DE60124541T3

DE60124541T3 - Verfahren und vorrichtung zur darstellung von information die durch elektrische impedanz-tomografie erhalten ist

Info

Publication number: DE60124541T3
Application number: DE60124541T
Authority: DE
Inventors: Fernando Sipmann Suarez
Original assignee: Amato Marcelo BP
Current assignee: Timpel SA
Priority date: 2000-06-09
Filing date: 2001-06-08
Publication date: 2011-05-12
Anticipated expiration: 2021-06-09
Also published as: DE60124541D1; DE60124541T2; US7435226B2; ES2276814T3; ES2276814T5; JP4755801B2; JP2003534867A; EP1292224B1; AU8384901A; CA2411589A1; EP1292224A1; CA2411589C; ATE345086T1; EP1292224B2; US20030216664A1; AU2001283849B2; WO2001093760A1

Description

Die Erfindung betrifft eine Vorrichtung zum Darstellen von Informationen, die aus elektrischen Impedanztomographie (EIT) Daten von einem Körperteil eines Patienten gewonnen wurden.
Die elektrische Impedanztomographie nutzt die unterschiedliche spezifische Leitfähigkeit menschlichen Gewebes, die von 15,4 mS/cm für zerebrospinale Flüssigkeiten bis 0,06 mS/cm für Knochen variiert. Der Unterschied des Leitfähigkeitswertes zwischen unterschiedlichen Geweben ist groß. Querschnittsbilder der Verteilung der Leitfähigkeit oder alternativ des spezifischen Widerstands zeigen daher einen guten Kontrast. Das Ziel der elektrischen Impedanztomographie ist es, Bilder mit derartigen Kontrasten zu erzeugen.
Als Beispiel zum Durchführen einer EIT Messung kann die Analyse der Lunge eines Patienten betrachtet werden. Eine Reihe von Elektroden werden um den Brustkorb angeordnet, wobei ein Wechselstrom mit z. B. 50 kHz bei 5 nA Spitzenamplitude an jeweils benachbarten Elektroden eingespeist wird. Die jeweils anderen Elektroden werden verwendet, um mit dem Wechselstrom die Messung der Impedanz mit Bezug zu einem definierten Referenzpotenzial durchzuführen. Sobald alle Elektroden der Reihe nach als stromeinspeisende Elektroden gedient haben, ist ein Zyklus der Datenerfassung beendet. Um statistische Störungen zu eliminieren, werden in der Regel eine Vielzahl von Datenerfassungszyklen gemittelt, um ein entsprechendes Bild zu erlangen.
Die maximalen Impedanzänderungen im Bereich des Brustkorbs werden durch das Ein- und Ausatmen von Luft erzeugt. In diesem Zusammenhang kann festgestellt werden, dass die Impedanzänderung, die durch die Elektroden gemessen wird, ein Maß der Veränderung des Lungenvolumens darstellt. Somit können mit dem EIT-Verfahren auch Messungen mit Bezug auf das Druck-Volumen Verhältnis der Lunge durchgeführt werden.
Das gesamte Rekonstruktionsproblem ist nicht-linear und erfordert Iterationen. Allerdings ist jeder iterative Verfahrensschritt linear. Bilder, die rekonstruiert wurden, indem nur der erste Schritt der Iteration benutzt wurde, behandeln die Bildkonstruktion quasi als ein lineares Verfahren – eine berechtigte Annahme, wenn die Leitfähigkeit von einem gleichverteilten Wert nur gering abweicht. Die meisten heutzutage erzeugten klinischen Bilder benutzen einen Ein-Schritt Rekonstruktionsalgorithmus.
Ein Ziel der EIT ist es, Bilder der absoluten Verteilung der Leitfähigkeit zu erzeugen. Diese Bilder sind als absolute Bilder bekannt. Dies erfordert jedoch, dass das Vorwärtsproblem mit einer hohen Genauigkeit gelöst werden kann, was schwierig sein kann. Der Betrag des Spannungssignals, das an einer Elektrode oder zwischen Elektroden gemessen wird, hängt von der Körperform, der Elektrodenform und -position sowie der internen Leitfähigkeitsverteilung ab. Der Signalbetrag wird eigentlich durch die ersten beiden Einflüsse dominiert, und weniger durch die Leitfähigkeit. Wenn jedoch eine Leitfähigkeitsveränderung in dem Objekt auftritt, kann oftmals angenommen werden, dass die Veränderung in der Oberflächenspannung durch diese Leitfähigkeitsveränderung dominiert wird. Ein Ziel der Differenzialbildgebung ist es, anstelle der absoluten Werte Veränderungen der Leitfähigkeit darzustellen.
Differenzialalgorithmen können nur Veränderungen in der Leitfähigkeit darstellen. Mit diesen Verfahren können absolute Verteilungen der Leitfähigkeit nicht dargestellt werden. Außerdem erschwert jegliche relative Bewegung der Elektroden, sei es, weil sie entfernt oder ausgetauscht werden müssen, oder sei es aufgrund von beträchtlichen Körperbewegungen, die Verwendung dieses Verfahrens für langfristige Messungen von Veränderungen. Als Alternative zu Veränderungen über die Zeit können Differenzialalgorithmen Veränderungen über der Frequenz darstellen. Messungen können über einen Frequenzbereich durchgeführt werden und differentielle Bilder können durch Daten – beginnend mit der kleinsten Frequenz und dann entsprechend mit den anderen Frequenzen – erzeugt werden. Eine Multi-Frequenzmessung nutzt somit den komplexen Widerstand des Gewebes, der von der Frequenz abhängt.
Es ist offensichtlich, dass die Analyse der Lunge eines Patienten mittels elektrischer Impedanztomographie eine große Datenmenge liefert. Ein EIT Bild besteht aus einer Vielzahl von Bildpunkten, wobei jeder Bildpunkt mittels verschiedener Konstruktionsalgorithmen, wie zuvor beschrieben, bestimmt werden kann, also durch die Bestimmung der absoluten Verteilung, der relativen Verteilung oder der Verteilung über einen Frequenzbereich.
Auf der anderen Seite müssen viele Lungenzustände aus der Vielzahl der EIT Daten bestimmt werden. Im Grunde ist dies auf die Tatsache zurückzuführen, dass es in der Lunge theoretisch vier Arten von Lungenbläschen gibt, wie in 1 dargestellt. Die normalen Lungenbläschen (A) sind sowohl beatmet, als auch mit Blut durchströmt. Es gibt Lungenbläschen, die beatmet, aber nicht durchströmt sind (B); derartige Lungenbläschen tragen erheblich zum physiologischen Totraum bei. Es gibt Lungenbläschen, die nicht beatmet, aber durchströmt sind (C); derartige Lungenbläschen ermöglichen nicht den Austausch von Beatmungsgasen. Schließlich gibt es Lungenbläschen, die sowohl schlecht beatmet als auch schlecht durchströmt sind (D); derartige Lungenbläschen beinhalten viel CO₂, N₂ und O₂. Diese Lungenbläschen halten CO₂ und N₂ bei sogenannten Washout Tests am längsten zurück.
Ein erfahrener Arzt ist in der Lage die Vielzahl der EIT Daten zu verwenden, um die Vielzahl der verschiedenen Lungenzustände zu bestimmen. Dies erfolgt herkömmlich durch Analyse der verschiedenen Rekonstruktionsbilder gemäß der absoluten Verteilung, der relativen Verteilung und der Verteilung über einen bestimmten Frequenzbereich. Jedoch ist es auch für einen erfahrenen Arzt immer noch sehr zeitaufwendig, einen herkömmlichen EIT Monitor zu benutzen, um damit zu akzeptablen Ergebnissen zu gelangen.
US-A-5 810 742 beschreibt Impedanzmessungen der Brust, wobei verschiedene Anzeigekonfigurationen in den Figuren vorgeschlagen werden. Insbesondere wird vorgeschlagen, eine Sonde am Gewebe zu positionieren und gezielt die Elektroden zu erregen, um ein oder mehrere zweidimensionale Impedanzbilder zu erzeugen.
US-A-5 311 878 offenbart ein Display mit einer überlagerten Kombination aus dem physischen Bild und einer sogenannten Repräsentation des Körpers eines Patienten. Eine visuelle Kombination der physischen Struktur mit dem EIT Bild wird erreicht, um die visuelle Interpretation des EIT Bildes zu vereinfachen. Weiterhin wird eine Vielzahl von Maßnahmen vorgeschlagen, um die Berechnungszeit und die Rauschunterdrückung zu verbessern.
Es ist eine Aufgabe der Erfindung eine Vorrichtung zum Darstellen von Informationen bereitzustellen, die aus elektrischen Impedanztomographie-Daten von einem Körperteil eines Patienten gewonnen wurden, und die sofort benutzt werden können, um den entsprechenden krankhaften Zustand des besagten Teils festzustellen.
Diese Aufgabe wird durch eine Vorrichtung gemäß Anspruch 1 gelöst.
Im Folgenden werden sechs vorgegebene erfindungsgemäße Verarbeitungsmodi für den Fall einer Analyse der Lunge eines Patienten erklärt. Diese Modi sind:

