Verbundprojekt TAMIC Entwicklung eines taktilen - Experimentelle ...

Sektion für Minimal Invasive Chirurgie Tübingen 

Chirurgische Klinik 

Eberhard-Karls-Universität 

Tübingen 

Schlußbericht 

Verbundprojekt TAMIC 

Entwicklung eines taktilen Mikrosensorsystems 

für die Minimal Invasive Chirurgie

Inhalt 

I. Einleitung 3 

1. Problemstellung 3 

2. Zielsetzung 4 

3. Voraussetzungen 5 

4. Planung und Ablauf 6 

5. Stand der Wissenschaft und Technik vor Projektbeginn 9 

II. Ablauf und Ergebnisse 10 

Arbeitspaket 1 10 




Arbeitspakete 5 und 8 44 






III. Zusammenfassung und Ausblick 77 

IV. Veröffentlichungen aus dem Projekt 79 

V. Literatur 79 

VI. Erfolgskontrollbericht 80 

Danksagung 82 

TAMIC-Schlußbericht der Sektion MIC, Universität Tübingen 2

I Einleitung 

In der Minimal Invasiven Chirurgie (MIC) werden Operationen in der Regel unter endoskopischer 

Kontrolle mit verlängerten starren Instrumenten durchgeführt, die durch kleine 

Einschnitte oder über natürliche Öffnungen in den Körper eingebracht werden. Der Verzicht 

auf die weiträumige Eröffnung von Körperhöhlen reduziert das operative Trauma, vermindert 

die postoperativen Schmerzen signifikant und verkürzt die erforderlichen Klinikaufenthalte 

sowie Rehabilitationszeiten erheblich. 

Die minimal invasive Technik hat sich innerhalb der letzten 30 Jahre entwickelt und 

insbesondere seit Beginn des laufenden Jahrzehnts nach ihrer Einführung in der Thorakoskopie 

(Wittmoser) und Laparoskopie (Semm) weite Bereiche der unterschiedlichen 

chirurgischen Disziplinen wesentlich beeinflußt. Die laparoskopische Entfernung der Gallenblase 

und des Appendix haben sich in den Industrieländern als Standardoperationen 

durchgesetzt. Das Feld chirurgischer Aufgaben, die endoskopisch gelöst werden können, 

erweitert sich ständig. 

Die Durchführung einzelner Schritte in der MIC ist jedoch durch grundlegende Einschränkungen, 

die sich aus einem noch unzureichend entwickelten Instrumentarium ergeben, 

deutlich erschwert und oft zeitaufwendig. Diese Einschränkungen betreffen neben der reduzierten 

Bewegungsfreiheit der Instrumente auch den Verlust wichtiger Informationsquellen 

wie der optimalen Sichtschärfe, des räumliches Sehens und des weiträumigen Überblicks über 

das Operationsgebiet sowie den Wegfall der Tastinformation. 

1. Problemstellung 

Während der Chirurg bei konventionellen - offenen - chirurgischen Eingriffen seinen 

Tastsinn häufig und intensiv zum Auffinden, Eingrenzen und Beurteilen pathologischer, 

insbesondere karzinomatöser Gewebeveränderungen oder zur Erkennung größerer Blutgefäße 

nutzt, ist die diagnostische Palpation endoskopisch nicht anwendbar. 

Durch die Aufhebung der funktionellen Einheit zwischen den Händen des Chirurgen und den 

Instrumenten geht die sensorische Kontrolle der chirurgischen Manipulation nahezu 

vollständig verloren. So kann wegen der hohen Reibung in den verlängerten Instrumentenschäften 

eine traumatische Einwirkung beim Greifen von Gewebe nicht in jedem Fall sicher 

erkannt werden. 

Werden dem minimal invasiv arbeitenden Chirurgen Tast- und Kraftinformationen wieder 

verfügbar gemacht, so kann die Qualität und Sicherheit der Eingriffe erheblich verbessert, die 

Belastung für den Patienten weiter verringert und die Rate an Komplikationen, die teilweise 

intraoperativ den Umstieg auf die offene Technik erzwingen, gesenkt werden. Durch 

höchstmögliche Schonung des Patienten, verringerte Liege- und Ausfallszeiten sowie 

maximale Effizienz der Arbeit des Chirurgen kann trotz erhöhten technischen Aufwands 

insgesamt eine deutliche Senkung von Krankheitskosten erzielt werden. 


2. Zielsetzung 

2.1. Ermöglichung der intraoperativen Palpation in der MIC 

Vorrangiges Entwicklungsziel war es, die intraoperative Befunderhebung durch Palpation 

wieder zu ermöglichen und die Kontrolle der im Körperinneren an den Effektoren auftretenden 

Kräfte wiederherzustellen. 

Um dem minimal invasiv operierenden Chirurgen Tast- und Kraftinformationen wieder 

verfügbar zu machen, waren geeignete Sensoren und sensorische Instrumente zu konzipieren 

und zu entwickeln. Diese mußten mit einer sinnvollen Signalaufbereitung, günstigerweise 

einer Aktorik, ausgestattet werden, um dem Operateur die möglichst intuitive Nutzung der 

gewonnenen taktilen Information zu ermöglichen. 

Zur Festlegung der notwendigen und sinnvollen Spezifikationen dieses zu entwickelnden 

sensorischen und aktorischen Instrumentariums waren zunächst die folgenden Grundlagen zu 

untersuchen. 

• Die mechanoelastischen, pulsatilen und sonstigen taktil erfaßbaren 

Eigenschaften der zu untersuchenden Gewebe. 

• Die Mechanismen und Leistungsmerkmale der taktilen Reizaufnahme und 

-verarbeitung beim Menschen. 

• die Techniken der chirurgischen Palpation, um sensorische Instrumente so auszulegen, 

daß sie ähnliche Bewegungen ausführen können. 

Mit Blick auf die grundlegenden Differenzierungsmerkmale für die palpatorische Erkennung 

und Klassifizierung pathologischer Gewebetypen einerseits - der Härte bzw. Elastizität, der 

Oberflächenrauhigkeit und der Verschieblichkeit gegenüber dem umgebenden Gewebe - 

sowie andererseits der Detektion von Blutgefäßen durch palpable Pulsation wurden die 

folgenden Aufgaben definiert: 

• Entwicklung einer Faßzange, deren Mechanik eine Simulation der Daumen-Zeigefinger- 

Palpation erlaubt. 

• Entwicklung eines pulsatilen Taststabs zur Erfassung von Druckschwankungen der 

Gefäßpulsation. 

• Entwicklung eines vibrotaktilen Taststabs zur punktuellen Messung von Gewebeimpedanzen, 

die mit dem palpatorischen Härteeindruck korrelieren. 

• Entwicklung eines Taststabs mit taktilem Sensorarray zur Aufnahme von Druckkräften 

und ortsaufgelösten Härtedetektion. 

Angestrebt wurde die Integrierbarkeit aller drei Taststäbe in die Faßzange (taktiles Sensorsystem), 

wobei die Faßzange als Routineinstrument auch nichtsensorisch gut nutzbar sein 

sollte. 


2.2. Datenbasis standardisierter Gewebe- und Tastparameter 

Weiteres Ziel war die Bereitstellung einer Datenbasis standardisierter Gewebe- und Tastparameter 

als Grundlage für die Weiterentwicklung des Instrumentariums sowie für die 

Modellierung von Trainingsaufbauten und elektronischen Medien, um Chirurgen in der 

Anwendung der neuen sensorischen und aktorischen Techniken zu schulen. Darüberhinaus 

wurde eine Standardisierung von Tastbefunden mit dem Ziel angestrebt, ein Feld diagnostischer 

Möglichkeiten zu erschließen, das bislang aufgrund fehlender Objektivierbarkeit nicht 

nutzbar war. 

3. Voraussetzungen 

Aufgrund ihrer engen klinischen Anbindung und des interdisziplinären Ansatzes verfügt die 

Forschungs- und Entwicklungsgruppe der Sektion für Minimal Invasive Chirurgie an der 

Chirurgischen Universitätsklinik Tübingen über besonders günstige Voraussetzungen für eine 

am klinischen Bedarf orientierte, anwendernahe Konzeption und Evaluation von Prototypen 

innovativer medizintechnischer Instrumente und Verfahren. Die Gruppe besteht aus 

Chirurgen, Naturwissenschaftlern, Ingenieuren und Technikern und ist seit 17 Jahren in der 

Entwicklung und klinischen Einführung neuer operativer Verfahren in der endoskopischen 

Chirurgie tätig, etwa der Transanalen Endoskopischen Mikrochirurgie (TEM) und der 

Endoskopisch Mediastinalen Dissektion des Ösophagus (EMDE). Weiter wurden neue 

Methoden der Behandlung des Gallensteinleidens und der laparoskopischen Dickdarmchirurgie 

erarbeitet. Innerhalb der Gruppe wurden im Bereich Technologie- und Systementwicklung 

neue Instrumentarien prototypisch entwickelt, erprobt und gemeinsam mit 

Industriepartnern realisiert. 

Aus der Analyse des technologischen Bedarfs für die MIC hat die Sektion im Jahr 1988 die 

folgende Trias der Entwicklungsziele definiert: 

• Wiedererlangung der räumlichen Sicht, 

• Wiedererlangung der Freiheitsgrade der Bewegung und 

• Wiederherstellung des Tastsinns. 

Seit 1990 besteht eine intensive Entwicklungszusammenarbeit mit dem Forschungszentrum 

Karlsruhe. In diesem Rahmen war unter anderem bereits eine taktile Zange entstanden, mit 

der erste experimentelle Erfahrungen in der Anwendung sensorischer Instrumente gesammelt 

werden konnten. 

In der hauseigenen Prototypenwerkstatt konnten für das vorliegende Projekt kleinere technische 

Arbeiten wie die Anfertigung von Handgriff-Funktionsmustern und Komponenten für 

taktile Prüfvorrichtungen und Phantomaufbauten durchgeführt werden. 

Für die Erprobung der bei den technischen Partnern entwickelten Funktionsmuster in Tierversuchen 

stand der Tier-Operationssaal des Bereichs Experimentelle Chirurgie der Universität 

Tübingen zur Verfügung. Erprobungen an frischem, intraoperativ entfernten 

menschlichen Tumorgewebe konnten in der Chirurgischen Universitätsklinik Tübingen sowie 

aufgrund guter bestehender Kontakte an anderen Kliniken durchgeführt werden. 


Das Verbundvorhaben wurde gemeinsam mit den folgenden technischen Partnern realisiert: 

Adolf Bausch GmbH, Medizintechnik, 80337 München 

Daimler-Benz AG, Forschung und Technik, 81663 München 

Daum GmbH, 19061 Schwerin 

Fraunhofer-Institut für Biomedizinische Technik (FhG-IBMT), 66386 St. Ingbert 

ViewPoint Bildverarbeitung GmbH, 82205 Gilching. 

4. Planung und Ablauf 

Für das Verbundvorhaben wurde der folgende Arbeitsplan definiert: 

Arbeitspaket 1 

Untersuchung der Sensorik des menschlichen Hand-Arm-Systems/ Spezifikation 

physiologischer Anforderungen 

an technische Tastverfahren für die MIC 

Zeitraum Aufwand 

01.01.95-01.06.95 3 Personenmonate wiss. Personal BAT IIa 

2 Personenmonate tech. Personal BAT IVb 


Mechanische Eigenschaften pathologischer Humangewebe 



1 Personenmonat tech. Personal BAT IVb 

1 Personenmonat wiss. Hilfskraft 


Medizinische Konzeption taktiler Instrumente für die endoskopische Chirurgie 


01.06.95-01.09.95 1 Personenmonat wiss. Personal BAT IIa 

1 Personenmonat wiss. Hilfskraft 



Entwicklung einer experimentellen Testumgebung für die Grundlagenerprobung 

taktiler Instrumentensysteme 

einschließlich eines standardisierten Validierungsprotokolls 


01.06.95-01.09.95 1 Personenmonat wiss. Personal BAT IIa 

3 Personenmonate tech. Personal BAT IVb 

3 Personenmonate wiss. Hilfskraft 


Grundlagenerprobung Funktionsmuster FM A1/A2 - makroskopisch 

(Vibrotaktiler Sensor, Pulsatiler Sensor) 





Grundlagenerprobung FM B1/B2 

(Faßzange / Taststab mit taktilem Mikrosensorarray) 





Überarbeitung und Detaillierung der medizinischen Konzeption für taktile 

Sensorsysteme / Erarbeitung eines klinischen Erprobungsplans 






Grundlagenerprobung Funktionsmuster FM A1/A2 - miniaturisiert 

(Vibrotaktiler Sensor, Pulsatiler Sensor) 





Grundlagenerprobung Funktionsmuster FM H 

(Matching von taktiler Information und Videosignal) 





Grundlagenerprobung Funktionsmuster FM C1/C2 

(Faßzange / Taststab mit taktilem elektrorheologischen Aktorarray) 





Grundlagenerprobung Funktionsmuster FM G 

(Taktiler Manipulator) 





Erarbeitung eines Trainings- und Demonstrationskonzepts 





5. Stand der Wissenschaft und Technik vor Projektbeginn 

Die Minimal Invasive Chirurgie hatte in den vorausgegangenen Jahren weite Bereiche der 

verschiedenen chirurgischen Fachrichtungen beeinflußt. Unter Nutzung moderner Technologie 

kann auf die breite Öffnung von Körperhöhlen verzichtet werden. Die Sicht wird über 

Endoskope und Videosysteme gewährleistet, der chirurgische Eingriff mit Instrumenten 

vorgenommen, die über kleine Zugänge in die Körperhöhle eingeführt werden. Grundsätzlich 

wird durch diese Vorgehensweise das operative Trauma vermindert, die postoperativen 

Schmerzen werden signifikant gesenkt und die Zeit des Klinikaufenthaltes kann deutlich 

reduziert werden, so daß in der Regel zwar ein größerer operativer Aufwand erforderlich ist, 

wegen der kurzen Liege- und Rehabilitationszeiten aber trotzdem Krankheitskosten gesenkt 

werden können. Die typische Operation, bei der die Vorteile der MIC erstmals in größerem 

Rahmen dargestellt werden konnten, ist die laparoskopische Cholezystektomie. 

Zunehmende Erfahrung und technischer Fortschritt erlauben heute auch die Ausführung 

größerer Eingriffe auf endoskopischem Wege, so daß mit einer weiteren Ausweitung 

endoskopischer Operationsverfahren zu rechnen ist. 

Für den endoskopisch arbeitenden Chirurgen ist im allgemeinen das zweidimensionale 

Videobild die einzige Quelle von Informationen über das Operationsgebiet. Die Lokalisation 

von Tumorgrenzen und Beurteilung der Dignität ist damit erheblich erschwert. Intraoperativ 

verwendbare technische Hilfsmittel zur Gewinnung taktiler Gewebe- oder Greifkraftinformation 

stehen nicht zur Verfügung. 

Bereits seit längerem existieren detaillierte theoretische und experimentelle Arbeiten zum 

Vibrationsverhalten und der Messung vibroelastischer Eigenschaften biologischer Gewebe 

[1]-[3]. Die Ausrichtung auf konkrete medizinische Anwendungen ist verstärkt in den letzten 

Jahren zu beobachten [4]. Große Entwicklungsanstrengungen in der Nutzung vibrotaktiler 

Sensorik für endoskopische Disziplinen der Chirurgie werden derzeit in Japan unternommen, 

z.B. am Nihon University College of Engineering, der Hirosaki University School of 

Medicine und dem University of Tokyo Dept. of Cardiothoracic Surgery. 

Die Entwicklung ortsauflösender kapazitiver Tastsensorarrays speziell für die Minimal 

Invasive Chirurgie wird insbesondere von Gruppen in den USA vorangetrieben, beispielsweise 

an der Division of Applied Sciences der Harvard University, Cambridge, Mass.. Hier 

wird auch auf dem Gebiet der Pulsdetektion [5] sowie der Aktorik gearbeitet. In Deutschland 

laufen Arbeiten im Bereich der kapazitiven Tastsensorik beispielsweise an der Universität 

Duisburg in Zusammenarbeit mit dem Fraunhofer-Institut für Mikroelektronische Schaltungen 

und Systeme. 

Laseroptische Methoden für taktile Anwendungen werden in Japan mit Unterstützung der 

Olympus Optical Co. erprobt. 

Ein optisches Tastsensorarray einschließlich einer vibrationsbasierten Aktorik wurde in 

Zusammenarbeit mit unserer Gruppe bereits am Forschungszentrum Karlsruhe entwickelt. 


II. Ablauf und Ergebnisse 

Arbeitspaket 1: Untersuchung der Sensorik des menschlichen Hand-Arm- 

Systems/ Spezifikation physiologischer Anforderungen an technische 

Tastverfahren für die MIC. 

1.1 Die Physiologie des menschlichen Tastsinns 

Die Physiologie des menschlichen Tastsinns sowie die Palpationsmanöver, die in der Chirurgie 

intraoperativ zur Anwendung kommen, wurden hinsichtlich Tastergonomie und Palpationstechnik 

untersucht. Dies geschah in enger Abstimmung zwischen Physikern unserer 

Gruppe sowie des FhG-IBMT und Chirurgen unterschiedlicher Disziplinen. 

In Zusammenarbeit mit Einrichtungen für Sehbehinderte konnten grundlegende Leistungsmerkmale 

des menschlichen Tastsinns wie das maximale Auflösungsvermögen, Techniken 

des hochauflösenden Tastens und die zugeordneten physikalischen Daten erhoben werden. 

Der Sinneseindruck der Palpation entsteht durch die Reizung der exterozeptiven Sensoren, die 

sich in der Haut befinden in Verbindung mit den Reizen der propriozeptiven Sensoren in den 

Gelenken. Die propriozeptiven Sensoren geben die Anpreßkraft der Hand wieder. Untersuchungen 

der Haptik Sehbehinderter zeigten, daß die propriozeptive Sensorik ohne visuelle 

Unterstützung nur eine sehr ungenaue Orts- und Positionsbestimmung der Hand erlauben. Die 

Positionsbestimmung der Taststelle im Raum wird hauptsächlich visuell geleistet, während 

die räumliche Struktur des Tastobjektes durch die exterozeptive Sensorik erfaßt wird. Um 

dem Chirurgen einen natürlichen takilen Eindruck zu vermitteln, müssen sowohl die propriozeptive 

Sensorik als auch die exterozeptive Sensorik stimuliert werden. Die Anpreßkraft sollte 

durch Stimulation der propriozeptiven Sensorik und die räumliche Erfassung des Tastbjektes 

durch Stimulation der exterozeptiven Sensorik vermittelt werden. 

Die exterozeptive Sensorik reagiert auf Druck, seine Änderung sowie auf Vibration und 

Beschleunigung der Hautoberfläche. 

Der taktile Sinneseindruck durch die exterozeptive Sensorik entsteht durch eine Kombination 

dieser Einflüsse. Die höchste räumliche Auflösung der taktilen Information durch den 

Tastsinn in der Fingerbeere ist 0.5 mm [1] und wird durch den gemeinsamen Reiz des Drucks 

auf die Fingerbeere und der Vibration der Hautoberfläche durch Abtasten des Objekts 

erreicht. Weder eine alleinige vibrotaktile Reizung noch eine reine Druckreizung führt zu dieser 

Empfindlichkeit. Die alleinige Reizung eines Sensortyps führt zu einem deutlich geringeren 

räumlichen Auflösungsvermögen von 3 mm im Vergleich zu 0.5 mm bei kombinierter 

Stimulation der Sinnesreize. 

Die taktile Erfassung einer größeren Struktur erfolgt normalerweise iterativ. Nach Gewinn 

eines groben Überblicks durch grobes Abtasten der Struktur werden die interessantesten 

Stellen der Struktur wiederholt und fein abgetastet. Dieses Vorgehen ermöglicht schnelles und 

effizientes Erfassen einer Struktur sowie schnelles Auffinden von morphologisch interessanten 

Bereichen der ertasteten Struktur. 


Im Ergebnis konnten aus physiologischer Sicht die folgenden Spezifikationen definiert werden, 

die bei der technischen Nachbildung der menschlichen Wahrnehmung durch taktile 

Instrumentarien zu fordern sind. Diese Ergebnisse sind als Anforderungen, Konzepte und 

Realisierungsvorschläge in alle weiteren Arbeitspakete eingeflossen 

Das Auflösungsvermögen der Fingerkuppe wurde in Abhängigkeit von Art und Intensität der 

Impulse untersucht. Die maximale Kraft, die die Fingerbeere beim aktiven Ertasten von 

Oberflächenstrukturen ausübt, wurde für monopolares Tasten zu 50 bis 100 cN bestimmt. 

Diese Kraft entspricht bezogen auf die Fläche der Fingerbeere von etwa 0,5 cm² einem Druck 

von 200 mbar. Untersuchungen an Gewebeproben zeigten, daß ein höherer Anpreßdruck das 

Gewebe verletzen kann. Die maximale laterale Auflösung des menschlichen Tastsinns beim 

Überstreichen von Strukturen mit mehreren Fingern beträgt etwa 500 µm; dies wird 

beispielweise durch die von geübten sehbehinderten Personen verwendete Technik des Lesens 

von Braille-Texten illustriert, vergleiche hierzu [6]. Geringfügig höhere Punktauflösungen 

können beim Reiben z.B. zwischen Daumen und Zeigefinger erreicht werden, vgl. dazu [7]. 

Die differentielle Auflösung der Fingerkuppe beträgt etwa 1 mbar mit nur geringfügigen 

Abweichungen zwischen den einzelnen Fingern. 

Die Verwendung anderer Hautareale als taktile Empfänger wurde geprüft, jedoch von chirurgischer 

Seite für klinisch nicht praktikabel erachtet. 

Die Mechanismen der sensorischen Reizaufnahme über die Rezeptoren der Haut und die Propriozeption 

in Gelenken, Muskeln und Sehnen wurden einander gegenübergestellt und die 

Bedeutung der visuellen Unterstützung für die Positionsbestimmung der tastenden Hand untersucht. 

