Technisches Gebiet

Die Erfindung bezieht sich auf eine implantierbare Vorrichtung zum Erfassen einer Dehnung, d.h. einer elastischen Verformung einer intrakorporalen Gefäßwand, bspw. des Magens, der Speiseröhre, von Venen, Arterien etc., mit einer an die Gefäßwand mittel- oder unmittelbar applizierbaren, flächenelastisch ausgebildeten, dielektrisches Polymer enthaltenden Trägerstruktur, die wenigstens eine kapazitive

Elektrodenanordnung vorsieht, deren zuordenbare elektrische Kapazität durch eine elastische Verformung der Trägerstruktur beeinflussbar ist.

Stand der Technik

Implantierbare Vorrichtungen zur Erfassung von Formänderungen an Gefäßwänden dienen vornehmlich zur intrakorporalen Blutdruckmessung an blutführenden

Gefäßen. Hierzu sind weitgehend biegelastische Sensoren bekannt, die auf Basis kapazitiver oder resistiver Dehmessstreifen arbeiten und an der Gefäßaußenwand anbringbar sind ohne dabei die natürliche Gefäßwandverformung zu sehr zu beeinträchtigen.

Aus der DE 10 2005 035 022 A1 ist ein derartiger implantierbarer Blutdrucksensor zu entnehmen, der ein aus elastischem Material bestehendes, das blutführende Gefäß ringförmig umfassendes Mittel vorsieht, dessen Elastizität in etwa der Eigenelastizität der Gefäßwand entspricht, so dass das ringförmige Mittel das Blutdruck bedingte natürliche Verformungsverhalten der Gefäßwand nicht nachhaltig beeinträchtigt. Zur messtechnischen Erfassung des Verformungsverhaltens ist an dem ringförmigen Mittel ein Dehnungsmessstreifen mit kapazitiv oder induktiv wirkenden

Elektrodenstrukturen angebracht. Im Falle kapazitiv wirkenden Elektrodenstrukturen befinden sich die als Kondensatorelektroden ausgebildeten Elektrodenstrukturen an sich jeweils gegenüberliegenden Ringreichen, so dass die Kondensatorelektroden das blutführende Gefäß, gleichsam eines Dielektrikums beidseitig begrenzen.

Eine vergleichbare Sensoreinheit ist in der EP 1 635 158 A2 beschrieben, die zur Erfassung der pulsatilen Ausdehnung eines blutführenden Gefäßes wenigstens zwei in einem bandförmigen, zu einem Ring geschlossenen elastischen Trägerelement eingebrachte Kondensatorelektroden vorsieht, deren Plattenabstand durch den Durchmesser des blutführenden intrakorporalen Gefäßes bestimmt wird. Ganz wesentlich ist hier die Anordnung beider Kondensatorelektroden jeweils

gegenüberliegend zum blutführenden Gefäß. Im Wege der pulsatilen Ausdehnung des Blutgefäßes ändert sich zugleich der Kondensatorplattenabstand und somit die elektrische Kapazität der Messanordnung. Zur Blutdruckbestimmung und

Messdatenerfassung- und Übertragung ist zusätzlich eine mit den

Kondensatorelektroden verbundene Planarspule zur Ausbildung eines

Resonatorschwingkreises vorgesehen, dessen Resonanzfrequenz von der elektrischen Kapazität des drucksensiblen Sensors abhängt. Das von dem

Resonanzschwingkreis auslesbare Signal kann mit einer extrakorporal vorgesehenen Empfangseinheit erfasst werden, das zudem ein Maß für die Formänderung des Blutgefäßes und letztlich ein Maß für den Blutdruck darstellt.

Beide vorstehend erläuterten bekannten implantierbaren Blutdruckmesssysteme weisen jeweils aus dünnem Metall, vorzugsweise aus Kupfer oder Gold gefertigte Kondensatorelektrodenflächen auf, die über keine oder nur über eine begrenzte Dehnbarkeiten verfügen. Um die natürliche Verformbarkeit des Blutgefäßes nicht zu beeinträchtigen gilt es daher die Elektrodenflächen möglichst klein zu wählen, wodurch jedoch die für die Blutdruckerfassung auswertbaren Signalpegel sehr klein werden. Hinzu kommt, dass bei den bekannten implantierbaren Blutdruckmessanordnungen, die Kondensatorelektrodenflächen relativ zum Blutgefäß einander gegenüber liegen. Sie formen damit einen elektrischen Kondensator, dessen Plattenabstand durch den Durchmesser des Blutgefäßes definiert wird. Das zwischenliegende Dielektrikum umfasst somit auch das Gewebematerial des Blutgefäßes sowie den durch das Blutgefäß hindurch strömenden Blutstrom, dessen Dielektrizitätskonstante aufgrund des pulsativen Strömungsverhaltens als nicht konstant angenommen werden muss. Darüber hinaus ist Blut elektrisch leitfähig, wodurch bei der kapazitiven Messung elektrische Verluste auftreten, die zusätzlich die auswertbaren Messsignalpegel beeinträchtigen. Ein weiterer. Nachteil aufgrund der am zu vermessenden Gefäß gegenüber liegend angeordneten Kondensatorelektrodenflächen besteht auch im Auftreten von elektrischen Streufeldem, die aufgrund von Relativbewegungen des zu vermessenden Blutgefäßes zum umgebenden Gewebe auftreten, und die die Messergebnisse ebenso nachhaltig zu beeinträchtigen vermögen.

