 300 mmHg und/oder zwischen 6kPascal und 40kPascal auf.

Insbesondere werden die Leiterbahnanordnungen und das funktionale Polymer mit unterschiedlichem Druck an die Haut angepresst und wird dabei der Leitwert gemessen und/oder die Veränderung des Leitwertes ermittelt, insbesondere mindestens mit einer zeitlichen Auflösung von 5ms, insbesondere 2ms, insbesondere 1 ms,, wobei insbesondere der unterschiedliche Druck monoton und/oder kontinuierlich gesteigert wird, insbesondere bis unter weiterer Steigerung des Gegendrucks und/oder Anpressdrucks, die Pulswelle keine Steigerung des gemessenen Drucks über den maximal gemessen Druck hinaus erzeugen kann, wobei das Anpressen insbesondere durchgeführt wird durch Aufblasen eines Luftsacks oder mittels eines anderen Aktors.

Unter einem Luftsack wird insbesondere eine Vorrichtung mit umschlossenem Volumen, insbesondere mit flexibler Umhüllung, beispielsweise ein Druckkissen, verstanden. Ein Luftsack ist insbesondere eingerichtet, durch Zuführung von Gas mit Druck beaufschlagt zu werden, insbesondere unter Ausdehnung seines Volumens. Er ist insbesondere ausgebildet durch Beaufschlagung des Luftsacks mit Druck, auf ein durch den Luftsack kreisförmig umgegebenen Gegenstand, beispielsweise ein Arm, oder ein kreisförmig umgegebenen Gegenstand, beispielsweise ein Arm, der durch eine Umschließungsvorrichtung und insbesondere den Luftsack kreisförmig umgegebenen ist, wobei der Luftsack insbesondere zwischen kreisförmig umgegebenem Gegenstand und Umschließungsvorrichtung angeordnet ist, selbst aber das umschlossene Volumen insbesondere nicht umschließt, Druck auszuüben.

Insbesondere bei der Verwendung einer Drucksensoreinheit, die nicht zum Anpressen an die Haut vorgesehen ist, und/oder die auf dem Luftsack, in dem Luftsack und/oder in einem mit dem Luftsack strömungstechnisch verbundenen Volumen und/oder angrenzend an ein solches Volumen oder den Luftsack angeordnet ist oder wird, ist insbesondere eine Mittel zur Kalibration vorgesehen und/oder wird insbesondere eine Kalibrierung vorgenommen, um die

Beeinflussung, beispielsweise Dämpfung, durch die Kopplung und/oder den Luftsack zu kompensieren. Dazu wird insbesondere zunächst eine Blutdruckmessung unter Verwendung anderer Mittel, beispielsweise eine vorbekannte Blutdruckmessung und/oder mit vorbekannten Blutdruckmessmitteln und/oder -verfahren, vorgenommen und/oder sind andere Mittel zur Blutdruckmessung, wie beispielsweise ein Mikrofon und/oder Stethoskop zur klassischen Blutdruckmessung im System umfasst oder werden solche verwendet. Dabei kann ein anderer Drucksensor, der im System umfasst sein kann, verwendet werden um eine Blutdruckmessung vorzunehmen. Parallel und/oder in engem zeitlichen Zusammenhang von maximal 10

Sekunden Abstand zu dieser Blutdruckmessung wird insbesondere mindestens Luft- oder Gasdruck, Kapazität, Leitwert und/oder Widerstand, insbesondere mit mindestens einer zeitlichen Auflösung von 2ms, insbesondere 1 ms, gemessen, insbesondere, insbesondere der mindestens einen Drucksensoreinheit und wird basierend auf den Messungen des Blutdrucks unter Verwendung der anderen Mittel und/oder vorbekannten Blutdruckmessmitteln und/oder - verfahren und eine Kalibrierung der Luft- oder Gasdruck-, Kapazitäts-, Leitwert- und/oder Widerstandsmessung vorgenommen, um anschließend Blutdruckmessungen mittels der mindestens einen Drucksensoreinheit zu ermöglichen und/oder durchzuführen.

Blutdruckmessmitteln und/oder -verfahren arbeiten insbesondere durch Steigerung des Drucks in der Luftdruckmanschette und Messen des Drucks in der Luftdruckmanschette oder eines damit strömungstechnisch verbundenen Volumens. Dabei bewirkt die Pulswelle ab einem gewissen Drucks in der Luftdruckmanschette ein Schwanken des gemessenen Drucks, das bei weiterer Steigerung des Drucks in der Luftdruckmanschette wieder abfällt. Der Verlauf dieser Schwankungen zeigt einen zeitlichen Verlauf. Aus diesem zeitlichen Verlauf und/oder der Einhüllenden der Schwankungen wird im Stand der Technik der diastolische und/oder systolische Blutdruck abgeleitet. Ein solches System kann aber auch erfindungsgemäß zur Vermessung der Pulswelle oder zur Ermittlung des Blutdrucks an einer Pulswelle verwendet werden. Dazu wird insbesondere mindestens eine Messung nach dem vorbekannten Verfahren durchgeführt und zur Kalibrierung der Messwerte der Luft- oder Gasdruck-, Kapazitäts-, Leitwert- und/oder Widerstandsmessung verwendet, um aus diesen Messwerten direkt den Druck der Pulswelle ableiten zu können.

Erfindungsgemäße System, Verfahren und/oder Verwendungen sind somit insbesondere eingerichtet und/oder so ausgestaltet, dass Werte des systolischen und/oder diastolischen Blutdrucks, der Arterienelastizität, des Drucks der Pulswelle, der Pulswellenlaufzeit und der Pulswellengeschwindigkeit und/oder Änderungen des Herzzeitvolumens und/oder des Herzzeitvolumens jeweils auf eine Pulswelle bezogen und nicht auf einer Mehrzahl von Pulswellen basieren, wie dies beispielsweise bei der beschriebenen vorbekannten Ableitung aus der Einhüllenden gegeben ist.

Die mindestens eine Drucksensoreinheit kann beispielsweise durch den Luftsack auf die Haut über eine Arterie gedrückt werden. Alternativ kann durch den Luftsack beispielsweise die Auswirkung der Pulswelle auf das im Luftsack beinhaltete unter Druck befindliche Gas übertragen werden. Der Druck des Gases im Luftsack liegt dazu insbesondere zwischen 50 und 300 mmHg und/oder zwischen 6kPascal und 40kPascal und/oder wird insbesondere durch den Aktor aufgebaut. Die Drucksensoreinheit kann somit auch so angeordnet sein, dass sie die Druckschwankung im Gas des Luftsacks erfassen kann.

Insbesondere wird aus den Leitwerden und/oder die Veränderung der und/oder ein und/oder der Druck und/oder eine Veränderung des Drucks ermittelt wird. Insbesondere wird der systolische Blutdruck als der Druck angenommen, indem oder von dem aus unter weiterer Steigerung des Gegendrucks und/oder Anpressdrucks, die Pulswelle keine Steigerung des gemessenen Drucks über den maximal gemessen Druck hinaus erzeugen kann und/oder der diastolische Blutdruck als der Druck angenommen der dem Minima der Messwerte einer Pulswelle entspricht, wenn der Gegendruck und/oder Anpressdruck als der Druck oder höher gewählt ist, bei dem bei steigendem Gegendruck und/oder Anpressdruck der maximal gemessene Druck nicht weiter zunimmt.

Ein besonderer Vorteil der Erfindung ist, dass die Werte, wie beispielsweise systolischer Blutdruck und diastolischer Blutdruck aus einer einzigen Pulswelle nicht invasiv bestimmt werden können, was bevorzugt wird, und damit auch physikalisch und physiologisch in unmittelbarem Zusammenhang stehen.

Insbesondere wird der Druck des Anpressens anschließend und/oder nach Ermittlung eines systolischen Blutdrucks reduziert, insbesondere auf einen Wert innerhalb eines Bereichs von dem ermittelten diastolischen bis zu dem ermittelten systolischen Blutdruck und/oder bis zum 1 ,5-fachen, insbesondere 1 ,3-fachen, des systolischen Blutdrucks des Drucks der

Pulswelle in der Systole und/oder des systolischen Blutdrucks und/oder von 60 bis 120 mmHg, insbesondere von 60 bis 90% des systolischen des Drucks der Pulswelle in der Systole, insbesondere am Ort der Messung und/oder auf einen Wert so gering, dass das Messsignal, insbesondere Leitwert, Widerstand oder Kapazität, der mindestens einen Drucksensoreinheit noch eine Variation mit dem Herzpuls aufweist, was in der Regel bis 80% des Druckes des diastolischen Blutdrucks möglich ist.

Insbesondere wird der Druck des Anpressens anschließend und/oder nach Ermittlung eines systolischen Blutdrucks und/oder bei Kenntnis eines ersten systolischen Blutdrucks und/oder eines ersten Leitwertes der mindestens einen Drucksensoreinheit unter

Beaufschlagung mit dem ersten systolischen Blutdruck der Gegendruck und/oder Anpressdruck unter das 1 ,1 -fache des ersten systolischen Blutdrucks oder unter den ersten systolischen Blutdruck oder auf auf den Mittelwert zwischen diastolischen oder systolischen Blutdruck reduziert oder entfernt und die Verhältnisse der dann gemessenen Leitwerte zu dem ersten Leitwerte und/oder die Verhältnisse der den dann gemessenen Leitwerten zugeordneten Drücke zum ersten systolischen Blutdruck als Faktor genutzt, um aus dem ersten systolischen Blutdruck, den aktuellen Blutdruck, die aktuelle Arterienelastizität, die aktuelle

Pulswellenlaufzeit, die aktuelle Pulswellengeschwindigkeit, die aktuelle Pulswelle und/oder die aktuelle Änderung des Herzzeitvolumens und/oder das aktuelle Herzzeitvolumen zu bestimmen.

Insbesondere wird das Verfahren mittels eines erfindungsgemäßen Systems durchgeführt.

Gelöst wird die Aufgabe auch durch eine Verwendung der Änderung einer elektrischen Eigenschaft, insbesondere einer Kapazität, eines Leitwertes und/oder einer elektrischen Eigenschaft, insbesondere einer Kapazität, eines Widerstands und/oder eines Leitwertes zwischen mindestens zwei leitfähige Schichten und/oder zwischen mindestens zwei Leiterbahnanordnungen, insbesondere Leiterbahnnetze, durch Zusammendrücken eines funktionalen Polymers, eines Zwischenraums, Dielektrikums, Volumens und/oder Materials durch den bei Anpressen auf die Haut über einer Arterie durch eine Pulswelle ausgeübten Druck zur zeitaufgelösten Messung des Blutdrucks, der Arterienelastizität, der Pulswellenlaufzeit, der Pulswellengeschwindigkeit, der Pulswelle und/oder Änderungen des Herzzeitvolumens und/oder und oder des Herzzeitvolumens.

Gelöst wird die Aufgabe auch durch ein Verfahren zum Nachrüsten vorbekannter Luftdruckmesssysteme aufweisend eine Luftdruckmanschette, eine Vorrichtung zur Druckbeaufschlagung der Luftdruckmanschette und einen Luft- und/oder Gasdrucksensor, wobei das Luftdruckmesssystem mit einer Auswerteeinrichtung versehen wird, die zur Durchführung eines erfindungsgemäßen Verfahrens, insbesondere in einer als vorteilhaft beschriebenen Ausprägung, eingerichtet ist und/oder eine bereits umfasste

Auswerteeinrichtung so verändert wird, dass sie zur Durchführung eines

erfindungsgemäßen Verfahrens, insbesondere in einer als vorteilhaft beschriebenen Ausprägung, eingerichtet ist.

Die vorteilhaften Ausführungen bezüglich des Verfahrens, der Drucksensoreinheit, des Systems und/oder der Verwendung lassen sich auf das Verfahren, die Drucksensoreinheit, das Systems und/oder die Verwendung übertragen.

Generell kann anstelle eines oder mehrerer Leitwerte auch ein Widerstand oder mehrere Widerstände verwendet werden. Dabei sind Maxima und Minima entsprechend zu tauschen, da der Leitwert den Kehrwert des Widerstandes darstellt.

Ein widerstandsleitfähiges und/oder leitfähiges Polymer kann insbesondere auf zwei Arten erzeugt werden: Zum Einem kann das Polymer chemisch so gebaut sein, dass eine intrinsische Leitfähigkeit vorliegt, dies ist bspw durch konjugierte Doppelbindungen der Kohlenstoffatome in den Polymerketten möglich. Bei dieser Art von Polymeren handelt es sich um eine jüngere und selten verwendete

Materialklasse im Vergleich zu normalen Polymeren. Daher sind Kosten hoch und die Variabilität der Eigenschaften bei heutigen Varianten nicht ausreichend für den Sensorbau.

Zum Beispiel können auch leitfähige Materialien in ein herkömmliches Polymer eingebracht werden. Dies können z.B. Ruß-, Graphit- oder Metallpartikel, insbesondere in der Größenordnung von wenigen Nanometern sein. Als widerstandsleitfähiges und/oder leitfähiges Polymer kann eine Tinte z.B. von der Firma Loctite, verwendet werden. Typischerweise besteht eine solche Tinte aus einem gelösten Thermoplast, welches mit elektrisch leitenden Partikel, z.B. Graphit, versetzt ist. Diese Tinten weisen optimale elektrische Eigenschaften auf, jedoch ist ihr Abrieb verhalten schlecht, wodurch die

Lebenserwartung eines Sensors gering ist. Ein Thermoplast ist ein Polymer bei dem die einzelnen Polymerstränge lose vorliegen, vergleichbar zu Spaghetti. Eine Verbesserung des Abriebverhaltens kann erreicht werden, indem die einzelnen Polymerstränge miteinander verknüpft werden, das Material wird eher gummiartig bzw. wandelt sich in ein Elastomer um.

Eine Vernetzung kann während der Produktion durch Einbringen von verschiedenen Katalysatoren, beispielsweise Vulkanisatoren wie Schwefel, in die Tinte und/oder das widerstandsleitfähige und/oder leitfähige Polymer erfolgen. Eine nachträgliche Vernetzung ist aufwendig und zumeist kostenintensiv. So können im widerstandsleitfähigen und/oder leitfähigen Polymer freie Radikale erzeugt werden. Diese greifen die Polymerketten an und erzeugen reaktive Stellen, welche mit anderen Ketten reagieren und eine Vernetzung erzeugen. Diese Radikale können entweder durch Strahlung oder durch chemische Substanzen erzeugt werden. Bei der Strahlung wird in der Regel Elektronenstrahlen verwendet. Bei chemischer Behandlung werden Peroxide in das Polymer eingebracht, welche nach und nach zerfallen und freie Radikale freisetzen.

Da es sich bei dem leitfähigen Polymer meist um eine dünne Schicht handelt ist die chemische Vernetzung möglich. Flüssige Peroxide können in das Material diffundieren und auch im Material (aber nahe zur Oberfläche) chemische Reaktionen hervorrufen. Es kann bei gegebener Einwirkzeit eine höhere Vernetzung und somit eine höhere Stabilität im Oberflächen Material erzeugt werden.

Untersuchungen zur Verbesserung zeigten, dass sogar Wasserstoffperoxid einen positiven Einfluss erzeugte. Dies ist insbesondere Vorteilhaft, da es sich um eine günstige, relativ ungefährliche und relativ umweltneutrale Chemikalie im Vergleich zu anderen Peroxiden handelt. Es sind jedoch längere

Einwirkzeiten notwendig.

Eine höhere Reaktivität des Wasserstoffperoxid kann auf zwei Arten erreicht werden. Zum Einem kann während der Einwirkzeit die Temperatur erhöht werden. Zum Anderen kann das Polymer durch ein Lösungsmittel anschwellen, wodurch eine erhöhte Diffusion ins Material möglich ist. Typischerweise werden bei der ersten Methode Temperaturen von 120-160°C verwendet. In diesem Temperaturbereich liegen jedoch auch die Schmelztemperatur vieler Thermoplasten eine genaue Temperaturkontrolle ist notwendig. Die zweite Methode ist auch problematisch, da Mischungen aus Peroxiden und

Lösungsmitteln die Grundlage vieler Sprengstoffe ist.

Zeitaufgelöst und/oder zeitlich aufgelöst bedeutet insbesondere, dass die Messung mit einer zeitlichen Auflösung erfolgt bzw. das System zu einer Messung mit einer zeitlichen Auflösung eingerichtet ist, die es erlaubt die Druckmaxima und Druckminima einer

menschlichen Pulswelle zu erfassen, insbesondere mit einer Ungenauigkeit von höchstens 10% in Bezug auf Druck und/oder Zeitpunkt der Druckmaxima und/oder Druckminima, in Bezug auf die Zeit insbesondere innerhalb einer Pulswelle und/oder einer Genauigkeit von 10ms oder besser. Insbesondere erfolgt die Messung und/oder ist das System eingerichtet zu einer Messung, insbesondere von mindestens einem elektrischen Leitwert, Widerstand und/oder mindestens einer Kapazität, mit einer Wiederholrate von mindestens 100Hz, insbesondere mindestens 500Hz, insbesondere mindestens 800Hz, insbesondere von mindestens 1 kHz.

Die Ermittlung der Kenngrößen des kardiovaskulären Systems beruhen auf der Analyse der Messwerte der pulsierenden Druckwelle ausgehend vom Herzen in den Arterien.

Da eine Genauigkeit bzw. eine Datenerfassungsrate der pulsierenden Druckwelle insbesondere von einer Millisekunde erreicht wird, können die Messwerte, in ihrer zeitlichen Abfolge auch Messwertwelle genannt, der pulsierenden Druckwelle auf Minima und Maxima hin untersucht werden. Die Werte dieser Minima und Maxima entsprechen bei korrekter

Handhabung den Werten für den Wert des diastolischen bzw. den systolischen Anteil des herkömmlichen Blutdruckwerts. Darüber hinaus wird aus dem zeitlichen Abstand der Minima bzw. der Maxima zueinander der aktuelle Herzpuls bestimmbar und zwar von Puls zu Puls, was die Berechnung der Pulswellenvariabilität zulässt. Insbesondere die gleichzeitige Bestimmung von Herzpuls und Blutdruck ermöglicht die Berechnung des Herzzeitvolumens.

Eine erfindungsgemäße Anordnungen oder System kann auch über mehrere

Drucksensoreinheiten verfügen. Somit sind Messungen der Pulswellenlaufzeit durch

Messungen an verschieden Messstellen möglich.

Die Pulswellenlaufzeit kann bestimmt werden, indem mehrere, mindestens zwei,

Drucksensoreinheiten und/oder mindestens eine Drucksensoreinheit und eine Vorrichtung zur Messung der Druckwelle und/oder des Pulses an mindestens zwei Messstellen am Körper die pulsierende Druckwelle und/oder den Puls aufnehmen. Der zeitliche Abstand zweier Maximas und/oder zueinander korrelierender Ereignisse, welche auf den selben Herzpuls zurückzuführen sind verwendet werden, um die Pulswellenlaufzeit zwischen den Messstellen und insbesondere unter Kenntnis des Abstandes der Messstellen und/oder der Entfernung der Messstelle zum Herzen die Pulswellengeschwindigkeit zu bestimmen. Die Pulswellenlaufzeit kann auch durch die Analyse der Messwerte der pulsierenden Druckwelle bestimmt werden indem die Reflexionswelle bestimmt wird und der zeitliche Abstand der Reflexionswelle und der Initialwelle als Pulswellenlaufzeit bestimmt wird.

Wenn das Herz das Blut herausdrückt gelangt die Pulswelle zunächst in den Aortenbogen, danach verzweigt sich diese Arterie in kleinere Arterien. Aufgrund der Unterschiede im

Durchmesser vor und nach einer Verzweigung kommt es zu Reflexion bei jeder Verzweigung. Die größte Reflexion von der Amplitude her entsteht bei den kleinsten Arterien und diese kann in der Druckwelle erkannt werden.

Die Pulswellengeschwindigkeit kann aus der Pulswellenlaufzeit unter Kenntnis der Entfernung der Messstellen zueinander und/oder der Entfernung der Messstelle zum Herzen bestimmt werden kann.

Auch kann die Elastizität der Arterien aus der Pulswellengeschwindigkeit z.B. mit der Moens-Korteweg Formel bestimmt werden.

Die zeitliche Auflösung der Datenerfassung, auch Datenerfassungsrate, lässt es darüber hinaus auch zu, dass der Abstand der Sensoren zueinander nicht besonders groß sein muss und damit kann auch eine System mit mehreren Drucksensoreinheiten verwendet werden, die für den Nutzer nur als eine einzige Einheit wahrnehmbar ist. Dies ermögliche eine sehr einfache und schnelle Messung dieser Kenngrößen, welche mit heutzutage verwendeten Messgeräten langwierige Vorbereitungszeiten und eine Vielzahl unterschiedlichster Sensoren verlangen.

Wie im weiteren Verlauf beschrieben wird für eine Messung erfindungsgemäß

insbesondere wie folgt durchgeführt. Das System oder die Drucksensoreinheit wird an einer geeigneten Stelle, insbesondere einer Stelle über einer Arterie, aufgebracht, dies kann z.B. eine Stelle am Handgelenk sein, und danach langsam angepresst. Das Anpressen mit einem

Anpressdruck bzw. die Einstellung des Gegendrucks kann entweder durch menschliche Aktion oder durch einen autonomen Aktor erfolgen. Gleichzeitig werden Messwerte der

Drucksensoreinheit, insbesondere Leitwerte, aus denen ein Druck abgeleitet werden kann, welche von der pulsierenden Druckwelle der Arterie beeinflusst sind, erfasst. Wird der

Gegendruck oder Anpressdruck, insbesondere von einem Wert von 60mmHg oder weniger aus, erhöht, steigen auch die Maxima des erfassten Drucks und/oder der Messwertwelle und/oder der Messwerte. Ab einem gewissen Anpressdruck oder Gegendruck ist keine weitere

Steigerung der Maxima zu erkennen. Der Druckwert eines Maximums des Drucks und/oder der einem Maximum der Leitwerte zugeordnete Druck ist der Wert des systolischen Blutdrucks. Bei dem kleinsten Anpressdruck und/oder Gegendruck, bei dem keine weitere Steigerung der Maxima der Messewertwelle und/oder der Messwerte zu erkennen sind, entspricht der

Druckwert eines Minimums der Messwertwelle und/oder der einem Minimum zugeordnete Druck den diastolischen Blutdruck.

Dabei entspricht jeweils ein Maximum einem systolischem Blutdruck einer Pulswelle und ein Minimum einem diastolischen Blutdruck einer Pulswelle.

Insbesondere wenn bei diesem Gegendruck oder Anpressdruck, ab dem bei weiterer

Steigerung keine weitere Steigerung der Maxima der Messewertwelle und/oder der Messwerte zu erkennen sind, verharrt wird, kann eine kontinuierliche Messung erfolgen, bei der jeder Druckwert eines Maximums des Drucks und/oder der jedem Maximum der Leitwerte

zugeordnete Druck den Wert des systolischen Blutdrucks der jeweiligen Pulswelle darstellt und/oder jeder Druckwert eines Minimums der Messwertwelle und/oder jeder einem Minimum zugeordnete Druck den diastolischen Blutdruck einer Pulswelle darstellt.

Mit besonderem Vorteil wird das Verfahren so durchgeführt und/oder ist das System so ausgestaltet, dass mindestens ein Druckwert, insbesondere mindestens zwei Druckwerte, mindestens jeder zwanzigsten, insbesondere mindestens jeder zehnten, insbesondere jeder zweiten oder jeder Pulswelle, insbesondere von mindestens 50, insbesondere von mindestens 500, aufeinanderfolgenden Pulswellen, ermittelt und/oder angezeigt werden. Dabei werden zeitgleich insbesondere 5 bis 20 Druckwerte und/oder Druckwerte zu 5 bis 20 Pulswellen angezeigt.

