Die Erfindung betrifft eine Vorrichtung und ein Verfahren zum Messen des Herzpulses eines Lebewesens, insbesondere eines Menschen.

Heutige Verfahren zur Messung des Herzpulses beruhen entweder auf der Aufnahme von elektri sehen Signalen (EKG) oder auf der Veränderung der Absorption von Licht (Plethysmographie). Bei der Messung mittels EKG werden Elektroden auf der Haut aufgebracht. Diese benötigen einen guten elektrischen Kontakt. Dies wird mit einmal verwendbaren Elektroden realisiert. Die Änderung der Spannung zwischen diesen Elektroden ist das Signal welches zur Messung des Herzpulses verwendet wird. Bei der Messung des Herzpulses mittels Plethysmographie wird Licht ins Gewebe eingestrahlt. Das Licht wird unter anderem durch das Blut teilweise absorbiert. Ändert sich aufgrund des Herzpulses der Druck in den Arterien, dehnen sich diese aus und mehr Licht kann absorbiert werden. Das Licht wird zum Teil auch reflektiert. Die Helligkeit des reflektierten Lichts hängt von der Absorption des Lichts und somit vom Herzpuls ab.

Der Herzpuls wird an unterschiedlichen Stellen eines menschlichen oder tierischen Körpers auch für das menschliche Auge ab und an erkennbar. Insbesondere kann man mit bloßem Auge beim Menschen den arteriellen Puls an der Arteria radialis erkennen. Der vom Herzen ausgehende Herzpuls, wirkt somit auch in der Peripherie des Menschen oder Tieres nicht nur fühlbar sondern auch sichtbar.

Spürbar wird der Herzpuls insbesondere am Handgelenk. Hier verläuft die Arteria radialis (Siehe Fig. 1 Buchstabe L) unter der Haut nahe genug an der Oberfläche, um die Dämpfungseigenschaften des Gewebes (Siehe Fig. 1 Buchstabe C) nicht soweit wirken zu lassen, dass die als Puls spürbaren Druckschwankungen vollständig gedämpft sind. Bei genauem Hinsehen, kann man hier meist ein pulsierendes Gewebe erkennen. Erzeugt wird das Pulsieren durch den unterschiedlichen Druck jedes einzelnen Herzschlages. In der Austreibungszeit der einzelnen Herzrhythmen wird auch die Pulswelle (siehe Fig. 1 Buchstabe D) erzeugt. Diese kann als erste Reaktion eines erfolgten Herzschlages peripher registriert werden.

Der pulsierende Druck ausgehend von der Arterienwand (Siehe Fig. 1 Buchstabe E) pflanzt sich fort über das Gewebe (Siehe Fig. 1 Buchstabe C) bis hin zur Oberfläche der Haut. (Siehe Fig. 1 Buchstabe 0). Dort kann der pulsierende Druck/ Pulsdruck, jedoch bereits gedämpft durch das Gewebe, erfasst, z.B. erfühlt werden.

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

Die Arbeitsweise des Herzens wird durch den Sinusknoten gesteuert, dieser gibt den Takt an, mit dem sich das Herz zusammenzieht, wodurch es zum Auswurf des Blutes in zunächst den Windkessel und dann in die Arterien kommt. Dabei stimuliert der Sinusknoten die Muskeln des Herzens durch elektrische Signale. Ein voller Zyklus von Auswurf des Blutes in die Arterien und Ansaugprozess aus den Venen ist ein Herzpuls. Die elektrischen Signale des Sinusknotens werden bei der herkömmlichen Methode zur Messung des Herzpulses mit einem Elektrokardiogramm (EKG) aufgezeichnet. Diese Aufzeichnung der elektrischen Signale, obwohl weltweit eingesetzt, ist jedoch unzureichend , den Herzpuls zu messen. Denn das elektrische Signal des Sinusknotens ist nur die Anweisung an den Herzmuskel, eine Kontraktion auszuführen. Die eigentliche Aktion des Herzens, ob und wie also die Kontraktion wirklich erfolgt, kann allein anhand des elektrischen Signals nicht erkannt werden. Im Erkrankungsfall kann es z.B. vorkommen, dass das elektrische Signal des Sinusknotens zu keinem Auswurf an Blut führt. Beispiele hierfür sind das Vorhofflattern und das Vorhofflimmern. Bei diesen Erkrankungen werden in den Vorhöfen bis zu 340 (Vorhofflattern) , bzw. bis zu 600 (Vorhofflimmern) Kontraktionen pro Minute durch elektrische Signale ausgelöst. Die Herzklappen zu den Herzkammern öffnen sich jedoch zumeist unregelmäßig mit 100 bis 1 60 Öffnungen pro Minute. Dieses Krankheitsbild wird absolute Arrhythmie genannt. Somit kommt es nur zu einem Auswurf von Blut mit einer Frequenz 100 bis 1 60 Auswürfen pro Minute.

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

Die Pulswellen Variabilität, auch Herzfrequenzvariabilität genannt, gibt die Veränderlichkeit des Herzpulses an. Eine hohe Variabilität ist dabei ein Zeichen für ein gesundes Herz. Der Herzpuls passt sich autonom an die Anforderungen des Organismus an und ist daher einer ständigen Veränderung unterlegen. Steht die zu untersuchende Person bspw. unter erhöhtem Stress, kann damit folgen, dass sich ein gleichmäßiger Herzpuls einstellt. Aber nicht allein für eine medizinische Untersuchung und Bewertung der Konstitution eines Menschen oder Tieres ist die Bestimmung des Herzpulses von Interesse. Der Herzpuls ist ein wichtiger Vitalwert, der heutzutage auch von vielen gesundheitsbewussten Menschen für sich selbst nachgehalten wird. Auch im Bereich des Sports, sei es im Freizeit- und Breitensport, sei es im Leistungssport, ist z.B. in Trainingsvorgagen der bei Trainingsübungen, z. B. Ausdauerläufen, erreichte Herzpuls ein wichtiges Kriterium. Entsprechend gibt es vermehrt Bestrebungen, den Herzpuls mit einem tragbaren, also von einer Person (oder auch einem Tier, wie z.B. einem hochwertigen Rennpferd) mitgeführten Gerät messen und auch über einen längeren Zeitraum überwachen zu können. Hier sind auch schon Lösungsansätze bekannt, z.B. aus der DE 696 1 5 1 1 5 T2, wobei diese mit den an sich bekannten Messmethoden (hier mit der Plethysmographie) arbeiten und die bei diesen bestehenden, vorstehend beschriebenen Nachteile aufweisen.

Es ist somit Aufgabe der Erfindung eine tragbare Vorrichtung für die Messung des Herzpulses anzugeben, die die mit den bekannten Messtechniken verbundenen Nachteile überwindet. Auch ein Verfahren zum Messen des Herzpulses soll mit der Erfindung angegeben werden.

Diese Aufgabe löst die Erfindung durch die Verwendung wenigstens eines Drucksensors zur zeitlich aufgelösten Vermessung der energetischen Pulswelle.

Mit Vorteil sollte dabei die Lage der Drucksensoren an einem Messpunkt auf der Oberfläche der Haut, Siehe Fig. 1 Buchstabe 0, so gestaltet werden, dass dieser Messpunkt nicht viel größer als ein Kirschstein ist. Im Schnitt reicht eine Fläche von einem Quadratzentimeter auf der Haut zur Pulsmessung mittels wenigstens eines Drucksensors aus.

Das Grundprinzip der Messung des Herzpulses mittels wenigstens eines Drucksensors ist die Erkennung von Druckschwankungen in den Arterien, ausgelöst durch den Herzpuls. Diese Druckschwankungen führen zu einer lokalen Ausdehnung der Arterien, welche sich im gesamten arteriellen System ausbreiten. Diese Druckschwankungen breiten sich auch durch das Gewebe aus und gelangen so an die Hautoberfläche, wo ein geeigneter Drucksensor diese Schwankungen erfassen und in ein auswertbares Signal umwandeln kann.

Das so erhaltene Signal ist wellenförmig, siehe Fig. 1 . Das Signal wird erfindungsgemäß zunächst erfasst und es werden dann insbesondere Spitzen (Maxima) im Signalverlauf ermittelt. Der zeitliche Versatz zwischen den Spitzen ist das sogenannte RR Intervall. Der Kehrwert (1 /RR) ist der Herzpuls.

Der Vorteil bei der Verwendung von Drucksensoren gegenüber den heute verwendeten Methoden ist die kleine und einfache Bauweise der so gebildeten Messvorrichtung, der geringe Stromverbrauch, eine einfache Handhabung und - insbesondere - die direkte Messung des Herzpulses. So überwindet die Verwendung von wenigstens einem Drucksensor für die Messung des Herzpulses folgende bei der Nutzung eines EKG bestehenden Nachteile:

1 . Die indirekte Messung: Mit dem EKG wird das Signal, welches an den Herzmuskel gesendet wird gemessen, nicht die Ausführung des Herzpulses. 2. Bei Bewegungen können durch das EKG falsche Signale generiert werden.

3. Für ein EKG ist eine komplizierte Auswerteeiektronik erforderlich.

4. Die beim EKG verwendeten Elektroden können nur einmalig genutzt werden.

Die Nachteile der Verwendung der Plethysmographie, die mit einer Messung mittels Drucksensoren vermieden werden, sind:

1 . Da Licht aktiv ausgesendet werden muss kommt es zu einem hohen Stromverbrauch. Je heller das verwendete Licht ist, umso besser ist die Messung. Die verwendeten Strategien zur Strom verbrauchsreduzierung sind die alleinige Verwendung eines Farbanteils (z.B. grün), der vom Blut absorbiert wird, und die Reduzierung auf eine kurze Messzeit. Jedoch bringt die Reduzierung auf eine kurze Messzeit weitere Nachteile mit sich, da kurzfristige Veränderungen des Herzpulses und fehlende Pulse nicht erkannt werden können.

2. Aufgrund der Verwendung von Licht kommt es zu Fehlern, wenn Licht von außen den Sensor erreicht. Dies wird umso markanter, wenn unter Gesichtspunkten eines verringerten Energiebedarfs eine geringe Helligkeit des von dem Sensor ausgesendeten Lichts verwendet wird.

Weitere Vorteile der Verwendung von Drucksensoren ergeben sich aus der nachfolgenden Beschreibung möglicher Ausgestaltungsformen und Konzepte zur Aufbringung der Messvorrichtung auf die Haut und für die Verwendung mehrerer Sensoren in einer Messvorrichtung. Dadurch kann z.B. eine höhere Resistenz gegen Störeinflüsse erreicht werden, und eine einfache Handhabung wird ermöglicht.

Für den wenigstens einen Drucksensor kann prinzipiell jede geeignete Sensortechnik Verwendung finden. So kann z.B. eine Sensorbauform, wie die eines Foliendrucksensors, für die Messung des Pulses Verwendung finden. Diese Technologie ist in der DE 42 37 072 C1 der Firma Interlink beschrieben. Gemäß dem in vorstehender Druckschrift beschriebenen Prinzip aufgebaute und arbeitende Drucksensoren werden seit vielen Jahren von der Firma Interlink produziert und vertrieben. Diese Drucksensoren gibt es in unterschiedlichen Baugrößen. Bei den Foliendrucksensoren ist eine elektrisch leitende Paste oder ein anderer elektrisch leitender Stoff oberhalb von elektrischen Leitungen auf einen Trägerwerkstoff aufgebracht.