1.2 Operatives Umfeld 

Das taktile Instrument soll in ein endoskopisches operatives Umfeld integriert werden, in dem 

das Personal hohen Belastungen ausgesetzt ist. Die Kosten zum Betrieb eines Operationssaals 

sind hoch und das Personal ist knapp. Schon beim Aufbau der Geräte und beim sterilen Herrichten 

der Instrumente herrscht oft Zeitdruck. Die Organisation des sterilen Instrumentariums, 

Einleitung des Patienten, des kompletten Operationsteams und eventuell hinzuzuziehender 

Experten muß zeitlich optimal abgestimmt werden, um Kosten und Narkosezeit zu minimieren. 

Die Operation erfordert bestmögliche Präzision und oft schnellstmögliches richtiges Handeln. 

Deshalb steht insbesondere der verantwortliche Operateur, der eine Vielzahl von chirurgischen, 

anästhesiologischen, medizintechnischen und organisatorischen Bedingungen einhalten 

muß, unter hoher Belastung. Das sterile Personal hat nur begrenzte Bewegungsfreiheit und 

unterliegt teilweise erheblichen ergonomischen Belastungen. Deshalb müssen Instrumente 

und Geräte, die in einer solchen endoskopischen Operation verwendet werden, einfach, 

schnell montierbar, zuverlässig und dennoch wirkungsvoll sein. 


1.3 Anforderungen an den Sensor 

Das Sensorarray sollte eine realistische chirurgische Palpation ermöglichen. Aus diesem 

Grund muß es mindestens die physiologische Auflösung und Empfindlichkeit wiedergeben. 

So ergibt sich für den Sensor eine zu fordernde räumliche Auflösung von 

0,5 mm - 1 mm. Das Sensorarray sollte im Betrieb als taktiler Sensor einem Anpreßdruck von 

mindestens 200 mbar standhalten 

Die realistische Palpation von Strukturen erfordert eine Kraft- bzw. Druckauflösung jedes 

einzelnen Sensorelements von mindestens 1 mbar differentieller Auflösung bei einer absoluten 

Genauigkeit von 10 mbar. 

Die Temperatur des Gewebes wird in der minimal-invasiven Chirurgie wie in der offenen 

Chirurgie bisher nicht gemessen. Es ist sicher von Interesse, die Temperatur des Gewebes zu 

bestimmen, um eventuell zusätzliche Aussagen über das Gewebe erhalten zu können. Temperaturmessungen 

können vorab vom MIC Tübingen mit einem Thermoelement im Tierversuch 

vorgenommen werden. 

1.4 Anwendungszenarien 

Die in TAMIC geplante taktile Faßzange sollte dem Chirurgen bei einem minimal-invasiven 

chirurgischen Eingriff ein Abtasten des Gewebes ermöglichen. Dieses Abtasten ermöglicht 

sowohl die Unterscheidung von gesundem und pathologischem Gewebe als auch die 

Erkennung von Gefäßen. 

Die taktile Faßzange soll durch die Bestimmung von Härte, Oberflächenrauhigkeit und Verschieblichkeit 

des Gewebes bzw. von Strukturen im Gewebe einen taktilen Eindruck des ertasteten 

Gewebes ermöglichen. Dieser taktile Eindruck sollte dem Chirurgen in der minimalinvasiven 

Chirurgie die Identifikation von pathologischem Gewebe ermöglichen. In der 

minimal-invasiven Chirurgie sind pathologische Veränderungen des Gewebes z. B. in Form 

von 

• Gallengangssteinen, 

• endoluminalen Tumoren ( Rektumtumor, Magenkarzinom), 

• oberflächennahen Tumoren im Parenchymgewebe, 

• Lebermetastasen und 

• Morbus Crohn im Dünndarm (endzündliche Verhärtungen) 

interessant. Eine Identifikation von Gefäßen durch die taktile Faßzange ist in der minimalinvasiven 

Chirurgie sehr wünschenswert, um Verletzungen dieser Gefäße zu vermeiden. Die 

Faßzange sollte die Pulsation von Arterien digital detektieren können. Die digitale Erkennung 

von Venen wäre wünschenswert, ist aber vermutlich schwer zu realisieren. Die taktile Faßzange 

soll sowohl zur Palpation als auch zum Fassen von Gewebe in der laparoskopischen 

MIC eingesetzt werden. Die Kombination von Greif- und taktilem Instrument kann die taktile 

Faßzange zu einem Routineinstrument des Chirurgen in der minmalinvasiven Chirurgie 

machen. 


In einigen Fällen konnte den Partnern die Anwesenheit bei chirurgischen Operationen ermöglicht 

werden. Die diagnostischen und therapeutischen Bedingungen, die Anforderungen an 

Reinigbarkeit und Sterilisierbarkeit sowie an die elektrische und mechanische Sicherheit der 

Instrumente wurden spezifiziert. In Ergänzung wird auch hier auf die Ergebisse von Arbeitspaket 

3 verwiesen, weiter auf die Ergebnisse in Arbeitspaket 7. 

Das Arbeitspaket wurde im Zeitplan abgeschlossen. 


Arbeitspaket 2: Mechanische Eigenschaften pathologischer Humangewebe 

2.1 Messungen mit dem Kraft-Weg-Aufnehmer 

Inhalt des Arbeitspakets war die Bestimmung mechanischer Eigenschaften, wie Elastizität, 

Härte, Rauhigkeit oder Verschieblichkeit, pathologischer und gesunder Gewebe. Sowohl die 

statisch taktilen als auch die mechanische Impedanz - das heißt die vibrotaktilen Eigenschaften 

pathologisch veränderter Gewebetypen in Bezug auf das umgebende gesunde Gewebe - 

wurden untersucht. 

Zur Messung statisch taktiler Gewebeeigenschaften wurde eine standardisierte Testumgebung 

aufgebaut, die auf statischer Kraft-Weg-Messung beim Zusammendrücken von Resektatgeweben 

gegen eine feste Unterlage basiert. Es konnten somit Elastizitästmodule fester Proben 

aufgenommen werden. 

Weg [mm] 

14 

12 

10 

8 

6 

4 

2 

-2 0 2 4 6 8 10 12 14 16 

Zeit [s] 

Abb. 1. Messung des Weges bei Auf- und Zubewegung des Maulteils. 

Hauptergebnis dieser Messungen war, daß das undurchblutete Resektatgewebe bei langsamen 

Bewegungen schlecht durch ein elastisches Modell beschrieben werden kann. Vielmehr 

überwiegt der plastische Charakter des Gewebes. Außerdem hingen die Meßwerte stark vom 

Zustand des Resektats ab (Alter, Autolysegrad). 


Kraft [mN] 

15 

10 

5 

0 

-10 -8 -6 -4 

Weg [mm] 

Abb. 2. Hysterese bei der Kraftmessung der Auf- und Zubewegung von Abb. 1. 

2.2 Messungen mit dem vibrotaktilen Referenzmeßsystem 

Weiter wurden mit einem vibrotaktilen Referenzmeßsystem des FhG-IBMT Impedanzeigenschaften 

verschiedener Proben vermessen. Die Funktionsweise des Referenzsystems ist ausführlich 

im Bericht der FhG-IBMT beschrieben. 

Die vibrotaktilen Eigenschaften von Gewebe können durch eine Anregung des Gewebes zu 

einer erzwungenen Schwingung ermittelt werden. Für die Messung der Impedanz des schwingenden 

Systems wird sowohl die Anpreßkraft als auch die Schwingungsamplitude zeitabhängig 

detektiert. Durch Variation der Frequenz des anregenden schwingenden Stößels kann die 

Eigenresonanz des schwingenden Systems bestimmt werden. Ziel der Bestimmung der Impedanz 

des Gewebes ist ein vibrotaktiles Instrument, mit dessen Hilfe Aussagen über die Härte 

(Scher- und Kompressionsmodule) des Gewebes getroffen werden können. 


Im Dezember 1995 wurden mit dem vom FhI-IBMT zur Verfügung gestellten Referenzsystem 

von Brüel & Kjaer die vibrotaktilen Eigenschaften folgender Humanresektate gemessen. 

• Lebermetastasen, 

• gesundes Lebergewebe, 

• Dickdarm-Adenom, 

sowie aus der Hals-Nasen-Ohren-Klinik: 

• Polyp, 

• Schleimhaut, 

• Schleimhaut mit Schwellkörper, 

• Lymphknoten, 

• glandula submandibularis (Unterkiefer-Speicheldrüse), 

• Plattenepithelkarzinom, 

• Knorpel, 

• Gesichtsknochenfragmente, 

• Unterkieferknochen. 

Für die Messungen wurde mit einer Waage eine konstante Anpreßkraft des schwingenden 

Stößels von 2 cN eingestellt. Die Gewebeproben lagen für die Messungen auf einer harten 

Unterlage. Die Leberresektate hatten eine Dicke von 7 mm. Bei den anderen Resektaten war 

die Größe von der natürlichen Ausdehnung der Gewebeproben abhängig. In den beiliegenden 

Schaubildern sind die Einzelmessungen dargestellt. Die Resonanzfrequenzen variieren für die 

verschiedenen Gewebe zwischen 18 Hz und 110 Hz. Die Schwankungen innerhalb einer 

Gewebeprobe waren wie die durch die Meßungenauigkeit des Systems bedingten 

Schwankungen gering. Eine Unterscheidung der unterschiedlichen Gewebeproben läßt sich 

eher durch eine Bestimmung der Eigenresonanz des schwingenden Systems bewerkstelligen, 

als durch eine Messung der Kraft oder Amplitude bei definierter Frequenz. Die 

Resonanzfrequenz von gesundem und pathologisch verändertem Gewebe unterscheidet sich in 

diesem Laborexperiment um etwa einen Faktor zwei. Die einzelnen Messungen werden im 

folgenden kurz diskutiert. 


• Lebermetastasen im Vergleich zu gesundem Gewebe (siehe Abb. 3): Die Resonanzfrequenz 

von gesundem Gewebe war bei zwei Präparaten zwischen 21 Hz und 24 Hz während 

sie für das pathologisch veränderte Gewebe zwischen 28 Hz und 35 Hz war. Eine 

vibrotaktile Unterscheidung zwischen gesundem und pathologisch verändertem Gewebe 

scheint demnach möglich. 

Abb. 3: Vibrotaktile Messungen von Lebermetastasen im Vergleich zu gesundem Gewebe. 

Es wurde auch nach einem zweiten Prinzip gemessen. Es wurde die Schwingungsamplitude 

konstant gehalten und die zur Erzielung dieser Auslenkung notwendige Kraft ermittelt. Die 

zur Anregung notwendige Kraft bei konstanter Schwingungsamplitude und einer Frequenz 

von 15 Hz lag bei gesundem Gewebe zwischen 20 mN und 25 mN und bei dem pathologisch 

veränderten Gewebe zwischen 40 mN und 60 mN. 


• Bei den Messungen des Kolon-Adenoms war die Resonanzfrequenz des Adenoms mit 21- 

26 Hz geringer als die Frequenz der gesunden Darmwand mit 30-50 Hz (Abb. 4, 5). Dies 

entspricht dem taktilen Eindruck des gegenüber der Darmwand weicheren Adenoms. Die 

Schwankungen der Resonanzfrequenz der Darmwand liegen im verwendeten Meßaufbau 

begründet, da die dünne Darmwand direkt auf einer harten Korkauflage plaziert war und 

nicht frei schwingen konnte. Dies wird in der folgenden Messung korrigiert werden. Eine 

Unterscheidung der Gewebesorte aufgrund der Kraft ist hier nicht möglich. 

Abb. 4: Vibrotaktile Messungen von Kolon im Vergleich zu gesundem Gewebe. 

Abb. 5: Streuung der vibrotaktilen Messungen bei verschiedenen Organen. 


• Die Messung an Lymphknoten im Hals-Bereich offenbarte keine Unterschiede zwischen 

Lymphknoten und umgebendem Bindegewebe (Abb. 6). Dies entspricht dem taktilen Eindruck, 

da die Härte der Gewebe taktil nicht zu unterscheiden ist. In der chirurgischen 

Praxis ist dies jedoch durch Messung der Verschieblichkeit der Lymphknoten möglich. 

Abb. 6: Vibrotaktile Messungen an Lymphknoten im Hals-Bereich im Vergleich zum umliegenden 

Bindegewebe. 


• Die Resonanzfrequenzen des Plattenepithelkarzinoms waren mit 25-30 Hz deutlich größer 

als die Resonanzfrequenzen der umgebenden Schleimhaut mit 21-22 Hz (Abb. 7). Eine 

taktile Lokalisation ist demnach bei einer Bestimmung der Resonanzfrequenz möglich, 

nicht jedoch bei Bestimmung der Kraft oder Amplitude. Besonders hervorzuheben ist hier 

die Detektion des karzinomatösen Gewebes im Hintergrund von gesunder Schleimhaut. 

Abb. 7: Vibrotaktile Messungen an Plattenepithelkarzinom im Vergleich zur umgebenden 

Schleimhaut. 


• Nasenschleimhaut kann ebenso von Gesichtsknochen durch eine Bestimmung der 

Resonanzfrequenz unterschieden werden (Abb. 8). Die Messungen der Resonanzfrequenz 

größerer Knochenfragmente ist jedoch noch ungenau, da der Knochen mechanisch nicht 

fixiert war und so bei einer vibrotaktilen Anregung bezüglich der Unterfläche zu 

Schwingungen angeregt wurde. Diese Ungenauigkeit wird in der nächsten Messung durch 

eine mechanische Fixierung, die auch in vivo vorhanden ist, korrigiert. 

Abb. 8: Vibrotaktile Messungen an Nasenschleimhaut im Vergleich zum Gesichtsknochen. 


• Die Resonanzfrequenz von Nasen-Polypen (Abb. 9) war bedingt durch die 

unterschiedliche Größe der Polypen mit 15-30 Hz großen Schwankungen unterworfen. 

Dennoch ist eine vibrotaktile Unterscheidung zwischen Polyp und Knochen möglich. 

Abb. 9: Vibrotaktile Messungen an Nasenpolypen im Vergleich zum Gesichtsknochen. 

Aufgrund dieser Ergebnisse scheint eine vibrotaktile Messung zur Bestimmung von Gewebehärten 

und damit auch zur Unterscheidung der verschiedenen Gewebetypen grundsätzlich 

möglich (Abb. 10). So ist z. B. mit dem verwendeten Referenzsystem eine Differenzierung 

zwischen Lebermetastasen und gesundem Umgebungsgewebe bei Bestimmung der 

Resonanzfrequenz des Gewebes möglich. Diese Differenzierung ist auch in gewissen Grenzen 

für verdeckte Strukturen möglich. Einschränkend ist anzumerken, daß die hier vorgestellten 

Messungen mit einem Labor-Meßsystem für vibrotaktile Sensorik durchgeführt wurden. Bei 

Verwendung eines natürlicherweise ungenaueren miniaturisierten vibrotaktilen Sensors 

könnten die Unterschiede in der Resonanzfrequenz von maximal einem Faktor zwei geringer 

als die Meßungenauigkeit sein. Die Anpreßkraft ist intraoperativ größeren Schwankungen 

unterworfen, die zusätzlich die Ungenauigkeit der Meßmethode vergrößern. Da das Signal 

eines vibrotaktilen Sensors bei kleineren Strukturen (

waren zu ungenau, da bei diesen Präparaten bedingt durch den Meßaufbau die gesamten Präparate 

zu Schwingungen angeregt wurden. Diese Schwingungen verfälschten die Messung 

stark, weshalb hier die Meßfehler am größten waren. Es wird vorgeschlagen, daß die Präparate 

in einem nachfolgenden Experiment fixiert werden, so daß sie nicht mehr schwingen 

können. Des weiteren ist die Schwingungsamplitude von gegenwärtig 50 µm wesentlich zu 

verringern, um einen ständigen Kontakt des Stößels mit dem Präparat zu gewährleisten. 

Resonanzfrequenz /Hz 

100 

80 

60 

40 

20 

0 

Polyp 

Lymph. 

Schwellk. 

Schleimhaut 

PE-Karzinom 

Knorpel 

TAMIC-Schlußbericht der Sektion MIC, Universität Tübingen 23 

Ges.-knochen 

Abb. 10: Unterscheidung von Gewebearten in der Hals-Nasen-Ohrenheilkunde nach den 

vibrotaktilen Messungen. 

Die Lokalisation von karzinomatösem Gewebe wie einem Plattenepithelkarzinom in der umgebenden 

Schleimhaut ist ebenfalls in der Hals-Nasen-Ohrenheilkunde von großem Interesse, 

da die Tumoren häufig verdeckt sind. Die grundsätzliche Möglichkeit dieser Lokalisation 

wurde mit dem Referenzsystem an einem Resektat gezeigt. 

Abschließend läßt sich sagen, daß eine Unterscheidung der einzelnen Gewebetypen durch 

vibrotaktile Sensorik grundsätzlich möglich ist. Die hier gewonnenen Ergebnisse müssen 

jedoch weiter vertieft werden, bevor sich abschließende Aussagen treffen lassen. 

2.3 Messungen mit dem vibrotaktilen Versuchsaufbaus in Tübingen 

2.3.1 Einleitung und Problemstellung 

Schon vor Beginn des TAMIC-Projekt war von MICT mit der Entwicklung zweier Vorstudien 

eines vibrotaktiler Sensoren begonnen worden. Begleitend zum TAMIC-Projekt wurde die 

Entwicklung im Rahmen einer Diplomarbeit, die gemeinsam mit Prof. Dipl.-Ing. Fritz Seutter 

bei der FHTE in Esslingen betreut wurde, fortgeführt. 

Unterkiefer 

gl.sub.

Die Problemstellung war grundsätzlich die gleiche, wie für die Entwicklung des vibrotaktilen 

Sensors bei der FhG IBMT. Allerdings sollte nicht die Resonanzfrequenz des Gewebes 

gemessen werden, sondern die Dämpfung des schwingenden Taststößels durch den Gewebekontakt. 

Dieser Ansatz erschien technisch wesentlich einfacher und damit kostengünstiger 

realisierbar. Der Vergleich mit der ganz ähnlichen und erfolgreichen Entwicklung von 

AXIOM [4, 8, 9] zeigt die Richtigkeit dieses Gedanken. 

Dafür sollte eine Geometrie angestrebt werden, die endoskopisch einsetzbar sein sollte. Der 

Grundgedanke war ein zylindrisches vibro-taktiles Sensorinstrument mit einem Außendurchmesser 

von 10mm, 12mm oder höchstens 15mm, so daß es durch die handelsüblichen Trokare 

eingesetzt werden kann. Dieses Instrument soll in Berührung, vergleichbar einem Kugelschreiber 

auf Papier, über das suspektes Gewebe bewegt werden und in Echtzeit die Gewebehärte 

messen und anzeigen können. Die Übermittlung der Tastinformation kann visuell in 

Form eines Graphen und / oder akustisch (z. B. als Tonhöhe) geschehen. Eine optische Anzeige 

wäre für den Chirurgen eine Ablenkung, da er zur Beurteilung des Tastens die Tastbewegung 

im endoskopischen Bild verfolgen muß. Daher sollte eine akustische Übermittlung 

der Tastinformation angestrebt werden. 

Das Anwendungsszenario für ein späteres Produkt war ein batteriebetriebenes, kabellos und 

sterilisierbares vibrotaktiles Sensorinstrument. 

2.3.2 Funktionsweise des optimierten vibrotaktilen Versuchsaufbaus 

Das Abtasten geschieht mit Hilfe eines schwingenden Taststößels der über das zu prüfende 

Gewebe geführt wird. Die Gewebehärte und die mitschwingende Gewebemasse bestimmt die 

Dämpfung der resultierenden Schwingung. Im Tastkopf befindet sich ein Stabmagnet der 

axial magnetisiert ist. Dieser wird in einer Meßspule hin und her bewegt und induziert dort 

eine Spannung die von dem Verfahrweg der Prüfspitze abhängt. Die Induktionsspannung wird 

mit dem Ziel elektronisch weiterverarbeitet, daraus die mechanische Dämpfung des abgetasteten 

Gewebes zu ermitteln. 


1 mm Hub 

Taststößel 

Magnet 

Steckbuchse 6-Polig 

Spule 2: 

Drahtdurchmesser = 0,25 mm 

N = 2100 Windungen 

R = 19 Ohm 

L = 50 mH 

Abb. 11 Gesamtansicht des vibrotaktilen 

Versuchsaufbaus im Schnitt 

Der Versuchsaufbau verwendet drei 

koaxial übereinander liegende Spulen. 

Die mittlere Erregerspule 1 wird von 

einem Gleich-, die obere Erregerspule 

2 von einem Wechselstrom einstellbarer 

Frequenz durchflossen (Abb. 11). 

Dadurch entsteht in Spule 1 ein festes 

in Spule 2 ein wechselndes Magnetfeld. 

Spule 2 ist auf einen festen Eisendorn 

gewickelt. Spule 1 umhüllt den in 

achsialer Richtung beweglichen Taststößel. 

Der Taststößel wird abwechselnd 

vom Eisendorn angezogen und 

abgestoßen. So wird die Schwingung 

angeregt, die dann durch Gewebekontakt 

des Stößels gedämpft wird. 

Zur Erfassung der gedämpften Schwingung 

ist in den Taststößel zusätzlich 

Spule 1: 

ein Permanentmagnet integriert, der 

Drahtdurchmesser = 0,25 mm 

von der unten liegenden Spule 3 

N = 2100 Windungen 

R = 19,7 Ohm 

(Meßspule) umhüllt ist. Durch die 

L = 35,5 mH 

Bewegung wird in Spule 3 eine 

Spannung induziert. 

Für den Anschluß der Versorgungsund 

Meßleitungen wurde ein Stecker 

angebracht und um die empfindlichen 

Spulendrähtchen zu schützen, wurde 

die ganze Anordnung mit einem 

Schrumpfschlauch umschlossen. 