Mit besonderem Vorteil wird das Verfahren so durchgeführt und/oder ist das System so ausgestaltet, dass kontinuierlich, also insbesondere mindestens jede zwanzigste, insbesondere mindestens jede zehnte, insbesondere jede zweite oder jede Pulswelle von mindestens 500 aufeinanderfolgenden Pulswellen vermessen und/oder aus mindestens jeder zwanzigsten, insbesondere mindestens jeder zehnten, insbesondere jeder zweiten oder jeder Pulswelle von mindestens 500 aufeinanderfolgenden Pulswellen mindestens ein Blutdruckwert, ein Wert der Arterienelastizität, ein Wert der Pulswellenlaufzeit, ein Wert der Pulswellengeschwindigkeit und/oder ein Wert der Änderungen des Herzzeitvolumens und/oder ein Wert des

Herzzeitvolumens ermittelt und/Oder angezeigt wird. Dabei werden zeitgleich insbesondere 5 bis 20 Werte und/oder Werte zu 5 bis 20 Pulswellen angezeigt.

Mit besonderem Vorteil wird das Verfahren so durchgeführt, dass der Blutdruck, die Arterienelastizität, die Pulswellenlaufzeit, der Pulswellengeschwindig keit, der Pulswelle und/oder Änderungen des Herzzeitvolumens und/oder des

Herzzeitvolumens, insbesondere der Druckverlauf der Pulswelle, an mindestens zwei, insbesondere vier, Extremitäten gemessen wird und die Messwerte der Messungen an den Extremitäten verglichen werden, insbesondere jeweils die, die auf den selben Herzschlag zurückzuführen sind .

Mit besonderem Vorteil ist das System eingerichtet, zum Messen des Blutdrucks, der Arterienelastizität, der Pulswellenlaufzeit, der Pulswellengeschwindig keit, der Pulswelle und/oder Änderungen des Herzzeitvolumens und/oder des

Herzzeitvolumens, insbesondere des Druckverlaufs der Pulswelle, an mindestens zwei, insbesondere vier, Extremitäten, wobei es pro Extremität insbesondere mindestens eine Drucksensoreinheit aufweist und zum Vergleich der Messwerte der Messungen an den Extremitäten, insbesondere jeweils derjenigen Messwerte, die auf denselben Herzschlag zurückzuführen sind .

Dabei werden insbesondere an zwei bis auf die Anordnung links/rechts gleichen Extremitäten, insbesondere an gleichen Blutgefäßen, insbesondere Arterien, gemessen, insbesondere an identischen Stellen gegenüberliegender Körperseiten .

Bei den Maxima und/oder Minima handelt es sich insbesondere um lokale Maxima und Minima.

Kalibrierungen, die hier vorgestellt werden, sind nicht vom Nutzer durchzuführen, sondern können automatisiert bzw. bei der Herstellung erfolgen.

Bei der, in diesem Patent beschriebenen Drucksensoreinheiten gibt es keine

Beeinflussung durch Beschleunigungskräfte.

Der Grund für die optionale Verwendung eines Beschleunigungssensors in diesem Patent beruht auf der Tatsache, dass der Wert des Blutdrucks an verschiedenen Stellen im Körper und auch bei verschiedenen Höhen zum hydrostatischen Indifferenzpunkt (HIP) (Änderungen der Höhe einer Messstelle zum HIP wird z.B. am Arm durch eine Armbewegung ausgelöst.) gemessen werden soll. Durch die Kenntnis der aktuellen Höhe zum HIP kann auch in der Bewegung ein Wert für den Blutdruck am HIP bestimmt werden, obwohl die Messstelle sich z.B. am Arm befindet.

Bei der Verwendung eines Sensorarrays aufweisend mehrere, insbesondere aneinander angrenzende, Drucksensoreinheiten, kann der Sensor gewählt werden, welcher am optimalsten über einer Arterie liegt, dies erhöht die Benutzerfreundlichkeit, da eine aufwendige Platzierung des Sensormoduls nicht notwendig ist. Ferner kann ein Sensorarray verwendet werden, um die Pulswellenlaufzeit an der Messstelle durch die Auswertung der Messwerte der pulsierenden Druckwelle von mindestens zwei Drucksensoreinheiten des Sensorarrays zu ermitteln. Dabei werden insbesondere mindestens zwei Maxima der Messwerte der Pulswelle benutzt, die insbesondere auf denselben Herzschlag zurückzuführen sind. Insbesondere bei bekannter Strecke zwischen den mindestens zwei Drucksensoreinheiten lässt sich daraufhin,

insbesondere mithilfe der Auswerteeinheit, eine Pulswellenlaufzeit errechnen.

Bei einer anderen erfinderischen Anordnung nach diesem Patent können mehrere Sensoren getrennt voneinander organisiert sein, sodass ein Sensor bspw. nahe dem Herzen angebracht werden kann und ein anderer bspw. an einer geeigneten Stelle am Handgelenk angebracht werden kann. Die Auswertung der Messwertwelle der pulsierenden Druckwelle ermöglicht hier die Berechnung der Pulswellenlaufzeit vom Herzen zum Handgelenk.

Die Erfindung kommt mit einer minimalen Sensorgröße aus und bedarf keines invasiven Eingriffs in den Körper.

Unter Verwendung von Drucksensoreinheiten, die durch Kraftbeaufschlagung messen, kann der Sensor direkt auf die Haut aufgelegt werden, siehe Fig. 1 Buchstabe O. Bevorzug ist die Größe der Drucksensoreinheit, insbesondere Ihrer Drucksensitiven Fläche und/oder deren

Auflagefläche auf der Haut nicht größer als ein Kirschstein und oder kleiner als 15 mm, insbesondere kleiner 10 mm , insbesondere kleiner gleich 5mm im Durchmesser, insbesondere um auf der Haut eine Blutdruckmessung durchzuführen.

Die Funktionsweise der Erfindung ist an die Funktionsweise der klassischen Methode zur Blutdruckmessung, der Riva Rocci Methode, angelehnt. Erweitert diese jedoch um die zeitliche Auflösung der Wertebestimmung des Blutdrucks und kann daher auch für eine kontinuierliche Langzeitmessung verwendet werden. Zudem ist die Messung aufgrund der kleinen

Sensorgröße weniger schmerzhaft. Dies ist vor allem vorteilhaft bei einer kontinuierlichen Langzeitmessung.

Die Drucksensoreinheiten und eine Auswerteeinheit kann alleinig genutzt werden.

Vorteilhafterweise wird jedoch die Drucksensoreinheit mit einer Auswerteeinheit und/oder Energieeinheit und/oder Funkeinheit in einem System und/oder einem Gerät und/oder in einem Kleidungsstück integriert und/oder als Aufsatz konzipiert.

Als mögliche Kleidungsstücke kommen Armbänder, Fußbänder, Schuhe, Ringe oder Ohrclips in Frage. Ferner kann die erfinderische Anordnung auch mit Hilfe von speziell angefertigten Gurten am Körper befestigt werden.

Wird die erfinderische Anordnung und/oder das System als Aufsatz konzipiert kann diese(s) durch Aufstecken auf ein herkömmliches Armband oder bspw. durch Aufstecken oder einlegen am Schuh / Zunge (Fußrücken) am Körper befestigt werden. Vorteilhafterweise kann die erfinderische Anordnung und/oder das System auch durch einen Aktor erweitert werden, welcher einen Grunddruck oder Anpressdruck auf die

Drucksensoreinheit ausüben kann und/oder die Drucksensoreinheit und/oder das Sensorarray mit einen Grunddruck oder Anpressdruck auf die Haut anpresst und/oder andrückt. Die erfinderische Anordnung kann jedoch auch ohne einen Aktor betrieben werden.

Wie im weiteren in dieser Patentschrift beschrieben soll, kann die erfinderische Anordnung so am Körper angebracht werden, dass ein Druck auf den Körper durch die Drucksensoreinheit ausgeübt werden kann.

Dabei sind besonders Orte am Körper vorteilhaft, an denen der Puls des arteriellen Systems spürbar ist. Dies sind bspw. unter anderen Positionen an den Handgelenken oder Positionen auf den Fußrücken.

Theoretisch kann eine Art Technologie, wie die eines FSR Sensor (Force Sensing

Resistor), für die Messung des Blutdrucks als Drucksensoreinheit Anwendung finden. Diese Technologie ist in einer Patentschriftschrift von Interlink beschrieben und in einer Vielzahl von Veröffentlichungen der Firma Interlink für den Fachmann im Internet zugänglich. Dieser beschriebene Drucksensor wird auch von der Firma Interlink produziert und ist seit vielen Jahren im Handel erhältlich. Den Drucksensor gibt es in unterschiedlichen Baugrößen. Die unter dem Begriff der aufgeführten FSR Sensoren funktionieren, indem eine elektrisch leitende Paste oder Stoff auf den Trägerwerkstoff, jedoch oberhalb der elektrischen Leitungen, aufgebracht wird.

Meist wird jedoch eine drucksensitive und widerstandsleitfähige Folie verwendet, die mit einer Trägerschicht auf die elektrische Leiterbahnen aufgebracht wird und mittels doppelseitiger Klebeschicht miteinander verbunden werden. Dem Fachmann liegen notwendige Informationen hierzu vor. Die Angebote der Firma„Interlink" zu FSR Sensoren beschränken sich jedoch auf eine drucksensitive Folie, die ihre Widerstandsleitfähigkeit bei Beaufschlagung von Drücken, bzw. Gewichten verändert.

Die FSR Sensoren Technologie wurde nicht für eine genaue und kontinuierlich

gleichbleibende Druckmessung entwickelt. Starke Schwankungen innerhalb der kontinuierlichen Aufnahme von Messwerten führen zur Untauglichkeit in der Messung von Gewicht und damit auch der medizinischen Anwendung.

Eine Kalibrierung der herkömmlichen Sensoren kann erfolgen, indem der Sensor mit einem bekannten Druck belastet wird. Dies kann beispielsweise ein motorisiertes Armband sein, welches durch definiertes Zusammenziehen einen bekannten Druck einstellt. Dieser Druck des Armbands kann z.B. durch Dehnungsmessstreifen (diese sind für die eigentliche Messung nicht verwendbar, da die zeitliche Auflösung zu gering ist) ermittelt werden.

Vorteilhaft wird jedoch die Kalibrierung mit Hilfe eines, insbesondere im System

beinhalteten, Vibrationsmotors und/oder durch Variation des Anpressdrucks durch den

Vibrationsmotor durchgeführt. Dieser kann durch geeignete elektrische Schaltung, dem

Fachmann ist dies bekannt, den Sensor mit einem definierten Druck beaufschlagen und so eine Kalibrierung durchführen. Beispielsweise kann eine Drucksensoreinheit an der Innenseite eines Bands angebracht werden. Zwischen Sensor und Band kann der Vibrationsmotor angeordnet sein.

Vibriert der Motor so drückt dieser Band und Sensor auseinander, bzw. wenn das Band am Arm getragen wird, führt dieses Auseinanderdrücken zu einer Änderung des Anpressdrucks der Drucksensoreinheit auf die Haut. Insbesondere ist somit ein Vibrationsmotor zwischen

Umschließungsvorrichtung und Drucksensoreinheit angeordnet.

Vorteilhafterweise wird jedoch eine werksseitige, insbesondere einmalige, Kalibration verwendet.

Die Erfindung bevorzugt kleine und in ihrer Anwendung zur Blutdruckmessung spezielle Bauformen, insbesondere in Form eines elastischen Formkörpers, als Lösung.

Vorteilhafterweise sollten folgende Anforderungen an den Sensor erfüllt sein:

• Flexible Form, damit der Sensor sich an die jeweilige Messstelle am Körper anpassen kann und/oder

• Weiche Ausgestaltung des Sensors, um Verletzungen vorzubeugen und/oder

• Eine Form, die sich den Körper anpasst, um eine möglichst große Bedeckung des Sensors zu erreichen und/oder

• Eine kleine Sensorgröße, vorteilhafterweise mit einem Durchmesser von 5mm oder kleiner. Jedoch sind auch größer und kleinere Größen möglich und/oder

• Eine gleichbleibende Qualität der Messung, möglichst ohne Kalibrierung, vorweisen. Eine kontinuierliche Messung über zwei Wochen hinweg oder mehr muss mindestens gewährleistet werden und/oder

• Ein Messbereich, der den zu erwartenden Blutdruckbereich abdeckt, Dieser sollte mindestens von 40mmHg oder 5kPascal und/oder bis 300mmHg oder 40kPascal sein und/oder

• Eine Druck-Auflösung von 0.5mmHg oder kleiner vorweisen und/oder

• Eine Zeit-Auflösung von 1 ms oder kleiner vorweisen und/oder

• Der Sensor sollte das Signal so wenig wie möglich dämpfen und/oder

• Wetter- und feuchtigkeitsfest sein. Dies umfasst auch die Resistenz gegen Schweiß und/oder Die Messwertermittlung muss mit geringen Energiebedarf möglich sein, um eine mobile Messung z.B. Batteriebetrieben zu ermöglichen und/oder

• Die Messwertermittlung muss mit wenigen weiteren Komponenten neben dem eigentlichen Sensor möglich sein, um eine kleine Bauform zu ermöglichen.

Daher verwendet die Erfindung insbesondere neue Typen an Sensoren als

Drucksensoreinheit, die im Folgenden vorgestellt werden sollen, aber auch der Einsatz eines FSR Sensors oder Piezosensors als Drucksensoreinheit ist möglich.

Vorteilhafterweise kann zur Messung des Herzzeitvolumens ein SRS Sensor (Schaltbarer resistiver Sensor) verwendet werden. Dieser Sensortyp verfügt über mehrere Messbereiche (mindestens zwei voneinander verschiedenen Messbereiche). Dies ermöglicht beispielsweise gemeinsam einen großen Messbereich abzudecken, der durch die Summe der Messbereiche gegeben ist und/oder einen oder mehrere Messbereich mit unterschiedlichen Genauigkeiten abzudecken. Mit besonderem Vorteil überlappen sich die Messbereiche zumindest teilweise und/oder weisen sie unterschiedliche Größen und/oder Spannen auf. Aus unterschiedlichen Spannen ergeben sich bei gleichen absoluten Leitwertveränderungen über die jeweiligen Messspannen und gleicher Messgenauigkeit insbesondere unterschiedliche Auflösungen der Messung, insbesondere des Drucks. Ferner sind die einzelnen Messbereiche unabhängig voneinander, d.h. die Messung des Blutdrucks ist gleichzeitig in den verschiedenen

Messbereichen und somit insbesondere in verschiedenen Genauigkeiten und/oder in verschiedenen Messbereichen und/oder Beaufschlagungsbereichen möglich. Vorteilhafterweise überschneiden sich die Beaufschlagungsbereiche. Im Vergleich zu anderen Sensortypen bspw. FSR Sensoren (Force Sensing Resistor) der Firma Interlink oder piezoelektrische Sensoren kann ein großer gesamt Meßbereich erfasst werden. Dies ist insbesondere vorteilhaft, da bei der Bewegung des Körpers das zeitlich veränderliche Blutdrucksignal aufgrund der Höhe des Sensors, Meßpunkt bspw. an den Extremitäten, zum HIP variiert. Die Variation des Blutdrucksignals kann mehrere Ursachen haben. Neben der Bewegung des Körpers, können bspw. Temperaturänderungen oder

Medikamente zur plötzlichen Änderung des Blutdrucksignals führen.

Im Unterschied zu FSR Sensoren weisen SRS Sensoren mindestens drei

Leiterbahnanordnungen oder Leiterbahnnetze auf oder leitfähige Schichten auf, wogegen FSR Sensoren nur zwei Leiterbahnanordnungen oder -netze aufweisen. VSR Sensoren weisen für die Auslesung der Leitwerte und/oder Widerstände ebenfalls insbesondere nur zwei

Leiterbahnanordnungen oder Leiterbahnnetze auf. Mindestens eine weitere

Leiterbahnanordnungen oder Leiterbahnnetz oder Elektrode ist jedoch für die Induzierung notwendig.

Ein Leiterbahnanordnung, ein Leiterbahnnetz, eine oder eine Anordnung eines

Leiterbahnnetzes weist mindestens einen Leiterabschnitt, insbesondere mehrere

Leiterabschnitte, auf, der/die insbesondere verzweigt und oder flächig und/oder fingerartig und/oder gewunden, es/sie kann Maschen und/oder Öffnungen aufweisen und/oder

labyrinthartig ausgebildet sein.

Die Leiterbahnanordnungen oder Leiterbahnnetze sind insbesondere ineinander verschränkt und/oder weisen insbesondere parallele Leiterbahnabschnitt auf.

Die Leiterbahnen, Leiterbahnabschnitte oder leitfähige Schichten können beispielsweise metallisch und/oder dotierte Halbleiter sein und/oder durch leitfähiges Polymer gebildet sein.

Leitfähige Schichten sind insbesondere flächig ohne Löcher oder Aussparungen ausgebildet.

Ein leitfähiges Polymer hat in der Regel einen höheren Widerstand als ein metallischer Leiter, wie bspw. Kupfer. Daher sollte nur das mit leitfähigen Polymer gedruckt oder ausgeführt werden, was absolut notwendig ist, da ansonsten entweder ein höherer Energiebedarf zu erwarten ist oder die Signalqualität leiden kann. Im Falle von digitalen Leitungen kann die Signalübertragung bei zu langen Leitern aus Polymer beeinträchtigt werden.

Leitende Polymere haben neben dem Widerstand im Leiter auch einen erhöhten Kontaktwiderstand. Dies bedeutet, dass bei einem simplen Anpressens eines metallischen Leiters auf einen Polymerleiter (z.B. durch Crimpen) in der Regel kein guter Kontakt herzustellen ist. Jedoch lässt sich ein Übergang von Polymer zu metallischen Leitern meist nicht vermeiden.

Da Polymere, insbesondere zur Verwendung im 3D-Druck, jedoch aufschmelzbar sind, ergibt sich eine andere Variante der Verbindung, indem der metallische Leiter erhitzt wird und in den Polymerleiter hineingedrückt wird. Dadurch schmilzt der Polymerleiter lokal auf und der metallische Leiter sinkt ein. Nach dem Abkühlen besteht ein elektrischer Kontakt. So kann der metallische Leiter in dem Polymer eingebettet sein.

Zur Verbesserung der mechanischen und elektrischen Verbindung kann das Ende des metallischen Leiters in Form eines Netzes oder einer oder mehrerer Ösen ausgeformt sein

Da der SRS Sensor das Signal der pulsierenden Druckwelle durch die mindestens drei Leiterbahnanordnungen oder leitenden Schichten mit mehreren Meßbereichen gleichzeitig erfassen kann, kann, ohne ein Umschalten der Ausleseelektronik, der beste Messbereich verwendet werden.

Ein weiterer vorteilhafter Sensor ist der VRS (Variabler resitiver Sensor). Hierbei handelt es sich um einen Sensor, dessen Messbereich durch elektrische Induzierung verändert werden kann. Dabei wird der Messbereich insbesondere durch Induzierung in das funktionale Polymer des Sensors oder der Drucksensoreinheit verändert. Somit ist auch mit diesem Sensortyp ein großer Messbereich abdeckbar.

Bei den VRS Sensoren kann die Leiterbahnanordnung zur Ermittlung der Leitwerte und/oder Widerstände gewählt werden wie bei FSR Sensoren, es wird jedoch zusätzlich das Polymer durch eine elektrische Induzierung in seiner Empfindlichkeit verändert. Die

Messbereichswahl erfolgt beliebig durch den Grad der elektrischen Induzierung.

Generell sind die Leiterbahnanordnungen, Leiterbahnnetze und/oder mindestens eine leitenden Schicht insbesondere auf einer elektrisch isolierenden Trägerschicht angeordnet.

Bei der Verwendung dieses Sensortyps gibt es prinzipiell zwei Messverfahren. Zum Einem kann ein fester Messbereich eingestellt werden, welcher nur bei Bedarf umgestellt wird, das Signal der pulsierenden Druckwelle wird direkt gemessen. Zum Anderem kann der Druck auch indirekt gemessen werden, indem die elektrische Induzierung zu Messbereichsauswahl verändert wird, bis sich ein vorgegebenes Signal ergibt. Der eigentliche Messwert ist hierbei die Einstellung der elektrischen Induzierung. Die direkte Messung ermöglicht eine schnellere Messwertgenerierung, wohingegen die indirekte Messung genauere Messwerte ermöglicht.

Der prinzipielle Aufbau der Leiterbahnen eines VRS Sensors ist insbesondere analog zu dem Aufbau eines SRS Sensors mit zwei Messbereichen, also mit drei Leiterbahnnetzen.

Jedoch werden insbesondere nur zwei Leiterbahnnetze verwendet, zwischen denen der Widerstand gemessen wird und als Messwert Verwendung findet. Insbesondere wird ein dritte Leiterbahnnetz, eine Elektrode und/oder dritte leitende Schicht zusammen mit einer weiteren (vierten) leitenden Schicht auf der gegenüberliegenden Seite (von den Leiterbahnnetzen aus gesehen) des funktionellen Polymers verwendet. Zwischen der weiteren (vierten) leitenden Schicht und dem dritten Leiterbahnnetz, der Elektrode und/oder dritten leitende Schicht wird eine Spannung angelegt, insbesondere um eine Spannung zu Induzieren und/oder die

Eigenschaften des funktionellen Polymers zu ändern.

Das funktionellen Polymer hat die Eigenschaft auf diese angelegte Spannung zu reagieren. Die Reaktion besteht in einer Veränderung des Messbereichs. Dabei gibt es zwei Wirkmechanismen welche einzeln oder zusammen ausgenutzt werden können. Zum Einem kann die elektrische Leitfähigkeit des Polymeres verändert werden. Zum Anderen können die mechanischen Eigenschaften verändert werden.

Ein Beispiel für ein funktionelles Polymer, was seine elektrischen Eigenschaften verändern kann, besteht aus einem nicht leitenden weichen Grundmaterial, in dass längliche elektrisch leitende Partikel eingebracht sind. Darüber hinaus verfügen die Partikel über ein elektrisches Dipolmoment.

Ohne angelegte Spannung sind diese Partikel wahllos orientiert. Durch das Anlegen einer Spannung orientieren sich die Partikel entlang ihres Dipolmoments. Der durchschnittliche Winkel der Ausrichtung der Partikel zum Feld der angelegten Spannung hängt von der Stärke der angelegten Spannung ab. Die elektrischen Eigenschaften senkrecht zum Spannungsfeld, also in Messrichtung des Widerstands des Sensors hängen vom Abstand der leitenden Partikel in der Messrichtung ab. Werden stäbchenförmige Partikel verwendet, die sich bei einer angelegten Spannung senkrecht zur Sensorfläche ausrichten, so erhöht sich der Abstand der Partikel in Messrichtung (parallel zur Sensorfläche) bei Ausrichtung und der innere Widerstand des Polymers steigt. Für den gleichen Widerstand zwischen den ersten beiden Leiterbahnnetzen muss nun das Polymer fester an die Leiterbahnen gedrückt werden, damit ein kleinerer Kontaktwiderstand entsteht, der den nun größeren inneren Widerstand des Polymers aufwiegt. Der Messbereich der

Beaufschlagung ist nach oben verschoben.

Funktionelle Polymere, welche ihre mechanischen Eigenschaften durch Anlegen einer elektrischen Spannung verändern können, werden unter dem Sammelbegriff elektroaktive Polymere zusammengefasst. Bspw. kann das Polymer Nafion verwendet werden. Dieses verformt sich beim Anlegen einer Spannung von 1 bis 5V.

Auf das elektroaktive Polymer kann von beiden Seiten ein elektrischer flächiger und verformbarer Kontakt aufgebracht sein. Auf einen dieser elektrischen Kontakte wird

insbesondere eine Schicht aus elektrisch leitenden Polymer aufgebracht, vorteilhafterweise wird zwischen elektrischen Kontakt und leitenden Polymer eine nicht leitende Schicht aufgebracht.

Eine angelegte Spannung an den elektrischen Kontakten führt zu einer Verformung des Polymers. Die Dicke des elektroaktiven Polymers kann dabei konzentrisch nach außen abnehmend aufgebaut sein, wodurch eine halbkugelförmige Verformung ausgelöst wird. Das Polymer wird in seiner Bewegung eingeschränkt, wodurch das sich so verformte Polymer auf die Leiterbahnen drückt wird.

Ist eine Spannung angelegt, so presst sich das elektroaktive Polymer an die Leiterbahnen und eine geringere Belastung von außen ist notwendig, um den gleichen Messwert zu erhalten, wenn keine Verformung des Polymers vorliegt. Der Messbereich ist zu kleineren Belastungen verschoben.