– der Relativmodus
– der Phasenverschiebungsmodus
– der Perfusionsmodus
– der Absolutmodus
– der Zeitkonstantmodus
– der regionale Spirometriemodus

Relativmodus
Der Relativmodus berechnet regionale Veränderungen einer zweidimensionalen Verteilung der Atemzugsventilation innerhalb eines in der Vergangenheit liegenden Zeitraums. Die regionalen Änderungen der Impedanz werden off-line erhalten, mittels elektrischer Impedanztomographie in bestimmten Zeiträumen unter Benutzung einer Methode, die in der Lage ist, relative Veränderungen der Impedanz zu schätzen (prozentuale Veränderungen zum Beispiel). Relative Veränderungen der Impedanz werden mittels eines vereinfachten Modells der Region berechnet, das mathematisch diejenige Querschnittsebene des Brustkorbs darstellt, die die Elektroden beinhaltet. Das vereinfachte Modell kann durch eine Vielzahl von Verfahren erhalten werden, wie z. B. die finite Elemente Methode, finite Differenzen oder sogar Eigenfunktionsüberlagerungen. Die Berechnung der relativen Veränderung der Impedanz setzt die Wahl einer Referenz voraus. Diese Referenz kann ein Satz von Grenzspannungen oder ein Vektor der Impedanzverteilung in dem relevanten Bereich sein, erhalten in einem zurückliegenden Zeitpunkt oder während eines zurückliegenden Zeitraums. Dieser bestimmte Zeitpunkt oder -raum der Referenz wird manuell oder automatisch gewählt. Nach der Vollendung eines bestimmten Zeitraums, ist eine Abfolge der relativen Impedanzänderung jedes Bildpunkts verfügbar und einige Messungen seiner Streuung bezüglich der Zeit werden berechnet. Die Schätzung der Streuung ist ein statistisches Maß der Dispersion, wie Amplitude, Standardabweichung oder andere.
Phasenverschiebungsmodus
Der Phasenverschiebungsmodus verarbeitet die Dynamiken der Atemzugsventilation und ist ein Index der Homogenität der Lungendynamiken. Werte können für die Einatmung, die Ausatmung oder den gesamten Beatmungszyklus dargestellt werden. Kleine Wertebereiche stellen das typische homogene Verhalten der Lunge mit gesunden Luftwegen und Lungenbläschen dar. Größere Wertebereiche deuten ernsthafte Luftwege- oder Lungenbläschenerkrankungen an.
2 zeigt die Verarbeitung der EIT Daten gemäß dem Phasenverschiebungsmodus.
Während einer gleichförmigen Atemzugsventilation wird der Phasenwinkel jedes Bildpunkts berechnet im Vergleich zu der sinusförmigen oder einer anderen annähernden Funktion der Gesamtimpedanzoszillation während der Atemzüge. Werden alle Bildpunkte berücksichtigt, die einen Lungenbereich darstellen, entspricht die Gesamtimpedanzoszillation der durchschnittlichen Impedanzoszillation. Die individuelle Bildpunktoszillation wird zur Erkennung der Phasenverschiebung mit dieser Gesamtoszillation verglichen. Die Gesamtimpedanzoszillation sowie die individuelle Bildpunktoszillation wird mittels relativer elektrischer Impedanztomographie in bestimmten Zeiträumen, wie zuvor beschreiben, berechnet. Ein negativer Phasenwinkel bedeutet, dass ein bestimmter Bildpunkt früher aufgeblasen/entleert wird als die durchschnittliche Lungenoszillation, wohingegen ein positiver Phasenwinkel bedeutet, dass der Bildpunkt einen Lungenbereich mit einem verzögerten Aufblas/Entleer Verhalten darstellt. Jeder Bildpunkt hat einen ihn darstellenden Phasenwinkel.
Perfusionsmodus
Der Perfusionsmodus verarbeitet die zweidimensionale Verteilung der Lungenperfusion während eines zurückliegenden Zeitraums. Die gleichen Grundsätze, die auch für den Relativmodus (wie zuvor beschrieben) benutzt wurden, werden hier angewandt. Die einzigen besonderen Merkmale sind die folgenden: Die Abtastfrequenz muss größer als 20 Hertz sein. Herzbedingte Veränderungen in der Leitfähigkeit der Lunge sind geringer (in etwa 5–10% derer, die in Bezug zur Atmung stehen) und treten bei einer zehnfach größeren Oszillationsfrequenz auf. Der gesamte Kreislauf der Lungenperfusionsoszillation hat genau die Länge des elektrischen Herzkreislaufs (gewöhnlich im Bereich von 0,5 bis 1 Sekunde). Nach Vollendung eines bestimmten Zeitfensters, ist eine Sequenz von herzbedingten relativen Impedanzänderungen verfügbar und einige Messungen ihrer Streuung über der Zeit werden off-line berechnet. Die Schätzung der Streuung kann jegliches statistisches Maß der Dispersion, wie Standardabweichung, Streuung per Se oder ein anderes sein. Die Bildpunktwerte werden proportional zu dieser Schätzung der Dispersion sein (für jeden Bildpunkt) während des fraglichen Zeitraums.
Um die Qualität des Perfusionssignals der EIT zu verbessern, wird ein Apneazeitraum eingeführt. Während der Apnea wird angenommen, dass die Dispersion proportional zur regionalen Perfusion ist. Alternativ kann der Patient mit einer Beatmungsrate weiter unterhalb (weniger als 1/3) der Herzrate beatmet werden und ein Hochpassfilter benutzt werden, um atembedingte Veränderungen der Impedanz zu beseitigen.
Wird eine konstante Herzleistung angenommen, so sind die Amplituden der Impedanzoszillationen innerhalb des Herzkreislaufs proportional zu der relativen Blutperfusion in einen bestimmten Lungenbereich. Werden zwei gleichgroße Lungenbereiche oder Bildpunkte angenommen, so ist derjenige, der die höchste Oszillation bedingt durch den Herzkreislauf zeigt, der, der den größeren Anteil der Herzleistung erhält.
Um den Informationsgehalt eines Lungenperfusions-EIT-Bildes noch weiter zu erhöhen, ist es ratsam den gesamten Herzkreislauf in seine Komponenten einzuteilen. Als Beispiel kann ein Patient mit einer Herzrate von 60 Schlägen pro Minute und einer Abtastfrequenz von 50 Hertz angenommen werden. Die hypothetische Sammlung von aufeinander folgenden Sätzen von Impedanzverteilungen in gleichmäßigen Zeitintervallen, beginnend bei der Spitze der QRS (die ventrikulärbedingte elektrische Depolarisation, die im EKG erkannt wurde) und endend 20 ms vor dem nächsten QRS Komplex, wird drei Wellen von Impedanzänderungen aufdecken:
Zunächst wird ein geringer Abfall der Impedanz durch die Kontraktion des linken Vorhofs bedingt, wodurch Blut zurück in die Lunge gedrückt wird. Ein zweiter großer Abfall der Impedanz ist bedingt durch das Schlagvolumen, das zu den Pulmonaraterien durch die rechte Herzkammer gefördert wird; und schließlich wird ein dritter mittlerer Abfall erzeugt durch die elastische Wiedergewinnung der Energie, die in den Pulmonaraterien gespeichert wurde, wodurch Blut durch die Pulmonaraterien und Venen gedrückt wurde. Der gesamte Zyklus wiederholt sich, beginnend beim nächsten QRS Komplex. Eine Analyse jeder dieser Teilphasen des Herzkreislaufs kann separat durchgeführt werden, mittels der gleichen Anzeigefunktionen, die zuvor für die anderen Modi beschrieben wurden.
Absolutmodus
Nach einer Korrektur betreffend das Rauschen und Elektroden/Haut-Kontaktprobleme berechnet der Absolutmodus die geschätzte absolute Impedanz jedes Bildpunkts. Im Gegensatz zu Algorithmen zum Berechnen der relativen Impedanzveränderungen werden iterative mathematische Algorithmen zur schrittweisen Konvergenz zur richtigen Lösung angewandt (beispielsweise definiert als die Impedanzverteilung in einer ROI, die die kleinsten möglichen Fehlerquadrate zwischen den geschätzten Grenzspannungen und den tatsächlich gemessenen generiert). Die Konvergenz kann durch eine Rauschanalyse gesteuert werden. Die Bildpunktwerte stellen einen Schätzwert der absoluten Impedanz für jeden Bildpunkt dar – der Mittelwert während der Datenerfassungszeit.