Darstellung der Erfindung

Der Erfindung liegt die Aufgäbe zugrunde eine implantierbare Vorrichtung zum Erfassen einer Dehnung, d.h. einer elastischen Verformung einer intrakorporalen Gefäßwand mit einer an die Gefäßwand mittel- oder unmittelbar applizierbaren, flächenelastisch ausgebildeten, dielektrisches Polymer enthaltenden Trägerstruktur, die wenigstens eine kapazitive Elektrodenanordnung vorsieht, deren zuordenbare elektrische Kapazität durch eine elastische Verformung der Trägerstruktur

beeinflussbar ist, derart weiterzubilden, dass zum einen dafür Sorge getragen werden soll das natürliche Verformungsverhalten der Gefäßwand nicht zu

beeinflussen und zum anderen die auswertbare Signalqualität und Signalstärke erheblich zu verbessern. Insbesondere gilt es Maßnahmen zu treffen, um

verfälschende Störeinflüsse auf die Messsignale und letztlich auf das Messergebnis, wie beispielsweise durch Auftreten von Streufeldem oder durch zeitlich sich ändernde Dielektrizitätseigenschaften des zwischen den Elektrodenflächen vorhandenen Dielektrikums etc., zu vermeiden. Die Lösung der der Erfindung zugrunde liegenden Aufgabe ist im Anspruch 1 angegeben. Den Erfindungsgedanken vorteilhaft weiterbildende Merkmale sind Gegenstand der Unteransprüche sowie der weiteren Beschreibung insbesondere unter Bezugnahme auf die Ausführungsbeispiele zu entnehmen.

Um das natürliche pulsatile Verformungsverhalten intrakorporaler Gefäßwände, die aus einem sehr weichen und hochflexiblen Gewebematerial bestehen, das typischerweise über ein E-Modul von 1 MPa und einem Dehnvermögen von 10 % und mehr verfügen, ohne jegliche Beeinflussung, d.h. ohne Einschnürung sowie lokaler Flächenversteifung der sich elastisch verformenden Gefäßwand, messtechnisch zu erfassen, wird ein aus hochelastischen und flexiblen Materialien bestehender, auf dem kapazitiven Messprinzip beruhender Dehnungsmesssensor vorgeschlagen, der keinen nennenswerten Störeinflüssen unterliegt und darüber hinaus die Möglichkeit vielgestaltiger Ausführungsformen bietet.

Lösungsgemäß zeichnet sich die implantierbare Vorrichtung zum Erfassen einer Dehnung, d.h. einer elastischen Verformung einer intrakorporalen Gefäßwand mit einer an die Gefäßwand mittel- oder unmittelbar applizierbaren, flächenelastisch ausgebildeten, dielektrisches Polymer enthaltende Trägerstruktur, die wenigstens eine kapazitive Elektrodenanordnung vorsieht, deren zuordenbare elektrische Kapazität durch eine elastische Verformung der Trägerstruktur beeinflussbar ist dadurch aus, dass die Elektrodenanordnung wenigstens zwei jeweils aus einem elektrisch leitfähigen Polymer bestehende Elektroden vorsieht, die jeweils wenigstens einseitig einen die elektrische Kapazität der Elektrodenanordnung beeinflussenden, vollständig mit dem dielektrischen Polymer der Trägerstruktur gefüllten Zwischenraum begrenzen.

Unter dem Begriff„Gefäßwand" ist grundsätzlich eine intrakorporale, aus biologischem Gewebe bestehende Wand zu verstehen, wie beispielsweise die Gefäßwand von Arterien, Venen, Kapillaren oder Lymphgefäßen. Im

lösungsgemäßen Zusammenhang sollen aber auch Organwände, wie die

Magenwand, die Speiseröhre, Darmwand o. ä. mit umfasst sein. Im Unterschied zu den bekannten, vergleichbaren implantierbaren

Messvorrichtungen sieht die lösungsgemäße Vorrichtung eine, vorzugsweise vollständig aus elektrisch leitfähigem Polymer bestehende Elektrodenanordnung vor, die sowohl aufgrund ihrer materialinherenten flächenelastischen Eigenschaften als auch ihrer Form- und Größenwahl keine oder nur unwesentliche die natürlichen Dehnungseigenschaften der Gefäßwand beeinträchtigende Wirkung zeigt.

Insbesondere zeichnet sich die als Kondensatorelektroden ausgebildete

Elektrodenanordnung dadurch aus, dass das die Kapazität der Elektrodenanordnung bestimmende Dielektrikum ausschließlich durch die Materialwahl der Trägerstruktur bestimmt ist, so dass es möglich ist, die Messvorrichtung bereits außerhalb des Körpers, d.h.„ex-vivo" zu kalibrieren. Potentielle Messfehler, die von variablen Dielektrizitätskonstanten herrühren, wie beispielsweise bedingt durch einen dynamischen Blutstrom, der zwischen den Kondensatorelektroden hindurchströmt, können auf diese Weise bewusst vermieden werden.