Die Sensortypen an sich stellen einen elektrischen Widerstand dar, welcher durch Kraft bzw. Druckbeaufschlagung ihren Widerstandswert ändern. Der SRS verfügt über verschiedene Widerstände für verschiedene Messbereiche, der VRS Sensor insbesondere nur über einen Widerstand. VRS Sensoren und SRS Sensoren können in einer Drucksensoreinheit kombiniert werden, indem der Messbereich eines SRS Sensors durch Induzierung in das funktionale Polymer des SRS Sensors oder der Drucksensoreinheit verändert wird.

Die Leiterbahnen und/oder -netze und/oder -abschnitte sind insbesondere voneinander isoliert.

Die hier vorgestellten Sensoren basieren darauf, dass ein Polymer, auch funktionales Polymer, welches widerstandsleitfähig und/oder leitfähig ist und/oder einen

widerstandsleitfähigen und/oder leitfähigen Oberflächenabschnitt und/oder eine

widerstandsleitfähige und/oder leitfähige Oberfläche aufweist, auf eine Anordnung von, insbesondere frei liegenden, Leiterbahnen durch Krafteinwirkung gedrückt wird. Dabei sollten die Leiterbahnen insbesondere nicht gänzlich frei liegen, sondern so frei liegen, dass das funktionale Polymer sie durch berühren elektrisch kontaktieren kann.

Daher wird in der Praxis für die Anwendung sowohl die Anordnung der Leiterbahnen als auch die Eigenschaften des Polymers angepasst.

Beim SRS Sensor greifen insbesondere mehrere Leiterbahnen, - abschnitte, -anordnungen und/oder Leiterbahnnetze ineinander. Dabei ist die Anzahl der Leiterbahnanordnungen oder Leitbahnnetze durch die Anzahl der Messbereiche gegeben und ist gegeben durch Anzahl der Messbereiche plus Eins. Eine Anpassung der Eigenschaften ist durch Anpassung der Leiterbahnnetze und/oder - anordnungen der Drucksensoreinheit an die Messanforderungen möglich, was durch

Anpassung der Abstände der Leiterbahnen und/oder Leiterbahnnetze, -anordnungen und/oder -abschnitte zueinander, der Breite der Leiterbahnen und/oder Leiterbahnnetze, -anordnungen und/oder -abschnitte zueinander und der Flächenbedeckung der Leiterbahnen und/oder Leiterbahnnetze, -anordnungen und/oder -abschnitte möglich ist. Ferner kann durch gezielte Lackierung einzelner Bereiche eine Einstellung erfolgen.

Für eine schnelle und kostengünstige Einstellung dieser Parameter hat es sich als vorteilhaft herausgestellt eine weitere nicht leitende Polymerschicht einzufügen.

Die Vorgehensweise der Einstellung der Leiterbahnen erfolgt somit indem zunächst ein Sensor gefertigt wird, der nach Erfahrung ungefähr den Anforderungen entspricht. Nun kann zwischen den Leiterbahnen und dem widerstandsleitfähigen Polymer eine weitere

Polymerschicht eingefügt werden. Diese weitere Polymerschicht ist nicht leitfähig.

Die nicht leitfähige Polymerschicht wird mit Löchern, Streifen oder sonstigen Auslassungen versehen. Nun werden der Flächenanteil und die genaue Ausprägung der Auslassungen solange variiert bis der gewünschte Messbereich gefunden wird. Dies ist vor allem vorteilhaft, da diese zusätzliche Polymerschicht zum Einem kostengünstig ist und zum anderen schnell ausgewechselt werden kann.

Ist ein optimaler Flächenanteil gefunden wird bei der Fertigung der Sensoren eine der nicht leitenden Polymerschicht entsprechenden Lackierung verwendet.

Der Zusammenhang zwischen Druckbeaufschlagung und Leitwert und/oder Kehrwert des Widerstandswerts der Drucksensoreinheit ist insbesondere linear, insbesondere in jedem der Messbereiche.

Die Herausforderung ist ein Layout der Leiterbahnen und/oder -abschnitte zu finden, bei dem jedes der einzelnen Leiterbahnnetze jeden Punkt der Fläche abdeckt und dabei auch ein Abstand zwischen den Netzen vorhanden ist. Dies ist nicht erfüllbar. Eine dem möglichst nahe kommende Näherung wird bevorzugt.

Der Abstand zwischen den Leiterbahnnetzen bestimmt die Druck-Auflösung der

Drucksensoreinheit. Die Auflösung ergibt sich aus dem Zusammenspiel mit den mechanischen

Eigenschaften des Polymers. Wird ein identisches Polymer verwendet gilt: Je kleiner der Abstand, umso höher ist die Auflösung. Dem spielt jedoch der maximale Messbereich entgegen. Es muss eine Abwägung zwischen Auflösung und maximaler Messbereich erfolgen.

Die Abdeckung der Fläche durch jedes der einzelnen Leiterbahnnetze bestimmt die Genauigkeit des Sensors. Wird das Polymer auf die Leiterbahnen gedrückt, so berührt das Polymer insbesondere zunächst an einen Punkt. Sind an diesem Punkt nur die Leiterbahnen eines Leiterbahnnetzes vorhanden kommt es zu keinem elektrischen Kontakt zwischen den unterschiedlichen Leiterbahnnetzen und die

Druckbelastung führt zu keiner Veränderung des Leitwerts.

Bei höheren Belastungen existiert bereits ein elektrischer Kontakt zwischen den Leiterbahnnetzen und der Kontakt wird verbessert, wenn das Polymer mit einer größeren Fläche auf den Leiterbahnen in Kontakt steht. Vergrößert sich die Kontaktfläche bei steigender Belastung über eine Fläche hinweg, die entweder nur von einem oder keinem Leiterbahnnetz erfasst ist, so ergibt sich keine Messwertänderung und dieser Belastungsbereich ist nicht erkennbar. Die Genauigkeit ergibt sich aus der Größe dieser blinden Belastungsbereiche. Eine mögliche Anordnung, die sich in vielen Anwendung als geeignet herausgestellt hat, ist durch abwechselnde gleich breite oder dicke Leiterbahnen, mit einem Abstand zwischen den Leiterbahnen, die der Hälfte der Breite oder Dicke entsprechen, gegeben.

Die Funktionsweise eines Polymerdrucksensors beruht darauf, dass das widerstandsleitfähige und/oder leitende Polymer je nach Belastung mehr oder weniger an die Leiterbahnen gedrückt wird und so zwischen zwei Leiterbahnnetzen einen (widerstandsbehafteten) elektrischen Kontakt herstellt. Je nach Belastung des Sensors variiert der elektrische Widerstand und Leitwert.

Für die Optimierung des Leiterbahnlayouts gibt es generell verschiedene prinzipielle

Herangehensweisen. Zum Beispiel können die Leiterbahnen in Breite und Anordnung variiert werden, sodass es zu einer unterschiedlichen Flächendeckung mit Leiterbahnen kommt.

Zum Beispiel kann eine Lackierung aufgebracht werden. Diese Lackierung deckt verschiedene Bereiche der Leiterbahnen ab.

Eine weitere Möglichkeit der Lackierung ist die teilweise Lackierung der Fläche auf der die Leiterbahnen sind, um die Leiterbahnen teilweise abzudecken. Je mehr die Leiterbahnen abgedeckt sind, umso mehr Beaufschlagung wird benötigt um einen guten elektrischen Kontakt zu erzeugen. Der maximale Messbereich steigt. Als Beispiel sei ein halbkugelförmiges oder kugelkappenförmiges Polymer gegeben. Wird dieses Polymer auf die Leiterbahnen gedrückt so erhöht sich die Kontaktfläche mit der Beaufschlagung. Dabei nimmt die Fläche konzentrisch zu mit steigender Belastung. Je größer die Fläche, umso besser ist der elektrische Kontakt und somit der Messwert.

Würden nun konzentrische Ringe als Lackierung aufgebracht, so ergeben sich bei Erhöhung der Belastung Belastungsbereiche, bei denen sich die Kontaktfläche nur über den lackierten Bereichen vergrößert, d.h. in diesen Belastungsbereichen bleibt der Messwert konstant und der Sensor kann diesen Messbereich nicht erkennen. Dieses Phänomen ist zu vermeiden, bei einem halbkugelförmigen oder kugelkappenförmige Polymer sind daher Sternförmige Markierungen besser.

Eine geeignete Lackierung kann auch genutzt werden, um die Lebenserwartung eines Sensors zu erhöhen. Durch die konventionelle Herstellung von Leiterplatten ergibt sich nicht eine ideal glatte Fläche, sondern die Leiterbahnen heben sich ab. Die Höhe solcher Leiterbahnen ist typischerweise 35 bzw. 50μιη andere Höhen sind auch herstellbar, jedoch ist eine Höhe von Ομιη nicht darstellbar. Wird der Sensor belastet so drücken sich gerade die Leiterbahnen in das Polymer. Dies führt zu einer erhöhten

Beanspruchung an diesen Stellen im Polymer und es kann zu Abriebserscheinungen kommen, die Messqualität sinkt. Um dem vorzubeugen wäre eine ideal glatte Oberfläche wünschenswert.

Um dies zumindest näherungsweise zu erreichen kann zwischen den Leiterbahnen eine Lackierung aufgebracht werden und/oder sein, die dem Negativ der Leiterbahnnetze und/oder Leiterbahnen entspricht. Da jedoch heutige Lackierungsmethoden nicht absolut genau sind kann es zu einer geringen Verschiebung des Drucks und der Stelle kommen an die dieser die Zwischenräume auffüllt.

Daher kann eine Verbesserung erfolgen, indem zwei Lackierungen erfolgen oder vorhanden sind. Zunächst wird oder ist eine Lackierung in den Zwischenräumen aufgebracht, die etwas schmaler und/oder kleiner gestaltet ist als das Negativ der Leiterbahnnetze und/oder Leiterbahnen und/oder als der

Zwischenraum zwischen den Leiterbahnen, sodass auch eine Verschiebung der Lackierung nicht dazu führt, dass auf die Leiterbahnen lackiert wird und/oder ist. Diese erste Lackierung ist verhältnismäßig dick, insbesondere um 10 bis 30% und/oder 3 bis ΙΟμηι niedriger als die Leiterbahnen, beispielsweise bei Leiterbahnen mit der Höhe 35μιη ist die Lackierung beispielsweise 30μιη dick.

Anschließend und/oder darüber wird und/oder ist eine zweite Lackierung aufgebracht, welche dünner ist als die erste, insbesondere 2 bis 20μιη dick. Diese Lackierung ist etwas größer und/oder breiter als der Zwischenraum zwischen den Leiterbahnen und/oder als das Negativ der Leiterbahnnetze und/oder Leiterbahnen, sodass auch bei einer Verschiebung die Leiterbahnen (zum geringen teil) teilweise abgedeckt werden.

Die oder eine erste Lackierung füllt insbesondere die Zwischenräume zwischen den Leiterbahnen grob aus, die zweite Lackierung sorgt für einen möglichst glatten Übergang von Leiterbahn zu lackiertem Zwischenraum.

Neben den Leiterbahnanordnungen, leitenden Schichten und/oder Leiterbahnnetzen und/oder -abschnitten, die insbesondere ausgeführt sind, wie bei einem SRS, VRS und/oder FSR Sensor, weist die Drucksensoreinheit, die insbesondere als SRS, VRS und/oder FSR Sensor ausgebildet ist, insbesondere eine, insbesondere elastische, Vorrichtung zur gezielten Weitergabe und/oder Verteilung des Drucks und/oder ein funktionales Polymer auf. Das funktionale Polymer weist insbesondere mindestens einen leitfähigen Oberflächenabschnitt auf, der beispielsweise Teil des funktionalen Polymers sein oder als Beschichtung vorliegen kann. Es wird in der Regel aber aus einer Mehrzahl von Materialien, insbesondere Polymeren, mit unterschiedlichen Eigenschaften gebildet. Das funktionale Polymer weist insbesondere eine Bauform aus oder ist als eine solche ausgeführt. Es kann somit die Bauform, auch Formkörper genannt, darstellen. Die Bauform oder der Form körper weist insbesondere eine nicht kontinuierliche Dicke über seinen Querschnitt auf. Sie/er ist insbesondere sphärisch und/oder als Kugelabschnitt ausgeführt und/oder elastisch ausgebildet.

Die Einstellung bzw. die Optimierung des funktionalen Polymers bedarf der genauen Erkenntnis der Umstände der Messung.

Im Falle der Messung des Blutdrucks, der Pulswelle und/oder Änderungen des

Herzzeitvolumens und/oder und oder des Herzzeitvolumens bedeutet dies, dass der Sensor auf der Haut verwendet wird und dass Kräfte im Bereich 1 -10N auftreten. Zudem soll eine hohe Datenerfassungsrate von mindestens 1000 Werten pro Sekunde möglich sein.

Vorteilhafterweise wird als Polymer und/oder funktionales Polymer Silikon verwendet, insbesondere mehrere Silikone mit unterschiedlichen Eigenschaften.

Die Anforderung des Messbereichs und der hohen Datenerfassungsrate führen dazu, dass das funktionale Polymer eine gewisse Gegenkraft ausüben sollte, um auf eine Kraftänderung zu reagieren.

Dies wird insbesondere auf zweierlei Art ermöglicht. Zum Einem kann die Shorehärte des Silikons angepasst werden, zum anderem kann die Bauform in ihrer geometrischen Ausbildung geeignet gewählt werden, um die geforderte Gegenkraft zu ermöglichen.

Es können auch beide Eigenschaften getrennt voneinander eingestellt werden. Hierzu wird eine Bauform mit einem Material mit einer im Vergleich zu mindestens einem weiteren in der Bauform verwendeten Material höheren Shorehärte, hergestellt. Diese Bauform ist

insbesondere größer als die Fläche der Leiterbahnen, -abschnitte, -anordnungen und/oder Leiterbahnnetze, insbesondere der der Bauform zugeordneten Fläche der Leiterbahnen, - abschnitte, -anordnungen und/oder Leiterbahnnetze eines Arrays. Eine solche Bauform weist insbesondere an einem Ort, welcher bei der Benutzung in Kontakt mit den Leiterbahnen kommt, eine Fläche, auf die durch ein Silikon mit einer anderen, im Vergleich niedrigeren, Shorehärte ausgebildet ist und insbesondere widerstandsleitfähig und/oder leitfähig ist, auf. Neben Silikon eignen sich insbesondere alle Polymere, die landläufig als Gummi bezeichnet werden, wenn sie die im Folgenden genannten mechanischen Eigenschaften erfüllen.

Darüber hinaus kann das funktionale Polymer auch mit einer ortsabhängigen variablen Shorehärte ausgeführt werden. Dies erfolgt insbesondere indem das funktionale Polymer z.B. Schichtweise aufgetragen wird und von Schicht zu Schicht eine andere Shorehärte verwendet wird.

Eine andere Möglichkeit der variablen Shorehärte ist die Verwendung von speziellen UV- härtbaren Polymeren. Diese Polymere verändern ihre Shorehärte, wenn diese mit UV-Licht belichtet werden. Je nach Belichtungszeit kann eine Shorehärte eingestellt werden. So können z.B. auch unterschiedlich Shorehärten konzentrisch angeordnet werden, indem entweder Masken verwendet werden oder UV-Laserlicht entsprechend geführt wird. In der Verwendung müssen derartige auf UV-veränderlichen Polymeren basierende Sensoren so gebaut sein, dass kein Licht an das Polymer kommt, damit die Shorehärte erhalten bleibt.

Die Form des funktionalen Polymeres, insbesondere der Bauform, stellt eine weitere Einstellgröße dar. Die Aufgabe des funktionalen Polymers ist es insbesondere, bei

Krafteinwirkung sich an die Leiterbahnen zu schmiegen und je nach Kraft die Kontaktfläche zu vergrößern. Grob hat sich eine Halbkugelform oder Kugelkappe als Ausgangsform bewährt. Die Abflachung nach außen und die Gestaltung der zentralen Stelle sind Einstellungsparameter.

Das funktionale Polymer und/oder die Bauform weisen wird insbesondere eine Schicht von widerstandsleitfähigen Polymer auf, insbesondere sofern die ansonsten verwendeten Polymere nicht leitfähig sind.

Widerstandsleitfähige und/oder leitfähiges Polymer ist als Farbe erhältlich und kann über den Zusatz von anderen polymerfarben in seiner Leitfähigkeit eingestellt werden.

Widerstandsleitfähige und/oder leitfähiges Polymer weist insbesondere einen spezifischen Widerstand zwischen 0.2 und 10k Ohm/cm/mm^A2 auf.

Für den Leitwert zwischen den leitenden Schichten und/oder Leiterbahnen kommt es in der Regel auf die intrinsische Leitfähigkeit und die Kontaktleitfähigkeit zu den Leiterbahnen an. Meist ist Einstellung der und/oder die intrinsische Leitfähigkeit weniger wichtig, da in der Regel der Abstand zwischen zwei Leiterbahnen geringer ist als 1 mm. Wichtiger ist meist die

Einstellung des und/oder der Kontakt zu den Leiterbahnen also der Kontaktwiderstand. Dieser hängt insbesondere von der Oberflächengestaltung des funktionalen Polymers, insbesondere dessen Mikrostruktur, ab.

Die Aufgabe des funktionalen Polymers ist es insbesondere, das leitende Polymer von den

Leiterbahnen weg zu drücken und somit eine Gegenkraft aufzubauen, dies wird insbesondere mit Abstandshaltern bzw. Füßen (siehe im Weiterem) bewerkstelligt. Wird der Sensor belastet ist die

Gesamtkraft auf das leitende Polymer und somit auf die Fähigkeit einen Kontakt zwischen den

Leiterbahnen herzustellen gegeben als Kraft auf den Sensor minus Gegenkraft der Füße. Damit folgt je mehr Gegenkraft die Füße erbringen können, umso höher ist der zu erreichende Messbereich. In der Regel sind die Füße so ausgebildet, dass sie in einer Ruheposition der Drucksensoreinheit für die Beabstandung des funktionalen Polymers von den Leiterbahnen und/oder leitenden Schichten sorgen.

Die Gegenkraft sollte so gewählt werden, dass der Sensor genügend schnell auf eine Druckänderung durch die variable Druckwelle ausgehend vom Herzpuls in den Arterien reagieren kann, also eine zeitliche Abbildung insbesondere mit einem Fehler kleiner 10 %, insbesondere bezogen auf die Dauer einer Pulswelle und/oder insbesondere von weniger als 2ms, insbesondere von 1ms oder weniger, und/oder einem Fehler in der Amplitude kleiner 10%, insbesondere der maximal messbaren Amplitude und/oder der durch die Pulswelle maximal bewirkten Amplitude, ermöglicht wird. Für die Vermessung der pulsierenden Druckwelle in den Arterien hat sich ein Material für die Abstandhalter, für das funktionale Polymer, für die Bauform und/oder die Kugelkappe mit einer Shore A-Härte, insbesondere nach ASTM D2240 (2015-08) und insbesondere Prüfzeit von 1 Sekunde, zwischen 85 und 98, insbesondere bei Anordnung auf Leiterbahnen und/oder zur elektrischen Verbindung von Leiterbahnen zwischen 90 und 98, insbesondere zwischen 92 und 97, insbesondere zwischen 94 und 96, insbesondere von 95 und/oder bei Anordnung zwischen leitfähigen Schichten und/der Leiterbahnen (insbesondere wie weiter unten als alternative Ausführung der Drucksensoreinheit beschreiben) zwischen 85 und 95, insbesondere zwischen 88 und 92, insbesondere von 90 und/oder eine Größe, insbesondere maximale Größe, des funktionalen Polymers, insbesondere im Querschnitt parallel zu der flächigen Erstreckung der Leiterbahnen und/oder leitenden Schichten, zwischen von 1 cm x 1 cm und 2 cm x 2cm und/oder eine Höhe zwischen 0,5 und 3 mm, insbesondere zwischen 1 und 2 mm und/oder einer Gesamtfläche der Abstandshalter, insbesondere im Querschnitt parallel zu der flächigen Erstreckung der Leiterbahnen und/oder leitenden Schichten, zwischen 3 und 5 mm^A2 und/oder eine Anzahl von 3 bis 4 Füßen und/oder 1 bis 2 als Ringe ausgeführte Füße bewährt.

Für die Abstandhalter, für das funktionale Polymer, für die Bauform und/oder die Kugelkappe hat sich die Verwendung von Silikon besonders bewährt. Insbesondere sind Abstandhalter, insbesondere Füße, und Kugelkappe einstückig ausgebildet, insbesondere zusammen mit einem Verbindungsabschnitt zur Verbindung von Abstandshalter und Kugelkappe, und weist insbesondere die Kugelkappe eine leitfähige Beschichtung auf.

Insbesondere weist das funktionale Polymer eine Bauform auf, die eine Form einer Kugelkappe oder eines Kugelsegments aufweist, wobei die Kugelkappe oder das Segement insbesondere einen maximalen Durchmesser zwischen 2 und 9 mm, insbesondere zwischen 4 und 6 mm und/oder eine Höhe zwischen 0,5 und 3 mm, insbesondere zwischen 1 und 2 mm aufweist und insbesondere eine Kappe oder ein Segment einer Kugel mit einem Durchmesser zwischen 8 und 30 mm ist. Insbesondere weist die

Kugelkappe und oder das Segment eine Beschichtung aus leitfähigem Polymer auf. Insbesondere sind funktionalen Polymer der Bauform und/oder Kugelkappe aus Silikon ausgeführt. Insbesondere sind seitlich neben der Kugelkappe und/oder dem Segment Füße angeordnet.

Insbesondere sind Leiterbahnen, Füße, funktionales Polymer, leitfähige Beschichtung und/oder Bauform so ausgebildet und angeordnet, dass im Ruhezustand zwischen funktionalem Polymer, insbesondere leitfähiger Beschichtung auf der Kugelkappe, und Leiterbahnen ein Abstand zwischen 0,05 und 0,5 mm,insbesondere zwischen 0,05 und 0,2 mm, besteht.

Kleinere funktionale Polymere sollten ein weicheres Polymer oder eine kleinere Gesamtfläche der Abstandshalter aufweisen, damit eine gewünschte Verformung möglich ist, jedoch folgt ein weicheres Polymer aufgrund der geringeren Rückstellfähigkeit schlechter der Pulswelle.

Damit ergeben sich die Bedeutungen bzw. die Aufgaben der einzelnen Polymere. Das Polymer der Bauform und/oder die Bauform, insbesondere von einem widerstandsleitfahigen und/oder leitfähigen Polymer, insbesondere einer widerstandsleitfahigen und/oder leitfähigen Beschichtung, hat die Aufgabe zum Einem den Sensor bei nicht Belastung in einen definierten Ausgangszustand zu führen, zum Anderem wird ein definierter Rückstelldruck aufgebaut.

Dieser Rückstelldruck ist sinnvoll um mechanisches Zittern zu unterdrücken, welches wiederum zu einem Verrauschen der Messwerte führen kann.

Das funktionale Polymer, insbesondere widerstandsleitfähige und/oder leitfähige Polymer, insbesondere einer widerstandsleitfähigen und/oder leitfähige Beschichtung, hat die Aufgabe die Kontaktfläche des widerstandsleitfähigen und/oder leitfähigen Polymeres zu den Leitbahnen zu kontrollieren. Das funktionale Polymer, insbesondere widerstandsleitfähige und/oder leitfähige Polymer, insbesondere einer widerstandsleitfähigen und/oder leitfähige Beschichtung, sollte sich insbesondere dadurch auszeichnen, dass es zum Einem eine sehr schnelle

Zurückstellfähigkeit hat. D.h. die Dehnungs- und die Entlastungsbewegung sollten in ihrer Geschwindigkeit der pulsierenden Druckwelle folgen können. Zum Anderem zeichnet sich das funktionale Polymer, insbesondere widerstandsleitfähige und/oder leitfähige Polymer, insbesondere einer widerstandsleitfahigen und/oder leitfähige Beschichtung, dadurch aus, dass es je nach mechanischer Belastung sich mehr oder weniger an die Leiterbahnen anschmiegt. Dabei sollten die mechanischen Eigenschaften des funktionalen Polymeres, insbesondere widerstandsleitfähige und/oder leitfähige Polymer, insbesondere einer widerstandsleitfähigen und/oder leitfähige Beschichtung, auch so eingestellt sein, dass sich kein bleibender Abdruck der Leiterbahnen im Polymer bilden kann, auch nicht bei häufiger Belastung des Sensors bis in den maximalen Druckbereich.