Wie zuvor beschrieben verarbeitet der Absolutmodus die geschätzte absolute Impedanz jedes Bildpunkts. Relative Veränderungen der Impedanz werden mittels Einschrittmethoden direkt berechnet; absolute Impedanzmessungen werden jedoch mittels iterativer mathematischer Algorithmen gewonnen. Die beste geschätzte Verteilung ist stets eine Impedanzverteilung auf der ROI, die einen bestimmten Fehlerindex minimiert. Der Fehlerindex kann auf verschiedene Arten definiert werden, in Abhängigkeit zu den beobachteten Differenzen zwischen den vorhergesagten Grenzspannungen und den tatsächlich gemessenen. Die Konvergenz des Algorithmus kann durch eine Rauschanalyse gesteuert werden, wie im Kalmanfilteralgorithmus. Verschiedene Methoden können benutzt werden, um das Rauschen als Singulärwertrundung oder kohärentes Mittel der gemessenen Spannungen zu filtern.
Um die beste Qualität der Daten zu erzielen, muss sich der Patient während der Datenerfassungszeit in statischen Bedingungen befinden, andernfalls sollte die Datenerfassungszeitspanne im Verhältnis zum Atemzyklus kurz sein. Alternativ kann eine langfristige Periode der Datenerfassung und ein Tiefpassfilterprozess benutzt werden.
Um die Qualität der erhaltenen Informationen zu verbessern, schlagen wir vor, mehr als einen Algorithmus zur Schätzung der Impedanzverteilung gleichzeitig zu benutzen, mit zwei oder mehreren parallel arbeitenden Berechnungsprozeduren. Ein langsamerer aber genauerer Algorithmus kann als Kontrollalgorithmus für den schnelleren eingesetzt werden. Genetische Algorithmen, neurale Netze, Newton-Raphson-Verfahren oder auf dem Kalmanfilter basierende Algorithmen können benutzt werden. Zweideutigkeiten in der Lösung eines schnellen Algorithmus können durch genetische Algorithmen gelöst werden, die ihre Leistung mit der Zeit schrittweise verbessern. Neurale Netze, die mit Daten, die durch herkömmliche CT oder klinische Daten am Krankenbett gesammelt wurden, zuvor trainiert wurden, können die Definition von gemeinsamen Strukturen innerhalb des Brustkorbs verbessern.
Sobald eine Zeitsequenz der absoluten Impedanzverteilung berechnet ist, kann die relative Impedanzverteilung durch algebraische Subtraktion zweier aufeinander folgender absoluter Verteilungen berechnet werden. Relative Impedanzveränderungen, die mittels der zuvor erwähnten nicht-linearen Modelle berechnet wurden, sind eine bessere Schätzung der wahren Veränderungen, als solche, die mittels herkömmlicher Rückprojektionsverfahren berechnet wurden.
Im Absolutmodus wird belüfteten Zonen ein hoher Bildpunktwert zugeordnet, wohingegen flüssigen/festen Zonen ein geringer Impedanzwert zugeordnet wird, unabhängig von ihrer Variation bezüglich der Lungenbeatmung.
Eingeschlossene Luftblasen (zum Beispiel Pneumothorax oder Emphysemblasen) werden durch einen hohen Impedanzwert dargestellt, trotz der Tatsache, dass ihnen ein geringer Wert der Streuung/Dispersion im Relativmodus zugeordnet werden würde.
Da die absolute Impedanz als eine absolute Zahl mit einer Dimension wie Scheinleistung/Bildpunktvolumen definiert werden kann, können die Farben, Einfärbungen oder Erhebungen eine absolute Skala haben. Somit ermöglicht die Gesamtfarbe der Lunge innerhalb der relevanten Region eine sofortige Information über den Grad der Belüftung/Gewebewassersucht der Lunge. Geeignete Korrekturwerte für den Brustkorbumfang und subkutanes Fett und Muskeln können mit Hilfe eines Dehnungsmessers oder eines Plethysmographen bereitgestellt werden.
Der Zeitkonstantmodus
3 zeigt die Verarbeitung von EIT Daten gemäß dem Zeitkonstantmodus. Während einer künstlichen Beatmung oder speziellen Beatmungen am wachen und selbstständig atmenden Patienten (beispielsweise eine erzwungene Vitalkapazitätsbeatmung) wird eine spezielle exponentielle Schätzfunktion benutzt.
Der exponentielle Anpassungsprozess wird für die Gesamtänderung der Impedanz (die gesamte relevante Region) sowie für die regionalen (pro Bildpunkt) Impedanzänderungen angewandt. Indem eine exponentielle Schätzung während einer zwanglosen Ausatmung benutzt wird, kann die Gesamtzeitkonstante und die Zeitkonstante für jeden Bildpunkt geschätzt werden: also die Zeitspanne bis eine Änderung entsprechend 63,2% der gesamten Impedanzänderung während eines langen Ausatmens (genug, um ein stabiles Plateau der Impedanz zu erreichen). Der Beginn der laufenden Fensters kann mit dem Beginn der Ausatmung synchronisiert werden, indem ein manueller oder automatischer Trigger benutzt wird.
In diesem bestimmten Fall stellen Bildpunktwerte Zeitkonstanten dar, die als Farben oder Einfärbungen in einer zweidimensionalen graphischen Darstellung dargestellt werden (oder durch Erhebung auf der z-Achse in einer dreidimensionalen Darstellung). Da eine Zeitkonstante als eine absolute Zahl definiert werden kann – mit ihrer Dimension als Sekunde – können die Farben, Einfärbungen oder Erhebungen eine absolute Skala haben. Daher wird die Gesamtfarbe der Lunge innerhalb der relevanten Region eine sofortige Information über den Grad der Lungenblockierung geben. Zonenseparierungen und Verhältnisberechnungen können durchgeführt werden.
Zusätzlich kann die Dispersion von Zeitkonstanten auch als ein Index von Luftwegserkrankungen benutzt werden. Jede der zuvor genannten statistischen Werte der Dispersion kann für diesen Zweck benutzt werden.
Schließlich stellt auch das Vorhandensein von Einheiten, die auch nach langer Ausatmung kein stabiles Plateau der Impedanz erzielen, ein Anzeichen für eine ernste Luftwegserkrankung dar.
Regionaler Spirometriemodus
Spirometrie ist immer noch einer der wichtigsten Lungenfunktionstests. Sie wird benutzt, um genau definierte und standardisierte Volumen – wie das Atemzugvolumen – eingeatmeter oder ausgeatmeter Beatmungsgase zu bestimmen. Indem ein oder mehrere dieser Volumen aufaddiert werden, werden Kapazitäten – wie die Vitalkapazität (VC) – bestimmt. Bis jetzt war eine regionale Analyse dieser Volumen und Kapazitäten ohne invasive oder radioaktive Methoden nicht möglich.
Ein EIT Monitor kann die herkömmliche Spirometrie verbessern, indem Informationen über die regionale Verteilung der Rohvolumen innerhalb der Lunge hinzugefügt werden. In Analogie zu der herkömmlichen Spirometrie können Gesamtvolumen und -kapazitäten aber auch regionale Volumen und Kapazitäten mittels EIT erhalten werden. Zeitabhängige Volumen, wie das FEV₁ (erzwungenes Ausatemvolumen innerhalb der ersten Sekunde des Ausatmens) können auf einer regionalen sowie auf einer globalen Basis bestimmt werden. Wenn Volumenänderungen über der Zeit betrachtet werden, kann ein Fluss für die gesamte Lunge aber auch für kleinere relevante Regionen innerhalb der Lunge berechnet und analysiert werden. Auf diese Weise werden Pathologien in Bezug auf die Compliance und den Widerstand nicht nur auf globaler, sondern auch auf regionaler Lungenebene erkannt, und die regionale Dominanz solcher Symptomatiken kann identifiziert werden.
Jeder krankhafte Zustand oder entsprechend jeder Lungenzustand kann für die gesamte Lunge oder für eine regionale relevante Region der Lunge bestimmt werden. Im letzteren Fall können Lungenzustände mit lokaler Ausbreitung präziser bestimmt werden. Zum Beispiel kann die Lunge eines Patienten in vier relevante Regionen unterteilt werden, wobei in jeder der vier relevanten Regionen eine komplette Feststellung jedes Lungenzustands mittels aller entsprechenden Verarbeitungsmodi durchgeführt wird. Als Ergebnis wird für jede relevante Region der entsprechende Lungenzustand festgestellt, wobei die festgestellten Lungenzustände zwischen den verschiedenen relevanten Regionen unterschiedlich sein können.
Gemäß einem Aspekt der Erfindung kann die Feststellung der bestimmten Lungenzustände gemäß den Ergebnissen der vorgegebenen Verarbeitungsmodi auf einer wissensbasierten Datenbank basieren, die bestimmte Entscheidungsregeln für jeden bestimmten Lungenzustand enthält. Die Entscheidungsregeln können z. B. auf Fuzzy-Logik basieren.
Bezüglich der verschiedenen erfindungsgemäßen Darstellungsmodi können die folgenden Arten von Darstellungsmodi im Falle einer Analyse der Lunge eines Patienten unterschieden werden:

