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Entwicklung einer Methode für die

belastungsarme nichtinvasive Langzeitmessung

des Blutdrucks

von

Dipl.-Ing.

Sarah Schneider

aus Königs Wusterhausen

von der Fakultät V – Verkehrs- und Maschinensysteme

der Technischen Universität Berlin

zur Erlangung des akademischen Grades

Doktorin der Ingenieurwissenschaften

– Dr.-Ing. –

genehmigte Dissertation

Promotionsausschuss:

Vorsitzender: Prof. Dr.-Ing. Marc Kraft

Gutachter: Prof. Dr.-Ing. Christian Oliver Paschereit

Prof. Dr.-Ing. Klaus Affeld

Tag der wissenschaftlichen Aussprache: 08.07.2014

Berlin 2014

D83

Für Helene und Torsten.

Danksagung

Die Ergebnisse der vorliegenden Arbeit entstanden während meiner Tätigkeit

als wissenschaftliche Mitarbeiterin im Labor für Biofluidmechanik der Charité

– Universitätsmedizin Berlin. Die Forschung wurde im Rahmen des Projektes

„Neuartige Methode für die belastungsarme nicht-invasive Langzeitmessung

des Blutdrucks“ durch das Bundesministerium für Bildung und Forschung und

durch ein Promotionsstipendium der Studienstiftung des deutschen Volkes

finanziert.

Mein größter Dank gilt Prof. Affeld und Prof. Paschereit für die Überlas-

sung des Themas, die wissenschaftliche Betreuung und die Begutachtung.

Weiterhin geht mein Dank besonders an Herrn Peter Scharfschwerdt ohne

den die Bearbeitung des Themas praktisch nicht möglich gewesen wäre.

Außerdem danke ich allen wissenschaftlichen Mitarbeitern des Labors für die

heitere Arbeitsatmosphäre, die stete konstruktive Hilfsbereitschaft und die

freundschaftliche Unterstützung gerade auf den letzten Metern.

Großen Dank schulde ich auch den Mitarbeitern und Studenten des Fach-

gebietes Regelungstechnik der Technischen Universität Berlin, die mit

unermüdlichem Einsatz zum Gelingen der Arbeit beitrugen.

Sarah Schneider

Berlin, im August 2014

Zusammenfassung

Bluthochdruck ist eine der wichtigsten Einflussgrößen bei Herz-Kreislauf-

Erkrankungen, die die häufigste Todesursache in den Industrienationen dar-

stellen. Für viele Bluthochdruckpatienten ist eine nichtinvasive Langzeitblut-

druckmessung erforderlich. Oft kann erst durch eine Langzeitüberwachung eine

Aussage über den Grad der Erkrankung getroffen werden. Für viele Patienten

ist eine Überwachung des Blutdrucks über längere Zeit erforderlich, wird jedoch

oft nicht durchgeführt, weil die Messung als belastend empfunden wird. Mit

den bisherigen Verfahren kann nur der Ruheblutdruck bestimmt werden. Eine

Blutdruckmessung während einer Aktivität ist nicht möglich. Der Blutdruck

des Menschen in seinem alltäglichen Leben kann also mit den herkömmlichen

Methoden nicht gemessen werden.

Ziel der Dissertation war die Lösung dieses Problems, also die Entwicklung ei-

ner Methode für die belastungsarme nichtinvasive Langzeitmessung des Blut-

drucks. Hauptaugenmerk lag darauf, die Messung des Blutdruckes so zu ge-

stalten, dass die Belastung des Patienten minimal ist. Die Messung soll auch

bei den Tagesaktivitäten der Patienten durchführbar sein. Die Grundlage der

Methode ist das Riva-Rocci-Prinzip. An die Stelle der Messung des leicht stör-

baren Druckpulses in einer Armmanschette tritt die Messung des Blutflusses

in der Handgelenksarterie mit der Ultraschalltechnik. Dies ermöglicht eine in-

termittierende Messung des systolischen und diastolischen Blutdrucks in frei

wählbaren Intervallen.

Bei der Messung wird dazu die Radialarterie am Handgelenk intermittierend

mit einem kleinen luftgefüllten Kissen abgeklemmt. Eine kleine Ultraschall-

sonde misst die Blutgeschwindigkeit in der Arterie stromab vom Kissen. Da

das Kissen nicht das ganze Handgelenk umschließt, sondern nur lokal auf die

Arterie drückt, wird dies als wenig belastend empfunden.

Die Methode konnte mit dem Einsatz der Regelungstechnik zu einer kontinu-

ierlichen Messung erweitert werden. Damit ist die Erfassung des Blutdruck-

pulses in seinem zeitlichen Verlauf möglich und nicht nur die Messung eines

systolischen und diastolischen Wertes wie bei der intermittierenden Methode.

Das Ultraschallsignal wurde hierfür als Regelgröße verwendet und der Kissen-

druck als Stellgröße vom Regler so eingestellt, dass das Ultraschallsignal einen

Grenzwert nicht überschreitet.

Während der Entwicklungsarbeiten wurden verschiedene Ultraschallsonden

hergestellt und getestet. Außerdem wurden verschiedene Kissenmaterialien und

Kissenformate getestet und weiterhin Methoden erprobt, wie Kissen und Ul-

traschallsonde am Handgelenk befestigt werden können. Diese Komponenten

wurden an einem selbst entwickelten Kreislaufsimulator getestet, der ein Hand-

gelenk mit Gewebe und Arterie simuliert. In einem Arterienmodell wird mit

einem Modellfluid ein physiologischer Verlauf von Druck und Fluss erzeugt.

Für die kontinuierliche Messung wird der Kissendruck durch einen Tauchspu-

lenaktuator erzeugt. Die Regelalgorithmen wurden ebenfalls am Kreislaufsi-

mulator entwickelt.

Bei den Alltagsaktivitäten eines Patienten wird das Handgelenk häufig bewegt.

Dadurch treten Messfehler auf, die korrigiert werden müssen. Am wichtigsten

ist die Erfassung des Höhenunterschiedes zwischen Messort und Herz. Wei-

terhin treten bei schnellen Bewegungen des Handgelenks große Störungen im

Messsignal auf. Die Höhe des Handgelenks in Bezug zur Herzhöhe und die

Beschleunigung des Handgelenks werden mit einem wassergefüllten Schlauch

erfasst, der vom Handgelenk zu einem Ort in Herzhöhe führt. Mit einem Druck-

aufnehmer am Handgelenk erfolgt sowohl eine Messung der Lage als auch der

bewegungsinduzierten Messartefakte durch Höhenänderung und Beschleuni-

gungen.

Es ist gelungen, die Grundlagen für eine Methode einer nichtinvasiven und

belastungsarmen Blutdruckmessung zu entwickeln und funktionsfähige Labor-

muster herzustellen. In weiterführenden Arbeiten kann auf dieser Basis ein

Gerät entwickelt werden, dass die bisher nicht durchführbare störungsfreie

Messung des Blutdruckes über 24 Stunden ermöglicht.

Blutdruckmessung, Ultraschall, Bewegungsartefakte, Blutdrucksimulator

Abstract

Hypertension is the most important risk factor for cardiovascular diseases,

which are the main cause of death in most industrial nations. A noninvasive

longterm blood pressure measurement is essential for hypertensive patients.

Only a longterm monitoring leads to information about the severity of the

disease. A lot of patients would benefit from a 24h measurement of blood

pressure. However, the common technique is disturbing for the patient and

is therefore not performed. Only the blood pressure at rest conditions can

be measured using the established techniques. A measurement for the active

patient is not possible. The blood pressure of a patient in his daily activity

remains unknown with the conventional technology.

The goal of this dissertation was the solution of this problem, thus, the devel-

opment of a method for the undisturbing noninvasive longterm measurement

of blood pressure. The main focus was to minimize the stress for the user. The

blood pressure should also be measured during activity. The new method is

based on the Riva-Rocci-principle. The measurement of the easily disturbed

pressure in an arm cuff was replaced by the measurement of the blood flow in

the radial artery using ultrasound. This leads to an intermittent measurement

of the systolic and diastolic pressure in arbitrary intervals.

The radial artery on the wrist is occluded with a small air balloon. A small

ultrasound sensor measures the blood velocity in the artery downstream of the

balloon. The balloon does not surround the wrist and presses only locally on

the artery making the method undisturbing.

The method was extended to a continuous technique using control engineer-

ing. This permits the acquisition of the complete blood pressure pulse and

not only single systolic and diastolic values given by the intermittent method.

The ultrasound signal is used as the control variable. The balloon pressure

was controlled to set the ultrasound signal to a constant threshold value.

Various ultrasound sensors were produced and tested during the development.

Furthermore, various materials and sizes for the pressure balloons were devel-

oped and methods for the fixation of the balloon and ultrasound sensor were

tested. The components of the system were tested on a blood pressure simu-

lator that was developed during the project and simulates the artery and the

surrounding tissue. Physiologic flow and pressure conditions were generated

in a model artery with a model fluid.

A voice coil actuator was designed to generate the balloon pressure with the

required dynamics. The control algorithms were developed on the blood pres-

sure simulator.

The wrist is moved a lot in everyday life leading to measurement errors which

have to be corrected. The recording of the difference in height between the

measurement site and the heart is crucial. Additionally, the measurement sig-

nal is disturbed by the movement of the arm. The height difference between

wrist and heart as well as the acceleration of the wrist is recorded by measuring

the pressure in a waterfilled tube leading from the wrist to the heart.

The basis of a method for the noninvasive and undisturbing measurement of

blood pressure was developed and operational laboratory model was produced.

In future work this can be used to develop a device that allows the undisturbing

longterm measurement of blood pressure.

blood pressure measurement, ultrasound, motion artifacts, blood pressure

simulator

Inhaltsverzeichnis

1 Einleitung 1

1.1 Motivation.............................. 1

1.2 Herz-Kreislaufsystem . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 3

1.3 Blutdruck .............................. 6

1.4 Blutdruckmessung ......................... 9

1.4.1 Nichtinvasive Blutdruckmessung . . . . . . . . . . . . . . 11

1.4.2 Invasive Blutdruckmessung . . . . . . . . . . . . . . . . . 18

1.5 Neuartige belastungsarme Blutdruckmessung mit Ultraschall . . 19

1.5.1 Intermittierende Methode . . . . . . . . . . . . . . . . . 19

1.5.2 Kontinuierliche Methode . . . . . . . . . . . . . . . . . . 22

1.5.3 Vor- und Nachteile der Methoden . . . . . . . . . . . . . 23

1.5.4 Belastungsarmut . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 25

2 Material und Methoden 27

2.1 Ultraschall.............................. 27

2.1.1 Medizinischer Ultraschall . . . . . . . . . . . . . . . . . . 30

2.1.2 Ultraschallsignalverarbeitung . . . . . . . . . . . . . . . 30

2.1.3 Ultraschallelektronik . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 33

2.1.4 Ultraschallsonden . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 35

2.1.5 Untersuchung der Ultraschallsonden . . . . . . . . . . . . 40

2.2 Druckkissen............................. 41

2.3 Halterungen............................. 42

2.3.1 Anforderungen an die Halterung . . . . . . . . . . . . . . 43

2.3.2 Allgemein passende Halterungen . . . . . . . . . . . . . . 47

2.3.3 Personenspezifische Halterungen . . . . . . . . . . . . . . 51

2.4 Blutdrucksimulator . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 53

2.4.1 Aufbau............................ 53

2.4.2 Gefäßmodell......................... 56

2.5 Intermittierende Methode . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 61

2.5.1 Messaufbau bei intermittierender Methode . . . . . . . . 62

2.5.2 Automatische Auswertung . . . . . . . . . . . . . . . . . 64

2.6 Kontinuierliche Methode . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 69

2.6.1 Aufbau einer Testumgebung . . . . . . . . . . . . . . . . 69

2.6.2 Regelungskonzepte . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 71

2.7 Bewegungsartefakte . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 73

2.7.1 Klassifikation von Bewegungsartefakten . . . . . . . . . . 73

2.7.2 Blutflussänderungen im Arterienverlauf . . . . . . . . . . 75

2.7.3 Konzepte zur Erfassung von Bewegungsartefakten . . . . 76

2.7.4 Bewegungsartefakte im Tagesverlauf . . . . . . . . . . . 77

2.7.5 Schlafmedizinische Untersuchung . . . . . . . . . . . . . 79

3 Ergebnisse 83

3.1 Ultraschall.............................. 83

3.1.1 Ultraschallsonden . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 83

3.1.2 Intensität der Ultraschallsensoren . . . . . . . . . . . . . 84

3.2 Druckkissen............................. 85

3.2.1 Druck-Volumen-Kurve der Druckkissen . . . . . . . . . . 86

3.2.2 Einfluss von Kissendruck auf Fluss und Druck im Gefäß . 87

3.3 Gewebemodell............................ 88

3.4 Halterungen............................. 89

3.4.1 Halterungen......................... 90

3.4.2 Druck-Volumen-Kurven verschiedener Halterungen . . . 93

3.5 Intermittierende Methode . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 94

3.5.1 Probandenmessung . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 94

3.5.2 Blutdrucksimulator . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 101

3.5.3 Blutdrucksimulator mit Bewegungssimulation . . . . . . 106

3.6 Kontinuierliche Methode . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 107

3.6.1 Übertragungsfunktionen . . . . . . . . . . . . . . . . . . 108

3.6.2 Kontinuierliche Methode am Blutdrucksimulator . . . . . 109

3.7 Energieversorgung..........................112

3.8 Bewegungsartefakte . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 117

3.8.1 Blutflussänderungen durch Lageänderung . . . . . . . . . 117

3.8.2 Bewegungsartefakte im Tagesverlauf . . . . . . . . . . . 120

3.8.3 Schlafmedizinische Untersuchung . . . . . . . . . . . . . 124

3.8.4 Befestigung der Bewegungsartefaktmessung . . . . . . . 127

4 Diskussion und Ausblick 129

4.1 Ultraschallsensoren . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 129

4.2 Druckkissen.............................130

4.3 Halterung ..............................131

4.4 Blutdrucksimulator . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 132

4.5 Automatische Auswertung der intermittierenden Methode . . . . 133

4.6 Regler für die kontinuierliche Methode . . . . . . . . . . . . . . 134

4.7 Pumpensteuerung und Energieversorgung . . . . . . . . . . . . . 134

4.8 Bewegungsartefaktmessung . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 135

4.9 Datenspeicherung und Regelung . . . . . . . . . . . . . . . . . . 136

A Anhang 139

A.1 Materialdaten Piezokeramik . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 139

A.2 Prüfprotokoll Piezokeramik . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 140

A.3 Datenblatt Orgasol 2001 UD NAT1 . . . . . . . . . . . . . . . . 141

A.4 Datenblatt NuSil MED-4086 . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 142

A.5 PU-FoliePlatilon..........................143

A.6 AufbauTauchspule.........................144

A.7 Schaltplan US-Elektronik . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 145

Literaturverzeichnis 152

Abbildungsverzeichnis

1.1 Blutdruckverlauf über 24h . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 2

1.2 Funktionelle Anatomie des Herzens . . . . . . . . . . . . . . . . 3

1.3 Verlauf der Drücke in Aorta und linkem Ventrikel . . . . . . . . 4

1.4 Druckverlauf und Blutvolumen im Kreislauf . . . . . . . . . . . 5

1.5 Marey-Versuch ........................... 6

1.6 Prävalenz von Bluthochdruck in Deutschland . . . . . . . . . . . 8

1.7 Historische Apparate zur Blutdruckmessung . . . . . . . . . . . 10

1.8 Schema der auskultatorischen Blutdruckmessung . . . . . . . . . 12

1.9 Schema der oszillometrischen Methode . . . . . . . . . . . . . . 13

1.10 Volumenkompensationsmethode nach Penaz . . . . . . . . . . . 15

1.11 Prinzip der arteriellen Tonometrie . . . . . . . . . . . . . . . . . 15

1.12 Invasive Blutdruckmessung . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 18

1.13 Blutdruck in der Radialarterie eines gesunden Patienten . . . . . 20

1.14 Schema des Messsystems . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 21

1.15 Funktionsprinzip der intermittierenden Messmethode . . . . . . 21

1.16 Funktionsprinzip der kontinuierlichen Methode . . . . . . . . . . 22

1.17 Schema der kontinuierlichen Methode . . . . . . . . . . . . . . . 23

1.18 Vergleich von Blutdruckmessmethoden . . . . . . . . . . . . . . 24

2.1 Schema des Doppler-Ultraschall-Verfahrens . . . . . . . . . . . . 29

2.2 Blockdiagramm eines cw-Doppler Systems . . . . . . . . . . . . 31

2.3 Blockdiagramm der Quadratur Phasen Detektion . . . . . . . . 32

2.4 Hadeco Bidop ES-100V3 . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 34

2.5 Rechtecksignale und Dopplerfrequenzsignal . . . . . . . . . . . . 34

2.6 Ultraschallsonde des Hadeco Bidop . . . . . . . . . . . . . . . . 35

2.7 Zylindrische Ultraschallsonden . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 36

2.8 Einfachsonden mit Geometrie . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 37

2.9 Dreifachsonde............................ 38

2.10 Ultraschallsonden vom Fraunhofer IBMT . . . . . . . . . . . . . 39

2.11 Verbesserte Ultraschallsonden vom Fraunhofer IBMT . . . . . . 40

2.12 Berechnung des Signal/Rausch-Verhältnisses der US-Sonden . . 40

2.13 Befestigung des Druckkissens am Handgelenk . . . . . . . . . . 43

2.14 Teilweise Übertragung des Manschettendrucks ins Gewebe . . . 43

2.15 MRT-Aufnahme des Unterarms und des Handgelenks . . . . . . 45

2.16 MRT-Aufnahme der Radialarterie . . . . . . . . . . . . . . . . . 45

2.17 Abstand Radialarterie zum Zylinder . . . . . . . . . . . . . . . . 46

2.18 Verschiebung der Radialarterie . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 47

2.19 Kombinierte Ultraschallsensor- und Druckkissenhalterung . . . . 48

2.20 Getrennte Ultraschallsensor- und Druckkissenhalterung . . . . . 48

2.21 Befestigung der getrennten Halterung . . . . . . . . . . . . . . . 49

2.22 Ultraschallhalterung für Fraunhofer Keilsensor . . . . . . . . . . 49

2.23Glasgewebeband........................... 50

2.24 Testklebemodul aus Metapor . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 51

2.25 Gips am Handgelenk . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 52

2.26 PVC-Halterung aus der Tiefziehmaschine. . . . . . . . . . . . . 52

2.27 Schema des Blutdrucksimulators . . . . . . . . . . . . . . . . . . 53

2.28Linearmotor............................. 53

2.29Modellfluid ............................. 54

2.30Windkessel.............................. 55

2.31 Signale am Blutdrucksimulator . . . . . . . . . . . . . . . . . . 56

2.32 Programmansicht der Blutdrucksimulatorsteuerung . . . . . . . 56

2.33Arterienmodelle........................... 57

2.34 Elastizitätsmodule und Durchmesser der Radialarterie . . . . . . 58

2.35 Querschnitt des Handgelenks . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 58

2.36 Messaufbau zur Elastizitätsmessung von Gelatine . . . . . . . . 59

2.37 Gießform und fertiges Gewebemodell aus Gelatine . . . . . . . . 61

2.38 Druckbox und Harvardpumpe . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 62

2.39 Kissenbefestigung auf dem Gewebemodell . . . . . . . . . . . . . 63

2.40 Ort der Ultraschallmessung . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 63

2.41 Beispielmessung am Blutdrucksimulator . . . . . . . . . . . . . 64

2.42 Filterung des Ultraschallsignals . . . . . . . . . . . . . . . . . . 66

2.43 Envelopen- und Ableitungskriterium . . . . . . . . . . . . . . . 68

2.44 Aktuatoren für die Regelung . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 70

2.45 Charakteristik der Tauchspule . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 71

2.46 Sprungantwort Reglersystem . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 72

2.47 Prinzip der Kaskadenregelung. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 72

2.48 Iterativ lernende Regelung und Kaskadenregelung . . . . . . . . 73

2.49 Bewegungsmessung am Proband und Datenlogger . . . . . . . . 77

2.50 Portrapres Messsystem und Spacelabs ABPM . . . . . . . . . . 79

3.1 Signal/Rausch-Verhältnisse der US-Sonden . . . . . . . . . . . . 84

3.2 Druck-Volumen-Kurve der Druckkissen . . . . . . . . . . . . . . 86

3.3 Kissendruck und Geschwindigkeit in der Modellarterie . . . . . . 87

3.4 Einfluss des Kissenaufpumpens auf die Strömung . . . . . . . . 88

3.5 Druck-Kompressionskurven verschiedener Materialien . . . . . . 89

3.6 Vakuumbefestigung als Ring für das Handgelenk . . . . . . . . . 91

3.7 Handgelenk nach einer Messung . . . . . . . . . . . . . . . . . . 92

3.8 Druck-Volumen-Kurven der Halterungen . . . . . . . . . . . . . 93

3.9 BosomedilifeS ........................... 95

3.10 Beispielmessung am Probanden mit Kontrollblutdruck . . . . . . 95

3.11 Blutdruckdifferenz bei Kontrollmessungen am Probanden . . . . 96

3.12 Mittlere Abweichung Systole für Probanden . . . . . . . . . . . 98

3.13 Mittlere Abweichung Diastole für Probanden . . . . . . . . . . . 100

3.14 Beispielmessung am Simulator mit Kontrollblutdruck . . . . . . 101

3.15 Differenz der Kontrollmessungen am Blutdrucksimulator . . . . 102

3.16 Mittlere Abweichung Systole für Simulator . . . . . . . . . . . . 103

3.17 Mittlere Abweichung Diastole für Simulator . . . . . . . . . . . 105

3.18 Druck- und Ultraschallsignal bei Bewegungssimulation . . . . . 107

3.19 Zeitdiskrete Regelung am Blutdrucksimulator . . . . . . . . . . 110

3.20 Kaskadenregelung mit zwei PI Reglern . . . . . . . . . . . . . . 111

3.21 Iterativ lernende Regelung . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 112

3.22 Druck-Leistungs-Kurve der Tauchspule . . . . . . . . . . . . . . 114

3.23 Ultraschallsignal des Radialblutflusses an Probanden . . . . . . 117

3.24 Dynamische Blutgeschwindigkeitsmessung an der Radialarterie . 118

3.25 US-Flusssignal bei Drehung des Handgelenks . . . . . . . . . . . 119

3.26 Drucksignale durch Bewegung an beiden Armen . . . . . . . . . 120

3.27 Drucksignale und Auswertbarkeit am Probanden . . . . . . . . . 121

3.28 Mittlere Drücke und Standardabweichung aller Probanden . . . 122

3.29 Drucksignale während der Schlafmessung . . . . . . . . . . . . . 125

3.30 Befestigung des Wasserschlauches . . . . . . . . . . . . . . . . . 127

Tabellenverzeichnis

1.1 Vergleich der peripheren und aortalen Blutdrücke . . . . . . . . 7

1.2 Einteilung der Blutdruckwerte nach WHO . . . . . . . . . . . . 8

2.1 Übersicht Druckkissen . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 42

2.2 Mischungsverhältnisse der Gewebemodelle . . . . . . . . . . . . 60

2.3 Vergleich der Druckwerte bei intermittierender Messung . . . . . 68

2.4 Probandendaten Blutflussänderung bei Armbewegung . . . . . . 75

2.5 Probandendaten für Bewegungsartefaktmessung . . . . . . . . . 78

2.6 Protokoll der Bewegungsartefaktmessung . . . . . . . . . . . . . 78

2.7 Signale der schlafmedizinischen Untersuchung . . . . . . . . . . 81

3.1 Energiebedarf der Komponenten . . . . . . . . . . . . . . . . . . 116

3.2 Auswertbarkeit der Drucksignale aller Probanden . . . . . . . . 123

3.3 Weckereignisse in der schlafmedizinischen Untersuchung . . . . . 126

Abkürzungsverzeichnis

1B, 2B, 3A, Konfigurationen der Ultraschallsonden vom Fraunhofer Institut

1-1, 2-1, 3-1 für Biomedizinische Technik

cw continuous wave Ultraschallverfahren (Verfahren, bei dem der

Ultraschallsender kontinuierlich betrieben wird)

cmH2O Zentimeter Wassersäule (Einheit des Drucks)

3D drei Dimensionen

AAMI American Association for the Advancement of Medical

Instrumentation

ABPM Ambulatory Blood Pressure Measurement (Ambulante

Blutdruckmessung)

ASR Advanced Sleep Research (Schlaflabor der

Charité – Universitätsmedizin Berlin)

BD Blutdruck

EEG Elektroenzephalogramm

EKG Elektrokardiogramm

EMG Elektromyogramm

EOG Elektrookulogramm

DBD Diastolischer Blutdruck

FDA Food and Drug Administration (Lebensmittelüberwachungs-

und Arzneimittelzulassungsbehörde der USA)

FFT Fast Fourier Transformation (Schnelle Fourier-Transformation)

FIR Finite Impulse Response (Filter mit endlicher Impulsantwort)

IBMT Fraunhofer Institut für Biomedizinische Technik

ILC Iterative Learning Control (Iterativ lernende Regelung)

IMT Intima-Media thickness (Dicke der Arterienwand)

KL Kreislauf

MB-Regler Modellbasierter Regler

mmHg Millimeter Quecksilbersäule (Einheit des Drucks)

MRT Magnetresonanztomographie

NaN3Natriumazid

PEEK Polyetheretherketon

PI-Regler Proportional-Integral Regler

PLA Polylactid (Polymilchsäure)

POM Polyoxymethylen

PU Polyurethan

PVC Polyvinylchlorid

RF-Signal Radio Frequency Signal (Radiofrequenzsignal)

RK1 Rechteckanordnung 1 der Ultraschallsonden

RK2 Rechteckanordnung 2 der Ultraschallsonden

RST-Regler Spezieller Digitaler Regler

s. siehe

SBD Systolischer Blutdruck

SK-Regler Störkompensationsregler

US Ultraschall

WHO World Health Organization (Weltgesundheitsorganisation)

Symbolverzeichnis

Symbol Beschreibung Einheit

A, B, C Koeffizienten der Kontaktdruckmethode

AFläche m2

A0Amplitude des Trägersignals der

Ultraschallsonde

ADAmplitude der Manschettendruckoszillationen

beim diastolischen Blutdruck mmHg

AfAmplitude des Ultraschallsignals aus Bewegungen

auf die Sonde zu

AMAmplitude der Manschettendruckoszillationen

beim mittleren Blutdruck mmHg

ArAmplitude des Ultraschallsignals aus Bewegungen

von der Sonde weg

ASAmplitude der Manschettendruckoszillationen

beim systolischen Blutdruck mmHg

cSchallgeschwindigkeit m/s

cGeschwindigkeitsfeld m/s

ø Durchmesser m

DDicke der Piezokeramikscheibe m

DiffDB Differenz Diastolischer Blutdruck mmHg

DiffSB Differenz Systolischer Blutdruck mmHg

D(t)Ultraschallsignal zur Berechnung der Richtung

∆Abstand Arterienmittelpunkt zum Lot m

∆lLängenänderung m

∆hHöhenänderung m

Eel elektrische Energie Wh

fBeschleunigungsfeld

fEFrequenz des Ultraschallempfängers MHz

fSFrequenz des Ultraschallsenders MHz

xiii

Symbol Beschreibung Einheit

gErdbeschleunigung 9,81m/s2

IStromstärke A

IUS Intensität der Ultraschallsonde W/m2

jZyklus für iterativ lernende Regelung

kKompressionsverhältnis

KÜbertragungsfunktion

lLänge m

λLernvariable für iterativ lernende Regelung

mMasse kg

nAnzahl

NtFrequenzkonstante der Piezokeramik Hzm

pDruck mmHg

Pel elektrische Leistung W

Q(t)Ultraschallsignal zur Berechnung der Richtung

QFilter für iterativ lernende Regelung

ρDichte kg/m3

rReferenzwert für iterative lernende Regelung

skomplexe Frequenz

Sreflektiertes Ultraschallsignal

S0Trägersignal der Ultraschallsonde

SfUltraschallsignal aus Bewegungen auf die

Sonde zu

SrUltraschallsignal aus Bewegungen von der

Sonde weg

Std mittlere Standardabweichung

∆tLänge einer Messung s

tZeit s

t Tiefe der Radialarterie unter der Haut mm

θWinkel zwischen Wellenausbreitungsrichtung

und Geschwindigkeitsrichtung von

Ultraschallsender/-empfänger °

ΘWinkel, unter dem Ultraschall in ein Gefäß

eingestrahlt wird °

Θ0Phase des Trägersignal der Ultraschallsonde °

ΘfPhase des Ultraschallsignals aus Bewegungen

auf die Sonde zu °

ΘrPhase des Ultraschallsignals aus Bewegungen

Symbol Beschreibung Einheit

von der Sonde weg °

uGeschwindigkeit des Blutes m/s

ujVariable der Anpassung für iterativ lernende Regelung

Uelektrische Spannung V

Ueff Effektivwert der elektrischen Spannung V

USS elektrische Spitzenspannung V

VVolumen m3

vEGeschwindigkeit des Ultraschallempfängers m/s

vSGeschwindigkeit des Ultraschallsenders m/s

ωKreisfrequenz 1/s

ω0Kreisfrequenz des Trägersignals der Ultraschallsonde 1/s

ωfKreisfrequenz des Ultraschallsignals aus

Bewegungen auf die Sonde zu 1/s

ωrKreisfrequenz des Ultraschallsignals aus

Bewegungen von der Sonde weg 1/s

ySteuersignal für iterativ lernende Regelung

zdiskrete Zeit für Z-Transformation

Kapitel 1

Einleitung

1.1 Motivation

Bluthochdruck ist einer der größten Einflussfaktoren für Erkrankungen des

Herz-Kreislaufsystems. Diese stellen die Haupttodesursache in Deutschland

dar. Weltweit ist Bluthochdruck der Hauptrisikofaktor für kardiovaskuläre Er-

krankungen, [Sch2006]. Die regelmäßige Messung des Blutdruckes ist wichtig

für die frühzeitige Erkennung von Bluthochdruck. Da der Blutdruck im Tages-

verlauf stark schwankt sollte zusätzlich in kurzen Intervallen über 24h gemessen

werden.

Das Standardprinzip nutzt eine Armmanschette und ein nichtinvasives Mess-

prinzip nach Riva-Rocci, [Lew1941]. Pickering et al. beschreiben die Vorgaben

der American Heart Association für die nichtinvasive Manschettenblutdruck-

messung, [Pic2005]. Die Manschette soll am sitzenden Patienten so am Ober-

arm angelegt werden, dass sie sich auf Höhe des rechten Herzvorhofes befin-

det. Die Größe der Manschette hat ebenfalls einen Einfluss auf das Messer-

gebnis und muss entsprechend ausgewählt werden. Die Ablassgeschwindigkeit

des Manschettendruckes soll 2-3mmHg/s betragen. Der Patient soll überdies

5Minuten ruhen, bevor die Messung startet und während der Messung nicht

reden.

Dies bedeutet, dass durch diese Messmethode nur der Ruheblutdruck gemessen

werden kann. Es ist aber wichtig, den Blutdruckverlauf im Alltag der Patien-

ten zu bestimmen. Dazu existiert zur Zeit kein Messverfahren.

Bei der 24h-Messung wird die Messung durch ein tragbares Gerät durchge-

führt. Dieses pumpt die Armmanschette alle 15 Minuten am Tag und alle 30

Minuten in der Nacht auf. Der systolische und diastolische Blutdruck werden

gemessen, wobei eine Messung ungefähr eine Minute dauert.

Die Methode wird von vielen Patienten als störend empfunden, da der gesam-

te Oberarm durch die Manschette abgedrückt wird. Da in den Venen ein viel

geringerer Druck herrscht, als in den Arterien wird das venöse Blut während

der Manschettenmessung am Abfließen gehindert. Dies führt zu einem unan-

genehmen Stauungsgefühl, [Wil1946]. Der Patient muss während der Messung

alle Tätigkeiten unterbrechen, da Bewegungsartefakte die Messung stören und

unbrauchbar machen können. Die Zeitintervalle, in denen gemessen wird, sind

sehr groß. Der tatsächliche Blutdruckverlauf kann mit diesem Verfahren nicht

gemessen werden.

Der Blutdruckverlauf hat in der Schlafmedizin eine wichtige Bedeutung. Bei

einem Gesunden sinkt der Blutdruck in der Nacht ab. Dieser Effekt wird Dip-

ping genannt. Der systolische Blutdruck sollte nachts 10 % niedriger sein als

am Tage, [Aga2010]. Bild 1.1 zeigt einen beispielhaften Verlauf des systolischen

und diastolischen Blutdruckes, [Dre2011].

Bild 1.1: Blutdruckverlauf über 24h nach [Dre2011]. Der systolische und diastolische

Blutdruck (BD) sinken in der Nacht ab.

Patienten, bei denen der nächtliche Blutdruck nicht niedriger als der Tagesblut-

druck ist, werden Nondipper genannt. Nondipping ist mit linksventrikulärer

Hypertrophie [Ver1990] und einem erhöhten kardiovakulären Risiko [Ver2007]

assoziiert. Es tritt außerdem bei Patienten mit chronischem Nierenversagen,

Schlafapnoe und Nykturie (nächtliche Blasenschwäche) auf, [Aga2009].

Eine Blutdruckmessung darf im Idealfall die Patienten nicht stören, sodass kei-

ne Weckreaktionen (sogenannte Arousal) auftreten. Davies et al. beschreiben,

dass Manschettenblutdruckmessungen eine beträchtliche Anzahl von Arousal

auslösen und dadurch den Blutdruck ändern, [Dav1994].

Aus diesen Gründen wird eine neue Methode für die nichtinvasive Langzeit-

messung des Blutdruckes benötigt. Diese soll für den Patienten belastungsarm

sein und ihm erlauben seinen Aktivitäten ungestört nachzugehen. Ziel ist eine

Blutdruckmessung in einem Zeitintervall von 5 Minuten über einen Zeitraum

von 24h. Darüber hinaus soll eine Methode für die kontinuierliche Langzeit-

messung des Blutdruckes über 24h entwickelt werden.

1.2 Herz-Kreislaufsystem

Das Kreislaufsystem des Menschen besteht aus einem Körper- und einem

Lungenkreislauf. Diese werden durch das Herz angetrieben. Die funktionelle

Anatomie des menschlichen Herzens ist in Bild 1.2 dargestellt.

Bild 1.2: Funktionelle Anatomie des Herzens nach [Web2014a].

Die linke Herzkammer (auch linker Ventrikel) pumpt Blut unter hohem Druck

durch die Aorta in den Körperkreislauf. Es durchläuft dann alle Organe und

wird durch die Hohlvenen in den rechten Vorhof (rechtes Atrium) geleitet. Das

sauerstoffarme Blut wird durch den rechten Ventrikel in den Lungenkreislauf

geführt. Dort nimmt das Blut den Sauerstoff in den Lungenbläschen auf

und gibt Kohlenstoffdioxid ab. Anschließend wird das Blut durch den linken

Vorhof in den linken Ventrikel geführt und der Kreislauf beginnt von Neuem.

Das Herz hat beim gesunden Menschen etwa die Größe einer Faust. Es hat ein

Schlagvolumen von 40-70ml/m2Körperoberfläche und eine Ruhepulsfrequenz

von 50-80/min, [Er2006]). Bei einer durchschnittlichen Körperoberfläche von

1,8m2([Ver2006]) ergibt sich ein Herzminutenvolumen von ungefähr 6 l/min.

Ein Herzzyklus wird in zwei Phasen unterteilt:

•die Systole und

•die Diastole.

Dabei ist die Systole in Anspannungs- und Austreibungsphase, die Diastole

in Entspannungs- und Füllungsphase unterteilt. In Bild 1.3 sind die Phasen

eines Herzzyklus dargestellt. Gleichzeitig ist der Blutdruck in der Aorta und

der linken Kammer, das Blutvolumen in der linken Kammer und ein Elektro-

kardiogramm (EKG) dargestellt.

Bild 1.3: Verlauf der Drücke in Aorta und linkem Ventrikel, Volumen im linken Ventrikel

und EKG nach [Elt2001].

Während der Anspannungsphase (1), die in Ruhe ungefähr 60ms dauert, steigt

der Druck im Ventrikel durch die beginnende Muskelkontraktion. Alle Herz-

klappen sind geschlossen. Durch die weitere Kontraktion des Herzens über-

steigen die intraventrikulären Drücke bald die Arteriendrücke der Aorta und

Lungenarterie - die Aorten- und Pulmonalklappen öffnen sich und das Blut

wird aus den Ventrikeln ausgetrieben. Der Druck in den Ventrikeln steigt wäh-

rend der Austreibungsphase (2) zunächst sogar noch an, bis der maximale

systolische Blutdruck erreicht ist und sinkt anschließend ab. Elter beschreibt,

dass am Ende der Systole noch ungefähr 50ml Blut im linken Ventrikel ver-

bleiben, [Elt2001].

Die Diastole beginnt mit der Entspannungsphase (3) in der alle Herzklappen

geschlossen sind. Das Blut strömt aus den Venen in die Vorhöfe. Der Druck

in den Ventrikeln sinkt rasch unter den Vorhofdruck, wodurch sich die Mitral-

klappe im linken und die Trikuspidalklappe im rechten Herzen öffnen und die

Füllungsphase (4) beginnt. Das Blut fließt aus den Vorhöfen in die Ventrikel.

Am Ende der Diastole bewirkt eine Kontraktion der Vorhöfe eine noch bessere

Füllung der Ventrikel.

Das menschliche Herz-Kreislaufsystem besteht neben dem Herzen als Pumpe

noch aus den arteriellen und venösen Gefäßen. In den Arterien fließt das Blut

mit relativ hohem Druck vom Herzen weg. Die Gefäße verzweigen sich und

werden immer kleiner, bis in den Kapillaren der Nährstoff- und Gasaustausch

mit den Organen stattfindet. Anschließend fließt das sauerstoffarme Blut in

den venösen Gefäßen mit viel kleineren Drücken wieder zum Herzen zurück.