Zur Erläuterung des Aufbaus einer lösungsgemäß ausgebildeten implantierbaren Vorrichtung, sowie deren vorteilhafte Weiterbildungen sei auf die nachstehenden Beschreibungen verwiesen, die auf die figürlich dargestellten konkreten

Ausführungsbeispiele Bezug nehmen.

Kurze Beschreibung der Erfindung

Die Erfindung wird nachstehend ohne Beschränkung des allgemeinen

Erfindungsgedankens anhand von Ausführungsbeispielen unter Bezugnahme auf die Zeichnungen exemplarisch beschrieben. Es zeigen:

Fig. 1 a-d Mehrseitendarstellungen eines ersten lösungsgemäß ausgebildeten

Ausführungsbeispiels,

Fig. 2a-d lösungsgemäß ausgebildetes Ausführungsbeispiel mit strukturierter

Elektrodenanordnung, Fig. 3a-d Mehrseitenansicht eines lösungsgemäß ausgebildeten

Ausführungsbeispiels mit Interdigitalelektrodenanordnung,

Fig. 4a-d Mehrseitenansicht einer Erweiterungsvariante zu Figur 3

Fig. 5 Querschnitt durch ein Ausführungsbeispiel mit zusätzlicher

Abschirmung,

Fig. 6 weitere Variante mit externer Abschirmung und

Fig. 7 Ausführungsbeispiel mit Abschirmelektroden.

Wege zur Ausführung der Erfindung, gewerbliche Verwendbarkeit

In den Figuren 1a-d ist das Grundprinzip für den Aufbau einer lösungsgemäß ausgebildeten, implantierbaren Vorrichtung in einer Mehrseitendarstellung illustriert. Figur 1a zeigt einen Längsschnitt durch eine lösungsgemäß ausgebildete

Vorrichtung, die eine Trägerstruktur 1 vorsieht, die aus einem dielektrischen Polymer, vorzugsweise aus einem hochelastischen Silikon besteht, dass über eine

Eigenelastizität verfügt, die mit der Elastizität einer intrakorporalen Gefäßwand vergleichbar ist, d.h. über ein E-Modul von etwa 1 MPa verfügt. Derartige

Polymermaterialien sind dem Fachmann bekannt und industriell herstellbar. Die Trägerstruktur 1 ist flächig ausgebildet und weist eine Trägerstrukturoberseite 1o und eine Trägerstrukturunterseite 1 u auf. Typischerweise besitzt die Trägerstruktur eine Dicke von einigen 10 bis einigen 100 μητι, beispielsweise 50 μητι bis 400 μιτι. Sowohl an der Strukturoberseite 1o als auch an der Strukturunterseite 1 u ist jeweils eine aus einer elektrisch leitfähigen Polymerschicht bestehende Elektrode 2o, 2u angebracht. Beide Elektroden 2o, 2u sind mit elektrischen Kontaktierungen 3, beispielsweise in Form dünner Drähte verbunden. Die Elektroden 2o, 2u sind im Ausführungsbeispiel gemäß Figur 1 flächig, streifenförmig ausgebildet und jeweils an der

Trägerstrukturoberseite 1o sowie Trägerstrukturunterseite u eingebettet, d.h. jeweils auch seitlich von einem umlaufenden Trägerstrukturkragen umgeben. Figur 1 b zeigt in einer Schnittdarstellung die Draufsicht auf die Trägerstrukturoberseite 1o mit der darin eingebetteten oberen Elektrodenschicht 2o.

Zu Zwecken einer elektrischen Isolation und Kapselung der aus elektrisch leitfähigem Polymer bestehenden Elektroden 2o, 2u ist zumindest an der Ober- und Unterseite der Trägerstruktur 1 jeweils eine Isolationsschicht 4 aufgebracht, die aus dem gleichen flächenelastischen, dielektrischen Polymer der Trägerstruktur bestehen kann oder aus einem von der Trägerstruktur unterschiedlichen Polymermaterial, das jedoch über vergleichbare Elastizitätseigenschaften verfügt. Nur aus Gründen einer besseren Veranschaulichung ist in der Draufsichtdarstellung gemäß Figur 1 b die obere Isolationsschicht 4 weggelassen worden.

Die Querschnittsdarstellung gemäß Figur 1c verdeutlicht die Anbringung jeweils der oberen und unteren elektrisch leitfähigen Polymerelektrodenschicht 2o und 2u, die jeweils auch seitlich von der Trägerstruktur 1 umschlossen sind. Die Elektroden 2o, 2u schließen einen gegenseitigen Abstand ein, der vollständig mit dem

hochelastischem Polymer der Trägerstruktur 1 ausgefüllt ist. Somit trägt

ausschließlich das Polymermaterial der Trägerstruktur als Dielektrikum zur Kapazität der Elektrodenanordnung bei. Bedingt durch eine mechanische Verformung der in Figur 1 illustrierten Elektrodenanordnung samt Trägerstruktur und der darauf jeweils aufgebrachten Isolierschichten 4 kommt es zu einer Änderung des

Elektrodenabstandes zwischen den beiden leitfähigen Polymerschichten, wodurch eine messbare Kapazitätsänderung die Folge ist. Zur Kapazitätsmessung wird zwischen beiden Elektroden 2o, 2u eine elektrische Potentialdifferenz angelegt, die über die beiden Kontaktdrähte 3 applizierbar ist.

