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Die Sonde hat einen Durchmesser von 7,7 mm. Hinter den Piezokeramiken befindet sich Luft als Isolator. Mikroskopaufnahme eines Schnittes durch den Sondenkopf. Um die Sonden mit der kreisförmigen Stirnfläche direkt ohne Anstellwinkel über der Radialarterie 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. Zylindrische Ultraschallsonden un Schema. Zunächst als Stempel konzipierte, zylinderförmige Sonde. Die Piezokeramiken rot wurden unter zwei verschiedenen Winkeln in die Sonde integriert. Die Flussrichtung des Blutes in der Arterie ist mit einem Pfeil markiert.

Als Isolation wird Luft verwendet. Die linke Sonde hat einen Durchmesser von 6 mm und eine Höhe von 24,7 mm. Diese Sonde wurde als Stempel konzipiert, mit dem die Arterie direkt abgeklemmt 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 Blutbewegung getrennt werden können. Weitere Ergebnisse sind im Kapitel 3. Die zweite zylindrische Sonde wurde aufgrund der Ergebnisse der zylindrischen Stempelsonde verkleinert und befindet sich in einem Kunststoffgehäuse.

Sie ist im Bild 2. Die Grundfläche hat einen Durchmesser von 6,2 mm und eine Höhe von 4,5 mm. Die Piezokeramiken sind kreisförmig mit einem Durchmesser von 3 mm und einer Dicke von 0,25 mm. Das Prüfprotokoll der verwendeten Piezokeramik befindet sich im Anhang A. Die Materialparameter können dem Anhang A. Dieses Material wurde gewählt, weil auch die Originalsonde des Hadeco Bidop daraus besteht. Peek ist leicht sterilisierbar, gut zu bearbeiten und absorbiert den Ultraschall nur wenig.

Die Hautoberfläche und die Arterie befinden sich in Analogie zu Bild 2. Erste Anordnung der Piezokeramiken mit geringem Abstand, Rechts: In der ersten Rechteckanordnung RK1 Bild 2.

Zwischen den Keramiken befindet sich eine Lücke von 0,5 mm, an der die Senderelementrampe senkrecht abfällt. In der zweiten Anordnung RK2 Bild 2. Daher kann es zu einem Signalausfall bei den schmalen Ultraschallsonden Kapitel 2.

Dies wurde in Magnetresonanztomographieuntersuchungen bestätigt, Kapitel 2. Als Dämpfungsmaterial hinter den Piezokeramiken wurde Luft verwendet. Das Schema der Sonde ist in Bild 2. Die Fraunhofer-Sonden wurden auf der Grundlage der Dreifachsonde optimiert und sind schematisch in Bild 2. Sonde 1B mit rechteckigen Keramiken, Mitte: Sonde 2B mit geschlitzter Empfängerkeramik, Rechts: Sonde 3A mit drei einzelnen Empfängerkeramiken.

Statt der drei einzelnen Piezokeramiken wird für Sender und Empfänger jeweils eine rechteckige Keramik der Grundfläche 9x3 mm2 hergestellt. Für den Sender wurde eine rechteckige Keramik, 9x3 mm2 verwendet. Die Keramik für den Empfänger 9x3 mm2 wurde mit zwei Schlitzen in drei Elektroden mit je 3x3 mm2 Grundfläche geteilt.

Die Masseelektrode blieb durchgehend. Für den Sender wurde eine rechteckige Keramik mit 9x3 mm2 Grundfläche verwendet. Für den Empfänger wurden drei rechteckige Keramiken mit 3x3 mm2 Grundfläche verwendet.

Durch die Verwendung einer rechteckigen Keramik wird die Schalldruckverteilung im Gewebe homogener verteilt. Das Dämpfungsmaterial hinter den Piezokeramiken ist eine Vergussmasse aus Polyurethan. Dieses wird verwendet, um störende Ultraschallechos, die an der Rückseite der Keramik abgestrahlt werden, möglichst schnell vollständig zu absorbieren [Göb].

Es wurden noch drei weitere Sondengeometrien hergestellt: Sondenaufbau wie Fraunhofer 2B, jedoch wird als Dämpfungsmaterial Luft verwendet. Sonde mit Luftdämpfung, Mitte: Sonde mit Keil Höhe 5 mm und Luft-Dämpfung. Die Messungen wurden mit einer Samplerate von Hz aufgenommen und zunächst mit einem Tiefpassfilter Butterworth, Ordnung und einer cutoff-Frequenz von 30 Hz gefiltert. Die Vorgehensweise ist in Bild 2. Die systolischen Maxima grüne Sterne und der mittlere Rauschwert im diastolischen Bereich rot werden detektiert.

Dazu werden zunächst die systolischen Maxima detektiert. 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.

Die Ergebnisse sind in Kapitel 3. 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.