– funktionelle Bilder,
– Graphen,
– numerische Werte und
– Sonstige.

Funktionelle Bilder
Ein funktionelles Bild ist eine Echtzeitdarstellung der Lunge eines Patienten auf der Basis eines aktuellen Verarbeitungsmodus. Somit stellen funktionelle Bilder einen Darstellungsmodus dar, der eine graphische Repräsentation der zugrunde liegenden Daten für die automatische Feststellung der bestimmten Lungenzustände ist. Jeder Bildpunkt wird gemäß seiner Verteilung dargestellt und wird vorzugsweise über die Zeit gemittelt, indem ein laufendes Fenster von z. B. 5–30 Sekunden angewandt wird. Die Position jedes Bildpunkts innerhalb des funktionellen Bildes stellt die Schätzung seiner räumlichen Position innerhalb des Brustkorbs dar in Bezug auf die Ebenen, die alle Elektroden umfasst. Alternativ kann ein Bildpunktwert durch seine Erhebung auf einer dritten Achse bei Benutzung einer dreidimensionalen Darstellung dargestellt werden.
Wenn zum Beispiel die relative oder differenzielle Verteilung der Leitfähigkeit betrachtet wird, werden die regionalen Änderungen der elektrischen Impedanz in jedem Bildpunkt innerhalb der zweidimensionalen Ebene, die alle Elektroden umfasst, während des laufenden Zeitfensters zugeordnet. Nach Vollendung eines bestimmten Zeitfensters, ist eine Sequenz relativer Impedanzwerte für jeden Bildpunk verfügbar und einige Messungen seiner Streuungen bezüglich der Zeit können berechnet werden. Bildpunktwerte können durch Farben oder Einfärbungen in einer zweidimensionalen graphischen Darstellung dargestellt werden.
Insgesamt können vorzugsweise die folgenden Verteilungen dargestellt werden:

– absolute Impedanz,
– relative Impedanz,
– Lungenperfusion und
– Phasenverschiebung.