Das widerstandleitfähige und/oder leitfähige Polymer stellt den Kontakt zwischen den einzelnen Leiterbahnnetzen her. Seine Eigenschaften sind insbesondere, dass es eigentlich, also im Ruhezustand der Drucksensoreinheit, keinen guten Kontakt zu einer Leiterbahn hat. Dies ist insbesondere dadurch gegeben, dass die Mikrostruktur der Oberfläche des Polymeres, insbesondere der widerstandleitfähigen und/oder leitfähigen Oberfläche, sehr uneben ist.

Kommt das Polymer in den Kontakt mit einer Leiterbahn sind zunächst nur wenige

mikrostrukturelle Erhebungen im Kontakt mit der Leiterbahn und ein hoher elektrischer

Widerstand zwischen Polymer und Leiterbahn liegt vor. Wird der Druck auf das Polymer erhöht, verformt sich die Mikrostruktur und die wirkliche Kontaktfläche steigt durch das Plattdrücken mikrostruktureller Erhebungen, der elektrische Kontakt verbessert sich und es liegt ein geringer elektrischer Widerstand zwischen Leiterbahn und Polymer vor. Bei Entlastung entlasten sich auch die platt gedrückten mikrostrukturellen Erhebungen und die Ausgangsform bildet sich zurück.

Das funktionale Polymer und/oder die Bauform weist dabei insbesondere mindestens einen Abstandshalter und/oder Fuß auf, der insbesondere eingerichtet ist, das funktionale Polymer, insbesondere das widerstandsleitfähige und/oder leitfähige Polymer, insbesondere eine widerstandsleitfähige und/oder leitfähige Beschichtung in einem Ruhezustand oder unbelasteten Zustand der Drucksensoreinheit von den Leiterbahnen, Leiterbahnanordnungen und/oder -netzen so entfernt zu halten, dass kein elektrischer Kontakt besteht. Füße, können beispielsweise als einzelne Erhebungen oder konzentrische Strukturen ausgestaltet sein. Sie können in Form und Nähe zum funktionalen Polymer, insbesondere zum widerstandsleitfähigen und/oder leitfähigen Polymer, insbesondere zur widerstandsleitfähigen und/oder leitfähigen Beschichtung, so angepasst sein, dass die gewünschte Gegenkraft des Sensors erreicht wird. Im Zentrum des funktionalen Polymeres, insbesondere des widerstandsleitfähigen und/oder leitfähigen Polymer, insbesondere der widerstandsleitfähigen und/oder leitfähigen

Beschichtung, kann eine über die Form des funktionalen Polymeres, insbesondere des widerstandsleitfähigen und/oder leitfähigen Polymers, insbesondere der widerstandsleitfähigen und/oder leitfähigen Beschichtung, hinausragende Erhebung eingefügt werden. Diese

Erhebung, Abstandshalter und/oder Füße können eine andere Shorehärte oder auch die gleiche Shorehärte aufweisen, wie das übrige funktionale Polymer und/oder die übrige Bauform.

Darüber können Füße die Aufgabe übernehmen, das Polymer in Position zu halten, sodass idealerweise bei einer Scherrbelastung des Sensor keine laterale Bewegung des Polymers über die Leiterbahnen erfolgt.

Es hat sich herausgestellt, dass Löcher oder Vertiefungen in der Leiterplatte oder einem Träger, auf dem die Leiterbahnen angeordnet sind, in denen die Abstandshalter und der Füße teilweise aufgenommen sind oder an den Stellen der Füße, die Füße oder Abstandshalter sehr gut stabilisieren können, sodass keine lateralen Bewegungen auftreten können.

Der mindestens eine Abstandshalter ist insbesondere mit einem Träger, auf dem die Leiterbahnen angeordnet sind und/oder mit einer leitenden Schicht verklebt, insbesondere in Löchern oder Vertiefungen des Trägers.

Darüber hinaus sollten die Positionen und die Form der Füße geeignet gewählt werden. Wenige kleine Füße führen bei einer Belastung zu einem ungleichmäßigen Spannungsfeld am funktionalen Polymers. Das funktionale Polymer verformt sich dadurch nicht konzentrisch zur aufgebrachten

Belastung.

Eine Optimierung kann er folgen, indem eine ringförmige und/oder konzentrische Fußform gewählt wird. Dieser Ring hat zwei wesentliche Parameter:

Die Dicke oder Breite des Rings bestimmt wie viel Kraft der Sensor aufnehmen kann, bis dieser ausgequetscht ist. Die Dicke sollte so gewählt werden, dass im angezielten Messbereich ein möglichst linearer Zusammenhang zwischen Beaufschlagung und Messwert ergibt.

Die Höhe des Rings bestimmt, ab welcher Kraft der Sensor überhaupt ein Signal liefert. Damit eine optimale und gut aufgelöste Messung erfolgen kann sollte die Höhe so gewählt werden, dass erst ab einer sinnvollen Beaufschlagung eine Messung erfolgt.

Beide Parameter können sich gegenseitig beeinflussen. Je höher der Ring ist, umso dicker wird dieser, durch die Verformung, wenn der Sensor belastet ist. Ein hoher Ring führt auch zu einer Erhöhung der Kraftaufhahme.

Insbesondere wird auf das funktionale Polymer und/oder die Bauform , wenn das übrige funktionale Polymer und/oder die übrige Bauform nicht widerstandsleitfähig bzw. leitfähig ist ein weiteres widerstandsleitfähiges und/oder leitfähiges Polymer aufgebracht und/oder weist das funktionale Polymer und/oder die Bauform, wenn das übrige funktionale Polymer und/oder die übrige Bauform nicht widerstandsleitfähig bzw. leitfähig ist ein widerstandsleitfähiges und/oder leitfähiges Polymer auf. Die Größe des funktionalen Polymeres hängt insbesondere von der Fläche der Leiterbahnnetzwerke ab.

Eine alternative Drucksensoreinheit beinhaltet mehrere sensitiv aktive Flächen bzw. Volumen übereinander und/oder ineinander möglich. So können bspw mehrere Messbereiche geschaffen werden, die gleichzeitig am gleichen Messpunkt genutzt werden können.

Der bisher beschriebene Aufbau von Polymerdrucksensoren beruht darauf, dass ein leitfähiges Polymer auf zwei voneinander getrennte Netze von metallischen Leitern gedrückt wird. Je nach

Anpressdruck verändert sich der elektrische Kontakt zwischen den metallischen Leiterbahnen und dem Polymer. Das Polymer stellt einen widerstandsbehafteten Kontakt zwischen den beiden Leiterbahnnetzen her. Dabei ergibt sich der Widerstand aus der Summe der Kontaktwiderstände zwischen Polymer und den beiden Leiterbahnnetzen und dem Widerstand des Polymers an sich.

Eine alternative Drucksensoreinheit beinhaltet zwei Flächen oder Schichten aus leitfähigem

Material, insbesondere Polymer. Diese Flächen oder Schichten sind übereinander angeordnet und durch eine weitere Schicht oder Fläche aus einem nicht leitfähigen Polymer oder nicht leitendem Lack getrennt. Die beiden Flächen oder Schichten aus dem leitfähigen Polymer sind elektrisch kontaktiert und insbesondere wird der Widerstand und/oder Leitwert zwischen den beiden Flächen gemessen.

Vorteilhafterweise ist die Shorehärte des leitenden und des nicht leitenden Polymers so gewählt, dass im angestrebten Messbereich bei einer Beaufschlagung eine Verformung stattfinden kann.

Die Form der Flächen oder Schichten muss nicht eben sein, sondern kann an das Messsystem bzw. an die Messaufgabe angepasst werden. Bspw. Ist eine Anordnung möglich, bei welcher mit geschichteten Polymerschichten in Form einer Fingerbeere Vitaldaten an der A. Radialis aufgenommen werden. Die sensitive Fläche ist vorteilhafterweise an der Oberfläche dieser Fingerbeerenform und daher gekrümmt.

Insbesondere die Gestaltung der nicht leitenden Fläche oder Schicht ist ausschlaggebend für den möglichen messbaren Messbereich.

Im einfachsten Falle wird mindestens ein Loch, insbesondere Löcher, in der nicht leidenden Schicht, beispielsweise nicht leitendes Polymer oder nicht leitender Lack eingebracht und/oder vorgesehen, wodurch mindestens ein luftgefüllter Hohlräume entsteht. Wird der Sensor beaufschlagt verformt sich die nicht leitende Schicht oder Fläche oder verformen sich die drei Flächen oder Schichten und die obere und die untere Fläche oder Schicht aus leitfähigen Polymer berühren sich. Es entsteht ein widerstandsbehafteter elektrischer Kontakt. Je nach Beaufschlagung wird die Kontaktfläche und der Anpressdruck der Flächen aufeinander stärker und es kommt in mehr und mehr Hohlräumen und/oder auf größeren Flächen zu einem Kontakt. Dies reduziert den elektrischen Widerstand bzw. erhöht die

Leitfähigkeit zwischen den Flächen der elektrisch leitenden Polymere.

Ein verbesserter Aufbau der Hohlräume zwischen den leitfähigen Polymeren kann erreicht werden, indem die maximale Kontaktfläche pro Hohlraum oder Loch oder insgesamt erhöht wird. Hierzu wird wie gehabt mindestens ein Loch in die nicht leitende Fläche oder Schicht eingebracht und zusätzlich wird beispielsweise leitfähiges Material, insbesondere Polymer, in dem mindestens einen Loch oder in den Löchern angeordnet, um Fortsätze der leitfähigen Schicht in die Lächer zu erzeugen. Mit Vorteil ragt eine oder ragen beide leitfähige Schichten, insbesondere mit mindestens einem Fortsatz, in mindestens ein Loch hinein, insbesondere so, dass im Ruhezustand kein Kontakt zwischen den leitfähigen Schichten in dem mindestens einen Loch oder in den Löchern gegeben ist. Die Anordnung oder Fortsätze können insbesondere halbkugelförmig und/oder kugelkappenförmig und/oder dazu als negative Form und/oder auf der unteren leitenden Fläche in einer ersten Form und einem zur ersten Form komplementären und/oder näherungsweise komplementären Gegenstück auf der oberen Fläche. Es greift also

beispielsweise eine halbe Hohlkugel in eine halbe Vollkugel. Ferner können auch ineinandergreifende Kugelkappen und dazu negative Formen mit unterschiedlichen oder gleichen Radien für die beiden leitenden Flächen verwendet werden.

Die Einstellung des Kraftbereichs einer solchen Anordnung kann beispielsweise erreicht werden, indem die Anzahl der Hohlräume und die Form der Anordnung aus leitendem Polymer in den

Hohlräumen verändert wird. Auch die Größe und Form eines Hohlraumes ist ein Parameter, sowie die Anzahl der Hohlräume pro Flächeneinheit. Die Dicke der Flächen und deren Härte, insbesondere der nicht leitenden Fläche, sind weitere Einstellparameter.

Der 3D-Druck erlaubt darüber hinaus weitere Möglichkeiten der mechanischen Anpassung der Sensoren zur Einstellung eines Messbereichs.

Bei einer solchen Ausbildung der Drucksensoreinheit mit nicht leitender Schicht zwischen zwei leitfähigen Schichten weist das isolierende Polymer und/oder der isolierende Lack im Ruhezustand insbesondere eine Dicke zwischen 0,5 und 2 mm auf und/oder besteht zwischen den Leitfähigen

Schichten, insbesondere ihren Fortsätzen im Ruhezustand ein Abstand zwischen 0,05 und 0,5 mm, insbesondere zwischen 0,05 und 0,2 mm. Insbesondere weisen die leitfähigen Schichten und/oder das isolierende Polymer und/oder der isolierende Lack eine flächige Erstreckung von jeweils zwischen 0,5 cm^' 2 und 9cm ^' 2, insbesondere zwischen 1 cm ^* 2 und 5cm ^' 2 auf. Insbesondere das isolierende Polymer und/oder der isolierende Lack 3 bis 15 Löcher und/oder Löcher mit einer Gesamtfläche von 50 und 200mm^A2, insbesondere pro lcm^A2 bis 5cm^A2 Gesamtfläche des isolierenden Polymers oder Lacks, und/oder weisen die Löcher einer Fläche von jeweils 10 bis 40 mm^A2 auf. Für die Härte der nicht leitenden Schicht hat sich eine Shore A-Härte, insbesondere nach ASTM D2240 (2015-08) und insbesondere Prüfzeit von 1 Sekunde, zwischen 85 und 98, zwischen 85 und 95, insbesondere zwischen 88 und 92, insbesondere von 90, als vorteilhaft erwiesen. Sie ist insbesondere aus Silikon gebildet.

Die oben beschriebenen Hohlräume oder Löcher enthalten Luft, welche meist nicht entweichen kann, somit steigt mit der Beaufschlagung der Druck in diesen Hohlräumen. Eine

Beaufschlagungsänderung bei einer kleinen (Grund-) Beaufschlagung führt zu einer anderen Verformung als die selbe Beaufschlagungsänderung bei einer höheren (Grund-) Beaufschlagung aufgrund des unterschiedlichen Luftdrucks im Sensor.

Dieses Phänomen kann entweder behoben werden, indem eine Öffnung geschaffen wird oder beinhaltet ist, die einen Druckausgleich erlaubt, die beispielsweise den Hohlraum mit der Außenwelt verbindet, oder dieses Phänomen kann als dynamischer Einstellparameter des Sensors in der Anwendung verwendet werden.

Wird eine Öffnung zwischen den Hohlräumen und einer Pumpe geschaffen und/oder angeordnet, kann mit einer Pumpe ein Druck in diesen Hohlräumen erzeugt werden, wodurch die Verformbarkeit der Hohlräume verändert werden kann. Je mehr Druck in den Hohlräumen vorliegt, umso schwieriger wird es die Hohlräume zu verformen und dies bedeutet, dass eine höhere Beaufschlagung für die Verformung benötigt wird. Der Messbereich ist mit dem Druck in den Hohlräumen einstellbar.

Bis zu diesem Punkt wurde nur der Aufbau eines Sensors mit einem Messbereich bzw. mit einem dynamisch einstellbaren Messbereich vorgestellt. Die Verwendung mehrerer unabhängiger Messbereich ist ebenso möglich. Hierzu werden weitere Flächen aus nicht leitenden und leitenden Polymer abwechselnd aufgebracht und/oder angeordnet. Jede weitere Fläche aus leitenden Material erhöht die Messbereichsanzahl um eins.

Sollen zwei Messbereiche verwendbar sein, so werden drei Flächen aus leitenden Polymer, getrennt von zwei Flächen aus nicht leitenden Polymer, benötigt. Für verschiedene Messbereiche sind die Parameter des Aufbaus der Hohlräume zwischen den ersten beiden leitenden Flächen unterschiedlich zu den Parametern des Aufbaus der Hohlräume zwischen der zweiten und dritten leitenden Fläche einzustellen und/oder eingestellt.

Eine andere Möglichkeit der Anordnung mehrerer Messbereiche innerhalb eines Sensors kann erfolgen, indem nur zwei Flächen an leitfähigen Polymer verwendet werden. Jedoch ist eine oder sind auch beide Flächen aus Streifen aufgebaut. Diese Streifen sind wiederum durch nicht leitendes Polymer voneinander getrennt. Jeder Streifen wird einem Messbereich zugeordnet, bei zwei Messbereichen wird die Zuordnung auf einer Fläche insbesondere abwechselnd gestaltet. Die zusammengehörenden Streifen sind außerhalb des Sensor elektrisch leitend verbunden. Die Hohlräume werden nun für jede Gruppe von Streifen, also für die entsprechenden Messbereiche in ihren Parametern angepasst und/oder sind unterschiedlich ausgestaltet.

Wird eine extrem hohe Anzahl von Messbereichen benötigt ist auch die Kombination beider Strategien zur Erhöhung der Messbereiche verwendbar.

Wird eine Anordnung verwendet, bei der zwei Flächen aus Streifen vorhanden sind, welche gegeneinander rotiert sind und übereinander angeordnet sind, sodass die Streifen der einen Fläche senkrecht zu den Streifen der zweiten Fläche sind, kann der Ort der Belastung ermittelt werden. Es können auch mehr Flächen bestehend aus Streifen verwendet werden, welche nicht notwendigerweise senkrecht zueinander ausgerichtet sind. Jeder Streifen ist einzeln elektrisch kontaktiert und der

Widerstand zwischen beliebigen Paaren von Streifen, bestehend aus einem Streifen auf jeder Fläche, kann ermittelt werden. Der Ort der größten Belastung ist die Schnittfläche des Paares mit dem kleinsten Widerstand.

Neben der eigentlichen Sensorentwicklung bietet der 3D-Druck auch die Möglichkeit der

Integration eines Sensors oder mehrerer Sensoren im Gehäuse bzw. Befestigungselementen eines Wearables. Das Gehäuse bzw. die Befestigungselemente des Wearables können mit Hilfe des 3D-Druck optimal an die Messaufgabe angepasst werden und mit Funktionalität ausgestattet werden. 3D-Druck erlaubt die Integration eines Anpresssystems, welches z.B. auf Grundlage 3D-gedruckter pneumatischer Komponenten funktioniert, oder die Integration weiterer Sensoren, wie z.B. Sensoren zur

Plethysmographie bei Verwendung spezieller Licht leitender 3D-druckbarer Materialien oder

Luftmanschetten mit pneumatischen Luftdrucksensoren zur Messung des Blutdrucks nach der Riva Rocci Methode. Somit stellt das Gehäuse mit den Befestigungselementen eine eigene notwendige Entwicklung für eine Anordnung zur Erhebung von Vitaldaten dar.

Die Definierung der Kenngröße Herzzeitvolumen des kardiovaskulären Systems ist insbesondere möglich, wenn zunächst andere Kenngrößen, wie der Blutdruck und der Herzpuls definiert sind. Daher werden im Folgenden alle mit einer erfindungsgemäßen Anordnung messbaren Kenngrößen definiert und als letztes das Herzzeitvolumen.

Der Blutdruck wird an unterschiedlichen Stellen eines menschlichen oder tierischen Körpers auch für das menschliche Auge ab und an erkennbar.

Insbesondere kann man mit bloßem Auge beim Menschen den arteriellen Puls an derA.

Radialis erkennen.

Der Blutdruck ausgehend vom Herzen, wirkt somit auch in der Peripherie des Menschen oder Tieres nicht nur fühlbar, sondern auch sichtbar.

Spürbar wird dieser Druck insbesondere am Handgelenk. Hier verläuft die Arterie Radialis (Siehe Fig. 1 Buchstabe L) unter der Haut, jedoch nahe genug an der Oberfläche, um die Dämpfungseigenschaften des Gewebes (Siehe Fig. 1 Buchstabe C) nicht vollständig wirken zu lassen. Bei genauem Hinsehen, kann man meist ein pulsierendes Gewebe erkennen.

Erzeugt wird die Pulsierung durch die zeitliche Änderung des Drucks bei jedem einzelnen Herzschlag.

In der Austreibungszeit der einzelnen Herzrythmen wird auch die Pulswelle (Siehe Fig. 1 Buchstabe D) erzeugt. Diese kann als erste Reaktion eines erfolgten Herzschlages peripher registriert werden.

Ein Teil des Blutvolumens wird jedoch nicht sofort in die Peripherie weitergeleitet. Der Windkessel nimmt ein Teil des Blutvolumens auf und gibt diesen Anteil innerhalb eines RR Intervalls bis zur vollständigen Leerung, messbar als Diastole, wieder ab.

Dies geschieht um Druckspitzen auszugleichen und das System an die jeweiligen

Belastungssituationen angepasster gestalten zu können.

In der Peripherie angekommen, kann der Druckpuls oder der Strompuls registriert werden.

Um den Blutdruck nicht invasiv zu messen, wird seit über 100 Jahren die Riva Rocci Methode angewendet.

Die Methode funktioniert, indem die Arterie mit Hilfe eines aufblasbaren Luftsacks abgequetscht wird. Anschließend löst man kontrolliert und messbar die gleichmäßige

Druckbelastung von außen auf die Arterie, indem man den Luftsack öffnet.

Nun kann durch den arterielle Blutdruck sich das Blut durch die ersten Öffnungsschlitze der Durchlass-Sperre hin zur Peripherie quetschen, und somit innerhalb der offenen Arterie wieder ausbreiten, es kommt zu einem klopfenden Geräusch. Die Riva Rocci/ Korotkow

Methode verwendet das Klopfen zur Blutdruckbestimmung.

Sofern ein Geräusch des wieder geöffneten Blutflusses wahrgenommen wird, steht die Systole (Siehe Fig. 1 Buchstabe A) fest.

Sofern das Klopfen aufhört, ist der Druck im arteriellen Gefäß ausgeglichen und der Druck der Diastole (Siehe Fig. 1 Buchstabe B) kann gemessen werden.

Bei genauer Beobachtung der Messgeräte bei der Riva Rocci/ Korotkow Methode kann folgendes festgestellt werden: Unter Verwendung eines analogen Druckmessgeräts zur Bestimmung des Drucks in dem Luftsack kann eine Pulsierung der Nadel des Messgerätes und somit des Drucks beobachtet werden. Diese ist zu erkennen, wenn der Luftsack mit einem Druck belastet wird, der sich zwischen Diastole und Systole befindet. Dabei gibt es eine Luftbefüllung im Luftsack, bei der die Schwankung maximal ist.

Die Werte, zwischen denen die Nadel schwankt, würden den Werten für die Diastole und der Systole entsprechen. Da jedoch der Luftsack die Druckänderung dämpft und auch das Messgerät nicht über die notwendige zeitliche Auflösung verfügt, können so die Werte für Diastole und Systole nicht bestimmt werden.

Die erfindungsmäßige Anordnung nutzt diese Begebenheit aus, indem Sensoren mit entsprechender zeitlicher Auflösung und mit möglichst geringer Dämpfung verwendet werden.

Die Erfindung nutzt den ankommenden Druck/ Druckausbreitungsrichtung zur Oberfläche der menschlichen Haut (siehe Fig. 1 Buchstabe N) aus, hier bspw. an der A. Radialis.

Der pulsierende Druck ausgehend von der Arterienwand (siehe Fig. 1 Buchstabe E) pflanzt sich über das Gewebe (siehe Fig. 1 Buchstabe C) bis hin zu Oberfläche der Haut fort (siehe Fig. 1 Buchstabe O). Dort kann der pulsierende Druck/ Blutdruck, jedoch bereits gedämpft, durch das Gewebe mittels sensorischer- und Recheneinheit registriert (Siehe Fig. 1 Buchstabe K und H) werden.

Der direkt messbare Pulsdruck ist seit Jahrhunderten ein bewährtes Mittel von Medizinern nicht nur in der Unfallversorgung. Die Art der Pulsdruckausbreitung, Fig. 1 Buchstabe N, und die Geschwindigkeit des Pulses, Fig. 1 Buchstabe M, kann Rückschlüsse über die Konstitution der Messperson anhand des gefühlten Pulses Aussage geben.

Der registrierfähige Druckplus wird in der Erfindung als Ursache zur Blutdruckmessung direkt genutzt.

Der pulsierende Druckpuls verformt die Arterie, Fig. 1 Buchstabe E, beständig im Takt des schlagenden Herzens, Fig. 1 Buchstabe G.

Auf dem Weg hin zur Peripherie wird der Druckpuls durch Verzweigungen, Zustände der Gefäße, sowie die äußere und innere Belastung verändert.

Somit ist der Blutdruckmesswert ein sich ständig anpassender Wert an die jeweilige Situation des Körpers.

Die Arbeitsweise des Herzens wird durch den Sinusknoten gesteuert, dieser gibt den Takt an, mit dem sich das Herz zusammenzieht, wodurch es zum Auswurf des Blutes in zunächst den Windkessel und dann in die Arterien kommt. Dabei stimuliert der Sinusknoten die Muskeln des Herzens durch elektrische Signale.

Ein voller Zyklus von Auswurf des Blutes in die Arterien und Ansaugeprozess aus den Venen ist ein Herzpuls.

Die elektrischen Signale des Sinusknotens werden bei der herkömmlichen Methode zur Messung des Herzpulses mit einem Elektrokardiogramm (EKG) aufgezeichnet. Diese Aufzeichnung dieser elektrischen Signale, obwohl weltweit eingesetzt, ist jedoch unzureichend den Herzpuls zu messen, denn das elektrische Signal ist nur die Anweisung an die Herzmuskeln, eine Aktion durchzuführen, die eigentliche Aktion des Herzens kann so nicht erkannt werden.