Der Druckverlauf im Kreislauf des Menschen ist in Bild 1.4 dargestellt.

Bild 1.4: Schematische Darstellung von Druckverlauf und Blutvolumen im Kreislauf

des Menschen, nach [Gau1972]. Die Kapillaren befinden sich am linken und rechten

Rand.

Der Blutdruck im Kreislauf ist nicht überall gleich. Der Blutdruckverlauf wird

durch verschiedene Mechanismen beeinflusst. Diese werden im Folgenden kurz

erläutert.

Windkesselfunktion der großen Gefäße Die großen Arterien, wie zum

Beispiel die Aorta, haben eine relativ elastische Wand. Diese funktioniert wie

ein Druckspeicher und sorgt für einen gleichmäßigeren Druckverlauf in den Ar-

terien. Während der Diastole strömt normalerweise kein Blut mehr aus dem

Herzen weil die Klappen geschlossen sind. Durch die Elastizität der großen Ge-

fäße wird in der Systole Volumen zwischengespeichert, welches in der Diastole

abgegeben werden kann. Dadurch gibt es auch einen gleichmäßigeren Durch-

fluss. Bild 1.5 zeigt einen Versuch von Étienne-Jules Marey, der hiermit zeigen

konnte, dass die Flussrate in einem elastischen Schlauch bei ansonsten gleichen

Bedingungen größer ist als in einem starren Rohr, [Gau1972].

Bild 1.5: Mit diesem Versuch konnte Marey zeigen, dass der Volumenstrom in einem

elastischen Schlauch größer ist, als in einem starren Rohr, nach [Gau1972].

Wellenreflexion Der mittlere Blutdruck sinkt im Verlauf der Arterien wie

die Abschnitte „linker Ventrikel“ bis „Kapillaren“ in Bild 1.4 verdeutlichen. Der

Pulsdruck, also die Differenz zwischen systolischem und diastolischem Blut-

druck steigt jedoch zunächst an. Der Grund hierfür sind die Überlagerungen

von Wellenreflexionen an den Verzweigungen der Arterien. Das Ausmaß der

Pulswellenreflexionen hängt zum großen Teil von der Gefäßelastizität und von

Geometrie, Anzahl und Tonus der Arteriolen ab. Die reflektierte Welle wird

mit Pulswellengeschwindigkeit zurück zum Herzen fortbewegt und überlagert

sich an jedem Punkt mit der einfallenden Welle, [Web2008].

1.3 Blutdruck

Grundsätzlich soll der Blutdruck am Herzen bestimmt werden. Nutzt man je-

doch die gängige nichtinvasive Technik nach Riva-Rocci (s. Kapitel 1.4.1) wird

der Blutdruck am Oberarm in der Brachialarterie (A. brachialis) bestimmt.

Dort herrschen im gesunden Menschen ein etwas höherer systolischer und

ein etwas niedrigerer diastolischer Wert als in der Aorta. Diese Unterschiede

werden jedoch meist billigend in Kauf genommen.

In einer Arbeit von Karamanoglu et al. sind die Ergebnisse verschiedener

Arbeiten über die Differenzen des systolischen Blutdrucks in der Peripherie,

zum Beispiel Radialarterie (A. radialis) oder Brachialarterie sowie des aortalen

Blutdrucks dargestellt, [Kar1993]. Zusätzlich untersuchte Karamanoglu selbst

14 Probanden und findet eine mittlere Differenz von 20,4mmHg zwischen

aortalem und peripherem systolischem Blutdruck, [Kar1993]. Tabelle 1.1

zeigt, dass die Differenz des peripheren und zentralen systolischen Blutdruckes

bei allen Arbeiten im ähnlichen Bereich um 20mmHg liegt.

Tabelle 1.1: Vergleich der peripheren und aortalen systolischen Blutdrücke, nach

[Kar1993].

Quelle Systolischer Druck in mmHg

Radial/Brachial Aorta ascendens

Simkus und Fitchett, [Sim1990] 116 ±3 101 ±3

(Kontrolle, n=10)

Simkus und Fitchett, [Sim1990] 105 ±3 88 ±8,3

(Nitroprusside (stark

blutdrucksenkende Substanz), n=10)

Rowell et al., [Row1968] 187 ±18 141 ±12

(Verschiedene Bewegungen, n=4)

O’Rourke et al., [O’R1970] 85 73

(Schock, n=1)

Remington und Wood, [Rem1956] 139 132

(Kontrolle, n=1)

Kroeker und Wood, [Kro1955] 165 142

(Kontrolle, n =1)

Total(n=27) 124 ±7 104 ±5

Pauca et al. untersuchten an 62 Patienten die Druckdifferenz zwischen radia-

lem und aortalem Blutdruck, [Pau2001]. Die systolische Druckdifferenz betrug

15,7±8,4mmHg, die Differenz der Pulsdrücke (Pulsdruck ist die Differenz

zwischen systolischem und diastolischem Blutdruck) betrug 16,3±8,5mmHg.

Die diastolischen und mittleren Drücke unterscheiden sich praktisch nicht:

−0,5±2mmHg und −0.5±2mmHg.

Wenn von Blutdruck, Bluthochdruck und damit verbundenen Krankheiten ge-

sprochen wird, muss man zunächst definieren, was gesunder und was krank-

hafter Blutdruck ist. Die Weltgesundheitsorganisation (World Health Organi-

zation, WHO) gibt Grenzen für normalen Blutdruck und Bluthochdruck an.

Diese sind in Tabelle 1.2 dargestellt.

Tabelle 1.2: Einteilung der Blutdruckwerte nach den Richtlinien der WHO, [Gui1999].

systolisch (mmHg) diastolisch (mmHg)

optimal < 120 < 80

normal < 130 < 85

hochnormal 130-139 85-89

Hypertonie Grad 1 140-159 90-99

Hypertonie Grad 2 160-179 100-109

Hypertonie Grad 3 ≥180 ≥110

Bluthochdruck wird auch Hypertonie genannt und ist in den Industriestaa-

ten weit verbreitet. Das Robert-Koch-Institut hat im Jahr 1998 ein Bundes-

Gesundheitssurvey durchgeführt und gibt die Prävalenz (Krankheitshäufigkeit)

von Bluthochdruck in Deutschland nach Geschlecht und Altersgruppen wie in

Bild 1.6 an, [Jan2008].

Bild 1.6: Prävalenz (Krankheitshäufigkeit) von Bluthochdruck in Deutschland nach

Altersgruppen und Geschlecht. Bluthochdruck wurde einerseits definiert als systolischer

Blutdruck (SBD) ≥140 mmHg und/oder diastolischer Blutdruck (DBD) ≥90 mmHg

und andererseits als Einnahme antihypertensiver Medikamente und SBD <140 mmHg

und DBD <90 mmHg, nach [Jan2008].

Es ist deutlich zu erkennen, dass Bluthochdruck vor allem ein Problem für

den älteren Menschen ist. Über alle Altersgruppen gemittelt wiesen 44% der

Frauen und 51% der Männer eine Hypertonie auf. Die Hypertonie führt zu

kardiovaskulären Erkrankungen, die an erster Stelle der Todesursachen ste-

hen. 2007 sind in Deutschland 43% aller Todesfälle Folge von Erkrankungen

des Herz-Kreislaufsystems, [Jan2008].

Auch weltweit sind viele Menschen von Hypertonie betroffen. Kearney et al.

führten 2005 eine Literaturstudie über Hypertonie zwischen 1980 und 2002

durch und fanden, dass 26,6% der Männer und 26,1% der Frauen von Blut-

hochdruck betroffen waren (die 95%-Konfidenzintervalle betrugen 26,0-27,2%

für Männer und 25,5-26,6% für Frauen), [Kea2005].

1.4 Blutdruckmessung

William Harvey beschrieb 1628 in seinem Werk „Exercitatio anatomica de mo-

tu cordis et sanguinis in animalibus“ („Über die Bewegung von Herz und Blut

(in Tieren)“) zum ersten Mal den Blutkreislauf des Menschen, [Har1628]. Har-

vey erkannte nicht nur die beiden Herzphasen Systole und Diastole, sondern

er konnte auch beweisen, dass das Blut in einem Kreislauf zirkuliert und nicht

- wie bis dahin angenommen - in der Leber frisch gebildet und im restlichen

Körper aufgebraucht wird.

Stephen Hales führte fast hundert Jahre später im Jahre 1713 die erste inva-

sive Blutdruckmessung an einem Pferd durch, [Hal1733], und veröffentlichte

die Ergebnisse 20 Jahre später, [Eck2006]. Er punktierte dafür eine Halsarterie

des Pferdes und ließ das Blut in ein Glasrohr steigen, [Wik2013]. Er konnte

bereits die Variabilität des Blutdrucks und atemabhängige Schwankungen mit

diesem Versuch zeigen, [Eck2006].

Die Blutdruckmessung am Menschen wurde bereits vor Jahrhunderten in der

alten chinesischen Medizin an der Handgelenksarterie nichtinvasiv durchge-

führt, [Che1926]. Dabei wird in der Traditionellen Chinesischen Medizin der

Blutdruck anhand der sogenannten Pulsdiagnose bestimmt, [Wik2014b]. Geüb-

te können durch die Palpation („Betasten“, von lateinisch palpare - streicheln)

der Radialarterie erkennen, ob der Patient an Bluthochdruck leidet.

Zu Beginn des 19. Jahrhunderts wurde begonnen, die qualitativen Erkennt-

nisse der Palpation mit quantitativen Messung zu ersetzen. Das erste Instru-

ment, welches die Kraft des Blutpulses an der Radialarterie quantitativ messen

konnte, wurde 1835 von Jules Harrison entwickelt, [Har1835]. Ein quecksilber-

gefülltes Glasrohr mit einer ledernen Blase wurde dazu auf der Radialarterie

positioniert und so lange gedrückt, bis der Puls verschwand. Ein Ventil ver-

hinderte den Verlust von Quecksilber, [Eck2006].

Obwohl der erste Sphygmograph („Pulsmesser“) für die kontinuierliche nichtin-

vasive Blutdruckmessung 1854 von Karl von Vierordt entwickelt wurde, erlang-

te der von Étienne-Jules Marey gebaute Apparat größere Bekanntheit, wurde

jedoch erst 1878 veröffentlicht [Mar1878], s. Bild 1.7.

Bild 1.7: Historische Apparate zur Blutdruckmessung von Marey und von Basch. Links:

Einer der ersten Apparate für die nichtinvasive kontinuierliche Blutdruckmessung am

Handgelenk von Marey entwickelt, nach [Eck2006]. Rechts: Mit diesem Gerät von

Siegfried von Basch konnte ab 1880 der systolische Blutdruck gemessen werden, aus

[Eck2006].

Das Gestell aus Holz wird am Unterarm fixiert, ein Hebel liegt auf der Ra-

dialarterie auf. Über ein Hebelsystem wird die Form der Blutdruckkurve auf-

gezeichnet. Diese Apparatur war die erste, die in Serie produziert wurde und

weltweit Anwendung fand, [Eck2006].

Siegfried von Basch entwickelte 1880 ein Blutdruckmessgerät für das Handge-

lenk, welches aus einer wassergefüllten Blase bestand, die über der Radial- und

Ulnararterie angebracht war, [Bas1880]. Der Puls wurde durch die Blase zum

Verschwinden gebracht und der dafür notwendige Druck mit einem Queck-

silbermanometer gemessen. Somit konnte der systolische Blutdruck bestimmt

werden, [Eck2006]. Der Apparat ist in Bild 1.7 dargestellt.

Die heute am häufigsten genutzte Technik zur nichtinvasiven Blutdruckmes-

sung geht auf den italienischen Arzt Scipione Riva-Rocci zurück. 1896 konnte

er den systolischen Blutdruck bestimmen, indem er mit einer Gummimanschet-

te den Oberarm abdrückte. Dadurch wird der Blutfluss in der Radialarterie

unterbrochen. Anschließend wurde der Druck in der Manschette wieder abge-

lassen und beim ersten Einsetzen eines fühlbaren Radialispulses der systolische

Blutdruck bestimmt, [RR1896].

10 Jahre später fand der russische Arzt Nicolai Sergejewitsch Korotkoff heraus,

dass in der wieder freigegeben Arterie Geräusche entstehen, die mit Unter-

schreiten des diastolischen Druckes verschwinden, [Kor1905]. Diese Geräusche

werden als Korotkoff-Geräusche bezeichnet. Mit ihnen war nun eine sichere

Bestimmung des systolischen und diastolischen Blutdruckes möglich.

Mit der Entwicklung von Kathetern wurde auch die invasive Blutdruckmes-

sung vorangetrieben. Der Goldstandard der Blutdruckmessung ist die invasive

Messung mit einem flüssigkeitsgefüllten Katheter oder einem Tip-Katheter bei

dem sich an der Spitze ein elektronisches Manometer befindet, [Er2006]. In den

folgenden Kapiteln 1.4.1 und 1.4.2 werden die verschiedenen Arten der Blut-

druckmessungen erläutert. Eine ausführliche Übersicht findet sich bei Elter,

[Elt2001].

1.4.1 Nichtinvasive Blutdruckmessung

Die nichtinvasiven Methoden können in kontinuierliche und intermittierende

Verfahren unterteilt werden. Die gängigen Methoden werden im folgenden Ka-

pitel kurz erläutert. Zu den intermittierenden Verfahren zählen die sphygmo-

manometrischen Verfahren unter Nutzung der Auskultation nach Korotkoff

oder der oszillometrischen Technik. Die kontinuierlichen Verfahren umfassen

die Volumenkompensationsmethode, die arterielle Applanationstonometrie, die

Kontaktdruckmethode und die Pulstransitzeitmessung.

Manschettenmessung nach Riva-Rocci und Korotkoff Die Manschet-

tenmessung nach Riva-Rocci und Korotkoff ist die am weitesten verbreitete

Messmethode für den Blutdruck. Sie ermöglicht eine einmalige oder auch in-

termittierende Messung des Ruheblutdruckes. Die Manschettenmessung wird

auch sphygmomanometrische Messung genannt. Dieses Wort leitet sich aus

dem griechischem sphygmos-Puls und dem lateinischem manus-Hand her und

bedeutet also eine Messung, die auf dem Spüren des Pulses basiert. Eine Gum-

mimanschette wird dabei um eine Extremität, meist der Oberarm, gelegt und

aufgepumpt. Durch den Druck in der Manschette werden die darunter liegen-

den Blutgefäße abgeklemmt.

Wird der Druck in der Manschette nach der vollständigen Okklusion (Ver-

schluss) der Gefäße wieder reduziert, strömt ab dem Unterschreiten des systo-

lischen Blutdruckes erneut Blut durch die Arterien. Der Puls kann in strom-

abwärts gelegenen Arterien (am Arm meist die Radialarterie) gefühlt werden.

Damit ist eine Messung des systolischen Blutdruckes, nicht aber des diastoli-

schen Druckes, möglich.

Die Erweiterung von Korotkoff nennt man auskultatorische Methode. Dies

leitet sich vom lateinischen auscultare-zuhören her. Charakteristische Ge-

räusche, die in den Arterien entstehen, werden abgehört. Der Manschetten-

druck wird zunächst schnell auf einen suprasystolischen Druck gebracht und

damit der Blutfluss in die peripheren Gefäße unterbunden. Anschließend wird

der Manschettendruck mit 2-3mmHg/s langsam reduziert, [Elt2001]. Unter-

schreitet der Manschettendruck den Blutdruck, können die Arterien wieder

geöffnet werden und die Pulswelle pflanzt sich in die Peripherie fort. Ist der

Manschettendruck nah am systolischen Blutdruck, sind die Öffnungsperioden

der Arterien sehr kurz und werden mit sinkendem Manschettendruck immer

länger.

Unterschreitet der Manschettendruck den diastolischen Blutdruck bleiben die

Arterien dauerhaft geöffnet.

Die Korotkoff-Geräusche sind die akustischen Phänomene, die entstehen, wenn

die Arterien sich öffnen und schließen und vom Blut durchflossen werden. Ver-

schiedene Effekte scheinen bei der Entstehung eine Rolle zu spielen: die tur-

bulente Strömung durch die teilweise geöffneten Arterien, die flatternde Bewe-

gung der Arterienwand oder das Aufprallen der pulsatilen Strömung auf das

unbewegte Blut in den Gefäßen stromab von der Manschette, [Nit2013].

Wenn der Manschettendruck den systolischen Druck unterschreitet, beginnt

ein Klopfgeräusch, welches im Verlauf immer lauter wird. Das erste hörbare

Klopfen wird mit dem systolischen Druck assoziiert. Beim Erreichen des dia-

stolischen Druckes werden die Korotkoff-Geräusche leiser und setzen dann aus.

Bild 1.8 zeigt eine schematische Darstellung des Prinzips.

Bild 1.8: Schematische Darstellung der auskultatorischen Blutdruckmessung mit Ver-

wendung der Korotkoff-Geräusche, nach [Elt2001].

Die grau hinterlegten Bereiche stellen die Zeitpunkte dar, in denen die Ar-

terie offen ist und ein distaler Blutfluss herrscht. Die Genauigkeit wird von

mehreren Faktoren beeinflusst. Zum Einen können bei dieser Art intermittie-

render Messung keine kurzfristigen Blutdruckschwankungen gemessen werden.

Wird die Messung von einem Arzt mit Stethoskop durchgeführt, ist ein gu-

tes Hörvermögen erforderlich. Um die Methode zu objektivieren, können die

Korotkoff-Geräusche mit einem Mikrofon aufgenommen werden. Da die sy-

stolischen Geräusche meist besser zu hören sind, ist die Korrelation mit dem

systolischen Blutdruck meist besser. Elter gibt eine Übersicht über mehrere

Systeme, die nach dem auskultatorischen Prinzip messen. Die Korrelation von

korrekt ausgeführten Messungen mit Referenzmessungen liegt bei 0,68 – 0,97

für den systolischen und 0,73 – 0,94 für den diastolischen Wert, [Elt2001].

Oszillometrische Methode Die oszillometrische Messung gehört ebenfalls

zu den sphygmomanometrischen Methoden. Sie wird am häufigsten für die kli-

nische, nichtinvasive Blutdruckmessung und für die Selbstmessung verwendet.

Auch hier wird eine Manschette zum Abdrücken des Blutflusses in einem Arm

verwendet. Darüber hinaus ist ein genaues Manometer Voraussetzung für die

Methode. Es kann jedoch auf Stethoskop bzw. Mikrofon verzichtet werden.

Bild 1.9: Schema der oszillometrischen Methode nach [Yar2000]. Die Druckschwankun-

gen in der Armmanschette sind klein gegenüber dem Manschettendruck. Bei sinkendem

Manschettendruck steigen die Oszillationen des Manschettendrucks zunächst an, bis

sie beim mittleren arteriellen Druck Amihr Maximum erreichen und sinken dann wieder

ab.

Bild 1.9 zeigt die Oszillationen in einer Armmanschette, die normierten Oszil-

lationsamplituden und die daraus berechneten Blutdruckwerte.

Die Manschette wird zunächst über den systolischen Blutdruck aufgepumpt,

anschließend wird der Druck langsam und konstant verringert. Liegt der Man-

schettendruck im Bereich des Blutdrucks kommt es zu Druckoszillationen in

der Manschette durch das Blut, das in die kollabierte Arterie einströmt. Dies

ruft eine Volumenänderung im abgeklemmten Gebiet und damit eine Druckän-

derung in der Manschette hervor. Die Oszillationsamplituden sind in Bild 1.9

unten dargestellt und haben einen charakteristischen Verlauf. Die Amplituden

steigen an, bis sie beim mittleren arteriellen Druck ihr Maximum Amerreicht

haben und sinken dann weiter ab. Die Berechnung des systolischen und dia-

stolischen Blutdrucks aus dem mittleren arteriellen Druck und dem Verlauf

der Oszillationsamplituden beruht auf empirischen Kriterien. Oft wird ein fak-

torielles Kriterium verwendet. Geddes et al. geben an, dass der systolische

Druck erreicht ist, wenn die Oszillationsamplitude 55% der maximalen Am-

plitudenhöhe beträgt, [Ged1982]. Der diastolische Druck ist erreicht, wenn die

Oszillationsamplitude (zum zweiten Mal) 82% der Maximalamplitude beträgt.

Eine weitere Technik ist die Verwendung der Hüllkurve der Oszillationsam-

plituden und deren Steigung. Teilweise gibt es starke individuelle Abweichun-

gen zwischen dem oszillometrisch (automatisch) bestimmten und dem wahren

Blutdruck, wie zum Beispiel Anlauf et al. zeigen, [Anl1996]. Oszillometrische

Blutdruckmessgeräte für den Oberarm oder das Handgelenk haben sich aber

bisher beim Verbraucher am meisten durchgesetzt.

Volumenkompensationsmethode Die Volumenkompensationsmethode

wurde 1973 von Jan Peñáz vorgeschlagen, [Peñ1973]. Die Methode wird am

Finger durchgeführt und war die erste, die eine kontinuierliche nichtinvasive

Blutdruckmessung ermöglichte. Es wird ein elektropneumatischer Regelkreis

verwendet. Bild 1.10 zeigt das Prinzip der Messmethode.

Eine Manschette wird um den Finger gelegt und dieser mit infrarotem

Licht bestrahlt. Eine Photodiode misst das reflektierte oder transmittierte

Lichtsignal. Abhängig vom Blutvolumen im Finger ändert sich das Signal. Der

Druck in der Manschette wird nun stets so geregelt, dass das Lichtsignal der

Photodiode und damit das im Finger befindliche Volumen konstant bleibt.

Kommerziell erhältlich sind das Finapres®und Portapres®System (Finapres

Medical Systems BV, Amsterdam, Niederlande) und der CNAP®Monitor

(CNSystems Medizintechnik AG, Graz, Österreich), wobei für letzteres eine

Bild 1.10: Volumenkompensationsmethode nach Peñáz aus [Elt2001].

Kalibration mit einer oszillometrischen Oberarmmanschette erforderlich ist.

Nachteilig an dieser Methode ist zunächst, dass der Blutdruck sehr weit weg

vom Herzen bestimmt wird. Die Abweichung zum aortalen Blutdruck ist hoch.

Bei einigen Kreislaufsituation, wie Schock oder sehr niedriger Blutdruck,

ist die Durchblutung der Hand sehr eingeschränkt, sodass eine Messung

dort unmöglich sein kann. Die Gefäße des Fingers stehen dauerhaft unter

unphysiologischen Druckverhältnissen, was zu einer Minderdurchblutung der

Fingerspitzen oder Durchblutungsausfall (die sogenannte Ischämie) führen

kann. Zusätzlich ist die Bewegung der Hand stark eingeschränkt ist.

Methode der arteriellen Applanationstonometrie Die arterielle App-

lanationstonometrie wird an einem oberflächlichen Gefäß wie der Radialarterie

durchgeführt.

Bild 1.11: Prinzip der arteriellen Tonometrie nach [Mor2006].

Das Tonometer besteht aus einer Anordnung von mehreren druckresistiven

Einheiten, die über der Arterie so befestigt werden, dass sie einen bestimmten

Druck in das Gewebe bringen und die Arterie damit deformieren. Somit werden

die Druckschwankungen in der Arterie direkt auf das Tonometer übertragen,

siehe Bild 1.11.

Dieses Prinzip funktioniert nur nach vorheriger Kalibration mit einer Man-

schettenmessung und ist extrem bewegungsartefaktanfällig, [Mor2006]. Es wird

daher praktisch nur für sedierte Patienten eingesetzt.

Kontaktdruckmethode Bei der Kontaktdruckmethode werden die Oszilla-

tionen einer Arterie unter dem externen Druck einer Manschette zur Bestim-

mung des Blutdruckes genutzt. Der Unterschied zur oszillometrischen Methode

liegt darin, dass nach einer einmaligen Kalibrierung die Manschette auf einem

niedrigen Druckniveau um 15-20mmHg gehalten wird und der Blutdruck aus

der Volumenänderung bestimmt wird. Dazu wird aus der anfänglichen Kali-

brationsmessung ein Zusammenhang zwischen dem Druck pund dem Volumen

Vin Form von Gleichung 1.1 erstellt.

p(V) = A·V2+B·V+C. (1.1)

Die individuellen Koeffizienten A,B und Crepräsentieren den Gefäßtonus und

die Wandelastizität und werden mit einer Referenztabelle korreliert, [Jon1993].

Das einzige Gerät, welches nach der Kontaktdruckmethode misst - Cortronic

APM 770 und 7001 - wurde in den 1990er Jahren unter anderem von de Jong

untersucht, [Jon1993]. Das Ergebnis war ein teilweise sogar gegensätzlich zur

invasiven Vergleichsmessung verlaufender Blutdruck, sodass das Gerät nicht

in anästhesierten Patienten und bei Operationen eingesetzt wurde. Eine ak-

tuelle Suche nach „Cortronic“ legt nahe, dass das Gerät gänzlich vom Markt

verschwunden ist.

Methode der Pulstransitzeitmessung Die Bestimmung des Blutdruckes

mit der Pulstransitzeit begann in den 20er Jahren des 20. Jahrhunderts mit

der Arbeit von Bramwell und Hill, [Bra1922]. Das Grundprinzip basiert auf

der Tatsache, dass die Arterienwände bei höherem Blutdruck stärker gedehnt

werden und somit die Elastizität des Gefäßes kleiner wird. Dies führt jedoch

gleichzeitig zu einer höheren Pulswellengeschwindigkeit bzw. niedrigerer Pul-

stransitzeit. Durch die Messung der Pulswelle an zwei Stellen im arteriellen

System kann die Pulstransitzeit bestimmt und nach einmaliger Korrelation

mit dem Blutdruck auch Änderungen im Druckverlauf detektiert werden. Vor-

aussetzung dafür ist allerdings, dass die Elastizität der Arterienwand sich zeit-

lich nicht verändert, da sich sonst die Korrelation zwischen Blutdruck und

Pulstransitzeit ändert, [McC2013]. McCarthy et al. geben an, dass abhängig

vom verwendeten Algorithmus eine Rekalibrierung alle 2-4Minuten erforder-

lich ist, um eine gute Korrelation zwischen Blutdruck und Pulstransitzeit zu

gewährleisten.

Fazit Von den vorgestellten nichtinvasiven Blutdruckmessmethoden wer-

den die sphygmomanometrischen mit Abstand am häufigsten eingesetzt. Die

grundsätzlich verwendete Technik hat sich hierbei seit gut 100 Jahren nicht

verändert. Sie unterliegt einigen Nachteilen:

Die Messungen sind sehr empfindlich für Bewegungsartefakte, deshalb müssen

sie in ruhiger Lage ohne Bewegung durchgeführt werden. Bei der Auskultation

sollte die Umgebung zusätzlich geräuscharm sein, damit die charakteristischen

Geräusche detektiert werden können. Die Lage des Messortes soll sich außer-

dem auf Herzhöhe befinden, sonst muss die hydrostatische Druckabweichung

beachtet werden.

Die Auswahl der Manschette hat ebenfalls einen Einfluss auf das Messergeb-

nis. O’Brien gibt einen Überblick über die Konsequenzen von zu schmalen

oder zu breiten Manschetten und die Empfehlungen in verschiedenen Län-

dern, [O’B1996]. Eine zu hohe Ablassgeschwindigkeit des Manschettendruckes

führt darüber hinaus zu verfälschten Werten, [Elt2001].

Es wird empfohlen, die Manschettenmessung mehrfach durchzuführen, um

ungenaue Messungen zu erkennen. Andererseits dürfen die Messungen nicht

zu schnell hintereinander durchgeführt werden, da sonst Gewebeschädigungen

auftreten können.

Überdies wird das Abklemmen von vielen Patienten als störend und unange-

nehm empfunden. Bei der Langzeitmessung müssen Tätigkeiten unterbrochen

werden und nachts wachen viele Menschen von der Manschettenmessung auf.

Die Kontaktdruckmethode und Applanationstonometrie ist nur bei komplett

ruhig gestelltem Messort eine Option. Daher sind beide nicht für die ambulante

24h-Messung geeignet.

Die Pulstransitzeitmessung ist eine vielversprechende Alternative. Durch das

bisher ungelöste Problem der Rekalibration aufgrund veränderter Gefäßelasti-

zitäten ist sie ohne eine zusätzliche Manschettenmessung für die 24h-Messung

bisher nicht im Einsatz.

Mit dem Portapres-Gerät existiert eine mobile Blutdruckmessung mit der Volu-

menkompensationsmethode. Das Gerät ist aber vergleichsweise teuer und wird

daher kaum eingesetzt. Außerdem hat es den Nachteil, dass die Durchblutung

der Finger nur eingeschränkt vorhanden ist und es daher zu Ischämien (Durch-

blutungsausfall) kommen kann. Während die Messung durchgeführt wird, ist

die Hand nur sehr eingeschränkt benutzbar.

Aus den Nachteilen der bisherigen nichtinvasiven Blutdruckmessmethoden er-

gibt sich, dass es einen Bedarf für eine belastungsarme Langzeitmessung des

Blutdruckes gibt, die den Patienten im Alltag nicht einschränkt und trotzdem

valide Messungen liefert.

1.4.2 Invasive Blutdruckmessung

Die invasive Blutdruckmessung unterteilt sich in intra- und extrakorporale

Messtechniken, [Bol2002]. Bei der extrakorporalen Blutdruckmessung befindet

sich der Drucksensor außerhalb des Körpers und wird über einen flüssigkeits-

gefüllten Katheter an den arteriellen Druck angekoppelt. Bild 1.12 zeigt den

Aufbau eines extrakorporalen Druckmessgerätes.

Bild 1.12: Invasive Blutdruckmessung mit extrakorporalem Drucksensor nach

[Bol2002].

Um einen Thrombus an der Katheterspitze zu vermeiden, werden die Kathe-

ter mit einer isotonischen Kochsalzlösung oder Heparinlösung konstant gespült,

[Irw2008] und [Ull2005].

Bei der intrakorporalen Technik befindet sich der Drucksensor an der Kathe-

terspitze im Gefäß. Diese Katheter werden aufgrund der hohen Kosten für die

reine Blutdruckmessung nur selten eingesetzt, [Bol2002]. Einen Einblick in die

Technik und Probleme der invasiven Blutdruckmessung gibt [Lou2009].

Die Nachteile der invasiven Messung sind neben den teilweise hohen Kosten

besonders die Gefahr einer Infektion durch die Wunde oder bei langen Lie-

gezeiten der Katheter sowie die Thrombenbildung an und in den Kathetern.

Außerdem gibt es das Problem, dass die Sensoren driften, also zum Beispiel

der Nullpunkt sich verschiebt und eine Rekalibration erforderlich macht.

1.5 Neuartige belastungsarme Blutdruck-

messung mit Ultraschall

Zu Beginn des Projekts stand die Feststellung, dass für die Langzeitmessung

des Blutdruckes (ambulante 24h-Messung, aber auch dauerhaft für Intensiv-

oder Schlafmedizin) keine verlässliche, nichtinvasive und belastungsarme Mess-

technik existiert, weder intermittierend noch kontinuierlich. In dieser Arbeit

wird zwischen einer „intermittierenden“ und einer „kontinuierlichen“ Metho-

de unterschieden. Erstere bezeichnet die Erfassung von singulären systolischen

und diastolischen Blutdruckwerten in definierten Zeitintervallen und zweite-

re die kontinuierliche Erfassung des gesamten Blutdruckpulses während des

Messintervalls. Insgesamt wird eine Messung des Blutdruckes über 24Stunden

angestrebt. Das Hauptaugenmerk lag bei diesem Forschungsprojekt auf der

Belastungsarmut der Methode. In diesem Kapitel werden zunächst die beiden

entwickelten Methoden der neuartigen Blutdruckmessung mit Ultraschall be-

schrieben und anschließend eine Definition des Kriteriums „Belastungsarmut“

vorgestellt.

1.5.1 Intermittierende Methode

Die neuartige Methode lässt sich grundsätzlich als Erweiterung des Riva-Rocci-

Prinzips verstehen. Es wird wie bei der konventionellen Manschettenmessung

eine Arterie durch ein Druckkissen abgedrückt. Dieses Druckkissen, auch Bal-

lon genannt, ist jedoch klein und wirkt nur auf eine einzelne oberflächliche

Arterie. Mit dieser Methode ist es möglich, einen systolischen und einen dia-

stolischen Blutdruckwert innerhalb einer Messung zu detektieren. Nach einem

Ruheintervall wird die nächste Messung durchgeführt. Deshalb wird die Me-

thode als intermittierende Methode bezeichnet.

Als Messort kommen alle oberflächlich gelegenen Arterien in Frage. Dies ist

zum Beispiel die Schläfenarterie Arteria temporalis, die Handgelenksarterien

Arteria radialis und Arteria ulnaris, die Fußknöchelarterie Arteria tibialis pos-

terior oder die Fußrückenarterie Arteria dorsalis pedis.

Zusätzlich soll die oberflächliche Arterie über einem Knochen liegen, der für

das Abdrücken ein Gegenlager bildet. Die Fußrückenarterie verläuft nicht über

einem Knochen und scheidet daher aus. Bei der Fußknöchelarterie ist eine Be-

festigung schwierig, da das Laufen nicht eingeschränkt werden soll. Die Schlä-

fenarterie hat als Gegenlager den Schädelknochen. Die Befestigung am Kopf ist

jedoch eine große Herausforderung. Die sichere Befestigung eines Druckkissens

an der Schläfe erfordert eine Umspannung des gesamten Kopfes in der Form

eines Stirnbandes oder eines Helmes.

Daher eignen sich die Handgelenksarterien von den genannten Arterien am

besten für die Messung. Der größte Nachteil dort ist die große Bewegung, die

der Arm durchführen kann. Diese Bewegungen treten allerdings an den Beinen

ebenfalls auf. Der Kopf wird zwar nicht so stark bewegt, dafür ist das Problem

der Befestigung am Handgelenk leichter zu lösen als am Kopf. Da die Radialar-

terie in der Regel einen größeren Durchmesser als die Ulnararterie hat, wird sie

als Messort ausgewählt. Sie verläuft zudem direkt über dem Radiusknochen,

der das Gegenlager darstellt. Dadurch wird nur ein kleines Volumen benötigt,

um die Arterie abzuklemmen. Ein typischer Verlauf des Blutdruckes in der

Radialarterie ist in Bild 1.13 dargestellt, [Web2006].

Bild 1.13: Blutdruck in der Radialarterie eines gesunden Patienten nach [Web2006].

Der Blutdruck beträgt 129/87mmHg.

Im Gegensatz zu allen anderen gängigen Techniken wird bei diesem neuen

Prinzip die Durchgängigkeit der Arterie mit Hilfe von Ultraschall detektiert.

Ein kleiner Ultraschallsensor wird stromab vom Druckkissen über der Arte-

rie platziert und misst die Blutgeschwindigkeit kontinuierlich mit Hilfe von

Doppler-Ultraschall. Es ist auch möglich, den Ultraschallsensor stromauf vom

Kissen zu positionieren, falls individuelle anatomische Besonderheiten dies er-

forderlich machen sollten. Der Messaufbau ist in Bild 1.14 dargestellt.

Bild 1.14: Schema des Messsystems. Ein Druckkissen drückt die Arterie über einem

Knochen ab, der Ultraschallsensor misst den Blutfluss.

Die Messung beginnt mit dem schnellen Aufpumpen des Druckkissens über

den systolischen Blutdruck. Anschließend wird er langsam abgelassen. Die Ab-

lassgeschwindigkeit ist entscheidend für die Genauigkeit der Messung. Es sollte

nicht schneller als 3mmHg/s abgelassen werden, siehe Empfehlungen der eu-

ropäischen Gesellschaft für Bluthochdruck, [O’B2003]. Damit beträgt die ge-

samte Messzeit ungefähr eine Minute.

Ist der Kissendruck größer als der Blutdruck, wird vom Ultraschallsensor kei-

ne Blutgeschwindigkeit detektiert. Sinkt der Kissendruck, wird beim Erreichen

des systolischen Blutdrucks das erste Wiedereinströmen von Blut in die Arte-

rie detektiert, siehe Bild 1.15.

Bild 1.15: Funktionsprinzip der intermittierenden Messmethode. Das Maximum und

Minimum des arteriellen Blutdruckverlaufes (blau) soll detektiert werden. Der Kissen-

druck (schwarz) wird langsam abgesenkt, das Blutgeschwindigkeitssignal (rot) wird

durch eine Ultraschallsonde detektiert und setzt wieder ein, wenn der systolische Blut-

druck unterschritten wird. Das Ultraschallsignal sinkt ein letztes Mal auf Null, wenn

der diastolische Blutdruck im Kissen erreicht wird. Grau hinterlegt sind die Zeiten, in

denen die Arterie geöffnet ist.

Sinkt der Kissendruck weiter, wird die Arterie zeitweise geöffnet und zeitweise

geschlossen sein, was ein charakteristisches Ultraschallsignal erzeugt. Die geöff-

nete Arterie ist im Bild 1.15 mit den grau hinterlegten Bereichen angedeutet.

Beim Erreichen des diastolischen Druckes ist die Arterie immer geöffnet, das

Ultraschallsignal entspricht dem Signal vor Beginn der Messung. Um einen

weiteren Blutdruckwert aufzunehmen, beginnt der Vorgang von Neuem.

1.5.2 Kontinuierliche Methode

Das kontinuierliche Messprinzip baut auf der intermittierenden Methode auf.

Das Ultraschallsignal ist ein robustes Signal für die Durchströmbarkeit der Ar-

terie und wird als Regelgröße für die kontinuierliche Messung genutzt. Das

Funktionsprinzip ist in Bild 1.16 dargestellt.

Bild 1.16: Funktionsprinzip der kontinuierlichen Methode. Der arterielle Blutdruckver-

lauf (blau) soll komplett detektiert werden. Der Beginn der Regelung ist mit x markiert.