Außerdem können neben diesen grundlegenden Modi der funktionellen Bilder Bildpunktwerte in der graphischen Darstellung auch durch jede mathematische und/oder logische Operation zwischen den verschiedenen grundlegenden Modi bestimmt werden. Dies führt z. B. zu Ventilation/Perfusion, Konstanten der Dispersion über der Zeit und/oder Bildsubtraktionen durch einen Vergleich von zwei Modi.
Wie zu erkennen ist, entsprechen die grundlegenden Modi der funktionellen Bilder den vier zuvor beschriebenen Verarbeitungsmodi. Als allgemeine Regel kann angenommen werden, dass das entsprechende funktionelle Bild eines Verarbeitungsmodus stets dargestellt wird, wenn der entsprechende Verarbeitungsmodi zur Erkennung eines schlechten Lungenzustands führt. Wenn auf der anderen Seite ein gesunder Lungenzustand festgestellt wird, ist es ratsam die Datenmenge weiter zu reduzieren, sodass nicht die funktionellen Bilder, sondern geeignete Graphen oder numerische Werte dargestellt werden.
Graphen
Ein Graph ist im Wesentlichen eine weitere Datenreduktion in Bezug auf ein funktionelles Bild und wird vorzugsweise gewählt, wenn ein gesunder Lungenzustand festgestellt wird. Im Prinzip ist ein Graph eine Echtzeitdarstellung gemessener oder berechneter Daten, die ausgewählte relevante Informationen darstellen. Jegliche Graphenform, wie Liniengraph oder Balkengraph, kann gewählt werden.
Vorzugsweise gibt es die folgenden Darstellungen von Graphen:

– Atemzugsventilation der gesamten Lunge,
– Atemzugsventilation innerhalb einer relevanten Region,
– Atemzugsventilation innerhalb einer Vielzahl von Lungenregionen,
– Verhältnis der Ventilation in zwei relevanten Regionen,
– durchschnittliche Phasenverschiebung der gesamten Lunge,
– durchschnittliche Phasenverschiebung innerhalb einer relevanten Region,
– durchschnittliche Phasenverschiebung innerhalb einer Vielzahl von Lungenregionen,
– Verhältnis der Ventilation in zwei relevanten Regionen und
– exponentielle Kurve für eine erzwungene Vitalkapazitätsbeatmung während Lungenfunktionstests über die gesamte Lunge und über eine bestimmte Region.

Numerische Werte
Numerische Werte sind eine weitere Datenreduktion in Bezug auf Graphen oder funktionelle Bilder. Ein numerischer Wert ist eine Echtzeitdarstellung von gemessenen oder berechneten Werten, der komprimierte Informationen der gesamten Lunge oder ausgewählter relevanter Regionen darstellt. Genauso wie auch bei Graphen werden numerische Werte als ausgewählte Darstellungsmodi gewählt, wenn ein gesunder Lungenzustand in Übereinstimmung mit den Ergebnissen der vorgegebenen Verarbeitungsmodi festgestellt wird.
Vorzugsweise werden die folgenden numerischen Werte angenommen:

– Homogenitätsindex für die Ventilation innerhalb der gesamten Lungen,
– Homogenitätsindex für die Ventilation innerhalb einer relevanten Region,
– Verhältnis der Ventilation in benutzten Impedanzänderungen in ausgewählten Teilen der Lunge, z. B. Ventilation in benutzten Ventilationsänderungen der oberen Lunge geteilt durch die untere Lunge,
– Homogenitätsindex für die Perfusion innerhalb der gesamten Lunge,
– Homogenitätsindex für die Perfusion innerhalb einer relevanten Region,
– Verhältnisse der Perfusion in ausgewählten Teilen der Lunge, wie das obere/untere Verhältnis,
– Homogenitätsindex für die Phasenverschiebung innerhalb der gesamten Lunge
– Homogenitätsindex für die Phasenverschiebung innerhalb einer relevanten Region,
– Verhältnisse der Perfusion in ausgewählten Teilen der Lunge, wie das obere/untere Verhältnis,
– numerischer Wert oder eine Zeitkonstante zum Charakterisieren einer erzwungenen Vitalkapazitätsbeatmung wie während Lungenfunktionstests für die gesamte Lunge und/oder für jede relevante Region.