Eine Möglichkeit zur Auslesung des Sensors besteht darin, die Kontaktdrähte 3 mit einer ebenfalls implantierbaren elektrischen Ausleseeinheit mit integrierter

Energiequelle, bspw. Batterie, zu verbinden, oder die Energieversorgung durch Bereitstellen einer extrakorporal drahtlosen Energieversorgungstechnik zu

bewerkstelligen. Hierzu sind die Elektroden 2o, 2u über die Kontaktdrähte 3 mit einer geeignet ausgebildeten Induktivität zu verbinden, die gleichsam der Elektroden 2o, 2u innerhalb der Trägerstruktur 1 implementiert bzw. eingebettet ist. Mit Hilfe einer extrakorporal vorgesehenen Spule kann durch induktive Kopplung elektrische Energie in die intrakorporal innerhalb der Trägerstruktur 1 vorgesehene Induktivität eingekoppelt werden.

Die verformungsbedingte Kapazitätsänderung kann gleichfalls mit Hilfe der extrakorporal vorgesehenen Energieversorgungseinheit, die typischerweise eine Antenneneinheit darstellt, erfasst werden, zumal die innerhalb der Trägerstruktur und mit den kapazitiven Elektroden 2o, 2u verbundene Induktivität einen Schwingkreis bildet, dessen Resonanzfrequenz wesentlich durch die Kapazität der kapazitiven Elektrodenanordnung bestimmt ist. Eine Kapazitätsänderung spiegelt sich in einer Änderung der Resonanzfrequenz des Schwingkreises wieder, die wiederum mit Hilfe der extrakorporal vorgesehenen Antenneneinheit erfassbar ist. Eine derartige drahtlose Messsignalerfassung ist dem Fachmann auch als GRID-Dipping bekannt.

Figur 1d zeigt in perspektivischer Darstellung die lösungsgemäß ausgebildete implantierbare Vorrichtung, bei der zur Sichtbarmachung der oberen Elektrode 2o die obere Isolatorschicht 4 leicht abgehoben dargestellt ist. Der lediglich abschnittsweise in Figur 1 dargestellte Schicbtverbund aus den Isolatorschichten 4, den

Elektrodenschichten 2o, 2u und der dazwischen liegenden Trägerstruktur 1 ist typischerweise als Längsstreifen mit einer Streifenlänge ausgebildet, der einmalig bündig um den Außenumfang eines blutführenden Gefäßes angelegt werden kann. Zur Befestigung des streifenförmig ausgebildeten Schichtverbundes an der intrakorporalen Gefäßwand werden vorzugsweise beide Streifenbereichsenden mittels Klebe-, Schweiß-, Klemm- oder Nähtechnik aneinander fest gefügt.

Die Herstellung des in Figur 1 illustrierten Blutdrucksensors erfolgt vorzugsweise schichtförmig, indem auf einer ersten, unteren Dielektrikumschicht 4 eine weitgehend unstrukturierte, vorzugsweise rechteckförmig ausgebildete Elektrodenfläche 2u aufgebracht wird, indem ein elektrisch leitfähiges Polymer bspw. im fließfähigen Zustand oder in einer vorgefertigter festen Folienform auf die Oberfläche des Dielektrikums 4 aufgebracht wird. Nachfolgend wird das elektrisch isolierende Dielektrikum der Trägerstruktur aufgebracht, wobei die untere Elektrodenfläche 2u vollständig sowohl seitlich als auch an ihrer freien Oberfläche von dem

Trägerstrukturmaterial umgössen bzw. umschlossen wird. Schließlich erfolgt das Aufbringen der oberen Elektrode 2o und der darauf aufgebrachten

Dielektrikumschicht 4. Wie bereits vorstehend erläutert beträgt der Abstand zwischen beiden Elektrodenschichten 2o, 2u, d.h. die Dicke des Dielektrikums innerhalb der Trägerstruktur 1 etwa 50 μητι bis 400 μητι, vorzugsweise jedoch 100 μιτι. Die Dicken der Elektrodenschichten 2o, 2u sind in etwa gleich groß oder dünner dimensioniert als die Trägerstrukturdicke. In vorteilhafter Weise sind beide Elektroden 2o, 2u deckungsgleich vertikal übereinander angeordnet, um einen maximalen

Überdeckungsgrad zu realisieren. Gleichwohl ist es jedoch auch möglich, die

Elektroden 2o, 2u in geeigneter Weise versetzt zueinander anzuordnen oder an diesen zusätzliche Kontaktierungselemente vorzusehen, um mögliche

Feiriabstimmungen zur Anpassung des Resonanzschwingkreises vornehmen zu können.