Das Blutgeschwindigkeitssignal (rot) wird durch eine Ultraschallsonde detektiert und

durch die Regelung des Kissendruckes (schwarz) auf einem niedrigem nahezu konstan-

ten Wert gehalten.

Die Grundannahme ist, dass das Ultraschallsignal auf einen niedrigen, na-

hezu pulslosen Wert geregelt werden kann. Das Ultraschallsignal kann das

Geschwindigkeitssignal des Blutes, das Volumenstromsignal des Blutes oder

das Dopplerfrequenzsignal sein. Steigt das Ultraschallsignal über den Refe-

renzwert an, bedeutet dies, dass der Blutdruck größer ist, als der momentan

herrschende Kissendruck. Daher muss der Kissendruck erhöht werden, sodass

das Ultraschallsignal wieder sinkt. Sinkt das Ultraschallsignal unter den Grenz-

wert, muss der Kissendruck reduziert werden, da das Gefäß sonst abgeklemmt

wird. So kann der individuellen Blutdruckkurve mit Hilfe des Ultraschallsignals

gefolgt werden. Für die Messung ist neben der Ultraschallsonde ein Mikrokon-

troller für die Regelung und eine schnelle Pumpe für die Kissendrucksteuerung

erforderlich, Bild 1.17.

Bild 1.17: Schema der kontinuierlichen Methode. Das Ultraschallsignal wird in einem

Regler verarbeitet und der Kissendruck durch einen Tauchspulenaktuator verändert.

1.5.3 Vor- und Nachteile der Methoden

Der Vorteil der intermittierenden Methode ist, dass das Messsystem sehr klein

ist und den Patienten kaum stört. Mit einer geeigneten Bewegungsartefakt-

messung kann erreicht werden, dass der Patient im Alltag kaum einschränkt

wird. Durch die Bewegungsmessung können die Messungen entweder kalibriert

werden oder bei sehr großen Störungen auch automatisch verworfen werden,

s. Kapitel 2.7. Der größte Nachteil liegt in der Methodik selbst begründet:

die gemessenen systolischen und diastolischen Werte gehören nicht zum selben

Druckpuls sondern werden in einem Messzeitraum ermittelt. Liegt der Blut-

druck zum Beispiel bei 140/80mmHg dauert eine Messung mindestens 20-30s.

In dieser Zeit kann sich der Blutdruck bereits ändern.

Der Vorteil der kontinuierlichen Methode ist die genauere Kenntnis des Blut-

druckverlaufs. Neben den absoluten systolischen und diastolischen Blutdrücken

kann auch der mittlere arterielle Druck pulsgenau bestimmt werden. Zusätzlich

kann der sogenannte Augmentationsindex AIx bestimmt werden. Sugawara et

al. untersuchten die Beziehung des radialen und aortalen Augmentationsindex,

[Sug2007]. Dieser berechnet sich zu

AIx =Systolischer Druck2.P eak −Diastolischer Druck

Systolischer Druck1.P eak −Diastolischer Druck ·100.(1.2)

Der erste und zweite Peak des systolischen Druckes ist in Bild 1.13 gekenn-

zeichnet. Die Untersuchung zeigte, dass der radiale AIx als Surrogatparameter

(Ersatzparameter) für kardiovaskuläre Erkrankungen genutzt werden kann.

Der Nachteil der kontinuierlichen Methode ist der dauerhafte Druck, der auf

die Radialarterie und das umgebende Gewebe wirkt. Obwohl die Hand auch

noch über andere Arterien versorgt wird, sollten Ruhezeiten vorgesehen werden

in denen keine Messung stattfindet. Im Moment erlaubt die Energieversorgung

des Gesamtsystems keinen dauerhaften Einsatz über 24 Stunden (Kapitel 3.7),

weshalb keine Ischämien zu erwarten sind.

Bild 1.18 zeigt den Vergleich von allen vorgestellten Methoden zur Blutdruck-

messung.

Bild 1.18: Vergleich der vorgestellten Blutdruckmessmethoden anhand verschiedener

Kriterien. Die neuartige kontinuierliche Methode der Blutdruckmessung mit Ultraschall

erfüllt als einzige alle Kriterien.

Die Methoden werden anhand der Kriterien auf Invasivität, Kontinuität, Trag-

barkeit der Geräte, Bewegungseinschränkung der Patienten, Kalibrationsfrei-

heit und Belastungsarmut untersucht. Die Manschettenmethoden erfassen den

Blutdruck nicht kontinuierlich und nicht während der Bewegung. Sie sind be-

lastend für den Patienten. Bei der Volumenkompensationsmethode kann eine

Hand nicht benutzt werden, die Methode ist daher nicht belastungsarm (s. Ka-

pitel 1.5.4). Applanationstonometrie und Kontaktdruckmethode sind extrem

anfällig für Bewegungsartefakte. Für die Kontaktdruckmethode ist zusätzlich

eine Kalibration mit einer Armmanschette notwendig, wie auch für die Pul-

stransitzeitmessung. Die Kathetermessung ist invasiv und daher belastend. Die

Methode kann nicht ambulant angewendet werden.

Die neuartige, kontinuierliche Blutdruckmessung mit Ultraschall kann als ein-

zige Methode alle Kriterien erfüllen.

1.5.4 Belastungsarmut

Die Definition von „Belastungsarmut“ lautet in dieser Arbeit: Die Abwesenheit

von schmerzhaften und vom Patienten als störend empfundenen Messungen bei

gleichzeitig uneingeschränkter Bewegungsfähigkeit während der Messungen.

Der Begriff „Belastungsarmut“ hat in dieser Arbeit demzufolge drei Aspekte.

Erstens soll die Messung möglichst schmerzfrei für den Patienten sein. Zwei-

tens soll der Patient die Messung nicht als störend empfinden. Drittens soll er

seine motorischen Tätigkeiten während der Messung nicht unterbrechen müs-

sen.

Die Belastung durch eine nichtinvasive Blutdruckmessung wird individuell

sehr verschieden empfunden. Viele Patienten, an denen eine ambulante 24h-

Messung mit einer Oberarmmanschette durchgeführt wurde, klagen besonders

über die Druckschmerzen im Arm und darüber, dass sie in der Nacht geweckt

werden. Bei einmalig durchgeführten Messungen mit ambulanten Handgelenks-

blutdruckmessgeräten gibt es deutlich weniger Beschwerden. Die abgeklemmte

Fläche ist am Handgelenk kleiner als am Oberarm und zusätzlich wird viel

weniger Blutvolumen in der Peripherie gehalten. Bei der Manschettenmessung

am Oberarm wird das Blut im gesamten Unterarm gestaut, während beim

Abklemmen des Handgelenks nur das Handblutvolumen zurück gehalten wird.

Das venöse Blut wird bei einer komplett umlaufenden Befestigung daran ge-

hindert, zum Herzen zurück zu fließen. Dies führt zu einem unangenehmen

Spannungsgefühl.

Für die neuartige Messung mit Ultraschall wird die abgedrückte Fläche im Ver-

gleich zur Manschettenmessung am Handgelenk nochmal deutlich reduziert: es

wird nur eine einzelne Arterie am Handgelenk abgeklemmt. Ziel der Messung

ist es außerdem, den venösen Rückfluss durch die Radialvenen nicht zu stören.

Die Hand wird weiterhin durch die übrigen arteriellen Gefäße, z.B. die Ulnar-

arterie versorgt. Durch die Ulnarvenen kann Blut aus der Hand zurück fließen.

Die Hand bleibt weiterhin funktionsfähig. Drehungen und Beugung des Hand-

gelenks sind – abhängig von der Befestigung des Gerätes – eingeschränkt mög-

lich, s. Kapitel 3.4.

Kapitel 2

Material und Methoden

Die Entwicklung der Komponenten für die beiden vorgestellten Messmethoden

war zentraler Teil dieser Arbeit. Im folgenden Kapitel werden zunächst die An-

forderungen an die jeweilige Komponente und gegebenenfalls die theoretischen

Hintergründe erläutert. Anschließend werden die getesteten Materialien und

die Untersuchungsmethoden vorgestellt. Die Ergebnisse der Untersuchungen

werden im Kapitel 3 vorgestellt.

2.1 Ultraschall

Als Ultraschall wird der Schall bezeichnet, der eine Frequenz von mehr als

20kHz hat und damit über dem hörbaren Bereich des Menschen liegt. Für

die meisten medizinischen Anwendungen des Ultraschalls werden Frequenzen

zwischen 2MHz und 10MHz verwendet, [Eva2000].

Ultraschalltechnik findet in der Medizin und Medizintechnik eine sehr breite

Anwendung, zum Beispiel als bildgebendes Verfahren oder zur Detektion der

Geschwindigkeit beweglicher Strukturen. Als nichtinvasive Technik eignet sie

sich besonders gut zur Messung von Blutgeschwindigkeiten in Blutgefäßen.

Hierfür wird die Doppler-Ultraschalltechnik angewendet.

Theorie Dopplergleichung 1842 veröffentlichte Christian Andreas Dopp-

ler seine Beobachtungen zu dem nach ihm benannten Effekt. Der Doppler-

Effekt beschreibt die Frequenzveränderung eines Signals bei einer Relativbe-

wegung von Sender und Empfänger. Bei aufeinander zu bewegtem Sender und

Empfänger ist die beobachtete Frequenz höher, bei voneinander weg bewegtem

Sender und Empfänger ist die Frequenz niedriger als die emittierte Frequenz.

Das allgemeine Dopplergesetz lautet

fE=fS

c±vE

c∓vS

.(2.1)

Dabei ist fEdie vom Empfänger wahrgenommene Frequenz, fSdie Frequenz

des Senders, cdie Schallgeschwindigkeit im Umgebungsmedium, vSdie Ge-

schwindigkeit des Senders und vEdie Geschwindigkeit des Empfängers. Die

Vorzeichen ändern sich für aufeinander zu und voneinander weg bewegte Sen-

der/Empfänger.

Wenn sich Sender und Empfänger mit einer Relativgeschwindigkeit vund ei-

nem Winkel θzueinander bewegen, gilt

fE=fS

c±vcos θ

c∓vcos θ.(2.2)

Die Dopplerfrequenz fDist definiert als

fD=fE−fS,(2.3)

(2.4)

und somit

fD=fS

c±vcos θ

c∓vcos θ−fS

=fS

c±vcos θ−c±vcos θ

c∓vcos θ

=fS±2vcos θ

c∓vcos θ.(2.5)

Unter der Annahme, dass die Schallgeschwindigkeit csehr viel größer ist als die

Sender- oder Empfängergeschwindigkeit v,cvgilt für die Dopplerfrequenz

folgende Gleichung

fD=±2·fS·cos θ·v

c.(2.6)

Die Dopplerfrequenz von bewegten Blutkörperchenkann ist ein Maß für die

Geschwindigkeit.

Der Doppler-Effekt wird in der diagnostischen Medizin verwendet. Ein Ul-

traschallsignal wird in das Gewebe eingebracht und dort durch Reflexion,

Streuung, Beugung, Absorption und Dämpfung verändert, [Ste2008]. Die Ul-

traschallsignale werden mit Hilfe von Piezokeramiken erzeugt und detektiert.

Beim Anlegen einer elektrischen Spannung führen diese eine mechanische De-

formation aus. Umgekehrt erzeugt eine Deformation der Keramiken eine Span-

nung. Damit kann einerseits ein Ultraschallsignal gesendet werden, andererseits

kann ein reflektiertes Signal von einer mechanischen Wellenbewegung in eine

elektrische Spannung umgewandelt werden. Eine nähere Erläuterung zur Wir-

kungsweise der Piezoelemente wird in Kapitel 2.1.4 gegeben. Das reflektierte

Signal wird mit dem eingetragenen Signal verarbeitet um die Dopplerfrequenz

zu berechnen, s. Kapitel 2.1.2.

Kontinuierlicher Doppler-Ultraschall In diesem Forschungsvorhaben

wurde die continuous-wave-Ultraschall-Methode (cw-Methode) genutzt. Dabei

befinden sich in der Ultraschallsonde zwei Piezokeramiken – ein Sender- und

ein Empfängerelement. Diese werden kontinuierlich betrieben, das heißt, die

Sendekeramik schwingt während der Messung kontinuierlich mit einer charak-

teristischen Ultraschallfrequenz und der Empfänger wird durch das reflektierte

Signal in Schwingung versetzt. Die cw-Methode wird in der Diagnostik für die

Detektion von Blutgeschwindigkeiten verwendet.

Die Sendekeramik erzeugt ein Ultraschallsignal mit der Frequenz fS, welches

unter einem Winkel Θin das Blutgefäß eingestrahlt wird. An den korpusku-

lären Teilchen im Blut werden die Wellen reflektiert und abhängig von ihrer

Geschwindigkeit uändert sich die reflektierte Frequenz fE. Der Vorgang ist in

Bild 2.1 dargestellt.

Bild 2.1: Schema des Doppler-Ultraschall-Verfahrens zur Messung der Blutgeschwin-

digkeit nach [Web2014b]. Die Frequenz der eingetragenen Schallwelle fSwird an den

Blutkörperchen im Blutgefäß abhängig von deren Geschwindigkeit ugeändert und eine

Schallwelle mit der Frequenz fEreflektiert.

2.1.1 Medizinischer Ultraschall

In der Medizin wird Ultraschall zur Bildgebung, zur Messung von Blutge-

schwindigkeiten und auch zu therapeutischen Zwecken eingesetzt.

Eine biologisch relevante Wirkung hat Ultraschall durch Kavitation und Wär-

meenntwicklung, [Rot1993]. Kavitation beschreibt die Bildung von Dampfbla-

sen in einer Flüssigkeit durch starke Druckschwankungen, wie sie beim Ul-

traschall durchaus auftreten können. Die Dampfblasen entstehen, wenn der

statische Druck in der Flüssigkeit unter den Dampfdruck fällt. Rott beschreibt

weiter, dass die Kavitationen durch einen hohen negativen Spitzendruck der

Ultraschallwelle und die Anwesenheit von Kavitationskeimen ausgelöst wer-

den. Dies sind zum Beispiel kleine Gasblasen, die in der Unterdruckphase der

Schallwelle explosionsartig größer werden und in der folgenden Druckphase

wieder kollabieren. Insbesondere das cw-Doppler-US-Verfahren arbeitet aber

mit negativen Spitzendrücken, die zu klein sind, um Kavitationseffekte auszu-

lösen.

Verschiedene Gewebe absorbieren die eingetragene Ultraschallintensität un-

terschiedlich stark. Knochen sind durch ihren hohen Absorptionskoeffizienten

thermisch am meisten gefährdet, [Rot1993]. Die Erwärmung von Gewebe in

der direkten Umgebung von Knochen ist nicht zu vernachlässigen. Dennoch

belegt Rott, dass cw-Doppler mit niedrigen Intensitäten arbeiten und daher

thermisch harmlos sind. Nelson et al. erläutern, dass die US Food and Drug Ad-

ministration (FDA – US-amerikanische Lebensmittelüberwachungs- und Arz-

neimittelzulassungsbehörde) die zulässige Sondenintensität von diagnostischen

Ultraschallsonden auf 720mW/cm2festgelegt hat, [Nel2009].

2.1.2 Ultraschallsignalverarbeitung

Aus den Signalen der Sender- und Empfängerpiezokeramik kann neben der

Dopplerfrequenz über trigonometrische Zusammenhänge auch die Richtung

des Blutflusses bestimmt werden. Im folgenden Kapitel wird die Quadratur-

Phasenmodulation beschrieben, mit der die Richtung des Signals bestimmt

wird.

Theorie Die Ultraschallsignalverarbeitung im continuous-wave-Betrieb ist

schematisch in Bild 2.2 dargestellt. Der Masteroszillator (auch Steueroszil-

lator) arbeitet mit einer konstanten Frequenz fS, die über einen Verstär-

ker an den Sender weitergegeben wird. Das reflektierte Ultraschallsignal wird

über einen Empfangsverstärker an den Demodulator weitergegeben. Dort wird,

meist durch Quadratur-Phasenmodulation (2.1.2), die Trägerfrequenz entfernt

und die Dopplerverschiebung bestimmt.

Bild 2.2: Blockdiagramm eines cw-Doppler Systems nach [Eva2000].

Quadratur-Phasenmodulation Die Quadratur-Phasenmodulation ist die

am häufigsten genutzte Technik für die richtungsabhängige Demodulation von

Ultraschallsignalen, [Eva2000]. Die Zielgrößen dieser Technik sind Amplitude

und Phase der realen und imaginären Anteile der Dopplersignale. Dazu wird

das reflektierte, verstärkte US-Signal – im Folgenden auch RF-Signal (radio

frequency signal) genannt – einerseits mit dem Masteroszillatorsignal und an-

dererseits mit dem um 90°phasenverschobenen Masteroszillatorsignal demo-

duliert.

Das reflektierte Ultraschallsignal S(t)kann als Signal aus dem Trägersignal

S0(t)und den Signalen aus den Bewegungen zur Sonde hin Sf(t)und von der

Sonde weg Sr(t)zusammengesetzt werden.

S(t) = S0(t) + Sf(t) + Sr(t)

=A0cos (ω0t+θ0) + Afcos (ω0t+ωft+θf)

+Arcos (ω0t−ωrt+θr).(2.7)

A, ω und θbezeichnen die Amplitude, Kreisfrequenz und Phase der Signa-

le, die Indizes bezeichnen das Trägersignal 0, das Vorwärtssignal fund das

Rückwärtssignal r. Bild 2.3 zeigt das Blockdiagramm der Quadratur-Phasen-

Detektion.

Soll das Signal in Gleichung 2.7 demoduliert werden, wird es zunächst mit

cos (ω0t)multipliziert um das „direkte“ Signal D(t)zu erhalten. Das Quadra-

tursignal Q(t)ergibt sich aus der Multiplikation von S(t)und sin (ω0t).

Bild 2.3: Blockdiagramm der Quadratur-Phasen-Detektion nach [Eva2000]. Das RF-

Signal wird mit dem Masteroszillatorsignal und dem phasenverschobenen Masteroszil-

latorsignal moduliert und anschließend tiefpassgefiltert.

Es gilt:

D(t) =A0cos (ω0t+θ0) cos (ω0t)

+Afcos (ω0t+ωft+θf) cos (ω0t)

+Arcos (ω0t−ωrt+θr) cos (ω0t)(2.8)

2A0[cos θ0+ cos (2ω0t+θ0)]

2Af[cos (ωft+θf) + cos (2ω0t+ωft+θf)]

2Ar[cos (ωrt−θr) + cos (2ω0t−ωrt+θr)] (2.9)

Q(t) =A0cos (ω0t+θ0) sin (ω0t)

+Afcos (ω0t+ωft+θf) sin (ω0t)

+Arcos (ω0t−ωrt+θr) sin (ω0t)(2.10)

2A0[sin (2ω0t+θ0)−sin θ0]

2Af[sin (2ω0t+ωft+θf)−sin (ωft+θf)]

2Ar[sin (2ω0t−ωrt+θr)−sin (−ωrt+θr)] (2.11)

Evans beschreibt, wie durch den Tiefpassfilter nun die Gleichstromkomponente

und alle Anteile der Ordnung 2ω0tgefiltert werden, [Eva2000]. Es ergeben sich:

D0(t) =1

2Afcos (ωft+θf)

2Arcos (ωrt−θr),(2.12)

Q0(t) = −1

2Afsin (ωft+θf) + 1

2Arsin (ωrt−θr)

=−1

2Afcos (ωft+θf+π/2)

2Arcos (ωrt−θr+π/2) (2.13)

Vergleicht man die Gleichungen 2.12 und 2.13 miteinander, wird deutlich, dass

das zur Sonde hin gerichtete direkte Signal dem Quadratursignal um 90°„hin-

terher“ läuft. Das von der Sonde weg gerichtete direkte Signal läuft dem Qua-

dratursignal um 90°voraus.

Um diese beiden Signale in vorwärts und rückwärts gerichtete Signale zu tren-

nen werden verschiedene Methoden angewendet. Die am häufigsten angewen-

deten sind das „switched channel processing“, die „phasing-filter“-Technik, die

„Weaver receiver“-Technik und die komplexe Fouriertransformation. Diese sind

ausführlich in [Eva2000] beschrieben.

Für einen vertiefenden Einstieg in die Ultraschalltechnik sei auf die einschlä-

gige Literatur von Hoskins et al. [Hos2010], Shung [Shu2006], Rumack et al.

[Rum2005] und Evans [Eva2000] verwiesen.

2.1.3 Ultraschallelektronik

Platine des Hadeco Bidop Zur Verarbeitung der US-Sondensignale wur-

de zunächst die Platine des bidirektionalen Doppler-Ultraschallgerätes Hadeco

Bidop ES-100V3 genutzt. Das Gerät und die Platine ist in Bild 2.4 darge-

stellt. Die beiden Ultraschallsignale sind frequenzmodulierte, zueinander 90°-

phasenverschobene Signale.

Bild 2.4: Hadeco Bidop ES-100V3 und Vorder- und Rückansicht der Platine.

Bild 2.5, links zeigt die beiden Rechtecksignale. Mit Hilfe eines Frequenz-

Spannungswandlers kann allein aus einem der Rechtecksignale ein Dopp-

lerfrequenzsignal errechnet werden, welches die Geschwindigkeit des Blu-

tes in die entsprechende Richtung darstellt, s. Bild 2.5. Das Ultraschall-

Geschwindigkeitssignal steht nun für die Aufnahme und Weiterverarbeitung

mit einer Datenerfassungskarte zur Verfügung.

Bild 2.5: Links: Rechtecksignale nach der Quadraturdemodulation aus Hadeco Bidop

ES-100V3. Das zur Sonde gerichtete Signal ist blau, das von der Sonde weg gerichtete

Signal ist rot dargestellt. Rechts: Das Dopplerfrequenzsignal wird aus dem zur Sonde

hin gerichteten Rechtecksignal bestimmt.

Schaltung für US-Sonden Um die Signale der Fraunhofer-US-Sonden (Ka-

pitel 2.1.4.4 ) zu verarbeiten, wurde eine eigene Schaltung nach Vorbild der

Signalverarbeitung im Hadeco Bidop Gerät entwickelt. Dort werden die Piezo-

signale zu einem digitalen Frequenzsignal verarbeitet. Die Daten können direkt

für die Regelung (Kapitel 2.6) genutzt oder durch den Frequenz-Spannungs-

Wandler für die Datenerfassungskarte zugänglich gemacht werden. Der Schalt-

plan befindet sich im Anhang A.7.

2.1.4 Ultraschallsonden

Für die nichtinvasive Blutdruckmessung am Handgelenk wird die Geschwin-

digkeit des Blutes in der Radialarterie mit Ultraschall gemessen. Zunächst

wurde die Machbarkeit mit einer kommerziellen bidirektionalen 8MHz-

Ultraschallsonde des Hadeco Bidop ES-100V3 (Kapitel 2.1.3) nachgewiesen,

s. Kapitel 3.1. Aus diesen Versuchen wurden die folgende Anforderungen an

den Ultraschallsensor identifiziert:

Der Ultraschallsensor muss

•klein sein,

•eine breite Einstrahlcharakteristik besitzen um robust gegen die Verschie-

bung der Arterien durch die Bewegung des Handgelenk zu sein,

•flach auf die Haut aufgebracht werden,

•die Piezokeramiken im Ultraschallsensor müssen einen Anstellwinkel zur

Hautoberfläche haben.

Mit diesen Anforderungen wurden verschiedene Ultraschallsensorgeometrien

entwickelt und einige Ultraschallsonden gebaut.

2.1.4.1 Zylinderförmige Ultraschallsonden

Die kommerzielle Ultraschallsonde des Hadeco Bidop ES-100V3 hat eine kreis-

förmige Auflagefläche, s. Bild 2.6. Die beiden Piezokeramiken sind rechteckig

und haben eine Grundfläche von 1,8x2,5mm2und eine Dicke von 0,3mm. Bei-

de sind unter einem Anstellwinkel von ungefähr 9°zur Sondenfläche angestellt.

Die Sonde hat einen Durchmesser von 7,7mm. Hinter den Piezokeramiken be-

findet sich Luft als Isolator.

Bild 2.6: Die Ultraschallsonde des Hadeco Bidop ES-100V3 hat eine kreisförmige Auf-

lagefläche. Links: Komplette US-Sonde, Mitte: Kreisförmige Auflagefläche, Rechts: Mi-

kroskopaufnahme eines Schnittes durch den Sondenkopf.

Um möglichst nah an der kommerziellen (und damit gut erprobten) Sonden-

geometrie zu bleiben, wurde die zylinderförmige Geometrie der Hadecoson-

de für die selbst entwickelten Sonden zunächst beibehalten. Um die Sonden

mit der kreisförmigen Stirnfläche direkt ohne Anstellwinkel über der Radial-

arterie befestigen zu können, wurden die Piezokeramiken in der Sonde bereits

unter verschiedenen Anstellwinkeln platziert. Als Dämpfungsmaterial hinter

den Piezokeramiken wird Luft verwendet. Die Sonden wurden von der Firma

Pulson.med-Medizintechnik, Hundsangen gefertigt. Bild 2.7, rechts zeigt die

Anordnung der Piezokeramiken in den zylindrischen Sonden.

Bild 2.7: Zylindrische Ultraschallsonden un Schema. Links: Zunächst als Stempel kon-

zipierte, zylinderförmige Sonde. Mitte: Pörtnersonde aus Kunststoff. Links: Schema der

Pörtnersonde. Die Piezokeramiken (rot) wurden unter zwei verschiedenen Winkeln in

die Sonde integriert. Die Flussrichtung des Blutes in der Arterie ist mit einem Pfeil

markiert. Das Sendeelement (links) wird unter 40°, das Empfängerelement (rechts)

unter 10°angestellt. Als Isolation wird Luft verwendet.

Die linke Sonde hat einen Durchmesser von 6mm und eine Höhe von 24,7mm.

Diese Sonde wurde als Stempel konzipiert, mit dem die Arterie direkt abge-

klemmt werden sollte. Dieser Ansatz konnte nicht erfolgreich abgeschlossen

werden, da der Sondendurchmesser zu klein war, um die Radialarterie sicher

abklemmen zu können. Durch die Bewegung des Stempels werden zusätzlich

Doppler-Ultraschall-Signale erzeugt, die nicht von den Signalen der Blutbewe-

gung getrennt werden können. Weitere Ergebnisse sind im Kapitel 3.1 erläutert.

Die zweite zylindrische Sonde wurde aufgrund der Ergebnisse der zylindrischen

Stempelsonde verkleinert und befindet sich in einem Kunststoffgehäuse. Sie ist

im Bild 2.7 rechts dargestellt und wird unter dem Namen „Pörtnersonde“ re-

ferenziert. Die Grundfläche hat einen Durchmesser von 6,2mm und eine Höhe

von 4,5mm. Die Piezokeramiken sind kreisförmig mit einem Durchmesser von

3mm und einer Dicke von 0,25mm. Sie sind aus dem Material PIC151 und

werden von der Firma PI Ceramic vertrieben. Das Prüfprotokoll der verwen-

deten Piezokeramik befindet sich im Anhang A.2.

Die Eigenfrequenz der Piezokeramiken wird vom Hersteller lediglich über das

Verhältnis von Frequenzkonstante Ntund Dicke der Keramikscheibe Dange-

geben. Die Materialparameter können dem Anhang A.1 entnommen werden.

Die Eigenfrequenz der Keramik und damit die Senderfrequenz fSder Ultra-

schallsonden beträgt

fS=Nt

D(2.14)

=1950 Hzm

0,25 mm

=7,8MHz.

2.1.4.2 Rechteckige Ultraschallsonden

Im Labor für Biofluidmechanik wurden eigene Ultraschallsonden mit rechtecki-

gem Querschnitt hergestellt.

Die verwendeten Piezokeramiken sind die gleichen wie für die zylinderförmigen

Sonden (3mm, Dicke 0,25mm, aus PIC151 von PI Ceramic). Diese werden

auf eine Grundgeometrie aus PEEK (Polyetheretherketon) aufgeklebt und be-

finden sich in einem Gehäuse aus PEEK. Dieses Material wurde gewählt, weil

auch die Originalsonde des Hadeco Bidop daraus besteht. Peek ist leicht steri-

lisierbar, gut zu bearbeiten und absorbiert den Ultraschall nur wenig. Bild 2.8

zeigt den geometrischen Aufbau der zwei gefertigten „Einfachsonden“.

Bild 2.8: Einfachsonden mit Geometrie. Die Hautoberfläche und die Arterie befinden

sich in Analogie zu Bild 2.7 jeweils unten. Links: Erste Anordnung der Piezokeramiken

mit geringem Abstand, Rechts: Zweite Anordnung mit größerem Abstand der Piezoke-

ramiken.

Die Bezeichnung „Einfachsonde“ begründet sich auf der Tatsache, dass die-

se Ultraschallsonden jeweils aus einem Sende- und einem Empfängerelement

bestehen. Als Dämpfungsmaterial hinter den Piezokeramiken wird Luft ver-

wendet.

In der ersten Rechteckanordnung RK1 (Bild 2.8, oben) liegt das Sendeelement

auf einer Rampe mit 40°Anstellwinkel, das Empfängerelement auf einer Ram-

pe mit 10°Anstellwinkel. Zwischen den Keramiken befindet sich eine Lücke

von 0,5mm, an der die Senderelementrampe senkrecht abfällt.

In der zweiten Anordnung RK2 (Bild 2.8, unten) sind die Anstellwinkel un-

verändert. Zwischen Sender- und Empfängerelement fällt die PEEK-Auflage

unter einem Winkel von 44°ab. Diese Geometrie wurde gewählt, damit die

Sendersignale möglichst ungestört durch die PEEK-Auflage hindurch bis zur

Hautoberfläche gelangen können.

2.1.4.3 Dreifache Ultraschallsonden

Bei der Bewegung des Handgelenks kommt es zur Verschiebung der Radial-

arterien unter der Haut, Kapitel 2.3.1 und 2.3.1. Daher kann es zu einem

Signalausfall bei den schmalen Ultraschallsonden (Kapitel 2.1.4.1 und 2.1.4.2)

kommen, weil die Radialarterie sich aus dem Ultraschallfokus heraus bewegt

hat. Dies wurde in Magnetresonanztomographieuntersuchungen bestätigt, Ka-

pitel 2.3.1.

Deshalb wurden die rechteckigen Ultraschallsonden vergrößert, um die Ab-

strahlgeometrie zu verbreitern. Die Geometrie des PEEK-Grundgerüsts der

RK1 wurde beibehalten und hat eine Grundfläche von 11x11mm2. Auf

der Sender- und der Empfängerseite befinden sich jeweils 3 Piezokeramiken

(3mm, Dicke 0,25mm, aus PIC151 von PI Ceramic) im Parallelbetrieb. Als

Dämpfungsmaterial hinter den Piezokeramiken wurde Luft verwendet. Das

Schema der Sonde ist in Bild 2.9 dargestellt.

Bild 2.9: Geometrie der Dreifachsonde.

2.1.4.4 Fraunhofer-Sonden

Das Signal-Rausch-Verhältnis der im Labor für Biofluidmechanik hergestellten

Sonden ist nicht optimal für die Anwendung ausgelegt worden. Daher wurde

die Expertise des Fraunhofer Institutes für Biomedizinische Technik (IBMT)

in St. Ingbert bemüht. Die Fraunhofer-Sonden wurden auf der Grundlage der

Dreifachsonde optimiert und sind schematisch in Bild 2.10 dargestellt.

Bild 2.10: Ultraschallsonden vom Fraunhofer IBMT. Links: Sonde 1B mit rechteckigen

Keramiken, Mitte: Sonde 2B mit geschlitzter Empfängerkeramik, Rechts: Sonde 3A mit

drei einzelnen Empfängerkeramiken.

1B: Statt der drei einzelnen Piezokeramiken wird für Sender und Empfänger

jeweils eine rechteckige Keramik der Grundfläche 9x3mm2hergestellt.

2B: Für den Sender wurde eine rechteckige Keramik, 9x3mm2verwendet. Die

Keramik für den Empfänger (9x3mm2) wurde mit zwei Schlitzen in drei

Elektroden mit je 3x3mm2Grundfläche geteilt. Die Masseelektrode blieb

durchgehend.

3A: Für den Sender wurde eine rechteckige Keramik mit 9x3mm2Grundfläche

verwendet. Für den Empfänger wurden drei rechteckige Keramiken mit

3x3mm2Grundfläche verwendet.

Durch die Verwendung einer rechteckigen Keramik wird die Schalldruckvertei-

lung im Gewebe homogener verteilt. Das Dämpfungsmaterial hinter den Pie-

zokeramiken ist eine Vergussmasse aus Polyurethan. Dieses wird verwendet,

um störende Ultraschallechos, die an der Rückseite der Keramik abgestrahlt

werden, möglichst schnell vollständig zu absorbieren [Göb2002].

Bei Versuchen mit den Fraunhofer-Sonden wurde festgestellt, dass ein Anstel-

len der Sonden unter einem Winkel von 20°zu einem besseren Ultraschallsig-

nal führte. Um auszuschließen, dass dieses Verhalten durch die Polyurethan-

Vergussmasse begünstigt wird, wurde außerdem Luft als Dämpfungsmaterial

getestet. Es wurden noch drei weitere Sondengeometrien hergestellt:

1-1: Sondenaufbau wie Fraunhofer 2B, jedoch wird als Dämpfungsmaterial

Luft verwendet.

2-1: Sondenaufbau wie Fraunhofer 2B, zusätzlich ein Keil mit einem Winkel

von 20°, Dämpfungsmaterial ist Polyurethan-Vergussmasse.

3-3: Sondenaufbau wie Fraunhofer 1B, zusätzlich ein Keil mit 20°Anstellwin-

kel und Luft als Dämpfung.

Die Sonden sind in Bild 2.11 dargestellt.

Bild 2.11: Weitere Ultraschallsonden vom Fraunhofer IBMT mit einer Grundfläche von

17x18 mm2und Höhe (ohne Keil) von 13 mm. Links: Sonde 1-1 mit Luftdämpfung,

Mitte: Sonde 2-1 mit Keil (Höhe 5 mm) und PU-Dämpfung, Unten: Sonde 3-3 mit Keil

(Höhe 5 mm) und Luft-Dämpfung.

2.1.5 Untersuchung der Ultraschallsonden

Die Ultraschallsonden wurden am Handgelenk von Probanden und am

Blutdrucksimulator getestet. Die Auswertungen der Messungen erfolgt mit

Matlab®. Die Messungen wurden mit einer Samplerate von 1000Hz aufgenom-

men und zunächst mit einem Tiefpassfilter (Butterworth, 10. Ordnung) und

einer cutoff-Frequenz von 30Hz gefiltert. Um ein Signal/Rausch-Verhältnis zu

berechnen, müssen die Signale noch einheitlich verschoben werden. Die Vorge-

hensweise ist in Bild 2.12 dargestellt.

Bild 2.12: Berechnung des Signal/Rausch-Verhältnisses der US-Sonden. Die systo-

lischen Maxima (grüne Sterne) und der mittlere Rauschwert im diastolischen Bereich

(rot) werden detektiert. Für dieses Beispiel beträgt das Systole/Rausch-Verhältnis 3,05.

Dazu werden zunächst die systolischen Maxima detektiert. Für die Rauschaus-

wertung und die Detektion des diastolischen Wertes wird die Länge zwischen

zwei benachbarten Maxima detektiert und als „diastolischer Bereich“ der Teil

zwischen 35 und 85% der Pulslänge definiert. Anschließend wird das Minimum

(Rauschminimum) dieses Bereiches berechnet und über alle Pulse der Messung

gemittelt. Das gesamte Signal wird um dieses Rauschminimum verschoben. Im

verschobenen diastolischen Bereich werden das Maximum (Rauschmaximum)

und der Mittelwert (Diastolischer Wert) bestimmt. Das Rauschen wird als

Differenz zwischen Rauschmaximum und Rauschminimum definiert. Abschlie-

ßend werden für jede Messung die Verhältnisse „Systole/Diastole“ und „Systo-

le/Rauschen“ berechnet. Die Ergebnisse sind in Kapitel 3.1.1 dargestellt.

2.2 Druckkissen

Anstelle einer Blutdruckmanschette wird ein kleines Kissen aus Polyurethan

(PU) für das Abklemmen des Blutflusses verwendet. Dies hat den Vorteil,

dass die erforderlichen Drücke mit sehr geringen Volumina erzeugt werden

können. Für die Druckübertragung des in der kontinuierlichen Methode

verwendeten Tauchspulenaktuators (Kapitel 2.6) werden ebenfalls PU-Kissen

verwendet. Im folgenden Kapitel wird auf die Materialien und Spezifikationen

der Druckkissen eingegangen.

Die Druckkissen wurden hauptsächlich aus Polyurethanfolie (Platilon®,

Epurex Films GmbH&Co. KG, Bomlitz, Deutschland) hergestellt. Diese

wurden mit dem Folienschweißgerät Impulse Hand Sealer 400HI (Mercier Cor-

poration, Taipei, Taiwan) verschweißt und die Zugangsschläuche eingeklebt.

Die Druckkissen sind in Tabelle 2.2 aufgelistet. Die Dicke der verwendeten

PU-Folie ist in der Spalte „Material“, die Grundfläche in Spalte „Größe“

dargestellt. Das Volumen der Kissen wurde bei einem Druck von 200mmHg

bestimmt.

Zusätzlich wurde ein Nitrilkissen aus einem Handschuhfinger eines Labor-

handschuhs gefertigt. Für Schutzhandschuhe wird Nitrilkautschuk genutzt, da

es eine hohe Beständigkeit gegen Öle, Fette und Kohlenwasserstoffe besitzt

und eine hohe Elastizität hat. Nitrilkautschuk ließ sich schlecht mit den

Zuleitungen (PVC-Schlauch) verkleben und wurde nach einiger Zeit undicht.