Spule 3: 

Dieser Versuchsaufbau erreichte einen 

Drahtdurchmesser = 0,09 mm Hub von 1mm mit ausreichender Kraft, 

N = 2600 Windungen um Gewebe auszulenken. In der Meß- 

R = 199 Ohm 

spule wurde eine ausreichend hohe zu 

messende Spannung induziert. Nur die 

mit Gleichstrom bestromte Spule 

wurde noch etwas warm. Dies konnte 

durch Bestromung mit pulsierendem 

Gleichstrom behoben werden. 

Mßtb1 1 


Um eine bessere Signalauswertung zu erlangen, wurde parallel zu dem ungefilterten Signal 

ein RC-Glied als Tiefpaß geschaltet, welches die hochfrequenten Spannungsspitzen ausfiltert. 

Durch einen Meßgleichrichter wird das verbleibende Wechselspannungssignal gleichgerichtet 

und als proportionaler Gleichspannungswert über ein LCD-Display dargestellt. Die Anzeige 

auf dem Display ist somit ein Maß für den Flächeninhalt zwischen Spannungsverlauf und 

Zeitachse (Abb. 12). 

Abb. 12 Blockschaltbild der Elektronik des vibrotaktilen Versuchsaufbaus 

2.3.3 Ausgangssignale 

Die folgenden drei Diagramme zeigen drei typische ungefilterte Ausgangssignale des Versuchsaufbaus, 

abgegriffen direkt am Stecker. 

2.3.3.1 Ungedämpfter Signalverlauf 

Der Stift kann frei schwingen. Es wird die maximale Spannung induziert. 

Ordinate: 50 mV /[Div] 

Abszisse: 0,2 s /[Div] 


2.3.3.2 Schwach gedämpfter Signalverlauf 

Der Stift wird durch ein beliebiges Objekt in seinem Schwingungsweg begrenzt, es wird nur 

ein Teil der maximalen Spannung induziert. 

Ordinate: 50 mV/[Div] 

2.3.3.3 Vollständig gedämpfter Signalverlauf 


Der Stift kann nicht mehr schwingen, es wird die minimale Spannung (durch Streufelder) induziert. 

Ordinate: 50 mV /[Div] 



2.3.4 Erprobung des vibrotaktilen Versuchsaufbaus an Tastphantomen 

Versuchsziel und -aufbau 

Gefragt war der Zusammenhang zwischen subjektiver Gewebehärte (manueller Tastbefund) 

und Meßwert des vibrotaktilen Versuchsaufbaus. Dazu wurden vorbereitete Tastphantome 

verschiedener Größe aus Einweghandschuhen, gefüllt mit Ultraschallgel und Schaumstoffkügelchen 

(Modelle 1b, 1c, 1d, 1e) mit dem vibrotaktilen Sensorsystem abgetastet. Die Phantome 

wurden zur Kraftmessung auf eine Briefwaage gelegt. 

Es wurde stets die maximale Erregerspannung verwendet, damit der Taststößel bei Berührung 

in Bewegung blieb. Je härter das Gewebe war, desto höher war der erforderliche Betrag der 

Erregerspannung, um ein Verklemmen des Taststößels zu verhinden. Als anregende Frequenz 

wurden 26 Hz verwendet, da dieser Versuchsaufbau bei dieser Frequenz die maximale 

Auslenkung erreichte. 

Über die Spitze des vibrotaktilen Sensor wurde ein Fingerling (OP-Handschuh) gestülpt, um 

das Eindringen von Flüssigkeiten zu verhindern. Gleichzeitig sollte die Funktionalität des 

Sensors mit Fingerling geprüft werden, um die Möglichkeit zu erproben, ihn mit Hilfe eines 

Überzugs steril zu halten und so die Sterilisation des gesamten Sensors zu vermeiden. 

Versuchsreihe 1 

Da durch das Eigengewicht des Schwingers die Induktionsspannung nicht lageunabhängig ist, 

wurde der Sensor in aufrechter, kopfstehender, horizontaler und diagonaler Stellung im Leerlauf 

(F = 0N) gemessen. 

Bedingungen: Frequenz f = 26 Hz, Auflagekraft F = 0 

Meßreihe 1 

ohne Fingerling 

2 

ohne Fingerling 

3 

mit Fingerling 

Vertikal, nach unten getastet 68 65 63 

Vertikal, nach oben getastet 31 29 33 

Horizontal getastet 46 46 43 

45° nach unten getastet 58 61 52 

45° nach oben getastet 27 29 32 

Interpretation: 

• Die Lageabhängigkeit der Messung war bei Neigungen bis 45° gegen die Vertikale gering. 

• Horizontales oder gar nach oben gerichtetes Messen waren nicht sinnvoll. 


Im folgenden wurden alle Messungen vertikal nach unten tastend durchgeführt. 


Bedingungen: Frequenz f = 26 Hz, mit Fingerling, Modell 1e im weichen Bereich getastet. 

Auflagekraft F / N 1 1,5 2 2,5 3 

Phantom ohne Schaumstoff und ohne Fingerling 62 56 52 55 54 

Phantom ohne Schaumstoff und mit Fingerling 52 50 50 49 49 

Phantom mit Schaumstoff und mit Fingerling 53 52 51 50 50 


• Die Induktionsspannung war von der Auflagekraft abhängig. 

• Je höher die Auflagekraft gewählt wurde, desto geringer war die Eigeninduktion. 

• Wurde der Taststößel durch einen starren Körper festgehalten, wurde lageunabhängig ein 

Meßwert von 26 angezeigt. Diese Induktion wurde offenbar durch dieStreufelder der Erregerspulen 

verursacht. 


Bedingungen: Frequenz f = 26 Hz, Amplitude maximal, Fingerling übergestülpt, 

Lage senkrecht, mehrere Schaumstoffplatten (Dicke 5mm) übereinander 

auf eine harte Unterlage gelegt. 

Anzahl der Schaumstoffplatten 

1 2 3 4 5 6 7 8 

Meßwert bei 150 cN 30 39/40 44 44 44 44 44 44 

Meßwert bei 280 cN 29 29 40/34 43/40 43/40 41 41 41 

Meßwert bei 410 cN 27 27 27 30 37 35 35 35 


• Sowohl die Auflagekraft als auch die Dicke der gesamten Schaumstoffschicht gingen in 

den Meßwert ein. 

• Bei zu geringer Schaumstoffdicke wurde der Schaumstoff so stark komprimiert, daß die 

harte Unterlage gemessen wurde. War jedoch die Schaumstoffschicht dicker, hatte ihre 

Dicke keinen Einfluß mehr auf die Messung und ein konstanter Wert wurde angezeigt. 

Messung des Schaumstoffs 

Messung der harten Unterlage 



Bedingungen: Aufsetzen des Applikators mit Aufklagekraft F = 0,8 N (Eigengewicht) 

Probe 

Reihe 1 b 1 c 1 d 1 e 

weich hart weich hart weich hart weich hart 

1 54 50 50 42 51 43 53 55 

2 53 48 49 46 53 47 54 55 

3 53 40 51 46 50 46 54 55 

weich = Ultraschallgel hart = Schaumstoffkügelchen im Ultraschallgel 


• Die harten Schaumstoffkügelchen erzeugten eine geringere Induktionsspannung als das 

weichere Ultraschallgel. 


Bedingungen: Aufsetzen des Applikators mit Aufklagekraft F = 2,84 N 

(Eigengewicht und Zusatzgewicht) 

Probe 

Reihe 1 b 1 c 1 d 1 e 

weich hart weich hart weich hart weich hart 

1 50 44 52 33 49 35 53 41 

2 49 39 48 31 48 38 52 45 

3 49 40 52 37 51 42 55 46 


• Mit dem Sensor ließen sich grundsätzlich Härteunterschiede messen. Jedoch waren nur 

unter standardisierten Bedingungen reproduzierbare Ergebnisse erreichbar. 

• Der Sensor müßte für chirurgische Anwendungen so modifiziert werden, daß er lageunabhängig, 

mit Kompensation der Meßkraft und mit stärkerer Anregung mißt. 


2.3.4 Verbesserungsvorschläge 

2.3.5.1 Mechanik 

• Lagerung des Stiftes, zur Verringerung der Reibung. 

• Kleinere Abmessungen ⇒ kleinere Massenträgheit ⇒ höhere Frequenzen. 

• Spulen vergießen. 

• Parallele Druckmessung (Differenzmessung) ⇒ Unabhängiger Anpreßdruck. 

• Spitze abwinkelbar. 

• Magnetische Abschirmung der Spulen. 

• Stärkeren Magnet für die Meßspule. 

• Kleinerer Luftspalt zwischen Spule und Magnet. 

• Abdichtung gegen Flüssigkeiten an der Spitze. 

• Eine Erregerspule durch Permanentmagnet ersetzen. 

• Dämpfungselement, zur Minimierung des Geräuschpegels. 

• Tastende Auflagefäche kann kleiner sein (∅1 mm bis ∅2 mm sind vermutlich ausreichend) 

• Steilerer Kegel an der Spitze, für eine bessere endoskopische Sicht auf den Tastbereich. 

2.3.5.1 Elektronik 

• Verbesserung der Abschirmung der Signalleitungen. 

• Zusätzliche akustische Signalauswertung. 

• Höhere Verstärkerleistung. 

• Zusätzliche Differenz-Meßschaltung für parallele Druckmessung. 

• Frequenzanzeige. 

• Beschränkung der Auswertung auf den relevanten Teil des analogen Meßsignals. 


Arbeitspaket 3: Medizinische Konzeption taktiler Instrumente 

für die endoskopische Chirurgie 

3.1 Zusammenfassung 

Aus dem klinischen Umfeld, den erhobenen Daten und gewonnenen Erkenntnissen zum 

menschlichen Tastsinn, den chirurgischen Palpationstechniken sowie den taktilen Gewebeeigenschaften 

wurden klinische Anwendungsszenarien für taktile Instrumente erarbeitet. 

Aus diesen Anwendungsszenarien wurden Konzepte und Anforderungsprofile für eine taktile 

Faßzange, ein vibrotaktiles Instrument und ein Instrument zur Pulsdetektion abgeleitet. Das 

chirurgisch Wünschenswerte wurde in Form von Entwicklungszielen für die einzelne Instrumente 

wie folgt formuliert. 

Den technischen Partnern wurde von unserer Seite eine Beschreibung des Operationsfeldes 

(Körperinneres und Operationssaal-Systemumfeld) für unterschiedliche Anwendungsszenarien 

an die Hand gegeben, um eine von Anfang an anwendungsnahe Entwicklung zu gewährleisten. 

Hervorzuheben ist, daß in Zusammenarbeit mit Chirurgen unterschiedlicher Disziplinen, darunter 

Gynäkologie, Urologie, Thoraxchirurgie und Hals-Nasen-Ohren-Heilkunde, Anwendungsmöglichkeiten 

taktiler Sensorik und Aktorik über die Minimal Invasive Chirurgie hinaus 

in weiten Bereichen der Medizin aufgezeigt werden konnten. So konnten über den vorgesehenen 

Projektumfang hinaus bereits Lösungsansätze für die Entwicklung eines speziellen 

vibrotaktilen HNO-Sensors für endonasale Eingriffe erarbeitet werden. Die Erstellung 

weiterer Anwendungsszenarien wurde parallel zu den Erprobungsarbeiten während der 

gesamten Projektlaufzeit fortgesetzt. 

Das Arbeitspaket wurde für die im Rahmen des vorliegenden Verbundprojekts zu entwickelnden 

MIC-Instrumente im Zeitplan abgeschlossen. 

3.2 Anforderungen an die Sensorzange 

Die taktile Faßzange sollte die exterozeptive Daumen-Zeige- und Mittelfinger-Palpation 

ermöglichen. Dies schließt die freie Beweglichkeit zweier Finger mit ein. Diese tridigitale 

Palpation ermöglicht ein vollständiges Erfassen der untersuchten Strukturen einschließlich der 

Verschieblichkeit. Somit wären drei frei bewegliche Maulteile ideal. Dieses Instrument sollte 

idealerweise an allen Maulteilen mit Sensoren ausgestattet sein, um den vollen exterozeptiven 

Sinneseindruck zu vermitteln. Dennoch scheint eine Faßzange mit einem sensorisch empfindlichen 

Maulteil und nicht sensorischen Anpreßmaulteilen vorerst in der minimal-invasiven 

Chirurgie ausreichend zu sein. 


Für den vollständigen haptischen Sinneseindruck muß dem Chirurgen zusätzlich die Anpreßkraft 

der Zange durch Kraftreflexion an die propriozeptive Sensorik als Schließkraft der Hand 

vermittelt werden. Die Anpreßkraft kann mechanisch vom Maulteil an den Handgriff transformiert 

werden. Falls die mechanische Reibung durch Verunreinigungen zu stark ist, wäre 

eine elektronisch unterstützte Kraftreflexion sinnvoll. 

Die taktil zu erfassenden Strukturen befinden sich teilweise nicht am Geweberand sondern im 

Hintergrund. Eine Erfassung dieser Strukturen wären durch mit einer Hohlkehle ausgestattete 

Maulteile möglich. Große Strukturen wie z.B. die Leber können nur monodigital ohne Verwendung 

eines Anpreßmaulteils erfaßt werden. Für diese monodigitale Messung sollte entweder 

das Sensormaulteil drehbar ausgestaltet sein oder sich die Anpreßmaulteile im Schaft 

der Faßzange befinden. 

Die Anforderungen an eine taktile Faßzange umfassen außerdem 

•• Kompatibilität zu 5 mm oder maximal 10 mm Trokar, 

•• HF-Festigkeit gegenüber Einstreuung elektromagnetischer Felder, 

•• HF-Festigkeit gegenüber versehentlichem direktem elektrischem Kontakt mit HF-führendem 

Instrument, 

•• Ultraschallverträglichkeit für endoskopischen US, 

•• Zerlegbarkeit der Zange für Reinigungszwecke, 

•• Dampfsterilisierbarkeit der gesamten Zange, alternativ Gassterilisierbarkeit, 

•• Verzicht auf Kabelzuführung. 

Die Sensorzange sollte sowohl zur Palpation als auch zur atraumatischen Manipulation geeignet 

sein. Die Palpation sollte sowohl mit Anpreßmaulteil als auch ohne dieses möglich sein, 

um Oberflächenstrukturen erfassen und Organe abtasten zu können. Zusätzlich muß die Verschieblichkeit 

von Verhärtungen im Gewebe meßbar sein. 

Dies kann durch Bewegung der Sensorzange entlang der Struktur mit seitlicher Detektion 

geschehen. 

Um Strukturen, die sich nicht am Geweberand befinden, abtasten zu können, ist eine Hohlkehle 

am Anpreßmaulteil erforderlich (Abb. 13). Bei diesen Strukturen handelt es sich z. B. 

um Dickdarm, der auch monodigital, d. h. ohne Anpreßmaulteil mit einer klassisch geformten 

Faßzange schwer zu ertasten ist. Die Hohlkehle im Anpreßmaulteil sollte mit 1-2 cm Länge 

und mit einer maximalen Öffnung von 1 cm ausgestaltet sein. 

Abb. 13 Hohlkehle des Maulteils 


Das Sensormaulteil sollte eine glatte Oberfläche haben, um ein Gleiten entlang von Strukturen 

zu ermöglichen. Dieses Maulteil sollte um seine Längsachse um mindestens 90° drehbar sein, 

um monodigitales Tasten und Messung von Verschieblichkeit zu ermöglichen. Die Anpreßmaulteile 

sollten das Gewebe atraumatisch fixieren, um es gegenüber dem Sensormaulteil 

verschieben zu können. Es sollte parallel und eventuell auch orthogonal zum Sensorarray 

verschoben werden können, um die gefaßte Struktur optimal durch das Sensorarray erfassen 

zu können. 

Da diese klinischen Anforderungen sehr komplex sind, sollte die Entwicklung einer taktilen 

Faßzange in drei Stufen erfolgen. 

1. Stufe 

Fehler! Textmarke nicht definiert. 

Abb. 14 1. Entwicklungsstufe der taktilen Faßzange 

Die erste Entwicklungsstufe der taktilen Faßzange ist die Integration des Sensorarrays in eine 

Faßzange, die mit einem Anpreßmaulteil und einem Sensormaulteil ausgestattet ist 

(Abb. 14). Keines der Maulteile ist in dieser Stufe mit einer Hohlkehle ausgestattet. Das Sensormaulteil 

sollte um seine Längsachse frei rotierbar sein. Die Rotation ermöglicht eine taktile 

Messung mit und ohne Anpreßmaulteil sowie eine Messung der Verschieblichkeit. 

2. Stufe 

In dieser Realisierungsstufe sollte die Erfassung von Strukturen im Hintergrund ermöglicht 

werden. Dies kann durch eine Hohlkehle am Sensormaulteil mit einer Länge von 1-2 cm und 

einer maximalen Öffnung von 1 cm realisiert werden. Das Sensormaulteil sollte wie in der 1. 

Stufe rotierbar gestaltet sein. 

3. Stufe 

Diese Faßzange sollte dem Chirurgen tridigitales Tasten ermöglichen. Auch in dieser Realisierungsstufe 

soll das Sensormaulteil rotierbar sein. Das tridigitale Tasten ermöglicht eine 

vollständige Erfassung der Struktur, da auch ungleichmäßige Verhärtungen meßbar sind. 

Realisierungsvorschlag 1: Integration des Sensors in das starre Maulteil des "Endo-Fingers", 

wobei die rotierbare Ausgestaltung dieses Maulteils wünschenswert wäre, um monopolare 

Palpation zu ermöglichen. Dieser "Endo-Finger" sollte zur Manipulation geeignet sein. 


Realisierungsvorschlag 2: Konstruktion einer eher klassischen Faßzange, in der das Sensorarray 

integriert ist. Das Sensormaulteil sollte starr sein, jedoch um die eigene Achse rotierbar. 

Eine Rotation des Sensormaulteils von mindestens 90 o ermöglicht sowohl die Messung der 

Verschieblichkeit als auch Palpation ohne Verwendung des Anpreßmaulteils. 

Das Anpreßmauteil hat eine Hohlkehle um auch weiter vom Geweberand entfernte Strukturen 

tasten zu können. 

3.3 Anforderungen an den Handgriff 

Das Instrument soll sowohl als taktiles Instrument als auch zur atraumatischen Manipulation 

von Gewebe geeignet sein. Ein abgewinkelter Handgriff hat sich bei den auf dem Markt befindlichen 

Faßzangen bewährt, so daß diese Form auch für die taktile Faßzange vorgeschlagen 

wird. 

Die Faßzange wird während des Einsatzes als taktiles Instrument nur von der rechten Hand 

des Chirurgen bedient werden. Für den Einsatz als Faß- und Haltezange sollte es jedoch von 

beiden Händen gehalten werden können. Die Greifzange sollte verriegelbar sein. 

Wenn der Handgriff über einen Aktor zur Vermittlung der Tastinformation verfügt, sollten 

außerdem ein oder zwei Druckknöpfe integriert werden, um zwischen visueller und/oder taktiler 

Vermittlung der Tastinformation wählen zu können. 

3.4 Darstellung der taktilen Information 

Die Darstellung kann sowohl visuell als auch durch einen Aktor erfolgen, der die taktile 

Information dem Chirurgen wiederum taktil vermittelt. 

Der Aktor in Funktionsmodell B2/C2 sollte die Tastinformation als statisches Höhenrelief 

darstellen, das mit der Fingerbeere wiederholt abgetastet werden kann. Die volle physiologische 

räumliche Auflösung wird erst durch mehrmaliges Abtasten des Aktors ausgeschöpft. 

Die taktile Erfassung einer größeren Struktur benötigt einen Aktor, der sich dynamisch den 

Kraftmeßwerten des Sensors anpaßt. Dieses statische Höhenprofil soll sich dynamisch den 

Meßwerten des Sensorarrays anpassen, um ein kontinuierliches Abtasten entlang der Gewebestrukturen 

zu ermöglichen. Mit solch einem Aktor kann sich der Chirurg schnell und effizient 

einen Überblick über die Gewebestruktur verschaffen. 

Die taktile Information sollte optional visuell in das endoskopische Videobild in Falschfarbendarstellung 

eingeblendet werden können. Diese Visualisierung dient der Weitergabe der 

taktilen Information an das gesamte Operationsteam wie auch der Dokumentation, da das 

Videobild i. a. archiviert wird. Die Position und Richtung der Sensorzange im endoskopischen 

Videobild kann durch Sensoren, die sich am Handgriff der Faßzange und an der Optik befinden, 

ermittelt werden. An dieser Position wäre die Tastinformation optional einzublenden. 


Diese Visualisierung soll eine Vergrößerungsoption beinhalten, da das taktile Array durch 

Projektion mitunter zu klein sein kann, um die Information sinnvoll darzustellen. Die visuelle 

Darstellung kann alternativ zur Falschfarbendarstellung als Balkendiagramm in einer Ecke des 

endoskopischen Videobildes oder US-Bildes erfolgen. Ein zusätzlicher Monitor zur Visualisierung 

der taktilen Information ist nicht erwünscht. Im Funktionsmodell B1/C1 sollte die 

taktile Information als erster Schritt in einem Balkendiagramm auf einem externen Monitor 

dargestellt werden. 

3.5 Anforderungen an den vibrotaktilen Sensor 

3.5.1 Anforderungen für den Einsatz in Bauch- und Brustraum 

Mit einem vibrotaktilen Sensor ist eine Oberflächenstruktur wohl kaum so detailliert wie mit 

einem Kraftsensor zu erfassen, so daß der vibrotaktile Sensor speziell zur Erfassung der Tiefenstruktur 

optimiert werden sollte. 