Meist wird jedoch eine drucksensitive und widerstandsleitfähige Folie verwendet, die mit einer Trägerschicht auf die elektrische Leiterbahnen aufgebracht wird und mittels doppelseitiger Klebeschicht miteinander verbunden werden. Die Angebote der Firma Interlink zu Foliendrucksensoren beschränken sich jedoch auf eine drucksensitive Folie die ihre Widerstandsleitfähigkeit bei Beaufschlagung von Drücken, bzw. Gewichten verändert.

Neben den bereits beschriebenen Foliendrucksensoren kommen weitere Typen von drucksensiblen Sensoren in Frage. Dies sind z.B. Luft- bzw. Gasdrucksensoren oder piezoelektrische Sensoren.

Luft- bzw. Gasdrucksensoren können verwendet werden in Kombination mit einem Luftkissen. Dieses Luftkissen kann als Manschette ausgeführt sein und vergleichbar zu heute erhältlichen Blut- druckmesssystemen auf der Basis der Riva Rocci Methode ausgeführt sein . Vorteilhafterweise ist jedoch das Luftkissen klein mit bspw. einem Durchmesser von 1 -2 cm, jedoch sind größere und kleinere Ausführungen möglich. Die Bewegung des Gewebes aufgrund der pulsierenden Druckwelle verformt das Luftkissen, was wiederum zu einer Druckänderung im Rhythmus der pulsierenden Druckwelle führt. Nachteilig an der Verwendung eines Luftkissens sind die mechanische Dämpfung durch das Kissen und der technisch aufwendige Aufbau.

Piezoelektrische Sensoren bestehen aus einem keramischen Werkstoff, welcher unter Druckein- fluss eine zum Druck korrelierende Spannung auf der Oberfläche aufweist. Ein piezoelektrischer Sensor würde analog zu den beschriebenen Foliendrucksensoren verwendet werden. Da jedoch die piezoelektrischen Sensoren aus einem keramischen Werkstoff bestehen, sind diese nicht flexibel , wodurch ein Messsystem komplizierter im Aufbau wird, da die direkte Verwendung auf der Hautoberfläche keinen guten mechanischen Kontakt zu diesen Sensoren auf-weist. Zudem sind piezoelektrische Sensoren teurer als andere Sensortypen.

Alle heutigen handelsüblicher Drucksensoren taugen in ihrer Art und Leistung nicht direkt für eine Verwendung zur Messung des Herzpulses. Die Drucksensoren sind ungeeignet auf der Haut eines menschlichen oder tierischen Körpers den Herzpuls mobil und ohne Aufwand für den Nutzer zu messen . Des Weiteren weisen die heute handelsüblichen Drucksensoren keine Langzeitstabilität auf und verlieren daher schon nach kurzer Zeit (sogar innerhalb einer Messung) ihre Messgenauigkeit, wodurch eine Messung über einen längeren Zeitraum erschwert wird . Daher ist bei der Verwendung von heute handelsüblichen Sensoren eine Kalibrierung in regelmäßigen Abständen notwendig.

Eine Kalibrierung der herkömmlichen Sensoren kann erfolgen , indem der Sensor mit einem bekannten Druck belastet wird. Dies kann beispielsweise durch ein motorisiertes Armband erfolgen, welches durch definiertes Zusammenziehen einen bekannten Druck einstellt. Vorteilhaft ist insbesondere die Kalibrierung mit Hilfe eines Vibrationsmotors. Dieser kann, wie es dem Fachmann hinlänglich bekannt ist, durch eine geeignete elektrische Schaltung den Sensor mit einem definierten Druck beaufschlagen .

Ebenfalls ist die bautechnische Umgebung für den Einsatz von Drucksensoren für eine mobile Messung des Herzpulses ungeeignet. Dies gilt auch für die bestehenden Foliendrucksensoren.

Für eine erfindungsgemäße Vorrichtung werden kleiner dimensionierte und speziell auf die Anwendung zur Messung des Herzpulses abgestimmte Bauformen der Drucksensoren benötigt. Dabei lässt sich das Grundprinzip der vorstehend beschriebenen Foliendrucksensoren nutzen. Die genauen Anforderungen, Ausführungen und Anpassungen für die Messung des Pulses werden im Folgenden beschrieben.

Vorteilhafterweise müssen mindestens folgende Anforderungen an den Sensor erfüllt sein:

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

• Weiche Ausgestaltung des Sensors, um Verletzungen vorzubeugen. • Eine Form, die sich dem Körper anpasst, um eine möglichst große Bedeckung des Sensors zu erreichen.

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

• Der Sensor sollte eine gleichbleibende Qualität der Messung, möglichst ohne im Betrieb erforderliche Kalibrierung, vorweisen. Die Durchführung einer kontinuierlichen Messung über jedenfalls zwei Wochen mit dem Sensor sollte gewährleistet sein.

• Der Sensor sollte einen Messbereich haben, der den zu erwartenden Druckbereich abdeckt.

Dieser sollte mindestens von 20 kPa bis 1 MPa sein.

• Der Sensor sollte eine Druckauflösung von 2 kPa oder kleiner vorweisen.

• Der Sensor sollte eine zeitaufgelöste Messung mit einer Zeitauflösung von 1 ms oder kleiner vorweisen.

• Der Sensor sollte das Signal so wenig wie möglich dämpfen.

• Der Sensor sollte wette r- und feuchtigkeitsfest sein. Dies umfasst auch die Resistenz gegen Schweiß.

• Die Messwertermittlung muss mit geringem Energiebedarf möglich sein, um eine mobile Messung, insbesondere batteriebetrieben, zu ermöglichen

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

Heute erhältliche Drucksensoren können nicht alle oben genannten Anforderungen erfüllen. Die Foliendrucksensoren der Firma Interlink erfüllen zwar bereits einige, jedoch nicht alle Anforderungen. Die Foliendrucksensoren eignen sich als Ausgangspunkt für die mobile kontinuierliche Messung des Herzpulses, insbesondere da das Prinzip der Foliendrucksensoren einen minimalen Energieeinsatz erfordert. Allerdings erfüllen die bekannten Foliendrucksensoren die Anforderungen an den Messbereich und an die Druckauflösung nicht und vor allem auch nicht die an die gleichbleibende Qualität gestellten Anforderungen. Hier können auch einfache Modifikationen der bestehenden FSR Sensoren dieses Ziel nicht erreichen. Vor allem die Anforderung an den Messbereich stellt hierbei eine besondere Herausforderung dar. Der Messbereich muss verhältnismäßig groß sein und der Messwert schwankt schnell über große Bereiche des notwendigen Gesamtmessbereichs. Daher verwendet die erfindungsgemäße Anordnung in einer besonderen Ausgestaltung und mit Vorteil neue Typen an Sensoren, die im Folgenden vorgestellt werden sollen.

Vorteilhafterweise kann zur Messung des Herzpulses ein SRS Sensor (schaltbarer resistiver Sensor) verwendet werden. Diese Technologie ist in der DE 10 2016 007 964 AI beschrieben. Dieser Sensortyp verfügt über mehrere Messbereiche (mindestens zwei Messbereiche). Dies ermöglicht, einen großen Messbereich abzudecken. Ferner sind die einzelnen Messbereiche unabhängig voneinander, d.h. die Messung des Drucks ist gleichzeitig in verschiedenen Genauigkeiten möglich. Die Bauausführung dieses Sensortyps ist vergleichbar zu den bekannten Foliendrucksensoren. Auf einem Trägermaterial sind Leiterbahnen aufgebracht, welche ineinander verschlungen sind. Dabei existiert für jeden Messbereich eine Leiterbahn. Zudem existiert eine weitere Leiterbahn. Die Leiterbahnen sind mit einer flexiblen und leitfähigen Folie abgedeckt, welche durch ein Trennmaterial von den Leiterbahnen getrennt ist.

Im Vergleich zu anderen Sensortypen, wie bspw. der vorstehend beschriebenen Foliendrucksensoren oder piezoelektrischen Sensoren, kann ein großer Messbereich erfasst werden . Dies ist insbesondere vorteilhaft, da bei der Bewegung des Körpers das zeitlich veränderliche Signal der Druckwelle des Blutes in der Arterie aufgrund der Höhe des Sensors, also des Messpunkts, bspw. an den Extremitäten, zum sog. hydrostatischen Indifferenzpunkt, kurz HIP, variiert. Die Variation dieses Signals kann mehrere Ursachen haben. Neben der Bewegung des Körpers, können bspw. Temperaturänderungen oder die Einnahme von Medikamenten durch die Person, deren Puls zu messen ist, zur plötzlichen Änderung des Signals führen.

Da der Sensor in dieser Ausgestaltung das Signal der pulsierenden Druckwelle mit mehreren Messbereichen gleichzeitig erfasst, kann , ohne ein Umschalten der Ausleseelektronik, der beste Messbereich verwendet werden.

Ein weiterer für die Verwendung in der erfindungsgemäßen Vorrichtung vorteilhafter Sensor ist der VRS (variabler resistiver Sensor). Diese Technologie ist in der DE 1 0 201 6 007 964 A1 beschrieben. Hierbei handelt es sich um einen Sensor, dessen Messbereich durch elektrische Induzierung verändert werden kann.

Die Bauausführung dieses Sensortyps ist vergleichbar zu den bekannten Folien-drucksensoren. Drei Leiterbahnen sind auf einer Trägerschicht aufgebracht und ineinander verschlungen. Auf diese Leiterbahnen, getrennt durch ein nicht leitendes Abstandmaterial , ist ein elektrisch induzierbares Polymer aufgebracht, welches von der zu den Leiterbahnen gegenüberliegenden Fläche elektrisch kontaktiert ist. Die elektrische Induzierung des Polymers erfolgt zwischen einer Leiterbahn und dem gegenüberliegenden Kontakt. Der elektrische Widerstand zwischen den beiden anderen Leiterbahnen ist ein Maß für die Belastung des Sensors, bei der eingestellten Induzierung.

Somit ist auch mit diesem Sensortyp ein großer Messbereich abdeckbar. Bei der Verwendung dieses Sensortyps gibt es prinzipiell zwei Messverfahren. Zum einen kann ein fester Messbereich eingestellt werden, welcher nur bei Bedarf umgestellt wird . Die Druckwelle des Blutes in der Arterie wird dann direkt gemessen. Zum anderen kann die Druckwelle auch indirekt gemessen werden, indem die elektrische Induzierung zur Messbereichsauswahl verändert wird, bis sich ein vorgegebenes Signal ergibt. Der eigentliche Messwert ist hierbei die Einstellung der elektrischen Induzierung. Die direkte Messung ermöglicht eine schnellere Messwertgenerierung, wohingegen die indirekte Messung genauere Messwerte ermöglicht.