Tabelle 2.1: Übersicht Druckkissen

Name Material Größe Volumen Bild

Quadrat PU, 200µm 45 x 45mm234ml

Rechteck dünn PU, 25µm 55 x 25mm2ca. 15ml

Rechteck klein PU, 200µm 50 x 25mm215ml

Rechteck groß PU, 200µm 75 x 45mm259ml

Finger Nitril, 200µm 65 x 25mm2ca. 40ml

Quadrat+PVC PU, 100µm 40 x 40mm226ml

RundTauch I PU, 200µm40mm 17ml

2.3 Halterungen

In diesem Kapitel werden die Anforderungen an die Halterungen von Druckkis-

sen und Ultraschallsensor vorgestellt und anschließend die Konzepte der Befes-

tigung erläutert. Die Befestigungen werden in allgemein passende Halterungen

(Kapitel 2.3.2) und individuelle, personenspezifische Halterungen (2.3.3) un-

terteilt.

Der Tragekomfort und das Abdrückverhalten wurde für alle Halterungen an

wenigen Probanden getestet. Die Ergebnisse sind in Kapitel 3.4 dargestellt.

2.3.1 Anforderungen an die Halterung

Das in der vorliegenden Arbeit entwickelte Messprinzip beruht maßgeblich auf

dem Abdrücken einer oberflächlichen Arterie mit einem schmalen Druckkissen.

Dieses Druckkissen muss flächig auf der Haut über der Arterie liegen. Wenn

das Kissen aufgepumpt wird, muss die Ausdehnung in das Gewebe gerichtet

sein, wie in Bild 2.13 gezeigt. Das Druckkissen darf sich nicht nur vom Arm weg

aufpumpen. Bei den handelsüblichen Blutdruckmessgeräten werden Manschet-

Bild 2.13: Schnittansicht Handgelenk nach [Tol1979]. Die Befestigung des Druckkis-

sens am Handgelenk muss so konzipiert sein, dass beim Aufpumpen des Kissens das

Gewebe und die Arterie komprimiert wird.

ten verwendet, die den ganzen Arm oder auch das Handgelenk umspannen und

von allen Seiten in das Gewebe drücken. Dies ist relativ schmerzhaft und soll

durch die Verwendung eines kleinen Druckkissens vermieden werden.

Untersuchungen von McLaren et al. haben gezeigt, dass der Druck einer Man-

schette nur teilweise im Gewebe ankommt, [McL1985]. Bild 2.14 zeigt, dass

selbst in der Mittellinie unter der Manschette nur 97% des Manschettendruckes

herrschen.

Bild 2.14: Der Manschettendruck wird nur zum Teil in das Gewebe übertragen, nach

[McL1985]. Der Verlauf der Isobaren im Gewebe unter einer Manschetten wurde in

einem Hundebein gemessen.

Es ist nicht zu erwarten, dass die Druckübertragung ins Gewebe bei einem

schmalen Kissen besser funktioniert als bei einer Manschette. Die Radialarte-

rie liegt aber am Handgelenk sehr oberflächlich, wodurch eine gute Drucküber-

tragung gewährleistet wird. Dies bedeutet, dass das Druckkissen eine Mindest-

größe haben muss.

MRT-Messungen bei Drehung des Handgelenks Bei der Drehung des

Handgelenks verschiebt sich die Radialarterie durch die Bewegung der Radial-

und Ulnarknochen unter der Haut. Diese Verschiebung wurde an einem Pro-

banden mit Hilfe einer Magnetresonanztomographie (MRT) untersucht. Die

MRT-Untersuchung fand am Deutschen Herzzentrum Berlin statt. Das ver-

wendete MRT-Gerät „Achieva 3.0 Tesla“ (Philips, Eindhoven, Niederlande)

hat eine magnetische Flussdichte von 3T.

Um eine bestimmte Stelle der Haut zu markieren, wurde ein Hohlzylinder aus

PVC mit einem Außendurchmesser von 10,3mm und einer Höhe von 9mm

mit einer Mischung aus isotonischer Kochsalzlösung und einem Kontrastmittel

gefüllt. Als Kontrastmittel wurde Magnevist®0,5mmol/ml (Bayer Schering

Pharma, Deutschland ) verwendet. Es wurden 5 Mischverhältnisse von Ma-

gnevist/Kochsalzlösung eingefüllt (1:5, 1:10, 1:15, 1:20, 1:25), diese wurden

zunächst im MRT vermessen. Der Zylinder mit dem stärksten Kontrast war

die Mischung 1:15, welche für die weiteren Versuche ausgewählt wurde.

Der PVC-Zylinder mit der Mischung 1:15 (Magnevist/Kochsalzlösung) wurde

am rechten Handgelenk des Probanden über der Radialarterie befestigt. Der

Proband legte sich bäuchlings in das MRT und streckte den Arm über den

Kopf aus. Der Arm wurde in drei Haltungen vermessen:

•Handfläche nach oben,

•Handfläche nach unten,

•Handfläche nach oben bei verdrehtem Arm (entgegen dem Uhrzeiger-

sinn).

Zu den drei Positionen wurden jeweils 140 Schichtaufnahmen des Handgelenks

von proximal nach distal erstellt. Die Schichtdicke betrug 1,0mm bei einer

Überlappung von 0,5mm, die Voxelgröße betrug 0,7x0,4x1,0mm3.

Verschiebung der Radialarterie Die MRT-Aufnahmen wurden mit drei

unterschiedlichen Verdrehungen des Handgelenks an einem Probanden durch-

geführt.

Bild 2.15 zeigt eine Draufsicht des Unterarms und eine Schnittansicht des

Handgelenks in der Position „Handfläche unten“.

Bild 2.15: MRT-Aufnahme eines rechten Unterarms mit Kontrastmittelzylinder über

der Radialarterie. Die Handfläche zeigt nach unten. Links: Draufsicht des Arterienver-

laufs der Ulnar- und Radialarterie. Rechts: Schnitt des Handgelenks.

Zum Vergleich der Verschiebung der Radialarterie wurde jeweils das Schicht-

bild ausgewählt bei dem der Kontrastmittelzylinder die größte Querschnitts-

fläche hatte. Die Bilder wurden so gedreht, dass Ulnararterie und Radialarterie

auf gleicher Höhe liegen, Bild 2.16.

Bild 2.16: MRT-Aufnahme des rechten Handgelenks in drei Verschiebungspositionen.

Links: Handfläche oben, Mitte: Handfläche unten, Rechts: Handfläche oben bei ver-

drehtem Arm.

Aus den Bilddaten wurde der Abstand der Radialarterie zum Lot der Zylin-

dermittellinie ∆und die Tiefe der Radialarterie unter der Haut t bestimmt.

Außerdem wurde der Durchmesser der Radialarterie Ø für jede Position be-

stimmt. Das Ergebnis ist in Bild 2.17 dargestellt.

Für die Position „Handfläche oben“ ist der Abstand der Arterie zum Lot der

Zylindermittellinie 4,0mm, bei „Handfläche unten“ 6,8mm und bei „Handflä-

che oben, verdreht“ 4,0mm. Die Radialarterie liegt bei der Position „Handflä-

Bild 2.17: Schema und MRT-Bilder von drei Handgelenkspositionen (vgl. Bild 2.16).

Angegeben sind die Abstände der Radialarterie zum Lot des Kontrastmittelzylinders ∆

und Tiefe unter der Haut t bei Drehung der Hand sowie Durchmesser der Radialarterie

Ø.

che oben“ in einer Tiefe von 14,7mm, bei „Handfläche unten“ 8,8mm und bei

„Handfläche oben, verdreht“ 13,1mm unter der Haut. Der Durchmesser der

Arterie wurde in den Bildern bestimmt und schwankt zwischen 3,4-3,6mm.

Für diesen Probanden verschiebt sich die Arterie um ungefähr 3mm von der

Mittellinie des Zylinders. Der Abstand der Radialarterie von der Haut ändert

sich um fast 6mm. Der Fokus des Ultraschallstrahls muss diese Bewegungen

tolerieren.

Es wurden weitere Messungen an Probanden mit dem Gefäßdopplergerät Ha-

deco Bidop durchgeführt. Dabei wurde der Verlauf der Radialarterie an fünf

Probanden in zwei Handgelenkspositionen (Handfläche zeigt nach oben und

Handfläche zeigt nach unten) mit Hilfe des stärksten Ultraschallsignals detek-

tiert und als rote und schwarze Markierung auf die Haut aufgezeichnet. Das

Ergebnis ist für einen Probanden exemplarisch in Bild 2.18 dargestellt.

Die Verschiebung der Radialarterie bei Drehung des Handgelenks beträgt 5-

10mm.

Bild 2.18: Die Verschiebung der Radialarterie bei Drehung des Handgelenks um 180°

(rote und schwarze Markierung) wurde an einem Probanden mit der Hadeco Bidop

Ultraschallsonde gemessen.

Fazit Die Anforderungen an die Halterung von Druckkissen und Ultraschall-

sonde können folgendermaßen zusammengefasst werden:

•Ein kleines Luftvolumen reicht aus, um das Druckkissen aufzupumpen.

•Die Kissenhalterung soll so starr sein, dass der Druck vollständig ins

Gewebe geleitet wird.

•Die Kissenhalterung muss so flexibel sein, dass sie die Drehung des Hand-

gelenks nicht beeinflusst.

•Die Halterung des US-Sensors muss auch bei Drehung des Handgelenks

die Positionierung der Arterie im Fokus der Sonde gewährleisten.

Ausgehend von diesen Kriterien wurde verschiedene Halterungen entwickelt

und getestet.

2.3.2 Allgemein passende Halterungen

Allgemein passende Halterungen sind all jene Befestigungen, bei denen keine

besondere Rücksicht auf die individuelle Handgelenksgeometrie des Patienten

genommen wird. Solche Halterungen sind teilweise wiederverwendbar.

Kombinierte Ultraschallsensor- und Druckkissenhalterung Die Hal-

terung nimmt einen Dreifach-Ultraschallsensor auf, wie er in Kapitel 2.1.4.3

beschrieben wird, [Bay2012]. Die Aussparung für das Druckkissen ist

45x25x1mm3groß. Die Halterung wurde aus Polyoxymethylen (POM) her-

gestellt und ist in Bild 2.19 dargestellt.

Die Halterung wird durch Klettverschlussbänder am Handgelenk befestigt. Ein

Bild 2.19: Kombinierte Halterung zur Aufnahme von Ultraschallsensor und Druckkis-

sen. Links: Schema. Rechts: Befestigung der kombinierten Halterung am Unterarm.

schmales Klettverschlussband hält den Ultraschallsensor auf der Haut, ein brei-

ter Klettverschluss positioniert das Druckkissen am Handgelenk, s. Bild 2.19.

Getrennte Ultraschallsensor- und Druckkissenhalterung Eine ge-

trennte Halterung von Ultraschallsensor und Druckkissen hat den Vorteil, das

beide Komponenten unabhängig voneinander optimal positioniert werden kön-

nen. Es wurden zwei Teilhalterungen konstruiert und mit einem 3D-Drucker

der Firma Ultimaker (Geldermalsen, Niederlande) aus Polylactid (PLA) ge-

druckt. Die beiden Teilhalterungen sind in Bild 2.20 dargestellt.

Bild 2.20: Getrennte Ultraschallsensor- und Druckkissenhalterung. Links: Ultraschall-

sensorhalterung für Dreifachsonde. Rechts: Flexible Kissenhalterung, die sich dem

Handgelenk anpasst.

Die Kissenhalterung wurde flexibel gestaltet. Sie besteht aus drei rechtecki-

gen Teilstücken, die zueinander beweglich sind. Damit kann sich die Halterung

an die Handgelenkswölbung anpassen und dem Druckkissen ein optimiertes

Gegenlager bieten. Die Ultraschallhalterung wurde für die Fraunhofer Ultra-

schallsensoren konzipiert (s. Kapitel 2.1.4.4). Das Gehäuse wird zuerst am Arm

befestigt und der Sensor mit Ultraschallgel anschließend eingesetzt.

Die Ultraschallhalterung besitzt zwei Schlitze, durch die die Halterung mit ei-

nem Stoffband und Klettverschluss am Handgelenk befestigt wird. Auf dem

Bild 2.21: Befestigung der getrennten Ultraschallsensor- und Druckkissenhalterung.

Stoffband ist noch ein zweites Band befestigt, mit dem der Ultraschallsensor

in der Halterung festgehalten wird. Dieses ist im Bild 2.21 nicht justiert.

Die Druckkissenhalterung ist mit einem Band aus transparenter Polyesterfolie

mit einer Dicke von 250µm befestigt. Auf die Folie ist ein Klettverschluss auf-

geklebt.

Für die Ultraschallsensoren mit Keil wurde noch eine weitere Halterung ent-

wickelt. Diese wurde mit dem 3D-Drucker aus PLA gedruckt und ist in Bild

2.22 dargestellt. Die Halterung besitzt eine Zugentlastung für die Sensorkabel

und kann an ein Uhrenarmband befestigt werden, Bild 2.22. Ein Deckel sorgt

dafür, dass der US-Sensor bei Bewegung nicht nach oben aus der Halterung

rutschen kann.

Bild 2.22: Halterung für den Fraunhofer Ultraschallsensor mit Keil. Links: Konstruktion

mit Deckel, Rechts: 3D-Druck mit befestigtem Uhrenarmband.

Armbänder Das Druckkissen kann auch direkt mit einem Armband am

Handgelenk befestigt werden. Das Armband soll biegsam sein, damit es sich

an das Handgelenk anlegt. In tangentialer Richtung darf es aber nicht elas-

tisch sein. Das Konzept wurde mit einem Glasgewebeband aus Silan und Lein-

wand (R&G Faserverbundwerkstoffe GmbH, Waldenbuch, Deutschland) getes-

tet. Das Glasgewebeband hat eine Dichte von 225g/m3und ist quer verwebt.

Bild 2.23 zeigt zwei Konfigurationen die mit Klettverschluss und Druckknöp-

fen versehen wurden.

Ein weiteres Armband besteht aus zwei Polypropylen-Klettverschlussteilen mit

einer Breite von 37mm, [Kam2014]. Die Schlaufenseite war 15cm und die Wi-

derhakenseite 23cm lang. Beide wurden miteinander vernäht. Für die Schlau-

fung wurde ein Werkteil im 3D-Drucker hergestellt, s. Bild 2.23.

Bild 2.23: Links: Glasgewebeband mit Klettverschluss oder Druckknöpfen. Rechts:

Klettarmband mit Schlaufung.

Vakuumbefestigung Seit einigen Jahren gibt es für die Versorgung von

Knochenbrüchen das Konzept der gipslosen Fixierung zum Beispiel in der

VACOped-Reihe der Firma Oped (Oberlaindern, Deutschland). Für die Druck-

kissenhalterung wurde ein flexibles Behältnis aus Polyurethanfolie hergestellt,

in das Polystyrolpartikel eingefüllt wurden. Das Behältnis wurde luftdicht ver-

schlossen und hat einen Anschluss für eine Spritze. Mit Hilfe der Spritze kann

das Behältnis evakuiert werden. Dadurch verdichten sich die Polystyrolpartikel

zu einer dichten Masse, die kaum biegbar ist. Die Polystyrolhalterung kann im

entspannten um das Handgelenk gelegt und anschließend evakuiert werden.

Auf diese Weise kann eine individuelle Befestigung am Handgelenk erreicht

werden.

Klebung Die bereits genannten Befestigungsmethoden umspannen alle das

ganze Handgelenk. Um eine möglichst belastungsarme Messung zu ermögli-

chen, soll auch die Befestigung so klein wie möglich sein. Aus diesem Grund

wurden verschiedene Kleber getestet, mit denen Druckkissen- und Ultraschall-

sondenhalterung direkt auf die Haut aufgeklebt werden sollen. Die Ergebnisse

sind in [Ifs2009] dargestellt.

Verschiedene Hautkleber auf Silikon- und Latexbasis sowie Sekundenkleber

wurden ausprobiert. Die Klebung einer Ultraschallsondenhalterung ist nur ei-

ner statischen Belastung ausgesetzt. Das Druckkissen wird aber ständig wech-

selnden Drücken ausgesetzt und belastet eine Klebung hochdynamisch.

Mit dem Epithesenkleber „B-460 Secure Extra Strong Adhesive, Factor II“

konnten bei statischer Belastung gute Ergebnisse erzielt werden. Die geteste-

te Klebefläche war ringförmig und hatte eine Grundfläche von 286mm2. Das

Testmodul ist aus Metapor gefertigt, einem mikroporösen, gesinterten Alumi-

nium, Bild 2.24.

Bild 2.24: Testklebemodul aus Metapor von [Ifs2009].

Es wurde die Ablösekraft bei statischer Belastung in normaler Richtung be-

stimmt und daraus der Druck berechnet, dem die Klebung noch standhält. Es

ergab sich ein Druck von ungefähr 104mmHg.

2.3.3 Personenspezifische Halterungen

Eine optimale Passform von Druckkissen und Handgelenksgeometrie wird

durch eine individuelle Befestigung erreicht. Eine Möglichkeit ist das Eingipsen

des Druckkissens direkt am Handgelenk. Eine weitere Möglichkeit ist die Er-

stellung einer PVC-Befestigung durch Tiefziehen. Beide Befestigungskonzepte

werden im Folgenden beschrieben. Die Befestigung der Ultraschallsonde erfolgt

separat.

Gipshalterung Das Druckkissen wird auf das Handgelenk gelegt und mit

Klebeband oder Pflaster in der gewünschten Position fixiert. Anschließend wird

das Handgelenk mit feuchten Gipsbinden umwickelt. Es muss darauf geachtet

werden, dass das Handgelenk supiniert eingegipst wird, also so, dass Radius-

und Ulnarknochen parallel zueinander liegen, Bild 2.25.

Bild 2.25: Eingegipstes Druckkissen am Handgelenk. Links: Anlegeposition des Gipses.

Rechts: Pronation des Handgelenks mit hervorstehendem Ulnarknochen (im Kreis), der

nicht mit eingegipst wurde.

Bei einer Pronation (Drehung wie in Bild 2.25, rechts) des Handgelenks steht

der Ulnarknochen oft etwas vor. Deshalb sollte man diesen Bereich nicht mit

eingipsen oder es muss eine Bewegungseinschränkung akzeptiert werden. Der

Gipsverband muss ungefähr 20Minuten trocknen. In dieser Zeit darf das Hand-

gelenk nicht bewegt werden.

PVC-Halterung Eine individuelle PVC-Form wird aus einem Gipsabdruck

des Handgelenks geformt. Dazu wird das Handgelenk eingegipst (s. oben), die

Gipsform anschließend geöffnet und mit Modelliergips ausgeformt. Diese Form

wurde zerschnitten und zwei Schalen aus PVC (Polyvinylchlorid) mit einer

Tiefziehmaschine hergestellt, Bild 2.26.

Bild 2.26: PVC-Halterung aus der Tiefziehmaschine. Links: komplette Halbschale.

Rechts: Zerteilte Halbschale, die die Torsionsfähigkeit des Handgelenks gewährleistet.

Die PVC-Halbschalen wurden anschließend quer zum Arterienverlauf in meh-

rere Teile zerteilt. Die Einzelteile können miteinander verschraubt werden. Die

Teilung der Halbschalen dient der Torsionsfähigkeit der Halterung: bei einer

Drehung des Handgelenks können die Einzelteile der Halterung sich unter-

schiedlich stark mitdrehen. Dies verringert die Belastung des Patienten.

2.4 Blutdrucksimulator

Um die einzelnen Komponenten der Messmethode testen zu können wurde

ein Blutdrucksimulator entwickelt. In einer Modellarterie kann ein physiologi-

scher Druck- und Flussverlauf erzeugt werden, um die Ultraschallsonden und

Druckkissen zu testen.

2.4.1 Aufbau

Der Blutdrucksimulator ist in Bild 2.27 dargestellt.

Bild 2.27: Schema des Blutdrucksimulators. Der Linearmotor bewegt die Luft in einem

Windkessel. Das Fluid fließt durch die Wassersäule in den Windkessel, von dort durch

die Messstrecke im Gewebemodell in ein Reservoir. Von dort wird es wieder zurück in

die Wassersäule gepumpt. Die Messstrecke ist beweglich, um Simulationen von zum

Beispiel Armbewegungen zu ermöglichen.

Ein Linearmotor K05-D/P-4 der Firma Linmot®(Spreitenbach, Schweiz) wur-

de als Antrieb verwendet, Bild 2.28.

Bild 2.28: Der Linearmotor wird am Blutdrucksimulator verwendet, um physiologische

Druckkurven im Arterienmodell zu erzeugen.

Der Controller S01-72/600 steuert den Linearmotor. Als Fluid wurde Wasser

mit Orgasolpartikeln verwendet. Orgasol 2001 UD NAT 1 ist ein ultrafeines

Polyamidpulver und wird von der Firma Arkema (Frankreich) vertrieben. Das

Datenblatt befindet sich im Anhang A.3. Die Polyamidpartikel haben eine Grö-

ße von 5µm und sind die Reflektionspartikel für den Ultraschall, Bild 2.29.

Bild 2.29: Vergleich des Modellfluids (links) mit reinem Wasser (rechts). Die Orgasol-

partikel sind die Reflektoren für das Ultraschallsignal.

Der Motor bewegt die Luft in einem Windkessel, der gut zur Hälfte mit Was-

ser gefüllt ist, Bild 2.30. An den Windkessel ist eine Wassersäule mit Trichter

befestigt, die für einen mittleren hydrostatischen Druck von 100mmHg sorgt.

Dieser Wert ist ein physiologischer mittlerer Blutdruck. Der Trichter ist hö-

henverstellbar, sodass der statische Druck verändert werden kann. Außerdem

kann bei fest montiertem Trichter auch das Modell bewegt werden. Darauf

wird weiter unten eingegangen.

Die Messstrecke befindet sich hinter dem Windkessel und besteht aus einem

Gefäßmodell. Das Gefäßmodell besteht aus einem Arterienmodell und einem

Gewebemodell und wird in 2.4.2 näher erläutert. Die Druckkissen und Ultra-

schallsonden wurden am Gefäßmodell getestet.

Das Fluid läuft anschließend über zwei Widerstände in ein offenes Reservoir.

Der erste Widerstand ist im Bild 2.27 als regelbarer Widerstand bezeichnet.

Er besteht aus einem PU-Druckkissen, welches auf dem Schlauch befestigt

wird und auf einen Druck von ungefähr 70mmHg aufgepumpt wurde. Da-

durch konnte ein physiologischer Verlauf der Flusskurve gewährleistet werden.

Der zweite Widerstand besteht aus einer Schlauchklemme, mit deren Hilfe der

physiologische Volumenstrom in der Radialarterie in der Messstrecke einge-

stellt wird.

Aus dem Reservoir wird das Fluid mit Hilfe einer Rollerpumpe durch Schläu-

che in den Trichter gepumpt. Von dort läuft es wieder durch die Messstrecke

ab. Überschüssiges Fluid wird durch einen Überlaufschlauch direkt aus dem

Trichter wieder in das Reservoir zurückgeführt. Damit wird gewährleistet, dass

im Trichter immer eine konstante Fluidhöhe existiert, auch wenn sich der Vo-

lumenstrom im Modell ständig ändert.

Bild 2.30: Der Windkessel. Der Linearmotor bewegt die Luft durch den oberen

Schlauch im Windkessel. Am unteren wassergefüllten Teil ist die Wassersäule und der

Ausgang zur Messstrecke angeschlossen.

Die Messstrecke und der Windkessel sind auf einem Itemprofil (item Indus-

trietechnik GmbH, Solingen, Deutschland) befestigt und können deshalb be-

wegt werden. Dies ermöglicht die Simulation von physiologischen Armbewegun-

gen. Der mittlere, statische Druck wird durch die Höhenänderung verändert.

Die Beschleunigungen werden durch einen 3-achsigen Beschleunigungssensor

ADXL330 (Analog Devices, Norwood, USA) am Gefäßmodell gemessen. Zu-

sätzlich konnten die Bewegungsartefakte durch die Druckänderung in einem

wassergefüllten Schlauch gemessen werden. Der Schlauch ist an einem Ende

offen und wird vom Gefäßmodell bis zum Trichter geführt.

Durch diese Anordnung der Komponenten ist es möglich, in der Messstrecke

verschiedene physiologische und pathologische Druckkurven zu implementie-

ren. Es besteht ein direkter Zusammenhang zwischen der Wegkurve des Line-

armotors und der Druckkurve in der Messstrecke, s. Bild 2.31.

Die Messungen wurden mit einer Datenerfassungskarte NI USB-6009 und

LabVIEW®(National Instruments, Austin, USA) aufgenommen. Die Imple-

mentierung der Linearmotoransteuerung mit LabVIEW ist in [Wis2010] erläu-

tert. In den Linearmotor können beliebige Wegkurven geladen und abgespielt

werden. Gleichzeitig werden die Positionskurve und die aktuelle Stromstärke

des Linearmotors angezeigt. Das Programm ist in Bild 2.32 abgebildet.

Über die Datenerfassungskarte werden die Datensignale erfasst. In der Regel

Bild 2.31: Signale am Blutdrucksimulator. Links: Wegkurve des Linearmotors (blau)

und erzeugte Druckkurve (grün). Rechts: Druckkurve (blau) und Ultraschallgeschwin-

digkeit (schwarz).

werden der Kreislaufdruck (DruckKL), Kissendruck (DruckKissen) und das

Ultraschallsignal aufgenommen und in Echtzeit angezeigt. Zusätzlich können

je nach Versuchsaufbau noch andere Daten aufgenommen und angezeigt wer-

den. So können bei der Messung mit Bewegungsartefakten zusätzlich die Be-

schleunigungssensordaten gemessen. Bei einigen Regelungsversuchen wurde die

Stromstärke des Aktuators als Stellgröße mitgemessen.

Bild 2.32: Programmansicht der Blutdrucksimulatorsteuerung.

2.4.2 Gefäßmodell

Das Gefäßmodell hat die Aufgabe eine möglichst physiologische Messumgebung

zu erschaffen. Es besteht aus einem Arterienmodell und einem Gewebemodell,

die beide im Rahmen des Projektes entwickelt wurden.

Arterienmodell Für das Arterienmodell wurden Polyurethanfolien

(U04/PE Platilon®) verwendet, s. Anhang A.5. Diese wurden mit Hilfe des

Folienschweißgerätes Vacufix FS 50 (PETRA Deutschland GmbH, Geislingen

an der Steige) im Abstand von 3mm über eine Länge von ungefähr 10cm

verschweißt. Das Folienschweißgerät besteht aus einem Draht, der erhitzt

wird und damit die PU-Folien miteinander verschmilzt. Die PU-Folie hat

eine Dicke von 100µm. In jedes Ende wird anschließend ein Zulaufschlauch

eingeklebt. Wie in Bild 2.33 zu erkennen, ist der Querschnitt der Modellarterie

nicht kreisförmig.

Bild 2.33: Arterienmodelle. Oben: Arterienmodell mit Querschnittschema und Vergrö-

ßerung. Unten links: Schematische Darstellung eines kreisrunden Modellquerschnitts im

entspannten und abgedrückten Zustand. Es entstehen beim Abdrücken zwei seitliche

Lumen. Unten rechts: Schematische Darstellung eines zweieckigen Modellquerschnitts

im entspannten und abgedrückten Zustand.

In Versuchen mit kreisrunden Schläuchen verschiedener Elastizitäten konnte

die Strömung durch ein Druckkissen nicht immer abgedrückt werden. Dies

lag einerseits an den nicht ausreichend angepassten elastischen Eigenschaften

der Schläuche. Andererseits bilden sich beim Druck auf einen kreisförmigen

Querschnitt zwei seitliche Lumen, die schlecht abgedrückt werden können, Bild

2.33. Die Modellarterie aus zwei PU-Folien lässt sich im Blutdrucksimulator

gut abdrücken.

Bortolotto et al. haben das Elastizitätsmodul und den Durchmesser von

Radialarterien gemessen, Bild 2.34.

Bild 2.34: Elastizitätsmodule und Durchmesser der Radialarterie und Halsschlagader,

[Bor1999].

Der Durchmesser der Radialarterie beträgt ungefähr 2,5mm und das Elas-

tizitätmodul ca. 3MPa. Die Modellarterien wurden deshalb mit einem

Durchmesser von 3 mm geschweißt, siehe Bild 2.33. Das Elastizitätsmodul der

verwendeten PU-Folie beträgt laut Hersteller 6-7MPa, s. Anhang A.5.

Gewebemodell Das Gewebemodell soll das umliegende Gewebe der Arterie

modellieren. Dieses besteht bei der Radialarterie hauptsächlich aus Fettgewebe

und Sehnen, wie in Bild 2.35 zu erkennen ist.

Bild 2.35: Querschnitt des Handgelenks nach [Tol1979].

Um das umliegende Gewebe zu modellieren, wurde ein Gelatinemodell entwi-

ckelt. Gelatine ist ein Hydrokolloid und ein Stoffgemisch aus tierischen Eiwei-

ßen. Durch die Veränderung des Gelatine-Wasser-Verhältnis’ ist die Elastizität

des Modells variabel. Gelatine ist in hohen Reinheitsgraden erhältlich und re-

lativ kostengünstig. Die Arterienmodelle können darüber hinaus leicht in die

Gelatine eingegossen werden und nach Ablauf der Gelatinelebensdauer auch

leicht wieder aus der Gelatine gelöst werden.

Für die Gewebemodelle wurde Gelatine der Firma Carl Roth verwendet. Ent-

scheidend für die Gelierfähigkeit der Gelatine ist der sogenannte Bloomwert.

Dieser ist definiert als die Masse, die ein Stempel mit einem Durchmesser

von 0,5Zoll (=1,27cm) haben muss, damit die Oberfläche einer 6,67%-tigen

Gelatine-Wasser-Mischung, die vor der Messung 17Stunden bei 10±0,1°C al-

tern muss, um 4mm verformt wird, [Sel2001].

Vergleich mit Schweinefleisch Um menschliches Fett- und Muskelgewebe

nachzubilden, wurden Versuche mit Schweineminutensteaks durchgeführt.

Schweinefleisch wurde gewählt, weil es leicht verfügbar war und die ca. 1cm

dicken Steaks vergleichbare mechanische Deformationseigenschaften aufweisen

wie das Gewebe am Handgelenk.

Es wurde ein Versuchsaufbau gewählt, bei dem ein Gewicht müber einen

Stempel mit bekannter Fläche Aauf die Probe drückt. Der Versuchsaufbau

ist in Bild 2.36 dargestellt.

Bild 2.36: Messaufbau zur Elastizitätsmessung von Gelatine. Eine Probe mit einer

Grundfläche A und der Höhe l wird durch eine Masse m komprimiert. Die Änderung

der Probenhöhe ∆l wird durch ein Potentiometer gemessen.

Die Dickenkompression des Gewebes wurde mit einem Potentiometer gemessen

und das Kompressionsverhältnis kaus der Änderung der Probenhöhe ∆lund

der Anfangshöhe der Probe lsowie der Druck pbestimmt:

k=∆l

l,(2.15)

p=m∗g

A.(2.16)

Daraus wird der Verlauf der Kompressions-Druckkurven bestimmt und das Ma-

terial mit der größten Ähnlichkeit zum Schweinefleisch ausgewählt, s. Kapitel

3.3. Für die Gewebemodelle wurde Gelatine der Platinklasse mit 240Bloom

verwendet.

Da Gelatine aus tierischem Eiweiß besteht, hat sie eine begrenzte Lebensdau-

er. Nach einer Weile beginnt sie zu schimmeln, da Bakterien dort einen guten

Nährboden finden. Um die Lebensdauer zu verlängern, wurde 1 %ige Natriu-

mazidlösung (NaN3, GBiosciences, USA) beigemischt. Dies verhindert die Ver-

mehrung von Mikroorganismen wie Bakterien, Pilzen und Algen, [Pin1997].

Natriumazid hemmt die Atmungskette, indem die Sauerstoffbindungsstelle

Cytochrom-c-Oxidase irreversibel blockiert wird - was Natriumazid zu einem

universellen Gift macht, [Wik2014a].

Da die reinen Gelatinemischungen nicht elastisch genug sind wurde als Weich-

macher für die Gewebemodelle Glyzerin (99,7%, von Merck KGaA, Darmstadt,

Deutschland) verwendet. Es wurde die Elastizität von vier verschiedenen Ge-

latinemodellen mit den in Tabelle 2.2 dargestellten Mischungsverhältnissen

untersucht.

Tabelle 2.2: Mischungsverhältnisse der Gewebemodelle

Bezeichnung Gelatine Wasser NaN3Glyzerin

in g in g in g in g

Gelatine I 10 45 5 2,5

Gelatine II 10 40 0,4 0

Gelatine III 10 50 0,5 2,5

Gelatine IV 10 50 0,5 1

Herstellung der Gelatinemodelle Bei der Herstellung der Gelatinemo-

delle ist es wichtig, die Gelatine in warmem Wasser zu lösen. Die Temperatur

sollte ungefähr 40-50°C betragen und auf keinen Fall zu heiß sein, da die Gela-

tine bei zu hohen Temperaturen ihre Gelierfähigkeit verliert. Wird sie längere

Zeit über 80°C erhitzt, verliert sie mehr und mehr ihre Gelierkraft, [Che2013].

Die pulverförmige Gelatine muss in warmen Wasser vollständig unter Rühren

gelöst werden. Die übrigen Zutaten (Natriumazid, Glyzerin) werden vor dem

Rühren hinzugefügt. Der sich bildende Schaum muss abgeschöpft und das Mo-

dell in die gewünschte Form gegossen werden. Das Abkühlen kann über Nacht

im Kühlschrank geschehen. Die Haltbarkeit der Gewebemodelle beträgt ca.

5 Tage wenn sie nach den Versuchen in Frischhaltefolie eingewickelt und im

Kühlschrank gelagert wird. Das Austrocknen der Gelatine lässt sich kaum ver-

meiden, die elastischen Eigenschaften werden dadurch geändert. Die Elastizität

ist auch von der Temperatur der Gelatineprobe abhängig. Vor den Versuchen

muss darauf geachtet werden, dass das Gewebemodell Raumtemperatur er-

reicht hat. In Bild 2.37 ist das Gießmodell und ein fertiges Gewebemodell mit

Arterienmodell dargestellt.

Bild 2.37: Gießform und fertiges Gewebemodell aus Gelatine mit Modellarterie.

Zusätzlich wurde Silikon aus dem medizintechnischen Bereich als Arbeitsmate-

rial für das Gewebemodell getestet. Das Silikonelastomer MED-4086 von NuSil

Technology LLC wurde von der Firma Spiegelberg und Co. KG, Hamburg in

kleiner Menge zur Verfügung gestellt, sodass die Elastizität im Versuchsaufbau

(Bild 2.36) getestet werden konnte. Das Datenblatt befindet sich im Anhang

A.4.

2.5 Intermittierende Methode

Die intermittierende Methode wurde am Blutdrucksimulator und an Proban-

den getestet. In diesem Kapitel wird zunächst der Messaufbau beschrieben.

Bei der intermittierenden Methode sollen durch die Auswertung des Ultra-

schallsignals die Kissendrücke berechnet werden, die dem systolischen und dia-

stolischen Blutdruck entsprechen. Es wird beschrieben, welche Kriterien ent-

wickelt wurden, um das Ultraschallsignal auszuwerten. Die Auswertung wurde

mit Matlab®(MATLAB, The MathWorks, Inc., Natick, USA) durchgeführt.

2.5.1 Messaufbau bei intermittierender Methode

Die Versuche wurden am Blutdrucksimulator (Kapitel 2.4) und an Probanden

durchgeführt. Verschiedene Kissen wurden sowohl manuell als auch automa-

tisch aufgepumpt. Letzteres geschah entweder mit der im Labor für Biofluid-

mechanik gebauten Druckbox oder der Spritzenpumpe PhD Ultra™(Harvard

Apparatus, Holliston, USA), die beide in Bild 2.38 dargestellt sind.

Bild 2.38: Druckbox und Harvardpumpe. Links: Druckbox. Der Kolben einer Spritzen-

pumpe wird von einem Motor bewegt. Es können verschiedene Zieldrücke und Pausen-

zeiten zwischen den Messungen eingestellt werden. Rechts: Harvardpumpe. Verschie-

dene Volumenstromverläufe können programmiert werden.

In der Druckbox bewegt ein Getriebemotor (Trident Engineering Ltd., Win-

nersh, UK) den Kolben einer 20ml-Spritze, der Druck wird gemessen. Es kön-

nen 10 Konfigurationen gefahren werden, wobei der Kolben bis zu einem von

fünf möglichen Zieldrücken mit einem maximalen Volumenstrom von 0,67ml/s

bewegt wird. Als Zieldrücke sind 100, 120, 140, 160 und 200mmHg eingestellt.

Abhängig von dem Volumen des angeschlossenen Druckkissen dauert dies un-

terschiedlich lang. Wenn der Zieldruck erreicht wird, fährt der Kolben mit

einem Volumenstrom von 0,29ml/s zurück, bis das Kissen evakuiert ist. Die

Druckbox kann automatisch alle 15 oder 30Minuten die Messung wiederho-

len. Die Druckkissen wurden über dem Arterien- und Gewebemodell mit Hilfe

von durchsichtigen PVC-Platten und Schrauben befestigt. Bild 2.39 zeigt ein

Schema und eine Draufsicht des Aufbaus.

Am Simulator kann neben dem Kissendruck und dem Ultraschallsignal auch

der Kreislaufdruck gemessen werden. Die Druckmessung geschieht mit Trans-

pac®IT Drucksensoren (ICU Medical, NSW, Australien). Die Kreislaufdruck-

messung geschieht stromauf vom Arterienmodell. Dadurch entsteht eine Dis-

krepanz zwischen dem gemessenen Kreislaufdruck und dem tatsächlichen

Fluiddruck am Messort. Da die Messung des Kreislaufdruckes bei den Pro-

bandenmessungen nicht möglich ist, wurde der systolische und diastolische

Bild 2.39: Befestigung des Kissens auf dem Gewebemodell. Oben: Schematische Dar-

stellung, Unten: Draufsicht einer realen Befestigung.