Im folgenden Kapitel wird auf die Materialien und Spezifikationen der Druckkissen eingegangen. KG, Bomlitz, Deutschland hergestellt. Die Druckkissen sind in Tabelle 2. Das Volumen der Kissen wurde bei einem Druck von mmHg bestimmt. Zusätzlich wurde ein Nitrilkissen aus einem Handschuhfinger eines Laborhandschuhs gefertigt. Für Schutzhandschuhe wird Nitrilkautschuk genutzt, da es eine hohe Beständigkeit gegen Öle, Fette und Kohlenwasserstoffe besitzt und eine hohe Elastizität hat.

Die Befestigungen werden in allgemein passende Halterungen Kapitel 2. Der Tragekomfort und das Abdrückverhalten wurde für alle Halterungen an wenigen Probanden getestet.

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.

Das Druckkissen darf sich nicht nur vom Arm weg aufpumpen. Bei den handelsüblichen Blutdruckmessgeräten werden Manschet- Bild 2. Schnittansicht Handgelenk nach [Tol]. Die Befestigung des Druckkissens am Handgelenk muss so konzipiert sein, dass beim Aufpumpen des Kissens das Gewebe und die Arterie komprimiert wird. Dies ist relativ schmerzhaft und soll durch die Verwendung eines kleinen Druckkissens vermieden werden. Untersuchungen von McLaren et al. Die Radialarterie liegt aber am Handgelenk sehr oberflächlich, wodurch eine gute Druckübertragung gewährleistet wird.

Der Zylinder mit dem stärksten Kontrast war die Mischung 1: Der Arm wurde in drei Haltungen vermessen: Zu den drei Positionen wurden jeweils Schichtaufnahmen des Handgelenks von proximal nach distal erstellt. Die Handfläche zeigt nach unten. Draufsicht des Arterienverlaufs der Ulnar- und Radialarterie. Handfläche oben bei verdrehtem Arm. Das Ergebnis ist in Bild 2. Der Durchmesser der Arterie wurde in den Bildern bestimmt und schwankt zwischen 3,,6 mm. Für diesen Probanden verschiebt sich die Arterie um ungefähr 3 mm von der Mittellinie des Zylinders.

Der Abstand der Radialarterie von der Haut ändert sich um fast 6 mm. Der Fokus des Ultraschallstrahls muss diese Bewegungen tolerieren. 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 detektiert und als rote und schwarze Markierung auf die Haut aufgezeichnet.

Das Ergebnis ist für einen Probanden exemplarisch in Bild 2. Die Verschiebung der Radialarterie bei Drehung des Handgelenks beträgt mm. Ausgehend von diesen Kriterien wurde verschiedene Halterungen entwickelt und getestet. Solche Halterungen sind teilweise wiederverwendbar. Die Halterung wird durch Klettverschlussbänder am Handgelenk befestigt. Ein 48 Bild 2. Kombinierte Halterung zur Aufnahme von Ultraschallsensor und Druckkissen.

Befestigung der kombinierten Halterung am Unterarm. Getrennte Ultraschallsensor- und Druckkissenhalterung Eine getrennte Halterung von Ultraschallsensor und Druckkissen hat den Vorteil, das beide Komponenten unabhängig voneinander optimal positioniert werden können.

Die beiden Teilhalterungen sind in Bild 2. Flexible Kissenhalterung, die sich dem Handgelenk anpasst. Die Kissenhalterung wurde flexibel gestaltet. Sie besteht aus drei rechteckigen 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 Ultraschallsensoren konzipiert s. Die Ultraschallhalterung besitzt zwei Schlitze, durch die die Halterung mit einem Stoffband und Klettverschluss am Handgelenk befestigt wird.

Auf dem 49 Bild 2. 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. Auf die Folie ist ein Klettverschluss aufgeklebt.

Für die Ultraschallsensoren mit Keil wurde noch eine weitere Halterung entwickelt. Die Halterung besitzt eine Zugentlastung für die Sensorkabel und kann an ein Uhrenarmband befestigt werden, Bild 2. Halterung für den Fraunhofer Ultraschallsensor mit Keil. Konstruktion mit Deckel, Rechts: 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 elastisch sein. Ein weiteres Armband besteht aus zwei Polypropylen-Klettverschlussteilen mit einer Breite von 37 mm, [Kam]. Die Schlaufenseite war 15 cm und die Widerhakenseite 23 cm lang. Beide wurden miteinander vernäht. Für die Schlaufung wurde ein Werkteil im 3D-Drucker hergestellt, s. Glasgewebeband mit Klettverschluss oder Druckknöpfen. Für die Druckkissenhalterung wurde ein flexibles Behältnis aus Polyurethanfolie hergestellt, in das Polystyrolpartikel eingefüllt wurden.

Das Behältnis wurde luftdicht verschlossen 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. 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 ermöglichen, soll auch die Befestigung so klein wie möglich sein. Aus diesem Grund wurden verschiedene Kleber getestet, mit denen Druckkissen- und Ultraschallsondenhalterung direkt auf die Haut aufgeklebt werden sollen.