Sonstige
Natürlich ist jeder andere Darstellungsmodi für die geeignete Darstellung der EIT Daten möglich. Eine Möglichkeit ist eine angepasste Entscheidungshilfedarstellung, die im voraus ausgewählt und/oder angepasst werden kann. Eine Art einer angepassten Entscheidungshilfedarstellung kann eine Darstellung sein, die die klinische Titration des positiven Endexspiratorischen Drucks (PEEP) vereinfacht. Die Darstellung kann aus einem farbigen vertikalen oder horizontalen Balken bestehen. Die Farben variieren symmetrisch von Grün im Mittelpunkt über Gelb und Orange bis Dunkelrot an beiden Enden des Balkens. Rot deutet zu hohe oder zu niedrige Werte des PEEP an, wobei Grün den optimalen PEEP Bereich andeutet. Es können auch jegliche anderen Kombination von Farben oder Schattierungen einer einzigen Farbe verwendet werden. Ein Marker innerhalb des Balkens markiert den aktuellen Wert des PEEP. Zu hohe Werte des PEEP werden den Marker in das obere oder rechte rote Feld setzen, während zu niedrige Werte des PEEP den Marker nach unten oder nach links bewegen. Wenn die künstliche Beatmung eingesetzt wird, kann der Benutzer die Bewegung des Markers innerhalb des Balkens beobachten. Sobald der Marker die Mitte der grünen Zone erreicht hat, sollte PEEP seinen optimalen Wert erreicht haben.
Gemäß einem Aspekt der vorliegenden Erfindung wird der Darstellungsmodus auf Befehl eines Benutzers aktualisiert. Das bedeutet, dass die Darstellung des gewählten Darstellungsmodus eingefroren ist, bis der Benutzer eine weitere Aktualisierung der zugrunde liegenden Daten der Darstellung anfordert.
Gemäß einem weiteren Aspekt der vorliegenden Erfindung werden die dargestellten EIT Daten in Echtzeit aktualisiert. Das bedeutet, dass jede Darstellung die tatsächlich vom Körper des Patienten gewonnenen Daten benutzt. Falls notwendig kann ein laufendes Zeitfenster benutzt, um eine weitere Reduzierung des Rauschens zu erreichen.
Gemäß einem weiteren Aspekt der vorliegenden Erfindung wird eine Annahme eines krankhaften Zustands durch einen Benutzer eingegeben, wobei die Verarbeitung der EIT Daten durch eine Unterkombination der vorgegebenen Verarbeitungsmodi in Übereinstimmung mit dem krankhaften Zustand erfolgt. Falls der Arzt bereits eine Vorstellung des krankhaften Zustands des untersuchten Körperteils des Patienten hat, kann dieses Wissen ausgenützt werden, um ein entsprechendes Eingabeformat bereitzustellen.
Gemäß einem weiteren Aspekt der vorliegenden Erfindung ist das besagte zu untersuchende Körperteil des Patienten die Lunge des Patienten. Bei der Verwendung der Methode der elektrischen Impedanztomographie hat es sich gezeigt, dass es sehr vorteilhaft ist, die Lunge eines Patienten zu untersuchen, da hohe Impedanzänderungen in dem Bereich des Brustkorbs durch das Ein- und Ausatmen von Luft erzeugt werden, sodass der Bereich des Brustkorbs gute Kontraste zeigt. Wenn als Verarbeitungsmodus der zuvor genannte Relativmodus, Phasenverschiebungsmodus, Perfusionsmodus und Absolutmodus benutzt wird, kann die folgende Logik eingesetzt werden, um bestimmte Lungenzustände zu bestimmen:
Der Lungenzustand eines Lungeninfarkts wird festgestellt, wenn der Relativmodus ein niedriges Ergebnis liefert, der Perfusionsmodus ein niedriges Ergebnis liefert und der Absolutmodus ein niedriges Ergebnis liefert.
Der Lungenzustand einer Lungenembolie wird festgestellt, wenn der Relativmodus ein normales Ergebnis liefert, der Perfusionsmodus ein niedriges Ergebnis liefert und der Absolutmodus ein normales Ergebnis liefert.
Der Lungenzustand einer örtlichen Pneumonie wird festgestellt, wenn der Relativmodus ein niedriges Ergebnis liefert, der Perfusionsmodus ein hohes Ergebnis liefert und der Absolutmodus ein niedriges Ergebnis liefert.
Der Lungenzustand eines einer Lungenaufblähung ähnlichen Bereichs wird festgestellt, wenn der Relativmodus ein niedriges Ergebnis liefert, der Perfusionsmodus ein niedriges Ergebnis liefert und der Absolutmodus ein hohes Ergebnis liefert.
Der Lungenzustand eines zyklischen Luftwege-Schließens wird festgestellt, wenn der Relativmodus ein hohes Ergebnis liefert, der Phasenverschiebungsmodus ein sehr hohes Ergebnis liefert und der Absolutmodus ein unbeständiges Ergebnis liefert.
Der Lungenzustand eines dauerhaften Luftwegeverschlusses mit Luftfalle wird festgestellt, wenn der Relativmodus ein sehr niedriges Ergebnis liefert, der Phasenverschiebungsmodus ein sehr hohes Ergebnis liefert und der Absolutmodus ein unbeständiges Ergebnis liefert.
Der Lungenzustand eines dauerhaften Luftwegeverschlusses mit Resorptionsatelektase wird festgestellt, wenn der Relativmodus ein sehr niedriges Ergebnis liefert, der Phasenverschiebungsmodus ein unbeständiges Ergebnis liefert und der Absolutmodus ein sehr niedriges Ergebnis liefert.
Die oben beschriebene Logik zum Feststellen bestimmter Lungenzustände kann auf den Prinzipien der Fuzzy-Logik basieren. Jeder der Begriffe „niedrig” und „hoch” muss mittels bestimmter numerischer Bereiche in Bezug auf den entsprechenden Verarbeitungsmodus beschrieben werden. Dies kann z. B. durch die Untersuchung eines Patienten mit einer gesunden Lunge und die Festlegung der numerischen Bereiche für jeden Verarbeitungsmodi, der für gesunde Zustände angewandt werden kann, erfolgen. „Niedrige” und „hohe” Abweichungen von diesen Referenzwerten können auch durch bestimmte Wertebereiche ausgedrückt werden.
Gemäß einem weiteren Aspekt der vorliegenden Erfindung besteht ein Darstellungsmodus aus graphischen Elementen, die vorab in einem Datenspeicher als graphische Muster gespeichert und die sobald der entsprechende Darstellungsmodus ausgewählt wurde aus dem Datenspeicher geladen werden. Dadurch kann eine schnellere graphische Darstellung erreicht werden, da die graphischen Elemente, die einen zeitaufwendigen Aufbau der Darstellung erfordern, bereits vorab gespeichert wurden, wobei lediglich Änderungen bezüglich der aktuellen EIT Daten in der vorab gespeicherten Darstellung aktualisiert werden müssen.
Die Erfindung wird im Folgenden anhand eines Beispiels und mit Bezug auf die beigefügten Figuren beschreiben:
1 zeigt die vier grundlegenden Zustände von Lungenbläschen,
2 zeigt die Verarbeitung von EIT Daten gemäß dem Phasenverschiebungsmodus,
3 zeigt die Verarbeitung von EIT Daten gemäß dem Zeitkonstantmodus,
4a zeigt die Feststellung von bestimmten Lungenzuständen gemäß verschiedenen Verarbeitungsmodi,
4b zeigt die Auswahl von Darstellungsmodi gemäß den bestimmten Lungenzuständen gemäß 4a,
5a zeigt die Feststellung von bestimmten Lungenzuständen gemäß unterschiedlichen Verarbeitungsmodi,
5b zeigt die Auswahl von Darstellungsmodi gemäß den bestimmten Lungenzuständen gemäß 5a,
6a zeigt die Feststellung von bestimmten Lungenzuständen gemäß unterschiedlichen Verarbeitungsmodi,
6b zeigt die Auswahl von Darstellungsmodi gemäß den bestimmten Lungenzuständen gemäß 6a,
7a zeigt die Feststellung von bestimmten Lungenzuständen gemäß unterschiedlichen Verarbeitungsmodi,
7b zeigt die Auswahl von Darstellungsmodi gemäß den bestimmten Lungenzuständen gemäß 7a,
8a zeigt die Feststellung von bestimmten Lungenzuständen gemäß unterschiedlichen Verarbeitungsmodi,
8b zeigt die Auswahl von Darstellungsmodi gemäß den bestimmten Lungenzuständen gemäß 8a,
9 zeigt die kombinierte Darstellung von verschiedenen Darstellungsmodi,
10 zeigt die kombinierte Darstellung einer weiteren Kombination von Darstellungsmodi,
11 zeigt ein Flussdiagramm der Verarbeitung, die auf der erfindungsgemäßen Vorrichtung durchgeführt wird, und
12 zeigt die Integration einer erfindungsgemäßen Vorrichtung in einem Beatmungssystem mit geschlossenem Kreislauf.
Bezüglich der 1–3 wird auf die vorangegangene Beschreibung verwiesen.
4–8 zeigen die Feststellung von bestimmten Lungenzuständen gemäß den Ergebnissen der vorgegebenen Verarbeitungsmodi und infolgedessen die Auswahl der Darstellungsmodi gemäß den festgestellten bestimmten Lungenzuständen. Eine tabellarische Darstellung wird für die Feststellung der bestimmten Lungenzustände und die Auswahl der Darstellungsmodi benutzt. Innerhalb jedes Tabellenfelds zeigt ein Indikator die Abweichung von einem normalen Ergebnis eines Verarbeitungsmodus oder von einem normalen Bereich eines Darstellungsmodus. Ein nach oben zeigender Pfeil bedeutet eine Abweichung zu einem Wert, der höher als der normale Wert ist, wohingegen ein nach unten zeigender Pfeil eine Abweichung von dem normalen Wert zu einem niedrigeren Wert bedeutet. Zwei oder mehr Pfeile bedeuten eine starke Abweichung. Entgegengesetzte Pfeile bedeuten starke Abweichungen um den Normalwert.
Die Lungenzustände gemäß den 4–7 beziehen sich auf krankhafte Zustände, die gewöhnlich nur bestimmte Bereiche der Lunge des Patienten betreffen. Als eine allgemeine Regel gemäß den 4–7 entsprechen daher die ausgewählten Darstellungsmodi den Verarbeitungsmodi, falls die festgestellten bestimmten Lungenzustände schlecht sind, d. h. nicht gesund. Der Grund dafür liegt darin, dass der Arzt im Falle eines schlechten Lungenzustands die gleichen Informationen zur Verfügung haben sollte, die zur automatischen Feststellung des besagten Lungenzustands führen, um den festgestellten Lungenzustand zu untersuchen und zu bestätigen. Falls jedoch kein schlechter Lungenzustand gemäß den 4–7 festgestellt wird, ist es im Allgemeinen ratsam allgemeine Graphen oder allgemeine numerische Werte darzustellen, was zu einer weiteren Datenreduktion führt. Beispiele für allgemeine Graphen und numerische Werte wurden bereits oben beschrieben.
Ein anderer Fall ist die Feststellung von Lungenzuständen, die gewöhnlich nicht einen bestimmten Bereich der Lunge betreffen, sondern die Lunge als Ganzes. In diesem Fall können die Lungenzustände präziser dadurch charakterisiert werden, dass die folgenden Werte zu der Darstellung hinzugefügt werden:

– numerischer Wert für die Gesamtventilationshomogenität,
– numerischer Wert für die Gesamtphasenverschiebungshomogenität,
– numerischer Wert für das Verhältnis von oberer/unterer Lungenbeatmung – und benutzte Impedanzvariation und
– numerischer Wert für das Verhältnis von oberer/unterer Lungenphasenverschiebung.