Eine in Figur 2a-d illustrierte zweite Ausführungsform für eine lösungsgemäß implantierbar ausgebildete Vorrichtung verfügt grundsätzlich über die gleichen Komponenten wie das in Figur 1 illustrierte Ausführungsbeispiel - es werden die gleichen Bezugszeichen für bereits beschriebenen gleiche Komponenten verwendet -, jedoch sind in diesem Fall die Elektrodenflächen 2o, 2u nicht in Form

unstrukturierter rechteckförmig ausgebildeter Flächenelektroden, sondern strukturiert in Form z.B. eines Zick-Zack-Musters (siehe hierzu Draufsichtdarstellung gemäß Figur 2b) ausgebildet. Durch die Zick-Zack-förmige Strukturierung sowohl der oberen als auch der unteren Elektrode 2o, 2u wird eine wesentlich höhere Flächenelastizität der kapazitiv wirkenden Elektroden 2o, 2u erreicht im Vergleich zur vorstehend beschriebenen, unstrukturierten Ausführungsform der Elektroden 2o, 2u. In vorteilhafter Weise sind die strukturierten Elektroden 2o, 2u in orthogonaler

Projektion auf die Trägerstrukturober- und -Unterseite 1o, 1 u möglichst

deckungsgleich angeordnet. Wie im Falle des Ausführungsbeispiels in Figur 1 befindet sich zwischen beiden strukturierten Elektroden 2o, 2u ausschließlich dielektrisches Polymer, vorzugsweise elastisches dehnfähiges Silikon, das das Dielektrikum für die kapazitive Elektrodenanordnung darstellt.

Die Strukturierung der Elektroden 2o, 2u kann mit Hilfe einer Laserbearbeitung vorgenommen werden, beispielsweise können unstrukturierte, rechteckförmig ausgebildete elektrisch leitfähige Polymerschichten, die bereist auf der Trägerstruktur aufgebracht sind, mit Hilfe eines vom Material des elektrisch leitfähigen Polymers absorbierenden Lasers bearbeitet werden, der das dielektrische

Trägerstrukturmaterial weitgehend absorptionsfrei zu durchdringen vermag. Mit Hilfe des Laserbearbeitungsverfahrens können nicht nur nahezu beliebige

zweidimensionale Strukturen aus einer homogen applizierten, elektrisch leitfähigen Polymerschicht herausgearbeitet werden, zusätzlich ist es möglich, die

Begrenzungskanten der strukturierten Elektrodenschicht in Bezug auf ihre

Flankensteilheit entsprechend zu formen. Auf diese Weise können die sich zwischen beiden durch das Dielektrikum der Trägerstruktur beabstandeten Elektroden ausbildenden elektrischen Felder in vorteilhafter Weise unter Vermeidung störender Streufelder ausgebildet bzw. optimiert werden.

Neben einer verbesserten Dehnbarkeit vermeiden strukturierte Elektroden, vorzugsweise in der aus den Figuren 2b und d entnehmbaren Weise, bei großen Verformungen Brüche oder Rissbildungen und verhelfen somit dem Sensor zu einergrößeren Robustheit und längeren Lebensdauer.

In den beiden vorstehend beschriebenen Ausführungsformen befinden sich die aus elektrisch leitfähigem Polymer bestehenden Elektroden 2o, 2u in zwei

unterschiedlichen Parallelebenen innerhalb der Trägerstruktur 1 , im weiteren werden Ausführungsformen beschrieben, in denen beide Elektroden in einer einzigen Ebene angeordnet sind und somit eine deutlich dickenreduziertere Ausbildung der implantierbaren Vorrichtung ermöglichen.

In den Figuren 3a bis 3d ist gleichsam den vorstehenden Figuren 1 und 2 eine Mehrseitenansichtdarstellung von einer implantierbaren Vorrichtung gezeigt, bei der die aus elektrischem Polymer bestehenden Elektroden als Interdigitalstrukturelektroden ausgebildet sind. Dies geht insbesondere aus der Draufsichtdarstellung gemäß Figur 3b hervor, die eine mittlere Schnittebene durch die Trägerstruktur 1 zeigt, in der zwei als Interdigitalelektroden ausgebildete

Elektroden 5, 6 angeordnet bzw. eingebettet sind. Figur 3a zeigt einen

entsprechenden Längsschnitt durch die implantierbare Vorrichtung mit beidseitig auf der Trägerstrukturober- und Unterseite 1o, 1 u aufgebrachten Isolatorschichten 4. Figur 3c zeigt einen entsprechenden Querschnitt durch die Vorrichtung. Figur 3d illustriert eine perspektivische Gesamtschau der schichtförmig aufgebauten implantierbaren Vorrichtung, bei der zur Visualisierung der

Interdigitalelektrodenanordnung 5, 6 der Schichtaufbau in zwei einander vertikal beabstandete Hälften dargestellt ist.