Der vibrotaktile Sensor sollte deshalb als Taststab ähnlich einer endoskopischen Ultraschallsonde 

konzipiert werden, mit dem man die interessierenden Strukturen kontinuierlich abfahren 

kann. Dieser Taststab wäre idealerweise flexibel zu gestalten, um auch verdeckte Strukturen 

erfassen zu können. Als Prototyp und preiswertere Lösung kann ein starrer Taststab ausreichend 

sein. 

Die Anforderungen umfassen außerdem 

• Kompatibilität zu 5 mm oder maximal 10 mm Trokar 

• HF -Festigkeit gegenüber Einstreuung elektromagnetischer Felder 

• Ultraschallverträglichkeit für endoskopischen US 

• Zerlegbarkeit für Reinigungszwecke 

• Dampfsterilisierbarkeit der gesamten Zange, alternativ Gassterilisierbarkeit 

• Verzicht auf Kabelzuführung 

3.5.2 Anforderungen für den endonasalen Einsatz 

Die räumliche Enge bei den Eingriffen bedingt einen maximalen Durchmesser des Instruments 

von 4 mm. Für die Sensorqualität ist eine sichere Unterscheidung zwischen Knochen 

und Knorpelgewebe auch im Hintergrund von Schleimhaut zu fordern. Ein räumlich auflösendes 

Instrument wird nicht gefordert. 

3.5.3 Darstellung 

Die taktile Information dieses vibrotaktilen Taststabs kann analog zur taktilen Faßzange in das 

endoskopische oder Ultraschallbild eingeblendet werden. Auch hier wird eine genaue Ortung 

des Taststabs im Bild durch Positionssensoren benötigt. Die Information könnte alternativ 

akustisch durch Variation der Tonhöhe vermittelt werden. Diese Vermittlung könnte in einem 

netzunabhängigen Taststab realisiert werden. 


3.6 Anwendungsszenarien 

3.6.1 Anwendungsszenarien in der Urologie 

In der Urologie gibt es noch keinen Standardeingriff im Abdomen mit hohen Fallzahlen, der 

routinemäßig endoskopisch operiert wird. Die endoskopischen Operationen der Urologie 

verlaufen retroperitoneal oder seltener transperitoneal. 

Nieren- und Urethersteine 

Die Behandlung ist konventionell so gut, daß kein Bedarf an taktiler Sensorik besteht. 

Benigne Nierenerkrankungen 

Verschiedene Formen von hydronephrotischer Schrumpfniere können endoskopisch angegangen 

werden. Dabei kommt sowohl die retroperitoneale als auch die transperitoneale Methode 

in Frage. Nach der Freipräparierung wird das Organ in mehrere Teile getrennt und entfernt. 

Bei der Präparation im Bereich des Nierenhilus könnte der Pulssensor hilfreich sein. 

Die Organerkrankung selbst ist unter dem CT leicht zu diagnostizieren. 

Tumorerkrankte Niere 

Die Frage der endoskopischen Operation beim Nierenzellkarzinom wird noch kontrovers diskutiert. 

Falls die Operation endoskopisch vorgenommen wird, wäre der Pulssensor während 

der Präparation interessant. 

Nierenzysten 

Bei Beschwerden können Nierenzysten retroperitoneoskopisch oder transperitoneal angegangen 

werden. Zur Abgrenzung der Zyste vom normalen Nierengewebe ist der vibrotaktile Sensor 

interessant. 

Lymphknotenausräumung RLA 

Zur Auffinden verbliebener Lymphknoten und zur Feststellung deren lokaler Ausbreitung 

könnte eine taktile Sensorzeile nützlich sein. 

Die Unterscheidung von entzündlich reaktiven und tumorösen Lymphknoten wäre wichtig, 

scheint jedoch auch mit einem sehr guten Sensor schwer erreichbar. 

Radikale Prostatektomie 

Diese Operation wird nicht endoskopisch durchgeführt. Vene und Arterie sind visuell unterscheidbar. 

Lap. extraperitoneale Penisrevaskularisation 

Mögliche Anwendung des Pulssensors bei Präparation und Nähen. 


Lap. extraperitoneale Kolpossuspensionsplastiken 


Wanderniere 

Bei der Nephropexie wird eine Wanderniere fixiert. 


Pyeloplastik 

Plastische Umformung am Nierenkelchsystem. 


Ureterolysen 

Mögliche Anwendung des Pulssensors bei der Präparation. 

Morbus Ormond 

Für den Morbus Ormond kommt der Einsatz des vibrotaktilen Sensors in Frage, um die Konsistenzvermehrung 

des retroperitonealen Bindegewebes zu beurteilen. 

Varikozele 

Die Varikozele ist eine laparoskopische Standardoperation zur Unterbindung von Venen im 

Samenstrang. Mögliche Anwendung des Pulssensors zur Detektion von Arterien und Unterscheidung 

von Venen und Arterien. 

3.6.2 Anwendungsszenarien für den vibrotaktilen Sensor 

Mit einem Druck- oder Kraftsensor kann die Oberfläche von Gewebe gut untersucht werden. 

Ein solcher Sensor erlaubt auch die Erfassung von Gewebehärte und insbesondere von Gewebeverhärtungen. 

Die Verschieblichkeit bezüglich des umgebenden Gewebes kann zusätzlich 

erfaßt werden. Ein Kraftsensor kann jedoch kaum die Tiefenstruktur eines Organs erfassen. 

Lebermetastasen zum Beispiel befinden sich teilweise nicht an der Oberfläche sondern in 

tieferen Gewebeschichten. Diese verhärteten Tiefenstrukturen könnten in der minimalinvasiven 

Chirurgie durch einen vibrotaktilen Sensor taktil erfaßt werden. 

Für den vibrotaktilen Taststab sind dieselben Anwendungsszenarien zur Detektion pathologischer 

Veränderungen wie für die taktile Faßzange möglich. Der Einsatzbereich eines vibrotaktilen 

Taststabs ist jedoch vermutlich auf größere Strukturen wie Leber oder Magen begrenzt. 

Bei endonasalen Eingriffen ist eine Unterscheidung von Knorpel-, Knochen- und Weichteilgewebe 

von großem Interesse, da bei solchen Eingriffen häufig Knorpelstrukturen zerstoßen 

werden müssen, ein Durchstoßen der Schädelbasis jedoch verhindert werden muß. 


3.6.3 Anwendungsszenarien für die Früherkennung von Mammatumoren 

Eine objektive nicht-invasive Tastsensorik zur Früherkennung von Mammatumoren ist sehr 

wichtig, da oft Fernmetasatsierung droht. Hauptziel ist die Unterscheidung von gut- und bösartigen 

Strukturveränderungen. 

gutartig bösartig 

Mastopathie: 

oft fibrosiert, mit Bindegewebe umlagert 

mit zystischen Einlagerungen. 

Infizierte und entzündete Mastopathie: 

zunehmende Verhärtung und abnehmende 

Verschieblichkeit. 

Mammakarzinom: fein verteilte tumoröse 

Verkalkungen, sternförmige Infiltration, 

ist eine Neoplasie, die Mikrokalifikationen 

bildet, unscharf begrenzete Verhärtung, keine 

Bindegewebekapsel, häufig zentrale 

Einschmelzungen, Regression sowie 

Dysplasie Schrumpfung und Einziehung umliegender 

Fiboadenom: 

Gewebe, derbe feste Knoten. 

ähnlich Mastopathie 

• ductales Karzinom (häufig): 

Strukturveränderungen des Drüsengewebe geht von Milchgängen aus 

im Monatszyklus (Hormonänderungen) • lobuläres Karzinom (selten): 

geht von Drüsenendstücken aus 

Feine verteilte tumoröse Verkalkungen sind oft nicht mit der Hand tastbar. Deshalb kann die 

Tumorklassifizierung nach morphologischen Kriterien schwierig sein. Tastbare Karzinome 

haben häufig schon in die drainierenden Lymphknoten metastasiert. Radiologisch gibt es bei 

Karzinomen oft schon Anzeichen, wenn sie noch nicht tastbar sind. Ein Sensor für die Mammadiagnostik 

müßte also dem menschlichen Tastsinn überlegen sein. Das wäre mit Hilfe eines 

vibrotaktilen Sensors denkbar, da Kalzifikationen deutlich weniger elastisch sind als 

umgebendes Gewebe. Da maligene Tumoren oft umliegendes Gewebe regional infiltrieren, 

könnte dies zu einer unterschiedlichen Elastizität (biomorphiologisches E-Modul) führen. 

Eine taktile Sensorik könnte deshalb dienen zur 

• Unterscheidung von gut- und bösartigen Tumoren (Dignität) und zur 

• zuverlässigen Bestimmung der Tumorgrenzen. 

Dazu scheinen statische Drucksensoren in einer Faßzange (bimanuelle Palpation) sowie vibrotaktile 

Sensoren denkbar. 


3.6.4 Übersicht Anwendungsszenarien 

Disziplin Zweck des Tastsinns Alternativen Anz. Art*) Chancen 

Viszeralchirurgie 

Gallenblase Erkennung Choledocholithiasis 

(2-3% der Fälle; Therapie: auch 

ERCP möglich; 

Letalität 0,5-1,0%) 

Gallenblase Erkennung anatom. 

Besonderheiten 

Gallenblase Erkennung 

Gallenblasenkarzinom 

Kolon Lokalisat. von Karzinom / 

Adenom (bis 4% Portmetas. bei 

Lap.; USA/ F: häufiger als in D 

lap. operiert) 

Kolon Erkennung von Lymphnotenmetastasen 

(lokale Ausbreitung) 

Kolon Gefäßlokalisation im 

Mesenterium 

Oesophagus/ Erkennung von Lymphknoten- 

Thorax 

metastasen 

60 

USA: 

500 

A mittel 

end. Doppler- 

US 

P mittel 

endoskop. US A/V gering 

endoskop. US, 

farbl. 

Markierung 

15 

- 20 

A/V hoch 

US? A/V sehr 

hoch 

end. Doppler- P/A sehr 

US 

hoch 

A/V gering 

Leber Lokalisation von Rundherden endoskop. US V gering 

Dünndarm Eingrenzung von Morbus Crohn endoskop. US? A/V sehr 

Dünndarm Differenzierung zwischen 

Colitis ulcerosa und« Morbus 

Crohn 

Retroperitoneum Alle Eingriffe mit Lymphknotendiagnostik, 

Erkennung von 

Lymphknotenmetastasen 

endoskop. US? A 

hoch 

gering 

endoskop. US?, 

CT, Biopsie 

A/V sehr 

hoch 

Pankreas Frühdiagnose von Tumoren - V ? 

Pankreas Operabilität V 

Pankreas Lokalisation von Tumoren 

(endokrine/ exokrine) 

V/A 

Pankreas Pankreasgangsteine endoskop. US? A 

Magen Erkennung von neoplastischen endoskop. US A/V Markt 

Veränderungen / Operabilität 

v.a. 

(Markt v.a. Japan) 

Japan 

Leistenhernie Erkennung von Gefäßpulsation end. Doppler- 

US 

120 P/A 

Leistenhernie Erkenn. Samenstrang / 

Samenleiter 

Sonde? A 

*) A = Sensorzeile, P = Pulssensor, V = vibrotaktiler Sensor 


Übersicht Anwendungsszenarien (Fortsetzung) 

Disziplin 

Urologie 

Zweck des Tastsinns Alternativen Anz. Art*) Chancen 

Pelvine / periaortaleLymphadenektomie 

A 

allgemein 

Gynäkologie 

retroperitoneale Eingriffe A/P/ 

V 

Mamma- Unterscheidung von gut- und US V/A gering 

diagnostik 

HNO 

bösartigen Tumoren, 

Bestimmung von Tumorgrenzen 

Siebbein- Unterscheidung von Knorpel-, - V sehr 

Polypektomie Knochen- und Weichteilgewebe 

hoch 

Plattenepithelkarzinom 

Thorakoskopie 

US V/A hoch 

allgemein Lokalisation von Rundherden (z. 

Z. bei kollabierter Lunge schwer 

erkennbar - oft Umstieg auf 

offene OP nötig) 

endoskop. US V hoch 

*) A = Sensorzeile, P = Pulssensor, V = vibrotaktiler Sensor 


Arbeitspaket 4: Entwicklung einer experimentellen Testumgebung für die 

Grundlagenerprobung taktiler Instrumentensysteme einschließlich eines 

standardisierten Validierungsprotokolls 

Es wurde eine standardisierte Testumgebung für die Erprobung taktiler Instrumente 

(Faßzangen-Referenzsystem) aufgebaut, die auf statischer Kraft-Weg-Messung beim Zusammendrücken 

von Gewebe gegen eine feste Unterlage basiert. Es können somit Elastizitästsmodule 

fester Proben aufgenommen werden. 

Am IBMT wurde ein Wirbelstrommeßsystem zur Detektion taktiler Gewebeeigenschaften 

entwickelt, das im Abschlußbericht des FhG-IBMT zum vorliegenden Verbundprojekt im 

Detail beschrieben wird. 

Es kamen dort Tastphantome aus sehr weichem Silikonkautschuk zur Verwendung, in die 

Scheiben von festerem Silikonkautschuk unterschiedlicher Härte, Abmessungen und Einbett- 

Tiefen eingelassen waren. Diese Phantome wurden von Chirurgen als gutes taktiles Modell 

bewertet. Die Detektierbarkeit von Knoten in weichem Umgebungsgewebe konnte damit realistisch 

simuliert werden. 

Die Entwicklung einer Testumgebung für pulssensorische Instrumente zeigte sich komplexer 

als angenommen, so daß diese Aufgabe als Unterauftrag an die Gesellschaft für 

Interventionelle Radiologie, Mühlheim, ausgegliedert wurde. Das dort konzipierte und 

gebaute Pulsphantom ermöglicht die Simulation eines Spektrums von Pulsationsamplituden 

und -frequenzen unter mehreren verschiedenen Deckgewebestärken. Die zu untersuchenden 

Blutgefäße werden durch Silikonschläuche unterschiedlicher Wandstärke repräsentiert. Eine 

Integration resezierter Blutgefäße unterschiedlichen Kalibers in den flexibel gestalteten 

Aufbau ist möglich, so daß ein Pulssensor etwa auch realistisch mit dem konkurrierenden 

Verfahren der Doppler-Endosonographie verglichen werden kann, für welches das 

Silikonmaterial aufgrund seiner hohen Ultraschallabsorption ein Hindernis darstellt. 

Ein standardisiertes Testprotokoll für die Erprobung der Funktionsmuster wurde in Zusammenarbeit 

mit der Fa. Dornier Medizintechnik erstellt und liegt den Erprobungsberichten 

zugrunde. 

Das Arbeitspaket wurde mit Ausnahme der Entwicklung des Pulsphantoms innerhalb des 

vorgesehenen Zeitrahmens abgeschlossen. Das Pulsphantom stand ab dem 18.03.97 für 

Messungen und qualitative Erprobungen zur Verfügung. 


Arbeitspaket 5: Grundlagenerprobung des Funktionsmuster FM A1/A2 - 

makroskopisch (Vibrotaktiler Sensor, Pulssensor) und 

Arbeitspaket 8: Grundlagenerprobung Funktionsmuster FM A1/A2 - 

miniaturisiert (Vibrotaktiler Sensor, Pulssensor). 

5.1 Pulssensor 

5.1.1 Zusammenfassung 

Kernstück des am FhG-IBMT entwickelten und gebauten Pulssensors ist eine auf Druckschwankungen 

empfindliche piezoelektrische Folie, die in konvexer Verwölbung am Frontende 

des Sensorstabs angebracht ist. 

Versuche mit einem makroskopischen Labormuster des Pulssensors wurden am FhG-IBMT 

durchgeführt, es wird hierzu auf den Abschlußbericht des FhG-IBMT verwiesen. 

Das erste mikrosensorische Funktionsmuster konnte von uns zunächst nicht in vivo erprobt 

werden, da wegen technischer Schwierigkeiten noch unzureichende Flüssigkeitsdichtigkeit 

und Sterilisierbarkeit bestand. 

Aufgrund der Ergebnisse von 10 Kaltsterilisationszyklen in Ethylenoxid wurde die piezoelektrische 

PVDF-Sensorfolie künftig als Disposal definiert und für die Versuche mit dem 

nachfolgenden Funktionsmuster regelmäßig ausgetauscht. 

Das flüssigkeitsdichte zweite Funktionsmuster wurde bis zum 14.05.97 in einer Reihe von 

Final-Tierversuchen erprobt. Der Pulstaststab erfüllt die mechanischen Voraussetzungen für 

eine Integration in die Sensorzange, die im Zusammenhang mit der Entwicklung des ortsauflösenden 

Sensorarrays in Mikrosystemtechnik (MST) entwickelt wurde. Die Zielvorstellung 

eines mehrkomponentigen taktilen Systems konnte damit bereits teilweise realisiert werden. 

In den Tierversuchen konnten mehrere für den Einsatz in der MIC interessante Arterien zweifelsfrei 

auch hinter Bindegewebe identifiziert werden, insbesondere die Arteria hepatica und 

die Arteria cystica, die bei der Cholezystektomie (Entfernung der Gallenblase) von Bedeutung 

sind. 

Der Sensor wurde darüberhinaus am Phantom und in Eigenpulsversuchen mit einer Ultraschall-Dopplersonde 

(EndoDop) hinsichtlich der Leistungsfähigkeit und Handhabbarkeit 

verglichen. 

Der Pulssensor ist bei geeigneter technischer Modifikation für die Anwendung in der Minimal 

Invasiven Chirurgie gleichwertig mit der Dopplersonde und in der Herstellung erheblich 

günstiger. Der Preis für den zum Produkt weiterentwickelten Sensor wird auf lediglich 20 % 

des derzeitigen Kaufpreises endosonographischer Dopplersonden geschätzt. 


Der Sensor zeigte eine deutliche Empfindlichkeit auf Bewegungs-, Anpreßdruck- und andere 

Artefakte. Die noch vorhandenen technischen Probleme sind jedoch nicht konzeptioneller Art 

und können in einem weiteren Technologiedurchlauf für diesen Sensor gelöst werden. 

Technische Lösungsmöglichkeiten wurden gemeinsam mit dem FhG-IBMT erarbeitet. 

5.1.2 Versuchsprotokoll vom 22.02.96 

Der Pulssensor wurde MICT in 10/95 für einige Tierversuche zur Verfügung gestellt. Das 

Signal des PVDF-Sensors wurde nach Vorverstärkung und Tiefpaß auf einem Oszilloskop 

angezeigt. Das so verarbeitete Signal des Pulssensors sollte idealerweise den Druckverlauf in 

der Arterie wiedergeben. 

Der Sensor wurde während der Tierversuche bei der Lokalisation der arteria cystica und arteria 

hepathica erprobt. Neben diesen für den Einsatz als minimal-invasives Instrument interessanten 

Arterien wurde der Puls der Aorta detektiert. Die Erprobung wurde sowohl laparoskopisch 

als auch nach einer Laparotomie durchgeführt. 

Eine Bewegung des Sensors wurde direkt auf dem Pulssignal angezeigt, so daß der Puls einer 

Arterie nur bei ruhiger Stellung des Sensors zu sehen war. Der Puls der interessierenden 

Arterien konnte nach Freipräparierung dieser Strukturen nachgewiesen werden. Der Puls der 

verdeckten Arterien konnte nicht in jedem Fall eindeutig neben dem Rauschen des Detektors 

dargestellt werden. 

Die gegenüber der arteria cystica stärker pulsierende arteria hepathica wurde jedoch auch hinter 

dem Fett-Bindegewebe nachgewiesen. 

Leider konnten keine weiteren ausgedehnten Messungen durchgeführt werden, da Blut in den 

Sensorkopf eindrang und die dort positionierte Elektronik zerstörte. 

In einem Vorversuch wurde ein Pulssensor 10-fach mit EO gassterilisiert. Die für das Signal 

verantwortliche PVDF-Folie nahm bei diesem Sterilisationsverfahren keinen Schaden, die 

elektronischen Kontakte waren jedoch beschädigt. Grundsätzlich ist der aus PVDF aufgebaute 

Pulssensor somit wiederverwendbar, da gassterilisierbar. 

Unserer Ansicht nach sind für den Pulssensor folgende Verbesserungen durchzuführen: 

• Abdichtung des Sensorkopfes 

• Der Durchmesser der Sensorkopfes sollte 5 mm betragen. 

• Adaptation der Elektronik im Sensorkopf auf Sterilisierbarkeit 

• Implantierung einer Elektronik, die den Puls der Arterie eindeutig auch bei kleineren 

Bewegungen des Sensors erkennt. Die Elektronik kann u. U. auf das Signal eines extern 

am Patienten angebrachten Pulssensors zurückgreifen. Eine eindeutige Erkennung des 

Pulses nach 3-5 Herzschlägen wäre hierfür ausreichend. 


5.1.3 Erprobungsbericht der Tierversuche vom 25.01.97 - 14.05.97 

Das erste Funktionsmodell des pulsatilen Sensors wurde zwischen dem 22.1.97 und dem 

14.5.97 in vier Tierversuchen (Schwein) am eröffneten Abdomen sowie mehrfach im Phantomversuch 

(Pulsatiles Phantom, G.I.T.) und im Eigenpulsversuch erprobt. In einem der 

Tierversuche und einem Phantomversuch sowie einigen Handgelenkspulsversuchen wurde ein 

Vergleich mit dem Prototyp einer Ultraschall-Dopplersonde (EndoDop) angestellt. 

Im Tierversuch wurden die freiprapärierten Arterien A. gastroepiploica und A. lienalis sowie 

einige Mesenterialarterien nachgewiesen. Die zur Detektion von Druckschwankungen verwendete 

PVDF-Sensorfolie reagierte hochsensitiv auf geringfügige Bewegungen des Bedieners, 

Atmungsbewegungen des Tieres, Luftzug sowie Schalldruck. Es konnten daher lediglich 

Arterien mit einem Gefäßdurchmesser von mindestens 2,5 mm unter maximal 1 mm starkem 

Deckgewebe akustisch detektiert werden, wobei die Detektion häufig lediglich über 3 bis 5 

Pulsperioden und nicht reproduzierbar erfolgte. Demgegenüber konnten mit der Dopplersonde 

noch Mesenterialgefäße von weniger als einem Millimeter Durchmesser sicher detektiert 

werden. 