4 zeigt die Feststellung von bestimmten Lungenzuständen auf der Basis von drei Verarbeitungsmodi, nämlich dem Relativmodus, dem Perfusionsmodus und dem Absolutmodus. Dies erlaubt die Diagnose von Lungeninfarkt, Lungenembolie, örtliche Pneumonie und/oder eines einer Lungenaufblähung ähnlichen Bereichs. Sobald der bestimmte Lungenzustand gemäß 4a festgestellt wurde, werden die funktionellen Bilder gemäß 4b gemäß den festgestellten Lungenzuständen und gemäß den festgelegten Bereichen gemäß 4b bereitgestellt.
Weitere Verbesserungen der Feststellung dieser bestimmten Lungenzustände kann durch zusätzliche Benutzung eines Relativ-/Perfusionsmodus (V/Q) erreicht werden, der vom Relativ- und Perfusionsmodus durch Berechnung des Bildpunkt-zu-Bildpunkt Verhältnisses beider Modi für jeden Bildpunkt abgeleitet wurde. Auf diese Weise wird eine bessere Abgrenzung der Zustände gemäß 4a erreicht. Die entsprechende Feststellung der bestimmten Lungenzustände ist in 5a gezeigt. Wiederum resultiert die Auswahl der Darstellungsmodi gemäß 5b in funktionellen Bildern, die in Bezug zu den entsprechenden Verarbeitungsmodi stehen.
Die 6 und 7 zeigen ein weiteres Beispiel für die Auswahl von Darstellungsmodi auf der Basis eines anderen Satzes von bestimmten Lungenzuständen. Genau gesagt sind die bestimmten Lungenzustände Pneumothorax, Pleuralergüsse, Atelektase und Überdehnung.
Die Kombination von drei Modi (Relativ-, Absolut- und Perfusionsmodus) erlaubt die Feststellung von Pneumothorax oder Pleuralergüssen; beide Pathologien werden durch Bereiche mit geringer Streuung repräsentiert – so genannten stillen Bereichen im Relativmodus. Während der Pneumothorax durch einen begrenzten Bereich hoher Impedanzwerte im Absolutmodus charakterisiert wird, ist ein Pleuralerguss mit geringen Werten verbunden. Das Bild, das im Absolutmodus erhalten wurde, kann mit anderen Bildern, die in anderen Modi erhalten wurden, verglichen oder überlagert werden. Ein belüfteter Bereich (hohe absolute Werte), der über die Bereiche der hohen relativen Dispersion (große Atemzugsoszillationen der relativen Impedanz) hinausgeht, stellt eine Ansammlung von Luft, möglicherweise aufgrund eines Barotrauma (Zerstörung von Lungengewebe durch künstliche Beatmung oder eines Krankheitsverlaufs), dar.
Ein verdichteter Bereich mit flüssigkeitsähnlicher absoluter Impedanz, der über die Bereiche hoher Atemzugsoszillationen (in relativer Impedanz) hinausgeht, stellt eine Ansammlung von Fluid, sehr wahrscheinlich einen Pleuralerguss oder ein komplett zusammengefallenen Bereich der Lunge, dar.
Entsprechend der Darstellung von 5 zeigt 7 wiederum die Verbesserung der Verarbeitung in Hinblick auf einen bestimmten Lungenzustand, indem ein Relativ/Perfusions-Modus (V/Q) hinzugefügt wird, in welchem jeder Bildpunkt ein Bildpunkt-zu-Bildpunkt Verhältnis der Bildpunktwerte im Relativmodus und der entsprechenden Bildpunktwerte im Perfusionsmodus darstellt. Für die zuvor erwähnten Lungenzustände, bringt das Hinzufügen des Relativ/Perfusions-Modus jedoch keine Darstellungsinformationen, da ein Bereich einer Pneumothorax und eines Ergusses weder Ventilation noch Perfusion zeigt. Außerdem hilft der Relativ/Perfusions-Modus nicht in der Unterscheidung von Atelektase und Überdehnung. Deswegen werden in 7 die funktionellen Bilder nur für den Relativmodus, den Perfusionsmodus und den Absolutmodus vorgeschlagen.
Schließlich zeigt 8a die Kombination des Relativmodus, des Phasenverschiebungsmodus und des Absolutmodus zur Feststellung von offen liegenden Luftwegen, zyklischen Luftwege-Schließens, dauerhaftem Luftwegeschluss mit Luftfalle und dauerhaftem Luftwegeschluss mit Resorptionsatelektase.
Auch wenn der Relativmodus eine homogene Verteilung der ventilationsbedingten Streuung über der Querschnittsebene des Brustkorbs zeigt, bedeutet eine markante Phasenverschiebung, dass bestimmte Probleme in den kleinen Luftwegen vorhanden sein können (kleines Luftwege-Schließen zum Beispiel aufgrund Lungenaufblähung, CURS, Netzmittelmangelfunktionen oder ARDS). Das Vorhandensein von offen liegenden Luftwegen über das gesamte Lungenparenchym kann nur garantiert werden, wenn beide Modi (der Relativ- und der Phasenverschiebungmodus) eine homogene Lungenaufblasung/-entleerung darstellen. Deswegen wird das Zusammentreffen von einer Phasenverschiebungsverzögerung innerhalb eines Bereichs mit angemessener relativer Streuung der Impedanz als Zeichen eines zyklischen Luftwege-Schließens benutzt.
Bezüglich der Auswahl der Darstellungsmodi wird gemäß 8b vorgeschlagen nur das funktionelle Bild gemäß dem Relativmodus und dem Phasenverschiebungsmodus darzustellen, nicht jedoch das funktionelle Bild gemäß dem Absolutmodus.
9 zeigt ein Beispiel der Auswahl der Darstellungsmodi durch die Darstellung einer Kombination des Absolutmodus und des Relativmodus. Zusätzlich kann die gleiche Darstellung unterschiedliche Information auf verschiedenen Teilen des Bildschirms zur gleichen Zeit darstellen, wie die folgenden Beispiele:

– ein funktionelles Bild der Dispersion (z. B. Standardabweichung der Ventilation und benutzter Impedanzänderungen in jedem Bildpunkt),
– ein numerischer Wert, der eine globale Funktionalität darstellt (z. B. Gesamthomogenitätsindex der Ventilation der gesamten Lunge),
– ein Graph, der die berechnete globale oder regionale Funktionalität darstellt (z. B. Ventilation und benutzte Impedanzänderungen der gesamten Lunge),
– ein numerischer Wert, der die berechnete regionale Funktionalität darstellt (z. B. Ventilation und benutzte Impedanzänderungen der oberen Lunge geteilt durch die untere Lunge).