Die aus elektrisch leitfähigem Polymer bestehenden und in Form einer

Interdigitalstruktur ausgebildeten Elektroden 5, 6 weisen jeweils sich gegenseitig berührungslos ineinander greifende Fingerstrukturen innerhalb einer Ebene auf. Der Raum zwischen den in der Ebene jeweils gegenüber liegenden

Interdigitalelektrodenstrukturen ist mit dem hochelastischem polymeren

Trägerstrukturmaterial, vorzugsweise Silikon vollständig gefüllt, das als Dielektrikum zwischen den Elektroden dient. Bei Applikation einer elektrischen Potentialdifferenz zwischen beiden Elektrodenstrukturen 5,6 bilden sich zwischen den sich unmittelbar gegenüber liegenden Elektrodenflächen nicht nur elektrische Feldlinien aus die senkrecht auf den Elektrodenfläche stehen, hinzukommen elliptisch geformte Feldlinienverläufe zwischen den Fingerelektrodenstrukturen die in die Trägerstruktur 1 ober- und unterhalb der Elektrodenebene 5,6 verlaufen, die einen wesentlichen Beitrag zur messbaren Kapazität liefern. Durch eine mechanische Verformung des in Figur 3 illustrierten Sensors kommt es zu einer Änderung des Abstandes zwischen den einzelnen Elektrodenstrukturfingern der Interdigitalelektrodenstruktur, wodurch sich die Kapazität der Elektrodenanordnung höchst sensibel zu ändern vermag, die gemessen werden kann.

Die aus der Bilddarstellung in Figur 3b und 3d entnehmbare

Interdigitalelektrodenanordnung ist lediglich als stilisierte schematische Wiedergabe einer klassischen Interdigitalelektrodenstruktur anzusehen. Mit Hilfe der bereits erwähnten Laserbearbeitung können sehr filigrane Interdigitalelektrodenstrukturen aus flächig abgeschiedenen Polymerschichten geformt werden, die

elastizitätsoptimiert ausgebildet sind. Eine mögliche Ausführungsform derartiger elastizitätsoptimierter Elektrodenstrukturen stellen jeweils Hufeisen-förmig

ausgebildete Leiterbahnen dar, die durch Aneinanderreihen von 120°

geschwungenen Hufeisenpaaren gebildet werden.

Eine weitere Ausführungsform für eine implantierbare Vorrichtung mit einer

Interdigitalelektrodenstrukturanordnung ist in den Figuren 4a-d dargestellt, die im Vergleich zum Ausführungsbeispiel gemäß Figur 3 über eine weitere

Interdigitaltelelektrode 7 verfügt, die in einer zweiten Ebene innerhalb der

Trägerstruktur 1 angeordnet ist, die parallel zur ersten Ebene orientiert ist, in der die in Figur 3 illustrierte Interdigitalelektrodenstrukturanordnung 5,6 platziert ist. Im Besonderen ist die weitere Interdigitalelektrodenstruktur 7 parallel zur

Interdigitalelektrodenstruktur 5 angeordnet. Gleichsam den vorstehenden Figuren ist der Figur 4a eine Längsschnittdarstellung, 4b eine Draufsichtdarstellung sowie Figur 4c eine Querschnittsdarstellung durch die Elektrodenanordnung dargestellt.

Durch die zusätzliche in der zweiten Ebene vorgesehene

Interdigitalelektrodenstruktur 7 ist ein sogenannter Differentialkondensator realisiert. Mit dem Design des Differentialkondensators lassen sich Störungen insbesondere alle Gleichtaktstörungen wie z.B. parasitäre Kapazitäten, Offsetfehler,

Betriebsspannungs- und Temperatureinflüsse effektiv unterdrücken. Zudem erhöht sich die Sensitivität des Sensors für Verformungen sowohl in der Längs-, d.h. x- Richtung als auch in der orthogonal zur Längsrichtung orientierten Raumrichtung y. Das Prinzip eines Differentialkondensators sei am Ersatzschaltbild gemäß Figur 4d erläutert: In Figur 4d linke Darstellung ist ein Ausschnitt des Längsschnitt gemäß Figur 4a illustriert, aus dem die Interdigitalelektrodenanordnung 5, 6 sowie die in der zweiten Ebene dazu separat angeordnete Interdigitalelektrodenstruktur 7 zu entnehmen sind. So sei angenommen, dass die Trägerstruktur 1 in der linken Bilddarstellung gemäß Figur 4d eine Streckung in x-Richtung erfährt, wodurch die Abstände zwischen den Interdigitalelektroden 5,6 vergrößert werden, wodurch sich die Kapazitäten C _x i und Cx2 jeweils verringern. Zugleich erfährt die Trägerstruktur 1 in y-Richtung durch die Querkontraktion eine Kompression, wodurch die Abstände zwischen den Interdigitalelektrodenstrukturen 5 und 7 geringer werden und sich somit die Kapazitäten C _y i und Cy2 entsprechend gegensinnig zu C _x i und

vergrößern. Mit einem entsprechenden Design lassen sich die Kapazitäten und die Kapazitätsänderungen gleich dimensionieren. Mit Hilfe des in der rechten

Bilddarstellung gemäß Figur 4d veranschaulichten Ersatzschaltbild erhöht sich die Selektivität des Sensors bei dieser Messweise sowohl bei Verformungsänderungen in x- als auch in y-Richtung. Zudem wir eine effektive Störunterdrückung erreicht.