Die Darstellung des Ausgangssignals auf einem Speicheroszilloskop zeigte, daß beim Pulssensor 

der Untergrund aus Bewegungen und Luftdruckschwankungen das zu messende Pulssignal 

bei Arterienkalibern von etwa 3 mm meist um einen Faktor 4 bis 5 übertrifft. Hervorzuheben 

ist, daß durch Erneuern der PVDF-Folie mehrmals eine erhebliche Verringerung der 

Störsignale erreicht wurde. 

Bei Eigenpuls- und Phantommessungen, wo der Sensor sehr ruhig gehalten werden kann, 

wurde ein klares, detailliertes und reproduzierbares Oszilloskopsignal beobachtet. Das Oszilloskopsignal 

ließ in allen Versuchen eine schnellere und eindeutigere Pulserkennung zu als 

die akustische Anzeige der Amplitudenspitzen. 

Eine akustische Darstellung der Pulsinformation ist im Prinzip ideal. Die Möglichkeit einer 

Lautstärkeregelung, insbesondere jedoch eine detailreichere Signaldarstellung - ähnlich wie in 

Ultraschall-Doppler-Geräten realisiert - ist wünschenswert. Die Regelung der Ansprechschwelle 

für das akustische Signal solIte ohne Zerlegen des Handgriffs zugänglich sein. Die 

Integration der Spannungsversorgung sowie der Elektronik in den Handgriff erwies sich als 

zweckmäßig, ebenso die Abdichtung der Piezopolymerfolie gegen das Edelstahlgehäuse durch 

einen O-Ring. Für die Verbindung des Dichtungsrings mit der Sensorfolie sollte ein 

Klebermaterial gewählt werden, das von den gängigen Reinigungsmitteln nicht angelöst wird. 

Die Aluminium-Kontaktschicht der Folie muß durch eine sterilisierbare Überbeschichtung 

oder Deckfolie vor dem Abtrag durch Kontakt mit Blut und Gewebe geschützt werden. Beim 

Wechseln der Folie konnte der lose einliegende leitende Silikonschaum nur schwer neu eingelegt 

werden. Das Schaummaterial sollte an der Folie oder am Spannungsabgriff befestigt, oder 

die konvexe Wölbung der Sensorfolie sollte auf andere Weise erreicht werden. 

Die Änderungen der Sensitivitat auf Störsignale nach Einlegen einer neuen PVDF-Folie 

können entweder durch eine unterschiedliche Qualität der Folien oder durch Schwierigkeiten 

bei der Klemmung der Folie gegenüber dem Gehäuse bzw. beim Kontakt mit dem leitenden 

Silikonschaum verursacht sein. In der vorliegenden Version müssen Folie und Silikonschaum 


lose auf das Frontende des Sensorstabs aufgelegt und durch das Überrohr hindurch nach vorn 

geschoben werden, wobei eine Positionskontrolle nicht möglich ist. Ein korrektes Einspannen 

der Folie sollte durch Anbringen einer Folienaufnahme am Sensorstab oder durch eine 

spezielle Einführhilfe sichergestelIt werden. Die Sensorfolie solIte wie im Laboraufbau streng 

frontbündig angebracht werden, um den Gewebekontakt zu verbessern. 

Für eine klinische Anwendbarkeit des Pulssensors ist neben einer erheblichen Dämpfung der 

Folie gegen äußere Translationsbewegungen eine Nachbearbeitung des Ausgangssignals oder 

Triggerung mit einem extern aufgenommenen Pulssignal zur gezielten Erkennung der Pulsanteile 

zu erwägen. Die hohe Empfindlichkeit der PVDF-Folie erlaubt grundsätzlich auch die 

Aufnahme eines differenzierten Pulssignals. Dies läßt den Sensor über die qualitative Pulsdetektion 

hinaus für Anwendungen geeignet erscheinen, die eine quantitative Kenntnis des 

Pulsverlaufs erfordern, sofern eine weitgehende Ausschaltung der Störsignale gelingt. 

5.1.4 Erprobungsbericht vom Tierversuch am 25.03.97 

Versuchsaufbau 

Sensorstab zur piezoelektrischen Detektion von Druckänderungen; akustische Anzeige von 

Druckspitzen sowie Darstellung des Ausgangssignals auf handelsüblichem Speicheroszilloskop 

Ziel 

Es sollte untersucht werden, ab welchem minimalen Gefäßdurchmesser und bis zu welcher 

maximalen Dicke der Deckgewebsschicht eine Detektion der Gefäßpulsation möglich ist. 

Die vorgesehene Anwendung ist dabei die Gefäßdetektion zur Vermeidung der versehentlichen 

Durchtrennung von Gefäßen in endoskopischen Disziplinen der Chirurgie. 

Versuchsdurchführung 

Am offenen Tier wurden die Arteria lienalis, A. gastroepiploica und mehrere Mesenterialarterien 

bis zu einem minimalen Durchmesser von 2,5 mm untersucht. 

Beteiligt waren B. Mentges, O. Weiss und S. Oberkirsch 

Ergebnis 

Pulsdetektion gelang bei allen untersuchten Gefäßen; bei einem Gefäßdurchmesser von 2,5 

mm unter 1 mm Deckgewebe war die Detektion nur kurzzeitig möglich. Gefäße höheren Kalibers 

wurden bei senkrechtem Aufsetzen des Sensorstabs sicher und reproduzierbar detektiert. 

Weiteres Vorgehen: Vergleich mit Ultraschall-Dopplersonde; evtl. Triggerung des Pulssignals 

mit dem EKG-Signal, um durch Bewegungen des Bedieners und Atembewegungen des Patienten 

verursachte Störsignale zu unterdrücken. 


5.1.5 Erprobungsbericht der Relaparotomie des Schweines 

vom Tierversuchs am 26.03.97 

Versuchsaufbau und -durchführung 

Beteiligt waren B. Mentges, O. Weiss und S. Oberkirsch 

Es wurde in offener Operationstechnik operiert. 

Modifikationen am Pulssensor seit dem letzten Versuch: 

• Die PVDF-Folie war ausgetauscht worden. 

• Die Stellschraube war auf akustisches Ansprechen bei geringerem Signal eingestellt. 

Ergebnisse 

Gefäß Ø / mm Deckgewebe 

/ mm 

Meßergebnis 

A. lienalis 4 0 mehrfach kurzzeitig über etwa drei 

Pulsperioden detektiert, sonst durch 

Störsignale (Bedienerbewegung) zu stark 

verrauscht 

A. gastroepiploica 5 0 sicher, dauerhaft und reproduzierbar 

detektiert; sehr schönes, detailliertes 

Oszilloskopsignal 

Mesenterialarterie 2,5 1 mehrfach ca. 10s bis 20s lang detektiert, 

sonst zu stark verrauscht 

Mesenterialarterie 3 0 dauerhafte Detektion, sehr schönes Oszi- 

Signal 

• Die Folie sollte bei Redesign ganz frontbündig angebracht werden - bei der vorliegenden 

Version gelang die Pulsdetektion nur, wenn Sensorstab senkrecht auf Arterie gedrückt 

wurde. 

• Der Sensor erzeugte bei Gewebekontakt häufig hochfrequente Oszillation, die die Pulsdetektion 

jedoch nicht beeinträchtigt. 

• Die Al-Beschichtung der PVDF-Folie war nach Versuchsende (makroskopisch) intakt 

(beim letzten Versuch: fast vollständiger Abrieb der Beschichtung). 

• Bewegliche Arterien (lienalis) sind sehr viel schwieriger zu detektieren als festliegende 

(gastroepiploica). 


5.1.6 Vergleich des Pulssensors (IBMT) 

mit der Ultraschall-Dopplersonde Endo-Dop (DWL) vom 26.03.97 

5.1.6.1 Vergleichende Messungen am Pulsphantom (MRI) (B. Mentges, S. Oberkirsch) 


Der Pulssensor und die US-Sonde werden je ca. 20 mal an unterschiedlichen Stellen senkrecht 

unter leichtem Druck gegen den pulsstärksten der drei Zweige des Pulsphantoms gehalten. Für 

Endo-Dop wird US-Gel verwendet. Simultane Darstellung und Beobachtung der Signale 

beider Geräte (Pulssensor: Speicheroszilloskop; Endo-Dop: Videomonitor). 

Ergebnisse 

Mit beiden Geräten kann die Pulsation ohne Gegenhalt detektiert werden. 

Am Phantom ist der Pulssensor im grafischen wie im akustischen Signal der Dopplersonde 

deutlich überlegen. 

Endo-Dop ist nicht in der Lage, den zeitlichen Druckverlauf wiederzugeben. Lediglich die 

amplitudenstärkste Pulsspitze jeder Periode erscheint im grafischen und akustischen Signal. 

Der Pulssensor liefert eine differenzierte grafische Wiedergabe des Druckverlaufs (u. a. zwei 

deutlich unterschiedene Druckspitzen je Periode) sowie ein akustisches Signal, das die Pulsation 

klar erkennen läßt. 

5.1.6.2 Vergleichende Detektion des Pulses am Handgelenk 

(B. Mentges, S. Gillner, S. Oberkirsch) 


Mit beiden Geräten wird der Puls jeweils mehrfach bis zur erfolgten Detektion gesucht. Für 

Endo-Dop wird Ultraschallgel verwendet. Keine simultane Messung. 

Ergebnisse 

Die Pulsdetektion mit dem Pulssensor gelingt bei ruhig gehaltenem Sensor, wobei ein Aufstützen 

auf eine feste Unterlage nicht erforderlich ist. Im Vergleich mit früheren Messungen 

(Eigenpuls und Tierversuch) muß bemerkt werden, daß die Sensitivität auf Bewegungen des 

Bedieners von der Qualität der PVDF-Folie bzw. dem Einspannen der Folie abhängt. Die hier 

verwendete Folie zeigt vergleichsweise geringe Störsignale. 

Nach Aufsetzen auf das zu untersuchende Gewebe ist die US-Dopplersonde weniger sensitiv 

auf kleine Bewegungen des Bedieners als der Pulssensor. Ein Entlangführen der Sonde längs 

des Gewebes führt jedoch ebenfalls zu Störsignalen, die in ihrer Amplitude das zu messende 

Signal um den Faktor 3 bis 4 (Schätzung) übertreffen. 

Der Pulssensor liefert bei der Eigenpulsmessung ein deutlich differenzierteres, jedoch stärker 

von Störgeräuschen überlagertes grafisches Signal als die US-Dopplersonde. Hinsichtlich des 

akustischen Signals ist die Dopplersonde bei der Detektion des Handgelenkpulses dem Pulssensor 

in der vorliegenden Version überlegen. Während Endo-Dop akustisch ein an- und 


abschwellendes Signal darstellen kann, verfügt der Pulssensor über nur eine Lautstärke und 

Frequenz. 

5.1.6.3 Für beide Versuchsteile 

Bei beiden Geräten gelingt die Pulsdetektion nur mit einiger Erfahrung. Sowohl der Pulssensor 

als auch die US-Sonde müssen senkrecht zum zu untersuchenden Gefäß stehen, um die 

Pulsation detektieren zu können. Eine Translation der sensorischen Enden führt sowohl beim 

Pulssensor als auch bei Endo-Dop zu Störsignalen, die das zu messende Signal um ein Mehrfaches 

übertreffen. Beim Pulssensor tritt ein hohes Untergrundsignal jedoch bereits bei 

erheblich geringeren Bewegungen auf als bei Endo-Dop. 

5.2 Vibrotaktiler Sensor 

5.2.1 Zusammenfassung 

Beim Vibrotaktilen Sensor des FhG-IBMT regt ein vibrierender permanentmagnetischer Stößel 

das zu untersuchende Gewebe zu erzwungenen Schwingungen an. Die resultierende Phase 

des Sensorstößels läßt Rückschlüsse auf die niederfrequente Gewebeimpedanz zu. 

Die erste Erprobung eines vibrotaktilen Aufbaus erfolgte mit einem vom FhG-IBMT zur Verfügung 

gestellten makroskopischen Meßsystem an verschiedenen resezierten Gewebeproben 

aus der Allgemeinchirurgie und Hals-Nasen-Ohren-Heilkunde (siehe 5.2.2). 

Das Spektrum der Gewebe-Resonanzfrequenzen erstreckte sich von 18 Hz bis 110 Hz. 

Eine Unterscheidung zwischen gesundem und pathologischem Gewebe mit diesem Meßaufbau 

war für Lebermetastasen, Kolonadenome und insbesondere Plattenepithelkarzinome 

möglich, ebenso konnte zwischen Nasenschleimhaut und Gesichtsknochen sowie zwischen 

Nasenpolypen und Knochen differenziert werden. 

Der fertiggestellte vibrotaktile Taststab mit modifizierter Regelung stand der Sektion für 

Minimal Invasive Chirurgie ab November 1996 zur Verfügung. 

Er wurde an Silikonphantomen, in mehreren Tierversuchen sowie an intraoperativ entfernten 

frischen und nicht fixierten Humanresektaten erprobt. Bei den Resektaten handelte es sich um 

mehrere Tonsillen und karzinomatöse HNO-Resektate, darunter Zungentumoren, teils unter 

gesundem Gewebe, weiter um zwei inguinale Lymphknotenmetastasen, einen Lungenlappen 

mit Tumor sowie zwei Rektumtumoren. 

Die Differenzierung zwischen gesundem und pathologischem Gewebe war in den meisten 

Fällen möglich, variierte jedoch in ihrer Signifikanz stark. Für Zungentumoren und Lungentumor 

war eine sehr gute Unterscheidbarkeit und Abgrenzung des Tumorrands sowie eine 

gute Beurteilbarkeit der Einbettungstiefe des Tumors gegeben. 

Die gemessenen Resonanzfrequenzen korrelierten meist mit dem subjektiven Härteeindruck. 

In einigen Fällen trug vermutlich eine hohe mitoszillierende Tumormasse zu einer Verringerung 

der gemessenen Resonanzfrequenzen bei. Teilweise behinderte die noch häufige Verkantung 

des Stößels die Messungen. 


Der Sensor liefert bereits sehr aussagekräftige Daten und wird von Chirurgen aus den Bereichen 

Urologie, Thoraxchirurgie, Hals-Nasen-Ohren-Heilkunde und Allgemeinchirurgie als 

sehr hilfreiches Instrument beurteilt. Auch hier ist ein weiterer Technologiedurchlauf zur 

Behebung noch bestehender Schwierigkeiten notwendig, um anschließend mit einer klinischen 

Studie die Voraussetzungen für eine Markteinführung zu schaffen. 

Die beiden Arbeitspakete konnten nur teilweise innerhalb des Zeitplans abgeschlossen werden, 

da sich durch den höheren Entwicklungs- und Korrekturaufwand die Bereitstellung der 

Sensoren verzögerte und die Erprobungen mehrfach unterbrochen werden mußten. Die Arbeiten 

wurden parallel zu den übrigen Arbeitspaketen bis Juni 1997 forgesetzt. 

5.2.2 Bericht der Messung vibrotaktiler Eigenschaften von Humangewebe 

in der HNO vom Dez. 1995 

Die vibrotaktilen Eigenschaften von Gewebe können durch eine Anregung des Gewebes zu 

einer erzwungenen Schwingung ermittelt werden. Diese erzwungene Schwingung wird durch 

einen schwingenden Stößel angeregt, der ständig in direktem Kontakt mit dem Gewebe sein 

muß. Bei diesen Messungen werden die Anpreßkraft des Stößels sowie die Schwingungsamplitude 

des schwingenden Stößels zeitabhängig detektiert. Durch Variation der Frequenz 

des anregenden schwingenden Stößels kann die Eigenresonanz des schwingenden Systems 

bestimmt werden. Die Eigenresonanz des Systems ist durch ein Maximum der Amplitude 

oder durch ein Minimum der zur Erreichung einer konstanten Auslenkung notwendigen Kraft 

charakterisiert. Durch die zeitabhängige Detektion der Meßwerte kann zur Bestimmung der 

Resonanzfrequenz einfacherweise die Phasendifferenz zwischen der anregenden Kraft des 

Stößels und der Schwingungsamplitude des Stößels detektiert werden. Diese Phasendifferenz 

ist im Resonanzfall 90°. Diese Detektionmechanismen der Eigenresonanz bei einer erzwungenen 

Schwingung sind in der Physik wohlbekannt. 

Ziel der Bestimmung der Eigenresonanz des schwingenden Stößel-Gewebe-Systems ist ein 

vibrotaktiles Instrument, mit dessen Hilfe Aussagen über die Härte (Scher- und Kompressionsmodule) 

des Gewebes getroffen werden können. Die Eigenresonanz des Gewebes ist von 

der Härte des Gewebes abhängig. Je härter das untersuchte Gewebe ist, desto größer ist die 

Resonanzfrequenz. So können durch eine vibrotaktile Bestimmung der Resonanzfrequenz 

Aussagen über die Härte getroffen werden. 

Die Resonanzfrequenz des schwingenden Systems ist jedoch neben der Härte noch von anderen 

Faktoren abhängig. Dies sind 

• Masse des anregenden Stößels, 

• Größe und 

• Masse des untersuchten Gewebestücks, 

• Hintergrund des Gewebestücks, 

• Anpreßkraft des Stößels auf das Gewebe und 

• Auslenkungsamplitude des schwingenden Stößels. 

Dies zeigt die außerordentliche Schwierigkeiten, in einem klinischen Einsatz standardisierbare 

Bedingungen und somit verläßliche Meßergebnisse zu erzielen. 


Die Resonanzfrequenz hängt in komplexer Weise von den geometrischen und mechanischen 

Eigenschaften des untersuchten Gewebes ab. Diese Abhängigkeit wird zur Zeit am Fraunhofer 

Institut für Biomedizinische Technik in St. Ingbert ermittelt und in wenigen Wochen vorliegen. 

Die Abhängigkeit der Resonanz von der Anpreßkraft kann durch Messung der Resonanzfrequenz 

bei wohldefinierter Anpreßkraft berücksichtigt werden. Die Abhängigkeit von der 

Größe des Gewebestücks kann nicht korrigiert werden, hat jedoch geringeren Einfluß auf die 

Resonanzfrequenz. 

Neben der Eigenresonanz des Gewebes könnte die Schwingungsamplitude sowie die Anregungskraft 

des Stößels zur Bestimmung der Härte des Gewebes herangezogen werden. 

Im Dezember 1995 wurden Messungen zur Bestimmung der vibrotaktilen Eigenschaften folgender 

Humanresektate aus der HNO- Universitätsklinik durchgeführt: Polyp, Schleimhaut, 

Schleimhaut mit Schwellkörper, Lymphknoten, glandula submandibularis (Unterkiefer-Speicheldrüse), 

Plattenepithelkarzinom, Knorpel, Gesichtsknochenfragmente und Unterkieferknochen. 

Die vibrotaktilen Eigenschaften dieser Resektate wurde mit einem Referenzsystem, das vom 

FhI-IBMT für diese Messungen zur Verfügung gestellt wurde, bestimmt. 

Abb. 15 Resonanzfrequenz 

verschiedener 

Humanresektate 

aus der HNO, 

gemessen mit dem 

Referenzsystem. 

Legende: 

SK 

SKnoch 

Submand 

LK-Meta 

ZuTuG 

ZuTuGTU 

ZuTuTu 

Septumknochen 

Tonsille 

Gl. Submandibularis 

Lymphknotenmetastase 

Zungentumor-Resektat: gesundes Gewebe 

Zungentumor-Resektat: 

Tumor unter gesundem Gewebe 

Zungentumor-Resektat: Tumor 


Die Resonanzfrequenzen variierten für die verschiedenen Gewebe zwischen 18 Hz und 

110 Hz (Abb. 15). Die Schwankungen innerhalb einer Gewebeprobe waren wie die Schwankungen, 

bedingt durch die Meßungenauigkeit, gering. Dies galt jedoch nicht für die Messungen 

an Knorpel und Knochen, da bei diesen Präparaten bedingt durch den Meßaufbau die 

gesamten Präparate zu Schwingungen angeregt worden waren. Diese Schwingungen verfälschten 

die Messung stark, weshalb hier die Meßfehler am größten waren. Es wurde vorgeschlagen, 

die Präparate in einem nachfolgenden Experiment zu fixieren, so daß sie nicht 

mehr schwingen können. Des weiteren sollte die Schwingungsamplitude von gegenwärtig 

50 µm wesentlich verringert werden, um einen ständigen Kontakt des Stößels mit dem Präparat 

zu gewährleisten. 

Eine Unterscheidung der einzelnen Gewebetypen scheint mit einem vibrotaktilen Instrument 

aufgrund dieser Ergebnisse möglich zu sein. 

5.2.3 Messungen an Silikonphantomen und im Tierversuch 

mit dem ersten Funktionsmuster des vibrotaktilen Sensors (17.12.1996) 

Die Messungen an den Silikonphantomen zeigten, daß die Handhabung des Instruments durch 

eventuelle Verkantung des Stößels erschwert werden kann. Die Resonanzfrequenz war auch 

von der Schwingungsamplitude abhängig, da das Schwingungsverhalten vermutlich nichtlinear 

ist. Bei einer der Amplitude, die einer Spannung von mindestens 20 mV entsprach, war 

die Abhängigkeit vernachlässigbar, so daß diese Messungen zuverlässig waren (Abb. 16). 

Abb. 16. Resonanzfrequenz eines Silikonphantoms in Abhängigkeit von der 

Induktionsspannung (~Schwingungsamplitude des Stößels). 