Die hier vorgestellten Sensoren basieren darauf, dass ein Polymer, welches widerstandsleitfähig ist, auf eine Anordnung von frei liegenden Leiterbahnen durch Krafteinwirkung gedrückt wird. Daher muss für die Anwendung sowohl die Anordnung der Leiterbahnen als auch die Eigenschaften des Polymers angepasst werden.

Bei dem SRS Sensor greifen mehrere Leiterbahnnetze ineinander. Dabei ist die Anzahl der Leit- bahnnetzte durch die Anzahl der Messbereiche gegeben und ist gegeben durch Anzahl der Messbereiche plus eins. Beim VRS werden nur zwei Leiterbahnnetze verwendet.

Die Anpassung eines Foliendrucksensors, insbesondere in einer Modifikation gemäß der SRS und VRS Typen, bedarf einer Anpassung der Leiterbahnnetze an die Messanforderungen. Diese Anpassungen sind Anpassung der Abstände der Leiterbahnen zueinander, der Breite der Leiterbahnen und der Flächenbedeckung der Leiterbahnen. Ferner kann durch gezielte Lackierung einzelner Bereiche der Fläche der Leiterbahnen eine Einstellung erfolgen.

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

Die Vorgehensweise der Einstellung der Leiterbahnen erfolgt somit, indem zunächst ein Sensor gefertigt wird, bei dem die Parameter des Abstandes, der Breite und der Flächenabdeckung der Leiterbahnen geschätzt werden, um im Weiteren optimiert werden zu können.

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

Ist ein optimaler Flächenanteil gefunden, wird bei der Fertigung der Sensoren mit Vorteil eine der nichtleitenden Polymerschicht entsprechende, die Flächengeometrie der als geeignet gefundenen nicht leitenden Polymerschicht aufweisende, nicht leitende Lackierung verwendet.

Der erfindungsgemäß zu verwendende Sensor ist insbesondere ein Sensor, der über die Verformung einer Polymerschicht mit elektrisch leitender Oberfläche einen elektrischen Widerstand ändert. Dazu liegt insbesondere das Polymer mit einer elektrische leitenden Oberfläche einer Leiterbahn quer zu einer Richtung der zu messenden Druckkraft gegenüber und wird z.B. über Abstandhalter oder dergleichen auf Abstand zu der Leiterbahn gehalten. Liegt eine Druckkraft an verformen sich die Abstandhalter und/oder das Polymer und verändert sich so der Kontaktbereich der elektrisch leitenden Oberfläche mit den/den Leiterbahnen und ergibt sich so eine Veränderung des elektrischen Widerstandes.

Die Einstellung bzw. die Optimierung des Polymers bedarf der genauen Erkenntnis der Umstände der Messung. Im Falle der Pulsmessung bedeutet dies, dass der Sensor auf der Haut verwendet wird und dass Kräfte im Bereich von einem bis 10 Newton auftreten. Zudem soll eine hohe Datenerfassungsrate von mindestens 10OO Werten pro Sekunde möglich sein. Die Anforderung, dass die Messung auf der Haut möglich sein soll , bedeutet, dass eine Messung auf einer nicht ebenen Oberfläche möglich sein muss. Dies führt dazu, dass ein flexibles Polymer verwendet werden muss. Vorteilhafterweise kann hierzu Silikon verwendet werden.

Die Anforderungen des Messbereichs und der hohen Datenerfassungsrate führen dazu, dass das Polymer eine gewisse Gegenkraft ausüben muss, damit das Polymer sich schnell bewegen kann, um auf eine Kraftänderung zu reagieren und so eine ausreichend hohe Messrate zu ermöglichen.

Dies wird auf zweierlei Art ermöglicht. Zum einen kann die Shore-Härte des Materials, z. B. eines Silikons, angepasst werden, zum anderen kann die Bauform geeignet gewählt werden, um die geforderte Gegenkraft zu ermöglichen.

Die Gegenkraft sollte mit Vorteil so gewählt werden, dass der Sensor genügend schnell auf eine Druckänderung durch die variable Druckwelle ausgehend vom Herzpuls in den Arterien reagieren kann, also eine zeitliche Abbildung insbesondere mit einem Fehler kleiner 1 0%, insbesondere bezogen auf die Dauer einer Pulswelle und/oder insbesondere von weniger als 2ms, insbesondere von 1 ms oder weniger, und/oder einem Fehler in der Amplitude kleiner 1 0%, insbesondere der maximal messbaren Amplitude und/oder der durch die Pulswelle maximal bewirkten Amplitude, ermöglicht wird. Für die Vermessung der pulsierenden Druckwelle in den Arterien hat sich ein Material für in dem Sensor vorgesehene Abstandhalter, für das funktionale Polymer, für die Bauform und/oder die Kugelkappe mit einer Shore A-Härte, insbesondere nach ASTM D2240 (201 5-08) und insbesondere bei einer Prüfzeit von 1 Sekunde, zwischen 85 und 98, insbesondere bei Anordnung auf Leiterbahnen und/oder zur elektrischen Verbindung von Leiterbahnen zwischen 90 und 98, insbesondere zwischen 92 und 97, insbesondere zwischen 94 und 96, insbesondere von 95 und /od er bei Anordnung zwischen leitfähigen Schichten und/der Leiterbahnen (insbesondere wie weiter unten als alternative Ausführung der Druc ksensoreinheit beschreiben) zwischen 85 und 95 , insbesondere zwischen 88 und 92, insbesondere von 90 und/oder bei einer Größe des funktionalen Polymers, insbesondere im Querschnitt parallel zu der flächigen Erstreckung der Leiterbahnen und/oder leitenden Schichten, zwischen von 1 cm x 1 cm und 2 cm x 2cm und/oder eine Höhe zwischen 0,5 und 3 mm, insbesondere zwischen 1 und 2 mm und/oder einer Gesamtfläche der Abstandhalter, insbesondere im Querschnitt parallel zu der flächigen Erstreckung der Leiterbahnen und/oder leitenden Schichten, zwischen 3 und 5 mm ² und/oder eine Anzahl von 3 bis 4 Füßen und/oder 1 bis 2 als Ringe ausgeführten Füßen bewährt.

Die Gegenkraft sollte dabei insbesondere so gewählt werden, dass die maximal zu erwartenden menschlichen Vitaldaten abgebildet werden können . Die von der Sensoreinheit zu erbringende Gegenkraft kann wie folgt abgeschätzt werden: Minimaler Wert für die Diastole eines lebenden Menschen ist im Bereich von 25 mmHg, der maximale Wert für die Systole ist im Bereich von 300 mmHg und der maximale Herzpuls ist im Bereich von 250 bpm (Schlägen pro Minute). Ein Sensor, der dies abbilden kann muss eine Druckänderung von mindestens (300 mmHg - 25 mmHg) * 2 * 250 bpm / 60 s/min ~ = 2292 mmHg/s durchlaufen können, hierbei ist der Faktor 2 gegeben, dadurch, dass die Druckerhöhung und -absenkung berücksichtigt wird. Insbesondere weist das funktionale Polymer eine Bauform auf, die eine Form einer Kugelkappe oder eines Kugelsegments aufweist, wobei die Kugelkappe oder das Segment insbesondere einen m aximalen Durchmesser zwischen 2 und 9 mm , insbesondere zwischen 4 und 6 mm und/oder eine Höhe zwischen 0,5 und 3 mm, insbesondere zwischen 1 und 2 mm aufweist und insbesondere eine Kappe oder ein Segment einer Kugel mit einem Durchmesser zwischen 8 und 30 mm ist. Insbesondere weist die Kugelkappe und/oder das Segment eine Beschichtung aus leitfähigem Polymer aufweist. Insbesondere sind funktionales Polymer der Bauform und/oder Kugelkappe aus Silikon oder einem anderen gummiartigen Polymer. Insbesondere sind seitlich neben der Kugelkappe und/oder dem Segment Abstandhalter, z. B. in Form von Füßen, angeordnet.

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

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

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

Es können auch die Eigenschaften in Bezug auf Härte oder Formgebung, getrennt voneinander eingestellt werden. Hierzu wird eine Bauform in Form eines Formteils, das die geforderte Gegenkraft erfüllen kann, mit einer im Vergleich höheren Shore-Härte hergestellt. Die Formgebung des Polymers wird so ausgeführt, dass beim Auflegen auf die Leiterbahnen kein Kontakt zwischen Polymer und Leiterbahnen besteht, wobei der Abstand zwischen Leiterbahnen und Polymer möglichst gering sein sollte. Daher muss das Polymerformteil in seiner Formgebung über Abstandsvorrichtungen verfügen, welche außerhalb der Leiterbahnen das Trägermaterial berühren. Dieses Formteil ist größer als die Fläche der Leiterbahnnetze. In diesem Formteil ist am Ort, welcher bei der Benutzung in Kontakt mit den Leiterbahnen kommt, eine Fläche, auf die ein Polymer mit einer anderen, im Vergleich niedrigeren Shore- Härte aufgebracht werden kann, z. B. ein anderes Silikon . Dieses aufgebrachte Polymer, z.B. Silikon, wird hier„funktionales Polymer" genannt. Neben Silikon eignen sich alle Polymere, die landläufig als Gummi bezeichnet werden, wenn sie die im Folgenden genannten mechanischen Eigenschaften erfüllen.

Darüber hinaus kann das funktionale Polymer auch mit einer ortsabhängigen variablen Shore- Härte ausgeführt werden. Dies erfolgt, indem das funktionale Polymer z. B. schichtweise aufgetragen wird und von Schicht zu Schicht z. B. eine andere Materialzusammensetzung verwendet wird, um eine abweichende Shore-Härte zu erhalten. Eine andere Möglichkeit der variablen Shore-Härte ist die Verwendung von speziellen UV-härtbaren Polymeren. Diese Polymere verändern ihre Shore-Härte, wenn sie mit UV-Licht belichtet werden. Je nach Belichtungszeit kann eine Shore-Härte aus einem Härtebereich gezielt eingestellt werden. So können z.B. auch konzentrisch veränderliche Shore-Härten eingestellt werden, indem entweder Masken verwendet werden oder UV- Laserlicht entsprechend geführt wird. In der Verwendung müssen derartige auf UV-veränderlichen Polymeren basierende Sensoren so gebaut sein, dass bei dem fertigen Sensor kein Licht an das Polymer gelangen kann, damit die Shore- Härte erhalten bleibt.

Die Form des funktionalen Polymers stellt eine weitere Einsteilgröße dar. Die Aufgabe des funktionalen Polymers ist es, bei Krafteinwirkung sich an die Leiterbahnen zu schmiegen und je nach Kraft die Kontaktfläche zu vergrößern. Grob hat sich eine Halbkugelform als Ausgangsform bewährt. Die Abflachung nach außen und die Gestaltung der zentralen Stelle sind Einstellungsparameter.

Auf das funktionale Polymer wird eine widerstandsleitfähige Schicht, z.B. eine Schicht von wi- derstandsleitfähigem Polymer, aufgebracht, sofern die verwendeten Polymere nicht bereits leitfähig sind.