Im Erkrankungsfall kann es vorkommen, dass das elektrische Signal des Sinusknotens zu keinem Auswurf an Blut führen kann.

Ein Beispiel hierfür ist das Vorhofflattern und das Vorhofflimmern. Bei diesen Erkrankungen wird die Kontraktion in den Vorhöfen bis zu 340 (Vorhofflattern) bzw. bis zu 600 (Vorhofflimmern) Kontraktionen pro Minute durch elektrische Signale ausgelöst. Die Herzklappen zu den

Herzkammern öffnen sich jedoch zumeist unregelmäßig mit 100-160 Öffnungen pro Minute. Dieses Krankheitsbild wird absolute Arrhythmie genannt.

Somit kommt es nur zu einem Auswurf von Blut mit einer Frequenz 100-160 pro Minute.

Natürlich führen derartige Erkrankungen zu erkennbaren Mustern beim EKG Signal, die durch den Fachmann erkannt werden können. Hierbei kommt es jedoch auf die Erfahrung und Ausbildung und vor allem über die Kenntnis aller möglichen Erkrankungen beim Fachmann an.

Die erfindungsgemäße Anordnung ermittelt Messwerte, die die pulsierenden Druckwelle abbilden. Die pulsierende Druckwelle in den Arterien kommt nur zustande, wenn es zu einem Blutauswurf aus dem Herzen heraus kommt. Somit ist über die Analyse der Messwerte, die die pulsierende Druckwelle abbilden, eine eindeutige Messung des Herzpulses möglich.

Die Pulswellenvariabilität, auch Herzfrequenzvariabilität genannt, gibt die Veränderlichkeit des Herzpulses an. Eine hohe Variabilität ist dabei ein Zeichen für ein gesundes Herz.

Der Herzpuls passt sich autonom an die Anforderungen des Organismus an und ist daher einer ständigen Veränderung unterlegen. Steht die zu untersuchende Person bspw. unter erhöhtem Stress kann damit folgend, dass sich ein gleichmäßiger Herzpuls einstellt.

Die erfindungsgemäße Anordnung erlaubt durch die Aufzeichnung einer Messwertkurve, die die pulsierende Druckwelle abbildet, die zeitlichen Intervalle zwischen jeden einzelnen Herzpuls zu ermitteln. Diese Intervalle werden RR-Intervalle genannt.

Die Pulswellenvariabilität kann bspw. als Standardabweichung zum Mittelwert der RR- Intervalle angegeben werden.

Die Pulswellenlaufzeit und die Pulswellengeschwindigkeit sind zwei eng miteinander verbundene Kenngrößen des kardiovaskulären Systems.

Die Pulswellenlaufzeit gibt die Zeit an, in der die Pulswelle eine gewisse Strecke zurückgelegt hat und die Pulswellengeschwindigkeit vereint die Pulswellenlaufzeit und die zurückgelegte Strecke. Daher können aus der Kenntnis der zurückgelegten Strecke die beiden Kenngrößen ineinander überführt werden.

Darüber hinaus darf die Pulswellengeschwindigkeit nicht mit der Geschwindigkeit des Blutes in den Arterien verwechselt werden, diese ist deutlich langsamer.

Ausgehend von einem Herzpuls setzt sich ein Druckpuls in den Arterien in Bewegung, dieser verformt die Arterienwände. Dies bedeutet im Gegenzug, dass sich der Druckpuls nur so schnell fortbewegen kann, wie sich auch die Arterienwände verformen können. Diese

Verformbarkeit ist die Elastizität der Arterien.

Über die Messung der Pulswellengeschwindigkeit kann also die Elastizität der Arterien ermittelt werden. Zur Ermittlung dieser kann der Fachmann unter anderem die Moens- Korteweg Formel und/oder die Bramwell & Hill Formel benutzen, die die Abhängigkeit der Pulswellengeschwindigkeit von der Elastizität, der Arterienwanddicke, des Arteriendurchmesser und der Dichte des Blutes angibt Der Wert der Elastizität wird vom kardiovaskulären System reguliert.

Im Krankheitsfall kann die Elastizität z.B. durch Arterienverkalkung übermäßig reduziert sein. Daher ist die Elastizität eine Kenngröße, die z.B. vor bevorstehenden Herzinfarkten warnen kann.

Zudem haben Studien gezeigt, dass zumindest über kurze Zeiträume die

Pulswellengeschwindigkeit auch verwendet werden kann, um den Blutdruck zu überwachen.

Für die Messung durch die erfinderische Anordnung ergeben sich insbesondere zwei Ansätze.

Zum Einem kann mit mehreren Sensoren an verschiedenen Stellen des Körpers die pulsierende Druckwelle vermessen werden. Somit kann aus dem Versatz der Messkurven zueinander die Pulswellenlaufzeit ermittelt werden, wodurch unter Kenntnis des Abstandes der Sensoren zueinander auch die Pulswellengeschwindigkeit bekannt ist.

Da die erfinderische Anordnung über eine hohe Datenerfassungsrate verfügt können die Sensoren auch nahe zueinander liegen. Dies ermöglicht die Messung der

Pulswellengeschwindigkeit ortsbezogen am Körper.

Zum Anderem wird die pulsierende Druckwelle des Herzpulses auch reflektiert. Durch die hohe Datenerfassungsrate der erfinderischen Anordnung ist die Reflexionswelle erkennbar in den Messkurven. Auch aus dem Abstand zwischen der Initialwelle und der Reflexionswelle ist die Pulswellenlaufzeit berechenbar.

Das Herzzeitvolumen gibt an, wie viel Liter Blut das Herz in einer Minute auswirft und zur Versorgung des Organismus zur Verfügung steht. Somit stellt diese Kenngröße oder deren Änderung die Größe zur Beurteilung des Leistungsvermögens des kardiovaskulären Systems dar.

Ein zum normalen reduzierter Wert ist ein Hinweis auf eine Erkrankung des Herzens z.B. eine Herzklappenerkrankung oder ein Hinweis auf eine Schilddrüsenunterfunktion.

Ein zum normalen erhöhter Wert kann auf eine Vielzahl von Erkrankungen, z.B. Fieber, Blutarmut oder Durchblutungsstörungen von Organen, sein.

Das Herzzeitvolumen ist auch ein Indikator für die Versorgung des Körpers mit Sauerstoff. Für den Sportler ist daher ein hohes Herzzeitvolumen (solange es nicht krankheitsbedingt ist) erstrebenswert und kann als Maß für spezielle, auf Leistung gerichtete Trainingsmaßnahmen, dienen.

Ein anderes Anwendungsgebiet, welches sich aufgrund des Zusammenhangs mit der Sauerstoffversorgung ergibt, ist die Patientenkontrolle bei Operationen. Das Herzzeitvolumen wird bereits heute bei vielen Operationen kontinuierlich gemessen, allerdings erfolgt dies invasiv mit Hilfe verschiedener Methoden. Bei einer oft verwendeten Methode wird eine kalte Flüssigkeit mit einem Katheter in eine Herzkammer injiziert. Durch Temperatursensoren in der dem Herzen folgenden Arterien kann die Erwärmung ermittelt werden, diese Erwärmung hängt direkt mit dem Herzzeitvolumen zusammen.

Zusammengefasst ergibt sich, dass die Methoden zur Herzzeitvolumenbestimmung entweder sehr ungenau sind oder einem nur in Ausnahmesituationen vertretbaren Eingriff in den Körper benötigen.

Eine erfinderische Anordnung soll eine Alternative zu den invasiven Methoden bieten, welche zum Einem keinen Eingriff in den Körper und somit keine gefährlichen Operationen benötigt und zum Anderem eine möglichst genaue Messung des Herzzeitvolumens oder dessen Änderung ermöglicht. Daher ergibt sich der Einsatzort zwischen den medizinisch sehr exakten und notwendigen Untersuchungssituationen bei komplizierten und langen Operationen und den sehr ungenauen bisherigen nicht invasiven Methoden. Daher kann bei Operationen, welche nicht die allerhöchst genauen Wert benötigen auf eine invasive Methode verzichtet werden und stattdessen eine erfinderische Anordnung verwendet werden. Da das Anbringen einer erfinderischen Anordnung schnell und unkompliziert ist kann auch einer Überwachung bei Operationen, bei denen bisher keine Herzzeitvolumenüberwachung verwendet wurde erfolgen. Darüber hinaus ergeben sich gerade im medizinischen Bereich neue Möglichkeiten, so kann eine kontinuierliche Langzeitüberwachung ermöglicht werden und bei einer Verschlechterung ein Alarm ausgegeben werden.

Die Ermittlung des Wertes für das aktuelle Herzzeitvolumen kann von Herzpuls zu Herzpuls erfolgen. Es werden die Kenngrößen der Frequenz des Herzpulses bzw. das RR- Intervall, die Messwertkurve der pulsierenden Druckwelle, die Elastizität der Arterien und der Durchmesser des Aortenbogens beim diastolischen Blutdruck bestimmt.

Alleinig der absolute Durchmesser bzw. Radius des Aortenbogens beim diastolischen Blutdruck kann nicht durch eine erfinderische Anordnung bestimmt werden und muss mit externen Geräten z.B. Ultraschall ermittelt werden. Jedoch spielt bei einer kontinuierlichen Langzeitüberwachung nicht so sehr der absolute Wert eine Rolle, sondern die Veränderungen. Eine erfinderische Anordnung kann das Herzzeitvolumen zumindest näherungsweise relativ zum Durchmesser und/oder zur Querschnittsfläche des Aortenbogens beim diastolischen Blutdruck messen und bei Bedarf kann dieser relative Wert, durch eine externe Messung des Durchmesser des Aortenbogen beim diastolischen Blutdruck, zu einem absoluten Wert umgeformt werden.

Die Pulswelle geht vom Herzen aus in die Arterien über, dabei sinkt die Amplitude und die einzelnen Pulse werden zeitlich länger. Jedoch muss die ausgegebene Druckwelle alle Arterien durchqueren und der Gesamtdruck als Integration über die Zeit, insbesondere einer Pulswelle, eines RR-Intervalls und/oder zwischen zwei systolischen Drücken oder zwei diastolischen Drücken, in einer bestimmten Entfernung zum Herzen entspricht näherungsweise dem

Auswurfsdruck, welcher mit dem Herzzeitvolumen und der Elastizität zusammenhängt. Die Elastizität wiederum kann ebenfalls zumindest näherungsweise bestimmt werden und zur weiteren Verbesserung als Korrektur des zumindest relativen Herzzeitvolumens verwendet werden.

Damit kann das Auswurfvolumen eines Herzpulses, auch schon ohne weitere Korrektur durch die Elastizität wie folgt näherungsweise ermittelt werden:

Der momentan vorliegende Pulsdruck (Pulsdruck ist die Druckdifferenz zwischen dem diastolischen Blutdruckwert und dem aktuellen Messwert) in einer Arterie verformt diese, der Radius ^R ist gegeben durch die Elastizität ^E :

ß(t)=R₀+E * P(t)

Hierbei ist der (unbekannte und extern zu messende) Radius der Arterie. Der aktuelle Radius der Arterie verändert sich also während eines Herzpules zeitlich mit dem Druck.

Um ein Volumen zu berechnen, muss die Länge ^L der Verformung der Arterie bei einem Herzpuls bestimmt werden. Dazu wird die zeitliche Länge eines Herzpulses, das RR-Intervall ^T , und die Pulswellengeschwindigkeit ^v verknüpft:

L=v * T

BLATT EINBEZOGEN DURCH VERWEIS (REGEL 20.6) 30

benötigt und zum Anderem eine möglichst genaue Messung des Herzzeitvolumens oder dessen Änderung ermöglicht. Daher ergibt sich der Einsatzort zwischen den medizinisch sehr exakten und notwendigen Untersuchungssituationen bei komplizierten und langen Operationen und den sehr ungenauen bisherigen nicht invasiven Methoden. Daher kann bei Operationen, welche nicht die allerhöchst genauen Wert benötigen auf eine invasive Methode verzichtet werden und stattdessen eine erfinderische Anordnung verwendet werden. Da das Anbringen einer erfinderischen Anordnung schnell und unkompliziert ist kann auch einer Überwachung bei Operationen, bei denen bisher keine Herzzeitvolumenüberwachung verwendet wurde erfolgen. Darüber hinaus ergeben sich gerade im medizinischen Bereich neue Möglichkeiten, so kann eine kontinuierliche Langzeitüberwachung ermöglicht werden und bei einer Verschlechterung ein Alarm ausgegeben werden.

Die Ermittlung des Wertes für das aktuelle Herzzeitvolumen kann von Herzpuls zu

Herzpuls erfolgen. Es werden die Kenngrößen der Frequenz des Herzpulses bzw. das RR- Intervall, die Messwertkurve der pulsierenden Druckwelle, die Elastizität der Arterien und der Durchmesser des Aortenbogens beim diastolischen Blutdruck bestimmt.

Der momentan vorliegende Pulsdruck ^"⁽ (Pulsdruck ist die Druckdifferenz zwischen dem diastolischen Blutdruckwert und dem aktuellen Messwert) in einer Arterie verformt diese, der Radius ^R ist gegeben durch die Elastizität ^F- :

m fairan R. _mm e _* mi rn

Hierbei ist ^Ro der (unbekannte und extern zu messende) Radius der Arterie. Der aktuelle Radius der Arterie verändert sich also während eines Herzpules zeitlich mit dem Druck.

I_E3 v * C3 31

Da die aktuelle Zeit t (Startzeit ist Beginn des Herzpulses mit t = 0) im Puls mit der aktuellen Position der Druckwelle in der Arterie l(t) mit der Pulswellengeschindigkeit verknüpfbar ist:

Z(t)=v * t

Kann auch der aktuelle Radius auch als Funktion von I dargestellt werden. Es gilt R' )=R (//v )

Das Volumen ergibt sich aus der Integration aller Messwerte in einem Herzpuls unter der bekannten Formel zur Bestimmung der Querschnittsfläche aus dem Radius (Fläche = R² ):

Für eine relative Messung wird ^Ko auf Null gesetzt, wenn eine externe Messung erfolgt ist kann als Parameter an die erfinderische Anordnung übermittelt werden.

Eine Druckensoreinheit, wie oben bereits beschrieben, kann auf die Haut, Fig. 1

Buchstabe K und O, gelegt werden.

Um einen gleichmäßig beaufschlagten Druck zu erzielen, kann ein Armband, Fig. 1 Buchstabe I, um das Handgelenk als Hilfe und als handelsübliches Produkt erhältlich genutzt werden. Somit kann ein gleichmäßiger Druck, Fig. 1 Buchstabe J, auf die A. Radialis ausgeübt werden.

Der ausgehende Druck, der von der A. Radialis auf die Oberfläche der Haut übertragen wird, kann bereits mit einem einfachen Messaufbau einer Drucksensoreinheit zwischen Armband und Oberfläche der Haut registriert werden.

Der dynamische Druckpuls des tatsächlichen Auswurfs des Herzens, kann mittels Auswerte- und Bildeinheit für jedermann so sichtbar gemacht werden. Somit hat die erfindungsmäßige Anordnung einen unschätzbaren Wert für Erkrankte, die invasiv an einen Monitor, bspw. auf der Intensivstation angeschlossen sind, da nicht wie heutzutage üblich die Messung invasiv durchgeführt werden muss.

Die Messung des Blutdrucks kann vom umgebenen Gewebe stark beeinflusst werden. Daher sollten bei speziellen Fällen Vorkehrungen getroffen werden.

Bei Menschen mit erhöhtem Fettgehalt bzw. massiger Ausprägung kann es an der bevorzugten Stelle zur Messung des Blutdrucks und Herzpulses am Handgelenk zu einer erhöhten Dämpfung der Messung kommen.

Eine vorteilhafte Messstelle ist am oberen Fußrücken, da hier meist wenig Fett eingelagert. Messstellen wie bspw. die Arterie Dorsalis pedis, Anterior tibial, Posterior tibiels, sowie First dorsal metarsal, Deep plantar, Arcuate eignen sich zur Messung am Fußrücken. Im Bereich oberhalb des Fußgelenks ändert die gesamte Menge des einströmenden Blutstroms den Durchmesser der unteren Extremität. Mit einer Messung des veränderlichen Durchmessers oder des veränderlichen Drucks auf die beaufschlagte Messfläche mit mindestens einer Drucksensoreinheit ist auch hier der Blutdruck und Herzpuls zu detektieren.

Eine eingeschränkte Gebrauchsfähigkeit der Erfindung besteht auch bei erkrankten Menschen, bspw. durch starke Wasserablagerungen in den Beinen und speziell in den Füßen.

Der benötigte Gegendruck und/oder Anpressdruck kann bspw. auch mittels eines Fingers (siehe Fig. 1 Buchstabe J) der anderen freien Hand erzeugt werden.

Hierfür kann vorzugweise für die Erfindung eine speziell hergestellte und für den Nutzer klar definierte Oberfläche auf dem Armband oder System geschaffen werden. Diese Oberfläche

BLATT EINBEZOGEN DURCH VERWEIS (REGEL 20.6) 31

Da die aktuelle Zeit t (Startzeit ist Beginn des Herzpulses mit t = 0) im Puls mit der aktuellen Position der Druckwelle in der Arterie l(t) mit der Pulswellengeschindigkeit

verknüpfbar ist:

Kann auch der aktuelle Radius auch als Funktion von I dargestellt werden. Es gilt

R' (?)=R (//v)

Das Volumen ergibt sich aus der Integration aller Messwerte in einem Herzpuls unter der bekannten Formel zur Bestimmung der Querschnittsfläche aus dem Radius (Fläche = ?iR ):

VE) m 03 {2R.^*! HHlPcil{3 TC G9 133 E^ EHSEP dlG9 TC 13 E33 EG332P vdht

G3 El l2l?J _m E * (2M2ET vd t

Für eine relative Messung wird ^Ro auf Null gesetzt, wenn eine externe Messung erfolgt ist kann ^Ro als Parameter an die erfinderische Anordnung übermittelt werden.

Eine Druckensoreinheit, wie oben bereits beschrieben, kann auf die Haut, Fig. 1

Buchstabe K und O, gelegt werden.

Um einen gleichmäßig beaufschlagten Druck zu erzielen, kann ein Armband, Fig. 1 Buchstabe I, um das Handgelenk als Hilfe und als handelsübliches Produkt erhältlich genutzt werden.

Somit kann ein gleichmäßiger Druck, Fig. 1 Buchstabe J, auf die A. Radialis ausgeübt werden.

Der ausgehende Druck, der von der A. Radialis auf die Oberfläche der Haut übertragen wird, kann bereits mit einem einfachen Messaufbau einer Drucksensoreinheit zwischen

Armband und Oberfläche der Haut registriert werden.

Der dynamische Druckpuls des tatsächlichen Auswurfs des Herzens, kann mittels

Auswerte- und Bildeinheit für jedermann so sichtbar gemacht werden. Somit hat die

erfindungsmäßige Anordnung einen unschätzbaren Wert für Erkrankte, die invasiv an einen Monitor, bspw. auf der Intensivstation angeschlossen sind, da nicht wie heutzutage üblich die Messung invasiv durchgeführt werden muss.

Die Messung des Blutdrucks kann vom umgebenen Gewebe stark beeinflusst werden.

Daher sollten bei speziellen Fällen Vorkehrungen getroffen werden.

Eine vorteilhafte Messstelle ist am oberen Fußrücken, da hier meist wenig Fett eingelagert.

Messstellen wie bspw. die Arterie Dorsalis pedis, Anterior tibial, Posterior tibiels, sowie First dorsal metarsal, Deep plantar, Arcuate eignen sich zur Messung am Fußrücken. Im Bereich oberhalb des Fußgelenks ändert die gesamte Menge des einströmenden Blutstroms den

Durchmesser der unteren Extremität. Mit einer Messung des veränderlichen Durchmessers oder des veränderlichen Drucks auf die beaufschlagte Messfläche mit mindestens einer

Drucksensoreinheit ist auch hier der Blutdruck und Herzpuls zu detektieren.

Eine eingeschränkte Gebrauchsfähigkeit der Erfindung besteht auch bei erkrankten

Menschen, bspw. durch starke Wasserablagerungen in den Beinen und speziell in den Füßen.

Hierfür kann vorzugweise für die Erfindung eine speziell hergestellte und für den Nutzer klar definierte Oberfläche auf dem Armband oder System geschaffen werden. Diese Oberfläche 32

befindet sich oberhalb der mindestens einen Drucksensoreinheit und somit bspw. auf dem Armband. Direkt unterhalb der Drucksensoreinheit befindet sich beispielsweise die A. Radialis.

Für eine Blutdruckmessung kann der Nutzer bspw. einen Finger auf die definierte

Oberfläche des Armbandes führen. Eine sanft und stetig steigende Druckerhöhung auf das Armband, entstehend durch den aufbauenden Druck des Fingers auf die markierte Fläche, wird, insbesondere mit der Drucksensoreinheit, mit mindestens 1000 Messungen pro Sekunde durch das System registriert und gespeichert.

Der Nutzer spürt beim sanften Drücken auf die A. Radialis ein stärker wahrnehmbares pulsieren. Diese Steigerung des wahrnehmbaren Pulses stammt nicht von einer

Blutdruckerhöhung sondern durch die Verdichtung und Verteilung des umgebenen Gewebes zwischen der Hautoberfläche und dem vorhandenen Gewebe oberhalb der A. Radialis.

Wie ein ausgequetschter Schwamm gibt das zusammen- und weggedrückte Gewebe die pulsierende Welle, ausgehend von der Arterienwand, fast 1 zu 1 auf die Drucksensoreinheit weiter. Die Dämpfung des Gewebes, Fig. 1 Buchstabe C, wird reduziert durch den Gegendruck und/oder Anpressdruck von Finger oder einem Aktor, Fig. 1 Buchstabe J, von außen und somit oberhalb der Haut, Fig. 1 Buchstabe O.

Um die Systole des Blutdrucks messen zu können, sollte der Gegendruck auf die Arterie bzw. Pulswelle (Siehe Fig. 1 Buchstabe D) über die Dämpfung hinaus, geführt werden.

Die Systole wird in dem Augenblick messbar, indem der Gegendruck und/oder Anpressdruck sich weiter steigert, jedoch die Pulswelle keine maximale Steigerung über den maximal gemessen Druck hinaus erzeugen kann.

Die Erfindung kann man leicht am Menschen selbst testen. Bevor man die A. Radialis vollständig mit dem steigenden Druck auf die Radialis abquetscht, gibt es einen Druckbereich indem trotz Steigerung des Gegendrucks der Pulsdruck fühlbar nicht weiter zunimmt.

Dieser Punkt ist mittels bekannten Vorrichtungen messbar und stellt die Systole des Blutdrucks dar.

Die Diastole wird aus den Minima der pulsierenden Druckwelle bestimmt. Bei steigendem Gegendruck auf die Arterie nimmt der Abstand zwischen den Minima und Maxima der pulsierenden Druckwelle zunächst zu, wobei der maximal gemessene Druck auch zunimmt. Ab einem bestimmten Gegendruck nimmt der maximal gemessene Druck nicht weiter zu. Dies ist gerade der Gegendruck der dem diastolischen Blutdruck entspricht.

Bei weiterer Erhöhung des Gegendrucks steigen die Minima weiter, die Maxima der

pulsierenden Druckwelle bleiben konstant.

Eine einmalige Messung kann daher erfolgen indem der Gegendruck auf die Arterie langsam erhöht wird, bis keine Steigerung der Maxima in der pulsierenden Druckwelle mehr zu erkennen sind.

Die kontinuierliche Messung erfolgt insbesondere zunächst genauso. Insbesondere wird jedoch an dem Punkt, an dem keine Steigerung der Maxima zu erkennen sind, verharrt. Ändert sich nun der systolische Blutdruck ist dies an einer Änderung der Maxima der pulsierenden Druckwelle zu erkennen. Nun sollte der Gegendruck erneut eingestellt werden, um den neuen Wert für den Blutdruck zu ermitteln, insbesondere ausgehend von einem Wert unterhalb des systolische Blutdrucks, wieder erhöht werden, bis eine Steigerung der Maxima nicht mehr gegeben ist.