Kapazitive Sensoren erzeugen grundsätzlich je nach ihrem konstruktiven Aufbau elektromagnetische Streufelder, die, je nach Ausprägung in das räumliche Umfeld der Kondensatoranordnung hineinreichen kann. Ändern sich die elektrischen bzw. dielektrischen Eigenschaften des Umfeldes können die im Umfeld wirksamen Streufelder letztlich auf die Kapazität des Sensors rückwirken und diese

beeinflussen. Gilt es kapazitive Messungen mit nur geringen Signalpegeln, wie dies bei der lösungsgemäßen Vorrichtung der Fall ist, durchzuführen, so ist es

wünschenswert jegliche störenden, die Messergebnisse beeinflussenden

Fehlerquellen zu unterdrücken. Insbesondere gilt es die Sensorsignalverfälschung aufgrund von Streufeldern und deren umgebungsbedingten Rückkopplung auf das Messsignal zu minimieren. Eine Möglichkeit diesen Störeffekt zu reduzieren besteht in einer gezielten Fokussierung der sich zwischen den Elektrodenstrukturen ausbildenden elektrischen Feldlinien auf den Bereich zwischen den Elektroden. So ist es grundsätzlich bekannt, dass elektrische Feldlinien in einem dielektrischen Material mit hoher Dielektrizitätskonstante besser„geführt" werden als in einem Material mit geringerer Dielektrizitätskonstante. Dieser Effekt wird in einem bevorzugten Ausführungsbeispiel der lösungsgemäßen implantierbaren Vorrichtung genutzt, indem die Elektrodenstrukturen mit den zwischen den Elektroden

eingebrachten dielektrischem Polymermaterial der Trägerstruktur gesamtheitlich von einem Material umgeben werden, das eine höhere Dielektrizitätskonstante aufweist als das im weiteren Umfeld vorhandene Material. Auf diese Weise wird das elektrische Feld auf einen definierten Raum um die Elektrodenanordnung lokalisiert, wodurch der Einfluss möglicher mit der Umgebung in Wechselwirkung tretender Streueffekte reduziert wird. Zur Illustration eines diesbezüglichen bevorzugten Ausführungsbeispiels sei auf Figur 5 hingewiesen, die einen Querschnitt in der lösungsgemäß ausgebildeten Vorrichtung zeigt. An der Trägerstrukturoberseite sowie auch Trägerstrukturunterseite sind jeweils zwei Elektroden 2o, 2u angebracht, gleichsam dem Ausführungsbeispiel in Figur 1 , die zusätzlich mit einer

hochelastischen dielektrischen Polymerschicht 8 umgeben sind, deren zuordenbare Dielektrizitätskonstante geringer ist als die Dielektrizitätskonstante des dielektrischen Polymers der Trägerstruktur 1. Eine vergleichbare Ummantelung kann auch eine Vorrichtung mit Interdigitalelektrodenstruktur gemäß Figur 6 erhalten, die vollständig mit einer Isolatorschicht 8 umgeben ist, deren Dielektrizitätskonstante geringer ist als die Dielektrizitätskonstante des Dielektrikums der Trägerstruktur 1.

Zusätzlich kann die Ausbreitung von Streufeldern durch eine geeignete Anpassung der Strukturgrößen der einzelnen Komponenten der Vorrichtung reduziert werden. Wählt man beispielsweise den Elektrodenabstand zwischen zwei Elektroden klein gegenüber ihrer flächigen bzw. lateralen Ausdehnung, so bleibt das elektrische Feld aufgrund des geringen Elektrodenabstandes im wesentlichen innerhalb der

Kondensatorstruktur fokussiert und vermag nicht in das Umfeld zu streuen.

Eine weitere Möglichkeit Störeinflüsse zu reduzieren besteht darin, die Elektrodenstrukturen vollständig oder partiell mit extra vorzusehenden Abschirmelektroden äußerlich zu umgeben. Mit Hilfe derartiger äußerlich angebrachter

Abschirmelektroden, die auf ein definiertes elektrisches Potential zu legen sind, werden die von den kapazitiven Elektroden ausgehenden Streufeldern regelrecht daran gehindert in den die Sensoreinheit umgebenden Raumbereich„einzudringen". In der gleichen Weise können externe Störfelder von außen nicht in die kapazitive Sensorstruktur„eindringen".

Um die Eigenelastizität der Sensorvorrichtung nicht signifikant zu beeinträchtigen werden Abschirmelektroden lediglich dort lokal vorgesehen, wo eine mögliche Streufeldabstrahlung von den Elektrodenstrukturen maximal ist. Vorzugsweise werden die Abschirmelektroden in Form einer Gitterstruktur ausgeführt, so dass die elastische Verformbarkeit der gesamten Sensorvorrichtung im Wesentlichen erhalten bleibt. Im Falle von kapazitiven Interdigitalelektrodenstrukturen, wie dies beim

Ausführungsbeispiel gemäß der Figur 3 und 4 der Fall ist, können die

Abschirmelektroden in der gleichen Form strukturiert sein wie die

Interdigitalelekroden selbst. Ein derartiges Ausführungsbeispiel ist aus Figur 7 zu entnehmen, das zu besseren Illustration in Schichten dargestellt ist, die

zusammenzufügen sind.