Ein solches widerstandsleitfähiges Polymer ist z.B. als Farbe erhältlich und kann über den Zusatz von anderen Polymerfarben in seiner Leitfähigkeit eingestellt werden.

Diese Möglichkeiten der Einstellungen des Polymers sind von wesentlicher Bedeutung, um die mechanischen Eigenschaften des Sensors und damit die elektrischen Eigenschaften gleichbleibend und in einwandfreier Qualität sicherzustellen.

Damit ergeben sich die Bedeutungen bzw. die Aufgaben der einzelnen Polymere. Das Polymer des Formteils hat die Aufgabe zum einen den Sensor bei Nichtbelastung in einen definierten Ausgangszustand zu führen, zum anderen wird ein definierter Gegendruck aufgebaut. Dieser Gegendruck ist notwendig um mechanisches Zittern zu unterdrücken, welches zu einem Verrauschen der Messwerte führen würde. Das funktionale Polymer hat die Aufgabe die Kontaktfläche des widerstandsunfähigen Polymers zu den Leiterbahnen zu kontrollieren. Das funktionale Polymer zeichnet sich dadurch aus, dass es zum einen eine sehr schnelle mechanische Rückstellfähigkeit hat. D.h. die Dehnungs- und die Entlastungsbewegung müssen in ihrer Geschwindigkeit der pulsierenden Druckwelle folgen können. Zum anderen zeichnet sich das funktionale Polymer dadurch aus, dass es je nach mechanischer Belastung sich mehr oder weniger an die Leiterbahnen anschmiegt. Dabei müssen die mechanischen Eigenschaften des funktionalen Polymeres auch so eingestellt sein, dass sich kein bleibender Abdruck der Leiterbahnen im Polymer bilden kann, auch nicht bei häufiger Belastung des Sensors bis in den maximalen Druckbereich. Das widerstandleitfähige Polymer stellt den Kontakt zwischen den einzelnen Leiterbahnnetzen her. Dabei hat das Polymer eigentlich keinen guten Kontakt zu einer Leiterbahn. Dies ist dadurch gegeben, dass die Mikrostruktur der Oberfläche des Polymers sehr uneben ist. Kommt das Polymer in Kontakt mit einer Leiterbahn, sind zunächst nur wenige mikrostrukturelle Erhebungen in leitendem Kontakt mit der Leiterbahn, und es liegt ein hoher elektrischer Widerstand zwischen Poly- mer und Leiterbahn vor. Wird der Anpressdruck erhöht, verformt sich die Mikrostruktur und die wirkliche Kontaktfläche steigt durch das Niederdrücken mikrostruktureller Erhebungen. Dadurch verbessert sich der elektrische Kontakt, und es liegt ein reduzierter elektrischer Widerstand zwischen Leiterbahn und Polymer vor. Bei Druckentlastung entlasten sich auch die niedergedrückten mikrostrukturellen Erhebungen und die Ausgangsform bildet sich zurück.

Ein möglicher Aufbau eines so gefertigten Sensors gestaltet sich im Prinzip, wie folgt:

Das Formteil besteht aus einem Polymer mit einer im Vergleich zum funktionalen Polymer gleichen oder höheren Shore-Härte. Dabei werden Abstandhalter, z.B. Füße, dies können z.B. einzelne Erhebungen oder konzentrische Strukturen sein, in ihrer Form und Lage zum funktionalen Polymer so angepasst, dass die geforderte Gegenkraft des Sensors erreicht wird. Im Zentrum des funktionalen Polymers kann eine über die Form des funktionalen Polymers hinausragende Erhebung eingefügt werden. Diese kann eine andere Shore-Härte oder auch die gleiche Shore-Härte aufweisen, wie das funktionale Polymer. Auf das funktionale Polymer wird je nachdem, ob das funktionale Polymer wider- standleitfähig ist oder nicht, ein weiteres widerstandsunfähiges Polymer aufgebracht. Die Größe des funktionalen Polymers hängt von der Fläche der Leiterbahnnetzwerke ab.

Für die Messung des Herzpulses nutzt die erfindungsgemäße Vorrichtung mit den mindestens einen Drucksensor den mit der Pulsdruckwelle des vom Herzen gepumpten arteriellen Bluts ankommenden Druck in seiner Druckausbreitungsrichtung zur Oberfläche der Haut (Siehe Fig. 1 Buchstabe N) an einer von Gewebe nur in einer geringen Stärke überlagerten Stelle oberhalb einer Arterie, hier bspw. an der Arteria radialis.

Der pulsierende Druck ausgehend von der Arterienwand (Siehe Fig. 1 Buchstabe E) pflanzt sich fort über das Gewebe (Siehe Fig. 1 Buchstabe C) bis hin zu Oberfläche der Haut. (Siehe Fig. 1 Buchstabe 0). Dort kann der pulsierende Druck/ Pulsdruck, jedoch bereits gedämpft durch das Gewebe, mittels sensorischer- und Recheneinheit registriert (Siehe Fig. 1 Buchstabe K und H) werden.

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

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

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

Der registrierfähige Druckpuls wird bei der Pulsmessung mit der erfindungsgemäßen Vorrichtung durch den wenigstens einen Drucksensor als Ursache zur Messung des Herzpulses direkt genutzt. Der pulsierende Druckpuls verformt die Arterie, Fig.1 Buchstabe E, beständig im Takt des schlagenden Herzens (Fig. 1 Buchstabe G). Auf dem Weg hin zur Peripherie wird der Druckpuls durch Verzweigungen, durch den Zustand der Gefäße sowie durch die äußere und innere Belastung verändert. Ein Drucksensor, wie oben bereits beschrieben, wird für die Messung auf die Haut, Fig. 1 Buchstabe K und 0, gelegt. Um einen gleichmäßigen Gegendruck zu erzielen, kann ein Armband, Fig. 1 Buchstabe I, z.B. ein als handelsübliches Produkt erhältliches Armband, als Hilfe um das Handgelenk gelegt und genutzt werden. Somit kann ein gleichmäßiger Druck, Fig. 1 Buchstabe J, auf die Arteria radialis ausgeübt werden.

Der von der Arteria radialis ausgehende Druck, der auf die Oberfläche der Haut übertragen wird, kann bereits mit einem einfachen Messaufbau eines Drucksensors zwischen z.B. einem Armband und Oberfläche der Haut registriert werden. Der dynamische Druckpuls des tatsächlichen Auswurfs des Herzens, kann so z.B. mit Hilfe einer Auswerte- und Bildeinheit, an die die Messwerte des wenigstens einen Drucksensors übertragen und im Hinblick auf den Herzpuls ausgewertet werden, für jedermann sichtbar gemacht werden. Für Erkrankte, die invasiv an einen Monitor, bspw. auf der Intensivstation, angeschlossen sind, ist diese Erfindung von hohem Wert.

Die mit dem wenigstens einen Drucksensor erhaltenen Druckmesswerte sind jedoch stark vom die Arterie bis zur Haut umgebenden Gewebe beeinflusst. Bei Menschen mit erhöhtem Fettgehalt bzw. massiger Ausprägung wirkt z.B. das Gewebe am Handgelenk stark dämpfend für eine Messung des Herzpulses an dieser Stelle. Eine günstige Stelle für eine mittels Drucksensoren durchgeführte Pulsmessung liegt auch am oberen Fußrücken, da hier meist wenig Fett eingelagert wird und der Unterbau sich statisch vergleichsweise stabil verhält. Messstellen wie bspw. an der Arteria Dorsalis pedis, an der Arteria tibialis anterior, Arteria tibialis posterior, sowie an der ersten dorsalen Metatarsalarterie oder an der tiefen Plantararterie, der gebogenen Fußarterie (Metatarsalarterie), eignen sich zur Messung am Fußrücken. Im Bereich oberhalb des Fußgelenks ändert die gesamte Menge des einströmenden Blutstroms den Durchmesser der unteren Extremität. Mit einer Messung des veränderlichen Durchmesser oder des auf der beaufschlagten Messfläche anliegenden, veränderlichen Drucks ist auch hier der Herzpuls zu detektieren. Eingeschränkt ist die Möglichkeit der Messung des Herzpulses mit einem wie vorstehend beschrieben am Fuß angeordneten Drucksensor bei Menschen mit das dortige Gewebe beeinträchtigenden Erkrankungen, bspw. bei starken Wasserablagerungen in den Beinen und speziell in den Füßen.

Um den Herzpuls eindeutig zu messen, bedarf es eines definierten Gegendrucks von außen (Siehe Fig. 1 Buchstabe J). Definiert bedeutet im Fall der Erfindung einen beliebigen Druck von außen, übertragen auf die gemessen Arterie, bspw. mittels Armband. Dieser Gegendruck muss während der Messung möglichst konstant gehalten werden, da jede Veränderung ein falsches Signal erzeugt. Die im weiteren vorgestellten Logiken berücksichtigen, dass dieser Idealfall nicht immer realisiert werden kann, sodass leichte und nicht ruckartige Variationen des Gegendrucks herausgerechnet werden können. Der benötigte Gegendruck kann bspw. von der Person, bei der der Puls bestimmt werden soll selbst, z.B. mittels eines Fingers (Siehe Fig. 1 Buchstabe J) der freien Hand, erzeugt werden. Wird z.B. ein in einem Armband integrierter Drucksensor für die Messung des Herzpulses an der Arteria radialis verwendet, kann vorzugsweise an dem Armband eine gesonderte und für den Nutzer klar definierte Oberfläche geschaffen werden. Diese Oberfläche befindet sich dabei oberhalb der druckempfindlichen Sensorik. Direkt unterhalb der Sensorik befindet sich die Arteria radialis. Für eine manuelle Pulsmessung muss der Nutzer bei einer solchen Ausgestaltung bspw. einen Finger auf die gesondert geschaffene Oberfläche des Armbandes führen. Eine sanft und stetig steigende Druckerhöhung auf das Armband, entstehend durch den aufbauenden Druck des Fingers auf die markierte Fl äche, wird mit z.B. mindestens 1 000 Messungen pro Sekunde durch das System registriert und gespeichert. Der Nutzer spürt beim sanften Drücken auf die Arteria radialis ein stärker wahrnehmbares Pulsieren, welches auch vom Sensor registriert wird. Der Nutzer stoppt dann die Druckerhöhung und hält den Druck.

Die Erfindung sieht alternativ auch die Möglichkeit vor, den Gegendruck mittels eines Aktors zu erzeugen. Der Vorteil besteht in der gleichmäßigen Steigerung des einwirkenden Gegendrucks auf die Arterie. Der Vorteil des Einsatzes eines Aktors besteht in dem rechtzeitigen Abbrechen der Messung, bzw. des Gegendrucks auf die Arterie, bevor der Gegendruck die Arterie abquetscht. Auch kann mit einem den Gegendruck erzeugenden Aktor die Messung des Herzpulses automatisch, beispielsweise während der Nacht, und zudem auch sanft erfolgen . Der Aktor kann bspw. elektrisch, pneumatisch, hydraulisch oder auch manuell durch Muskelkontraktionen die Aufgabe zur Erzeugung des Gegendrucks lösen. Ein Erzeugen eines Gegendrucks durch Muskelkraft im Sinne des vorstehenden kann z. B. erfolgen, indem ein Band mit Sensor fest um die zu messende Stelle gewickelt wird, beispielsweise oberhalb am Handgelenk. Ballt der Nutzer die Hand zur Faust erhöht sich der Druck auf den Sensor und wird so der Gegendruck aufgebracht. Auch die Kombination aller Lösungen miteinander und gegeneinander lässt die Anwendung zu. Nach Anbringen bzw. Einschalten des erfindungsgemäßen Messgeräts wird hier zunächst von dem Aktor / den Aktoren ein Druck aufgebaut, bis an dem wenigstens einen Drucksensor ein Signal zu erkennen ist. Danach wird der Druck von dem Aktor / den Aktoren für die Zeit der Messung gehalten.