Die Ergebnisse sind in [Ifs] dargestellt. Verschiedene Hautkleber auf Silikon- und Latexbasis sowie Sekundenkleber wurden ausprobiert. Die Klebung einer Ultraschallsondenhalterung ist nur einer statischen Belastung ausgesetzt.

Das Druckkissen wird aber ständig wech- 51 selnden Drücken ausgesetzt und belastet eine Klebung hochdynamisch. Die getestete Klebefläche war ringförmig und hatte eine Grundfläche von mm2. Das Testmodul ist aus Metapor gefertigt, einem mikroporösen, gesinterten Aluminium, Bild 2. Testklebemodul aus Metapor von [Ifs].

Es wurde die Ablösekraft bei statischer Belastung in normaler Richtung bestimmt und daraus der Druck berechnet, dem die Klebung noch standhält. Es ergab sich ein Druck von ungefähr mmHg. Eine Möglichkeit ist das Eingipsen des Druckkissens direkt am Handgelenk. 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. Es muss darauf geachtet werden, dass das Handgelenk supiniert eingegipst wird, also so, dass Radiusund Ulnarknochen parallel zueinander liegen, Bild 2.

Eingegipstes Druckkissen am Handgelenk. Pronation des Handgelenks mit hervorstehendem Ulnarknochen im Kreis , der nicht mit eingegipst wurde. Bei einer Pronation Drehung wie in Bild 2. Deshalb sollte man diesen Bereich nicht mit eingipsen oder es muss eine Bewegungseinschränkung akzeptiert werden. Der Gipsverband muss ungefähr 20 Minuten trocknen.

In dieser Zeit darf das Handgelenk nicht bewegt werden. Dazu wird das Handgelenk eingegipst s. Zerteilte Halbschale, die die Torsionsfähigkeit des Handgelenks gewährleistet. Die Einzelteile können miteinander verschraubt werden. Die Teilung der Halbschalen dient der Torsionsfähigkeit der Halterung: Dies verringert die Belastung des Patienten.

In einer Modellarterie kann ein physiologischer Druck- und Flussverlauf erzeugt werden, um die Ultraschallsonden und Druckkissen zu testen. Der Linearmotor bewegt die Luft in einem Windkessel. Von dort wird es wieder zurück in die Wassersäule gepumpt. Die Messstrecke ist beweglich, um Simulationen von zum Beispiel Armbewegungen zu ermöglichen.

Der Linearmotor wird am Blutdrucksimulator verwendet, um physiologische Druckkurven im Arterienmodell zu erzeugen. Als Fluid wurde Wasser mit Orgasolpartikeln verwendet.

Das Datenblatt befindet sich im Anhang A. Vergleich des Modellfluids links mit reinem Wasser rechts. Die Orgasolpartikel sind die Reflektoren für das Ultraschallsignal. An den Windkessel ist eine Wassersäule mit Trichter befestigt, die für einen mittleren hydrostatischen Druck von mmHg sorgt. Dieser Wert ist ein physiologischer mittlerer Blutdruck. Der Trichter ist höhenverstellbar, sodass der statische Druck verändert werden kann.

Darauf wird weiter unten eingegangen. Der erste Widerstand ist im Bild 2. Er besteht aus einem PU-Druckkissen, welches auf dem Schlauch befestigt wird und auf einen Druck von ungefähr 70 mmHg aufgepumpt wurde. Dadurch 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 eingestellt wird. Von dort läuft es wieder durch die Messstrecke 55 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 Volumenstrom im Modell ständig ändert. 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 Industrietechnik GmbH, Solingen, Deutschland befestigt und können deshalb bewegt werden. Dies ermöglicht die Simulation von physiologischen Armbewegungen. Der mittlere, statische Druck wird durch die Höhenänderung verändert. Zusätzlich konnten die Bewegungsartefakte durch die Druckänderung in einem wassergefüllten Schlauch gemessen werden.

Durch diese Anordnung der Komponenten ist es möglich, in der Messstrecke verschiedene physiologische und pathologische Druckkurven zu implementieren. Es besteht ein direkter Zusammenhang zwischen der Wegkurve des Linearmotors und der Druckkurve in der Messstrecke, s. 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. Über die Datenerfassungskarte werden die Datensignale erfasst. In der Regel 56 Bild 2. Wegkurve des Linearmotors blau und erzeugte Druckkurve grün. Druckkurve blau und Ultraschallgeschwindigkeit schwarz. Zusätzlich können je nach Versuchsaufbau noch andere Daten aufgenommen und angezeigt werden.

So können bei der Messung mit Bewegungsartefakten zusätzlich die Beschleunigungssensordaten gemessen. Es besteht aus einem Arterienmodell und einem Gewebemodell, die beide im Rahmen des Projektes entwickelt wurden.

Wie in Bild 2. Schematische Darstellung eines kreisrunden Modellquerschnitts im entspannten und abgedrückten Zustand. Es entstehen beim Abdrücken zwei seitliche Lumen. 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.