Erhöht sich der nur diastolische Blutdruck ändert sich der Abstand zwischen den Minima und den Maxima in der pulsierenden Druckwelle Nun sollte der Gegendruck erneut eingestellt 33

werden, insbesondere ausgehend von einem Wert unterhalb des systolische Blutdrucks, wieder erhöht werden, bis eine Steigerung der Maxima nicht mehr gegeben ist..

Einzig der unwahrscheinliche Fall eines sinkenden diastolischen Blutdrucks, bei gleichbleibendem systolischen Blutdrucks, kann nur durch periodisches Neueinstellen des Gegendrucks erkannt werden, insbesondere durch immer wieder wiederholtes Steigern des Gegen und/oder Anpressdrucks, insbesondere ausgehend von einem Wert unterhalb des systolische Blutdrucks, wieder erhöht werden, bis eine Steigerung der Maxima nicht mehr gegeben ist.

Die Messung der Pulswellenlaufzeit und der Pulswellengeschwindigkeit bedarf der gleichzeitigen Vermessung der pulsierenden Druckwelle an verschiedenen Orten. Dazu werden an mindestens zwei geeigneten Messstellen Drucksensoreinheiten angebracht und durch einen Aktor oder manuell mit dem Gegendruck und/oder Anpressdruck an die Haut gedrückt, insbesondere mit dem optimalen Messdruck der kontinuierlichen Messung, und/oder einem dem Gegendruck und/oder Anpressdruck in dem Bereich, der sich zwischen dem Druck der Pulswelle in der Diastole oder dem ermittelten diastolischen und dem Druck der Pulswelle in der Systole oder dem ermittelten systolischen Blutdruck und/oder bis zum 1 ,5-fachen, insbesondere 1 ,3-fachen, des Drucks der Pulswelle in der Systole und/oder des systolischen Blutdrucks und/oder von 60 bis 120 mmHg, insbesondere von 60 bis 90% des systolischen des Drucks der Pulswelle in der Systole, insbesondere am Ort der Messung und/oder einem möglichst niedrigen Druck, der jedoch ausreicht, die pulsierende Druckkurve mit der mindestens einen Drucksensoreinheit abzubilden, erstreckt, belastet. Die Entfernung der Drucksensoreinheiten, bei separierten Drucksensoreinheiten, muss nun ausgemessen werden und an die erfinderische Anordnung übermittelt werden. Bei einem Sensorarray sind diese Entfernungen der

erfinderischen Anordnung meist bekannt und/oder konstant. Die Berechnung des der

Pulswellenlaufzeit und der Pulswellengeschwindigkeit kann nun automatisch erfolgen.

Für eine Blutdruckmessung ist nur eine Drucksensoreinheit notwendig, jedoch ist die Verwendung mehrerer Drucksensoreinheiten vorteilhaft.

Die vielfache Messung des aktuellen Blutdrucks an jeder Messstelle ermöglicht den Verlauf des Blutdrucks zwischen Diastole und Systole in jedem einzelnen Puls darzustellen. Dies ist insbesondere vorteilhaft, um das kardiovaskuläre System zu beurteilen. Bspw. kann die

Reflexionswelle erkannt werden. Ist diese bspw. erhöht gegenüber der Initialen Puls- oder Druckwelle weist dies auf eine Gefäßsteifigkeit hin. Die Untersuchung der Reflexionswelle stellt eine Möglichkeit dar die Elastizität der Arterien zu bestimmen.

Die Messung des Blutdruck kann jedoch auch mit weniger als 1000 Messungen pro Sekunde gemessen werden.

Die Erfindung stellt auch die Lösung vor, den Gegendruck und/oder Anpressdruck mittels Aktor zu erzeugen. Der Vorteil besteht in der gleichmäßigen Steigerung des einwirkenden Gegendrucks und/oder Anpressdrucks, insbesondere auf die Arterie.

Der Vorteil des Einsatzes eines Aktors besteht auch in dem rechtzeitigen Abbrechen der Messung, bzw. der Limitierung des Gegendrucks und/oder Anpressdrucks, insbesondere auf die Arterie, bevor oder so dass der Gegendruck und/oder der Anpressdruck die Arterie abquetscht.

Auch kann somit die Blutdruckmessung automatisch, beispielsweise während der Nacht und sanft erfolgen. 34

Der Aktor kann bspw. elektrisch, pneumatisch, hydraulisch oder auch manuell durch Muskelkontraktionen die Aufgabe zur Erzeugung des Gegendrucks lösen. Auch die

Kombination aller Lösungen miteinander und gegeneinander lässt die Anwendung zu.

Ein Aktor weist insbesondere einen Luftsack und eine Pumpe zur Druckbeaufschlagung des Luftsacks. Insbesondere wird eine Extremität durch eine elastische oder nicht elastische, Umschließungsvorrichtung, beispielsweise ein Band umschlossen und zwischen dem Band und der Haut oder am inneren des Bandes ein Luftsack zwischen der Drucksensoreinheit und der Umschließungsvorrichtung angeordnet. Der Luftsack wird zur Erzeugung des Anpressdrucks insbesondere mit Druck beaufschlagt, insbesondere durch Einpumpen von Gas, insbesondere Luft.

Ein hydraulischer oder pneumatischer Aktor weist insbesondere eine oder mehrere der folgende Komponenten auf: Rohre, Leitungen, Rückschlagventil, Pumpe, Ablassventil, Verschlussventil,

Überdruckventil, Puffervolumen und/oder Aktoren.

Ein System, die Verwendung oder Verfahren kann durch zwei Sorten an weiteren Messtechniken erweitert werden. Zum Einem können Messtechniken am Ort der Drucksensoreinheit angebracht werden. Zum Anderen können Messtechniken integriert werden, die ortsunabhängige Werte aufnehmen

Messtechniken, die am Ort der Drucksensoreinheit verwendet werden können sind:

Plethysmographie, EKG, pneumatischer Druckmessung und/oder Tonerfassung.

Messtechniken, die integriert werden können sind: Beschleunigungssensor, Gyroskop und/oder Erfassung von Umweltparametern.

Das System oder Verfahren oder die Verwendung, kann auch so gestaltet sein, dass das Anpressen auch zur vollständigen Blockierung der Arterie eingerichtet ist. Dies erlaubt die Messung des Blutdrucks nach der herkömmlichen Methode, der Riva Rocci Methode, mittels Tonerfassung.

Eine Messung nach Riva Rocci wird beispielsweise erreicht, indem neben dem Aktor entweder ein Sensor zum Erfassen von Tönen, z.B. ein Mikrofon, ein Sensor, beispielsweise eine erfindungsgemäße Drucksensoreinheit, zum Druckmessen in einem pneumatischen Anpresssystem, beispielsweise einem Luftsack und/oder ein Sensor für Plethysmographie verwendet und/oder beinhaltet wird.

Bei der Riva Rocci Methode werden die Arterien im Arm abgequetscht und wieder langsam freigegeben. Wird der Arm entlastet so öffnen sich die Arterien ab einer bestimmten Belastung, dies ist der systolische Wert des Blutdrucks. Wenn die Arterien vollständig geöffnet sind, fließt das Blut wieder normal. Der maximale Anpressdruck, bei dem noch normaler Blutfluss möglich ist, ist der diastolische Wert des Blutdrucks. Dies wird gemessen, indem die Geräusche des fließenden Bluts untersucht werden. Sind die Arterien abgequetscht ist kein Geräusch vorhanden. Wenn die Arterien teilweise geöffnet sind kommt es zu einem Rauschen und Pochern. Bei normalem Blutfluss ist kein Rauschen mehr zu hören. In heutigen automatisierten Systemen wird auch eine Methode verwendet, welche den Druck in der Armmanschette analysiert. Ist der Arm abgequetscht ist der Druck in der Manschette zeitlich stabil. Wenn die Arterien teilweise geöffnet sind, kommt es zu starken Ausschlägen. Bei vollständig geöffneten Arterien kommt es keinen oder sehr gering messbaren Ausschlägen in der Druckmesskurve.

Bei einem kombinierten Sensor muss nun nicht der gesamte Arm abgequetscht werden. Wird bspw. ein Armband verwendet muss nur die A. Radialis abgequetscht werden, es kann sich auf ein kleineres Gebiet beschränkt werden. Ist im kombinierten Sensor ein Mikrofon eingelassen, werden wie bei der herkömmlichen Methode die Geräusche analysiert. Es kann auch der Druck des Anpresssystems zur Messung verwendet werden. Die auf diese Weise erhobenen Werte für den Blutdruck entsprechen in ihrer Genauigkeit den Werten, die mit einer herkömmlichen Armmanschette zur Blutdruckmessung gemessen werden können. 35

Wird jedoch ein plethysmographischer Sensor verwendet kann eine höhere Genauigkeit erreicht werden. Plethysmographie misst den Herzpuls, indem Licht in das Gewebe eingestrahlt wird und das zurückgeworfene Licht in seiner Intensität analysiert wird. Je nach Blutfüllung in den Arterien ist die Lichtintensität unterschiedlich und, da die Blutfüllung innerhalb eines Herzpulses variiert, ist der Herzpuls messbar. Dabei wird insbesondere plethysmographischer Sensor weiter vom Herzen entfernt angebracht als die Drucksensoreinheit.

Bei der Verwendung eines Armbands wird die Einheit der Plethysmographie näher zur Hand angebracht, als der Punkt an dem die A. Radialis mit dem Anpresssystem abgequetscht wird. Ist die A. Radialis abgequetscht ist keine Schwankung in der Lichtintensität messbar. Öffnet sich die Arterie so kommt es zu messbaren Änderungen in der Lichtintensität und die Arterie ist mit dem systolischen Druck belastet. Mit zunehmender Öffnung der Arterie steigt die Intensitätsschwankung. Bei Belastungen auf der Arterie, welche kleiner sind als der diastolische Wert, steigt die Intensitätsschwankung nicht mehr an. Die Genauigkeit ist höher als bei der herkömmlichen Riva Rocci Methode, da der tatsächliche Blutfluss untersucht wird und nicht ein indirektes Rauschen oder eine Druckschwankung im Anpresssystem. Daher eignet sich eine solche Kombination von Sensoren vor allem für Anwendungen bei starken Bewegungen.

Zur Messung der EKG Welle wird die Drucksensoreinheit mit einer Elektrode versehen, welche mit auf die Haut gedrückt wird. Damit ein Signal erfasst werden kann, ist eine zweite Elektrode an der Oberfläche des Messsystems aufgebracht. Der Nutzer kann nun seine EKG- Welle messen, indem er den s.g. Cabrerakreis schließt und dazu mit der anderen Hand diesen äußeren Kontakt berührt. Die

Spannungsänderungen zwischen den beiden Kontakten ist die EKG- Welle.

Die EKG- Welle wird auf die Herzfrequenz hin untersucht, indem die Zeitpunkte der einzelnen Pulse ermittelt werden. Die Zeiten der Pulse entsprechen Aktionen des Herzens. So kann der Zeitpunkt des Blutauswurfs aus dem Herzen ermittelt werden. Mit der Drucksensoreinheit kann der Zeitpunkt bestimmt werden, bei dem die Druckwelle aufgrund des Blutauswurfs, an der Messstelle ist. Die zeitliche Differenz dieser Zeitpunkte ist die Pulswellenlaufzeit bzw. (mit Kenntnis der Strecke zwischen Herzen und Messstelle) ist die Pulswellengeschwindigkeit berechenbar.

Auf der Fläche des Auflagefläche der Drucksensoreinheit zur Haut ist keine weitere Funktionalität untergebracht, also kann diese Fläche mit einem elektrisch leitenden und flexiblen Material überzogen werden. Dies kann eine der zwei Elektroden darstellen. Insbesondere weist ein erfindungsgemäßes System eine Umschließungsvorrichtung, insbesondere ein Band, und mindestens eine

Drucksensoreinheit und einen dazwischen angeordneten Aktor, insbesondere Luftsack, auf, sowie insbesondere eine Pumpe zur Druckbeaufschlagung des Luftsacks.

Die Umschließungsvorrichtung kann auch durch einen Schuh, insbesondere mit

Schließsystem gebildet werden. Das System kann auch einen Schuh mit Schließsystem mit Aktor und mindestens einen Drucksensoreinheit im Schuh beinhalten.

Der Aktor zur Erzeugung des Gegendrucks und/oder Anpressdrucks kann bspw. ein herkömmlicher und in SMD - Bauweise hergestellter elektrischer Vibrationsmotor sein. Aber auch jegliche anderen Aktoren können dem Aufbau des Gegendrucks genügen. Dem

Fachmann ist dies bekannt.

Der Aktor hat jedoch auch den Nachteil das elektrische Energie verbraucht wird. Dies muss in die jeweilige Anwendung gerechnet werden.

Derzeit werden manuell und aktorgesteuerte Schließsysteme, bspw. im

Schuh oder in Manschetten von Boa Technology hergestellt. Auch Marktführer wie Nike (HyperAdapt 1 .0), Puma (Ignite Disc), Reebok mit der„The Pump-Technologie", oder das französische Unternehmen Digitsole (Smartshoe 002), haben 2016 aktorgesteuerte 36

Schließsysteme erstmalig in ein Produkt verbaut. Somit verfügt„Schuh" bereits über einfache automatisier- und integrierbare Voraussetzungen für die kontinuierliche Puls- und

Blutdruckmessung.

Es ist aber auch möglich, den benötigten Gegendruck und/oder Anpressdruck mit der Unterarmmuskulatur durch Muskelkontraktionen, bspw. durch das Öffnen und Schließen der Hand, zu erzeugen. Somit kann die Messung durch einen Menschen auch ohne zu Hilfenahme eines Fingers der anderen Hand, oder eines Dritten, oder auch eines anderen Aktors erfolgen.

Eine weiter vorteilhafte Erfindung stellt den Einsatz eines konvexen Gebildes mit einem darauf angeordneten Sensorarray dar. Fig. 3 zeigt ein konvexes Gebilde bezeichnet mit Buchstabe Q, als Trägerform des Systems oder Sensorarrays.

Das arterielle System befindet sich meist geschützt und gesichert im Inneren des Körpers. In den Extremitäten sind oft nur die Venen deutlich zu erkennen. Der arterielle Kreislauf ist im Gewebe tieferliegend. Nur an wenigen Stellen des Körpers lassen sich Arterien, markant durch die pulsierende Welle ertasten. Um auch nicht sichtbar werdende Arterien vermessen zu können, ist das konvexe Gebilde, Fig. 3 Buchstabe Q, eine erfinderische Neuheit. Das konvexe Gebilde schmiegt sich fast passgenau in die konkaven Formen des Körpers wie bspw. an die A. Radialis an. Platziert man das konvexe Gebilde an die konkave Form, die sich oberhalb der A. Radialis und hin zur Oberfläche der Haut ausbildet, lässt sich eine optimale Pulswelle registrieren und speichern. Gleiches gilt bspw. auch für den Fuß.

Um einen gleichmäßigen Oberflächendruck auf die Arterie am Fuß oder dem

Unterarm/Handgelenk zu erzeugen ist es vorteilhaft, Schaumstoff bzw. schaumstoffartigen Stoff zwischen der flexiblen Sensoreneinheit und dem Anpresskörper, bspw. einem konvexen Gebilde, einzuarbeiten. Der Schaumstoff dient, ähnlich dem Gewebe oberhalb des Knochens der Fingerbeere, als Resonanzkörper.

Die funktionelle Shore- Härte des Anpresskörpers kann den Gewebe einer Fingerbeere angepasst werden.

Um das konvexe Gebilde, bspw. in der Größe einer halben Erbse richtig platzieren zu können, lässt sich die Aufgabe mit Hilfe von verschiebbaren Gleiter auf einem Armband, bspw. eines Uhrenarmbandes und auch mit zu Hilfenahme von Laschen lösen. Eine noch genauere Platzierung kann über die Verwendung von mehreren Sensoren, siehe weiter unten, erfolgen.

Ein herkömmliches Uhrenarmband besitzt mindestens eine Lasche, Fig. 2 Buchstabe P, für das überstehende Lochband zur optimalen Einstellung des Anpressdrucks der Uhr am

Handgelenk. Ohne Lasche würde das überstehende Lochband und ohne Einschieben in die Lasche, (bspw. Lederarmband) sich von der Form des Handgelenks abwenden und abstehen. Die Befestigung der Messeinheit erfolgt insbesondere folgendermaßen:

Die Messeinheit oder das System wird mit der Öffnung, Fig. 3 Buchstabe I, wie eine Lasche/ Laschen, siehe Fig. 2 Buchstabe P, auf das Armband geschoben.

Die Befestigung der Messeinheit, in einer Baugröße von bspw. und ca. 10 x 20 x 8 mm, wird so gewährleistet.

Oberhalb des Armbandes befindet sich bspw., siehe Fig. 3 Buchstabe H, die Rechen- und Funkeinheit sowie die Energieversorgung.

Das konvexe Gebilde mit den Drucksensoreinheiten befindet sich unterhalb des Armbandes. Siehe Fig. 3 Buchstabe Q.

Die Meßeinheit oder das System mit dem den konvexen Gebilde kann in dieser Bauausführung mit jedem bereits genutzten Armband den Blutdruck messen. 37

Die erfinderische Neuheit besteht somit auch in der variablen Nutzbarkeit bereits vorhandener Armbänder für Uhren, Schmuck oder Smartgeräte.

Die Laschenöffnung der Messeinheit kann so breit gefertigt werden, dass nicht nur das konvexe Gebilde auf dem Armband um das Handgelenk herum verschoben werden kann, sondern auch mit der Lasche, bzw. innerhalb der Lasche sich das konvexe Gebilde samt Drucksensoreinheit, zur Hand hin, oder von der Hand weg verschieben lässt.

So kann die Erfindung, bspw. an die Oberfläche der Haut, einfach platziert werden und als mobile Lösung einer Messung der verschiedenen Kenngrößen des kardiovaskulären Systems dienen.

Mit Vorteil ist dabei die Messeinheit ein Teil des Armbands, bzw. der Lasche, wobei durch eine solche Anordnung zum einem das Armband und somit die Messeinheit bereits an einer geeigneten Stelle zur Blutdruckmessung sich befindet und zum anderen kann durch die Einstellung des Lochbandes ein Druck auf den Sensor ausgeübt werden.

Zur Optimierung einer besseren Platzierung der Erfindung, kann bspw. der Messwert auf ein mobiles Smartgerät übertragen werden.

Durch mehrere gekachelt angeordnete Drucksensoreinheiten, Siehe Fig. 1 Buchstabe K, sowie auch Fig. 3 Buchstabe K, innerhalb des und/oder auf dem konvexen Gebildes, lässt sich der optimale Standort und/oder Drucksensoreinheit eines Sensorarrays zur Registrierung der physischen Pulswelle ermitteln. Auch eine Anzeige zur Handlungsanweisung zur Verschiebung, bspw. auf einem Smartgerät, löst die Aufgabe für die richtige Platzierung mittels Pfeilrichtungen auf einem Bildschirm dargestellt.

Es ist jedoch auch mit einer einzigen Drucksensoreinheit und auch ohne Nutzung eines konvexen Gebildes möglich, die verschiedenen Kenngrößen des kardiovaskulären Systems zu messen.

Vorteilhaft ist die Verwendung eines konvexen Gebildes auf dem mehrere

Drucksensoreinheiten verteilt sind. Idealerweise decken diese Drucksensoreinheit die gesamte Oberfläche des konvexen Gebildes ab. Zur Messung der verschiedenen Kenngrößen des kardiovaskulären Systems stehen nun also mehrere Drucksensoreinheit zu Auswahl, welche wiederum über mehrere (z.B. zwei) Messbereiche verfügen können. Um die Drucksensoreinheit zu ermitteln, welche optimal oberhalb der Arterie liegt, wird vorteilhafterweise das Signal oder die Messwerte und/oder Leitwerte und/oder Widerstände aller Drucksensoreinheit untersucht. Diese verändern sich im Laufe einer Pulswelle. Dabei zeichnet sich die optimal liegende Drucksensoreinheit und/oder zeichnen sich die m optimal liegenden Drucksensoreinheiten durch die m höchsten Amplitude des Signal oder der Messwerte und/oder Leitwerte und/oder Widerstände aus. Insbesondere wird der optimal liegende oder werden die m optimal liegenden Drucksensoreinheit(en) zur Durchführung des (weiteren) Verfahrens, insbesondere zur Messen des Blutdrucks, der Arterienelastizität, der Pulswelle, der Pulswellenlaufzeit und der

Pulswellengeschwindigkeit und/oder Änderungen des Herzzeitvolumens und/oder und oder des Herzzeitvolumens verwendet. Insbesondere ist m gleich 2 oder größer. Vorteilhafterweise ist das System so eingerichtet, dass die optimal liegende oder die m optimal liegenden

Drucksensoreinheit(en) durch das System, beispielsweise durch einen Vergleich der oder der m höchsten Amplitude(n) des Signals mittels der Auswerteeinheit, erkannt werden, wobei bei Feststellung keiner oder weniger als m höchsten Amplituden und/oder bei Feststellung einer Variation der mindestens 80%, insbesondere 90%, insbesondere aller, Amplituden von weniger als 10%, insbesondere weniger als 5%, des Mittelwerts der Amplituden eine Information auf 38

eine Anzeige zur Handlungsanweisung zur Verschiebung, bspw. auf einem Smartgerät, für die richtige Platzierung, z. B. mittels Pfeilrichtungen auf einem Bildschirm, dargestellt wird.

Insbesondere wird der beste Messbereich anhand des maximalen Wertes bestimmt.

Hierbei gilt je kleiner der Messbereich, umso genauer ist das Ergebnis.

Egal welche Variante für welche Anwendung genutzt wird, die Daten aus den

Drucksensoreinheit/en können mittels Aufnahme- Rechen- Energie und Übertragungseinheit auf eine Auswerteeinheit und für eine Bild- oder Tonausgabe übertragen werden.

Bevorzugt wird hier die mobile Lösung wie ein Smartgerät, bspw. eine Uhr oder

Smartphone.

Das System kann mit einem Akku oder einer Batterie ausgestattet sein, vorteilhaft wäre auch die Bereitstellung von Energie über ein Smartgerät, bspw. einer Uhr oder einem

Smartphone, oder auch innerhalb des Armbandes von Fitnesstrackern sicherzustellen.

So kann weiterhin die Messsensorik auch separat im konvexen Gebilde ausgebildet sein und auf externe Einheiten (Rechen, Funk...), bspw. auf ein Smartgerät zugreifen.

Diese Teilung hätten nicht nur Baugrößen und energetische Vorteile, da die Smartgeräte bereits über eine vollständige Infrastruktur zur Bedienung und Auswertung verfügen.

Bevorzugt wird das„Shuttern" von Datenermittlungen aus den Drucksensoreinheiten, mittels Überkreuzschaltungen von elektrischen Leiterbahnen, siehe hierzu Fig. 4, für ein schnelleres Auslesen der Drucksensoreinheiten. Durch eine solche Anordnung, die auch als gekachelt beschrieben werden kann, können elektrischen Leiterbahnen reduziert werden, wodurch weniger Daten verarbeitet bzw. ausgelesen werden müssen.

Die gemessene Blutdruck ist abhängig vom Ort der Messstelle zum HIP (hydrostatische Indifferenzpunkt). Wie im weiteren in der Patentschrift beschrieben, ist für die Ermittlung des zentralen kontinuierlichen Blutdrucks die zeitliche und örtliche Auflösung zum HIP der

Messstelle in der Peripherie/ Extremitäten vorteilhaft.

Bei der waagerechten Lagerung des Lebewesens, bspw. Mensch, ist die Lage der

Messstelle zu vernachlässigen, da sich alle messbaren Gefäße sich in nahezu gleicher Höhe zu HIP befinden.

Messungen am Fuß erzeugen meist nur geringe Änderungen bei der Bewegung zum HIP.

Um auch bei körperlichen Bewegung den zeitlichen Verlauf des Blutdrucks innerhalb eines Pulses und über mehrere Pulse hinweg zu bestimmen, sollte die Höhe zum HIP

(hydrostatischen Indifferenzpunkt) bekannt sein. Der gemessene Blutdruck z.B. im Arm ändert sich je nach Höhe über dem HIP. Die Änderung des Blutdrucks im Arm aufgrund der

Höhenänderung Ah ergibt sich, wie folgt:

ΔΡ =a Äh

Hierbei ist α ein empirischer Messwert mit dem Wert von ca. a=1 mmHg/cm für den systolischen Blutdruck und ca. α =0.5 mmHg/cm für den diastolischen Blutdruck.