Der Aktor zur Erzeugung des Gegendrucks kann bspw. ein herkömmlicher und als oberflächenmontiertes Bauelement (surface mounted device, SMD) hergestellter elektrischer Vibrationsmotor sein.

Als Aktor kann auch ein Druckkissen und eine Pumpe zur Druckbeaufschlagung des Luftkissens umfassen, wobei das Druckkissen in einem Bereich des mindestens einen Drucksensors angeordnet ist, um diesen gegen eine Messstelle zu drücken und so den Gegendruck aufzubauen . Das Druckkissen kann pneumatisch oder hydraulisch mit Druck beaufschlagt werden. Die Pumpe kann eine manuell zu betätigenden Pumpe sein , insbesondere aber mit einem elektrischen Antrieb ausgestattet sein. Das Druckkissen kann, wenn es pneumatisch betätigt wird, auch als Luftsack bezeichnet werden. Mittels dieses Druckkissens kann der wenigstens eine Drucksensor auf die Haut über einer Arterie gedrückt werden. Der Druck eines Druckmediums, insbesondere eines Gases, in dem Druckkissen kann im Be- trieb insbesondere zwischen 50 und 300 mmHg (entspricht zwischen ca. 6 kPa und ca. 40 kPa) eingestellt werden und wird durch die Pumpe aufgebaut.

Bei der Verwendung eines Druckkissens mit Pumpe als Aktor kann eine Messstelle, bzw. an einer Extremität, durch eine, insbesondere nicht elastische, Umschließungsvorrichtung, beispielsweise durch ein Band, umschlossen und kann zwischen dem Band und der Haut oder am Inneren des Bandes das Druckkissen zwischen dem wenigstens einen Drucksen und der Umschließungsvorrichtung angeordnet werden. Das Druckkissen wird zur Erzeugung des Anpressdrucks mit Druck beaufschlagt, z. B. durch Einpumpen von Gas, insbesondere Luft. Das Druckkissen ist dabei insbesondere nicht als die Messstelle insgesamt umgreifende Manschette ausgelegt, sondern als ein den wenigstens einen Drucksensor überdeckendes, nur in diesem Bereich wirksames Element.

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

Aber auch jegliche andere geeignete Aktoren können für den Aufbau des erforderlichen Gegendrucks eingesetzt werden . Wird insbesondere ein motorisch betriebener Aktor verwendet, so hat dies jedoch zum Nachteil, dass für diesen elektrische Energie verbraucht wird. Dies muss bei der Auslegung der jeweiligen Anwendung mit eingerechnet werden.

Der Sensor zur Messung des Pulses kann auch in heute erhältliche Bekleidungsstücke einfach integriert werden, da bereits einige Bekleidungsstücke über geeignete Aktoren verfügen. Derzeit werden manuell und Aktor gesteuerte Schließsysteme, bspw. in Schuhen oder in Manschetten hergestellt. So gibt es entsprechende Produkte von Boa Technology. Auch Marktführer wie Nike (HyperAdapt 1 .0), Puma (Ignite Diso), Reebok mit der„The Pump Technologie", oder das französische Unternehmen Di gitsole (Smartshoe 002) , haben 201 6 Aktor gesteuerte Schließsysteme in einem Produkt verbaut.

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

Bis hierin wurde als beispielhafte Messposition die Messung an der Arteria radialis oberhalb des Handgelenks beschrieben . Jedoch eignet sich das hier dargestellte Messverfahren und eignet sich eine nach der Erfindung gebildete Vorrichtung auch für jede andere Stelle am Körper an dem die pulsierende Druckwelle in Erscheinung tritt. Besonders geeignet sind hier Stellen auf dem Fußrücken und am Fußgelenk, da hier zum einen die pulsierende Druckwelle gut in Erscheinung tritt auch bei Menschen mit erhöhtem Fettgewebe. Ein Anpresssystem kann dabei, wie bereits angeführt, in einem Schuh integriert sein. Die pulsierende Druckwelle ist auch gut messbar am Hals, an der Brust, im Nacken, an der Stirn oder am Finger. Anpresssysteme für diese Stellen sind analog zu den bereits beschriebenen Systemen für das Handgelenk aufgebaut. Das Messsystem besteht im einfachsten Falle aus einem Sensor und einer Ausleseelektronik. Dieses Messsystem muss auf den Körper gepresst werden mit einer nahezu gleichmäßigen Kraft. Viele Kleidungsstücke schmiegen sich bereits an den Körper, als Beispiel seien genannt Schuhe, Socken, Strümpfe, Stirnbänder, Mützen, Hüte, Handschuhe, Schals, Halsbänder, Uhren, Ringe und Hosenbund. Diese Kleidungsstücke können als einfache Aktoren dienen. Dies wird bewerkstelligt, indem das Messsystem als Aufsatz z.B. als Clip ausgeführt wird. Dieser Clip kann über die entsprechende Kleidung an einer geeigneten Stelle an der der Puls spürbar ist gezogen werden; die Kleidung sorgt für einen Anpressdruck.

Darüber hinaus kann das Messsystem auch in medizinische bzw. therapeutische Produkte, wie z. B. Verband, Binde oder Pflaster, integriert sein oder auch als Clip angebracht werden .

Um auch aus der Bewegung heraus den zeitlichen Verlauf der Pulswelle innerhalb eines Pulses und über mehrere Pulse hinweg zu bestimmen, ist es von besonderem Vorteil , wenn die Höhe zum HIP bekannt ist. Aufgrund von Höhenänderungen bspw. des Arms kommt es nämlich zur Veränderung des lokalen Blutdrucks. Um eine optimale Messung des Pulses zu ermöglichen, ist es vorteilhaft die aktuelle Höhe des Messpunktes, an dem Drucksensor / die Drucksensoren für die Herzpulsmessung angeordnet sind, gegenüber dem H IP zu erkennen . Die Änderung des Signals der Druckwelle ist linear mit der Höhe, und der Zusammenhang kann empirisch ermittelt werden , beispielsweise über mehrere Messungen in verschiedenen Höhen, genauere Beschreibungen zu solchen Messungen können der Fachliteratur entnommen werden.

Die Höhe eines Körperteils bspw. eines Armes oder auch eines Fußes kann mit verschiedenen Technologien ermittelt werden. Mögliche bekannte Verfahren sind die Bestimmung der Entfernung zu einer Referenzfläche. Dies kann bspw. mit einem Ultraschallentfernungssensor oder mit einem Laser- entfernungssensor erfolgen. Diese Sensoren senden ein Signal aus (Schall bzw. Laserimpuls) , welches an einer festen, d.h. außerhalb des Körpers gelegenen, Referenzfläche reflektiert wird . Aus der Laufzeit des Signals zur Referenzfläche und zurück wird der Abstand bestimmt.

Es ergeben sich somit zwei technische Herausforderungen : Zum einen muss der Sensor stets auf die Referenzfläche gerichtet sein. Dies ist insbesondere bei einer Armbewegung, welche normalerweise nicht linear ist, nur schwer zu realisieren. Zum anderen muss eine geeignete Referenzfläche an einer bekannten Position vorhanden sein. Dies könnte der Erdboden sein, dieser ist jedoch nicht immer so beschaffen , dass ein Schallimpuls (z. B. Waldboden) bzw. ein Laserimpuls (nasser Boden, wodurch die Reflektion nicht zurück zum Sensor gerichtet erfolgt) ausreichend zum Sensor zurück reflektiert werden kann.

Aus diesen Gründen wird hier mit Vorteil die Verwendung eines Beschleunigungssensors vorgeschlagen. Die aktuelle Höhe z. B. des Arms kann bei der gleichzeitigen Verwendung eines Beschleunigungssensors ermittelt werden. Aus den Messwerten des Beschleunigungssensors kann mit Hilfe des sog. Velocity-Verlet- Algorithmus die Bewegung des Arms nachvollzogen werden und kann der aktuelle Ort des Arms bestimmt werden. Da jedoch kleinste Ungenauigkeiten, wie sie bei heutigen Beschleuni- gungssensoren auftreten, bei der Messung der Beschleunigung zu großen Abweichungen des ermittelten Ortes des Arms führen, muss die Bewegungsfolge in jedem Schritt genau beurteilt werden, um die richtige Position des Arms festzustellen. Die Vorgehensweise dafür ist, die gemessenen Beschleunigungsdaten im Vergleich zu den zu erwartenden Beschleunigungsdaten der Armbewegung zu setzten. Dazu werden bekannte Bewegungsmuster mit den aktuellen Beschleunigungsdaten verglichen. Wird eine Übereinstimmung erkannt, kann die Bewegung zur aktuellen Position ermittelt werden. Die Bewegungsmuster für jede zu erwartende Bewegung kann anhand der Aufzeichnung der beispielhaften Beschleunigungsdaten erfolgen. Bei diesen Daten werden nahezu linearen Abschnitte und deren Übergänge ausgemacht, diese Abfolge von nahezu linearen Abschnitten und deren Übergänge ist ein Bewegungsmuster.

Um den Herzpuls zweifelsfrei zu messen, ist der Pulsdruck, bspw. von der Arteria radialis ausgehend, zeitgleich mit dem Gegendruck ausgehend vom Finger des Nutzers oder von einem Aktor, vor- teilshafterweise mit mindestens 1000 Messungen pro Sekunde zu messen.

Mindestens 1 000 Messungen pro Sekunde sind für eine medizinische Betrachtung erforderlich, aber auch außerhalb einer medizinischen Analyse vorteilhaft. Die Messung des Herzpulses kann jedoch auch mit weniger als 1000 Messungen pro Sekunde gemessen werden.