Elastizitätsmodule und Durchmesser der Radialarterie und Halsschlagader, [Bor]. Der Durchmesser der Radialarterie beträgt ungefähr 2,5 mm und das Elastizitätmodul ca. Gewebemodell Das Gewebemodell soll das umliegende Gewebe der Arterie modellieren.

Dieses besteht bei der Radialarterie hauptsächlich aus Fettgewebe und Sehnen, wie in Bild 2. Querschnitt des Handgelenks nach [Tol]. Um das umliegende Gewebe zu modellieren, wurde ein Gelatinemodell entwickelt. Gelatine ist in hohen Reinheitsgraden erhältlich und relativ kostengünstig. Die Arterienmodelle können darüber hinaus leicht in die 59 Gelatine eingegossen werden und nach Ablauf der Gelatinelebensdauer auch leicht wieder aus der Gelatine gelöst werden.

Entscheidend für die Gelierfähigkeit der Gelatine ist der sogenannte Bloomwert. 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. Es wurde ein Versuchsaufbau gewählt, bei dem ein Gewicht m über einen Stempel mit bekannter Fläche A auf die Probe drückt.

Der Versuchsaufbau ist in Bild 2. Für die Gewebemodelle wurde Gelatine der Platinklasse mit Bloom verwendet. Nach einer Weile beginnt sie zu schimmeln, da Bakterien dort einen guten Nährboden finden. Natriumazid hemmt die Atmungskette, indem die Sauerstoffbindungsstelle Cytochrom-c-Oxidase irreversibel blockiert wird - was Natriumazid zu einem universellen Gift macht, [Wika].

Es wurde die Elastizität von vier verschiedenen Gelatinemodellen mit den in Tabelle 2. 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 Modell in die gewünschte Form gegossen werden. Das Abkühlen kann über Nacht im Kühlschrank geschehen.

Die Haltbarkeit der Gewebemodelle beträgt ca. Das Austrocknen der Gelatine lässt sich kaum vermeiden, 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 erreicht hat. Zusätzlich wurde Silikon aus dem medizintechnischen Bereich als Arbeitsmaterial für das Gewebemodell getestet. In diesem Kapitel wird zunächst der Messaufbau beschrieben.

Bei der intermittierenden Methode sollen durch die Auswertung des Ultraschallsignals die Kissendrücke berechnet werden, die dem systolischen und diastolischen Blutdruck entsprechen. Es wird beschrieben, welche Kriterien entwickelt wurden, um das Ultraschallsignal auszuwerten. Verschiedene Kissen wurden sowohl manuell als auch automatisch aufgepumpt. Der Kolben einer Spritzenpumpe wird von einem Motor bewegt. Es können verschiedene Zieldrücke und Pausenzeiten zwischen den Messungen eingestellt werden.

Verschiedene Volumenstromverläufe können programmiert werden. Als Zieldrücke sind , , , und mmHg eingestellt. Abhängig von dem Volumen des angeschlossenen Druckkissen dauert dies unterschiedlich lang.

Die Druckbox kann automatisch alle 15 oder 30 Minuten die Messung wiederholen. Am Simulator kann neben dem Kissendruck und dem Ultraschallsignal auch der Kreislaufdruck gemessen werden. Die Kreislaufdruckmessung geschieht stromauf vom Arterienmodell. Dadurch entsteht eine Diskrepanz zwischen dem gemessenen Kreislaufdruck und dem tatsächlichen Fluiddruck am Messort. Da die Messung des Kreislaufdruckes bei den Probandenmessungen nicht möglich ist, wurde der systolische und diastolische 63 Bild 2.

Befestigung des Kissens auf dem Gewebemodell. Draufsicht einer realen Befestigung. Die Flussmessung mit den verschiedenen Ultraschallsensoren s. Am Blutdrucksimulator wurde teilweise stromauf und stromab gemessen. Zwei Beispielmessungen sind in Bild 2. Ort der Ultraschallmessung am Simulator links und am Probanden rechts. 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 Blutdrucksimulator und an Probanden getestet. In diesem Kapitel werden die Kriterien vorgestellt.

Die Ergebnisse der Messungen werden in Kapitel 3. Am Blutdrucksimulator wurde ein physiologischer Druckverlauf in einer Modellarterie erzeugt.

Die automatische Auswertung 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 ansteigende 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. Deshalb wurden verschiedene Filter getestet, um das Signal zu glätten: Für Signale, in denen das Rauschen während der Flussunterbrechung sehr gering ist, funktioniert auch dieser Filter gut. Als Butterworth-Tiefpassfilter wurde ein Filter Ordnung mit einer Grenzfrequenz von 30 Hz gewählt, der die Extremwerte kaum beeinflusst, aber das hochfrequente Rauschen entfernt.

Das hat den Vorteil, dass nur noch die pulsatile Hauptschwingung Herzrhythmus des Probanden bzw. Pumprhythmus im Blutdrucksimulator durchgelassen wird und alle anderen Signale gedämpft werden. Die Auswirkung der Filter sind in Bild 2.