Blutdruck zum Vergleich mit einem ambulanten Blutdruckmessgerät Omron

M5-I am Oberarm oszillometrisch gemessen.

Die Flussmessung mit den verschiedenen Ultraschallsensoren (s. Kap.2.1.4) ge-

schieht am Probanden immer stromab vom Druckkissen. Am Blutdrucksimu-

lator wurde teilweise stromauf und stromab gemessen. Zwei Beispielmessungen

sind in Bild 2.40 dargestellt.

Bild 2.40: Ort der Ultraschallmessung am Simulator (links) und am Probanden

(rechts).

2.5.2 Automatische Auswertung

Für eine bessere Verständlichkeit wird die automatische Auswertung mit

Matlab®an einer Beispielmessung (Bild 2.41) erläutert.

Bild 2.41: Beispielmessung am Blutdrucksimulator. Der Kissendruck (grün) wird auto-

matisch auf 200 mmHg aufgepumpt und mit 3,8 mmHg/s abgelassen. Gleichzeitig wird

der Kreislaufdruck (blau) und das Ultraschallsignal (rot) in der Modellarterie gemessen.

Das Ultraschallsignal wird nachträglich in Volumenstromwerte umgerechnet, wodurch

sich die nicht korrekten negativen Werte bei geschlossener Arterie erklären lassen.

Es wurden verschiedene Kriterien und Filter für die automatische Detektion

von systolischem und diastolischem Druck entwickelt und am Blutdrucksimu-

lator und an Probanden getestet. In diesem Kapitel werden die Kriterien vor-

gestellt. Die Ergebnisse der Messungen werden in Kapitel 3.5 erläutert.

Am Blutdrucksimulator wurde ein physiologischer Druckverlauf in einer Mo-

dellarterie erzeugt. Der mittlere systolische und diastolische Druck im Blut-

drucksimulator ist 124/79mmHg. Das Druckkissen wird automatisiert auf

200mmHg aufgepumpt und dann mit einer durchschnittlichen Rate von

3,8mmHg/s abgelassen. Neben dem Kissendruck wird der Kreislaufdruck

(=Gefäßdruck) und das Ultraschallsignal gemessen. Die automatische Auswer-

tung wurde in den Versuchen auf der abfallenden Flanke des Kissendruckes

durchgeführt, da auch bei den meisten kommerziellen Geräten dort gemessen

wird. Es ist aber grundsätzliche auch möglich, die Auswertung auf die anstei-

gende Flanke des Kissendrucksignals zu beschränken oder einen Mittelwert aus

den Ergebnissen beider Flanken zu ermitteln. Um die Flanken zu trennen wird

zunächst der maximale Kissendruck identifiziert.

Filter Das Ultraschallsignal ist mit einem relativ großen Rauschen behaftet.

Deshalb wurden verschiedene Filter getestet, um das Signal zu glätten:

•Glättung mit gleitendem Durchschnitt-Filter verschiedener Länge,

•Tiefpassfilter aus Fast Fourier Transformation (FFT) mit einer Grenz-

frequenz von 10Hz,

•Tiefpassfilter 10. Ordnung Butterworth mit einer Grenzfrequenz von

30Hz,

•Tiefpassfilter mit endlicher Impulsantwort (FIR-Filter) und einer Grenz-

frequenz von 2Hz.

Bei einer Glättung mit einem gleitendem Durchschnitt-Filter werden die Ex-

trempunkte der Kurve vergleichmäßigt. Für Signale, in denen das Rauschen

während der Flussunterbrechung sehr gering ist, funktioniert auch dieser Filter

gut.

Für den Tiefpassfilter aus FFT wurde in Matlab®eine Fourieranalyse durch-

geführt und im Frequenzbereich alle Frequenzen größer als die Grenzfrequenz

von 10Hz eliminiert. Anschließend wurde das Signale durch eine inverse Fou-

riertransformation wieder zusammengesetzt.

Als Butterworth-Tiefpassfilter wurde ein Filter 10. Ordnung mit einer Grenz-

frequenz von 30Hz gewählt, der die Extremwerte kaum beeinflusst, aber das

hochfrequente Rauschen entfernt.

Der Tiefpassfilter mit endlicher Impulsantwort wurde mit der Signal Proces-

sing Toolbox™von Matlab®erstellt. Der Filter gehört zur Klasse der soge-

nannten finite impulse response (FIR-)Filter und wurde für eine sehr niedrige

Grenzfrequenz von 2Hz entworfen. Das hat den Vorteil, dass nur noch die pul-

satile Hauptschwingung (Herzrhythmus des Probanden bzw. Pumprhythmus

im Blutdrucksimulator) durchgelassen wird und alle anderen Signale gedämpft

werden.

Die Auswirkung der Filter sind in Bild 2.42 dargestellt.

Die Auswertung der Filter in Verbindung mit den verwendeten Auswertekri-

terien ist in Kapitel 3.5 dargestellt.

Auswertungskriterien für den systolischen Druck Wenn im Kissen der

systolische Gefäßdruck erreicht wird, strömt zum ersten Mal wieder Blut durch

das Gefäß und erzeugt ein Signal im Ultraschallsensor. Das ist in der Beispiel-

messung nach ungefähr 34s der Fall.

Bild 2.42: Auswirkung verschiedener Filter auf das Ultraschallsignal. Gesamte Messung

(oben) und Ausschnitte beim Abklemmen (unten links) und pulsatilem Fluss (unten

rechts). Neben dem Originaldatensatz (blau) ist der Butterworth-Tiefpassfilter (grün),

der FFT-Tiefpassfilter (rot), eine Glättung (schwarz, Fensterbreite=250 Samples) und

der FIR-Filter (magenta) dargestellt.

„Schwellwert“-Kriterium Der einfachste Ansatz ist, einen festen

Schrankenwert zu setzen, über den das Ultraschallsignal erstmalig steigen

muss. Dazu wird erst der „absolute“ Nullfluss bestimmt (hier eine Mittelung

über eine Sekunde bei höchstem Kissendruck) und dann ein fester Wert (hier

4ml/min) addiert. Dieser Wert wird bei t= 34,072s überschritten. Der Kissen-

druck zu diesem Zeitpunkt beträgt 132mmHg, der Kreislaufdruck 127mmHg.

Diese Methode setzt voraus, dass es ein geringes Ultraschallrauschen während

des Abklemmens gibt, da sonst die Schranken nicht so gesetzt werden können,

dass sie das erste geringe Einströmen detektieren.

„Anstiegsdetektion“-Kriterium Ein zweiter Ansatz nutzt die Einhül-

lenden des Ultraschallsignals. Diese werden auch Envelopen genannt und sind

in Bild 2.43 dargestellt. Zwischen der oberen und unteren Einhüllenden wird

die Differenz gebildet. Die Differenzenvelope hat beim Wiedereinsetzen des

Ultraschallpulssignals ein Minimum bei t= 33,66s. Der Kissendruck beträgt

dort 134mmHg und der Kreislaufdruck 127mmHg.

„EnvAnstieg“-Kriterium Ein drittes Kriterium nutzt eine Verbindung

zwischen „Schwellwert“-Kriterium und den Einhüllenden: die obere Einhüllen-

de wird genutzt und ein Schwellwertkriterium gesetzt, welches überschritten

werden muss. Als Ergebnis erhält man eine Zeit von t= 34,92s und einen

Kissendruck von 128mmHg bei einem zugehörigen systolischen Kreislaufdruck

von 127mmHg.

„Standardabweichung“-Kriterium Ein weiteres Kriterium nutzt die

Standardabweichung eines gleitenden Fensters und die Detektion der Über-

schreitung eines Schrankenwertes, hier der mittleren Standardabweichung für

die voll ausgebildete pulsatile Strömung. Idealerweise wird das Signal dazu

vorher mit dem FIR-Filter gefiltert, da dann die Standardabweichung ein

sehr gutes Kriterium liefert. Dies resultiert in der Detektion des Zeitpunktes

t= 35,57s. Dort beträgt der Kissendruck 125mmHg und der Kreislaufdruck

126mmHg.

Auswertungskriterien für den diastolischen Druck Für die automati-

sche Detektion des diastolischen Druckes wurden zwei Kriterien entwickelt.

„Schwellwert“-Kriterium In Bild 2.43 sind die Einhüllenden des Ultra-

schallsignals dargestellt. Der Verlauf der Einhüllenden kann für die Auswertung

des diastolischen Drucks genutzt werden. Der diastolische Druck ist theoretisch

erreicht, wenn das Ultraschallsignal letztmalig auf null fällt bzw. wieder so aus-

sieht wie vor der Messung. Da insbesondere in den Probandenmessungen oft

kein diastolischer Fluss herrscht, wurde die obere Einhüllende verwendet. Es

wurde der Zeitpunkt detektiert, an dem die obere Einhüllende einen Schwell-

wert überschreitet, der aus dem ungestörten systolischen Ultraschallsignal (hier

Volumenstromwert) berechnet wurde. Mit diesem „Schwellwert“-Kriterium er-

gibt sich der diastolische Wert bei t=44,6s. Dort beträgt der Kissendruck

88mmHg und der (zugehörige diastolische) Kreislaufdruck 80mmHg.

„AnstiegAbleitung“-Kriterium Als weiteres Kriterium wurde der An-

stieg des mittleren Ultraschallsignals genutzt. Bild 2.43 stellt die Vorgehens-

weise dar.

Zunächst wird das mittlere Ultraschallsignal durch eine Glättung errechnet.

Davon wird nun die Ableitung gebildet. Diese hat beim Wiedereinsetzen der

Strömung ein lokales Maximum. Wenn das Ultraschallsignal bei Erreichen der

Bild 2.43: Envelopen- und Ableitungskriterium. Links: Die obere und untere Einhüllen-

de des Ultraschallsignals (rot) sind grau, die Differenzeinhüllende schwarz dargestellt.

Der Druck im Blutdrucksimulator ist blau und der Kissendruck grün dargestellt. Rechts:

Ableitungskriterium zur Berechnung des diastolischen Druckes. Die Ableitung ist in rot

dargestellt.Der diastolische Druck ist dort erreicht, wo die Ableitung null ist (Kreismar-

kierung). Dies ist bei t=46,35 s der Fall.

Diastole ungestört verläuft, ist der Anstieg des mittleren Signals und damit

der Wert der Ableitung null. Dieser Zeitpunkt ist in der Beispielmessung bei

t= 46,35s erreicht. Der Kissendruck beträgt dort 81mmHg, der zugehörige

Kreislaufdruck 80mmHg.

Fazit Die Übereinstimmung der errechneten Druckwerte mit dem tatsäch-

lich herrschenden Kreislaufdruck für diese Beispielmessung ist in Tabelle 2.3

dargestellt.

Tabelle 2.3: Detektierte Druckwerte bei der intermittierenden Messung für eine Bei-

spielmessung (vgl. Bild 2.41).

Auswertemethode Sys. Dia.

Druck Druck

Schranke Systole 132

Einhüllende Systole 134

Kombination Einhüllende mit Schranke, Systole 128

FIR-Filter & Schranke Standardabweichung, Systole 125

Einhüllende mit Schwellwert, Diastole 101

Anstiegsdetektion für mittleres Signal, Diastole 81

Dabei ist zu beachten, dass der ungestörte Kreislaufdruck zwischen 124mmHg

und 79mmHg schwankt, durch die Messung aber beeinflusst wird, sodass sich

ein tatsächlicher Kreislaufdruck bei dieser Beispielmessung von 127/80mmHg

einstellt. Die Auswertekriterien für die automatische Bestimmung des systoli-

schen und diastolischen Blutdruckes wurde an Probanden und am Blutdruck-

simulator getestet.

Am Blutdrucksimulator wurden auch Messungen mit Bewegungsartefakten

durchgeführt. Dabei wurde das Gefäßmodell bewegt und die Bewegung mit

einem dreiachsigen Beschleunigungssensor ADXL330 (Analog Devices, Nor-

wood, USA) und durch den Druck in einem wassergefüllten Perfusorschlauch

gemessen, s. Kapitel 2.7.4.

Dafür wurde die Abweichung der automatisch detektierten Werte zu Kontroll-

messungen ausgewertet. Die Ergebnisse sind in Kapitel 3.5 dargestellt.

2.6 Kontinuierliche Methode

Für die kontinuierliche Blutdruckmessung muss ein Regler entworfen werden.

Die Aufgabe des Reglers ist es, den Kissendruck (die Stellgröße) so zu ver-

ändern, dass das pulsatile Ultraschallsignal des Blutflusses (die Regelgröße)

auf einem konstanten Wert (Referenzwert) gehalten wird. Dieser Referenzwert

muss kleiner sein als der diastolische Flusswert. Die verschiedenen Reglerkon-

zepte wurden am Blutdrucksimulator getestet. Im Folgenden wird der Aufbau

der erweiterten Testumgebung und die genutzten Aufbauten erläutert. An-

schließend werden die Regelungsansätze beschrieben.

2.6.1 Aufbau einer Testumgebung

Der Ansatz für die kontinuierliche Blutdruckmessung wurde in Kapitel 1.5.2

erläutert. Der Kissendruck wird entsprechend der Ultraschallinformation

durch einen schnellen Aktuator geregelt. Das Messprinzip ist in Bild 1.17

dargestellt. Der Aktuator muss Drücke bis 200mmHg sehr schnell aufbringen

können. Der Anstieg eines Blutdruckpulses von Diastole zu Systole geschieht

in ungefähr 100ms, siehe Bild 1.13. Für die Versuche am Blutdrucksimulator

wurde zunächst nur 150mmHg als maximal erforderlicher Kissendruck ge-

wählt. Es wurden zwei Aktuatoren getestet. Zunächst wurde ein Lautsprecher

MB-650 von Impulse US®Acoustics mit einer Leistung von 300W verwendet.

Dieser hat einen Durchmesser von 14,4 cm, s. Bild 2.44, links.

Der Lautsprecher wurde in einem Aufbau mit Itemteilen befestigt. An der

Membran des Lautsprechers wurde ein zylindrischer Stab befestigt, der auf

einen Plexiglasquader drückte. Darunter lag ein Polyurethankissen welches

Bild 2.44: Aktuatoren für die Regelung. Links: Lautsprecher, Rechts: Tauchspulenak-

tuator.

mit einem Druckkissen verbunden war. Somit konnte die Membranbewegung

auf das Kissen übertragen werden.

Der Lautsprecher hat ein Gewicht von 2,04kg. Dieses Gewicht und die

Maße des Lautsprechers schließen eine weitere Nutzung als Aktuator für

das spätere Messgerät am Menschen aus. Um einen kleineren und leichteren

Aktuator zu testen, wurde ein Tauchspulenaktuator hergestellt, Bild 2.44

rechts. Im Anhang A.6 ist der innere Aufbau der Tauchspule und deren

Maße dargestellt. Der Tauchspulenaktuator hat ein Gewicht von 639g und

einen Außendurchmesser von 58mm. Eine Spule aus Kupferdraht befindet

sich in einem Gehäuse aus Stahl. Im Innern der Spule befinden sich mehrere

ringförmige Dauermagnete aus einer Neodym-Eisen-Bor-Kombination. Wird

die Spule von elektrischem Strom durchflossen, bewirkt die Lorentzkraft eine

Bewegung der Spule. Auf der Spule ist ein PVC-Zylinder befestigt, der auf

einen Ballon aus Polyurethan drückt. Dieser Ballon ist mit dem Druckkissen

am Handgelenk verbunden.

Die Kraft, die durch die Spule auf den Ballon übertragen wird, ist proportional

zur Stromstärke I in der Spule. Der Druck im Ballon ist proportional zur

aufgebrachten Kraft. Bild 2.45 zeigt den Zusammenhang.

Für eine tragbare Einheit muss die Tauchspule mit einer mobilen Span-

nungsversorgung versorgt werden. Dies schränkt die Zeit ein, in der gemessen

werden kann. Eine Betrachtung der Betriebszeiten und der Energieversorgung

wird in Kapitel 3.7 durchgeführt.

Bild 2.45: Charakteristik der entwickelten Tauchspule. Links: Strom-Kraft-Kurve,

Rechts: Kraft-Druck-Kurve der Tauchspule.

Mikrokontroller Die Regelung am Lautsprecheraufbau wurden mit einem

Rabbit4000 Mikrocontroller (RCM4100 Rabbit Core Development Kit) durch-

geführt.

Für die Tauchspulenmessung wurde ein Arduino DUE Board genutzt, das auf

der Atmel SAM3X8E ARM Cortex-M3 CPU basiert, [Ard2014].

2.6.2 Regelungskonzepte

Um die Blutgeschwindigkeit in der Arterie zu regeln, wird der Druck im Kissen

geändert. Dieser wird wiederum durch den Strom in der Tauchspule oder dem

Lautsprecher geändert. Es wurden verschiedene Reglerkonzepte getestet.

Zeitdiskreter Regler Durch Strommenger wurden verschiedene zeitdiskre-

te Regler am Lautsprecheraufbau getestet, [Str2012]. Dazu wurden die Sprung-

antworten des gesamten Systems, bestehend aus Lautsprecher, Druckkissen,

Gewebemodell und allen Schlauchverbindungen zur Identifikation genutzt, s.

Bild 2.46. Die am Lautsprecher anliegende Stromstärke ist dabei das Ein-

gangssignal und das Ultraschallsignal das Ausgangssignal. Hieraus wurde ein

Proportional-Integral-Regler (PI-Regler), ein Störkompensations-Regler und

ein modellbasierter Regler entworfen. Die Spezifikationen und Übertragungs-

funktionen können der Arbeit von Strommenger entnommen werden.

Kaskadenregelung mit zwei zeitdiskreten Feedback-Reglern Die

Kaskadenregelung wurde für den Tauchspulenaufbau entwickelt, [Lam2012].

Das hier dargestellte System hat eine hohe Dynamik, die mit einem Kaska-

denansatz besser beschrieben werden kann - die Regler sind schneller.

Die Kaskadenregelung basiert auf der Tatsache, dass das vorliegende Gesamt-

system aus einem inneren und einem äußeren System besteht. Der äußere Reg-

Bild 2.46: Sprungantwort des Systems mit Lautsprecher und Gewebemodell.

ler enthält die Regelung des US-Flusssignals durch die Kissendruckänderung.

Das innere System enthält die Regelung des Kissendruckes durch die Spannung

an der Tauchspule. Das Reglerprinzip ist in Bild 2.47 skizziert.

Bild 2.47: Prinzip der Kaskadenregelung. Der innere Regler enthält die Druckregelung

durch den Tauchspulenstrom. Der äußere Regler enthält die Flussregelung durch den

Kissendruck.

Für die Kaskadenregelung wurden sogenannte RST-Regler verwendet. Eine

Übersicht über Design und Anwendung von RST-Reglern gibt [Lan1998]. Ein

RST-Regler hat zwei Freiheitsgrade. Die digitalen Filter R und S werden so

ausgelegt, dass die gewünschte Regelgüte erreicht wird. Der digitale Filter T

wird anschließend so angepasst, dass das gewünschte Folgevermögen erreicht

wird.

Iterativ lernender Regler Der Blutdruck ist ein periodisches Signal, das

sich von einem Puls zum nächsten nur wenig verändert. Diese Wiederholbarkeit

kann für den Einsatz einer iterativ lernenden Regelung (engl. Iterative Lear-

ning Control, ILC) genutzt werden. Als Erweiterung der Kaskadenregelung

wird noch eine zusätzliche äußere Schleife mit einer ILC implementiert, Bild

ILC

Flussregler

Druckregler Aktuatordynamik

+Schlauch+Kissen

Druck auf Arterie

fruc

frTOP

Bild 2.48: Iterativ lernende Regelung und Kaskadenregelung nach [Hep2013]

2.48. Mit der ILC wird ein vorhandenes periodisches Restsignal aus der Kas-

kadenregelung noch weiter minimiert. Der Reglerentwurf und die Auslegung

der ILC wird von Seel et al. ausführlich beschrieben, [See2013b].

2.7 Bewegungsartefakte

Während einer Langzeitmessung des Blutdruckes sollen die Patienten nicht

unnötig in ihrer Bewegungsfreiheit eingeschränkt werden. Die Blutdruckmes-

sung wird deshalb während der Patientenbewegung durchgeführt. Ziel ist eine

korrekte Blutdruckmessung während des Großteils des Tagesverlaufes bei mög-

lichst vielen alltäglichen Bewegungen. Da das Handgelenk sich relativ stark

bewegt, sollen die Messwerte stets auf den Blutdruck auf Herzhöhe umgerech-

net werden. Das Kapitel gibt zunächst einen Überblick über die Klassifikation

von Bewegungsartefakten (2.7.1), die Flussänderungen die durch Bewegungs-

artefakte entstehen (2.7.2) und die Konzepte zur Erfassung von Bewegungs-

artefakten (2.7.3). Anschließend werden die Messungen zur Bestimmung der

Größe der Bewegungsartefakte im Tagesverlauf (2.7.4) erläutert. Schließlich

wurde die Auswirkung von drei verschiedenen Blutdruckmessmethoden auf

die Schlafqualität in einem Probandenversuch untersucht (2.7.5).

2.7.1 Klassifikation von Bewegungsartefakten

Der Begriff „Artefakt“ bezeichnet ein künstliches, durch Eigenschaften der

Methode hervorgerufenes Signal. Der favorisierte Messort für die Blutdruck-

messung mit Ultraschall ist die Radialarterie am Handgelenk. Allerdings wird

das Handgelenk von Patienten im Alltag sehr stark bewegt. Jede Bewegung am

Messort verändert einerseits den tatsächlichen Blutdruck an diesem Ort und

kann andererseits die Druck- und Ultraschallsignale des Messsystems verän-

dern. Zusätzlich soll die Messung auch während Aktivität durchgeführt werden,

um den tatsächlichen Blutdruckverlauf der Patienten zu erfassen.

Deshalb müssen die resultierenden Bewegungsartefakte während der Messung

beachtet werden. Die Bewegungsartefakte sollen durch geeignete Filterung von

den Messsignalen getrennt werden.

Die Bewegungsartefakte werden im Rahmen dieser Arbeit in drei verschiedene

Klassen unterteilt:

Klasse I Durch Höhendifferenz verursachte Artefakte;

Klasse II Durch Beschleunigung verursachte Artefakte;

Klasse III Durch Muskelanspannung verursachte Artefakte.

Im Folgenden wird auf die einzelnen Klassen der Bewegungsartefakte einge-

gangen.

Klasse I: Bei einer Blutdruckmessung soll stets der Druck am Herzen ge-

messen werden. Bei einer Höhendifferenz von Messort und Herz wirkt in der

Arterie eine hydrostatische Druckdifferenz

pHöhe =ρ·g·∆h, (2.17)

mit der Fluiddichte ρ, der Gravitationskonstante g und der Höhendifferenz h.

Die hydrostatische Druckdifferenz zwischen einem gehobenem und einem hän-

genden Arm und die damit verbundene Änderung des arteriellen Blutdrucks

kann über die Höhendifferenz der Flüssigkeitssäule berechnet werden. Unter

der Annahme, dass die Dichte von Blut und Wasser annähernd gleich ist, gilt

1cmH2O= 0,737mmHg.(2.18)

Bei entsprechender Armlänge kann die Druckdifferenz zwischen den gestreck-

ten Armen bis zu 100mmHg betragen.

pHöhe kann durch den Druck in einem extern verlaufenden Wasserschlauch ge-

messen werden. Dieser Wasserschlauch wird vom Messort parallel zum Arm bis

zum Herzen geführt. Diese Technik der Druckdifferenzmessung wird von eini-

gen kommerziellen Blutdruckmessgeräten bereits eingesetzt. Das Portapres-

Gerät (s. Kapitel 1.4.1) nutzt einen Wasserschlauch für die Bestimmung des

Druckunterschiedes zwischen den Fingern (Messort) und Herz.

Klasse II: Die Beschleunigung des Blutgefäßes hat eine Auswirkung auf den

internen Blutdruck. Die Eulersche Bewegungsgleichung für reibungsfreie Fluide

wird von Schade und Kunz in [Sch2007] in folgender Form angegeben

ρ ∂c

∂t +c·gradc!=ρ·f−gradp. (2.19)

Es ist ρdie Dichte des Medium, cdas Geschwindigkeitsfeld, tdie Zeit und pder

Druck. Das Feld fist dabei ein Gradientenfeld der Beschleunigungen, wobei im

Fall des beschleunigt bewegten Armes neben dem Erdbeschleunigungsfeld gder

Erde auch noch ein sich änderndes dreidimensionales Armbeschleunigungsfeld

wirkt.

Auch die Blutdruckänderung durch Beschleunigung kann mit einem extern am

Arm befestigten Schlauch gemessen werden.

Klasse III: Muskelanspannung führt zu Veränderungen der Arteriengeome-

trie und damit zu Änderungen von Blutfluss und Blutdruck. Der Einfluss die-

ser Muskelanspannung ist nicht ohne weiteres messbar. Zu dieser Klasse der

Bewegungsartefakte zählen auch die durch die Verdrehung des Handgelenks

hervorgerufene Gewebeverschiebung. Eine Torsionsbewegung des Handgelenks

verschiebt die beiden Unterarmknochen Elle und Speiche. Durch die Gewebe-

verschiebung können sich die Arterien unter der Haut bewegen, wodurch sich

der Fluss in den Arterien verändern kann, s. Kapitel 2.7.2.

2.7.2 Blutflussänderungen im Arterienverlauf

Der Blutfluss wird durch die Lageänderung des Armes verändert. Es konnten

allerdings in der Literatur keine Untersuchungen über die Größe dieser Verän-

derung gefunden werden. Deshalb wurde die Blutflussänderung experimentell

untersucht. Zunächst wurde an drei Probanden der Blutfluss in der Radialar-

terie mit Hilfe des Ultraschalldopplersystems (Kapitel 2.1.4) gemessen. Alter

und Geschlecht der Probanden sind in Tabelle 2.4 dargestellt.

Tabelle 2.4: Daten der Probanden für die Messung der Blutflussänderung bei Armbe-

wegung.

ProbandenID Alter Geschlecht

SW 28 w

MS 26 m

JB 26 w

Der Arm wurde dabei auf drei verschiedenen Positionen gehalten: Zunächst

hing der Arm am Körper herab, danach wurde er auf Schulterhöhe gehalten

und abschließend nach oben gestreckt. Das Handgelenk wurde bei der Messung

nicht verdreht. Das Ultraschallsignal wurde mit der Hadeco-Ultraschallsonde

aufgenommen. Für die Auswertung wurde das Ultraschallsignal mit einer

Grenzfrequenz von 30Hz tiefpassgefiltert. Die Höhenänderung des Armes zur

Referenzhöhe (Herzhöhe) wurde über den Druck in einer Wassersäule be-

stimmt. Für jede Armposition wurden mehrere Pulse zunächst zeitlich normiert

und dann gemittelt. Das Ergebnis dieser Messung ist in Bild 3.23 dargestellt.

Die Ultraschallsonde soll so ausgelegt sein, dass trotz einer Verdrehung des

Handgelenks der Fluss in der Arterie messbar bleibt. Verschiedene Sonden

wurden daher am Handgelenk eines Probanden getestet und das Handgelenk

um fast 360°gedreht. Zunächst wurde das Handgelenk auf Bauchhöhe mit

der Handfläche nach oben für 10 Sekunden gemessen, anschließend die Hand

für 10s um 180°gedreht und dann für weitere 10s noch weiter in die glei-

che Richtung verdreht, sodass die Hand ganz verdreht war. Nach weiteren 10s

wurde das Handgelenk gesenkt, sodass der Arm normal hing, s. Bild 3.24. Die

Ergebnisse dieser Bewegungsartefaktmessung sind in Kapitel 3.8.1 dargestellt.

2.7.3 Konzepte zur Erfassung von Bewegungsartefakten

Es gibt viele Konzepte für die Erfassung von Bewegungsartefakten. Hauptsäch-

lich muss die hydrostatische Druckdifferenz zwischen Messort und Herz kom-

pensiert werden. Boll beschreibt in [Bol2008] ausführlich verschiedene Konzep-

te dieser Kompensation, weshalb diese hier nur kurz genannt und ausdrücklich

auf die Quelle verwiesen wird.

Zunächst besteht die Möglichkeit der direkten Messung mit einem flüssigkeits-

gefüllten Schlauch, wie zum Beispiel beim Portapres®(Finapres Medical Sys-

tems, Amsterdam, Niederlande) üblich, Bild 2.50. Der wassergefüllte Schlauch

wird an einem Ende durch einen Drucksensor verschlossen, das andere Ende

ist offen. Der Drucksensor wird am Messort befestigt und der Wasserschlauch

parallel zum Arm bis zum Referenzort (Herz) geführt.

Eine weitere Möglichkeit ist die Messung der Differenz des Gravitationsfel-

des. Boll berechnet eine notwendige Sensorsensitivität in der Größenordnung

von 10−9m/s2. Dies überfordert kommerzielle Beschleunigungssensoren und

wird durch zusätzlich, durch Bewegungsartefakte verursachte Beschleunigun-

gen noch verschlimmert.

Boll diskutiert den Einsatz von Distanzmessungen auf der Grundlage von

Neigungssensoren, Feldstärkenmessung und Laufzeit- und Phasendifferenzmes-

sung von Wellen. Aufgrund der fehlenden Mobilität sind diese Methoden für

den Einsatz am Patienten nicht geeignet.

Die Verwendung von mehreren Neigungssensoren an jedem Gelenk zwischen

Herz und in diesem Fall Handgelenk kommt grundsätzlich in Frage, ist aber

für den Patienten auch stark einschränkend.

Als letzte Methode nennt Boll die Technik der Luftdruckmessung. Die Auflö-

sung der barometrischen Höhe muss jedoch im Bereich von µbar liegen, was

technisch grundsätzlich möglich ist.

Es gibt eine Reihe von Ansätzen, welche Inertialsensoren nutzen, um die Be-

wegung von Gliedmaßen zu verfolgen. Zhou et al. verwenden ein System aus

Beschleunigungssensoren, Gyroskopen und magneto-resistiven Sensoren und

können damit die Lage des Armes im Verhältnis zur Schulter bestimmen,

[Zho2007].

Von all den vorgestellten Konzepten für die Erfassung der hydrostatischen

Druckdifferenz eignet sich der wassergefüllte Schlauch am besten. Zusätzlich

können damit auch dynamische Artefakte erfasst werden. Folglich wird dieses

Konzept für die Erfassung der Bewegungsartefakte gewählt.

2.7.4 Bewegungsartefakte im Tagesverlauf

In diesem Kapitel wird darauf eingegangen, wie groß der Einfluss der Bewe-

gungsartefakte auf die Blutdruckmessung im normalen Tagesverlauf ist. Die

Bewegungsartefakte der Arme wurden an Probanden über unterschiedlich lan-

ge Zeiträume untersucht. Dazu wurde je ein wassergefüllter Schlauch an jedem

Arm des Probanden befestigt und vom Handgelenk über die Schultern bis auf

Herzhöhe geführt und der Druck darin gemessen, Bild 2.49.

Bild 2.49: Links: Proband mit zwei Wassersäulen zur Messung der Armbewegung im

Tagesverlauf. Rechts: Datenlogger MSR160, [MSR2011].

Damit werden sowohl die Artefakte durch Höhenänderung als auch die be-

schleunigungsinduzierten Artefakte erfasst (s. Kapitel 2.7.1). Die Drucksenso-

ren befinden sich auf der Handgelenksseite der Wassersäulen. Die Drucksignale

werden mit einem Datenlogger MSR160 der Firma MSR Electronics (Henggart,

Schweiz) mit einer Abtastrate von 32Hz aufgenommen. Der Datenlogger wiegt

63g und ist 65x40x22mm3groß. Die Messung wurde an 6 Probanden durch-

geführt. Alter, Geschlecht und Händigkeit der Probanden sind in Tabelle 2.5

dargestellt.

Tabelle 2.5: Daten der Probanden für die Bewegungsartefaktmessung.

ProbandenID Alter Geschlecht Händigkeit

TS 30 m rechts

JB 25 w rechts

FG 25 m rechts

ML 27 m links

RA 23 m rechts

SW 27 w rechts

Die Probanden wurden gebeten, ein etwa 30-minütiges Protokoll durchzufüh-

ren, welches in Tabelle 2.6 dargestellt ist.

Tabelle 2.6: Protokoll der Bewegungsartefaktmessung.

Zeit in Minuten Bewegung

0 Kalibration

1 Computerarbeit

4 Ortswechsel

5 Kaffee kochen

10 Kaffee/Tee trinken, essen

14 Ortswechsel

15 Gehen

18 Rennen

19 Gehen

20 Ortswechsel

21 Treppensteigen

23 Ortswechsel

24 Liegen

Für jede Tätigkeit wurde der Mittelwert der Drücke und die Standardabwei-

chung mit Matlab®bestimmt. Ziel der Untersuchung ist es herauszufinden,

bei welchen Bewegungen mit entsprechenden Artefakten noch eine Blutdruck-

messung und Kalibrierung auf Herzhöhe möglich ist. Dazu wurde die Stan-

dardabweichung als Maß verwendet. Falls diese länger als eine bestimmte Zeit

über einen Schwellwert steigt, ist die Bewegung so artefaktbelastet, dass ei-

ne sichere Rückrechnung des Handgelenkblutdruckes auf Herzblutdruck nicht

möglich ist. Die Auswertung und Ergebnisse der Messungen sind in Kapitel

3.8.2 dargestellt.

2.7.5 Schlafmedizinische Untersuchung

Ziel der schlafmedizinischen Untersuchung war die Erfassung von Weckreaktio-

nen bei der Anwendung verschiedener nichtinvasiver Blutdruckmessmethoden.

Die Erwartung an ein Messsystem mit kleinem Druckkissen am Handgelenk

ist, dass es weniger störend ist als die anderen Techniken und die Patienten

nicht aufweckt.

Untersuchung in der Advanced Sleep Research An drei aufeinanderfol-

genden Nächten wurde eine Schlafuntersuchung mit drei verschiedenen Blut-

druckmesssystemen an einem Probanden (weiblich, 27 Jahre) durchgeführt.

Die Untersuchung fand durch die Advanced Sleep Research (ASR) der Schlaf-

medizin der Charité - Universitätsmedizin Berlin statt. In der ersten Nacht

wurde der Blutdruck mit einem Portapres®(Finapres Medical Systems, Ams-

terdam, Niederlande) gemessen. Dieses funktioniert nach dem Prinzip der Vo-

lumenkompensation (s. Kapitel 1.4.1) und ist in Bild 2.50 abgebildet.

Bild 2.50: Links: Portapres Blutdruckmesssystem von Finapres, [Web2014c]. Der Was-

serschlauch dieses Systems ist eingekreist. Rechts: Ambulantes Blutdruckmessgerät für

eine 24h-Messung mit Oberarmmanschette, [Spa2004].

Das Gerät wurde an Zeige- und Mittelfinger der linken Hand befestigt. Alle

15Minuten wird zwischen den beiden Fingern gewechselt, um eine ausreichen-

de Blutzufuhr in das Gewebe zu ermöglichen. Bei jedem Fingerwechsel versucht

das Gerät den optimalen Anpressdruck in den Fingermanschetten zu ermitteln,

indem es eine Kalibrierung („PhysioCal“) durchführt. Diese Kalibrierereignisse

wurden als mögliche Weckauslöser betrachtet.

In der zweiten Nacht wurde ein ambulanter Blutdruckmonitor („ABPM“)

90207 von Spacelabs Medical (Issaquah, USA) verwendet. Dieser wurde mit

einer Manschette am linken Oberarm befestigt, Bild 2.50. Das Gerät wurde auf

den Nachttisch gelegt und zur Geräuschpegelreduzierung in einen Stoffbeutel

eingeschlagen. Die Messungen fanden alle 30Minuten statt.

In der dritten Nacht wurde ein Prototyp der neuen nichtinvasiven belastungs-

armen Blutdruckmessung („Druckbox“) getestet. Dieser Prototyp enthielt kei-

nen Ultraschallsensor, sondern nur die in Bild 2.38 dargestellte und in Kapitel

2.5.1 beschriebene Druckbox. Dazu wurde ein Polyurethandruckkissen mit ei-

ner Grundfläche von 45x50mm2über der linken Radialarterie mit Pflaster

befestigt und zusätzlich mit Glasfaser-Klettverschluss-Band (s. 2.3.2) am lin-

ken Handgelenk fixiert. Für eine bessere Lautstärkedämpfung wurde diese in

einen Karton mit Schaumstoff gelegt und unter dem Nachttisch auf Kopfhöhe

gestellt. Die Druckbox pumpte das Druckkissen alle 30 Minuten auf 140mmHg

auf, simuliert also den intermittierenden Betrieb im gleichen Rhythmus wie das

ambulante Blutdruckmessgerät in der zweiten Nacht.

Polysomnographie In allen Nächten wurden eine Polysomnographie durch-

geführt. Dabei wurden folgenden Daten aufgenommen:

•EEG (Elektroenzephalographie) mit 6 Elektroden am Schädel,

•EOG (Elektrookulographie) mit 2 Elektroden am Auge,

•EMG (Elektromyographie) mit 2x2 Elektroden am Kinn und 2x2 Elek-

troden an den Beinen,

•EKG (Elektrokardiographie) mit 2 Elektroden auf der Brust,

•1 Stirnelektrode,

•1 Atemsensor,

•Thoraxgurt mit SpO2-Messung, Lagesensor und Beschleunigungssensor.

Die Sensoren werden durch das Polysomnographie-System Embla®N7000™

(Natus Medical, San Carlos, USA) erfasst.

Ein zusätzlicher Schnarchsensor – ein Mikrofon – wurde in der zweiten Nacht

auf das Spacelabs Blutdruckmessgerät geklebt. Damit kann der Messbeginn

durch das Geräusch des Aufpumpens identifiziert werden. In der dritten Nacht

wurde das Kissendrucksignal im Druckkissen zusätzlich erfasst. Eine Übersicht

der Daten für alle Nächte gibt Tabelle 2.7.