Eine weiter vorteilhafte Ausgestaltung der Erfindung sieht den Einsatz eines eine konvex geformte Messoberfläche aufweisenden Formkörpers, Siehe Fig. 3 Buchstabe Q, als Trägerform der Druck- messsensorik vor. Das arterielle System befindet sich meist geschützt und gesichert im Inneren des Körpers. In den Extremitäten sind oft nur die Venen deutlich zu erkennen. Der arterielle Kreislauf ist im Gewebe tiefer liegend. Nur an wenigen Stellen des Körpers lassen sich Arterien, markant durch die pulsierende Welle ertasten. Um auch nicht sichtbar werdende Arterien vermessen zu können, kann ein eine konvex geformte Messoberfläche aufweisender Formkörper, Fig. 3 Buchstabe Q, Verwendung finden. Der Formkörper schmiegt sich mit seiner konvex geformten Messoberfläche fast passgenau in die konkaven Formen des Körpers wie bspw. an die Arteria radialis an. Setzt man den Formkörper mit seiner konvex geformten Messoberfläche an die konkave Form, die sich oberhalb de Arteria radialis und hin zur Oberfläche der Haut ausbildet, an, lässt sich die Pulswelle optimal registrieren und sind die so gewonnenen Daten für eine weitere Verarbeitung ideal geeignet. Gleiches gilt bspw. auch für einen entsprechenden Messpunkt am Fuß. Um einen gleichmäßigen Oberflächendruck auf die Arterie am Fuß oder dem Unterarm/Handgelenk zu erzeugen, ist es vorteilhaft, Schaumstoff bzw. schaumstoffartiges Material zwischen der flexiblen Sensoreinheit und dem Anpresskörper, bspw. einem eine konvex geformte Messoberfläche aufweisenden Formkörper, einzuarbeiten. Der Schaumstoff dient, ähnlich dem Gewebe oberhalb des Knochens der Fingerbeere, als verformbarer Körper. Der Schaumstoff bildet gleichermaßen eine künstliche Fingerbeere und erlaubt es den Sensor optimal anzupressen und nicht erwünschte Schwingungen zu reduzieren. Die funktionelle Shore-Härte des Schaumstoffs kann an die des Gewebes einer Fingerbeere angepasst werden. Um den die konvex geformte Messoberfläche aufweisenden Formkörper, welcher bspw. etwa die Größe einer halben Erbse aufweisen kann, richtig platzieren zu können, kann dieser auf einem verschiebbaren Gleiter auf einem Armband, bspw. nach Art eines Uhrenarmbandes, angeordnet sein oder auch auf einer Lasche. Dabei wird der Sensor an dem Gleiter bzw. der Lasche zur Hautoberfläche hin angebracht. Ein herkömmliches Uhrenarmband z. B. besitzt mindestens eine Lasche, Fig. 2 Buchstabe P, für das überstehende Lochband zur optimalen Einstellung des Halts der Uhr am Handgelenk. Ohne Lasche würde das ansonsten in die Lasche eingeschobene überstehende Lochband sich von der Form des Handgelenks abwenden und abstehen. Die Befestigung der Pulsmesseinheit kann also folgendermaßen erfolgen:

Die Pulsmesseinheit wird mit der Öffnung, Fig. 3 Buchstabe I, wie eine Lasche Laschen, siehe Fig. 2 Buchstabe P, auf das Armband geschoben. Die Befestigung der Pulsmesseinheit, in einer Baugröße von bspw. und ca. 1 0 x 20 x 8 mm, wird damit gewährleistet. Oberhalb des Armbandes können sich bspw. , siehe Fig. 3 Buchstabe H , eine Rechen- und Funkeinheit sowie die Energieversorgung befinden . Der die konvex geformte Messoberfläche aufweisende Formkörper mit der dazu gehörenden Drucksensorik befindet sich unterhalb des Armbandes (siehe Fig . 3 Buchstabe Q) . Die Pulsmesseinheit zuzüglich des Formkörpers kann in dieser Bauausführung als ein mit jedem bereits genutzten Armband kombinierbares Zubehörteil den Herzpuls messen .

Mit der Erfindung wird so also auch eine variable Nutzbarkeit der Pulsmesseinheit mit bereits vorhandenen Armbändern für z. B. Uhren , Schmuck oder Smartgeräte geschaffen. Die Laschenöffnung der Pulsmesseinheit kann so breit gefertigt werden, dass nicht nur der Formkörper mit der konvex geformten Messoberfläche auf dem Armband um das Handgelenk herum verschoben werden kann, sondern sich der Formkörper samt Pulsmesseinheit auch mit der Lasche, bzw. innerhalb der Lasche, zur Hand hin, oder von der Hand weg verschieben lässt.

So kann die die erfindungsgemäße Pulsmesseinheit in dieser Ausgestaltung, bspw. an der Oberfläche der Haut, einfach platziert werden und als mobile Lösung einer Pulsmessung dienen.

Zur Optimierung einer besseren Platzierung der erfindungsgemäßen Pulsmesseinheit, kann bspw. der Messwert auf ein mobiles Smartgerät (wie z. B. Smartphone, Tablet-PC oder dergleichen) übertragen werden.

Durch mehrere gekachelte Drucksensoren (siehe Fig. 1 Buchstabe K sowie auch Fig. 3 Buchstabe K) innerhalb des die konvex geformte Messoberfläche aufweisenden Formkörpers, lässt sich der optimale Standort zur Registrierung der physischen Pulswelle ermitteln. Eine Anzeige zur Handlungsanweisung, bspw. auf einem Smartgerät, kann die richtige Platzierung mittels auf einem Bildschirm dargestellter Pfeilrichtungen anzeigen und den Bediener bei der Platzierung der Pulsmesseinheit unterstützen . Die Informationen für diese Anweisung kann während der Ausführung der Logik zum Finden des am besten platzierten Sensors in einem Array erhoben werden, wie sie weiter unten beschrieben wird. Es ist jedoch auch mit einem einzigen Drucksensor und auch ohne Nutzung eines eine konvex geformte Messoberfläche aufweisenden Formkörpers möglich, den Herzpuls zu messen.

Vorteilhaft ist die Verwendung eines Formkörpers mit konvex geformter Messoberfläche auf dessen Messoberfläche mehrere Sensoren verteilt sind. Idealerweise decken diese Sensoren die gesamte der Messstelle zugewandte Messoberfläche des Formkörpers ab. Zur Messung des Herzpulses stehen nun also mehrere Sensoren zu Auswahl, welche wiederum über mehrere (z. B. zwei) Messbereiche verfügen können. Um den Sensor zu ermitteln, welcher optimal oberhalb der Arterie liegt, wird das Signal aller Sensoren untersucht. Dieses Signal verändert sich im Laufe eines Pulses. Dabei zeichnet sich der optimal liegende Sensor durch die höchste Amplitude aus. Der beste Messbereich wird anhand des maximalen Wertes bestimmt. Hierbei gilt je kleiner der Messbereich, umso genauer ist das Ergebnis.

Egal welche Variante für welche Anwendung genutzt wird, die Daten aus dem Drucksensor / den Drucksensoren werden mittels der Ausleseelektronik, bestehend aus Aufnahme-, Rechen-, Energie- und Übertragungseinheit, auf eine Auswerteeinheit und für eine Bild- oder Tonausgabe übertragen.

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

Vorteilhaft ist für die Konstruktion der Ausleseelektronik die Verwendung von elektronischen Bauelementen in SMD Bauform , um den Baukörper klein und an Gewicht gering zu halten . Eine ange- passte Energieversorgungseinheit für die jeweilige Anwendung löst die Aufgabe der Energieversorgung (siehe auch Fig . 3) .

Das System kann mit einem Akkumulator oder einer Batterie ausgestattet sein . Die benötigte Energie kann aber auch über die Energieversorgung eines Smartgeräts, bspw. einer Smartwatch oder eines Smartphones, oder auch innerhalb eines die Pulsmesseinheit enthaltenden Armbandes von einem Fitnesstracker erfolgen. So kann weiterhin die Messsensorik auch separat, z. B. in dem Formkör- per mit konvex geformter Messoberfläche, ausgebildet sein und auf externe Einheiten (Rechen-, Funk- und auch andere Einheiten), bspw. auf einem Smartgerät, zugreifen. Diese Teilung erbringt nicht nur Vorteile im Hinblick auf eine reduzierte Baugrößen sondern auch Vorteile im Hinblick auf die Energieversorgung, da die Smartgeräte bereits über eine vollständige Infrastruktur zur Bedienung und Auswertung verfügen, diese nicht in der Pulsmesseinrichtung vorgesehen werden muss.

Eine wie vorstehend beschriebene Kachelung bietet Vorteile in der Erkennung der optimalen Lage der Pulsmesseinheit sowie auch für Messwerte in Randbereichen, die belastbarere Aussagen zu Laufzeiten und Geschwindigkeiten der Pulswelle geben können. Hierzu sind mit Vorteile die Drucksensoren rundherum auf der konvex geformten Messoberfläche des Formkörpers angeordnet, sodass eine möglichst flächendenkende Anordnung ermöglicht wird. Mit einer flächendenkenden Anordnung lässt sich die Druckverlaufskurve der Pulswelle an mehreren Messorten auf der Fläche messen. Ein eine mit einer entsprechenden Anordnung von Drucksensoren bestückte konvexe Messoberfläche aufweisender Formkörper stellt eine vorteilhafte Form dar siehe Fig. 3 Buchstabe K als Schnitt dargestellt. Gleichzeitig sorgt das„Shuttern", vergleichbar zum Shuttern in der Fototechnik, von Datenermittlungen, mittels Überkreuzschaltungen von elektrischen Leiterbahnen, siehe hierzu Fig. 4, für ein schnelleres Auslesen der Drucksensoren. Die Kachelung von Sensoren, siehe hierzu Fig. 4, und die Überkreuzschaltungen von elektrischen Leiterbahnen sind also ein weiterer besonderer Aspekt der Erfindung und stellen eine eigenständige Lösung dar.

Die Messung des Herzpulses mit Drucksensoren kann nun in mehreren Schritten und wie folgt erfolgen:

1 ) Das Signal eines Drucksensors, bzw. das eines Messbereichs eines SRS-Sensors oder eines VRS-Sensors, ist seine Änderung im elektrischen Widerstand. Der Widerstand kann unter Verwendung eines Spannungsteilers in eine elektrische Spannung umgewandelt werden.

2) Diese Spannung wird nun mit einem elektronischen Differenzverstärker verstärkt. Es liegen nun zwei Signale vor. Ein erstes Signal ist ein Rohsignal, welches sich mit der Druckwelle ändert. Dieses Signal ist jedoch in seiner Amplitudenänderung zu schwach für eine direkte Verarbeitung. Als zweites wird ein zweites Signal mittels elektronischen Differenzverstärkers gewonnen, welches die Änderungen des ersten Signals aufzeigt (dies ist mathematisch die Ableitung des ersten Signals). Zusätzlich ist dieses zweite Signal verstärkt. Zeigt das verstärkte Signal eine zu geringe Amplitude kann die Verstärkung verändert werden. Die Verstärkung wird elektronisch so geregelt, dass ein maximaler Messwert bereich abgedeckt wird.

3) Die beiden Signale werden miteinander kombiniert. Dazu wird das Rohsignal mathematisch gefiltert und ergibt eine momentane Durchschnittshöhe für das Signal. Die Wahl der Filter hängt von der gewünschten Qualität und den Rechenfähigkeiten ab, einfachste Filter sind Low-Pass Filter und laufende Mittelwerte. Das verstärkte Signal wird bis zum aktuellen Zeitpunkt zeitlich integriert und zu dem gefilterten Signal addiert. Die Integration kann im einfachsten Falle durch Addition der Einzelwerte multipliziert mit dem zeitlichen Abstand der Werte erfolgen. Die numerischen Fehler der Integration werden mittels eines empirisch gefundenen Abschwächungsfaktors reduziert. Es ergibt sich eine Repräsentation des zeitlichen Verlaufs der Druckwelle in der Arterie.