Das ist in der Beispielmessung nach ungefähr 34 s der Fall. Auswirkung verschiedener Filter auf das Ultraschallsignal. Gesamte Messung oben und Ausschnitte beim Abklemmen unten links und pulsatilem Fluss unten rechts.

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.

Diese werden auch Envelopen genannt und sind in Bild 2. Zwischen der oberen und unteren Einhüllenden wird die Differenz gebildet. Der Kissendruck beträgt dort mmHg und der Kreislaufdruck mmHg. Idealerweise wird das Signal dazu vorher mit dem FIR-Filter gefiltert, da dann die Standardabweichung ein sehr gutes Kriterium liefert. Dort beträgt der Kissendruck mmHg und der Kreislaufdruck mmHg.

Auswertungskriterien für den diastolischen Druck Für die automatische Detektion des diastolischen Druckes wurden zwei Kriterien entwickelt. 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. 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 Schwellwert überschreitet, der aus dem ungestörten systolischen Ultraschallsignal hier Volumenstromwert berechnet wurde. Dort beträgt der Kissendruck 88 mmHg und der zugehörige diastolische Kreislaufdruck 80 mmHg. 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 68 Bild 2. Die obere und untere Einhüllende des Ultraschallsignals rot sind grau, die Differenzeinhüllende schwarz dargestellt. Der Druck im Blutdrucksimulator ist blau und der Kissendruck grün dargestellt. Ableitungskriterium zur Berechnung des diastolischen Druckes. Die Ableitung ist in rot dargestellt.

Der diastolische Druck ist dort erreicht, wo die Ableitung null ist Kreismarkierung. Diastole ungestört verläuft, ist der Anstieg des mittleren Signals und damit der Wert der Ableitung null. Der Kissendruck beträgt dort 81 mmHg, der zugehörige Kreislaufdruck 80 mmHg. Fazit Die Übereinstimmung der errechneten Druckwerte mit dem tatsächlich herrschenden Kreislaufdruck für diese Beispielmessung ist in Tabelle 2. Detektierte Druckwerte bei der intermittierenden Messung für eine Beispielmessung vgl.

Druck Dia. Die Auswertekriterien für die automatische Bestimmung des systolischen und diastolischen Blutdruckes wurde an Probanden und am Blutdrucksimulator getestet. Am Blutdrucksimulator wurden auch Messungen mit Bewegungsartefakten durchgeführt.

Dafür wurde die Abweichung der automatisch detektierten Werte zu Kontrollmessungen ausgewertet. Dieser Referenzwert muss kleiner sein als der diastolische Flusswert.

Die verschiedenen Reglerkonzepte wurden am Blutdrucksimulator getestet. Im Folgenden wird der Aufbau der erweiterten Testumgebung und die genutzten Aufbauten erläutert. Der Kissendruck wird entsprechend der Ultraschallinformation durch einen schnellen Aktuator geregelt.

Das Messprinzip ist in Bild 1. Der Aktuator muss Drücke bis mmHg sehr schnell aufbringen können. Der Anstieg eines Blutdruckpulses von Diastole zu Systole geschieht in ungefähr ms, siehe Bild 1.

Für die Versuche am Blutdrucksimulator wurde zunächst nur mmHg als maximal erforderlicher Kissendruck gewählt. Es wurden zwei Aktuatoren getestet. Dieser hat einen Durchmesser von 14,4 cm, s.

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 70 Bild 2. Somit konnte die Membranbewegung auf das Kissen übertragen werden.

Der Lautsprecher hat ein Gewicht von 2,04 kg. Um einen kleineren und leichteren Aktuator zu testen, wurde ein Tauchspulenaktuator hergestellt, Bild 2. Eine Spule aus Kupferdraht befindet sich in einem Gehäuse aus Stahl.

Wird die Spule von elektrischem Strom durchflossen, bewirkt die Lorentzkraft eine Bewegung der Spule. Dieser Ballon ist mit dem Druckkissen am Handgelenk verbunden. Der Druck im Ballon ist proportional zur aufgebrachten Kraft. Für eine tragbare Einheit muss die Tauchspule mit einer mobilen Spannungsversorgung versorgt werden. Dies schränkt die Zeit ein, in der gemessen werden kann. Eine Betrachtung der Betriebszeiten und der Energieversorgung wird in Kapitel 3.

Charakteristik der entwickelten Tauchspule. Dieser wird wiederum durch den Strom in der Tauchspule oder dem Lautsprecher geändert. Es wurden verschiedene Reglerkonzepte getestet. Zeitdiskreter Regler Durch Strommenger wurden verschiedene zeitdiskrete Regler am Lautsprecheraufbau getestet, [Str]. Dazu wurden die Sprungantworten des gesamten Systems, bestehend aus Lautsprecher, Druckkissen, Gewebemodell und allen Schlauchverbindungen zur Identifikation genutzt, s.