Tabelle 2.7: Signale und Abtastraten in Hz der schlafmedizinischen Untersuchung.

Signal Nacht 1 Nacht 2 Nacht 3

(Portapres) (ABPM) (Druckkissen)

EKG 2000 2000 2000

Beschleunigung 100 100 100

Plethysmogram 1000 1000 1000

Puls 20 20 20

Herzfrequenz 10 10 10

Körperlage 100 100 100

Aktivität 100 100 100

Portapres 100

Schnarchsensor 2000

Druckbox 2000

Durch die geschulten Mitarbeiter der Advanced Sleep Research wurden die Da-

ten anschließend mit der Software Somnologica™untersucht und die Arousal

und Schlafstadienwechsel markiert. Die weitere Datenauswertung wurde mit

Matlab®durchgeführt. Neben der absoluten Häufigkeit der Arousal und Schlaf-

stadienwechsel pro Nacht ist auch die Zahl der durch Druckereignisse ausge-

lösten Weckreaktionen entscheidend. Die Auswertung und Ergebnisse werden

in Kapitel 3.8.3 beschrieben.

Kapitel 3

Ergebnisse

3.1 Ultraschall

In diesem Kapitel werden die Ergebnisse der Untersuchungen zur Signalquali-

tät der entwickelten US-Sonden am Probanden und dem Blutdrucksimulator

vorgestellt (Kapitel 3.1.1). Durch die Auswertung konnten die am besten für

diese Anwendung geeigneten US-Sonden ausgewählt werden.

3.1.1 Ultraschallsonden

Die Ultraschallsignale der verschiedenen Ultraschallsonden wurden miteinan-

der verglichen, um die optimale Sensorgeometrie für die Messung am Blut-

drucksimulator und am Probanden zu identifizieren. Die Auswertung wurde in

Kapitel 2.1.5 erläutert.

Bild 3.1 zeigt die Ergebnisse der Verhältnisse „Systole/Diastole“ und „Systo-

le/Rauschen“ für die getesteten Sonden.

Durch die Auswertung der Signal/Rausch-Verhältnisse (Kapitel 2.1.5) konn-

ten die US-Sonden miteinander verglichen werden. Die Sonden mit den größten

Signal/Rausch-Verhältnissen (Systole/Rauschen) waren:

•Fraunhofer Sonde 1-2 am Probanden,

•Fraunhofer Sonde 3-3 am Probanden,

•Fraunhofer Sonde 3A am Blutdrucksimulator.

Die beiden Sonden 1-2 und 3-3 haben auch das größte Verhältnis von Sys-

tole/Diastole für die Probandenmessung, gefolgt von Sonde 3A und 3-3 für

Bild 3.1: Signal/Rausch-Verhältnisse verschiedener US-Sonden am Probanden und

Blutdrucksimulator. Die Sonden 1-2 und 3-3 haben die höchsten Signal/Rausch-

Verhältnisse.

den Blutdrucksimulator, siehe Bild 3.1. Da die US-Sonden am Probanden und

am Blutdrucksimulator getestet werden sollen, ist das Design der Fraunhofer

Sonde 3-3 das Optimum. Die Sonde 1-2 zeigt für die Messungen am Blutdruck-

simulator ein viel schlechteres Signal/Rausch-Verhältnis als Sonde 3-3. Für die

Untersuchung der intermittierenden und kontinuierlichen Methode wurde Son-

de 3-3 verwendet (Kapitel 3.5 und 3.6).

3.1.2 Intensität der Ultraschallsensoren

Die Fraunhofer Ultraschallsonden (s. Kapitel 2.1.4.4) liefern ein Signal mit

einer Spitzenspannung von USS =5,7V bei einer Stromstärke I von 20mA.

Das quadratische Mittel der Spannung, der sogenannte Effektivwert beträgt

Ueff =1

√2USS,(3.1)

= 4,03V.

Damit ergibt sich eine elektrische Leistung Pel von

Pel =Ueff ∗I(3.2)

= 4,03V∗20mA

= 80,6mW.

Die Fläche der Fraunhofer Sonden beträgt 27mm2, damit ergibt sich eine In-

tensität von

IUS =Pel

A(3.3)

=80,6mW

0,27cm2

= 296mW/cm2.

Dieser Wert liegt deutlich unterhalb der behördlich zugelassenen 720mW/cm2,

[Nel2009]. Die Untersuchungszeiten sollen trotz der vergleichsweise niedrigen

Leistung so gering wie möglich sein um gesundheitliche Schäden zu vermei-

den. Dies steht dem Ziel einer kontinuierlichen Messung des Blutdruckes ent-

gegen. Bei der intermittierenden Methode soll ein höhere Messfrequenz als

mit den gängigen Manschettenblutdruckmessmethoden angestrebt werden. Im

Vergleich zu den am Markt etablierten Methoden ist es ein Fortschritt, wenn

alle 5 Minuten gemessen würde. Die eingetragene Ultraschallleistung ist da-

mit im Bereich von in der Praxis angewandten Systemen und sollte somit

gesundheitlich bedenkenlos anwendbar sein. Bei der kontinuierlichen Metho-

de wird die eingetragene Ultraschallenergie möglicherweise die Grenzwerte für

Medizinprodukte überschreiten. Daher wird zunächst der Ansatz verfolgt über

eine Zeit von 20s in einem Zeitintervall von 2Minuten zu messen. Dies mi-

nimiert die Anforderungen an die Energieversorgung des tragbaren Systems,

s. Kapitel 3.7. Zusätzlich beugt eine solche Pause den Gewebeschäden durch

Minderdurchblutung vor.

3.2 Druckkissen

Die Druckkissen sollen möglichst klein sein, um eine belastungsarme Messung

zu ermöglichen. Eine weitere Anforderung an die Kissen ist ein möglichst hoher

Anstieg der Druck-Volumen-Kurve. So kann durch ein niedriges Füllvolumen

ein hoher Druck erzeugt werden.

3.2.1 Druck-Volumen-Kurve der Druckkissen

Für einige Druckkissen aus Tabelle 2.2 wurden die Druck-Volumen-Kurve in

zwei Konfigurationen gemessen. Einmal wurde das Kissen völlig frei gelassen

und einmal zwischen zwei PVC-Platten mit einem Abstand von 3mm gelegt,

s. Bild 3.2. Die Messungen wurden, soweit möglich, jeweils bis zu einem Ziel-

druck von 200mmHg durchgeführt.

Bild 3.2: Druck-Volumen-Kurve der verschiedenen Druckkissen (s. Tabelle 2.2) im

freien Raum und eingespannt in 3mm Spalt.

Das rechteckige Kissen mit der Grundfläche 50x25mm2zeigt den steilsten

Anstieg der Druck-Volumen-Kurven. Um den Zieldruck zu erreichen ist ein

Luftvolumen von ungefähr 14ml notwendig. Es gibt bei diesem Kissen kaum

einen Unterschied ob es eingespannt ist oder frei aufgepumpt wird.

Das Kissen aus 25µm dickem PU lässt sich im freien Raum nicht auf 200mmHg

aufpumpen, da das Material sich sehr stark deformiert und an den Schweiß-

nähten undicht wird. Wenn die Kissenflächen zwischen den PVC-Platten ein

Widerlager finden, kann auch dieses Kissen bis über 200mmHg aufgepumpt

werden. Es ist ein Luftvolumen von ungefähr 16ml notwendig.

Das große rechteckige Kissen mit der Grundfläche 75x45mm2benötigt das

größte Volumen um den Zieldruck zu erreichen. Durch die Einspannung in den

Spalt kann das erforderliche Volumen von 58ml auf 24ml reduziert werden.

In der Einspannung kann mit allen getesteten Kissen der erforderliche Druck

erreicht werden. Mit noch engeren Einspannungen sind noch steilere Druck-

Volumen-Kurven möglich. Diese sind in Kapitel 3.4.1 dargestellt.

Zwar kann aus den durchgeführten Versuchen eine Aussage über das optima-

le Druckkissen getroffen werden, allerdings gilt dies stets nur in Verbindung

mit der gewählten Befestigung, s. Kapitel 3.4. Mit der optimalen Befestigung

ist die Auswahl des Druckkissens zweitrangig, da fast alle Kissen durch eine

geeignete Befestigung in den gewünschten Bereich der Druck-Volumenkurve

gebracht werden können.

3.2.2 Einfluss von Kissendruck auf Fluss und Druck im

Gefäß

Durch die Verwendung eines Druckkissens welches auf die Arterie drückt, wer-

den auch die arterielle Druck- und Flusskurve beeinflusst. Der Einfluss wurde

mit einem einfachen Experiment am Blutdrucksimulator getestet. Die Arterie

wurde mit Fluid gefüllt und unter einem hydrostatischem Druck von 100mmHg

verschlossen. Der Fluss in der Modellarterie war komplett unterbrochen. Ein

Druckkissen wurde über der Modellarterie positioniert und die Ultraschall-

sonde Hadeco Bidop ES-100V (s. Kap.2.1.4) direkt vor dem Kissen auf der

Arterie positioniert. Mit einem Manometer wurde per Hand zyklisch Druck in

das Druckkissen appliziert, siehe Bild 3.3.

Bild 3.3: Kissendruck und induzierte Geschwindigkeit in der verschlossenen Model-

larterie. Durch das manuelle Aufpumpen des Druckkissens wird in der verschlossenen,

undurchströmten Modellarterie eine Geschwindigkeit induziert.

Das Aufpumpen des Druckkissens ruft einen Fluss in der Arterie hervor, weil

das verdrängte Volumen sich ausbreitet. Das Maximum dieses Flusses ist un-

gefähr so groß wie der physiologische systolische Fluss von 25cm/s.

Ein weiterer Versuch wurde mit pulsatil durchströmter Modellarterie durchge-

führt. Über einer stationären Geschwindigkeit von 10cm/s wurde durch den

Linearmotor eine pulsatile Strömung erzeugt. Bild 3.4 zeigt den ungestörten

pulsatilen Geschwindigkeitsverlauf und den durch das Druckkissen gestörten

Verlauf. Das schnelle Aufpumpen des Druckkissens um ca. 150mmHg induziert

eine Geschwindigkeit von ungefähr 20cm/s in der verschlossenen und in der

Bild 3.4: Das Aufpumpen des Druckkissens beeinflusst die Strömung im Gefäß. Links:

US-Signal der ungestörten pulsatilen Strömung im Blutdrucksimulator. Rechts: Manu-

elles Aufpumpen des Druckkissens (grün) veränderte das US-Geschwindigkeitssignals

im Modellgefäß.

pulsatil durchströmten Modellarterie.

Die Blutflussänderung durch schnell applizierte hohe Drücke ist nur ein Pro-

blem für die kontinuierliche Messmethode. Für die intermittierende Messung

wird der Druck auf das Gewebe langsam erhöht und gesenkt, sodass dieser dy-

namische Effekt kaum auftritt. Bei der kontinuierlichen Methode befinden sich

die auftretenden Druckdifferenzen im Bereich von 30-50% der hier getesteten

manuellen Kissendruckdifferenzen. Der Anstieg der geregelten Kissendruckkur-

ve folgt der physiologischen Blutdruckkurve, die einen maximalen Anstieg von

etwa 400mmHg/s hat. Dieser Wert berechnet sich aus dem Anstieg des Blut-

druckes von 80mmHg auf 120 mmHg in 0,1s. Die hier getesteten manuellen

Druckanstiege liegen um 1700mmHg/s. Die Dynamik ist in diesem Experi-

ment viel höher als in der tatsächlichen Messung, weshalb die Auswirkungen

im Anwendungsfall sehr viel kleiner sein werden. Auch in den Versuchen mit

den verschiedenen Reglern am Blutdrucksimulator konnten solche Effekte nicht

beobachtet werden, s. Kapitel 3.6.2.

3.3 Gewebemodell

Für die Entwicklung eines physiologischen Gewebemodells wurde das Kompres-

sionsverhalten verschiedener Gelatinemischungen mit Muskelfleisch verglichen,

s. Kapitel 2.4.2. Bild 3.5 zeigt das Messergebnis der Kompressionsmessung von

Schweinefleisch, Nusil MED-4086 und den vier Gelatinemischungen aus Kapi-

tel 2.4.2. Die Messungen wurden bei Raumtemperatur durchgeführt. Für das

Schweinefleisch wurde eine Probe mit Schwarte und eine ohne Schwarte (reines

Muskelgewebe) getestet.

Es ist zu erkennen, dass Gelatinemodell I, Gelatinemodell IV und NuSil

MED-4086 sich sehr ähnlich wie das Schweinefleisch verhalten. Die Gela-

Bild 3.5: Druck-Kompressionskurven verschiedener Materialien: Fleisch (schwarz), Nu-

sil MED-4086 (grün) und Gelatinemischungen (rot).

tinemischungen II und III sind zu hart bzw. zu weich. Dies ist plausibel,

da in Gelatinemischung II kein weichmachendes Glyzerin vorhanden ist und

Gelatinemischung III ein zu niedriges Gelatine/Wasser-Verhältnis hat. Mi-

schung I wurde bei Drücken um 80mmHg bereits so deformiert, dass es an

den Randbereichen zu Rissen kam.

Auch das Silikon NuSil MED-4086 wäre für die Herstellung von Gewebemodel-

len geeignet. Das Silikon besteht aus zwei Komponenten, die im Verhältnis 1:1

gemischt werden müssen. Da in der Testphase viele Gewebemodelle hergestellt

wurden, wurde die kostengünstigere Gelatine als Arbeitsmaterial gewählt. Der

Anteil von Natriumazid selbst hat praktisch keinen Einfluss auf die Elastizität

der Gelatinemodelle. Als optimales Modell wird deshalb Gelatinemodell IV

verwendet.

3.4 Halterungen

Die Befestigung von Druckkissen und Ultraschallsensor ist ein zentrales Ele-

ment für die Funktionsfähigkeit der Messmethode. Die Ultraschallsonde muss

über der Radialarterie positioniert und unverschieblich gehalten werden. Die

Befestigung des Druckkissens soll einerseits so starr sein, dass ein kleines Volu-

men ausreicht um das Druckkissen aufzupumpen und andererseits so flexibel,

dass die Bewegungsfreiheit des Patienten möglichst uneingeschränkt ist.

Die Befestigungskonzepte aus Kapitel 2.3 wurden auf die Einfachheit der Her-

stellung und Handhabung untersucht, Kapitel 3.4.1. Die subjektiven Eindrücke

von Probanden wurden ebenfalls in die Bewertung aufgenommen. Außerdem

wurden die Druck-Volumen-Kurve verschiedener Befestigungen an einem Zy-

lindermodell getestet, s. Kapitel 3.4.2.

3.4.1 Herstellung und Tragekomfort der verschiedenen

Halterungen

Die Halterungen aus Kapitel 2.3 wurden an Handgelenksmodellen und Pro-

banden auf Funktionalität und Tragekomfort getestet. Die Ergebnisse sind im

Folgenden dargestellt. Die Nutzereindrücke sind bei den Halterungen angege-

ben bei denen sie für die Auswahl zentral waren.

Kombinierte Ultraschallsensor- und Druckkissenhalterung Die Hal-

terung ist gegen eine Verdrehung des Handgelenks nicht besonders robust. Die

elastischen Klettverschlussbänder lassen zwar eine Torsion des Handgelenks zu,

führen aber den Ultraschallsensor nicht der sich verschiebenden Radialarterie

nach. Die Elastizität der Klettverschlüsse führt dazu, dass die Klettverschlüsse

sehr fest zugezogen werden müssen und das Druckkissen trotzdem mit einem

relativ hohen Luftvolumen aufgepumpt werden muss. Teilweise konnte mit dem

vorgesehenen Druckkissen kein Abdrücken der Radialarterie erreicht werden.

Für die meisten Bewegungen eines normalen Tagesablaufes ist die Halterung

ausreichend.

Getrennte Ultraschallsensor- und Druckkissenhalterung Die Halte-

rung ermöglicht eine Drehung des Handgelenks. Der Ultraschallsensor kann

aber der verschobenen Radialarterie nicht aktiv nachgeführt werden. Die Drei-

teilung der Kissenhalterung sorgt für ein verbesserte Anpassung an die indi-

viduelle Handgelenksgeometrie. Die Steifigkeit der Polyesterfolie sorgt dafür,

dass das Druckkissenvolumen hauptsächlich in das Gewebe geleitet wird, s.

Bild 2.13.

Armbänder Das Klettarmband ist sehr einfach herzustellen. Für verschie-

dene Handgelenksdurchmesser müssen verschiedene Klettarmbandgrößen exis-

tieren. Diese lassen sich leicht am Patienten befestigen. Etwas umständlich ist

die Positionierung des Druckkissens unter der Manschette. Durch das Festzie-

hen des Klettarmbandes verschiebt sich die Position des Druckkissens auf der

Haut.

Das Glasgewebeband ist sehr kostengünstig (10€/m2) und kann schon in den

erforderlichen Breiten (ca. 5cm) erworben werden. Problematisch ist allerdings

die Anbringung von Knöpfen, Klettverschlüssen oder ähnlichem, um das Band

um das Handgelenk zu befestigen, s. Bild 2.23.

Die Klettverschlüsse konnten genäht werden. Für die Druckknöpfe mussten die

Enden des Glasgewebebandes zunächst mit Epoxidharz verstärkt werden.

Vakuumbefestigung Für einen optimalen Halt der Vakuumbefestigung

muss das ganze Handgelenk umschlossen werden. Die Halterung muss im ent-

spannten Zustand um das Handgelenk gelegt und zusätzlich befestigt werden.

Dies kann mit einfachem Klebeband geschehen. Bei der Evakuierung schmiegt

sich das Material aber nicht an das Handgelenk an. Es entstehen Knicke im

Polystyrolbehälter, die dazu führen können, dass das Druckkissen sich erst bei

sehr großen Volumina in das Gewebe aufpumpt. Zudem wurde ein ringförmi-

ges Polystyrolbehältnis hergestellt, durch welches die Hand hindurchgesteckt

werden kann, Bild 3.6. Da die Hand aber größer ist als der Handgelenksdurch-

messer, kann kein gutes Anliegen der Halterung an das Handgelenk erreicht

werden.

Bild 3.6: Vakuumbefestigung als Ring für das Handgelenk. Wenn das Kissen evakuiert

wird, passt es sich dem Handgelenk an.

Klebung Die Klebung mit der getesteten Geometrie (s. Bild 2.24) ist für

eine dynamische Belastung, wie sie durch das Druckkissen auftritt, nicht ge-

eignet. Durch eine Vergrößerung der Klebefläche kann das Klebemodul so di-

mensioniert werden, dass es die maximal auftretenden Kissendrücke tolerieren

kann. Bisher ist nicht bekannt, wie die dynamische, wiederkehrende Belas-

tung die Klebefläche beansprucht. Eine Klebung kommt für eine Fixierung

des US-Sensors über der Arterie in Betracht, jedoch nicht mehr als alleiniger

Haltemechanismus für das Druckkissen.

PVC-Halterung Die Herstellung der PVC-Halterung ist sehr aufwendig. Es

wird eine Tiefziehmaschine benötigt und zusätzlich das Gipsmaterial und die

PVC-Platten zum Tiefziehen. Die Herstellung benötigt mindestens einen Tag.

Es ist jedoch denkbar, mehrere PVC-Teilschalen an dem jeweiligen Patienten

zusammenzusetzen und damit zwar keine individuelle aber dennoch eine gut

passende Halterung zu erstellen. Die Bewegungsfähigkeit des Handgelenks ist

eingeschränkt, da die PVC-Teilschalen fest um das gesamte Handgelenk liegen.

Durch die Zerteilung ist eine Torsionsfähigkeit gegeben, jedoch ist der Trage-

komfort nicht besonders hoch. Die Ergebnisse von Bayer in Bild 3.8 zeigen, dass

die Druck-Volumen-Kurven der PVC-Schellen mit verschiedenen Kissen eine

hohe Steigung haben und damit optimal am Handgelenk anliegen, [Bay2012].

Die PVC-Halterung wurde im Probandenversuch als unangenehm empfunden,

da die Haut stark gerötet und teilweise gequetscht wurde. Bild 3.7 zeigt einen

Unterarm, an dem das quadratische Kissen mit einer starren PVC-Schelle für

15Minuten befestigt war.

Bild 3.7: Handgelenk nach einer Messung. Das Druckkissen war mit einer PVC-

Schellenhalterung befestigt. Man erkennt deutlich die Abdrücke des Kissens auf der

Hautoberfläche und die Beanspruchung des teilweise gequetschten Gewebes.

Durch das Kissen staut sich die Feuchtigkeit auf der Hautoberfläche. Dies

führt zu der Rötung. Besonders an den Kanten der PVC-Halterung kommt

es zu Quetschungen. Diese können durch eine entsprechende Nachbearbeitung

der Halterung minimiert werden.

Gipshalterung Mit dem Gips wird eine optimale Befestigung des Druck-

kissens erreicht. Die Bewegung des Handgelenks ist aber eingeschränkt. Der

Gips muss relativ lange trocknen und kann nur durch aufwendiges Aufschnei-

den entfernt werden, welches gegebenenfalls auch schmerzhaft sein kann. Da

die Blutdruckmessmethode belastungsarm sein soll, fällt diese Befestigungs-

methode unter praktischen Gesichtspunkten weg.

3.4.2 Druck-Volumen-Kurven verschiedener Halterun-

gen

Die Druck-Volumen-Kurve eines Druckkissens in einer Befestigung muss ei-

ne möglichst hohe Steigung haben: schon ein kleines Volumen muss zu ho-

hen Drücken im Kissen führen. Bild 3.8 zeigt die Ergebnisse von verschie-

denen Druckkissen mit Glasgewebeband im Vergleich mit der kombinier-

ten Ultraschallsensor- und Druckkissenhalterung („Konstruktion I“), PVC-

Schellen (Kapitel 2.3.3) und dem Klettarmband von [Kam2014]. Die Unter-

suchung wurde in der Arbeit von [Bay2012] durchgeführt.

Bei den Versuchen wurden die Druckkissen und Befestigungen um einen PVC-

Zylinder mit einem Durchmesser von 60mm gelegt und mit einer Spritzen-

pumpe PhD Ultra™(Harvard Apparatus, Holliston, USA) oder manuell mit

Luft aufgepumpt. Der Druck im Kissen wurde gemessen. Die Versuche mit

den PVC-Schellen wurden an einem Gipsmodell eines Probandenhandgelenks

durchgeführt.

Bild 3.8: Druck-Volumen-Kurven von verschiedenen Halterungen und Druckkissen.

Konstruktion I bezeichnet die kombinierte Druckkissen- und Ultraschallhalterung (Bild

2.19). Das verwendete quadratische PU-Kissen hatte eine Grundfläche von 60x60mm2.

Je steiler der Anstieg der Druck-Volumen-Kurve ist, desto weniger Volumen ist

notwendig, um einen hohen Kissendruck zu erzeugen. Dies ist für eine schnelle

Messung notwendig, da die Pumpe für das Druckkissen in kurzen Zeiten die

erforderlichen Drücke erreichen muss. Als obere Druckgrenze wurde 200mmHg

gewählt. Die PVC-Schellen mit dem rechteckigen PU-Kissen (25x50mm2) hat

den steilsten Anstieg. Um einen Druck von 200 mmHg zu erzielen, ist bei den

PVC-Schellen ein Volumen von weniger als 4 ml notwendig.

Die Befestigung mit dem Klettarmband liegt im guten Mittelfeld. Für den er-

forderlichen Zieldruck ist in Abhängigkeit vom verwendeten Druckkissen ein

Volumen von 4,5-5ml notwendig. Der Einfluss des verwendeten Druckkissens

ist dabei über den gesamten Kurvenverlauf sehr gering.

Die kombinierte Ultraschall- und Druckkissenhalterung („Konstruktion I“) er-

reicht den Zieldruck bei einem Luftvolumen von 3,5ml.

Die Glasfaserbefestigung zeigt sehr unterschiedliche Kurvenverläufe für die ver-

schiedenen Druckkissen. In Verbindung mit dem Nitrilkissen konnte der Ziel-

druck von 200mmHg nicht ganz erreicht werden. Im Gegensatz dazu erreichte

das rechteckige PU-Kissen (25x50mm2) den Zieldruck unter der Glasfaserbe-

festigung bereits bei einem Luftvolumen von 3,3ml.

Fazit Nach der Abwägung von Aufwand der Herstellung und Druck-

Volumen-Kurvenverläufen wurden das Klettarmband als ausreichende Befes-

tigung für das Druckkissen ausgewählt. Als Halterung für die in Kapitel 3.1.1

ausgewählte Ultraschallsonde 3-3 wird das in Bild 2.22 dargestellte Uhrenarm-

band verwendet.

3.5 Intermittierende Methode

Messungen mit der intermittierenden Methode wurden am Probanden und am

Blutdrucksimulator durchgeführt. Am Probanden gab es keine Möglichkeit für

eine gleichzeitige invasive Blutdruckmessung. Daher wurde mit einem kommer-

ziellen Handgelenksblutdruckmessgerät stets eine Vergleichsmessung durchge-

führt. Die Ergebnisse der automatischen Auswertung mit den verschiedenen

Kriterien (Kapitel 2.5.2) werden im Folgenden dargestellt.

3.5.1 Probandenmessung

Die Ultraschallsonde Fraunhofer 3-3 wurde für die Probandenversuche ver-

wendet, s. Kapitel 3.1.1. Als Druckkissen wurden das große Rechteck- oder

Quadratkissen verwendet, s. Tabelle 2.2. Diese wurden mit dem Klettarmband

(Bild 2.23) am linken Handgelenk der Probanden befestigt. Der US-Sensor wur-

de manuell festgehalten. Am rechten Handgelenk wurde ein vollautomatisches

Gerät zur Blutdruckmessung, das boso medilife S befestigt, s. Bild 3.9.

Bild 3.9: Das boso medilife S ist ein vollautomatisches Blutdruckmessgerät für die

Messung am Handgelenk.

Mit dem boso-Gerät wurde jeweils vor und nach der Ultraschallmessung ei-

ne Kontrollmessung des Blutdruckes durchgeführt. Der Mittelwert aus bei-

den boso-Kontrollmessungen wurde als Kontrollwert angenommen. Die Aus-

wertung der Ultraschallsignale erfolgte mit den in Kapitel 2.5.2 erläuter-

ten Programmen. Es wurden sieben gesunde Probanden (4 männlich, Alter:

26±2,6Jahre) jeweils zwei Mal vermessen. Für einen Probanden ergab sich die

in Bild 3.10 dargestellte Messung.

Bild 3.10: Beispielmessung an einem Probanden. Rot markiert sind die vor und nach

der Messung mit dem boso medilife S bestimmten Blutdruckwerte. Grün markiert sind

die aus dem Ultraschallsignal manuell detektierten Blutdruckwerte.

Sowohl auf der ansteigenden als auch auf der abfallenden Flanke wurden die

systolischen und diastolischen Blutdruckwerte aus dem Verlauf des Ultraschall-

signals durch Augenmaß bestimmt. Dabei wurde das erste (bzw. letzte) systo-

lische US-Signal manuell bestimmt und dort der Kissendruck als systolischer

Blutdruckwert angenommen. Für die Diastole wurde der Zeitpunkt gesucht,

an dem das US-Signal so aussieht wie in der ungestörten Strömung. Diese Be-

stimmung ist häufig nur sehr ungenau möglich, da die Strömung im Probanden

nur selten so aussieht wie schematisch in Bild 1.15 dargestellt.

Die mittlere Abweichung und Standardabweichung der boso-Kontrollmessung

zu den manuellen Werten wurde für die ansteigende und abfallende Flanke

bestimmt und ist in Bild 3.11 dargestellt.

Bild 3.11: Mittelwerte und Standardabweichung der Differenz zwischen boso-

Kontrollblutdruckmessung und manueller Bestimmung von systolischen und diastoli-

schen Werten auf der steigenden und fallenden Flanke für 14 Probandenmessungen.

Der mittlere Abstand zwischen den manuell bestimmten und mittlerem gemes-

senen Blutdruck liegt für Diastole und Systole unter 7 mmHg. Außer für die

Diastole auf der fallenden Flanke sind die manuellen Werte im Mittel höher

als die Kontrollwerte.

Auf dem selben Datensatz von insgesamt 14 Messungen wurde die automatisch

Auswertung mit den verschiedenen Auswertungskriterien und Filtern für die

Systole und Diastole getestet. Die automatisch ermittelten systolischen und

diastolischen Werte wurden jeweils mit den zugehörigen boso-Kontrollwerten

und den manuell bestimmten Werten verglichen. Die systolische Differenz

DiffSP und diastolische Differenz DiffDP wurden folgendermaßen berechnet:

DiffSP =automatisch bestimmter syst. Druck −syst. Kontrollwert,

DiffDP =automatisch bestimmter dia. Druck −dia. Kontrollwert.

Anschließend wurden die mittleren Differenzen über alle Messungen und die

Standardabweichung bestimmt.

Systolischer Blutdruck Die Kriterien zur automatischen Bestimmung der

systolischen Blutdruckwerte wurden für folgende Filterungen des US-Signals

durchgeführt (siehe Kap. 2.5.2):

•ungefiltert,

•gleitender Durchschnitt für eine Spanne von 50 Werten,

•Butterworth-Filter 10. Ordnung,

•FIR-Filter.

Für alle Messungen wurden die systolischen Werte auf der fallenden Flan-

ke detektiert und die Mittelwerte und Standardabweichungen der Differenzen

zwischen den automatisch detektierten Werten und dem mittleren Kontroll-

sowie dem manuellen Wert berechnet. Das Ergebnis ist in Bild 3.12 darge-

stellt. Zunächst fällt auf, dass die mittleren Differenzen teilweise extrem hoch

sind. Eine positive Differenz bedeutet, dass die automatisch detektierten sy-

stolischen Blutdruckwerte höher sind, als die entsprechenden Kontrollwerte.

Differenz zur boso-Kontrollmessung Die kleinsten mittleren Abwei-

chungen zur boso-Kontrollmessung zeigt das „EnvAnstieg“-Kriterium. Sowohl

für das ungefilterte US-Signal als auch für das FIR-gefilterte Signal beträgt die

mittlere Abweichung nur ungefähr 2 mmHg. Allerdings sind die Standardab-

weichungen für dieses Kriterium mit mindestens 33mmHg sehr groß. Dies lässt

sich aber durch zwei Ausreißermessungen erklären. Bei der einen wird bei einem

Kontrollblutdruck von 117mmHg automatisch ein systolischer Blutdruck von

20mmHg bzw. 26mmHg detektiert und bei der anderen 231 bzw. 228mmHg

bei einem Kontrollwert von 115mmHg. Wenn diese beiden Ausreißermessungen

aus der Analyse entfernt werden, ergeben sich für das „EnvAnstieg“-Kriterium

und alle Filter folgende Werte.

•Ungefiltert 0,5±17mmHg,

•Gleitender Durchschnitt 11,4±16,5mmHg

•Butterworth 4,3±16,2mmHg,

•FIR 0,6±15,7mmHg.

Bild 3.12: Mittlere Abweichung und Standardabweichung für verschiedene systolische

Auswertekriterien und Filter. Oben: Vergleich mit boso-Kontrollmessung. Unten: Ver-

gleich mit manueller Auswertung.

Die Standardabweichungen ohne Ausreißermessung sind nur noch halb so groß

wie mit den Ausreißermessungen.

Für das „Schwellwert“-Kriterium ergibt sich die geringste Differenz bei einem

gleitenden Mittelwertfilter (7,8±14,1mmHg). Bei der Anwendung eines FIR-

Filters auf das „Schwellwert“-Kriterium werden zu kleine systolische Drücke

detektiert (-41,2±44,1mmHg) und bei den anderen beiden Filter zu große

Drücke.

Das Kriterium „Anstiegsdetektion“ findet für alle getesteten Filter systolische

Drücke, die ungefähr 30 mmHg über den boso-Kontrollwerten liegen.

Die Differenz des „Standardabweichung“-Kriteriums mit FIR-Filter beträgt

15,9±32,8mmHg. Für die drei anderen Filter beträgt die Abweichung ca.

40mmHg.

Differenz zur manuellen Auswertung Die geringste Differenz aller

automatischen Auswertungen zur manuellen Kontrolle ergibt sich für das

„Schwellwert“-Kriterium bei Anwendung eines gleitenden Mittelwertfilters,

1,5±12,4mmHg. Alle anderen Filter ergeben in diesem Kriterium große mitt-

lere Abweichungen und Standardabweichungen. Teilweise werden zu kleine,

teilweise zu große Werte gefunden.

Das „EnvAnstieg“-Kriterium liefert für alle getesteten Filter eine Druckdiffe-

renz zur manuellen Messung von weniger als 10mmHg. Die hohen Standard-

abweichungen lassen sich durch die bereits erläuterten Ausreißermessungen

erklären. Ohne diese ergeben sich Differenzen von

•Ungefiltert 5,6±18mmHg,

•Gleitender Durchschnitt 5,2±15,2mmHg,

•Butterworth -1,8±13,6mmHg,

•FIR -5,5±19,4mmHg.

Die Kriterien „Anstiegsdetektion“ und „Standardabweichung“ finden für al-

le Filter deutlich zu hohe systolische Druckwerte. Eine Ausnahme bildet das

„Standardabweichung“-Kriterium mit FIR-Filter, 9,6±33,8mmHg.

Fazit Es gibt Kriterien, die sich gut eignen, um den systolischen Blut-

druckwert automatisch zu detektieren. Dazu gehören das „EnvAnstieg“-

Kriterium bei allen Filtern und das „Schwellwert“-Kriterium mit gleitendem

Mittelwertfilter.

Es ist auffällig, dass die meisten Auswertungskriterien einen zu hohen systoli-

schen Wert detektieren. Die wahrscheinlichste Erklärung ist, dass der Kissen-

druck nur teilweise auf die Arterie wirkt. Dies wurde schon für Manschetten

gezeigt, s. Bild 2.14.

Diastolischer Blutdruck Das Unterschreiten des diastolischen Blutdruckes

im Kissen sollte sich idealerweise daran zeigen, dass das US-Signal stets einen

positiven Fluss detektiert und die Form des Signals sich mit weiter fallendem

Kissendruck nicht mehr verändert. Dies setzt voraus, dass die Arterie in der

Diastole auch tatsächlich ein signifikanter Fluss herrscht, was gerade in den pe-

ripheren Gefäßen oft nicht der Fall ist. Für die diastolischen Kriterien ergeben

sich die in Bild 3.13 dargestellten mittleren Differenzen und Standardabwei-

chungen.

100

Bild 3.13: Mittlere Abweichung und Standardabweichung für verschiedene diastoli-

sche Auswertekriterien. Links: Vergleich mit Kontrollmessung. Rechts: Vergleich mit

manueller Auswertung.

Differenz zur boso-Kontrollmessung Das „Schwellwert“-Kriterium

zeigt sehr geringer mittlere Differenzen zu den boso-Kontrollmessungen. Die

Standardabweichungen sind aber extrem hoch. Dies liegt auch nicht an einzel-

nen Ausreißern, sondern an der Tatsache, dass der diastolische Fluss bei vielen

Probanden nicht vorhanden ist und deshalb die theoretisch begründeten Kri-

terien zur Auswertung hier nicht greifen können.

Das „AnstiegAbleitung“-Kriterium findet für alle Filter um 25mmHg zu ge-

ringe diastolische Werte im Vergleich zur boso-Kontrollmessung.

Differenz zur manuellen Auswertung Das „Schwellwert“-Kriterium

zeigt für alle Filter eine geringe mittlere Differenz zur manuellen Auswertung

bei gleichzeitig sehr hohen Standardabweichungen. Das Kriterium kann auf-

grund der nicht akzeptablen Standardabweichungen nicht verwendet werden.

Das „AnstiegAbleitung“-Kriterium findet zu geringe diastolische Drücke.

Fazit Es war bei den meisten Probanden nicht möglich einen diastolischen

Wert zu bestimmen, da kein geeignetes Kriterium für das Unterschreiten des

diastolischen Kissendruckes und ein entsprechendes Flusskriterium gefunden

werden konnte.

Steigende Flanke Zusätzlich wurden die Auswertungen auch auf der stei-

genden Flanke getestet. Auch dort zeigt das „EnvAnstieg“-Kriterium für die

systolische Auswertung die geringste mittlere Differenz zur mittleren Kontroll-

systole mit ähnlichen Standardabweichungen.

Für die diastolische Auswertung mit dem „Schwellwert“-Kriterium ergeben

101

sich fast gleiche mittlere Abweichungen und Standardabweichungen wie für

die fallende Flanke. Für das „AnstiegAbleitung“-Kriterium sind die mittleren

Abweichungen auf der steigenden Flanke geringer als auf der steigenden Flan-

ke. Dafür sind die Standardabweichungen noch höher, was dieses Kriterium

für eine automatische Auswertung disqualifiziert.

3.5.2 Blutdrucksimulator

Am Blutdrucksimulator wurden Messungen mit der Ultraschallsonde Fraunho-

fer 3-3, dem quadratischen Druckkissen und einem Gewebemodell aus Gelatine

durchgeführt. Bild 3.14 zeigt eine Beispielmessung.

Bild 3.14: Beispielmessung am Blutdrucksimulator mit Markierung der aus dem Kreis-

laufdruck bestimmten mittleren systolischen und diastolischen Blutdruckwerte (rot)

und der manuell detektierten Blutdruckwerte (grün).

Die Gelatinemischung IV (s. Kapitel 3.3) wurde verwendet und zwei Gelati-

nezylinder mit Hilfe von kreisförmigen Petrischalen (Durchmesser 87mm) und

einer Dicke von ungefähr 7mm hergestellt. Diese wurden anschließend unter

und über das Arterienmodell gelegt. Die US-Sonde wurde manuell positioniert.

Das Druckkissen wurde automatisch mit einer Spritzenpumpe PhD Ultra™

(Harvard Apparatus, Holliston, USA) aufgepumpt und der Druck langsam ab-

gelassen.