Die Abhängigkeit der Resonanzfrequenz von der Anpreßkraft war bei diesem Funktionsmuster 

gegenüber den Messungen mit dem Laboraufbau geringer geworden, so daß bei Messungen 

mit einem DC-Offset, der ein Maß für die Anpreßkraft ist, zwischen 40 mV und 

150 mV keine deutliche Abhängigkeit festgestellt werden konnte (Abb. 17). Zu beachten war, 

daß die zur Abschirmung verwendete Latex-Membran für eine unverfälschte Messung nicht 

unter Spannung stehen durfte. 

Abb. 17. Resonanzfrequenz eines Silikonphantoms in Abhängigkeit vom DC-Offset 

des Stößels, der ein Maß für die Anpreßkraft ist. 

Die Regelung auf die Resonanzfrequenz war völlig unzureichend. Die Regelzeiten waren 

deutlich zu lang und teilweise konnte keine Resonanzfrequenz gefunden werden. Die Abschirmung 

des Stößels mit Hilfe einer Latexmembran war ideal, wenn auch die derzeitige Form 

nicht ausgereift war. Es wurde vorgeschlagen für den nächsten Prototyp auf vorhandene, 

sterilisierbare Latex-Fingerlinge zurückzugreifen. 

Die Messungen im Tierversuch zeigten (Abb. 18), daß bei homogenen Organen die statistische 

Streuung gering war, wie z.B. bei Messungen an der Leber mit Werten zwischen 95 Hz 

und 100 Hz. Die Varianz war bei Hohlorganen wie dem Magen oder dem Darm bedingt durch 

die teilweise härtere Füllung deutlich größer. Insgesamt erscheint das gesunde Bindegewebe 

bei den vibrotaktilen Messungen recht homogen, was bereits bei den Laborversuchen 

beobachtet worden war. Lediglich die Darmwand war mit einer Resonanzfrequenz von 

110 Hz deutlich härter als die Leber. 


Abb. 18. Resonanzfrequenzen verschiedener Organe im Versuch am lebenden Schwein. 

5.2.4 Messung vibrotaktiler Eigenschaften am Lungenlappen (Humangewebe) 

am 18.02.1997. 

In Zusammenarbeit mit Herrn Dr. Linder am Stuttgarter Klinikum für Thorakoskopie und 

Pneumologie, Schillerhöhe wurden mit dem vibrotaktilen Sensor an Humanresektaten der 

Lunge die vibrotaktilen Eingenschaften, insbesondere die Resonanzfrequenzen ermittelt. 

Abb. 19. Resonanzfrequenzen des Lungenresektats. 


Außer am kollabierten Resektat konnte auch am beatmeten, befeuchteten und über einen 

Katheter mit einer Zytostatika-Lösung perfundierten Lungenlappen gemessen werden, da Dr. 

Linder derzeit unterschiedliche Zytostatika an frischen Resektaten erprobt. 

Während sich beim kollabierten Resektat die Resonanzwerte für gesundes und tumorunterlegtes 

Gewebe nicht überscheiden, führen die Druckschwankungen bei der beatmeten Lunge 

erwartungsgemäß zu einer breiteren Streuung der Härtewerte (Abb. 19). 

Der von gesundem Gewebe bedeckte Tumor unterschied sich vibrotaktil deutlich vom umgebenden 

gesunden Lungengewebe. Es wurden jedoch für das härtere tumorunterlegte Gewebe 

niedrigere Resonanzfrequenzen (um 85-90 Hz) ermittelt als für das direktpalpatorisch extrem 

weiche gesunde Lungengewebe (um 110 Hz). Damit entsprachen die Werte des tumorunterlegten 

Gewebes in etwa den HNO-Werten für Tonsillen, was vom subjektiven Härteeindruck 

bestätigt werden konnte. Nicht erklärlich waren die homogen höheren Resonanzfrequenzen 

für die gesunde Lungenoberfläche. 

Arbeitspaket 6: Grundlagenerprobung FM B1/B2 

(Faßzange / Taststab mit taktilem Mikrosensorarray) 


Die Fa. Bausch hat anhand der Ergebnisse der Arbeitspakete 1 und 3 eine Faßzangenmechanik 

entwickelt, bei der das sensorische untere Maulteil rotierbar ist, so daß eine Palpationsbewegung, 

Prüfung der Scherelastizität und Verschieblichkeit des Gewebes sowie ein monopolares 

Tasten - ohne Greifen des Gewebes - möglich sind. Das obere Maulteil führt entsprechend den 

üblichen Faßzangenmechaniken die Öffnen/Schließen-Bewegung aus und ist bestimmend für 

dieAnpreßkraft des Gewebes auf die sensorische Unterlage. 

Um die Erfassung hinreichend großer Gewebeportionen zu ermöglichen, wurde das obere 

Maulteil in einem zweiten Entwicklungsdurchlauf auf unseren Vorschlag hin mit einer Hohlkehle 

ausgestattet. Zugleich wurde das Zangendesign nach Diskussion mit mehreren Chirurgen 

ergonomisch optimiert, wobei das später zu integrierende Aktorarray bereits Berücksichtigung 

fand. Eine Beschreibung des Zangendesigns findet sich im Abschlußbericht der 

Firma Bausch zum vorliegenden Verbundprojekt. 

Bei der Daimler-Benz AG wurde ein Taststab entwickelt, der am Frontende über ein Mikrosystemtechnik-Array 

aus 8 linear angeordneten Drucksensoren verfügt und in die Faßzange 

integriert werden kann. Es wurde eine Software entwickelt, die zunächst die optische Anzeige 

auf einem Notebook mittels Balkendiagrammen ermöglicht. Die technischen Spezifikationen 

und Leistungsdaten des Taststabs und der Software sind im Abschlußbericht der Daimler- 

Benz AG zum vorliegenden Projekt im Detail beschrieben. 

In ersten Erprobungen im Phantom- und Tierversuch zeigte sich, daß im Prinzip eine gute 

Härtedifferenzierung und Pulsdetektion mit der sensorischen Faßzange möglich war und das 

Zangendesign einen sinnvollen Einsatz als Routineinstrument der rechten Hand zuließ. Zange 

und Taststab konnten autoklavierbar gestaltet werden. 


Es konnte jedoch während der Projektlaufzeit kein vollständig funktionsfähiges Sensorarray 

bereitgestellt werden. Unter den funktionierenden Einzelsensoren waren die Empfindlichkeitsabweichungen 

in den meisten Fällen in nicht reproduzierbarer Weise unterschiedlich, so 

daß beispielsweise ein exaktes Abtasten der Randbereiche von Gewebeverhärtungen nicht 

möglich war. 

Weiter ließ die Empfindlichkeitsregelung der Sensoren eine Tastbefundung nur bei traumatisch 

hohem Anpreßdruck zu. Die Sensorkomponente erwies sich als mechanisch noch sehr 

empfindlich. 

In der Meßwertanzeige bestand noch eine für den klinischen Einsatz zu hohe Hysterese (siehe 

6.2). 

In diesem Arbeitspaket war umfangreiche Grundlagenarbeit in Konzeption und Realisierung 

zu leisten. Es mußten zahlreiche technische Schwierigkeiten überwunden werden, die vorab 

nicht absehbar waren. Aus diesen Gründen wurden Erprobungen und Weiterentwicklung der 

Funktionsmuster während der gesamten Projektlaufzeit fortgeführt. 

Neben den Arbeiten innerhalb des Verbundprojekts wurde in unserer Arbeitsgruppe im Rahmen 

einer Design-Diplomarbeit ein zusätzlicher Designvorschlag für eine ergonomische sensorische 

Faßzange entwickelt. 

6.2 Erste vorklinische Erprobungen der taktilen Faßzange / Taststab 

(03.04.96-17.04.96) 

Durchführende waren G. Bueß, B. Mentges, O. Weiß, E. Flemming, K. Roth, W. Kunert 

Die taktile Faßzange wurde in diesem Zeitraum während zweier Tierversuche eingesetzt. In 

diesen Tierversuchen zeigte sich, daß mit einer Faßzange im derzeitigen Design in der 

Laparoskopie kaum taktile Information gewonnen werden kann. Es war keine Sensorzeile mit 

8 funktionstüchigen Sensorzellen verfügbar. Ein Greifen der für die Faßzange interessanten 

Strukturen wie Dickdarm war aufgrund des zu kurzen und zu gering öffnenden Maulteils 

kaum möglich. Eine Erfassung von Strukturen im Hintergrund ist durch die fehlende Hohlkehle 

nicht möglich. Die zur Detektion der taktilen Information notwendigen Kräfte sind zu 

groß. Die Detektion der Härte eines Leberlappens oder von Darm ist nicht atraumatisch möglich, 

da die aufzubringenden Kräfte zu Verletzungen führen würden. Die Verwendung der 

taktilen Faßzange als Taststab war nicht möglich, da selbst bei unüblich großer Anpreßkraft 

kein Signal detektiert werden konnte. Eine Detektion von Gefäßpulsation war ebenfalls nicht 

möglich, da hierfür eine Darstellung des differenzierten Signals notwendig ist. Nach Beendigung 

der ersten Erprobung befand sich Blut in der gesamten Faßzange einschließlich der Sensorelektronik. 


Zur Behebung der genannten Schwierigkeiten wurden von der MICT folgenden 

Modifikationen vorgeschlagen. 

Faßzangendesign 

• Redesign der Maulteilmechanik. 

• Integration einer Hohlkehle. 

• Maulteile bei einem Abstand von 3 mm parallel schließend. 

• Sinusriffelung (0.6 mm Höhe) des Anpreßmauteils. Die Periode sollte dem Abstand der 

Sensoren angepaßt sein. 

• Abdichtung der Faßzange, insbesondere der Sensorelektronik. 

• Optimierung der Kraftreflexion bei linearer Skalierung. 

• Minimierung der Haftreibung der Maulteilbewegung. 

Integration des Sensors in das Maulteil. 

• Die empfindliche Fläche des Sensorarrays sollte gegenüber der Gesamtfläche vergrößert 

werden. Dies kann vermutlich durch eine veränderte Integration einschließlich des Vergusses 

bei gleichzeitiger Reduktion der gesamten Auflagefläche realisiert werden. 

• Die Sensoroberfläche sollte gegenüber dem Sensormaulteil erhöht montiert werden oder 

die Ecken des Sensormaulteils abgerundet sein. Alternativ könnte das Sensormaulteil elliptisch 

oder rund ausgestaltet werden. 

• Kein Spalt zwischen Vergußmasse und Sensormaulteil. 

Software 

• Kalibrierung der Empfindlichkeit der Sensoren einschließlich Nullabgleich. 

• Integration einer optionalen Visualisierung des Pulssignals durch Darstellung des differenzierten 

Signals. 

• Optionale Abspeicherung der Sensorsignale in definierbaren Zeitabständen für die Testphase. 

• Integration der Anzeige des Summenbalkens zur Visualisierung der Anpreßkraft. 

• Integration einer optionalen Vergrößerungsoption der Empfindlichkeit um die Faktoren 2 

und 4. 

• Optionale logarithmische Darstellung des Sensorsignals in der Testphase. 

Die Modifikationen der Software sind bereits durchgeführt. Eine neue Maulteilmechanik 

wurde von der DLR in Zusammenarbeit mit der MICT konstruiert. Ein erster Prototyp wurde 

dann zur Evaluation der MICT zur Verfügung gestellt. Die Implementierung des Sensorarrays 

in das Sensormaulteil sollten wie das Design des Sensormaulteils in Kürze modifiziert werden. 


6.2 Zweite vorklinische Erprobungen der taktilen Faßzange / Taststab 

am 16.07.97 

Die taktile Faßzange wurde anhand von Silikontastphantomen und am Pulsphantom erprobt. 

Dabei wurden folgendes festgestellt. 

• Die Empfindlichkeit hatte sich im Vergleich zum Sensorarray vom Mai 1996 nicht merklich 

verbessert. Nach wie vor war die Anpreßkraft zur Erreichung eines Sensorsignals so 

groß, daß atraumatisches Greifen nicht möglich war. 

• Die Sensoren maßen nicht zuverlässig reproduzierbar und waren somit nicht eichbar. Für 

das Auffinden von beispielsweise tumorösen Gewebeverhärtungen, Gallengangssteinen 

oder Lymphknoten müssen die acht Balken im gleichen Maßstab anzeigen. 

• Die Anzeige war träge. Das System brauchte ca. 10 Sekunden um zwischen Minimal- und 

Maximalauschlag zu wechseln. Damit war Pulsdektektion zur Ortung von Arterien ausgeschlossen. 

Auch für die Warnfunktion bei zu kräftigem Zugreifen ist eine Echtzeitanzeige 

notwendig. 

• Die Abdeckfolie war sehr empfindlich. Schon mit dem Fingernagel konnte sie verkratzt 

werden. Dies wäre solange die Folie wasserdicht bleibt unproblematisch, nicht jedoch, 

wenn dadurch die Kennlinie des Sensors verändert wird. 

• Die Einzelsensoren waren unzuverlässig. Bei Sensorarray #4 zeigten die Einzelsensoren 2 

und 3 kein Signal. Einzelsensor 3 zeigte oft Maximum und nur einmal kraftabhängige 

Meßwerte. Sensorarray #2 zeigte nur sehr geringe Anzeigewerte. Als mit der flachen Fingerkuppe 

kräftiger gedrückt wurde, sprangen plötzlich der Einzelsensor 8 auf Maximum 

und die Einzelsensoren 1-7 auf Minumum. Dieser Ausfall konnte später auf Kontaktprobleme 

der elektrischen Zuleitungen zurückgeführt werden. 

• Die Dichtigkeit des Sensors insbesondere an den Rändern der Sensorfolie wurde nicht geprüft, 

da die Abdichtung mit Einkomponentenklebstoff nicht sterilisierbar und nur für den 

Prototyp gedacht war. 

• Die Riffelung an der Sensorunterseite ermöglichte bei 180°-Drehung des Sensorstabs griffigeres 

Greifen ohne Sensorfunktion und schaffte damit die Grundlage zum Einsatz der 

Tastzange auch als Routineinstrument. 

Zum Design der Faßzange konnte wie folgt Stellung genommen werden. 

• Der Handgriff hatte sich gegenüber der ursprünglichen Form verbessert. 

• Der Sensorstab konnte mit einer Hand gedreht werden. 

• Das Maulteil war mit der Riffelung und dem Spitzgriff jetzt wesentlich verbessert gegenüber 

dem letzten Prototyp. 


• Durch die Geometrie des beweglichen Maulteils berührte es nicht die Sensoren und verhindert 

somit punktförmige Überlastung eines Einzelsensors. 

• Das Einrasten in den zwei Extremdrehstellungen erfolgte mit der richtigen Kraft. 

• Der Durchschub von verschiedenen Sensorstäben mit 5mm Außendurchmesser funktionierte 

gut. 

Fazit 

Die Mechanik der Faßzange war schon sehr nahe an den Erfordernissen des Chirurgen. 

Das Tastsensorarraysystem war in der derzeitigen Form noch zu unempfindlich, zu langsam 

und nicht geeicht, so daß eine Testung am vorliegenden Pulsphantom oder an (weichen) Geweben 

nicht sinnvoll war. 

6.3 Dritte vorklinische Erprobungen der taktilen Faßzange / Taststab 

am 11.11.1997 

Es wurden zwei neue Sensoren sowie ein Software-Update verwendet. Die Ergebnisse waren 

grundsätzlich kaum besser als bei der zweiten vorklinischen Erprobung. 

• Durch das Update der Software war der Effekt der Trägheit der Anzeige behoben. 

• Durch manipulierten "Nullabgleich" unter gleichförmiger Last auf alle Einzelsensoren 

konnte die Anzeige so manipuliert werden, daß die Schwankungen der Empfindlichkeit 

der Einzelsensoren reduziert waren. Dieses Vorgehen sollte mit Vorsicht gewählt werden, 

da dann höhere Kräfte auf die Sensoren wirken, als die Anzeige glauben macht. Dies 

zeigt, daß durch Software-Abgleich nicht nur des Offsets (Einstellung aller Balken auf 

Null ohne Krafteinwirkung) sondern zusätzlich der Empfindlichkeit (Einstellung aller Balken 

auf Maximum bei Einwirkung einer konstanten Maximalkraft auf alle Einzelsensoren) 

die Anzeige verbessert werden könnte. 

6.4 Erprobungen der taktilen Faßzange / Taststab im Tierversuch 

am 19.11.1997 

Beteiligt waren A. Arezzo, C. Fleisch, J. Knittel, W. Kunert, B. Mentges. 

Aufbau 

Die Faßzange mit Außendurchmesser 10mm hat anstatt eines unteren Maulteiles einen 5mm 

durchmessenden Arbeitskanal, durch den verschiedene Sensorstäbe eingeschoben werden 

können. Für den beschriebenen Versuch wurde ein Sensorstab mit 8 in einer Reihe liegenden 

seitlich messenden Drucksensorelementen eingeführt. Die Faßzange mit dem Sensorstab 

wurde über die mitgelieferte Elektronik an das PC-Notebook angeschlossen. 

Zur Dokumentation wurden ein endoskopisches Videosystem und eine BETACAM-Schulterkamera 

aufgebaut. 


Versuchsdurchführung 

Die Faßzange wurde vor Gebrauch ohne Belastung elektronisch auf Null zurückgesetzt. 

Zuerst wurde die Faßzange am Schwein (ca. 50kg) laparoskopisch eingesetzt. Es wurden 

damit verschiedene Organoberflächen sowie das Ligamentum umbilicalis abgetastet. Dabei 

wurde die Anzeige auf dem LCD des Notebooks beobachtet. Der Tastvorgang wurde auf 

Video aufgezeichnet. 

Danach wurde das Schwein medial laparotomiert und die Faßzange wurde konventionell eingesetzt. 

Es wurde der Dünndarm eröffnet und es wurde ein Tupfer hineingeschoben. Dann 

wurde von einer Person mit der Faßzange getastet während eine zweite Person, die den Darm 

nicht sehen konnte nur die Anzeige verfolgte. 

Versuchsergebnis 

Es konnte im Ligamentum umbilicalis keine Gefäßpulsation gefunden werden. Über die 

Anzeige war bestenfalls erkennbar, welche Einzelsensoren gerade auf das Gewebe gedrückt 

waren und welche nicht. 

Beim Tasten des Darmes zeigte sich, daß ein Druckverlauf relativ zwischen den Einzelsensoren 

keine Aussagen erlaubt, weil die Einzelsensoren unterschiedlich empfindlich sind, so daß 

z. B. bei Beaufschlagung mit konstanter Kraft über alle Sensoren teils sehr unterschiedliche 

Ausschläge resultieren. Defekte Einzelsensoren irritieren zusätzlich. 

Bewertung 

Die Anwendbarkeit zur örtlichen Auflösung von Verhärtungen ließe sich wesentlich 

verbessern, wenn zumindest alle Einzelsensoren ähnliche Kennlinien hätten. Es bleibt die 

Problematik, daß ein erhöhter Ausschlag eines Einzelsensors nicht Zeichen für eine 

Gewebeverhärtung sein muß, sondern genausogut durch örtlich dickere Gewebemengen verursacht 

sein kann. 

Die Mechanik der Faßzange hat einen sehr guten Eindruck dadurch gemacht, daß sie sehr reibungsarm 

öffnet und schließt und somit dem Operateur eine gute direkte Kraftempfindung 

über den Handgriff ermöglicht. 

6.5 Vierte vorklinische Erprobung der taktilen Faßzange / Taststab 

im Tierversuch am 19.11.1997 

Um das Auflösungsvermögen der MST-Sensoren zu messen, wurde von der Daimler-Benz- 

Forschung das Ausgangssignal eines ausgewählten Einzelsensor so stark verstärkt, bis die 

Rauschgrenze erreicht wurde. Es wurde außerdem wie von MICT vorgeschlagen durch eine 

neue Software eine logarithmische Anzeige erprobt. 

Die Meßwerte wurden in Ottobrunn erhoben, sie sind im folgenden der Vollständigkeit halber 

angefügt. 


6.5.1 Aufgabe 

Gesamtziel der Untersuchung war die Erhöhung der Empfindlichkeit der OP-Zange, um den 

Nachweis von Pulsen zu ermöglichen. 

Ausgehend von der linearen Empfindlichkeit des OPZ-Sensors (Abb. 20) sollte eine logarithmische 

Kennlinie entwickelt werden, mit der Eigenschaft, im Bereich des ersten Skalenteiles 

(A) des Balkendiagrammes (Abb. 21) eine hohe und entsprechend darüber (B) eine 

geringere Empfindlichkeit meßbar zu machen. 

Kraft in p 

Skalenteile 

15 

14,8 

14,6 

14,4 

14,2 

14 

13,8 

13,6 

5 

4 

3 

2 

1 

80 80,5 81 81,5 82 82,5 83 83,5 

Meßweg in µm 

0 

80 80,5 81 81,5 82 82,5 83 83,5 

Abb. 20: Lineare Sensorkennlinie 

Meßweg in µm 


Abb.21: Balkendiagramm mit Zuordnung der verschiedenen Empfindlichkeitsbereiche A/B 

6.5.2 Vorgehensweise 

Die logarithmische Kennlinie des Sensors erreicht man, indem dem Signalverstärker des Sensors 

ein logarithmisches Verhalten verliehen wird. Dies geschieht durch Dioden in der Rückkopplung 

des Verstärkers. Dioden haben eine logarithmische Kennlinie - dadurch wird die 

Verstärkerkennlinie von Ausgang- zu Eingangsspannung logarithmisch. 

Mit Hilfe einer Simulation (Abb. 22) - die später eine hardwaremäßige Veränderung der Leiterplatte 

zur Folge hat - wird die entsprechend logarithmische Kennlinie (Abb. 23) dargestellt. 

Abb. 22: Simulation der log. Kennlinie 


Abb. 23: Logarithmische Kennlinie der Verstärkung von Abb. 22 

Nach praktischer Erprobung der Elektronik, die nach der Simulation aufgebaut wurde, erhielt 

man folgende Kennlinie (Abb. 23 und 24). 