Die am Lautsprecher anliegende Stromstärke ist dabei das Eingangssignal und das Ultraschallsignal das Ausgangssignal. Die Spezifikationen und Übertragungsfunktionen können der Arbeit von Strommenger entnommen werden. Kaskadenregelung mit zwei zeitdiskreten Feedback-Reglern Die Kaskadenregelung wurde für den Tauchspulenaufbau entwickelt, [Lam]. Das hier dargestellte System hat eine hohe Dynamik, die mit einem Kaskadenansatz besser beschrieben werden kann - die Regler sind schneller.

Sprungantwort des Systems mit Lautsprecher und Gewebemodell. Das Reglerprinzip ist in Bild 2. Der innere Regler enthält die Druckregelung durch den Tauchspulenstrom. Die digitalen Filter R und S werden so ausgelegt, dass die gewünschte Regelgüte 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. Iterativ lernende Regelung und Kaskadenregelung nach [Hep] 2. Mit der ILC wird ein vorhandenes periodisches Restsignal aus der Kaskadenregelung noch weiter minimiert. Die Blutdruckmessung wird deshalb während der Patientenbewegung durchgeführt. Da das Handgelenk sich relativ stark bewegt, sollen die Messwerte stets auf den Blutdruck auf Herzhöhe umgerechnet werden.

Das Kapitel gibt zunächst einen Überblick über die Klassifikation von Bewegungsartefakten 2. Der favorisierte Messort für die Blutdruckmessung 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 verändern.

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 74 den Messsignalen getrennt werden.

Die Bewegungsartefakte werden im Rahmen dieser Arbeit in drei verschiedene Klassen unterteilt: Im Folgenden wird auf die einzelnen Klassen der Bewegungsartefakte eingegangen.

Bei einer Blutdruckmessung soll stets der Druck am Herzen gemessen werden. Die hydrostatische Druckdifferenz zwischen einem gehobenem und einem hängenden Arm und die damit verbundene Änderung des arteriellen Blutdrucks kann über die Höhendifferenz der Flüssigkeitssäule berechnet werden.

Dieser Wasserschlauch wird vom Messort parallel zum Arm bis zum Herzen geführt. Diese Technik der Druckdifferenzmessung wird von einigen kommerziellen Blutdruckmessgeräten bereits eingesetzt. Das Feld f ist dabei ein Gradientenfeld der Beschleunigungen, wobei im Fall des beschleunigt bewegten Armes neben dem Erdbeschleunigungsfeld g der Erde auch noch ein sich änderndes dreidimensionales Armbeschleunigungsfeld wirkt.

Auch die Blutdruckänderung durch Beschleunigung kann mit einem extern am Arm befestigten Schlauch gemessen werden. Muskelanspannung führt zu Veränderungen der Arteriengeometrie und damit zu Änderungen von Blutfluss und Blutdruck. Der Einfluss dieser Muskelanspannung ist nicht ohne weiteres messbar. Zu dieser Klasse der Bewegungsartefakte zählen auch die durch die Verdrehung des Handgelenks hervorgerufene Gewebeverschiebung.

Durch die Gewebeverschiebung können sich die Arterien unter der Haut bewegen, wodurch sich der Fluss in den Arterien verändern kann, s. Deshalb wurde die Blutflussänderung experimentell untersucht. Zunächst wurde an drei Probanden der Blutfluss in der Radialarterie mit Hilfe des Ultraschalldopplersystems Kapitel 2.

Alter und Geschlecht der Probanden sind in Tabelle 2. Daten der Probanden für die Messung der Blutflussänderung bei Armbewegung. Das Handgelenk wurde bei der Messung nicht verdreht. Das Ultraschallsignal wurde mit der Hadeco-Ultraschallsonde aufgenommen.

Für die Auswertung wurde das Ultraschallsignal mit einer 76 Grenzfrequenz von 30 Hz tiefpassgefiltert. Für jede Armposition wurden mehrere Pulse zunächst zeitlich normiert und dann gemittelt. Das Ergebnis dieser Messung ist in Bild 3. Die Ultraschallsonde soll so ausgelegt sein, dass trotz einer Verdrehung des Handgelenks der Fluss in der Arterie messbar bleibt.

Nach weiteren 10 s wurde das Handgelenk gesenkt, sodass der Arm normal hing, s. Die Ergebnisse dieser Bewegungsartefaktmessung sind in Kapitel 3. Hauptsächlich muss die hydrostatische Druckdifferenz zwischen Messort und Herz kompensiert werden. Boll beschreibt in [Bol] ausführlich verschiedene Konzepte dieser Kompensation, weshalb diese hier nur kurz genannt und ausdrücklich auf die Quelle verwiesen wird. Der wassergefüllte Schlauch wird an einem Ende durch einen Drucksensor verschlossen, das andere Ende ist offen.

Eine weitere Möglichkeit ist die Messung der Differenz des Gravitationsfeldes. Dies überfordert kommerzielle Beschleunigungssensoren und wird durch zusätzlich, durch Bewegungsartefakte verursachte Beschleunigungen noch verschlimmert. Boll diskutiert den Einsatz von Distanzmessungen auf der Grundlage von Neigungssensoren, Feldstärkenmessung und Laufzeit- und Phasendifferenzmessung 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 77 für den Patienten auch stark einschränkend. Als letzte Methode nennt Boll die Technik der Luftdruckmessung. 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. Die Bewegungsartefakte der Arme wurden an Probanden über unterschiedlich lange 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. Proband mit zwei Wassersäulen zur Messung der Armbewegung im Tagesverlauf.