Es wurden 9 Messungen durchgeführt, in denen das Zielvolumen (und damit

102

der maximal Kissendruck) oder der Volumenstrom des Auf- und Abpumpens

geändert wurde. Die mittlere Steigung der steigenden und fallenden Flanke war

12,2±0,9mmHg/s und -5,3±4,3mmHg/s. Bei einer der neun Messungen war

der Druckabfall mit -16,9mmHg/s sehr hoch eingestellt. Bei allen anderen Mes-

sungen beträgt die mittlere Steigung der fallenden Flanke -3,9±0,2mmHg/s.

Neben dem Kissendruck und dem US-Signal kann am Blutdrucksimulator auch

der Kreislaufdruck gemessen werden. Der mittlere systolische und diastolische

Kreislaufdruck wurde als Kontrollwert bestimmt. Außerdem wurde analog zur

Probandenmessung eine manuelle Auswertung der systolischen und diastoli-

schen Drücke an der steigenden und fallenden Flanke durchgeführt.

Die mittlere Abweichung und Standardabweichung der Kontrollmessung zu den

manuell bestimmten Werten wurde für die ansteigende und abfallende Flanke

bestimmt und ist in Bild 3.15 dargestellt.

Bild 3.15: Mittelwerte und Abweichung der Differenz zwischen Kontrollblutdruckmes-

sung und manueller Bestimmung von systolischen und diastolischen Werten auf der

steigenden und fallenden Flanke für 9 Blutdrucksimulatormessungen.

Der mittlere Abstand zwischen den manuell bestimmten und mittlerem gemes-

senen systolischen und diastolischen Blutdruck liegt zwischen 11-27mmHg. Die

Standardabweichungen liegen im Bereich 12-20mmHg. Diese Abstände sind

sehr groß im Vergleich zu den Messungen an Probanden (vgl. Bild 3.11). Die

manuelle Auswertung ergibt systolische Drücke, die im Mittel 26,6mmHg ge-

ringer sind als der systolische Simulatordruck. Ein Grund dafür ist, dass der

Simulatordruck ungefähr 10cm stromauf vom Arterienmodell gemessen wird

und dort etwas höher ist. Ein weiterer Grund könnte sein, dass Fluid in die

Modellarterie hinein- aber nicht hindurch fließen kann, weil das Modell über

eine Länge von 4,5cm abgedrückt wird.

103

Da bei niedrigen Flüssen das US-Signal noch relativ verrauscht ist, konnten

die diastolischen Drücke nicht sehr genau bestimmt werden.

Der Vollständigkeit halber werden analog zur Auswertung der Probandenmes-

sung (Kapitel 3.5.1) die Differenzen zwischen der automatischen Auswertung

und dem Kreislaufkontrolldruck sowie der manuellen Auswertung bestimmt.

Systolischer Blutdruck Die Ergebnisse der Abweichung der Simulatormes-

sungen für alle systolischen Auswertekriterien und Filter sind in Bild 3.16 dar-

gestellt.

Bild 3.16: Mittlere Abweichung und Standardabweichung für verschiedene systolische

Auswertekriterien. Oben: Vergleich mit Kontrollmessung. Unten: Vergleich mit manu-

eller Auswertung.

104

Differenz zur boso-Kontrollmessung Das „Schwellwert“-Kriterium ist

sehr abhängig von den verwendeten Filtern. Beim ungefilterten Signal werden

zu hohe systolische Drücke detektiert. Dies spricht dafür, dass der Schwellwert

nicht gut gewählt war und dieser bereits durch das Rauschen der US-Sonde im

abgeklemmten Zustand überschritten wird. Bei den Filtern wird stets ein zu

niedriger systolischer Wert detektiert.

Das „Anstiegsdetektion“- und „EnvAnstieg“-Kriterium verhalten sich ähnlich.

Für alle Filter werden zu niedrige systolische Drücke detektiert. Wie oben be-

reits erwähnt ist Teil des Problems, dass der Kreislaufdruck an einer anderen

Stelle gemessen wird. Die Modellarterie wird über eine Länge von 4,5cm ab-

geklemmt und wird offenbar erst nach einer gewissen Zeit durchströmt. Auch

der Anstieg der Kissendruckkurve von ungefähr -4mmHg/s ist etwas hoch und

trägt zum Problem bei.

Das „Standardabweichung“-Kriterium findet für alle Filter im Mittel zu hohe

Werte. Es kommt zu extrem hohen Standardabweichungen, was dafür spricht,

dass das Kriterium nicht verlässlich arbeitet.

Differenz zur manuellen Auswertung Für das „Schwellwert“-

Kriterium ergibt sich ein ähnliches Bild wie für den Vergleich mit der

Kreislaufkontrolle. Der gleitende Mittelwertfilter zeigt hier die geringste

Abweichung, 4,9±20,3mmHg.

Interessanterweise liegt die Differenz des „EnvAnstieg“- und

„Anstiegsdetektion“-Kriteriums mit der manuellen Detektion deutlich

unter 10mmHg. Das bedeutet, dass diese beiden Kriterien das US-Signal fast

so gut auswerten wie der erfahrene Anwender, der die manuelle Kontrolle

durchgeführt hat.

Das „Standardabweichung“-Kriterium hat sowohl eine hohe Differenz als auch

eine hohe Standardabweichung zur manuellen Kontrolle und eignet sich daher

nicht für die Auswertung.

Diastolischer Blutdruck Für die diastolischen Kriterien ergeben sich die

in Bild 3.17 dargestellten mittleren Differenzen und Standardabweichungen.

Differenz zur Simulatorkontrollmessung Das „Schwellwert“-

Kriterium findet zu geringe diastolische Druckwerte. Die Standardabweichung

ist sehr hoch. Dies ist im wesentlichen auf zwei Ausreißermessungen zurück

zu führen. Werden diese aus der Auswertung entfernt, ergeben sich folgende

105

Bild 3.17: Mittlere Abweichung und Standardabweichung für verschiedene diastoli-

sche Auswertekriterien. Links: Vergleich mit Kontrollmessung. Rechts: Vergleich mit

manueller Auswertung.

Differenzen:

•Ungefiltert 0,1±10,2mmHg,

•Gleitender Durchschnitt 0,0±10,4mmHg,

•Butterworth -0,1±10,3mmHg,

•FIR 2,9±13,8mmHg.

Das „AnstiegAbleitung“-Kriterium detektiert diastolische Drücke, die 8-

24mmHg zu gering sind. Im Blutdrucksimulator gibt es bei einigen Messun-

gen keinen großen Unterschied im US-Signal zwischen pulsatilem, diastolischen

Fluss und abgeklemmter Arterie. Dies hängt möglicherweise mit der Positio-

nierung des US-Sensors zusammen, welche nicht immer optimal auf dem Ge-

webemodell liegt.

Differenz zur manuellen Auswertung Die mittleren Differenzen des

„Schwellwert“-Kriterium zur manuellen Auswertung sind sehr gering. Die Stan-

dardabweichung ist jedoch extrem hoch. Auch hier werden die zwei Ausreißer-

messungen eliminiert. Dann ergeben sich folgende Werte:

•Ungefiltert 17,8±12,9mmHg,

•Gleitender Durchschnitt 17,7±13mmHg,

•Butterworth 17,6±13,1mmHg,

•FIR 20,6±14,4mmHg.

106

Dies verbessert die Standardabweichung, führt aber gleichzeitig zu höheren

mittleren Abweichungen von mindestens 17 mmHg. Dies ist eine Konsequenz

aus der Abweichung zwischen den Simulatorkontrollwerten und der manuellen

Auswertung. Der FIR-Filter erzeugt die höchsten Abweichungen.

Das „AnstiegAbleitung“-Kriterium zeigt eine bessere Übereinstimmung mit

den manuellen Werten als das „Schwellwert“-Kriterium.

Fazit Die Abweichung zwischen Kontrollmessung und manueller Detektion

ist sehr hoch. Die Gründe wurden bereits genannt: der Simulatordruck wird

stromauf gemessen, die Arterie wird über eine relativ lange Strecke abgeklemmt

und das ankommende Volumen ist offenbar nicht in der Lage, die Modellarterie

zu durchströmen.

Um eine Aussage über die systolischen Auswertekriterien zu treffen, sollte der

Vergleich mit der manuellen Detektion betrachtet werden. Die automatische

Detektion der systolischen Drücke kann nicht besser sein, als die Auswertung

eines geübten Anwenders, da dieser einerseits Fehlsignale in der US-Messung

erkennen kann. Zusätzlich kann er die Kriterien für den systolischen und dia-

stolischen Druck auf den gesamten US-Signalverlauf der jeweiligen Messung

anpassen. Am ehesten sind dafür das „Anstiegsdetektion“- und „EnvAnstieg“-

Kriterium geeignet.

Für den diastolischen Druck treffen die genannten Gründe für die Diskre-

panz zwischen Simulatorkontrolle und manuellen Werten nicht zu. Hier ist

der Grund eher im Rauschen des niedrigen Flusssignals zu sehen, welches ei-

ne manuelle Auswertung erschwert. Trotzdem ist das „Schwellwert“-Kriterium

robust und zeigt gute Übereinstimmung mit der Simulatorkontrolle.

3.5.3 Blutdrucksimulator mit Bewegungssimulation

Am Blutdrucksimulator wurde eine Messung durchgeführt, bei der das Ar-

terienmodell mit Druckkissen und Hadeco US-Sonde vertikal bewegt wurde.

Damit ändert sich der arterielle Fluiddruck so wie beim Heben des Armes. Die

Druckänderung wurde durch einen wassergefüllten Perfusorschlauch gemessen.

Dessen eines Ende war mit einem Drucksensor verbunden, der auf Höhe des

Arterienmodells mitbewegt wurde. Das andere Ende war in einer Höhe befes-

tigt, die einem Druck von 50 mmHg entsprach und war unbeweglich.

Bild 3.18 zeigt die Messung von Kreislaufdruck, Wassersäulendruck, Kissen-

druck und Ultraschallsignal.

107

Bild 3.18: Druck- und Ultraschallsignal am Blutdrucksimulator bei Bewegungssimulati-

on. Markiert ist der mittlere systolische und diastolische Kreislaufdruck im ungestörten

Zustand. Die grauen Pfeile zeigen das systolische Kriterium (erstes Wiedereinströmen)

und das diastolische Kriterium (letztmaliges Fallen auf Nullfluss).

Die Bewegung ruft eine Druckänderung am Messort hervor. Diese beeinflusst

auch das entsprechende US-Signal. Wenn es gelingt, nach den Kriterien (au-

tomatisch) den systolischen und diastolischen Fluiddruck zu detektieren, kann

dieser mit Hilfe des Wassersäulensignals noch kalibriert werden. Beispielsweise

herrscht an dem in Bild 3.18 gewählten diastolischen Zeitpunkt ein Kissen-

druck von 60mmHg und ein Wassersäulendruck von 15mmHg. Damit ergibt

sich ein kalibrierter Fluiddruck von 75mmHg, was sehr nah am tatsächlichen

Wert von 82mmHg liegt. Systolisch ergibt sich ein Kissendruck von 135mmHg,

ein Wassersäulendruck von 10mmHg und damit ein kalibrierter Fluiddruck von

145mmHg, bei einem tatsächlich herrschenden Kreislaufdruck von 132mmHg.

3.6 Kontinuierliche Methode

Die Regelung für die kontinuierliche Blutdruckmessung wurde in Kooperation

mit der Control Systems Group und dem Fachgebiet „Elektronik und medi-

zinische Signalverarbeitung“ der Technischen Universität Berlin entwickelt. In

diesem Kapitel werden zunächst die Übertragungsfunktionen für die einzelnen

108

Regler angegeben. Anschließend sind experimentelle Ergebnisse der Regler am

Blutdrucksimulator dargestellt. Sowohl die Auslegung der Übertragungsfunk-

tionen als auch die Tests der Regler wurden am Versuchsstand im Labor für

Biofluidmechanik durchgeführt.

3.6.1 Übertragungsfunktionen

Neben den zeitdiskreten Reglern am Lautsprecheraufbau wurde die Kaskaden-

regelung und iterativ lernende Regelung für die Tauchspule entwickelt.

Zeitdiskrete Regler Für den PI-Regler im Lautsprecheraufbau ergab sich

die in Gleichung 3.4 angegebene Übertragungsfunktion. Die Parameter wur-

den mit Hilfe des Wurzelortskurvenverfahrens definiert. Die Vorgehensweise

ist in [Str2012] ausführlich beschrieben. Die Regler wurden im Frequenzbe-

reich entworfen und sind deshalb in der Laplace’schen Form mit der komplexen

Frequenz s angegeben:

KPI(s)=1,20,166s+ 1

s.(3.4)

Für den Störkompensationsregler wurde die Übertragungsfunktion 3.5 gefun-

den.

KSK(s) = −2s3−62s2−600s−1800

s3+ 13s2+ 59,8s(3.5)

Die Reglerübertragungsfunktion für den modellbasierten Regler lautet:

KMB(s) = 1,6s3−185,6s2−8736s−46080

s3+ 90s2+ 1800s(3.6)

Kaskadenregelung mit zwei zeitdiskreten Feedback-Reglern In der

Kaskadenregelung wurden RST-Regler für die innere und äußere Schleife mo-

delliert, [Lam2012]. Für die innere Druckregelung (Kaskadendruckregelung -

KDR) ergeben sich

RKDR = 1 −0,6558712q−1+ 0,1489398q−2−0,0044192q−3−0,4886494q−4,

SKDR = 5,0171857 −7,7332865q−1+ 3,1908747q−2,(3.7)

TKDR = 1,9601002 −2,0003273q−1+ 0,5150009q−2.

109

Dabei stellen die q-Terme die Verzögerungsglieder dar. Für die Flussregelung

(Kaskadenflussregelung - KFR) ergab sich

RKF R = 1 −0,914302q−1+ 0,149473q−2−0,132339q−3−0,102832q−4,

SKF R =−0,0002171 + 0,0002825q−1−0,0001108q−2,(3.8)

TKF R =−0,0001869 + 0,0001869q−1−0,0004781q−2.

Steinecke hat in [Ste2013] den kaskadierten Regler mit zwei PI-Reglern mo-

delliert. Für den Druckregler KKDP I und Flussregler KKF P I ergab sich die

zeitdiskreten Übertragungsfunktionen

KKDP I (z) = 0,9z−0,5

z−1,(3.9)

KKF P I (z) = 0,55z−0,5

z−1.(3.10)

Im Vergleich mit zusätzlich von Steinecke getesteten RST-Reglern wurde fest-

gestellt, dass der modellbasierte RST-Regler gegenüber dem PI-Regler schnel-

ler ist, aber auch sehr viel aufwändiger zu implementieren. Auch Lamotte stellt

fest, dass die Systemparameter sich schon bei kleinen Verschiebungen der Ul-

traschallsonde so verändern, dass eine neue Identifikation und Reglerauslegung

durchgeführt werden muss, [Lam2012].

Iterativ lernender Regler Der iterativ lernende Regler wird jeweils nur

auf die letzten zwei von fünf Pulsen angewendet. Aus dem Restsignal der drei

übrigen Pulse lernt der Regler für die zwei Pulse, in denen dann tatsächlich

abgedrückt wird. Zunächst müssen die Pulse durch eine Flankenerkennung de-

tektiert werden.

Es wird anschließend der konstante Referenzwert rfür das Ultraschallsignal de-

finiert. Nach jedem Zyklus j(jedem Puls) wird eine Variable ujso angepasst,

dass im folgenden Zyklus die Abweichung zwischen dem detektierten Ultra-

schallsignal yund dem Referenzwert rnach folgendem Lerngesetz minimiert

wird:

uj+1 =Q(uj+λ(r−y)),(3.11)

wobei λdie Lernrate und Qeinen Filter darstellt, der in [See2013a] und

[See2013b] erläutert ist.

3.6.2 Kontinuierliche Methode am Blutdrucksimulator

Die Regler wurden am Blutdrucksimulator getestet. Der Aufbau ist in 2.6.1

erläutert.

110

Zeitdiskrete Regler Für die zeitdiskreten Regler im Lautsprecheraufbau

wurde Kreislaufdruck, Kissendruck und Ultraschallsignal aufgenommen. Für

den PI-Regler ergibt sich Bild 3.19, oben.

Bild 3.19: Zeitdiskrete Regelung mit Lautsprecher am Blutdrucksimulator. Das Ultra-

schallsignal (blau) wird auf einen niedrigen konstanten Wert geregelt. Der Kissendruck

(rot) folgt dem Kreislaufdruck (schwarz) mit Beginn der Regelung. Oben: PI-Regler,

Mitte: Störkompensationsregler, Unten: Modellbasierter Regler.

Nach Start des Reglers wurden 21 Pulse gemessen. Von diesen wurden die

systolischen und diastolischen Kissendrücke sowie systolische und diastolische

Kreislaufdrücke bestimmt. Das Ergebnis der Regelung wird als mittlere Diffe-

renz und Standardabweichung zwischen Kissendruck (Reglerdruck) und Kreis-

laufdruck (Zielwert) quantifiziert. Für die systolischen Drücke ergab sich eine

mittlere Abweichung von -0,1±4,9 mmHg und für die diastolischen Drücke -

4,7±1,2mmHg.

Das Ergebnis des Störkompensationsregler aus Gleichung 3.5 ist in Bild 3.19,

Mitte angegeben. In Analogie zum PI-Regler wurden die Abweichungen der

111

systolischen und diastolischen Drücke für 19 Pulse berechnet. Die systolische

Differenz betrug -7,1±6,1mmHg und diastolisch -6,4±1,2 mmHg.

Das Ergebnis des modellbasierten Reglers aus Gleichung 3.6 ist in Bild 3.19,

unten dargestellt. Die Druckabweichungen betragen für insgesamt 28 Pulse

systolisch -0,6±5,7mmHg und diastolisch -4,6±1,6mmHg.

Kaskadenregelung mit zwei zeitdiskreten Feedback-Reglern Für die

Regelung mit zwei PI-Reglern in einer Kaskadenstruktur nach Gl.3.9 und 3.10

ergibt sich Bild 3.20.

Bild 3.20: Kaskadenregelung mit zwei PI Reglern am Blutdrucksimulator. Das Ul-

traschallsignal (blau) wird auf einen niedrigen konstanten Wert geregelt (cyan). Der

Kissendruck (rot) folgt dem Kreislaufdruck (schwarz).

Die Differenz des Kreislaufdruckes und des Kissendruckes wurde für 60 Pulse

berechnet. Die systolische Abweichung betrug -11,8±4,4mmHg und diastolisch

-5,7±4,4mmHg.

Die Kissendruck- und die Kreislaufdruckkurve haben im Bereich des systoli-

schen Anstiegs einen Versatz zueinander. Dies erklärt, warum das Ultraschallsi-

gnal in diesem Bereich noch sehr hoch ist und weit weg von der Zielvorgabe. Die

Regelung der Tauchspule geschieht nicht schnell genug, die Kissendruckkurve

läuft der Zieldruckkurve zeitlich hinterher. Dies sollte mit Hilfe der iterativ

lernenden Regelung angepasst werden.

Iterativ lernender Regler Die iterativ lernende Regelung wird nach jeweils

3 Pulsen für zwei Pulse zugeschaltet. Das Kissen wurde mit einem Vordruck

von 45mmHg aufgepumpt. Ein Ausschnitt der Messung ist in Bild 3.21 dar-

gestellt.

Von den 98 Pulsen der Messung liegen 32 Pulse innerhalb der aktiven Phase

112

Bild 3.21: Iterativ lernende Regelung (ILC) am Blutdrucksimulator. Das Ultraschall-

signal (blau) wird auf einen niedrigen konstanten Wert geregelt (cyan, US-Grenze).

Während die ILC aktiv ist (graue Bereiche), wird die Flussregelung noch verbessert.

Der Kissendruck (rot) folgt dem Kreislaufdruck (schwarz).

der ILC. Für diese aktive Phase betrug die systolische Druckdifferenz zwi-

schen Kreislauf- und Kissendruck -20,9±6,5mmHg. In der inaktiven Phase

läuft die Kaskadenregelung mit zwei PI-Reglern. Die systolische Differenz in

diesen Zeiten betrug -10,6±4,2mmHg. Die diastolischen Drücke unterscheiden

sich während der aktiven und inaktiven ILC-Phase nicht, deshalb wurde die

diastolische Druckdifferenz für die gesamte Messung errechnet - sie betrug -

47,4±0,2mmHg.

Auffällig an der Messung ist weiterhin, dass es einen deutlichen Zeitversatz zwi-

schen dem Kreislaufdruck und Kissendruck während der inaktiven ILC-Phasen

gibt. In den aktiven ILC-Phasen wird das hinterher laufende Kissendrucksignal

nach vorn geschoben. Anders ist offensichtlich ein rechtzeitiges Abklemmen der

Modellarterie und die damit verbundene Minimierung des Ultraschallsignals

nicht zu gewährleisten. Dennoch kann die ILC die Druckdifferenz zwischen

Kreislauf- und Kissendruck im Vergleich zur Kaskadenregelung nicht verrin-

gern.

Der Grund für die sehr hohe Differenz der diastolischen Drücke ist in der Wahl

des US-Grenzwertes zu suchen: im diastolischen Bereich liegt das US-Signal

bereits unter der US-Grenze, ohne dass der Kissendruck angepasst werden

muss.

3.7 Energieversorgung

Um die Energieversorgung zu dimensionieren, muss der Energiebedarf der

Komponenten abgeschätzt werden. Für beide Methoden muss die Ultraschall-

113

sonde samt Elektronik versorgt werden. Für die kontinuierliche Methode muss

der Arduino Mikrocontroller und die Tauchspule versorgt werden. Bei der inter-

mittierenden Messung wird im Moment die Druckbox verwendet. Diese kann

aber durch gängige Minimembranpumpen ersetzt werden. Zusätzlich muss ein

Mikrocontroller, zum Beispiel ein Rabbit4000 oder der Arduino die Daten spei-

chern. Für diese Komponenten wird eine Abschätzung der elektrischen Leis-

tung vorgenommen.

Ultraschallsonde und -elektronik Eine Abschätzung für die Ultraschall-

sonden wurde bereits in 2.1.1 durchgeführt. Die elektrische Leistung Pel betrug

80,6mW, s. Gl. 3.2. Für die gesamte US-Elektronik wurde bei einer Spannung

von U= 9 V eine Stromstärke von etwa 100mA gemessen. Entsprechend be-

trägt die elektrische Leistung von US-Sonde+Elektronik Pel=900mW.

Die notwendige Energie Eel kann aus der Messzeit ∆tund der Leistung Pel

berechnet werden. Für die intermittierende Messung beträgt die durchschnitt-

liche Messzeit für das Aufpumpen auf 140mmHg ∆t=136,7s, s. Tabelle 3.3.

Anschließend wird für 5Minuten pausiert, sodass sich in 24h eine Messanzahl

von etwa n= 200 ergibt. Die notwendige Versorgungsenergie Eel für 24h be-

trägt

Eel =Pel ·∆t·n

= 24,6kJ = 6835mWh.

Die Energieversorgung für die kontinuierliche Methode soll so dimensioniert

werden, dass für eine Zeit von 15 s gemessen werden soll. Zusätzlich wird ein

Zeitfenster von 5s für die notwendigen Reglerinitialisierung vorgesehen. An-

schließend bleibt der Regler für 100s im Ruhemodus. Damit wird innerhalb

von 2Minuten für 20s gemessen. In 24h ergibt sich somit eine Gesamtzahl von

720 Messungen. Die elektrische Energie für eine autarke 24h-Messung beträgt

Eel = 900mW ·20s·720

= 12,96kJ = 3600mWh.

Arduino und Rabbit4000 Für den Arduino wurde im Betrieb eine Span-

nung Uvon 10V und eine Stromstärke Ivon 70mA gemessen. In den Ruhe-

zeiten beträgt die Stromstärke noch etwa 1mA. Die elektrische Leistung Pel

beträgt während des Betriebes 0,7W und in Ruhezeiten 0,1 W.

Analog zu den Vorgaben der Ultraschallsonde für die kontinuierliche Messung

114

ist eine der 720 Messungen für den Arduino 20s lang. Die notwendige elektri-

sche Energie für eine 24h-Messung beträgt

Eel = 720 ·20s·0,7W+ 720 ·100s·0,1W

= 17,28kJ = 4800mWh.

Der Rabbit4000 hat eine Nennstromstärke Ivon 125mA bei einer Span-

nung von U=3,3 V. Die elektrische Leistung beträgt Pel=412,5mW. Für die

200 Messungen in 24h mit der Druckbox ist eine elektrische Energie von

11,28kJ=3133,3mWh notwendig. Wird der Arduino auch für die Datenerfas-

sung in der intermittierenden Messung genutzt, ergibt sich eine erforderliche

Energie von

Eel = 200 ·136,7s·0,7W+ (24h−200 ·136,7s)·0,1W

= 25,04kJ = 6956,7mWh.

Tauchspule Für die Tauchspule wurde die Druck-Leistungs-Kurve aufge-

nommen, s. Bild 3.22.

Bild 3.22: Druck-Leistungs-Kurve der Tauchspule mit zwei Kissenkonfigurationen.

Die Konfigurationen unterscheiden sich insofern, dass bei der einen Messung

lediglich ein kreisförmiges Druckkissen unter der Tauchspule lag, während bei

der zweiten Messung ein PU-Kissen (45x45mm2) mit festem Gewebeklebeband

an das Handgelenk eines Probanden befestigt wurde. Die Verbindung zwischen

den Kissen wurde durch einen Perfusorschlauch mit einem Durchmesser von

3mm und einer Länge von 75cm hergestellt. Die Kurven unterscheiden sich

kaum.

115

Um die notwendige Energieversorgung abzuschätzen, kann angenommen wer-

den, dass der Blutdruckverlauf eines Hochdruckpatienten sich sinusförmig zwi-

schen zwei Druckniveaus von 180 und 100mmHg bewegt. In diesem Bereich be-

wegt sich die Leistung ungefähr zwischen 7 und 27W mit einer mittleren Leis-

tung von 17W. Die notwendige elektrische Energie für den Betrieb der Tauch-

spule während der 720 Messungen beträgt Eel =17W·4h=244,8 kJ=68Wh.

Zum Vergleich: für den Dauerbetrieb über 24h ist eine elektrische Energie von

408Wh erforderlich.

Druckbox und Minimembranpumpen In der Druckbox wird ein Getrie-

bemotor RS 258-8372 (Trident Engineering Ltd., Winnersh, UK) verwendet.

Dieser wird mit einer Spannung von U=12V betrieben und hat eine Nenn-

stromstärke von I= 50mA. Der Kissendruck kann bis 200mmHg aufgepumpt

werden und wird dann langsam reduziert. Ein durchschnittlicher Messvorgang

dauert 136,7s. In 24h werden 200 Messvorgänge durchgeführt. Daraus ergibt

sich eine notwendige Versorgungsenergie Eel von

Eel =U·I·∆t·n(3.12)

= 12V·50mA ·136,7s·200

= 16,4kJ = 4555,6mWh.(3.13)

Für die intermittierende Messmethode kommen außerdem kommerzielle Mini-

membranpumpen, zum Beispiel KPM14A (Koge Electronics CO Ltd, Taiwan)

in Frage. Diese erzeugt laut Herstellerangaben einen Druck von 300mmHg in

einem 100ml-Kissen in 7,5s. Es wird für die Abschätzung davon ausgegangen,

dass die Druck-Volumen-Kurven der Kissen und Befestigungen sich linear ver-

halten. Aus Bild 3.8 kann abgeschätzt werden, dass ein Volumen von 10ml für

die meisten Kissen ausreicht, um einen Druck von 300mmHg zu erreichen. Die

Pumpe sollte diesen Druck in einem 10ml-Kissen in einer Zeit von ∆t=0,75s

erreichen. Die Pumpe benötigt eine Versorgungsspannung von U=3V und ei-

ne Nennstromstärke von I=380mA. Damit ergibt sich eine elektrische Energie

von

Eel = 3V·380mA ·0,75s·200

= 171J= 47,5mWh.

Um den Druck aus dem Kissen abzulassen, wird ein Ventil verwendet, zum

Beispiel KSV05A-3A1 (Koge Electronics CO Ltd, Taiwan). Bei einer Nenn-

spannung von U=3 V hat es eine Nennstromstärke von I<75mA. Wird im

116

Extremfall der Kissendruck von 300 auf 0 mmHg mit einem Volumenstrom

von 3mmHg/s abgelassen, ergibt sich eine Zeit von ∆t=100 s. Die elektrische

Energie beträgt dann

Eel = 3V·75mA ·100s·200

= 4,5kJ = 1250mWh.

Akkulaufzeiten Als Energieversorgung bieten sich Akkumulatoren von

Laptops an. Beispielsweise hat ein Lenovo 40Y6797-Akku eine Kapazität von

C=7800mAh. Die Ausgangsspannung beträgt 10,8V und die verfügbare elek-

trische Energie somit

Eel =U·C

= 303,7kJ = 84,36Wh.

Fazit Aus den oben durchgeführten Abschätzungen kann der gesamte Ener-

giebedarf für die intermittierende und kontinuierliche Methode berechnet wer-

den. Tabelle 3.1 gibt einen Überblick.

Tabelle 3.1: Abschätzung der Energieversorgung für die intermittierende und kontinu-

ierliche Methode für die 24h-Messung. Die Berechnung beruht auf der Annahme, dass

bei der intermittierenden Methode in 24h 200 Messungen mit einer Länge von jeweils

ca. 137 s und bei der kontinuierlichen Methode 720 Messungen à 20 s durchgeführt

werden.

Komponente Intermittierende Methode Kontinuierliche Methode

in kJ in Wh in kJ in Wh

Ultraschall 24,6 6,835 12,96 3,6

Arduino 25,04 6,957 17,28 4,8

Rabbit 11,28 3,133

Tauchspule 244,8 68,0

Druckbox 16,4 4,556

Minipumpe 0,17 0,048

Ventil 4,5 1,25

Für die kontinuierliche Methode ergibt sich ein Gesamtenergiebedarf von

76,4Wh. Für die intermittierende Methode beträgt der Energiebedarf mit der

Druckbox und Arduino 18,34Wh, mit Druckbox und Rabbit 14,52Wh, mit

Minimembranpumpe und Arduino 15,09Wh und mit der Minimembranpum-

pe und Rabbit 11,26Wh.

117

Mit dem vorgeschlagenen Akku ist die intermittierende Messung für 24h in al-

len Konfigurationen durchführbar. Auch für die kontinuierliche Methode reicht

die Versorgung bei den vorgenommenen Abnahmen aus. Die Auswahl des Ak-

kus kann an den tatsächlich erforderlichen Energiebedarf angepasst werden.

3.8 Bewegungsartefakte

Im folgenden Kapitel sind die Ergebnisse der Blutdruck- und Blutflussände-

rung durch Lageveränderung dargestellt, Kapitel 3.8.1. Anschließend sind die

Bewegungsartefaktmessungen bei typischen Bewegungen im Tagesverlauf von

Probanden erläutert (Kapitel 3.8.2). Außerdem sind die Ergebnisse der MRT-

Messung der Verschiebung der Radialarterie (Kapitel 2.3.1) und die schlafme-

dizinische Untersuchung (Kapitel 3.8.3) dargestellt.

3.8.1 Blutflussänderungen durch Lageänderung

Der Fluss in den peripheren Gefäßen des Armes wird durch die Lage und Be-

wegung des Armes verändert. Bild 3.23 zeigt das Ergebnis für drei Probanden

(Daten s. Tabelle 2.4). Die Messung wurde in 2.7.2 erläutert.

Bild 3.23: Ultraschallsignal des Radialblutflusses bei drei Probanden bei unterschied-

lichen Armhaltungen: Arm hängt (rot), Arm auf Herzhöhe (grün) und Arm nach oben

gestreckt (schwarz).

Der Blutfluss unterscheidet sich bei allen Probanden bei den verschiedenen

Armpositionen stark. Bei allen drei Probanden hat der Blutfluss bei Arm auf

Herzhöhe ein zweites Maximum. Bei zwei Probanden ist dies auch der Fall,

wenn der Arm hängt. Das zweite Flussmaximum verschwindet bei allen Pro-

banden beim Heben des Armes. Bei Proband SW bleibt der systolische Fluss

über alle Armbewegungen nahezu gleich. Bei Proband MS ändert sich die Form

des Flusspulses und auch die Höhe des systolischen Flusses. Der diastolische

118

Fluss bleibt allerdings gleich. Bei Proband JB ändert sich die Form der Blut-

flusskurve relativ wenig, der mittlere Fluss sinkt aber um die Hälfte. Es ist gut

zu erkennen, wie unterschiedlich der Radialblutfluss bei verschiedenen Men-

schen ist. Es fällt zudem auf, dass die Flüsse stets positiv bleiben.

An Proband SW wurden zusätzlich dynamische Messungen durchgeführt, von

denen eine exemplarisch in Bild 3.24 dargestellt ist.

Bild 3.24: Dynamische Blutgeschwindigkeitsmessung an der Radialarterie bei Proband

SW aus Bild 3.23. Oben: Mittlerer Blutgeschwindigkeitspuls (blau) und Standardab-

weichung (grün) bei verschiedenen Armpositionen/bewegungen. Mitte: Blutgeschwin-

digkeitsmessung mit Ultraschall bei Bewegung. Unten: Druckmessung in einem was-

sergefüllten Schlauch, welche die Armbewegung wiedergibt.

Vom Handgelenk über den Arm bis zum Herzen wurde ein wassergefüllter

Schlauch am Probanden befestigt. Ein Drucksensor misst den hydrostatischen

Druck dieser Wassersäule und damit die Bewegung des Armes. Aus dem Druck

des wassergefüllten Schlauches kann direkt eine äquivalente Höhendifferenz be-

stimmt werden. Der Blutfluss wurde mit der Hadeco Ultraschallsonde gemes-

sen.

Die Messung dauerte etwas über eine Minute und es wurden neben statischen

auch dynamische Bewegungen wie Gehen durchgeführt. Während der gesamten

Messdauer ist das pulsierende Flusssignal gut zu erkennen. Während der ein-

zelnen Bewegungen wurden mindestens 8 Pulse ausgewählt, zeitlich normiert

und gemittelt. Die mittleren Pulse für die fünf Beispielbewegungen „Arm un-

119

ten“, „Arm auf Herzhöhe“, „Arm oben“, „Arm in Bewegung“ und „Gehen“

und die jeweiligen mittleren Abstände der Einzelpulse ist in der oberen Zeile

in Bild 3.24 dargestellt.

Bei den drei statischen Bewegungen erkennt man das gleiche Verhalten wie in

der vorherigen Messung - beim Heben des Armes verringert sich der systolische

Fluss und das zweite Maximum in der Flusskurve verschwindet. Die mittle-

re Standardabweichung ist mit Std=0,94cm/s am geringsten, wenn der Arm

oben ist. Die anderen Bewegungen haben mittlere Standardabweichungen von

Std(„Arm unten“)=1,89cm/s, Std(„Arm auf Herzhöhe“)=1,1cm/s, Std(„Arm

in Bewegung“)=1,3cm/s und Std(„Gehen“)=1,77cm/s. Bei „Arm in Bewe-

gung“ wurden kleine Auf- und Abbewegungen des Armes durchgeführt, bei

„Gehen“ wurde der Arm so geschwungen wie beim normalen Gehen üblich.

Beide dynamischen Bewegungen beeinflussen den mittleren Verlauf des Fluss-

pulses nur gering. Es ist stets das zweite Maximum zu erkennen und auch die

Größe des Grundflusses (im diastolischen Bereich) wird nicht verändert.

Die Untersuchung der Flussänderung durch Handgelenksdrehung wurde mit

der Fraunhofersonde 3-3 (Bild 3.25) durchgeführt.

Bild 3.25: Flusssignal der Fraunhofersonde 3-3 bei Drehung des Handgelenks an Pro-

band SW. Oben: Mittleres Ultraschallsignal (blau) und Standardabweichung (grün) bei

verschiedenen Handgelenkshaltungen. Unten: Ultraschallsignal der gesamten Messung.

Die Flusssignale ändern kaum ihre Form, nur die Höhe des systolischen Flusses

verringert sich bei der Verdrehung.

120

Fazit Die arterielle Blutgeschwindigkeit in der Radialarterie ist von der Hal-

tung des Armes abhängig und wird durch die Bewegung des Armes beeinflusst.

Für die intermittierende Methode bedeutet dies, dass die Kriterien für die

automatische Detektion von systolischem und diastolischem Druck aus dem

US-Signal entsprechend robust ausgelegt sein müssen. Bei der kontinuierlichen

Methode beeinflusst dieser Effekt die Wahl des Referenzwertes auf dem das

Ultraschallsignal gehalten werden soll. Alternativ ist es durch die Erfassung

der Lage des Messortes durch die Wassersäule stets möglich, solche Messungen

zu verwerfen.

3.8.2 Bewegungsartefakte im Tagesverlauf

Bild 3.26 zeigt die Drucksignale der Wassersäulen an beiden Armen von Pro-

band SW, s. Tabelle 2.5.

Bild 3.26: Drucksignale von Wassersäulen am rechten Arm (blau) und linken Arm

(rot) bei verschiedenen Bewegungen eines Rechtshänders.

Man erkennt während der Tätigkeit „Kaffee/Tee trinken/essen“, dass der Pro-

band mit der dominanten (rechten) Hand die Bewegungen ausführt, während

die nicht-dominante Hand gar keine Bewegung macht. Da die Bewegungen

langsam sind, kann aus dem Druckverlauf auch direkt auf den Höhenabstand

zwischen Herz und Handgelenk geschlossen werden.

Bei der Tätigkeit „Rennen“ gibt es eine große Schwankung sowohl am rechten

121

als auch am linken Arm. Der Höhenunterschied zwischen Herz und Handge-

lenk ändert sich beim Rennen aber nicht so stark. Diese Bewegungsartefakte

werden hauptsächlich durch die Beschleunigungsartefakte und sprungartigen

Bewegungen ausgelöst.