4) Die Hochpunkte im Verlauf der Druckwelle werden ermittelt. Dabei wird nur der höchste Hochpunkt innerhalb eines Pulses ermittelt.

5) Der zeitliche Abstand zwischen zwei aufeinander folgenden höchsten Hochpunkten ist das RR Intervall. Die Anzahl der Herzpulse innerhalb einer Zeiteinheit ergibt ist aus dem Inver- sen des RR Intervalls (1 RR).

Um auch aus der körperlichen Bewegung heraus den zeitlichen Verlauf der Messwerte der pulsierenden Druckwelle innerhalb eines Pulses und über mehrere Pulse hinweg zu bestimmen, sollte mit Vorteil die aktuelle Höhe des wenigstens einen am Körper angebrachten Drucksensors bekannt sein. Der gemessene Druck z.B. im Arm ändert sich je nach Höhe. Die Änderung des Drucks im Arm aufgrund der Höhenänderung Ah ergibt sich, wie folgt:

ΔΡ = α Ah

Hierbei ist α ein empirischer Parameter, welcher bestimmt werden kann, indem mehrere Blutdruckmessungen in verschiedenen Armpositionen erfolgen. Werte können der aktuellen Fachliteratur entnommen werden. Ist die aktuelle Höhe des Arms bekannt und kann der Druck Pm im Arm gemessen werden, so kann daraus Vergleichswert Pz, welcher unabhängig von der Höhe ist, berechnet werden:

Pz = Pm - ΔΡ

Die Höhe des Arms kann mit den vorstehend bereits beschriebenen Technologien ermittelt werden, z. B. mit Entfernungssensoren, insbesondere aber unter Zuhilfenahme von Beschleunigungssensoren.

Schaltbare resistive Sensoren (SRS), welche zum Beispiel in der DE 10 201 6 007 964 A1 beschrieben werden, verfügen über mindestens zwei Messbereiche. Der Sensor an sich stellt einen elektrischen Widerstand dar, welcher durch Kraft bzw. Druck beauf schlagung seinen Widerstandswert ändert. Der SRS verfügt über solche Widerstände für jeden Messbereich. Der aktuelle elektrische Widerstand eines Messbereiches des Sensors kann im einfachsten Falle über die Verwendung des Sensors in einem Spannungsteiler erfolgen. Die Spannung, die über dem Sensor abfällt, ist das Ausgangsmesssignal. Das auf diese Art ermittelte Messsignal ist jedoch nicht genau genug, was die Druckauflösung angeht. Jedoch spiegelt dieses Messsignal den Grunddruck wieder.

Der Sensor kann auch auf eine zweite Art ausgelesen werden. Hierzu wird die Spannung, welche über dem Sensor abfällt welchselstromgekoppelt mit einem Differenzverstärker verstärkt. Vorteilhafterweise ist die Verstärkung einstellbar. Dieses Signal verändert sich bei kleinsten Änderungen der über dem Sensor abfallenden Spannung und somit bei kleinsten Änderungen der Druckbeaufschlagung. Jedoch ist das Signal aufgrund der Wechselstromkoppelung unabhängig von der eigentlichen Druckbeaufschlagung.

Die in diesem Beispiel beschriebenen technischen Maßnahmen zur Aufnahme der Messsignale können auch anders realisiert werden. Andere Beispiele zur Aufnahme des unverstärkten Signals sind z.B. die Verwendung einer Wheatstoneschen Messbrücke, der konstanten Strommethode zur Widerstandsbestimmung oder der Einbau des Sensors in einen Schwingkreis. Dem Fachmann sind viele Möglichkeiten bekannt diese Signale zu erfassen.

Die, durch diese elektronischen Aufbauten erzeugten Spannungen werden mit einem Mikrocon- troller mit Hilfe eines Analog-Digital-Wandlers quantifiziert. Die quantifizierten Signale können je nach Rechenleistung des verwendeten Mikrocontrollers entweder direkt ausgewertet werden oder an eine Auswerteeinheit übermittelt werden. Vorteilhafterweise wird die Übertragung von Ausgangsdaten bzw. berechneten Ergebnissen an eine Auswerteeinheit bzw. Darstellungseinheit durch Funk, z.B. mit dem Bluetooth Standard, durchgeführt. Wird ein SRS Sensor verwendet, so deckt bei diesem jeder Messbereich einen festen Druckbereich ab. Vorteilhafterweise überschneiden sich die Druckbereiche. Beim Umschalten sollte nicht ein fester Druckwert gewählt werden . Sondern es sollten zwei Druckwerte gewählt werden. Wird der Druck erhöht und wird der Druckwert zum Heraufschalten im a ktuellen Messbereich überschritten , wird in den nächsthöheren Messbereich umgeschaltet. Im höheren Messbereich ist nun der Druckwert zum Herunterschalten kleiner als der Druckwert im kleineren Messbereich zum Heraufschalten . Dies verhindert unnötiges Hin- und Herschalten aufgrund von Messwertrauschen, wenn der anliegende Druck im Bereich der Schaltgrenzen ist.

Die Messelektroni k liefert zwei Signale, welche dem Grunddruck (S _G (t)) bzw . der mathematisch zeitlichen Ableitung des Drucks {S _D '(t)) entsprechen.

Die Grundsignale werden zunächst durch eine vom Sensortyp abhängige Kalibrierung in die Sl- Einheiten N bzw . N/s überführt.

Die Zeiten der Änderungen der (elektronisch erfassten) Signale sind unterschiedlich . S _G (t) ändert sich nur allmählich bei einer Änderung des Aufdrucks oder bei einer generellen Änderung des Blutdrucks. 5 _D '(i)hingegen ändert sich kontinuierlich mit der pulsierenden Druckwelle und spiegelt so die Aktivitäten des Herzens wieder. Jedoch „vergisst" das Signal aufgrund der Elektronik Änderungen des Drucks mit längeren Zeiträumen und schwankt somit immer um einen Nullwert.

Mathematisch ergibt sich die aktuelle zum Zeitpunkt t folgende Näherung :

Hierbei ist t ₀ ein Zeitpun kt vor der eigentlichen Messung, bei der giltS _D '(fc) = 0 für alle Zeiten t < t ₀ .

Diese mathematische Näherung ist unter realen Bedingungen jedoch nicht ohne weitere Verbesserungen aufgrund verschiedenster Herausforderungen direkt verwendbar. Diese Herausforderungen sind unter anderem Messwertrauschen oder plötzliche Änderungen des Aufdrucks, vor allem bei der manuellen Messung . Daher werden im Folgenden mögliche Strategien zur Verbesserung der Mess- wertgenerierung aufgezeigt.

Das Signal S _D '(t) sollte sich nur für Änderungen des Drucks auf kleinen Zeitskalen ändern , um dies sicherzustellen wird zunächst ein laufender Mittelwert S^'(t) über das Signal S _D '(t) ermittelt.

Anschließend wird das In oximiert:

Hierbei ist n die Anzahl der Messwerte seit Begi nn der Messung und At(n) ist der zeitliche Abstand zwischen den Messwerten S _D '(n - 1) und S _D '(n) . Der Zeitpunkt t ist gegeben durch t = Σ Δ t(n) .

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

/( ~ (Sx (n) - s£'(n)) * dt(n)

(s _D '(n - &(n)) * At(n)

Hierbei gilt für den Abschwächungsfaktor a: 0 < a < 1.

Dieser Faktor schwächt den Einfluss von älteren Messwerten und bevorzugt neueste Werte. Damit wird verhindert, dass sich Berechnungsfehler und Messwertrauschen aufsummieren. Der Faktor muss an den verwendeten Sensortyp empirisch angepasst werden. Die Anpassung sollte so erfolgen, dass kein Abdriften der Welle vorliegt, jedoch führt ein zu kleiner Wert zur Reduktion der Amplitude und erschwert die folgende Berechnung.

Damit ergibt sich für den Messwert der pulsierenden Druckwelle P(t) :

Hierbei ist 1/ß die aktive Fläche des Sensors.

Wird ein Array von mehreren Sensoren verwendet, um die optimale Position über einer Arterie zu verwenden , werden zunächst alle Sensoren über einen Zeitraum von mehreren Herzpulsen ausgelesen. Dies kann je nach Fähigkeiten der Messelektronik zeitgleich oder nacheinander durchgeführt werden. Vorzuziehen ist ein zeitgleiches Auslesen. Der am besten positionierte Sensor zeichnet sich durch seine Position direkt über der Arterie aus. Daher ist an diesem Punkt die Amplitude von der pulsierenden Druckwelle maximal. Dieser Sensor wird für die weitere Messung verwendet. Bei einer kontinuierlichen Messung wird die Erkennung des am besten positionierten Sensors in zeitlich periodischen Abständen wiederholt. Vorteilhafterweise kann ein Beschleunigungssensor verwendet werden , um eine körperliche Bewegung der zu untersuchenden Person bzw. eines Tiers erkannt werden. Ist die Bewegung zu stark kann eine erneute Erkennung ausgelöst werden.

Der Herzpuls wird in der erfindungsgemäßen Vorrichtung bzw. in einer mit ihr verbundenen Auswerteinheit aus den Messwerten der pulsierenden Druckwelle bestimmt. Dazu wird die Messwertkurve auf markante Punkte hin untersucht. Dies können die Maxima in der Kurve sein. Der zeitliche Abstand zweier aufeinander folgende Maxima ist das RR-Intervall der Herzpuls in der Einheit Anzahl/Minute ergibt sich nach folgender Formel: 60s/RR in Sekunden.

Wenn eine Bestimmung der Höhe des Messpunktes mittels eines Beschleunigungssensors durchgeführt wird, so verwendet die erfindungsgemäße Anordnung folgende Logik, um aus den Rohdaten eines Beschleunigungssensors dreidimensionale Entfernungsdaten zu generieren.

Die Daten eines Beschleunigungssensors liegen als dreidimensionaler Vektor, im Folgenden A _s genannt, vor. Diese Daten werden in einem Zeitintervall t _s periodisch generiert. Bei aktuellen Beschleunigungssensoren liegt t _s in der Größenordnung von 1 ms. Es ist zu beachten, dass die Daten A _s im Ortssystem des Sensors vorliegen, die zu ermittelnden Größen jedoch im Ortssystem, in dem sich auch das Objekt befindet, zu bestimmen sind. Zusätzlich hat die Gravitation eine Auswirkung auf den Sensor, so dass eine durch die Gravitation hervorgerufene Beschleunigung A' _G auch in Ruhe gemessen wird. Der gemessene Wert des Beschleunigungssensors ergibt sich daher wie folgt:

M _E ^ _S A' _G + A B Hierbei ist M _E -.s die Matrix, welche die Rotation des Sensors zum Erdboden beschreibt und A _B ist die Beschleunigung, welche aufgrund der Bewegung entsteht. Ziel ist es also, A _B unabhängig von A' _G ZU ermitteln. Jedoch ist die Matrix M _{E >S} im Allgemeinen unbekannt.