Damit werden sowohl die Artefakte durch Höhenänderung als auch die beschleunigungsinduzierten Artefakte erfasst s. Die Drucksensoren befinden sich auf der Handgelenksseite der Wassersäulen. Die Messung wurde an 6 Probanden durchgeführt. Alter, Geschlecht und Händigkeit der Probanden sind in Tabelle 2. Daten der Probanden für die Bewegungsartefaktmessung. Ziel der Untersuchung ist es herauszufinden, 79 bei welchen Bewegungen mit entsprechenden Artefakten noch eine Blutdruckmessung und Kalibrierung auf Herzhöhe möglich ist.

Falls diese länger als eine bestimmte Zeit über einen Schwellwert steigt, ist die Bewegung so artefaktbelastet, dass eine sichere Rückrechnung des Handgelenkblutdruckes auf Herzblutdruck nicht möglich ist. Die Auswertung und Ergebnisse der Messungen sind in Kapitel 3.

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 aufeinanderfolgenden Nächten wurde eine Schlafuntersuchung mit drei verschiedenen Blutdruckmesssystemen an einem Probanden weiblich, 27 Jahre durchgeführt.

Dieses funktioniert nach dem Prinzip der Volumenkompensation s. Portapres Blutdruckmesssystem von Finapres, [Webc]. Der Wasserschlauch dieses Systems ist eingekreist. Ambulantes Blutdruckmessgerät für eine 24h-Messung mit Oberarmmanschette, [Spa]. Das Gerät wurde an Zeige- und Mittelfinger der linken Hand befestigt. Alle 15 Minuten wird zwischen den beiden Fingern gewechselt, um eine ausreichende Blutzufuhr in das Gewebe zu ermöglichen.

Diese Kalibrierereignisse wurden als mögliche Weckauslöser betrachtet. Dieser wurde mit einer Manschette am linken Oberarm befestigt, Bild 2. Das Gerät wurde auf den Nachttisch gelegt und zur Geräuschpegelreduzierung in einen Stoffbeutel eingeschlagen. Die Messungen fanden alle 30 Minuten statt. Dieser Prototyp enthielt keinen Ultraschallsensor, sondern nur die in Bild 2.

Dazu wurde ein Polyurethandruckkissen mit einer Grundfläche von 45x50 mm2 über der linken Radialarterie mit Pflaster befestigt und zusätzlich mit Glasfaser-Klettverschluss-Band s. 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 mmHg auf, simuliert also den intermittierenden Betrieb im gleichen Rhythmus wie das ambulante Blutdruckmessgerät in der zweiten Nacht.

Polysomnographie In allen Nächten wurden eine Polysomnographie durchgeführt. Dabei wurden folgenden Daten aufgenommen: Ein zusätzlicher Schnarchsensor — ein Mikrofon — wurde in der zweiten Nacht auf das Spacelabs Blutdruckmessgerät geklebt. Damit kann der Messbeginn 81 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. Signale und Abtastraten in Hz der schlafmedizinischen Untersuchung. Neben der absoluten Häufigkeit der Arousal und Schlafstadienwechsel pro Nacht ist auch die Zahl der durch Druckereignisse ausgelösten Weckreaktionen entscheidend.

Die Auswertung und Ergebnisse werden in Kapitel 3. Kapitel 3 Ergebnisse 3. Durch die Auswertung konnten die am besten für diese Anwendung geeigneten US-Sonden ausgewählt werden. Die Auswertung wurde in Kapitel 2. Für die Untersuchung der intermittierenden und kontinuierlichen Methode wurde Sonde verwendet Kapitel 3. Die Untersuchungszeiten sollen trotz der vergleichsweise niedrigen Leistung so gering wie möglich sein um gesundheitliche Schäden zu vermeiden.

Dies steht dem Ziel einer kontinuierlichen Messung des Blutdruckes entgegen. 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 damit im Bereich von in der Praxis angewandten Systemen und sollte somit gesundheitlich bedenkenlos anwendbar sein. Bei der kontinuierlichen Methode wird die eingetragene Ultraschallenergie möglicherweise die Grenzwerte für Medizinprodukte überschreiten.

Daher wird zunächst der Ansatz verfolgt über eine Zeit von 20 s in einem Zeitintervall von 2 Minuten zu messen. Dies minimiert die Anforderungen an die Energieversorgung des tragbaren Systems, s. Zusätzlich beugt eine solche Pause den Gewebeschäden durch Minderdurchblutung vor. So kann durch ein niedriges Füllvolumen ein hoher Druck erzeugt werden. Einmal wurde das Kissen völlig frei gelassen und einmal zwischen zwei PVC-Platten mit einem Abstand von 3 mm gelegt, s. Die Messungen wurden, soweit möglich, jeweils bis zu einem Zieldruck von mmHg durchgeführt.