Ein Maß für die Bewegungsintensität konnte mit einer gleitenden Standardab-

weichung über je eine Sekunde gefunden werden. In Bild 3.27 sind die Stan-

dardabweichungen und Drucksignale bei drei Tätigkeiten exemplarisch darge-

stellt.

Bild 3.27: Wassersäulendrucksignale, Standardabweichungen und Auswertbarkeit bei-

der Arme bei drei exemplarisch ausgewählten Tätigkeiten. Links: Computerarbeit, Mit-

te: Tee/Kaffee trinken, essen, Rechts: Rennen. Als Auswertbarkeitgrenzwert wurde eine

Standardabweichung von 3mmHg gewählt die länger als 1 s dauern.

Es wurden die Tätigkeiten „Computerarbeit“, „Essen/trinken“ und „Rennen“

ausgewählt und als Grenzwert für die Standardabweichung 3mmHg ausge-

wählt. Alle Signale, bei denen die Standardabweichung größer als 3mmHg ist,

werden zunächst als nicht auswertbar deklariert.

An der Tätigkeit „Essen/trinken“ erkennt man, dass langsame und wiederkeh-

rende Änderungen durch Armheben dann aber auch nicht ausgewertet wür-

den. Die Wassersäulendrucksignale zeigen hingegen, dass die Bewegungsarte-

fakte nicht so schnell geschehen, dass eine Auswertung unmöglich ist. Deshalb

wurde zusätzlich angenommen, dass die Teilsignale auswertbar sind wenn die

Standardabweichung nur kurz, hier weniger als 1s, über den Grenzwert von

3mmHg steigt.

122

Für jede Tätigkeit von allen Probanden wurde zusätzlich der mittlere Druck

und die gesamte Standardabweichung der Wassersäulendrücke in der jeweili-

gen Tätigkeit bestimmt. Aus diesen Daten wurden die Mittelwerte und Stan-

dardabweichungen über alle 6 Probanden errechnet. Diese sind in Bild 3.28

dargestellt.

Bild 3.28: Mittlere Wassersäulendrücke und Standardabweichungen der Tätigkeiten

von allen 6 Probanden (Tabelle 2.5). Die schwarzen Balken geben die mittlere Abwei-

chungen zwischen allen Probanden an.

Für alle Probanden ergeben sich die in Tabelle 3.2 dargestellten Auswertbar-

keiten.

Bei diesen Bewegungen sind also insgesamt gut 60 % der Druckmessungen mit

Bewegungsartefakten behaftet, die eine Kalibration der Handgelenksdrücke auf

123

Tabelle 3.2: Auswertbarkeit mit Standardabweichung der Wassersäulendrucksignale

für alle Probanden bei verschiedenen Tätigkeiten.

Tätigkeit Rechter Arm Linker Arm

Kalibration 83,8 ±4,3 % 85,4 ±6,1%

Computerarbeit 98,6 ±1,8% 98,0 ±2,0%

Ortswechsel 78,8 ±11,0% 85,8 ±7,6%

Kaffee kochen 73,1 ±11,2% 81,7 ±4,9%

Kaffee/Tee trinken, essen 94,8 ±5,2% 96,3 ±3,0%

Ortswechsel 54,7 ±18,2% 52,4 ±16,9%

Gehen 5,7 ±5,7% 5,9 ±4,7%

Rennen 0,1 ±0,1% 0,0 ±0,0%

Gehen 4,9 ±6,5% 7,8 ±8,2%

Ortswechsel 48,7 ±26,1% 49,5 ±25,8%

Treppen steigen 5,5 ±9,9% 5,7 ±11,3%

Ortswechsel 36,3 ±18,3% 36,2 ±18,8%

Liegen 91,9 ±11,5% 92,2 ±12,1%

Gesamt 60,1 ±2,8% 62,3 ±2,5%

Herzhöhendruck erlauben. Bei weitgehend im Sitzen ausgeführten Tätigkeiten

wie „Computerarbeit“ oder „Essen/trinken“ erhöht sich der Anteil verwertba-

rer Messungen auf über 90%. Bei den bewegungsintensiven Tätigkeiten ist die

Auswertbarkeit nach dem gewählten Kriterium des Standarbweichungsgrenz-

wertes sehr gering. Es kann ein Großteil der Messung dennoch zumindest mit

dem mittleren Druck kalibriert werden. Welche Fehler dann für die Kalibration

auftreten würden, muss gesondert untersucht werden.

Fazit Die Auswertbarkeit von 60% des Tagesverlaufs stellt eine Untergren-

ze dar. Der getestete „Tagesverlauf“ besteht aus typischen Bewegungen, die

während eines normalen Tages bei vielen Menschen vorkommen und hat eine

Gesamtdauer von 25 Minuten. Es existieren keine Daten über eine typische

Verteilung von Armbewegung in einem Probandenkollektiv und es konnten

auch im Zuge dieser Arbeit keine ausreichenden Daten erfasst werden. Da die

auswertbare Zeit während des Nachtschlafes größer als 90% ist (Liegen) und

die durchschnittliche Schlafzeit 8h beträgt, kann davon ausgegangen werden,

dass sich die gesamte auswertbare Zeite auf insgesamt mindestens 80% erhöht.

Eine Messung der Armbewegung durch die Druckmessung einer Wassersäule

erlaubt bei einer späteren Signalauswertung eine Übersicht über die Aktivität

und Auswertefähigkeit der Blutdrucksignale.

124

3.8.3 Schlafmedizinische Untersuchung

Für die Auswertung lagen für alle drei untersuchten Nächte jeweils ein Signal

mit Störereignissen und die von einer geübten Person durchgeführte polysom-

nographische Untersuchung vor. Die geübte Person registrierte Schlafstadien-

wechsel und Weckreaktionen, sogenannte Arousal, aus den aufgenommenen

Signalen nach den gängigen Verfahren.

Das Signal mit Störereignissen ist in der ersten Nacht das Drucksignal der Fin-

germanschetten („Portapres“-Nacht), in der zweiten Nacht der Geräuschpegel

des Schnarchsensors („APBM“-Nacht) und in der dritten Nacht das Drucksi-

gnal des Druckkissens der neuartigen intermittierenden Methode („Druckbox“-

Nacht). Für die Weckereignisse wurde alle 30Sekunden die Uhrzeit, das aktu-

elle Schlafstadium und die Körperlage aufgenommen. Zusätzlich auftretende

Arousal, die im EEG erkannt wurden, sind mit Uhrzeit, Schlafstadium und

Körperlage vermerkt.

Mit Matlab®wurde zunächst die Gesamtzahl der Arousal bestimmt, siehe Ta-

belle 3.3. Die Störereignisse wurden manuell oder automatisch mit Matlab®

aus den oben beschriebenen Signalen extrahiert. Bei der Portapresmessung

treten ungefähr doppelt so viele Störereignisse auf wie in den beiden ande-

ren Nächten. Der Grund dafür ist, dass die Fingermanschettenkalibrierung der

Portapres-Nacht alle 15Minuten stattfindet, die ABPM- und Druckboxmes-

sung aber nur alle 30Minuten. Die Dauer einer Fingermanschettenkalibrierung

beträgt 15.36±1.03s. Bei der ABPM-Messung kann als Störereignis aus dem

Mikrofonsignal nur die durchschnittliche Aufpumpzeit ermittelt werden. Die-

se beträgt 22.68±3.43s. Eine Kissendruckmessung mit der Druckbox dauert

136.71±9.55s.

Bild 3.29 zeigt die Druck- und Mikrofonsignale in den drei Nächten und die

Gesamtanzahl von Arousal und Wachzuständen (links). Rechts sind nur die

Arousal und Wachzustände dargestellt, die während der Störereignisse und in

einem Zeitkorridor von 5 Sekunden vor Beginn und 30Sekunden nach Ende

des Druckereignisses auftraten.

In der Portapres-Nacht gab es insgesamt die meisten Arousal (76) und ei-

ne Schlafeffizienz von 88,5%. Ab ca. 6.30Uhr hatte das Gerät einen Defekt.

Dadurch konnte der Blutdruck nicht gemessen werden. Das Portapres-Gerät

versuchte dauerhaft eine Kalibrierung durchzuführen, was dazu führte, dass

dere Proband aufwachte. In 7 von 29 Störereignissen finden Arousal und/oder

Aufwachen statt, was einer Weckquote von 24,1% entspricht. Während der

125

Bild 3.29: Druck- und Mikrofonsignale während der Schlafmessung mit markierten

Arousalereignissen (rot) und Wachzuständen (grün). Links: Arousal und Wachzustän-

de sowie Portapresdrucksignal (oben), Mikrofonsignal (Mitte) und Kissendrucksignal

(unten). Rechts: Störereignisse (schwarze horizontale Linien) in den Druck- und Mikro-

fonsignalen mit den Arousal und Wachzuständen, die während eines Zeitkorridors von

-5 bis 30 s um das Störereignis auftraten. Grau hinterlegt ist die Zeit, in der das Licht

ausgeschaltet war.

tatsächlichen Schlafzeit (also nach dem messbaren Einschlafen) treten nur 26

Störereignisse und 6 Arousal auf, was eine Weckquote von 23,1% ergibt.

In der zweiten Nacht traten 63 Arousal auf bei einer nahezu identischen Ge-

samtschlafzeit (423,5Minuten). Bei 13 von 16 Störereignissen treten Arousal

oder Wachzustände auf. Die tatsächliche Schlafzeit enthält 13 Störereignis-

se von denen 10 mit Weckreaktionen verbunden waren. Dies entspricht einer

Weckquote von 76,9%.

In der dritten Nacht war die Gesamtschlafzeit mit 468 Minuten am längsten.

Es traten 68 Arousal auf und 17 Störereignisse von denen 11 mit Weckreak-

126

tionen verbunden waren. Während der tatsächlichen Schlafzeit traten in 10

von 15 Störereignissen Weckreaktionen auf, was einer Weckquote von 66,7%

entspricht. Alle Ergebnisse sind in Tabelle 3.3 dargestellt.

Tabelle 3.3: Weckreaktion und Ereignisse der schlafmedizinischen Untersuchung.

Nacht 1 Nacht 2 Nacht 3

Portapres APBM Druckbox

Gesamtschlafzeit 424,3 min 423,5 min 468,0 min

Schlafeffizienz 88,5% 88,2% 97,5%

Anzahl Wachperioden 10 11 6

Arousal insgesamt 76 63 68

Störereignisse gesamt 29 16 17

Störereignisse während Schlaf 26 13 15

Arousal/Wach bei Störung gesamt 7 13 11

Arousal/Wach während Schlaf 6 10 10

Weckquote gesamt 24,1% 81,3% 64,7%

Weckquote während Schlaf 23,1% 76,9% 66,7%

Ereignis/Gesamtarousal 9,2% 20,6% 16,2%

Länge eines Messvorgangs 15,36s 22,7s 136,7s

(nur Aufpumpen)

Fazit Die Messung fand nur bei einem Probanden statt, sodass keine statis-

tisch gesicherten Aussagen über die Schlafstörungen durch die Blutdruckmes-

sung getroffen werden können. Dennoch sind die Ergebnisse ein Indiz für die

Belastungsarmut der Kissenmessung am Handgelenk.

Im Vergleich mit der Manschettenmessung sorgt das Handgelenkskissen für we-

niger Arousal. Obwohl die Länge der Störung durch die Armmanschette nur

16% des Messvorganges der Druckbox beträgt, ist die Weckquote während des

Schlafes gut 10% größer. Ein Vergleich mit dem Portapres-Gerät ist schwierig,

da als Störereignisse nur die Fingermanschettenkalibration verwendet werden

konnte, die sehr viel weniger Arousal auslöst als das Druckkissen. Die Kali-

brationen haben aber auch eine sehr viel kürzere Dauer, nämlich nur 11% der

Druckkissenmessdauer. Die Gesamtarousalanzahl ist in der Portapresnacht am

größten, was allerdings auch einem Gewöhnungseffekt in den anderen beiden

Nächten zugeschrieben werden kann. Die Schlafeffizienz unterscheidet sich bei

der Portapresmessung und der ABPM-Messung fast nicht, bei der Druckkis-

senmessung ist die Schlafeffizienz dafür 9% höher.

127

3.8.4 Befestigung der Bewegungsartefaktmessung

Die Messung der Bewegungsartefakte geschieht über einen wassergefüllten

Schlauch. Die Befestigung des Wasserschlauches wurde durch einen Armling

aus der Sportindustrie realisiert, Bild 3.30, links.

Bild 3.30: Befestigung des wassergefüllten Schlauches zur Bewegungsartefaktmessung

am Probanden. Links: Befestigung an einem Armling. Der Drucksensor am Handgelenk

misst den Wasserdruck und überträgt ihn an den Datenlogger. Rechts: Befestigung des

Wasserschlauches und anderer Komponenten am Ärmel einer Jeansjacke. Der Wasser-

schlauch befindet sich ganz in der aufgenähten Stofftasche.

Am Armling wurden Stoffschlaufen befestigt, durch die der Wasserschlauch

gefädelt wurde. Da der Armling sehr eng am Arm anliegt wurde zusätzlich

die Befestigung an einer Jacke umgesetzt, Bild 3.30, rechts. Das Jackenkon-

zept hat außerdem den Vorteil, dass das gesamte Messequipment in der Jacke

untergebracht werden kann.

Kapitel 4

Diskussion und Ausblick

Das Ziel des Promotionsvorhabens war die Entwicklung einer Methode für die

belastungsarme, nichtinvasive Langzeitmessung des Blutdrucks, die eine Mes-

sung am aktiven Patienten erlaubt. Dieses Ziel wurde erreicht: es existiert ein

tragbares System sowohl für die intermittierende als auch die kontinuierliche

Methode für die belastungsarme Langzeitmessung des Blutdruckes auch bei

aktiven Patienten. Insbesondere bei der kontinuierlichen Methode muss aller-

dings diskutiert werden, wie belastungsarm das Messprinzip tatsächlich ist. In

diesem Kapitel werden die Ergebnisse der verschiedenen Elemente der Mess-

systeme und das jeweilige Verbesserungspotential diskutiert.

4.1 Ultraschallsensoren

Es ist gelungen, einen verschiebungsunempfindlichen Ultraschallsensor für die

Messung der Blutgeschwindigkeit in einem oberflächlichen Gefäß zu entwickeln.

Die am weitesten entwickelten Sensoren haben dabei eine breite Abstrahlcha-

rakteristik, um eine Verschiebung der Arterie unter der Hautoberfläche zu to-

lerieren. Das Signal-Rausch-Verhältnis dieser Sensoren ist ausreichend gut. Die

Ultraschallelektronik befindet sich auf einer Platine mit den Maßen 60x25mm2.

Diese ist aber zur Zeit noch nicht mit einer tragbaren Stromversorgung ausge-

stattet.

Die Ultraschallsensoren sind bisher noch nicht im Langzeiteinsatz über 24h ge-

testet worden. Die Abschätzung der US-Intensität in Kapitel 2.1.1 zeigt, dass

die Sonden auch für den länger andauernden diagnostischen Einsatz im me-

dizintechnischen Bereich geeignet sind. Die Herstellung der Sonden ist bisher

störanfällig, sodass vom Hersteller (Fraunhofer IBMT) bereits ein Neudesign

angeregt wurde.

129

130

Die Stromversorgung für die Elektronik auf der Platine wurde bereits abge-

schätzt und muss an die Komponente angeschlossen werden, um den mobilen

Einsatz der Ultraschallsonde zu gewährleisten.

4.2 Druckkissen

Das Ergebnis der Druckkissenuntersuchung ist, dass die Kissen nicht belie-

big klein sein dürfen. Durch die Druckverteilung im Gewebe (Bild 2.14) muss

die Auflagefläche des Kissens eine Mindestgröße besitzen. Das Hauptoptimie-

rungskriterium für die Auswahl des Druckkissens war die Erzeugung eines

Zieldruckes von 200mmHg bei gleichzeitig möglichst geringem Luftvolumen.

Damit wird die Pumpe entlastet, die besonders für die kontinuierliche Mess-

methode sonst eine große Leistung erbringen muss.

Eine Erkenntnis der Druckkissenuntersuchung ist, dass die Wahl des Druckkis-

sens eng mit der Gestaltung der Halterung verbunden ist. Eine sichere Befes-

tigung eines Druckkissens steht oft dem Grundsatz der Belastungsarmut der

Gesamtmethode entgegen. Mit der richtigen Befestigungsmethode kann über-

dies auch die Druck-Volumen-Kurven der unterschiedlichen Druckkissen stark

beeinflusst werden. Um eine optimale Befestigung der Druckkissen zu finden,

müssen weitere Belastungstests an Probanden durchgeführt werden.

Die Graphen 3.2 und 3.8 zeigen, dass das rechteckige PU-Kissen mit den Ma-

ßen 25x50mm2sowohl alleine als auch in allen getesteten Befestigungen den

größten Anstieg der Druck-Volumen-Kurve zeigt. Deshalb wurde es als opti-

males Druckkissen ausgewählt.

Die getesteten Druckkissen bestanden fast alle aus Polyurethanfolie. Polyu-

rethane werden zum Beispiel in der Orthopädietechnik und beim Textildruck

eingesetzt, [Bec2008]. Dennoch warnen kritische Stimmen auch vor der Ver-

wendung, da zum Beispiel bei der Produktion Gesundheitsschäden bei den

Arbeitern auftreten können, [Bel2007]. Die Druckkissen sind angenehm weich,

jedoch fällt beim längeren Tragen auf, dass die Haut nicht ausreichend tran-

spirieren kann. Die Haut wird feucht und rötet sich. Die Kissen sollten deshalb

mit Stoff ummantelt sein. Inwieweit das die Druckübertragung in das Gewebe

beeinflusst, muss getestet werden.

131

4.3 Halterung

Die Befestigungsstrategie ist der zentrale Aspekt für die Belastung des Patien-

ten durch die Messmethode. Es wurden nur an wenigen Probanden Versuche

mit den Befestigungen durchgeführt. Unter den praktischen Gesichtspunkten,

die in Kapitel 3.4.1 erläutert werden, ist die Verwendung eines Klettarmban-

des zu empfehlen. Dieses gestattet eine Torsionsbewegung des Handgelenks

bei gleichzeitig ausreichend sicherer Befestigung des Kissens an die Hautober-

fläche. Ein Langzeitversuch konnte mit der Befestigung bislang weder für die

intermittierende noch die kontinuierliche Methode durchgeführt werden. Der

Grund war, dass keine funktionalen tragbaren Prototypen für die Methoden

existieren.

Die Halterungen wurden bisher nicht an Patienten getestet. Bei den durch-

geführten Selbstversuchen zeigten alle Halterungen, einschließlich des Klett-

armbandes, deutliche Spuren der PU-Druckkissen auf der Haut. Die Kissen

wurden dabei wie bei der intermittierenden Messung aufgepumpt. Die Haut

ist teilweise stark gerötet und bei längerem Aufpumpen des Kissens werden

die Finger merklich schlecht durchblutet. Dies war insbesondere bei den star-

ren Befestigungen der Fall, s. Bild 3.7. Bei der kontinuierlichen Methode sind

die maximalen Kissendrücke nur so hoch wie die systolischen Blutdrücke. Sie

treten außerdem nur kurz auf, sodass eine geringere Belastung des Gewebes zu

erwarten ist.

Bei der Befestigung muss darauf geachtet werden, dass der Blutfluss in der

zweite Handgelenksarterie nicht gestört wird, um die Versorgung der Hand

zu gewährleisten. Die Befestigung des Druckkissens mit Klettverschlussband

funktionierten während der Testmessungen ausreichend gut. Eine Langzeitstu-

die mit Probanden bezüglich der Funktionalität und des Tragekomforts muss

noch durchgeführt werden.

Seit einiger Zeit gibt es günstige 3D-Drucker, mit denen die Herstellung von in-

dividuellen Handgelenksschalen schnell möglich ist. Für die dreidimensionale

Vermessung der individuellen Geometrie kann zum Beispiel die Photogram-

metrie genutzt werden. Mit dieser Technik rekonstruiert man die Lage und

Form von Objekten zum Beispiel aus den Aufnahmen einer Digitalkamera,

[Kra2004]. Damit kann für jeden Patienten eine passgenaue, starre Halterung

in relativ kurzer Zeit und relativ günstig geschaffen werden. Diese starren Be-

festigungen müssen im Langzeiteinsatz getestet werden.

Für die Befestigung des Ultraschallsensors 3-3 wird die Uhrenarmbandhalte-

rung aus Bild 2.22 favorisiert. Für die Signalübertragung muss Ultraschallgel

132

verwendet werden. Eine Untersuchung, ob genug Ultraschallgel während der

24h-Messung zwischen dem Sensor und Haut verbleibt, muss noch durchge-

führt werden.

4.4 Blutdrucksimulator

Am Blutdrucksimulator können physiologische Druck- und Flusskurven im Ar-

terienmodell erzeugt werden. Die Kurvenverläufe sind variabel. Zusätzlich wur-

de der Aufbau so gestaltet, dass das Gefäßmodell beweglich ist. Damit können

Bewegungen des Messortes simuliert werden, zum Beispiel die Bewegung des

Armes.

Während des Messvorgangs und des Aufpumpens des Druckkissens erhöht sich

der systolische Gefäßdruck im Blutdrucksimulator um ungefähr 6mmHg. Dies

liegt am fehlenden Bypass: das Fluid kann nur durch das Modellgefäß in das

Reservoir ausfließen, s. Bild 2.41. Der diastolische Fluiddruck bleibt aber prak-

tisch unverändert. Es wurde versucht, durch ein Bypasssystem diesen Effekt zu

vermeiden. Das Bypasssystem zeigte aber einen hohen Einfluss auf den Verlauf

der Flusskurve. Es konnten keine physiologischen Flusskurven erzeugt werden.

Da der Effekt auf den systolischen Druck als hinreichend gering erachtet wur-

de, wurde auf den Bypass verzichtet.

Am Blutdrucksimulator ist es bisher nicht möglich, durch den Linearmo-

tor Druckverlaufskurven mit veränderlichen Druckamplituden und Maximal-

drücken automatisch zu erzeugen. Grundsätzlich ist es mit dem Aufbau jedoch

möglich, beispielsweise den Druckverlauf, wie er bei einer sportlichen Bewe-

gung entsteht, direkt durch den Linearmotor zu erzeugen.

Weiterhin sollen die Bewegungssimulationen zukünftig automatisiert werden.

Bisher wird das Gefäßmodell bei Bedarf von Hand bewegt. Der bewegliche

Teil des Blutdrucksimulators kann zum Beispiel in eine angetriebene Pendel-

anordnung eingebaut werden, die das Armschwingen beim Gehen und Laufen

simuliert.

Mit der Gelatine konnte eine gute Ähnlichkeit der Gewebeelastizität mit dem

Gewebe, das die Arterie umgibt, erzielt werden. Allerdings sind die Gewebemo-

delle auf Gelatinebasis nicht lange verwendbar (bei Lagerung im Kühlschrank

max. 5 Tage), da sie aus leicht zersetzbarem biologischem Material bestehen.

Außerdem dauert der Herstellungsprozess ungefähr 1Stunde und muss recht-

zeitig vor der Messung begonnen werden. Mit geeigneten Silikonen, wie sie in

Kapitel 3.3 bereits getestet wurden, ist es möglich, die erforderliche Gewebe-

133

ähnlichkeit für ein dauerhaft verwendbares Modell zu erzeugen.

Das Arterienmodell aus PU-Folie bildet das Verhalten der Radialarterie gut

ab. Durch den zweieckigen Gefäßquerschnitt (s. Bild 2.33) kann das Gefäß

komplett abgeklemmt werden. In den experimentellen Untersuchungen am

Blutdrucksimulator (Kapitel 2.5.2) wurde festgestellt, dass es eine Differenz

zwischen dem Simulatordruck und der Durchströmbarkeit des Arterienmodells

gibt. Einige Gründe sind bereits in Kapitel 3.5.2 genannt. Ein weiterer mögli-

cher Grund liegt in der Adhäsion der beiden PU-Folien. Erst nach einer Relaxa-

tionszeit kann das Arterienmodell wieder über die gesamte Länge durchströmt

werden.

4.5 Automatische Auswertung der intermit-

tierenden Methode

Es wurden Kriterien für die automatische Detektion der systolischen und dia-

stolischen Drücke für die intermittierende Methode entwickelt. Diese Kriterien

sind für die automatische Auswertung der Messsignale unterschiedlich gut ge-

eignet.

Für die Genauigkeit von Messgeräten gibt das Protokoll der „American As-

sociation for the Advancement of Medical Instrumentation“ (AAMI) fol-

gende Werte vor: Die mittlere Differenz zum Referenzgerät darf nicht grö-

ßer als 5mmHg und die Standardabweichung nicht größer als 8mmHg be-

tragen, [O’B2001]. Für die Erkennung des systolischen Druckes zeigt das

„EnvAnstieg“-Kriterium sowohl für die Probandenmessung als auch die Mes-

sung am Simulator gute Ergebnisse. Die geforderte Genauigkeit kann es je-

doch nicht liefern. Die mittleren Abweichungen liegen teilweise bereits unter

5mmHg, die Standardabweichungen sind jedoch zu hoch.

Die automatische Detektion des diastolischen Flusses war bei der Pro-

bandenmessung nicht möglich. Im Blutdrucksimulator hat das diastolische

„Schwellwert“-Kriterium die besten Ergebnisse erzielt. Die teilweise vorkom-

menden „Ausreißermessungen“ müssen durch geeignete Kriterien oder die Ver-

wertung der Bewegungsartefaktmessung automatisch aus der Auswertung ent-

fernt werden.

Durch eine höhere Signalgüte des Ultraschallsensors und durch die Verwendung

von weiteren Filtern kann die Auswertung wahrscheinlich deutlich verbessert

werden. Anschließend muss der Code für die Verwendung im Mikrokontroller

entsprechend angepasst werden.

134

4.6 Regler für die kontinuierliche Methode

Es wurden verschiedene Reglerkonzepte am Blutdrucksimulator getestet. Bei

der Verwendung eines Lautsprecheraufbaus (s. Kapitel 2.6.1) konnte mit allen

getesteten Regler am Blutdrucksimulator der Kreislaufdruck sehr gut verfolgt

werden.

Ein Vergleich mit den von der AAMI angewendeten Grenzwerten für die Ge-

nauigkeit der Messmethode (mittlere Abweichung <5mmHg und Standardab-

weichung <8mmHg) zeigt, dass diese Werte sowohl vom PI-Regler als auch

vom modellbasierten Regler unterschritten werden.

Für die Kaskadenregelung wurde ein Tauchspulenaktuator verwendet. Hier

liegen die mittleren Abweichung über den geforderten Grenzwerte, die Stan-

dardabweichung ist aber deutlich geringer als der geforderte Höchstwert.

Die iterativ lernende Regelung hat noch einige Schwächen, obwohl sie grund-

sätzlich ihre Vorteile unter Beweis gestellt hat: das Ultraschallsignal folgt deut-

lich besser dem geforderten Referenzwert, s. Bild 3.21. Dadurch, dass der

diastolische Fluss bereits unter dem geforderten Referenzfluss lag, muss die

Tauchspule in jedem Puls auf ihren voreingestellten Ruhekissendruck zurück-

fallen. Die dynamische Bewegung vom Ruhekissendruck auf den herrschenden

systolischen Druck überfordert die Tauchspule offenbar, sodass der geforderte

systolische Druck in der erforderlichen Zeit nicht erreicht werden kann.

Eine weitere Anpassung der Tauchspulendynamik und die Wahl eines geeigne-

ten US-Referenzwertes wird angestrebt.

4.7 Pumpensteuerung und Energieversorgung

Für die intermittierende Methode können Pumpen verwendet werden, wie sie

in kommerziell erhältlichen Blutdruckmanschetten für das Handgelenk verwen-

det werden. Die Steuerung geschieht durch den Mikroprozessor, auf dem die

Daten auch gespeichert werden.

Für die kontinuierliche Methode wurde der Ansatz eines Tauchspulenaktua-

tors gewählt, weil dieser sehr schnell ist. Der Tauchspulenaktuator wurde auch

optimiert, benötigt aber immer noch eine sehr hohe Leistung. Die erforderli-

che elektrische Energie für den 24h-Einsatz dieser Tauchspule ist 5 mal höher

als die des in Kapitel 3.7 vorgeschlagenen Akkus. Durch die Begrenzung der

Energieversorgung wird eine kontinuierliche aber nicht durchgängig über 24h

verlaufende Messung geplant. Die Messung kann deutlich öfter durchgeführt

werden, als mit den bisherigen ambulanten Langzeitverfahren üblich, nämlich

135

innerhalb von 2Minuten jeweils für 20 Sekunden.

Für die intermittierende Messung kann die Steuerung der Pumpe nach dem

gängigen Standard entwickelt werden. Die kommerziell erhältlichen ambulan-

ten 24h-Blutdruckmessgeräte messen entweder bereits beim Aufpumpen, oder

orientieren sich an den jeweils letzten Messungen für den anvisierten systoli-

schen Blutdruck. Dies verhindert Kissendrücke, die weit über dem tatsächli-

chen systolischen Wert liegen und sorgen damit für eine niedrige Belastung des

Patienten. Gleichzeitig verkürzen solche Algorithmen die Messzeit.

Die Verwendung einer Tauchspule ist ein neuartiger Ansatz und die Tauchspu-

le hat gezeigt, dass damit schnelle Druckänderungen im erforderlichen Bereich

realisierbar sind. Dennoch hat die Tauchspule einige Nachteile, zum Beispiel die

Wärmeentwicklung und das relativ hohe Gewicht. Es ist möglich, eine Neukon-

struktion der Tauchspule mit dem Ziel durchzuführen, die gleiche Leistung bei

geringerem Gewicht und veränderter Geometrie zu erzielen. Außerdem muss

eine Verbesserung der Wärmeableitung durchgeführt werden.

Eine weitere Möglichkeit ist, die Tauchspule durch ein System von einer Pum-

pe, einem Druckreservoir und Ventilen zu ersetzen. Dies wird zum Beispiel

von Finapres und in den CNAP®Produkten (CNSystems Medizintechnik AG,

Graz, Österreich) eingesetzt, [For2000].

4.8 Bewegungsartefaktmessung

Die Messung der Bewegungsartefakte geschieht über die Druckmessung in ei-

nem wassergefüllten Schlauch. Dieser Schlauch wurde zunächst mit Hilfe eines

Armlings befestigt. Für die Tragbarkeit des Gesamtsystems wurde ein Jacken-

konzept verwendet, bei der sich das gesamte Messequipment in einer Jacke be-

findet, die der Patient überzieht, s. Bild 3.30. Die Bewegungsartefaktmessung

mit dem wassergefüllten Schlauch funktioniert gut. Die Technik ermöglicht es,

sowohl die Höhendifferenz zwischen Messort und Herz als auch die Auswirkung

von Beschleunigungen zu messen.

Die Auswertung der Bewegungsartefakte ermöglicht außerdem eine Differen-

zierung zwischen auswertbaren und nicht-auswertbaren Messungen. Bei sehr

großen Störungen, wie z.B. beim Rennen, kann die Blutdruckmessung unter-

brochen werden. Die restlichen Messungen werden durch die Bewegungsarte-

faktmessung kalibriert.

Für die Schlauchbefestigung wurden Armlinge aus der Sportindustrie verwen-

det, s. Bild 3.30, links. Die Armlinge gibt es in verschiedenen Größen, so dass

136

sie an verschiedene Oberarmumfänge angepasst werden können. In einer Vor-

untersuchung wurde die Bequemlichkeit der Armlinge und die Auswertbarkeit

von Bewegungsartefakten von 7 Probanden an beiden Armen getestet. Dort

traten vielfältige Probleme auf: die Armlinge erzeugten einen Juckreiz, teilwei-

se entstanden durch die Reibung richtige Blasen. Die Probanden schwitzten,

hatten Schwierigkeit beim Um- und Ausziehen, beim Umgang mit Kindern

und Haustieren. Teilweise blieben sie an Türklinken hängen, sodass die Ap-

paraturen abrissen. Nachts knickten die Schläuche ab, sodass die Messungen

fehlerhaft waren. Da nur eine Größe der Armlinge vorhanden war, konnte die

Befestigung nicht für die jeweiligen Probanden angepasst werden. Durch eine

Anpassung an die jeweilige Armgeometrie der Patienten und eine sicherere Be-

festigung der Wasserschläuche können die Armlinge als Halterung verwendet

werden.

Aufgrund der Erfahrungen mit den Armlingen wurden lockere Ärmel für die

Halterung des Wasserschlauches verwendet. Der Wasserschlauch wurde für den

Prototyp an den Ärmel einer Jeansjacke befestigt, s. Bild 3.30, rechts. An die-

ser Jacke konnten auch viele andere Komponenten befestigt werden. Da der

Ärmel sehr locker geschnitten ist entfallen viele der Probleme, die bei den Arm-

lingen auftraten. Die Jacke wurde allerdings bisher noch nicht im 24h-Einsatz

getestet.

Die Lösung mit einer Jacke ermöglicht es, zusätzlich noch alle anderen Kompo-

nenten der Messmethode zu integrieren. Je nach Methode können verschieden

viele Taschen der Jacke besetzt werden. Die Jacke sollte aus einem leichten

Stoff sein, der direkt auf der Haut getragen werden kann.

Alternativ kommen auch alle anderen Bewegungsartefaktmessmethoden bei

entsprechender Weiterentwicklung in Frage, s. Kapitel 2.7.3. Dann könnte auf

den Wasserschlauch verzichtet werden. Allerdings steigt die Systemkomplexi-

tät dadurch erheblich.

4.9 Datenspeicherung und Regelung

Die Regelung für die kontinuierliche Methode und die Datenaufnahme und

-speicherung geschieht über einen Arduino Mikrokontroller. Dieser wurde ge-

wählt, weil er eine gängige Entwicklerumgebung für den Einsatz von Rege-

lungstechnik darstellt. Auch für die intermittierende Methode kann der Ar-

duino genutzt werden. Die Abschätzung der Energieversorgung zeigt (Kapitel

3.7), dass der Arduino zwar einen höheren Energieverbrauch hat als der zu-

137

nächst verwendete Rabbit Mikrokontroller, aber trotzdem mit dem in Kapitel

3.7 vorgeschlagenen Akku versorgt werden kann.

Es konnte grundsätzlich gezeigt werden, dass die kontinuierliche Messung des

Blutdruckes durch den Einsatz von Regelungstechnik funktioniert. Die Über-

einstimmung von geregeltem Kissendruck und Kreislaufdruck am Blutdruck-

simulator war besonders hoch bei der Nutzung des Lautsprecheraufbaus.

Aber auch die Kaskadenregelung mit Feedbackregelung der Tauchspule zeigt,

dass der Kissendruck sehr nah am Kreislaufdruck verläuft, obwohl das Ultra-

schallsignal während der systolischen Phase immer noch recht weit weg von

der Zielgröße ist, s. Bild 3.20. Die Kaskadenregelung ist der hohen Dynamik

in diesem Bereich nicht gewachsen, weshalb die Tauchspule dem hohen Druck-

anstieg nicht schnell genug folgen kann.

Dieses Problem sollte mit der iterativ lernenden Regelung gelöst werden. Es

zeigte sich aber bisher, dass die ILC keine Verbesserung der Druckdifferenz

erreicht. Dennoch zeigt Bild 3.21 eindrucksvoll die Auswirkung der ILC auf

das Ultraschallsignal. In den Phasen, in denen die ILC aktiv ist, liegt das US-

Signal stets unter der Referenzgröße. Die zeitliche Verschiebung der Druck-

kurven wird deutlich verringert. Die Druckdifferenz zwischen Kissendruck und

Kreislaufdruck wird nicht verringert, weil das US-Signal in der diastolischen

Phase schon deutlich unter dem Referenzwert liegt. Die Tauchspule wird kom-

plett entspannt und der Kissendruck fällt auf den eingestellten Vordruck.

Die Initialisierung der Regler muss individuell an jedem Patienten vorgenom-

men und daher automatisiert werden. Die Regelung des Kissendruckes muss

besonders für den diastolischen Bereich noch weiterentwickelt werden. Der Re-

ferenzwert für die US-Signal-Regelung muss unter dem diastolischen Flusssi-

gnal liegen. Dies ist bei einigen Patienten nicht möglich, da sie in der Radial-

arterie teilweise keinen diastolischen Blutfluss oder sogar Rückfluss haben. Es

muss untersucht werden, ob andere Kriterien eingesetzt werden können, oder

ob bei diesen Patienten dann nur die Messung des systolischen Druckes mög-

lich ist.

Bei dem Großteil der Patienten, bei denen auch diastolisch ein Blutfluss

herrscht, kann der Referenzwert dynamisch im Tagesverlauf angepasst wer-

den. Wie im Kapitel 3.8.1 gezeigt wurde, hat die Armbewegung einen Einfluss

auf den Verlauf des Blutflusssignals. Eine solche Anpassung ist mit einer Unter-

brechung der kontinuierlichen Messung verbunden. Die Arterie muss ungestört

durchströmt sein, damit ein ungestörtes Flusssignal gemessen und der Refe-

renzwert entsprechend angepasst werden kann.

Die Datenspeicherung auf dem Arduino wurde bisher noch nicht getestet. Um

138

Datenverlusten vorzubeugen, können die Daten zusätzlich zur Speicherung auf

dem Mikrokontroller per Funk zum Beispiel an den Arzt übertragen werden.

Für eine entsprechende Verschlüsselung der Daten muss gesorgt werden.

Anhang A

A.1 Materialdaten Piezokeramik

139

140

A.2 Prüfprotokoll Piezokeramik

141

A.3 Datenblatt Orgasol 2001 UD NAT1

142

A.4 Datenblatt NuSil MED-4086

143

A.5 PU-Folie Platilon

144

A.6 Aufbau Tauchspule

145

A.7 Schaltplan US-Elektronik

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