Ist die aktuelle Höhe des Arms bekannt und kann der Blutdruck Pm im Arm gemessen werden, kann der zentralen Blutdruck Pz im HIP berechnet werden:

Pz = Pm - ΔΡ

Die Höhe des Arms kann mit verschiedenen Technologien oder Vorrichtungen ermittelt werden. Mögliche bekannte Verfahren sind die Bestimmung der Entfernung zu einer

Referenzfläche. Dies kann bspw. mit einem Ultraschallentfernungssensor oder mit einem Laserentfernungssensor erfolgen. Diese Sensoren senden ein Signal aus (Schall bzw.

Laserimpuls), welches an einer festen, d.h. außerhalb des Körpers befestigten, Referenzfläche 39

reflektiert wird. Aus der Laufzeit des Signals zur Referenzfläche und zurück wird die Länge bestimmt.

Die aktuelle Höhe und/oder die Änderung der Höhe der Messstelle, der mindestens einen Drucksensoreinheit und/oder des Systems kann auch durch die Verwendung eines

Beschleunigungssensors, Gyroskops und/oder Inertialsensors ermittelt werden.

Aus den Messwerten des Beschleunigungssensors kann beispielsweise mit Hilfe des Velocity- Verlet Algorithmus kann die Bewegung des Arms nachvollzogen werden und der aktuelle Ort des Arms bestimmt werden.

Da jedoch kleinste Ungenauigkeiten, wie sie bei heutigen Beschleunigungssensoren auftreten, bei der Messung der Beschleunigung zu großen Abweichungen des Ortes oder der Höhe führen können, sollte die Bewegungsfolge in jedem Schritt genau beurteilt werden, um die richtige Höhe festzustellen. Die Vorgehensweise dafür ist die gemessenen Beschleunigungsdaten im Vergleich zu den zu erwartenden Beschleunigungsdaten zu setzten. Dazu werden bekannte Bewegungsmuster mit den aktuellen Beschleunigungsdaten verglichen. Wird eine

Übereinstimmung erkannt kann die Bewegung zur aktuellen Position ermittelt werden.

Der aktuelle elektrische Widerstand oder Leitwert einer Drucksensoreinheit oder eines Messbereichs eines SRS Sensors bzw. der Widerstand eines VRS Sensors kann im einfachsten Falle über die

Verwendung der Drucksensoreinheit in einem Spannungsteiler erfolgen. Die Spannung, die über die Drucksensoreinheit abfällt, ist das Ausgangsmesssignal, das in direkter Beziehung zum Leitwert und/oder Widerstand steht.

Die Drucksensoreinheit kann alternativ oder zusätzlich auch auf eine andere Art ausgelesen werden. Hierzu wird die Spannung, welche über die Drucksensoreinheit abfällt wechselstromgekoppelt mit einem Differenzverstärker verstärkt. Vorteilhafterweise ist die Verstärkung einstellbar.

Dieses Signal verändert sich bei kleinsten Änderungen der über dem Sensor abfallenden Spannung und somit bei kleinsten Änderungen der Druckbeaufschlagung. Jedoch ist das Signal aufgrund der Wechselstromkoppelung unabhängig von der eigentlichen Druckbeaufschlagung.

Die in diesem Beispiel beschriebenen technischen Maßnahmen zur Aufnahme der Messsignale können auch anders realisiert werden. Andere Beispiele zur Aufnahme des unverstärkten Signals sind z.B. die Verwendung einer Wheatstoneschen Messbrücke, der konstanten Strommethode zur

Widerstandsbestimmung oder der Einbau des Sensors in einen Schwingkreis. Dem Fachmann sind viele Möglichkeiten bekannt diese Signale zu erfassen.

Die, durch diese elektronischen Aufbauten erzeugten, Spannungen werden insbesondere mit einem Mikrocontroller, der insbesondere Teil des Systems ist, mit Hilfe eines Analog-Digital- Wandlers quantifiziert. Die quantifizierten Signale können je nach Rechenleistung des verwendeten

Mikrocontrollers entweder direkt ausgewertet werden oder an eine Auswerteeinheit übermittelt werden. Vorteilhafterweise wird die Übertragung von Ausgangsdaten bzw. berechneten Ergebnissen an eine Auswerteeinheit bzw. Darstellungseinheit durch Funk, z.B. mit dem Bluetooth Standard, durchgeführt.

Jeder Messbereich eines SRS Sensors deckt einen festen Kraftbereich ab.

Vorteilhafterweise überschneiden sich die Kraftbereiche. Beim Umschalten sollte nicht ein fester Kraftwert gewählt werden. Sondern es sollten zwei Kraftwerte zum Auslösen der Umschaltung gewählt werden, insbesondere wenn wich die Kraftbereiche überlappen, um eine Hysterese der Umschaltung zu erzeugen und/oder zu nutzen. Wird die Kraft erhöht und wird der Kraftwert zum Heraufschalten im aktuellen Messbereich überschritten wird in den nächst höheren

Messbereich umgeschaltet. Im höheren Messbereich ist nun der Kraftwert zum

Herunterschalten kleiner als der Kraftwert im kleineren Messbereich zum Heraufschalten. Dies 40 verhindert unnötiges Hin- und Herschalten aufgrund von Messwertrauschen, wenn die beaufschlagte Kraft im Bereich der Schaltgrenzen ist.

Die Messelektronik liefert wie oben dargestellt insbesondere zwei Signale, welche dem Grunddruck ( ⁵σ ( ) bzw. der mathematisch zeitlichen Ableitung des Drucks ( ^SD ' ^ ) entsprechen.

Die Grundsignale werden insbesondere zunächst durch eine Sensortyp abhängige Kalibrierung in die Sl-Einheiten N bzw. N/s überführt. Dabei kann auch eine Kalibrierung in einer anderen Einheit stattfinden, oder zumindest auf eine andere Einheit basieren, wobei eine solche Kalibration vorteilhafterweise auf die Sl-Einheiten umgerechnet werden.

Die Zeiten oder Raten der Änderungen der (elektronisch erfassten) Signale sind unterschiedlich. ^sc (^t ) ändert sich nur allmählich bei einer Änderung des Aufdrucks oder bei einer generellen Änderung des Blutdrucks. ^SD ' ) hingegen ändert sich kontinuierlich mit der pulsierenden Druckwelle und spiegelt so die Aktivitäten des Herzens wieder. Jedoch„vergisst" das Signal aufgrund der Elektronik Änderungen des Drucks mit längeren Zeiträumen und schwankt somit immer um einen Nullwert.

Mathematisch ergibt sich die aktuelle Kraft und daraus auch der Druck auf den Sensor -^( zum Zeitpunkt ¹ beispielsweise durch folgende Näherung:

Hierbei ist ^lo ein Zeitpunkt vor der eigentlichen Messung, bei der gilt für alle

Zeiten ^to .

Das Signal ^SD ' sollte sich nur für Änderungen des Druck auf kleinen Zeitskalen ändern, um dies sicherzustellen wird vorteilhafterweise zunächst ein laufender Mittelwert über das Signal ermittelt.

Anschließend wird das Integral des Signals ' <( ) als Summe approximiert:

j S_D '(t)dt * ( 00 - V00) * At(n)

Hierbei ist " die Anzahl der Messwerte seit Beginn der Messung und ^Δί(«) ist der zeitliche Abstand zwischen den Messwerten ^SD ' ("~ O und ^SD ' («) . Der Zeitpunkt ^t ist gegeben durch ^Δ * <η ).

Da bei jeder numerischen Integration Fehler auftreten und da die Messwerte auch verrauscht sein können, muss die Ausführung des Integral weiter optimiert werden. Daher wird die Summe durch eine rekursive Summe ersetzt und das Ergebnis des Integrals Ht ) ergibt sich als:

Hierbei gilt für den Abschwächungsfaktor ^{0 <a< 1} , Dieser Faktor Schwächt den Einfluss von älteren Messwerten und bevorzugt neuste Werte. Damit wird verhindert, dass sich

Berechnungsfehler und Messwertrauschen aufsummieren. Der Faktor muss an den

verwendeten Typ von Sensor empirisch angepasst werden.

Damit ergibt sich für den Messwert der pulsierenden Druckwelle :

P(t)=ß(S_G (t)+I(t))

Hierbei ist ¹¹ ß die aktive Fläche des Sensors.

Wird ein Array von mehreren Drucksensoreinheiten verwendet, um die optimale Position über einer Arterie zu benutzten, werden vorteilhafterweise zunächst alle Drucksensoreinheiten

BLATT EINBEZOGEN DURCH VERWEIS (REGEL 20.6) 40

verhindert unnötiges Hin- und Herschalten aufgrund von Messwertrauschen, wenn die beaufschlagte Kraft im Bereich der Schaltgrenzen ist.

Die Messelektronik liefert wie oben dargestellt insbesondere zwei Signale, welche dem Grunddruck ( ^se (^t ) ) bzw. der mathematisch zeitlichen Ableitung des Drucks ( SD ' G ) ) entsprechen.

Die Grundsignale werden insbesondere zunächst durch eine Sensortyp abhängige

Kalibrierung in die Sl-Einheiten N bzw. N/s überführt. Dabei kann auch eine Kalibrierung in einer anderen Einheit stattfinden, oder zumindest auf eine andere Einheit basieren, wobei eine solche Kalibration vorteilhafterweise auf die Sl-Einheiten umgerechnet werden.

Die Zeiten oder Raten der Änderungen der (elektronisch erfassten) Signale sind unterschiedlich. ) ändert sich nur allmählich bei einer Änderung des Aufdrucks oder bei einer generellen Änderung des Blutdrucks. ^ύ/> hingegen ändert sich kontinuierlich mit der pulsierenden Druckwelle und spiegelt so die Aktivitäten des Herzens wieder. Jedoch„vergisst" das Signal aufgrund der Elektronik Änderungen des Drucks mit längeren Zeiträumen und schwankt somit immer um einen Nullwert.

Mathematisch ergibt sich die aktuelle Kraft und daraus auch der Druck auf den Sensor F (' )zum Zeitpunkt ¹ beispielsweise durch folgende Näherung:

Hierbei ist h ein Zeitpunkt vor der eigentlichen Messung, bei der gilt ^SD ' (( )^{= ()} für alle Zeiten ^t<1;o .

Das Signal sollte sich nur für Änderungen des Druck auf kleinen Zeitskalen ändern, um dies sicherzustellen wird vorteilhafterweise zunächst ein laufender Mittelwert über das Signal ermittelt.

Anschließend wird das Integral des Signals ^SD ' ^ ) als Summe approximiert:

m Efej ' f?J2I2tit El G3 {SEfe, 'ΕΕΙΘ IS Efe, ' -ZEIHE! * AtEElEI

Hierbei ist ⁿ die Anzahl der Messwerte seit Beginn der Messung und At(«) ist der zeitliche Abstand zwischen den Messwerten S_D ' (n- l ) und ^ύ£> . Der Zeitpunkt ¹ ist gegeben durch ^ΐ=Σ ^{A t}^.

Da bei jeder numerischen Integration Fehler auftreten und da die Messwerte auch verrauscht sein können, muss die Ausführung des Integral weiter optimiert werden. Daher wird die Summe durch eine rekursive Summe ersetzt und das Ergebnis des Integrals Π' ) ergibt sich als:

m o

Hierbei gilt für den Abschwächungsfaktor 0 ^<a< l . Dieser Faktor Schwächt den Einfluss von älteren Messwerten und bevorzugt neuste Werte. Damit wird verhindert, dass sich

Berechnungsfehler und Messwertrauschen aufsummieren. Der Faktor muss an den

verwendeten Typ von Sensor empirisch angepasst werden.

Damit ergibt sich für den Messwert der pulsierenden Druckwelle ^p (^! ) :

m zum izizfei mzum i zum

Hierbei ist die aktive Fläche des Sensors.

Wird ein Array von mehreren Drucksensoreinheiten verwendet, um die optimale Position über einer Arterie zu benutzten, werden vorteilhafterweise zunächst alle Drucksensoreinheiten 41

über einen Zeitraum von mehreren Herzpulsen ausgelesen. Dies kann je nach Fähigkeiten der Messelektronik zeitgleich oder nacheinander durchgeführt werden. Vorzuziehen ist ein zeitgleiches Auslesen.

Der/die am besten positionierte Drucksensoreinheit(en) zeichnet/en sich durch seine/ihre Position direkt über der Arterie aus. Daher ist an diesem Punkt die Amplitude von der pulsierenden Druckwelle maximal. Diese Drucksensoreinheit(en) wird/werden vorteilhafterweise für die weitere Messung und/oder die Durchführung des erfindungsgemäßen Verfahrens verwendet.

Bei einer kontinuierlichen Messung wird die Erkennung des/der am besten positionierten Drucksensoreinheit(en) in zeitlich periodischen Abständen wiederholt.

Vorteilhaft ist die Verwendung eines Beschleunigungssensors. Mit diesem Sensor kann die körperliche Bewegung der zu untersuchenden Person bzw. Tieres erkannt werden. Ist die Bewegung stärker als eine vorbestimmte Grenze kann eine erneute Erkennung ausgelöst werden.

Der Herzpuls wird aus den Messwerten der pulsierenden Druckwelle bestimmt. Dazu wird die Messwertkurve auf markante Punkte hin untersucht. Dies können die Maxima oder Minima in der Messwelle oder den Messwerten oder dem Druckverlauf sein. Der zeitliche Abstand zweier aufeinander folgende Maxima oder Minima ist das RR-Intervall der Herzpuls in der Einheit Anzahl/Minute ergibt sich nach folgender Formel: 60s/RR-lntervall in Sekunden.

Insbesondere wird die Messwertewelle oder der Verlauf des Drucks laufend auf Minima und Maxima hin untersucht. Dem Fachmann sind verschiedene mathematische

Vorgehensweisen bekannt.

Eine Pulswellengeschwindigkeit ergibt sich durch die Messung der pulsierenden

Druckwelle an verschiedenen Punkten des Körpers. Die Punkte sollten jedoch auf einer Linie zwischen Herzen und dem am weitesten vom Herzen entfernten Punkt liegen.

Dies kann durch zwei prinzipielle Ansätze erfolgen. Zum Einem können mehrere mindestens zwei, erfindungsgemäße System oder Anordnungen und/oder

Drucksensoreinheiten auf dem Körper verteilt werden oder es werden neben der

erfindungsgemäßen Anordnung auch andere Geräte zur Herzpulsbestimmung verwendet.

Voraussetzung für die Verwendung externer Geräte ist eine offene Schnittstelle für die erhobenen Daten und eine Echtzeitermittlung der Daten als Herzpulsabhängige Messwertkurve. Hierfür können beispielsweise Elektrokardiogramm- (EKG) oder Plethysmographie basierende Geräte benutzt werden, die solche offenen Schnittstellen aufweisen.

Die Messwertkurven der einzelnen Geräte bzw. der einzelnen Sensoren werden auf markante Stellen hin untersucht. Dies können bei der erfindungsgemäßen Anordnung die Maximas der Messwerte der pulsierenden Druckwelle sein.

Die markanten Stellen der verschiedenen Geräte oder Sensoren haben je nach Position auf dem Körper einen zeitlichen Versatz zu einander. Dieser zeitliche Versatz geteilt durch den Abstand der Messpositionen zueinander ergibt die Pulswellengeschwindigkeit.

Die Verwendung eines Sensorarrays, insbesondere aufweisend eine Vielzahl oben beschriebener Sensoren, hat den Vorteil einer einfachen Handhabung und gleichzeitigen Bestimmung von Blutdruck und Pulswellengeschwindigkeit.

Zur Darstellung der Verwendung eines Sensorarrays ist in Fig. 6 Buchstabe K ist eine mögliche Anordnung eines Sensorarrays gezeigt. Unterhalb ist der Verlauf einer Arterie angezeigt (Fig. 6 Buchstabe L). Werden zwei Sensoren oberhalb der Arterie ausgewählt (Fig. 6 42

Buchstabe V) kann die Pulswellengeschwindigkeit anhand der Messwertkurven der beiden Sensoren ermittelt werden (Fig. 6 Buchstabe W).

Die Atmungsfrequenz lässt sich mit unterschiedlichen Methoden messen und ermitteln. Zum einen können Bewegungs- und Beschleunigungssensoren das Heben und Senken des Oberkörpers messen und daraus die Atmungsfrequenz feststellen. Die respiratorische

Sinusarrhythmie (RSA) ist ein deutliches Zeichen für die Ermittlung der Atmungsfrequenz. Die Veränderung des Herzzeitvolumens hängt direkt mit dem pulmonalen Kreislauf/ kleiner Kreislauf zusammen. Das gesamte Blut muss durch die Lunge um Sauerstoff aufzunehmen.

Durch die Verwendung von Beschleunigungssensoren in einer erfinderischen Anordnung kann darüber hinaus die tatsächliche Leistungsfähigkeit bestimmt werden. Durch Bestimmung der Bewegung einzelner Körperteile kann die umgesetzte Energie pro Zeiteinheit also die mechanische Leistung ermittelt werden.

Der Vergleich dieser theoretischen Leistungsfähigkeit aus dem kontinuierlich gemessenen Herzzeitvolumen und der tatsächlichen Leistungsfähigkeit erlaubt die Prognose der zu erwartenden Leitungssteigerung bei sportlicher Ertüchtigung oder bei

Rehabilitationsmaßnahmen.

Ferner kann die kontinuierliche Bewegungsüberwachung in der medizinischen Anwendung helfen. Wird während z.B. der Nacht ein verringertes Herzzeitvolumen mit erhöhter

Herzfrequenz erkannt, ohne dass eine signifikante Bewegung zu erkennen ist, kann die Erfindung Rückschlüsse auf die in Frage kommenden Erkrankungen diagnostisch schließen. Als visuelle Darstellungen für die Anwender kommen konzentrische Diagramme

vorteilhafterweise zum Einsatz.

In 2D, 2,5D, oder 3D sind die Summe der gemessenen Daten übersichtlich darzustellen. Herkömmliche Diagrammen mit einer X und Y Achse sind für die Anzahl der darzustellenden Ansichten unübersichtlich und nur schwer für Anwender zu verstehen.

Figur 1 zeigt eine beispielhafte Veranschaulichung der Messmethode. Die pulsierende Druckwelle (D), dargestellt als hellgraue Kurve, verformt die Arterie (L), die im Ruhezustand eine konstante Dicke, zwischen den zwei horizontalen in den meisten Bereichen parallelen Linien, gleichmäßig im Takt des Herzens, zu erkennen an den zwei aufeinander folgenden Druckmaxima (G), die beispielsweise Beginn und Ende eines RR-Intervalls kennzeichnen indem sich die Arterie (L) aus ihrer Ruheposition, dargestellt durch die horizontale Linie (F) herausverformt. Dabei schwankt die Druckwelle zwischen den Werten des diastolischen (Minimal der Kurve in den die Arterie ihre Ruheposition (B) aufweist) und den Werten des systolischen (A) Blutdrucks, Maxima der grauen Kurve. Dies hat zur Folge, dass der Druck bzw. der Pulsdruck (N) über die Arterienoberfläche (E) in das Gewebe (C), sowohl unterhalb als auch oberhalb der Arterie, eingebracht wird und sich zur Hautoberfläche (O) fortsetzt.

Der Blutdruck wird gemessen, indem eine erfindungsgemäße Anordnung (H) mit den

Drucksensoreinheiten (K) zuerst auf die Haut (O) unter Verwendung eines steigenden Drucks (J) gepresst wird. Dabei kann die erfindungsgemäße Anordnung an einem Armband (I) befestigt sein.

Figur 2 zeigt eine beispielhafte Darstellung eines herkömmlichen Armbands. Ein solches Armband verfügt über ein Lochband (I), wobei überstehendes Lochband durch eine Lasche (P) arretiert wird. Die erfindungsgemäße Anordnung kann in Form dieser Lasche ausgeführt werden und an Stelle dieser im Armband verwendet werden. Dies hat den Vorteil, dass zum einem das Armband bereits an einer geeigneten Stelle zur Blutdruckmessung sich befindet und 43

zum Anderen kann durch die Einstellung des Lochbandes ein Druck auf die Drucksensoreinheit ausgeübt werden.

Figur 3 zeigt exemplarisch einen Querschnitt durch eine mögliche Ausführung der erfinderischen Anordnung zur Verwendung am Armband als Aufsatz. Die erfinderische

Anordnung ist in zwei Teile aufgeteilt. Die als Array auf einem konvexen Gebilde angeordneten Drucksensoreinheiten (K), unterhalb des Armbands, und einer Rechen- / Funk- und

Energieeinheit (H) oberhalb des Armbands. Das Armband wird durch einen Schlitz (I) geführt. Zur Messung wird ein gleichmäßiger oder steigender Druck (J) von oben aufgebracht.

Figur 4 zeigt eine beispielhafte elektrische Schaltung mehrerer Drucksensoreinheiten (hier dargestellt 7 x 15 Sensoren) in der Überkreuzschaltung. In diesem Beispiel werden 15

Schaltleitungen und 7 Messleitungen benötigt.

Figur 5 zeigt beispielhafte Rohdaten einer erfindungsgemäßen Anordnung. Die

Drucksensoreinheiten liefert zwei Messsignale. Ein unverstärktes Signal (R), welches den Druck auf die Drucksensoreinheit widerspiegelt und ein verstärktes Signal (S), welches die

Änderungen des Drucks widerspiegelt.

Figur 6 zeigt eine schematische und beispielhafte Darstellung der Messung der

Pulswellengeschwindigkeit mit Hilfe eines Sensorarrays (K). Die zwei Drucksensoreinheiten (V) liegen optimal über einer Arterie (L). Beide Drucksensoreinheiten (V) werden gleichzeitig für die Messung verwendet. Es werden die Messsignale (W) aufgezeichnet. Durch Untersuchung der Messsignale auf markante Stellen kann der Laufzeitunterschied der beiden Messsignale bestimmt werden. Die Pulswellengeschwindigkeit ergibt sich aus dem Laufzeitunterschied geteilt durch den Abstand der zwei Drucksensoreinheiten (V) zueinander.

Figur 7 zeigt beispielhaft mögliche Ausführungen der erfinderischen Anordnung der Leiterbahnanordnungen. Dabei werden immer zwei eine Leiterbahnen gemeinsam für

Leitwertmessungen genutzt, je nachdem welche Leiterbahnpaare verwendet werden, können unterschiedliche Messbereiche benutzt werden. Dabei sind unter a) Leiterbahnanordnungen in einer runden Anordnung mit je nach Baugröße beliebig vielen Leiterbahnanordnungen dargestellt. Unter b) ist eine weitere mögliche Ausführung in Form einer quadratischen

Leiterbahnanordnung dargestellt, bei denen im Grunde die Leiterbahnen schneckenförmig angeordnet sind. Dabei weist die erste Ausführung einer Leiterbahnanordnung in der Spalte b vier Leiterbahnen, die zweite und dritte Ausführung Leiterbahnanordnung von oben in der Spalte b) zeigen je eine Anordnung mit drei Leiterbahnanordnungen,. Die dritte Ausführung einer Leiterbahnanordnung von oben in der Spalte b) hat auf Grund der unterschiedlichen Abstände der Leiterbahnen zueinander zwei durch die entsprechenden Leiterbahnen definierte Messbereiche mit deutlich unterschiedlichen Messbereichen. Ferner kann auch die Dimension an die Messaufgabe angepasst werden (siehe hierzu die vierte Ausführung einer

Leiterbahnanordnungen von oben in der Spalte b), die sich bis in die Spalte c erstreckt). Die oberen drei Leiterbahnanordnungen der Spalte c) zeigen verschiedene Varianten von ineinander greifenden Leiterbahnanordnungen. In Spalte d) ist als weitere mögliche

Ausführungsform einer Leiterbahnanordnungen dargestellt, dass die Anordnung der Leiterbahn auch komplexer gestaltet werden kann. Dabei ist die Sechseckform der Leiterbahnanordnung besonders geeignet, um eine größere Fläche möglichst lückenfrei abzudecken.