K ra ft [p ] b zw . M a ss e [g ] 

29 

28 

27 

26 

25 

24 

23 

22 

21 

20 

19 

18 

17 

16 

15 

14 

13 

12 

1 

Kennlinie OPZ-Em pfindlichkeit 

10 

2 , 2 2 , 3 2 ,4 2, 5 2 , 6 2, 7 2 , 8 2 ,9 3 3, 1 3 , 2 3 ,3 

S p annung [V ] 

Abb. 24: Sensorkennlinie nach Simulation 


6.5.3 Empfehlungen 

Da man den hohen Empfindlichkeitsbereich nur sehr schwer “handeln” kann, wird es dem 

Operateur kaum möglich sein, eine Zange mit logarithmischer Kennlinie bedienen zu können, 

da es besonderen Verständnisses bedarf - die elektronischen Abläufe (während der Anwendung) 

bei Erzeugung der Kennlinie nachzuvollziehen. Bei Nichtbeachtung der verschieden 

empfindlichen Bereiche kann es dazu führen, daß das Meßergebnis falsch interpretiert wird. 

Aus dieser Betrachtung heraus entschloß man sich für die Realisierung von OP-Zangen mit 

linearer Kennlinie, jedoch verschiedenen Empfindlichkeiten. So können mit der einen Variante 

Pulse gemessen und mit der anderen widerum Härteunterschiede von Geweben mit Ortsauflösung 

erfaßt werden. Bei der Pulsmessung kann man auf die Ortsauflösung der 8 Sensoren in 

einer Reihe verzichten. In Absprache mit den Projektpartnern möchte wir weiterhin jenes 

Konzept verfolgen, welches vom Aufbau zwei verschiedenartiger OP-Zangen mit unterschiedlicher 

Empfindlichkeit ausgeht. 

6.5.4 Ergebnisse 

Mit entsprechend hoher (linearer) Empfindlichkeit der Zange ist es nachweisbar möglich, den 

menschlichen Puls mittels der Tastsensorik zu messen. Durch Abgreifen der Ausgangssignale 

an der Leiterplatte können die Pulse neben der Anzeige des Kontrollmonitors unter Verwendung 

eines Oszilloskopes mit Drucker dokumentiert werden (Abb. 25). 

Abb. 25: Dokumentation eines Pulszuges (mittels Oszilloskop) 

->Zeit 

Durch die software- und hardwareseitige Verstärkung können sehr hohe Empfindlichkeiten 

(Faktor >>100) erreicht werden, die jedoch in der operativen Anwendung wenig Sinn finden. 

Schon bei geringsten Belastungen des Sensors unter 11 cN kommt es zur maximalen Auslenkung 

der Balken, so daß man die wesentlichen Signale sehr schwer erfassen und erkennen 

kann. 

Aufgrund dessen sollte man Varianten entwickeln, deren Empfindlichkeit für den jeweiligen 

Anwendungsfall angemessen ist. 


6.6. Diplomarbeit zum Design eines ergonomischen Handgriffs 

Außerhalb des Arbeitsprogramms des TAMIC-Projekts wurde in Zusammenarbeit mit Prof. 

H. J. Lannoch von der Fachhochschule für Gestaltung in Pforzheim eine Diplomarbeit zur 

Entwicklung eines ergonomischen Handgriffs für endoskopische Tastinstrumente betreut. 

6.6.1 Ziel der Diplomarbeit 

Die endoskopische Operation erfordert bestmögliche Präzision und oft schnellstmögliches 

richtiges Handeln. Deshalb steht insbesondere der verantwortliche Operateur, der eine Vielzahl 

von chirurgischen, anästhesiologischen, medizintechnischen und organisatorischen 

Bedingungen einhalten muß, unter hoher Belastung. Instrumente und Geräte, die in einer solchen 

endoskopischen Operation verwendet werden, müssen daher einfach, sicher, ergonomisch 

und intuitiv zu bedienen sein. 

Ziel dieser Arbeit war einerseits die Sicherheit und Effizienz des operativen Verlaufs durch 

Berücksichtigung ergonomischer Gesetzmäßigkeiten zu verbessern. Hauptsächlich jedoch soll 

ein taktiles OP -Instrument dem Operateur die verlorengegangenen Fähigkeiten des Kraft- und 

Tastempfindens wiederbringen, die beim Umstieg von der offenen zur endoskopischen 

Operationstechnik verlorengegangen sind. In dieser, noch sehr jungen, medizinischen Disziplin, 

kann insbesondere die Möglichkeit des taktilen Erfahrens eine enorme Erweiterung bzw. 

Neuerschließung des operativen Einsatzbereichs bedeuten. 

In diesem Zusammenhang ist die Sektion für MIC der Chirurgischen Universitätsklinik 

Tübingen im Rahmen des Verbundprojekts TAMIC an der Entwicklung eines taktilen endoskopischen-Instruments 

beteiligt. 

Als Ergebnis der Diplomarbeit wurde ein Demonstrationsmodell des Handgriffs für das taktile 

endoskopische Instrument konzipiert, der sich dadurch auszeichnet, daß das Instrument um 

180° geschwenkt werden kann, ohne es mir Daumen und Zeigefinger loslassen zu müssen. 

Dadurch wird das für ergonomisches Arbeiten in verschiedenen Arbeitspositionen erforderliche 

Umgreifen so vereinfacht, daß es ohne Hinzunahme der zweiten Hand möglich ist. In 

den Handgriff sind zwei Bedienelemente integriert. Ersteres ermöglicht die Betätigung der 

Öffnen-Schließen-Bewegung, letzteres soll das seitliche zweidimensionale Schwenken für die 

Tastbewegung nach links-rechts-hinten-vorn ermöglichen. 

6.6.2 Konstruktiver Lösungsvorschlag 

Aufbau 

Das Demonstrationsmodell besteht aus einem zylindrischen langen Schaft, zwei kugeligen 

Griffelementen zur Ablage des Handballens in den zwei Griffpositionen, einem Verstellmechanismus 

für die Griffelemente, einem Greifzylinder mit Bügelelement für die Öffnen- 

Schließen-Bewegung des Maulteils, einem Bügelelement zur Betätigung des Greifzylinders 

und einem Steuerelement zur Betätigung der zweidimensionalen Tastbewegung (Abb. 26). 


Abb. 26 Ergonomischer Handgriff für endoskopische Tastinstrumente 

Verstellmechanismus der Griffelemente 

Die zwei kugeligen Griffelemente aus APEX oder PEEK sind jeweils mit einer Bohrung, 

rechtwinklig zur Instrumentenlängsachse versehen. Zur einmaligen Einstellung des geeigneten 

Druckes können Standardteile verwendet werden. Ein Kugelkopf wird über Druckfeder und 

Schraube in einer Hülse geführt. Ist das Element montiert, greift die federnd gelagerte Kugel 

in Stufen von 2,5 mm rastend in die kegelförmigen Vertiefungen auf der Instrumentenachse 

ein. Nach Montage wird die Schraubenbohrung formschlüssig mit einem Käppchen 

(Standardteil) abgedeckt. Im chirurgischen Einsatz ist die Längenverstellung durch einfaches 

Drücken oder Ziehen mit vorzuwählender Kraft zu realisieren. Die in Stufen rastende Verstellung 

der Instrumentenlänge bietet dem Operateur, der täglichen Umgang mit einer Vielzahl 

von chirurgischem Instrumentarium pflegt, Orientierung. 

Greifzylinder für die Öffnen - Schließen - Bewegung des Maulteils 

Der polierte Zylinder aus dem üblicherweise in der Medizintechnik verwendeten Edelstahl 

X5CrNi18 9 ist möglichst reibungsarm in der Führungshülse gelagert. Dazu wird die Innenfläche 

der Hülse durch PVD (Plasma - Vakuum - Dispersionsverfahren) mit einer sehr gut 

gleitfähigen verschleißfesten Schicht aus PFA (Perfluor - Alkoxy - Polymer) bedampft. 

Bügelelement 

Das Bügelelement, das ebenfalls aus APEX oder PEEK als Kunststoffspritzgußteil herzustellen 

ist, wird drehbar als Gleitlagersitz ausgeführt auf den Greifzylinder aufgesteckt. Durch 

einen Bund ist unter Gewährleistung der Drehbarkeit in der achsrotatorischen Ebene das Teil 

in Richtung der Längsachse fixiert. Durch einfache Demontage durch Abziehen ist das einer 

großen Beanspruchung ausgesetzte Teil leicht austauschbar. 


Steuerelement für die Steuermechanik der Tastbewegung 

Die starre, am maulteilseitigen Instrumentenende tastende Achse wird direkt über einen starren 

Hebel in Form eines einfachen zylindrischen Stifts vom Daumen bewegt. Der Steuerhebel 

ist innerhalb einem hochflexiblen kreisförmigen Faltenbalg eingebettet, der aufgrund der 

Dauerhaftigkeit aus Silikon gefertigt wird. Diese Materialien werden im sterilen Bereich im 

OP für Schlauchverbindungen verwendet. 

Reparatur, Wartung 

Die einzelnen an der Instrumentenlängsachse ansetzenden Hülsen sind schraubend, durch 

Feingewinde verbunden und damit zur Wartung bzw. Reparatur demontierbar. 

Reinigung und sterile Aufbereitung 

Zur Aufbereitung werden medizinische Instrumente gereinigt, desinfiziert und anschließend 

sterilisiert, wobei sich die Dampfsterilisation mit Sattdampf bei 134°C und 3 bar am besten 

eignet. Für die Reinigung ist aus konstruktiver Sicht die Anbringung eines genormten Spülkanalanschlußes 

(Luer-Lock-Anschluß mit ∅2,3 mm) zu berücksichtigen, der sich möglichst 

über die gesamte Instrumentenlängsachse erstrecken soll. 

Material, Gewicht, Temperatur 

Alle Griffteile sind aufgrund der verschiedenen klinischen Anforderungen aus den Kunststoffen 

PEEK oder APEX als Spritzgußteile herzustellen. Aus Gewichtsgründen, aber auch auf 

aufgrund der Temperatur, die innerhalb des operativen Umfelds eine nicht unbedeutende 

Rolle spielt, werden die Griffelemente als Hohlkörper gespritzt. Der Hohlraum weist bezüglich 

der Wärmeableitung günstigere Eigenschaften im Vergleich zu einem massiven Körper 

des gleichen Werkstoffs auf. Das Instrumentengewicht ist der praktischen Anwendung gemäß 

möglichst gering zu halten. 


Arbeitspaket 7: Überarbeitung und Detaillierung der 

medizinischen Konzeption für taktile Sensorsysteme / 

Erarbeitung eines klinischen Erprobungsplans 


Parallel zu den Erprobungen der Funktionsmuster wurden die Anwendungsszenarien für artefizielle 

Tastsensorik in verschiedenen medizinischen Bereichen erweitert und detailliert (siehe 

3.6.5). Modifikationsvorschläge für die einzelnen Funktionsmuster wurden erarbeitet und in 

deren Weiterentwicklung eingebracht. Die Voraussetzungen für klinische Erprobungen der 

entwickelten Instrumentarien wurden geprüft, und es wurden in Zusammenarbeit mit den 

jeweiligen technischen Partnern Vorbereitungen zu klinischen Studien getroffen. 

Der folgende Studienplan zum vorklinischen Test der Faßzange wurde in Kooperation mit 

Herrn Grözinger von der DBAG aufgestellt. 

7.2 Studienplan zum vorklinischen Test der Faßzange 

7.2.1 Einleitung 

7.2.1.1 Systemumfeld 

In der MIC werden Operationen in der Regel unter endoskopischer Kontrolle mit verlängerten 

starren Instrumenten durchgeführt, wobei die sensorische und propriozeptive Kontrolle der 

Manipulationen nicht vorhanden ist. 

Um die Operation nach allen medizinischen Regeln durchzuführen, braucht der Chirurg neben 

allen Freiheitsgraden der Bewegung die Kontrolle der im Körperinneren an den Instrumenten 

auftretenden Kräfte und die Möglichkeit des Tastbefundes von Objekten durch Palpation zur 

Unterscheidung von gesundem und pathologischem Gewebe wie auch zur Erkennung von 

Gefäßen. 


7.2.1.2 Klinische Anwendungszenarien für eine taktile Faßzange 

Die im Projekt TAMIC geplante Faßzange B1 soll dem Chirurgen bei einem minimal-invasiven 

chirurgischen Eingriff ein Abtasten des Gewebes ermöglichen. Dieses Abtasten ermöglicht 

die Unterscheidung von gesundem und pathologischem Gewebe wie auch die Erkennung 

von Gefäßen. Dies beinhaltet die Bestimmung von Härte, Oberflächenrauhigkeit und Verschieblichkeit 

des Gewebes bzw. von Strukturen im Gewebe. In der MIC ist neben der 

Identifikation der Gefäßpulsationen die Erkennung folgender pathologischer Veränderungen 

interessant. 

• Gallengangsteine, 

• Endoluminale Tumoren (Rektumtumor, Magenkarzinom), 

• Oberflächennahe Tumore im Parenchymgewebe (z. B. Lebermetastasen), 

• Morbus Crohn im Dünndarm (entzündliche Verhärtungen). 

7.2.2 Ziel der Erprobung 

Bei dem Test der Faßzange B 1 werden in einer ersten Stufe die grundsätzlichen Funktionen 

und die Eignung für den klinischen Einsatz geprüft. Schwerpunkt ist die Untersuchung der 

Tauglichkeit des Funktionsmusters fiir die Befunderhebung in der MIC. Diese Tauglichkeitsprüfung 

wird sowohl durch Phantonversuche als auch im Tierversuch anhand der in 

7.2.1.2 dargestellten Anwendungsbereiche durchgeführt. Aus dem Ergebnis der Erprobung 

ergeben sich Modifikationsvorschläge für die Konstruktion des Prototyps des taktilen Instruments, 

der in einer breiten Verteilung zur klinischen Erprobung für in-vivo-Anwendungen 

eingesezt werden kann. Ergänzend soll mit Hilfe der Testergebnisse eine Testumgebung zur 

standardisierten Prüfung taktiler Instrumente konzipiert werden. Dieser Teststand soll die 

Validierung der Entwicklungen unter reproduzierberen Testbedingungen ermöglichen. 

7.2.3 Untersuchungskriterien der Erprobung 

Das Funktionsmuster wird anhand der Spezifikation zur Durchführbarkeit der Produktvorgaben 

geprüft. Die Tests beinhalten die Überprüfung der funktionalen Anforderungen und der 

technischen Leistungsdaten des Funktionsmusters zur Entwicklung der Komponenten für die 

Seriengeräte. Die Testparameter sind in den Abschnitten 7.2.5 - 7.2.12 genannt. Sämtliche 

Tests werden unter Berücksichtigung der detaillierten Anwendungszenarien durchgeführt. 


7.2.4 Methodik 

Dauer der Tests von KW 49/95 bis KW 04/96 

Anwesend waren G. Bueß, E. Flemming, W. Kunert, und zeitweise R. Grötzinger (DMT). 

Orte der Testdurchführung: 

Zentrum für medizinische Forschung Dornier Medizintechnik GmbH 

Abt. für Allgemeine Chirurgie und Poliklinik Industriestr. 15 

Sektion für Minimal Invasive Chirurgie 821 10 Germering 

Waldhörnlestr. 22 

72072 Tübingen 

7.2.5 Leistungsdaten des Sensorarrays 

Empfindlichkeit der Kraft / Druckmessung ausreichend 

Meßbereich der Kraft / Druckmessung ausreichend 

Kraft/Druckauflösung ausreichend 

Räumliche Auflösung der Kraft / Druckmessung voraussichtlich ausreichend 

Reproduzierbarkeit der Kraft / Druckmessung k. A. möglich 

Genauigkeit und Meßbereich 

der Temperaturmessung entfällt 

7.2.6 Leistungsdaten der Faßzange 

Maximale Anpreßkraft der Zange ausreichend 

Gleit- und Haftreibung in der Faßzange sehr gering 

Spiel der Schließfunktion gering 

Elastizität in der Faßzange gering 

Hebelwirkung beim Schließen ausreichend zur Aufbringung der 

Greifkraft 

Arretierfunktion fehlt 


7.2.7 Reinigungs- und Sterilisierbarkeit 

Reinigbarkeit von Sensorarray: gut, 

sonst keine Aussagen möglich 

Zerlegbarkeit gut 

Funktion des Spülkanals nicht vorhanden 

Sterilisierbarkeit von Sensorarray: gut, 

sonst keine Aussagen möglich 

7.2.8 Technische Prüfung 

Kompatibilität zu 5 mm oder 10 mm Trokar i. O. 

Hochfrequenzfestigkeit (EMV, direkter Kontakt 

mit HF-Instrument) i. O. auch bei kurzem direktem Kontakt 

Ultraschallverträglichkeit i. O. 

Biokompatibilität keine Aussagen möglich 

Elektrische Sicherheit keine Aussagen möglich 

Mechanische Sicherheit und Stabilität keine Aussagen möglich 

7.2.9 Anwendungsmöglichkeiten 

Erreichbarkeit der laut Anwendungsmatrix 

genannten Strukturen in der Peritonealhöhle gut 

Greifbarkeit dieser Strukturen noch nicht ausreichend, bei größeren 

Strukturen Abrutschen häufig 

Detektierbarkeit der pathologischen Veränderungen keine Aussagen möglich, 

da keine voll funktionstüchtige Faßzange 

Kraftreflexion k.A. 

Pulsation bisher nur mit einem Einzelsensor 

im Laboraufbau möglich 

7.2.10 Manipulationsfunktion 

Greif- und Haltefunktion Kaufmann: Maulteile zu glatt, sonst gut 

Kraftreflexion Kaufmann: ausreichend 


7.2.11 Bedienergonomie 

Intuitivität ausreichend 

Eindeutigkeit k. A. 

Flexibilität ausreichend 

Funktionalität ausreichend 

Griffdesign Handgriff nicht ausreichend 

Instrumentendesign gut 

7.2.12 Visualisierung 

Genauigkeit der Darstellung 

(Druck, Temperatur, Pulsation) nicht ausreichend 

Positionsgenauigkeit nur in Bildschirmecken realisiert 

Arbeitspaket 9: Grundlagenerprobung Funktionsmuster FM H 

(Matching von taktiler Information und Videosignal) 


Von der Firma ViewPoint wurde ein Visualisierungsprogramm für die Tastinformation der 

Sensorzange konzipiert und entwickelt. Zwei alternative Programme wurden uns zur Erprobung 

zur Verfügung gestellt, die die Einblendung des Balkendiagramms am Rand des endoskopischen 

Videobildes bzw. die farblich differenzierte Darstellung am Ort des Zangenmauls 

vorsehen. 

Die Visualisierung der Sensorinformation am Ort des Zangenmauls setzte die technisch aufwendige 

Ortung des Instruments mit Methoden der Bildverarbeitung voraus. Hierfür wurde an 

der Faßzange eine leuchtend-grüne Markierung angebracht. 

Sowohl die Ortung des Instruments als auch die Überlagerung der Tastinformation in Echtzeit 

waren mit erheblichen technischen Problemen behaftet, so daß die Darstellung als Balkendiagramm 

am Bildschirmrand als sinnvollste Möglichkeit erscheint. 

Bei den ersten Tests konnte die Überlagerung auf einem Bildschirm nur auf einem Computermonitor 

realisiert werden. Nachdem die Qualitätseinbuße bezüglich Helligkeit und Kontrast 

des endoskopischen Bildes chirurgisch als unvertretbar bewertet worden war, wurde von der 

DBAG eine Elektronik entwickelt, die die Einblendung auf einen Videomonitor erlaubt. 

Eine Weiterentwicklung des Instrumentenortungs-("Tracing"-) Programms ist jedoch angesichts 

des wachsenden medizinischen Anwendungsfeldes, insbesondere im Bereich der Robotik, 

vielversprechend. So kann für die nähere Zukunft mit einer weiten Verbreitung von 

automatisierten Kamerasteuerungs- und Instrumentenführungssystemen in der endoskopischen 

Chirurgie gerechnet werden. 


Über den Umfang der Arbeitspakete des TAMIC-Projektes hinausgehend wurde die Software 

zusätzlich für die OP-Protokollierung entwickelt. 

9.2 Visualisierung 

• Die Darstellung der Tastinformation als Balkendiagramm an der Seite schien am sinnvollsten, 

der Linienplot war nicht übersichtlich. 

• Die Ortung der farblichen Markierung war sehr kritisch, es war nicht möglich, sie zuverlässig 

einzustellen. 

• Eine Überlagerung der taktilen Information war nur dann wirklich sinnvoll, wenn die 

Information wirklich am Ort des Zangenmauls dargestellt wurde. Eine Darstellung in der 

Nähe verdeckte unter Umständen wichtige Strukturen. Da die direkte Überlagerung der 

Tastinformation zu aufwendig schien, ist wohl die Beschränkung auf die Darstellung der 

Information an der Seite des Bildschirms notwendig. Trotzdem ist die Ortung eines 

Instruments sehr interessant für die Verbesserung von Kamerasteuerungssystemen, die 

inzwischen auf dem Markt vordringen (z B. AESOP, FIPS). 

9.3 OP-Protokollierung 

• Die Bediener-Oberfläche war optisch sehr ansprechend gestaltet. 

• Eine Anpassung der Benutzerführung an übliche Windows-Standards wäre sinnvoll. Z.B. 

sollte jedes Fenster einen Schließen- und Abbrechen-button haben und nicht durch einen 

Doppelklick auf die freie Fläche des Fensters zu schließen sein. 

• Der Text des Protokolls sollte ständig sichtbar sein. 

• Für die Eingabe sollte es sowohl Pflicht- als auch optionale Eingabefelder geben. 

• Eine logische Verzweigung der Eingabe ist sinnvoll, z. B. "Auffälligkeiten im Abdomen", 

wobei bei pos. Beantwortung ein entsprechendes Submenü erscheint. 

• Es wird eine weitere Automatisierung gewünscht, d.h. mehr Text, der automatisch im 

Vor- und Nachspann erscheint. 