So ist für jede Interdigitalelektrode 5, 6 eine eigene Abschirmelektrode 5o, 5u, 6o, 6u vorgesehen, welche dieselbe Grundform wie die Interdigitalelektrode 5, 6 selbst aufweist und, getrennt durch eine isolierende Trägerstrukturzwischenschicht 1 ', oberhalb bzw. unterhalb von dieser angebracht wird. Dadurch wird die Streukapazität zwischen den Interdigitalelektroden 5, 6 und den Abschirmelektroden 5o, 5u. 6o. 6u möglichst weitgehend minimiert, insbesondere dann, wenn das Potential jeder Abschirmelektrode 5u, 5o, 6u, 6o dem Potential der jeweils zugehörigen

Interdigitalelektrode 5, 6 nachgeführt wird.

Selbstverständlich ist es jedoch auch möglich, die Abschirmelektroden

unterschiedlich von Form und Größe der kapazitiven Elektrodenanordnung

auszubilden und anzuordnen.

Eine nicht weiter illustrierte Ausführungsform basiert gleichfalls auf einer

Interdigitalstruktur basiert, die sich jedoch durch ein besonders hohes

Aspektverhältnis der Fingerstrukturen auszeichnet. Hierbei setzt sich die zu messende Kapazität hauptsächlich aus dem parallelen elektrischen Feld zusammen, welches sich zwischen zwei gegenüberliegenden Elektrodenstrukturen ausbildet. Fertigungstechnisch lässt sich ein solcher kapazitiver Dehnungsmessstreifen derart konstruieren, dass ein Streifen des hochelastischen Silikonwerkstoffes beidseitig mit dem elektrisch leitfähigen Polymer beschichtet wird. Die Beschichtung kann beispielsweise in Rakeltechnik oder durch Bedampfen erfolgen. Anschließend wird der beschichtete Streifen mäanderförmig aufgerollt und mit dem hochelastischen Silikonwerkstoff vergossen. Durch Kontaktierung der leitfähigen Schichten und anlegen einer Potentialdifferenz kann auch hier eine Kapazität messtechnisch erfasst werden. Bedingt durch mechanische Verformung kommt es bei dieser Anordnung zu einer Änderung des Raumes zwischen den leitfähigen Schichten. Dieser

Raumunterschied resultiert in einer Änderung der Kapazität, welche eine

messtechnisch erfassbare Größe darstellt.

Wie bereist erwähnt erlaubt das lösungsgemäße kapazitive Sensorprinzip eine drahtlose Auslesung des elektrischen Messsignals mit Hilfe des bekannten

sogenannten„Grid Dipping'-Prinzips. Dabei wird die Sensorkapazität der

Elektrodenanordnung mit einer elektrischen Induktivität zu einem elektrischen

Schwingkreis verbunden. Die Induktivität ist konstruktiv so gestaltet, dass ein elektromagnetisches Wechselfeld, das von außen von einem Sender eingestrahlt wird, einen elektrischen Wechselstrom im Schwingkreis induzieren kann. Wenn die Frequenz des äußeren Wechselfeldes der elektrischen Resonanzfrequenz des Schwingkreises entspricht, dann gerät der Schwingkreis in elektrische Resonanz und entnimmt dabei dem äußeren Wechselfeld ein Maximum an Feldenergie. Diese Abnahme der Feldenergie kann vom Sender des äußeren Wechselfeldes erkannt werden. Wenn nun der äußere Sender ein Wechselfeld mit zeitlich variabler

Frequenz aussendet, dann wird er ein selektives Einbrechen der Feldenergie bei der Resonanzfrequenz des Schwingkreises erkennen. Dies erlaubt, dessen

Resonanzfrequenz von außen zu bestimmen. Die Resonanzfrequenz eines

Schwingkreises aus der kapazitiven Elektrodenanordnung und der Induktivität hängt nach bekannten physikalischen Gesetzmäßigkeiten vom konstanten Induktivitätswert der Spule und der variablen Kapazität der Elektrodenanordnung ab. Somit ist, über die detektierte variable Resonanzfrequenz, die Kapazität drahtlos erfassbar.

In einer praktischen Ausführungsform wird die Induktivität direkt in der Trägerstruktur integriert. Die Verbindung mit der Sensorkapazität erfolgt ebenfalls innerhalb der Trägerstruktur. Auf diese Weise können alle elektrischen Leitungen innerhalb der Trägerstruktur geschützt werden. Eine elektrische Durchführung von Leitungen nach außen ist nicht mehr erforderlich. Zudem kann die Auslesung des Sensorsignales über eine bestimmte Entfernung drahtlos erfolgen.

Bezugszeichenliste

Trägerstruktur

Elektrodenanordnungo obere Elektrode

u untere Elektrode

Kontaktdraht

Isolatorschicht

,6 Elektroden

u, 5o, 6u, 6o Abschirmelektroden

zusätzliche Interdigitalelektrode Abschirmschicht