Figur 8 stellt eine Leiterbahnanordnung mit drei Leiterbahnen dar, wobei ein erster Messbereich beispielsweise dadurch ausgewählt wird, indem zwischen„Elektrode 1 " und „Elektrode 2 (Modi 1 )" gemessen wird und ein zweiter Messbereich dadurch ausgewählt wird, 44

indem zwischen„Elektrode 1 " und„Elektrode 2 (Modi 2)" gemessen wird. Durch die

Veränderungen des Abstandes zwischen den verwenden Leiterbahnen und damit die durch das funktionale Polymer zu überbrückende Distanz ändert sich der Leitwert bei gleichem Druck. Aus einem größeren Abstand ergibt sich ein größerer Messbereich.

In der Figur 9 zeigt einen Schnitt durch zwei nebeneinander angeordnete und als VRS Sensor ausgebildete Drucksensoreinheiten. Zu erkennen sind je Drucksensoreinheit zwei Leiterbahnen (hell) zur Messung des Leitwerts oder Drucks, die auf einem funktionalen Polymer angeordnet sind. Zusätzlich ist auf dem funktionalen Polymer eine Leiterbahn (dunkel) und unterhalb des funktionalen Polymers eine leitfähige Schicht angeordnet, um durch Anlegen einer Spannung (Up) zwischen diesen, den Messbereich durch Änderung der Eigenschaften des funktionalen Polymers zu beeinflussen.

In Figur 10 ist ein Schnitt durch zwei nebeneinander angeordnete Drucksensoreinheiten gezeigt. Jede Drucksensoreinheit weist oberhalb des funktionalen Polymers (auch

druckempfindliches Polymer) zwei Leiterbahnanordnungen mit geringem Abstand zwischen einander auf (Dabei ist jede Leiterbahnanordnung auf Grund der meanderförmigen Anordnung im Schnitt zwei Mal zu sehen. Jede Drucksensoreinheit weist darüber hinaus unterhalb des funktionalen Polymers (auch druckempfindliches Polymer) zwei Leiterbahnanordnungen mit größerem Abstand zwischen einander auf. Die einzelnen Drucksensoreinheiten sind durch ein nicht leitendes Polymer getrennt.

In der Figur 11 ist ein beispielhafter Aufbau eines Meßsystems zur Messung von

Leitwerten und daraus Drücken dargestellt. Das elektrische Signal zur Messung des Leitwertes wird zunächst durch elektronische Filter aufbereitet. Danach wird es digitalisiert und an ein Auswertungs- und Anzeigegerät gesendet. Das Anzeigegerät z.B. ein Smartphone übernimmt die Auswertung und Darstellung der Messdaten. Zusätzlich kann das Anzeigegerät der

Messelektronik verschiedene Aufgaben, wie z.B. die Auswahl der Leiterbahn, eines

Leiterbahnbereichs, der Wiederholungsrate usw., übermitteln.

Figur 12 zeigt eine Prinzipiendarstellung einer möglichen Ausführungsform der

erfindungsgemäßen Vorrichtung als Teil eines Spannungsteilers eingesetzt (a), sowie eine typischen Messverlauf der Leitwerte, die eine solche Vorrichtung während eines Verfahrens bei Beaufschlagung mit Druck misst. Aufgrund des größeren Leiterbahnabstands strebt

Messbereich 1 langsamer gegen die maximale Spannung, als Messbereich 2 mit dem kleineren Leiterbahnabstand.

Figur 13 zeigt eine Prinzipiendarstellung einer möglichen Ausführungsform der

erfindungsgemäßen Vorrichtung als Teil eines Spannungsteilers eingesetzt (a). Die Einstellung des Messbereichs erfolgt durch das Anlegen einer Spannung (U_P) über das Polymer. In b) wird ein typischer Messverlauf der Leitwerte bei Veränderung der Spannung (U_P) dargestellt, die eine solche Vorrichtung während eines Verfahrens bei Beaufschlagung mit Druck misst.

Figur 14 zeigt einen Schnitt durch eine erfindungsgemäße Drucksensoreinheit. Sie weist einen Träger 1 und darauf angeordnete Leiterbahnen 4 auf, von denen in der Ansicht nur eine zu erkennen ist. Sie sind insbesondere angeordnet wie eine Anordnung der Figuren 7 oder 8. Des Weiteren weist sie ein funktionales Polymer 6 auf, das eine leitfähige Beschichtung 3 aus einem leitfähigen Polymer aufweist. Es beinhaltet des Weiteren eine Bauform 2 in Form einer Kugelkappe und Füße 13 mit denen es in Vertiefungen 5 des Trägers 1 aufgestellt ist. Wird von oben und/oder unten Druck ausgeübt verformt sich das funktionale Polymer 6, insbesondere zunächst die Füße 13 und die leitfähige Beschichtung 3 kontaktiert die Leiterbahnen, zunächst mit einem relativ 45

hohen Kontaktwiderstand und verbindet dadurch die Leiterbahnen 4 miteinander elektrisch. Bei weiterer Steigerung des Drucks wird das funktionale Polymer 6 weiter verformt. Insbesondere verformen sich die Füße 13 weiter und flacht sich sie Krümmung der Kugelkappe 2 und der leitfähigen Beschichtung 3 ab, so dass die Kontaktfläche zwischen Leiterbahnen 4 und leitfähiger

Beschichtung 3 vergrößert wird. Dadurch verringert sich der Kontaktwiderstand zwischen den Leiterbahnen 4 und der leitfähigen Beschichtung 3 weiter.

Figur 15 zeigt einen Schnitt durch eine andere Ausgestaltung einer erfindungsgemäßen Drucksensoreinheit. Sie weist zwei metallische Leiter 7 auf, die jeweils in eine leitfähige Schicht 8 aus leitfähigem Polymer eingeschmolzen sind. Zwischen den leitfähigen Schichten 8 befindet sich eine isolierende Schicht 9 aus einem isolierenden Polymer oder Lack. Diese weist Löcher 10 auf. Innerhalb dieser Löcher 10 weisen die leitfähigen Schichten 8 annähernd komplementär geformte Fortsätze 11 und 12 auf. Wird Druck von oben und/oder unten ausgeübt, wird die isolierende Schicht 9 zusammengedrückt und die annähernd komplementär geformten

Fortsätze 11 und 12 beginnen sich an kleinen Punkten, Linien oder Flächen zu berühren. Der Widerstand zwischen den leitfähigen Schicht 8 fällt und der Leitwert zwischen Ihnen steigt. Bei weiterer Steigerung des Drucks wird die isolierende Schicht 9 weiter zusammengedrückt und verformen sich auch die annähernd komplementär geformte Fortsätze 11 und 12 weiter in Richtung einer komplementären Formgebung, so dass ihre Kontaktfläche vergrößert wird. Dadurch verringert sich der Kontaktwiderstand zwischen den beiden leitfähigen Schichten 8 weiter.

Claims

46 Ansprüche

1. System zur zeitaufgelösten Messung des Blutdrucks, der Arterienelastizität, der

Pulswellenlaufzeit, der Pulswellengeschwindigkeit, der Pulswelle und/oder Änderungen des Herzzeitvolumens und/oder des Herzzeitvolumens, aufweisend

mindestens eine Drucksensoreinheit zur zeitaufgelösten Druckmessung des bei Anpressen auf die Haut durch eine Pulswelle ausgeübten Drucks, wobei die Drucksensoreinheit eingerichtet ist, mindestens einen elektrischen Leitwert und/oder Widerstand bei

Beaufschlagung mit dem Druck zu ändern,

wobei die Drucksensoreinheit mindestens zwei leitfähige Schichten und/oder

Leiterbahnanordnungen, insbesondere Leiterbahnnetze, und ein funktionales Polymer aufweist, das eingerichtet ist, durch Beaufschlagung mit Druck zusammengedrückt zu werden und Kontakt zwischen den leitfähigen Schichten und/oder Leiterbahnanordnungen herzustellen und/oder zu verändern,

und/oder wobei die Drucksensoreinheit ein Luft- und/oder Gasdrucksensor ist und insbesondere mindestens zwei leitfähige Schichten mit einem dazwischen angeordneten Dielektrikum aufweist und so eingerichtet ist, dass durch Beaufschlagung mit Druck das Dielektrikum zusammengedrückt wird und/oder sich dadurch insbesondere die Kapazität der Anordnung bestehend aus den zwei leitfähigen Schichten ändert,

wobei das System insbesondere einen Aktor aufweist, der eingerichtet ist, die

Sensoreinheit an die Haut anzupressen.

2. System nach Anspruch 1 , wobei die Drucksensoreinheit mindestens eine Anordnung von, insbesondere frei liegenden, Leiterbahnen und/oder Leiterbahnnetzen und ein

widerstandsleitfähiges und/oder leitfähiges Polymer aufweist, welches auf die mindestens eine Anordnung von Leiterbahnen und/oder Leiterbahnnetzen durch Beaufschlagung mit Druck gedrückt wird und/oder wobei die Drucksensoreinheit mindestens ein nicht leitfähiges Polymer oder eine Lackierung aufweist, welches zwischen den zwei

Anordnung von jeweils mindestens einer Leiterbahn und/oder zwischen den zwei leitfähigen Schichten angeordnet ist und Löcher aufweist.

3. System nach einem der vorstehenden Ansprüche, wobei das widerstandsleitfähige

und/oder leitfähige Polymer eine Mikrostruktur aufweist, die so eingerichtet ist, das sie sich durch den Druck verformt und die Kontaktfläche zur mindestens einen Anordnung von frei liegenden Leiterbahnen steigt und der der elektrische Kontakt sich verbessert und insbesondere sich der elektrischer Widerstand zwischen Leiterbahnen und dem

widerstandsleitfähigen und/oder leitfähigen Polymer und/oder zwischen den Leiterbahnen verringert.

4. System nach einem der vorstehenden Ansprüche, wobei das widerstandsleitfähige

und/oder leitfähige Polymer Teil des funktionalen Polymers ist, wobei das funktionale Polymer eine leitfähige Oberfläche, aufweist, insbesondere gebildet durch das

widerstandsleitfähige und/oder leitfähige Polymer.

5. System nach einem der vorstehenden Ansprüche, wobei der Aktor ein elektrischer,

pneumatischer, und/oder hydraulischer Aktor ist, insbesondere ein elektrischer

Vibrationsmotor und/oder einen Luftsack beinhaltet und der Aktor eingerichtet ist, den Luftsack mit Luft aufzupumpen und/oder zu beaufschlagen und dazu insbesondere eine Pumpe beinhaltet, um die Drucksensoreinheit an den Körper zu pressen. 47

6. System nach einem der vorstehenden Ansprüche, wobei das System einen Luftsack, insbesondere in Form eine Manschette, umfasst, und die Drucksensoreinheit auf dem Luftsack, in dem Luftsack und/oder in einem mit dem Luftsack strömungstechnisch verbundenen Volumen und/oder angrenzend an ein solches Volumen oder den Luftsack angeordnet ist, und wobei das System insbesondere so eingerichtet ist, dass die

Drucksensoreinheit den bei Anpressen des Luftsacks auf die Haut durch die Pulswelle ausgeübten Druck, übertragen durch das Gas im Luftsack erfassen kann und/oder der bei Anpressen des Luftsacks auf die Haut durch die Pulswelle ausgeübte Druck durch den Luftsack auf die Drucksensoreinheit übertragen wird.

7. System nach einem der vorstehenden Ansprüche, wobei im Ruhezustand der

Drucksensoreinheit nur wenige mikrostrukturelle Erhebungen in den Kontakt mit der mindestens einen Anordnung von frei liegenden Leiterbahnen sind und ein hoher elektrischer Widerstand zwischen widerstandsleitfähigen und/oder leitfähigen Polymer und Leiterbahn vor liegt und durch den Druck und/oder Gegendruck sich die Mikrostruktur verformt und die wirkliche Kontaktfläche steigt.

8. System nach einem der vorstehenden Ansprüche, wobei die Drucksensoreinheit einen Messbereich mindestens von 40mmHg bis mindestens 300mmHg und/oder eine

Auflösung von mindestens 0,5mmHg aufweist und/oder eingerichtet ist, mindestens 1 000 Werten pro Sekunde zu nehmen und/oder mindestens eine Zeit-Auflösung von 1 ms aufweist.

9. System nach einem der vorstehenden Ansprüche, wobei das System darüber hinaus einen Kalibrationsaktor aufweist, eingerichtet, die Drucksensoreinheit mit einem bekannten Gegendruck auf die Haut zu drücken und/oder einen Gegendrucksensor zur Messung des Gegendrucks, mit dem Drucksensoreinheit auf die Haut gedrückt wird.

10. System nach einem der vorstehenden Ansprüche, aufweisend einen Kalibrationssensor, insbesondere Kraft- und/oder Dehnungssensor z.B. Dehnungsmessstreifen und/oder einen Kalibrationsaktor, welcher durch definiertes Zusammenziehen Druck ausübt und/oder Vibrationsmotor, insbesondere ein motorisiertes Armband

11. System nach einem der vorstehenden Ansprüche, aufweisend einen Gegendrucksensor zur Messung der Kraft, mit dem die Drucksensoreinheit auf die Haut gedrückt wird, beispielsweise ausgehend von einem Finger des Nutzers, insbesondere zeitgleich mit Messungen der Drucksensoreinheit, vorteilshafterweise mit mindestens 1 000 Messungen pro Sekunde.

12. System nach einem der vorstehenden Ansprüche aufweisend mehrere

Drucksensoreinheiten, insbesondere ein Sensorarray aus einer Mehrzahl von

Drucksensoreinheiten, insbesondere als Bestandteil einer sensitiven Hülle, einer sensitiven Oberfläche oder künstlichen Haut, insbesondere eines Roboters.

13. System nach dem vorstehenden Anspruch, wobei die mehreren Drucksensoreinheiten, insbesondere ein Sensorarray aus einer Mehrzahl von Drucksensoreinheiten, auf einer konvexen Fläche und/oder einem konvexen Gebilde angeordnet sind.

14. System nach einem der vorstehenden Ansprüche aufweisend eine Auswerteeinheit, zur Berechnung des systolischen und/oder diastolischen Blutdrucks, der Arterienelastizität, der Pulswellenlaufzeit, der Pulswellengeschwindigkeit, der Pulswellengeschwindigkeit und/oder des relativen oder absoluten Herzzeitvolumens aus den Messwerten der 48

mindestens einen Drucksensoreinheit und insbesondere des Gegendrucksensors und/oder Kalibrationssensor

15. System nach einem der vorstehenden Ansprüche, wobei die Drucksensoreinheit nicht größer ist als ein Kirschstein, bzw. 5mm im Durchmesser.

16. System nach einem der vorstehenden Ansprüche aufweisend mindestens einen

Beschleunigungssensors und/oder Sensor zur Ermittlung der Lage/Höhe zu HIP, insbesondere einen Inertialsensor.

17. System nach einem der vorstehenden Ansprüche, aufweisend eine Steuerungs- und/oder Auswerteeinheit, insbesondere eingerichtet, ein erfindungsgemäßes Verfahren

durchzuführen.

18. System nach einem der vorstehenden Ansprüche, eingerichtet, die Drucksensoreinheit oder eine erste Menge von Drucksensoreinheiten aus einer Mehrzahl von

Drucksensoreinheiten zu bestimmen, die an der optimalsten Position platziert ist und insbesondere eine Information an den Nutzer weiterzugeben, wie der Nutzer die

Platzierung der Drucksensoreinheit nachjustieren kann, falls die Platzierung eine vorgegebene Anforderung nicht erfüllt.

19. System nach einem der vorstehenden Ansprüche eingerichtet zur Verbindung und/oder zur Kopplung mit mindestens einem externen Messsystem, insbesondere EKG Gerät oder Geräte, die auf der Plethysmographieberuhen, zur Bestimmung des Herzpulses, insbesondere für die Bestimmung der Pulswellengeschwindigkeit, wobei die externen Messsysteme eine Echtzeitmessung der pulsierenden Druck- bzw. EKG-Welle zulassen und über eine offene Datenschnittstelle, die eine Echtzeitausgabe der Daten ermöglicht, verfügen.

20. Verfahren zur zeitaufgelösten Messung des Blutdrucks, der Arterienelastizität der

Pulswellenlaufzeit, der Pulswellengeschwindigkeit, der Pulswelle und/oder Änderungen des Herzzeitvolumens und/oder des Herzzeitvolumens, durch Änderung eines elektrischen Leitwertes und/oder Widerstands und/oder einer Kapazität zwischen mindestens zwei leitfähige Schichten und/oder zwischen mindestens zwei Leiterbahnanordnungen, insbesondere Leiterbahnnetzen, durch Zusammendrücken eines funktionalen Polymers und/oder Dielektrikums durch den bei Anpressen auf die Haut über einer Arterie durch eine Pulswelle ausgeübten Druck.

21. Verfahren nach einem der vorstehenden Ansprüche, wobei die Leiterbahnanordnungen und das funktionale Polymer mit unterschiedlichem Druck an die Haut angepresst werden und dabei der Leitwert und/oder Widerstand gemessen und/oder die Veränderung des Leitwertes und/oder Widerstands ermittelt wird, insbesondere mindestens mit einer zeitlichen Auflösung von 1 ms, wobei insbesondere der unterschiedliche Druck monoton und/oder kontinuierlich gesteigert wird, insbesondere bis unter weiterer Steigerung des Gegendrucks und/oder Anpressdrucks, die Pulswelle keine Steigerung des gemessenen Leitwerts und/oder und oder Senkung des gemessenen Widerstands und/oder Drucks über den maximal gemessen Leitwert und/oder minimal gemessenen Widerstand und/oder Druck hinaus erzeugen kann, wobei das Anpressen insbesondere durchgeführt wird durch Aufblasen eines Luftsacks.

22. Verfahren nach einem der vorstehenden Ansprüche, wobei aus den Leitwerten und/oder Widerständen und/oder die Veränderung des Druck und/oder eine Veränderung des Drucks ermittelt wird. 49

23. Verfahren nach einem der vorstehenden Ansprüche, wobei der systolische Blutdruck als der Druck angenommen wird, indem unter weiterer Steigerung des Gegendrucks und/oder Anpressdrucks, die Pulswelle keine Steigerung des gemessenen Drucks über den maximal gemessen Druck hinaus erzeugen kann und/oder der diastolische Blutdruck als der Druck angenommen wird, der dem Minima der Messwerte einer Pulswelle entspricht, wenn der Gegendruck und/oder Anpressdruck als der Druck oder höher gewählt ist, bei dem bei steigendem Gegendruck und/oder Anpressdruck der maximal gemessene Druck nicht weiter zunimmt.

24. Verfahren nach einem der vorstehenden Ansprüche, wobei der Druck des Anpressens anschließend reduziert wird auf einen Wert, insbesondere innerhalb eines Bereichs vom 1 ,5 fachen, insbesondere dem 1 ,3 fachen des systolischen Blutdrucks bis zur

vollständigen Entlastung.

25. Verfahren nach einem der vorstehenden Ansprüche, wobei der Druck des Anpressens anschließend und/oder bei Kenntnis eines ersten systolischen Blutdrucks und/oder eines ersten Leitwertes und/oder ersten Widerstands der mindestens einen Drucksensoreinheit unter Beaufschlagung mit dem ersten systolischen Blutdruck der Gegendruck und/oder Anpressdruck unter das 1 , 1 -fache des ersten systolischen Blutdrucks oder unter den ersten systolischen Blutdruck reduziert, insbesondere auf einen Wert unterhalb des diastolischen Blutdrucks, solange die pulsierende Druckwelle abbildbar ist, oder entfernt wird und die Verhältnisse der dann gemessenen Leitwerte und/oder Widerstand zu dem ersten Leitwerte und/oder ersten Widerstand und/oder die Verhältnisse der den dann gemessenen Leitwerten und/oder Widerständen zugeordneten Drücke zum ersten systolischen Blutdruck als Faktor genutzt werden, um aus dem ersten systolischen Blutdruck, den aktuellen Blutdruck, die aktuelle Arterienelastizität, die aktuelle

26. Verfahren nach dem vorstehenden Anspruch, wobei mit dem reduzierten Anpressdruck kontinuierliche Messungen der Leitwerte und/oder des Drucks der Pulswelle erfolgen, bis eine Änderung der Druckmaxima der pulsierenden Druckwelle erkannt wird, insbesondere um mehr als 10%, und/oder bis eine Änderung des Abstandes zwischen den Druckminima und den Druckmaxima in der pulsierenden Druckwelle, insbesondere um mehr als 1 0%, und insbesondere anschließend der Anpressdruck weiter gesenkt und anschließend wieder gesteigert wird, insbesondere monoton und/oder kontinuierlich gesteigert wird, und dabei die Leitwerte gemessen und/oder die Veränderung des Leitwertes ermittelt wird, insbesondere mindestens mit einer zeitlichen Auflösung von 1 ms.

27. Verfahren nach einem der vorstehenden Ansprüche, wobei mit mehreren Sensoren an verschiedenen Stellen des Körpers die pulsierende Druckwelle vermessen wird und aus dem zeitlichen Versatz der Messkurven zueinander die Pulswellenlaufzeit ermittelt wird, insbesondere unter Kenntnis des Abstandes der Sensoren zueinander die

Pulswellengeschwindigkeit berechnet wird.

28. Verfahren nach einem der vorstehenden Ansprüche, wobei die Änderung das

Herzzeitvolumens bestimmt wird durch die Ermittlung der Änderung des Wertes des Integrals aller Messwerte, insbesondere aller gemessenen Leitwerte und/oder Druckwerte und/oder Pulswellen Druckwerte in einer Pulswelle, insbesondere zwischen zwei 50

systolischen und/oder zwei diastolischen Drücken und/oder wobei das Herzzeitvolumen bestimmt wird aus dem Wertes des Integrals aller Messwerte, insbesondere aller gemessenen Leitwerte und/oder Druckwerte und/oder Pulswellen Druckwerte in einer Pulswelle, insbesondere zwischen zwei systolischen und/oder zwei diastolischen Drücken, multipliziert mit der Querschnittsfläche der Arterie und/oder des Aortenbogens.

29. Verfahren nach einem der vorstehenden Ansprüche, wobei das Verfahren ein Verfahren zur kontinuierlichen Langzeitüberwachung ist.

30. Verfahren nach einem der vorstehenden Ansprüche, wobei der Gegendruck und/oder Anpressdruck elektrisch, pneumatisch, hydraulisch und/oder manuell, insbesondere durch Muskelkontraktionen, aufgebracht wird.

31. Verfahren nach einem der vorstehenden Ansprüche, wobei die Höhe der Stelle des

Anpressens an der Haut zum HIP ermittelt wird und insbesondere eine Korrektur der Messwerte abhängig von der Höhe der Stelle des Anpressens an der Haut zum HIP durchgeführt wird.

32. Verfahren nach einem der vorstehenden Ansprüche wobei eine, insbesondere offene, Datenschnittstelle, die eine Echtzeitausgabe der Daten ermöglicht, mindestens eines, insbesondere externes, Messsystems, insbesondere EKG Gerät oder ein Gerät, das auf der Plethysmographie beruht, zur Bestimmung des Herzpulses, genutzt wird für die Bestimmung der Pulswellengeschwindigkeit.

33. Verwendung der Änderung einer Kapazität, eines Leitwertes und/oder der Änderung einer Kapazität, eines Widerstands und/oder eines Leitwertes und/oder eines Widerstands zwischen mindestens zwei leitfähige Schichten und/oder zwischen mindestens zwei Leiterbahnanordnungen, insbesondere Leiterbahnnetze, durch Zusammendrücken eines funktionalen Polymers und/oder Dielektrikums durch den bei Anpressen auf die Haut über einer Arterie durch eine Pulswelle ausgeübten Druck zur zeitaufgelösten Messung des Blutdrucks, der Arterienelastizität, der Pulswellenlaufzeit, der Pulswellengeschwindigkeit, der Pulswelle und/oder Änderungen des Herzzeitvolumens und/oder und oder des

Herzzeitvolumens.

34. Verwendung nach einem der vorstehenden Ansprüche wobei eine, insbesondere offene, Datenschnittstelle, die eine Echtzeitausgabe der Daten ermöglicht, mindestens eines, insbesondere externes, Messsystems, insbesondere EKG Gerät oder ein Gerät, das auf Plethysmographie beruht, zur Bestimmung des Herzpulses, genutzt wird für die

Bestimmung der Pulswellengeschwindigkeit.