• Für das operative Vorgehen kann ebenfalls ein automatischer Text erscheinen, wenn der 

Operateur ein Feld mit "Übliche Vorgehensweise" markiert. 

• Die gesamte Menüoberfläche sollte zumindest im Evaluationsstadium in ini-files editierbar 

sein, um einfache Anpassungen vor Ort durchführen zu können. 

Arbeitspaket 10: Grundlagenerprobung Funktionsmuster FM C1/C2 

(Faßzange / Taststab mit taktilem elektrorheologischen Aktorarray) 

Das Aktorarray auf der Basis elektrorheologischer Flüssigkeiten stand bis zum Projektende 

noch nicht zur Verfügung. Das Design der bei der Fa. Bausch entwickelten Sensorzange sieht 

jedoch den Einbau des Aktorarrays bereits vor. 


Arbeitspaket 11: Grundlagenerprobung Funktionsmuster FM G 

(Taktiler Manipulator) 


Die Daum GmbH enwickelte Funktionsmuster zweier Gelenk-Faßzangen ("Endo-Finger"), 

die eine Simulation der Daumen-Zeigefinger-Palpationsbewegung ermöglichen und zusätzliche 

Freiheitsgrade der Bewegung bieten. 

Beide Faßzangen verfügen über ein starres einteiliges unteres Maulteil und ein bewegliches 

oberes Maulteil aus zwei gegeneinander anwinkelbaren Gliedern ("Fingergelenk"). Eine 

Version der Faßzange ist zusätzlich mit einem "Handgelenk" ausgestattet, das in einer Ebene 

angewinkelt werden kann. 

Diese Faßzangen ermöglichen durch ihre mechanische Auslegung eine Kraftreflexion, die 

eine Abschätzung der Dicke und Härte des untersuchten Gewebes erlaubt. 

Die Zangen wurden im Tierversuch erprobt und zeigten sich als vielversprechende atraumatische 

Greifinstrumente, deren untere Maulteile zusätzlich mit einem Sensorarray bestückt werden 

könnten. 

Bis zum Projektende stand uns keine sensorische Version des Endo-Fingers zur Verfügung. 

11.2 Beschreibung des Funktionsmusters 

Die Faßzange besteht aus einem starren Maulteil und einem zweiten Maulteil aus zwei 

beweglichen Gliedern. Beide Maulteile sind unsensitiv und haben einen Überzug aus Latex. 

Zusätzlich besitzt die Faßzange ein Gelenk zur Abwinkelung beider Maulteile. Die Faßzange 

ist analog zu einem festen Daumen und einem beweglichen Zeigefinger mit zwei Gelenken 

geformt. 

Das bewegliche Maulteil wird vom Zeigefinger der rechten Hand betätigt, der durch zwei 

Klemmen an den Handgriff fixiert wird. Der Handgiff wird von den restlichen Fingern fixiert. 

Die Bewegung des zusätzlichen Gelenks wird durch die Lage des Handgriffs relativ zur Führungsstange 

und damit zum Trokar bestimmt. 

11.3 Testumgebung im Tierversuch 

1. Magen eines Schweins nach Laparotomie: Untersuchung der Magenwand des Schweins 

mit dem Endo-Finger. 

2. Dünndarm eines Schweins. In diesem Dünndarm sind zur Simulation pathologischen 

Gewebes drei Mulltupfer eingenäht, ein Tupfer (5 mm), der frei beweglich war, ein im 

Darm fixierter Tupfer (5 mm) und ein dritter mit 15 mm Durchmesser, der sich lose im 

Darm befand. 


11.4 Ziel des Experiments 

Evaluierung des Funktionsmusters bezüglich der Kraftreflexion hinsichtlich der Entwicklung 

einer taktilen Faßzange. 

11.5 Ergebnis der Evaluierung 

Der "Endo-Finger" ermöglichte durch die Kraftreflexion nach einem kurzen Training die 

grobe Abschätzung von Dicke und Härte des untersuchten Gewebes. Insbesondere Änderungen 

der Dicke und Härte konnten beim Abfahren entlang Strukturen wie zum Beispiel der 

Magenwand gut detektiert werden. Die Elastizität der Bowdenzüge ist hierbei nicht störend. 

Zum Abtasten größerer Strukturen, wie dem größeren Tupfer im Dünndarm war die Maulteilöffnung 

jedoch nicht groß genug. Eine Messung der Verschieblichkeit von Strukturen im 

Gewebe war nicht möglich, da der bewegliche Finger nicht entlang des starren Fingers bewegt 

werden konnte. Die Fixation von Gewebe ist mit diesem Endo-Finger möglich. Der Latex- 

Überzug über die Maulteile war nach kurzer Zeit defekt, so daß dieser Punkt noch deutlich 

verbessert werden muß. 

Die Hand ermüdete schnell durch unergonomische Haltung des Griffes. Die unergonomische 

Griffgestaltung erschwerte vermutlich den taktilen Sinneseindruck, so daß durch einen modifizierten 

Handgriff der taktile Eindruck verbessert werden könnte. Für Bediener mit kleinen 

Händen war der Handgriff zudem etwas zu groß. 

11.6 Verbesserungsvorschläge 

Ein "Handgelenk" am Endo-Finger wäre aus chirurgischer Sicht ideal. Bei einer Zange ohne 

"Handgelenk" können jedoch die interessierenden Strukturen in Richtung des Maulteils ausgerichtet 

werden, so daß zur Integration des taktilen Sensorarrays in den Endo-Finger das 

"Handgelenk" der Zange nicht zwingend notwendig ist. Eventuell wäre eine starre Winkelung 

sinnvoll. Ein solches Instrument könnte dann jedoch nur durch flexible Trokare eingeführt 

werden. 

Das starre Maulteil, in das der Tastsensor integiert wird, sollte deutlich um ca. 2 cm verlängert 

werden. Das bewegliche Maulteil sollte ebenfalls entsprechend verlängert werden. Mit der 

"Fingerspitze" der zweiten Balance sollte die gesamte Fläche des Sensors abgefahren werden 

können, um eine Messung der Verschieblichkeit zu ermöglichen. 

Der Handgriff sollte dergestalt modifiziert werden, daß zwischen dem Betätigungsmechanismus 

für den Endo-Finger und dem Griff ein Winkel von ca. 120° besteht. Der Handgiff sollte 

demnach Pistolenform besitzen. Die Klammer, mit der die erste Balance des Endo-Fingers 

betätigt wird, sollte näher am Fingergelenk positioniert sein, um diese Balance besser betätigen 

zu können. 

Auch wenn die Reibungsarmut des Instruments bereits die Beurteilung unterschiedlicher 

Härte von Gewebe durch Kraftreflexion ermöglicht, ist eine weitere Reduktion der Reibung 

wünschenswert. 


Die Reinigungs- und Sterilisationsaspekte des Endo-Fingers sind insbesondere bei Verwendung 

eines Latex-Überzugs genauer zu untersuchen. 

Der taktile Endo-Finger sollte als Routineinstrument in der MIC Verwendung finden. Dazu 

müssen von der MIC Tübingen detaillierte Anwendungszenarien entwickelt werden, die klären 

sollen, welche zusätzlichen Funktionen einen Einsatz als Routineinstrument ermöglichen 

können. 

11.7 Hygieneuntersuchungen 

Sowohl der MST-Taststab als auch der Endofinger wurden in Kooperation mit dem 

Prüfzentrum für Medizinprodukte (PMP) einer standardisierten Hygieneuntersuchung 

unterzogen. 

Die Kontamination erfolgte mit radioaktiv markiertem, frischem Humanblut. (Wert ca. 57 

Counts /[s]). Nach einer Stunde Antrocknungszeit, wurde der Reinigungsprozeß gestartet. 

Programmablauf der Spülmaschine war wie folgt. 

• 2 min. Vorspülen mit kaltem Wasser. 

• 5 min Spülen bei 60°C mit 3% Zusatz von Neodisher FA; während der Aufheizzeit wurde 

ständig durchspült, so daß die gesamte Spülzeit circa 15 min betrug. 

• 5 min Außenreinigung bei 60°C mit 3% Zusatz von Neodisher FA. 

• 10 min. Ultraschall mit 3% Zusatz von Neodisher FA. 

• Neutralisieren mit phosphorsaurem Wasser. 

• Nachspülen mit demineralisiertem Wasser. 

• Spüldruck 4,4 bar. 

Die Messungen der Restkontamination erfolgten nach der Radionuklidmethode. 

Das Ergebnis war, daß sowohl der MST-Taststab als auch der Endofinger reinig- und sterilisierbar 

waren. Insbesondere war die Abdichtung der Sensoroberfläche mit der aufgeschweißten 

Metallfolie dicht und sogar die Bowdenzüge des Endofingers konnten durch die gezielte 

Spülung hinreichend gereinigt werden. 

Arbeitspaket 12: 

Erarbeitung eines Trainings- und Demonstrationskonzepts 

Im Rahmen des Projektes kam es nicht zu einem serienmäßigen klinisch einsetzbaren Produkt. 

Es ist auch noch nicht absehbar, welche Art von Sensor - Tastsensorarray oder vibrotaktiler 

Sensor - zukünftig den Durchbruch in der minimal-invasiven Chirurgie haben wird. 

Deshalb war es nicht sinnvoll, ein produktspezifisch maßgeschneidertes medizintechnisches 

Ausbildungs- und Trainingsprogramm für den Chirurgen aufzustellen. Gleichfalls war es leider 

auch nicht möglich, das taktile System in den allgemeinen Trainingskursen für MIC einzusetzen. 


Im Arbeitspaket 12 wurde stattdessen ein Demonstrationsvideo mit Ton gedreht und geschnitten, 

in dem Hintergrund, Funktion und Arbeitsweise der taktilen Faßzange (FM B1/B2) allgemeinverständlich 

und anschaulich dargestellt und erklärt werden. Das Video wurde in Betacamtechnik 

aufgezeichnet und geschnitten, ist 4'30" lang und wurde am 14.04.1996 in der 

Sendung "Sonde" des SW3 im Fernsehen ausgestrahlt. 

Es wurden eine Reihe von Trainingsphantomen aus 4 verschieden harten Mischungen von 

Silikon hergestellt. Die Tastphantome wurden in Kugel- und Würfelform mit Durchmessern 

bzw. Kantenlängen von 4 mm, 6 mm, 8 mm und 10 mm gefertigt. Zur Erprobung können sie 

mit verschiedenen Unterlagen aus Silikon (Dicke 3 mm / 10 mm) und Schaumstoff (Dicke 

14 mm bzw. 30 mm), sowie mit Schläuchen verschiedener Härten, Durchmesser und Wandungsstärken 

kombiniert werden. Mit diesen Materialien können verschiedene chirurgische 

Anwendungsszenarien, z. B. Uretersteine, Gallengangssteine, Leberverhärtungen oder Tumore 

nachempfunden werden. 

Weiter wurde im Rahmen von TAMIC als Auftragsarbeit durch das G.I.T. Mühlheim ein 

Pulsphantom erstellt, daß in Silikonschläuchen einen pulsierenden Flüssigkeitsstrom erzeugt, 

der dem physiologischen Blutstrom nachempfunden ist. Die Frequenz und der Druck sind 

einstellbar. Verschiedene Gefäßkaliber sind einfach durch Austausch der Schläuche simulierbar. 

Darüberhinaus wurden in Zusammenarbeit mit dem MIC-Trainingszentrum der Universität 

Tübingen und in Zusammenhang mit dem Projekt VIRTUS weitere Arbeiten zur Ausbildung 

in der endoskopischen Chirurgie mit Hilfe virtueller Realität durchgeführt, die ebenso zur 

Simulation des Gebrauchs von Tastinstrumenten geeignet sind. 

III. Zusammenfassung und Ausblick 

Die Konzeption und Entwicklung taktiler Instrumentarien für die endoskopische Chirurgie 

war mit sehr hohen Innovationsanforderungen von der Erarbeitung von Grundlagen bis zur 

technischen Realisierung verbunden. 

Die enge Zusammenarbeit zwischen technischen und klinischen Partnern war für den guten 

Erfolg der Projekts grundlegend. 

Im Bereich der vibrotaktilen Sensorik konnten bereits gute Ergebnisse erzielt werden. Für 

speziell ausgelegte Versionen des vibrotaktilen Sensors ist bereits mittelfristig mit guten 

Marktaussichten zu rechnen. Auch für die taktile Faßzange und den Pulssensor konnten vielversprechende 

Funktionsmuster vorgelegt werden, die zu einem taktilen System kombinierbar 

sind. 

Die erarbeiteten Anwendungsszenarien für taktile Sensorik, die Ergebnisse der Grundlagenuntersuchungen 

von taktilen Eigenschaften menschlicher Gewebe und die im Rahmen des 

Projekts entstandenen Phantom- und Prüfvorrichtungen sind auf weiten Gebieten der diagnostischen 

und therapeutischen Medizin sowie der medizinischen Ausbildung und Schulung 

verwertbar. 


Gemeinsam mit der DLR in Köln wurde die Maulteilmechanik der taktilen Faßzange zum 

Patent angemeldet (Abb. 27). Sie läßt genug Raum für den Sensorstab und zeichnet sich durch 

durch geringe Reibung und somit gute Erhaltung der Empfindung der Schließkraft des 

Maulteils aus. 

Abb. 27 

Einzelteile der patentierten 

Maulteilmechanik 

Während der Projektlaufzeit veröffentlichte Arbeiten zahlreicher universitärer und industrieller 

Gruppen vor allem in Japan und den USA auf dem Gebiet der taktilen Sensorik für 

endoskopische Disziplinen belegen, daß eine breite Palette taktiler Instrumentarien in naher 

Zukunft dem medizintechnischen Markt zur Verfügung stehen wird (z.B. "Axiom Biosensor", 

S. Omata et al., Japan, in [4, 8, 9]). 

Es ist zu wünschen, daß mit dem vorliegenden Verbundprojekt ein wesentlicher Beitrag zur 

Konkurrenzfähigkeit deutscher Produkte in diesem Marktsegment geleistet werden konnte. 


IV. Veröffentlichungen aus dem Projekt 

H. Hermeking, K.V. Hechtenberg, W. Kunert: Ziele und Status der verbundprojekte 

'Entwicklung eines taktilen Mikrosystems für die MIC' und 'Sichtsysteme für die MIC', 

VDI/VDE-IT Tagungsbericht (1995) 41-46. 

P.K. Plinkert, M.O. Schurr, W. Kunert, E. Flemming, G. Buess, H.P. Zenner: Minimally Invasive 

Ear, Nose and Throat surgery. Advances through modern technologies. HNO 44 (1996) 

288-301. 

P.K. Plinkert, E. Flemming, I. Baumann, E. Petter, M. Biehl, G. Bueß: Tactile Differentiation 

of Tissues in Minimally Invasive Head and Neck surgery. Archives of Otolaryngology. 

E. Flemming: Tactile Sense in Minimal Invasive Surgery: The TAMIC-Project. mst news 

19/97 13. 

V. Literatur 

[1] E. v. Gierke et al.: Physics of Vibrations in Living Tissues. Journal of Applied Physiology 

4 (1952) 886-900. 

[2] O. Russel et al.: The Dynamic Mechanical Properties of Human Skin in Vivo, Biomechanics 

16 (1981) 365-372. 

[3] H. Oka, T. Yamamoto: Dependence of Biomedical Impedance Upon Living Body 

Structure. Medical and Biological Engineering and Computing 25 (1987) 631-637. 

[4] S. Omata et al.: New Tactile Sensor Like The Human Hand and its Applications, Sensors 

and Actuators A, 35 (1992) 9-15. 

[5] W. Peine, J.S. Son, R.D. Howe: A Palpation System for Artery Localization in Laparoscopic 

Surgery, Philadelphia Meeting (1994). 

[6] E. Foulke , Braille in M.A. Heller, W. Schiff: The Physiology of Touch, Erlbauch, Hillsdale 

NJ (1991) 291-133. 

[7] J.C. Stevens, M.Q. Patterson: Dimensions of Spatial Acuity in the Touch Sense: Changes 

over the Life Span. Somatosensory and Motor Research 12 (1) (1995) 29-47. 

[8] T. Ohtsuka et al.: New Tactile Sensor Techniques for Localization of Pulmonary Nodules, 

International Surgery 82 (1997) 12-14. 

[9] S. Kaneko, M. Mizunaga, S. Yachiku, O. Yamaguchi, S. Omata: Clinical applicability of 

a new tactile sensor for evaluating rigidity of the penis: a comparative study with 

Rigiscan, Int-J-Urol. 1996 Sep; 3(5): 379-82. 

[10] A.Z. Hajian, R. D. Howe-RD: Identification of the mechanical impedance at the human 

finger tip. J-Biomech-Eng. 1997 Feb; 119(1): 109-14 


VI. Erfolgskontrollbericht 

1. Beitrag zu den förderpolitischen Zielen von 

"Mikrosystemtechnik 1994 - 1999" 

Die Meßergebnisse mit den drei unterschiedlichen endoskopisch einsetzbaren Tastsensoren 

konnten zeigen, daß sensorisch erhobene Gewebeeigenschaften wichtige bisher unzugängliche 

Informationen über Anatomie und Pathologie aus dem Körperinneren des Patienten geben 

können. Grundlage für den routinemäßigen endoskopischen Einsatz von Tastsensoren ist die 

Integration in ein Standardinstrument, i. a. eine Faßzange. Dies fordert Dimensionen im Millimeterbereich. 

Eine weitere sehr wichtige Forderung ergibt sich aus der Handhabung eines 

Tastinstruments. Wenn eine Verbindung des Instruments zu einem Versorgungsgerät notwendig 

ist, das unsteril nahe dem Operationstisch stehen muß, führt das zu Handhabungsproblemen, 

Einschränkung der Bewegungsfreiheit, "Kabelsalat" und unklaren Grenzen des 

Sterilbereichs. Mit dem in TAMIC entwickelten Pulssensor konnte ein Tastinstrument realisiert 

werden, das autark, d. h. ohne externes Versorgungsgerät arbeitet. Es ist batteriebetrieben 

und gibt die Tastinformation akkustisch. Ein solches Tastinstrument vereint auf kleinstem 

Raum Sensorik, Signalverarbeitung und Aktorik (hier Informationsausgabe). Die drei im 

TAMIC-Projekt realisierten Tastinstrumente zeigen eine Entwicklung an. Mit fortschreitender 

Optimierung der Sensoren und weiterer Minituarisierung des gesamten Mikrosystems werden 

neue Anwendungsmöglichkeiten erschlossen. Dadurch kann ein Markt entstehen, der dann 

den weiteren Entwicklungsgang trägt. 

2. Einhaltung des Finanzierung- und Zeitplans 

Der Finanzierungsrahmen konnte eingehalten werden. 

Die Projektdauer wurde kostenneutral bis zum 30.06.97 verlängert, um die Projektziele zu 

erreichen. Durch technische Schwierigkeiten und aufgrund des unerwartet hohen Entwicklungsaufwandes 

bei einigen Arbeitspaketen, insbesondere bei der Fertigstellung der Funktionsmuster 

B 2 und C 2 des taktilen Sensorstabs durch die Daimler-Benz AG, war es zur Verzögerung 

der Arbeitspakete 4, 6, 7, 8 sowie 10 bis 12 gekommen (Entwicklung einer experimentellen 

Testumgebung für die standardisierte Grundlagenerprobung taktiler Instrumentensysteme, 

Grundlagenerprobung Funktionsmuster FM B1/B2, Detaillierung der medizinischen 

Konzeption und Erarbeitung eines klinischen Erprobungsplans, Grundlagenerprobung FM 

A1/A2, Grundlagenerprobung des aktorbestückten Funktionsmusters C1/C2, Trainings- und 

Demonstrationskonzept). 


3. Verwertbarkeit der Ergebnisse 

Die erarbeiteten Anwendungsszenarien für taktile Sensorik, die Ergebnisse der Grundlagenuntersuchungen 

von taktilen Eigenschaften menschlicher Gewebe und die im Rahmen des 

Projekts entstandenen Phantom- und Prüfvorrichtungen sind auf weiten Gebieten der diagnostischen 

und therapeutischen Medizin sowie der medizinischen Ausbildung und Schulung 

verwertbar. 

Die Vermaktung der Projektergebnisse liegt in der Hand der am Projekt TAMIC beteiligten 

Industiepartner. 

4. Erfindungen und Schutzrechte 

Die Schutzrechte für die Maulteilmechanik liegen bei der DLR, Köln. 

5. Arbeiten, die zu keiner Lösung geführt haben 

Das Aktorarray auf der Basis elektrorheologischer Flüssigkeiten stand erst nach Projektende 

zur Verfügung. Deshalb konnte das Arbeitspaket 10 (Grundlagenerprobung Funktionsmuster 

FM C1/C2, Faßzange / Taststab mit taktilem elektrorheologischen Aktorarray) nicht von 

MICT erprobt werden. 


Danksagung 

Mitverantwortlich für den Erfolg des Projektes war die freundliche Mitwirkung folgender 

nicht zum Projekt TAMIC gehörender Partner: 

• Städt. Krankenhaus Heilbronn, Urologische Klinik: PD Rassweiler. 

• Klinik Schillerhöhe Gerlingen, Zentrum für Pneumologie und Thoraxchirurgie: Chefarzt 

Dr. Linder. 

• HNO-Universitätsklinik Tübingen: Oberarzt PD P. Plinkert, Oberarzt Dr. I. Baumann. 

• FHTE in Esslingen, Prof. Dipl.-Ing. Fritz Seutter. 

• Fachhochschule für Gestaltung Pforzheim, Prof. H. J. Lannoch. 

• MIC-Trainingszentrum, Tübingen: Dipl.-Päd. L. Mailänder und Dr. O. Weiß. 

• Prüfzentrum für Medizinprodukte (PMP), Tübingen: K. Roth .

Verbundprojekt TAMIC Entwicklung eines taktilen - Experimentelle ...

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