Prinzipiell gibt es zwei Methoden, um M _E , _s zu bestimmen. Zum einen kann ein Gyroskop verwendet werden. Zum anderen können die gemessenen Beschleunigungsdaten im Vergleich zu den zu erwartenden Beschleunigungsdaten der Bewegung gesetzt werden. Dazu werden bekannte Bewegungsmuster und dafür ermittelte Beschleunigungsdaten und -muster mit den aktuellen Beschleunigungsdaten verglichen.

Die Verwendung eines Gyroskops ermöglicht eine einfache Berechnung von M _{E >s} . Heutige Gyroskope auf Basis von integrierten Schaltungen geben die Rotation im Vergleich zur Ausgangsposition wieder. Dem Fachmann ist bekannt, wie eine Rotation in die Form einer Rotationsmatrix überführt werden kann. Heutige Gyroskope auf Basis von integrierten Schaltungen haben jedoch den Nachteil , dass sie viel Strom verbrauchen und die erforderliche Genauigkeit nicht erreichen. Im Folgenden soll daher eine Lösung aufgezeigt werden, welche ohne Gyroskop auskommt.

Die Ermittlung von M _E , _s anhand von bekannten Bewegungsmustern geht davon aus, dass sich eine Bewegung wiederholt. Dabei muss die Bewegung nicht exakt gleich sein, jedoch der prinzipielle Bewegungsablauf muss bekannt sein. Ein Beispiel hierfür die Bewegung des Fußes beim Gehen. Der Ablauf stellt sich wie folgt dar: Zunächst befindet sich der Fuß am Boden, danach wird dieser in einer rollenden Bewegung vom Boden abgehoben, um danach in einer Vorwärtsbewegung eine Schrittlänge nach vorn bewegt zu werden. Gleichzeitig dreht sich der Fuß, damit dieser beim erneuten Absetzten abgerollt werden kann. Die einzelnen Phasen sind beim Gehen immer vorhanden, jedoch können die zeitlichen Längen der einzelnen Phasen variieren und die dabei auftauchenden Längen-, Höhen- und Drehbewegungen können unterschiedlich ausfallen.

Sind diese einzelnen Phasen der Bewegung bekannt, kann anhand von markanten bzw. typischen Änderungen in dem zeitlichen Verlauf der Beschleunigungsdaten A _s die aktuelle Bewegungsphase ermittelt werden. Für das Beispiel des Gehens bedeutet dies, dass wenn der Fuß am Boden ist, keine zusätzliche Beschleunigung neben der Erdbeschleunigung vorhanden ist und die Beschleunigungsdaten von Zeitschritt zu Zeitschritt gleich bleiben. Anhand von derlei gearteten logischen Zusammenhängen, die bei der Bewegung auftreten, kann die Bewegungsphase erkannt werden.

Vorteilhafterweise kann auch die Kombination mit anderen Sensoren verwendet werden. Hier seien bspw. die Sensorik zur Messung der Kraftverteilung an der Fußsohle der Firma NWTN-BERLIN GmbH genannt. Diese erkennt die Belastungen am Fuß und die Verteilung der Kräfte. Dabei ergeben sich in jeder Bewegungsphase typische Verteilungen der Kräfte. Wenn der Fuß in Ruhe ist, wird die Belastung auf drei Punkte (vorderer Fußballen und Ferse) im Fuß verteilt.

Da auch bekannt ist, wie die Gravitation in jeder Bewegungsphase im Ortssystem des Sensor gerichtet ist, ergibt sich aus der Kenntnis der Bewegungsphase M _E ^ _S . Wenn die Rotation des Sensors zur Erde durch die Rotationsmatrix M _E ^ _S bekannt ist, ergibt sich die Beschleunigung, welche sich aufgrund der Bewegung ergibt, wie folgt:

Äß = Ä _s ' - M _E , _S A ' _G (im Ortssystem des Sensors)

bzw. :

A' _B = M _s , _E A _B = M _s . _E A _S - A' _G (im Ortssystem der Erde)

Hierbei ist M _S _^ _E die inverse Rotationsmatrix zurM _£ , ₅ .

Die Geschwindigkeit und der Ort ergeben sich aus der zeitlichen Integration der Werte A' _B mit dem Velocity- Verlet- Algorithmus. Vorteilhaft ist die Verwendung folgender Variante:

P'B(0 = P's it ^~ is) + V' _B (t - t _s ) * t _s + ~ * A' _B (t) * tf

V' _B (t) = V' _B (t - t _s ) + - ₂ (Ä' _B (t - t _s ) + A' _B (t)) * t _s

Der aktuelle Ort P' _B (t) ergi bt sich aus dem Ort P' _B (t— t _s ) , welcher sich im vorherigen Zeitschritt ergeben hat, der Geschwindigkeit V' _B (t— t _s ) , welche sich im vorherigen Zeitschritt ergeben hat, und der aktuellen Beschleunigung A' _B (t) . Die aktuelle Geschwindig keit V' _B {t) ergibt sich aus V' _B (t - t _s ) , der Beschleunigung A' _B (t— t _s ), welche sich im vorherigen Zeitschritt ergeben hat, und A' _B (t) .

Die Anfangswerte Ä' _B (0), V' _B (0), P' _B (0 werden auf Nul l gesetzt.

Aufgrund von Ungenauigkeiten heutiger Beschleunigungssensoren können die berechneten Ortsdaten weit von der wirklichen Bewegung abweichen. Die Abweichung der Bewegung kann reduziert werden , wenn die prinzipielle Bewegung bekannt ist. Wird in der Bewegung eine bekannte Bewegungsform erkannt, werden die Daten Ä' _B t), V' _B {t), P' _B {t) auf die zu erwartenden Werte gesetzt, sodass im nächsten Zeitschritt wieder genaue Ausgangsbedingungen vorliegen. Für das Beispiel des Gehens bedeutet dies, dass, wenn der Fuß am Boden ist, der Fuß eine Geschwindigkeit und eine Beschleunigung von Null hat. Des Weiteren bleibt der Ort erhalten .

Figur 1 ist eine Veranschaulichung der Messmethode;

Figur 2 ist eine Darstellung eines herkömmlichen Armbands;

Figur 3 zeigt einen Querschnitt durch eine mögliche Ausführung der erfindungsgemäßen Anordnung zur Verwendung als Aufsatz an einem Arm band ;

Figur 4 zeigt eine elektrische Schaltung mehrerer Sensoren in einer Ü berkreuzschaltung ;

Figur 5 zeigt beispielhafte Rohdaten einer erfindungsgemäßen Anordnung ; und

Figur 6 zeigt einen Schnitt durch einen erfindungsgemäßen Drucksensor.

In Figur 1 ist eine Veranschaulichung der Messmethode aufgezeigt: Die pulsierende Druckwelle (D) verformt die Arterie (L) gleichmäßig im Takt des Herzens (G) , indem sich die Arterie (L) aus ihrer Ruheposition (F) herausverformt. Dabei schwankt die Druckwel le zwischen den Werten des diastol ischen (B) und den Werten des systolischen (A) Blutdrucks. Dies hat zur Folge, dass der Druck bzw. der Pulsdruck (N) über die Arterienoberfläche (E) in das Gewebe (C) eingebracht wird und sich zur Hautoberfläche (0) fortsetzt. Der Blutdruck wird gemessen, indem eine erfindungsgemäße Anordnung (H) mit den Sensoren (K) zuerst auf die Haut (0) unter Verwendung eines gleichmäßigen Drucks (J) gepresst wird. Dabei kann die erfindungsgemäße Anordnung an einem Armband (I) befestigt sein.

Figur 2 zeigt die Darstellung eines herkömmlichen Armbands. Ein solches Armband verfügt über ein Lochband (I), wobei überstehendes Lochband durch eine Lasche (P) arretiert wird. Die erfindungsgemäße Anordnung kann in Form dieser Lasche ausgeführt werden und an Stelle dieser im Armband verwendet werden. Dies hat den Vorteil, dass zum einen das sich Armband bereits an einer geeigneten Stelle zur Blutdruckmessung befindet. Zum anderen kann durch die Einstellung des Lochbandes ein Druck auf den Sensor ausgeübt werden.

Figur 3 zeigt den Querschnitt durch eine mögliche Ausführung der erfindungsgemäßen Anordnung zur Verwendung an einem Armband als Aufsatz. Die erfindungsgemäße Anordnung ist in zwei Einheiten aufgeteilt, nämlich die Sensoreinheit (K), unterhalb des Armbands, bestehend aus mehreren gekachelten Sensoren zur Bestimmung der optimalen Position oberhalb einer Arterie bzw. zur Bestimmung der Pulswellengeschwindigkeit und eine Rechen-, Funk-, und Energieeinheit (H) oberhalb des Armbands. Das Armband wird durch einen Schlitz (I) geführt. Zur Messung wird ein gleichmäßiger Druck (J) von oben aufgebracht.

In Figur 4 ist eine elektrische Schaltung mehrerer Sensoren (hier dargestellt 7 x 1 5 Sensoren) in einer Überkreuzschaltung gezeigt. In diesem Beispiel werden 1 5 Schaltleitungen und 7 Messleitungen benötigt.

In Figur 5 sind beispielhafte Rohdaten einer erfindungsgemäßen Anordnung gezeigt. Die elektronische Einheit liefert zwei Messsignale. Ein unverstärktes Signal (R), welches den Grunddruck auf den Sensor wiederspiegelt und ein verstärktes Signal (S), welches die Änderungen des Drucks wiederspiegelt.

Figur 6 zeigt einen Schnitt durch einen erfindungsgemäßen Drucksensor. Er weist einen Träger 1 und darauf angeordnete Leiterbahnen 4 auf, von denen in der Ansicht nur eine zu erkennen ist. Sie sind insbesondere angeordnet wie in Fig. 4 dargestellt. Des Weiteren weist der Drucksensor ein funktionales Polymer 6 auf, das eine leitfähige Beschichtung 3 aus einem leitfähigen Polymer aufweist. Es beinhaltet des Weiteren eine Bauform 2 in Form einer Kugelkappe und weist Füße 1 3 auf, mit denen es in Vertiefungen 5 des Trägers 1 aufgestellt ist. Wird von oben und/oder unten Druck ausgeübt, verformt sich das funktionale Polymer 6, verformen sich insbesondere zunächst die Füße 1 3, und die leitfähige Beschichtung 3 kontaktiert die Leiterbahnen, zunächst mit einem relativ hohen Kontaktwiderstand und verbindet dadurch die Leiterbahnen 4 miteinander elektrisch. Bei weiterer Steigerung des Drucks wird das funktionale Polymer 6 weiter verformt. Insbesondere verformen sich die Füße 1 3 weiter und flacht sich sie Krümmung der Kugelkappe 2 und der leitfähigen Beschichtung 3 ab, so dass die Kontaktfläche zwischen Leiterbahnen 4 und leitfähiger Beschichtung 3 vergrößert wird. Dadurch verringert sich der elektrische Kontaktwiderstand zwischen den Leiterbahnen 4 und der leitfähigen Beschichtung 3 weiter.