Druck-Volumen-Kurve der verschiedenen Druckkissen s. Um den Zieldruck zu erreichen ist ein Luftvolumen von ungefähr 14 ml notwendig.

Es gibt bei diesem Kissen kaum einen Unterschied ob es eingespannt ist oder frei aufgepumpt wird. Es ist ein Luftvolumen von ungefähr 16 ml notwendig. Durch die Einspannung in den Spalt kann das erforderliche Volumen von 58 ml auf 24 ml reduziert werden. In der Einspannung kann mit allen getesteten Kissen der erforderliche Druck erreicht werden. Mit noch engeren Einspannungen sind noch steilere DruckVolumen-Kurven möglich.

Diese sind in Kapitel 3. Zwar kann aus den durchgeführten Versuchen eine Aussage über das optimale Druckkissen getroffen werden, allerdings gilt dies stets nur in Verbindung mit der gewählten Befestigung, s. Mit der optimalen Befestigung ist die Auswahl des Druckkissens zweitrangig, da fast alle Kissen durch eine 87 geeignete Befestigung in den gewünschten Bereich der Druck-Volumenkurve gebracht werden können.

Der Einfluss wurde mit einem einfachen Experiment am Blutdrucksimulator getestet. Die Arterie wurde mit Fluid gefüllt und unter einem hydrostatischem Druck von mmHg verschlossen. Der Fluss in der Modellarterie war komplett unterbrochen. Kissendruck und induzierte Geschwindigkeit in der verschlossenen Modellarterie. 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.

Ein weiterer Versuch wurde mit pulsatil durchströmter Modellarterie durchgeführt. Das schnelle Aufpumpen des Druckkissens um ca. US-Signal der ungestörten pulsatilen Strömung im Blutdrucksimulator.

Die Blutflussänderung durch schnell applizierte hohe Drücke ist nur ein Problem für die kontinuierliche Messmethode. Für die intermittierende Messung wird der Druck auf das Gewebe langsam erhöht und gesenkt, sodass dieser dynamische Effekt kaum auftritt. Die Dynamik ist in diesem Experiment 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.

Die Messungen wurden bei Raumtemperatur durchgeführt. Für das Schweinefleisch wurde eine Probe mit Schwarte und eine ohne Schwarte reines Muskelgewebe getestet. Die Gela- 89 Bild 3. Mischung I wurde bei Drücken um 80 mmHg bereits so deformiert, dass es an den Randbereichen zu Rissen kam. Das Silikon besteht aus zwei Komponenten, die im Verhältnis 1: 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. Die Ultraschallsonde muss über der Radialarterie positioniert und unverschieblich gehalten werden. Die Befestigung des Druckkissens soll einerseits so starr sein, dass ein kleines Volumen ausreicht um das Druckkissen aufzupumpen und andererseits so flexibel, dass die Bewegungsfreiheit des Patienten möglichst uneingeschränkt ist.

Die Befestigungskonzepte aus Kapitel 2. Die subjektiven Eindrücke 90 von Probanden wurden ebenfalls in die Bewertung aufgenommen. Die Ergebnisse sind im Folgenden dargestellt. Die Nutzereindrücke sind bei den Halterungen angegeben bei denen sie für die Auswahl zentral waren.

Kombinierte Ultraschallsensor- und Druckkissenhalterung Die Halterung 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. Der Ultraschallsensor kann aber der verschobenen Radialarterie nicht aktiv nachgeführt werden.

Die Dreiteilung der Kissenhalterung sorgt für ein verbesserte Anpassung an die individuelle Handgelenksgeometrie. Die Steifigkeit der Polyesterfolie sorgt dafür, dass das Druckkissenvolumen hauptsächlich in das Gewebe geleitet wird, s.

Armbänder Das Klettarmband ist sehr einfach herzustellen. Diese lassen sich leicht am Patienten befestigen. Etwas umständlich ist die Positionierung des Druckkissens unter der Manschette.

Problematisch ist allerdings die Anbringung von Knöpfen, Klettverschlüssen oder ähnlichem, um das Band um das Handgelenk zu befestigen, s. 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 entspannten 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. Zudem wurde ein ringförmiges Polystyrolbehältnis hergestellt, durch welches die Hand hindurchgesteckt werden kann, Bild 3.

Wenn das Kissen evakuiert wird, passt es sich dem Handgelenk an. Klebung Die Klebung mit der getesteten Geometrie s. Bisher ist nicht bekannt, wie die dynamische, wiederkehrende Belastung die Klebefläche beansprucht. 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.

Durch die Zerteilung ist eine Torsionsfähigkeit gegeben, jedoch ist der Tragekomfort nicht besonders hoch. Die Ergebnisse von Bayer in Bild 3. Die PVC-Halterung wurde im Probandenversuch als unangenehm empfunden, da die Haut stark gerötet und teilweise gequetscht wurde.

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.