10 zeigt die Kombination der funktionellen Bilder des Absolutmodus und einer Entscheidungshilfedarstellung. In diesem Fall ist die Entscheidungshilfedarstellung ein Graph der Impedanzänderungen über der Zeit der oberen und der unteren Lunge bei der Durchführung einer PEEP-Reduzierung (PEEP = positiver endexspiratorischer Druck).
11 zeigt ein Flussdiagramm der Verarbeitung, die auf der erfindungsgemäßen Vorrichtung durchgeführt wird. In Schritt 1 wird der EIT Monitor gestartet, indem entweder ein eigener Startknopf gedrückt wird oder indem einfach der EIT Monitor angeschaltet wird. In Schritt 2 werden vorgegebene Verarbeitungsmodi durchlaufen, um bestimmte Lungenzustände festzustellen. Wie zuvor beschrieben sind der Relativmodus, der Perfusionsmodus, der Absolutmodus und der Phasenverschiebungsmodus geeignete Verarbeitungsmodi. Die Feststellung bestimmter Lungenzustände kann durchgeführt werden, wie gemäß den 4a, 5a, 6a, 7a und 8a beschrieben wurde.
Das Ergebnis von Schritt 2 ist eine Auswertung von verschiedenen Lungenzuständen für verschiedene relevante Bereiche der Lunge. Folglich sind eine Vielzahl von festgestellten Lungenzuständen verfügbar. Es sollte außerdem festgestellt werden, dass die Feststellung von Lungenzuständen gewöhnlich sowohl zu Lungenzuständen mit ernsthaften Problemen als auch zu Lungenzuständen mit einer gesunden Verfassung führt. Deswegen erfolgt in Schritt 3 eine Sortierung aller festgestellten Lungenzustände in Bezug auf ihre Ernsthaftigkeit, um die entsprechenden Darstellungsmodi gemäß ihrer Wichtigkeit darzustellen. In Schritt 4 wird eine Entscheidung getroffen, ob mindestens ein schlechter Lungenzustand festgestellt wurde. Falls dies der Fall ist, findet eine zusätzliche Verarbeitung in Schritt 5 statt, andernfalls wird die Verarbeitung in Schritt 7 weitergeführt. Der Grund für die Entscheidung in Schritt 4 liegt in der Tatsache, dass es bei einer vollständig gesunden Lunge ratsam ist, eine weitere Datenreduktion vorzunehmen, wenn die Darstellungsmodi ausgewählt werden, wobei im Falle zumindest eines schlechten Lungenzustandes eine Auswahl der Darstellungsmodi gemäß den Verarbeitungsmodi erfolgen sollte, die zu dem schlechten Ergebnis führten.
Folglich findet in Schritt 5 eine Auswahl von Darstellungsmodi von funktionellen Bildern entsprechend dem jeweiligen Verarbeitungsmodus statt, falls nötig in bestimmten relevanten Regionen. Falls nötig hat der Benutzer die Möglichkeit durch die verschiedenen Darstellungsmodi gemäß der sortierten Liste nach Schritt 4 zu scrollen.
Falls auf der anderen Seite nur gesunde Lungenzustände festgestellt werden, findet in Schritt 7 eine Auswahl von Darstellungsmodi zur weiteren Datenreduktion statt. Geeignete Darstellungsmodi zur weiteren Datenreduktion sind z. B. Graphen, numerische Werte oder andere angepasste Entscheidungshilfedarstellungen. Wie bereits bei Schritt 6 beschrieben, gibt es auch in Schritt 8 die Möglichkeit bei Bedarf durch die Darstellung zu dem nächsten Bild gemäß der sortierten Sequenz nach 4 zu scrollen.
12 zeigt die Integration einer erfindungsgemäßen Vorrichtung in einem Beatmungssystem mit geschlossenem Kreislauf. Es sollte beachtet werden, dass der erfindungsgemäße EIT Monitor bereits alle notwendigen Daten liefert, die von einem Beatmungsgerät zur Kontrolle eines geschlossenen Beatmungskreislaufs benutzt werden können. Es wäre auch möglich ein Eingabeformat für den Arzt zur Eingabe von Grenzwerten in Bezug auf die Beatmungsdrücke zum Öffnen und Schließen der Lunge bereitzustellen.

Claims

Vorrichtung zum Darstellen von Informationen auf einem elektrischen Impedanztomographie (EIT) Monitor, wobei die Informationen aus EIT Daten von der Lunge eines Patienten oder ausgewählter Bereiche davon gewonnen wurden, wobei auf dem EIT Monitor mehrere vorgegebene Verarbeitungsmodi und mehrere vorgegebene Darstellungsmodi implementiert sind und wobei die vorgegebenen Darstellungsmodi funktionelle Bilder mit einer einem Verarbeitungsmodus entsprechenden Echtzeit-Darstellung umfassen und die Darstellungsmodi verglichen mit den funktionellen Bildern eine weitere Datenreduktion ermöglichen, umfassend: Mittel zum Verarbeiten der EIT Daten durch die besagten vorgegebenen Verarbeitungsmodi; Mittel zum Feststellen bestimmter krankhafter Zustände der besagten Lunge oder ausgewählter Bereiche davon gemäß den Ergebnissen der vorgegebenen Verarbeitungsmodi; Mittel zum Auswählen eines funktionellen Bildes als Darstellungsmodus, der einem entsprechenden Verarbeitungsmodus entspricht, wenn besagter Verarbeitungsmodus zu einer Feststellung eines krankhaften Zustandes führt, sowie zum Auswählen eines Darstellungsmodus, der eine weitere Datenreduktion ermöglicht, wenn kein krankhafter Zustand festgestellt wird; Mittel zum Darstellen der EIT Daten gemäß den ausgewählten Darstellungsmodi.
Vorrichtung gemäß Anspruch 1, wobei der Darstellungsmodus auf Befehl eines Benutzers aktualisiert wird.
Vorrichtung gemäß Anspruch 1, wobei die dargestellten EIT Daten in Echtzeit aktualisiert werden.
Vorrichtung gemäß einem der Ansprüche 1–3, wobei die EIT Daten auf Basis eines laufenden Datenfensters berechnet werden.
Vorrichtung gemäß einem der Ansprüche 1–4, wobei eine Annahme eines Lungenzustandes durch einen Benutzer eingegeben wird und wobei die Verarbeitung der EIT Daten durch eine Unterkombination der vorgegebenen Verarbeitungsmodi in Übereinstimmung mit dem angenommenen Lungenzustand erfolgt.
Vorrichtung gemäß einem der Ansprüche 1–5, wobei als vorgegebener Verarbeitungsmodus ein Relativmodus implementiert ist, der als Ergebnis die mittlere Schwankung der Impedanzänderungen aufgrund von Beatmungen liefert.
Vorrichtung gemäß einem der Ansprüche 1–6, wobei als vorgegebener Verarbeitungsmodus ein Phasenverschiebungsmodus implementiert ist, der als Ergebnis die mittlere Phasenverschiebung von Impedanzänderungen in Bezug auf Beatmungsänderungen liefert.
Vorrichtung gemäß einem der Ansprüche 1–7, wobei als vorgegebener Verarbeitungsmodus ein Perfusionsmodus implementiert ist, der als Ergebnis die mittlere Schwankung von Impedanzänderungen aufgrund von Lungenperfusion liefert.
Vorrichtung gemäß einem der Ansprüche 1–8, wobei als vorgegebener Verarbeitungsmodus ein Absolutmodus implementiert ist, der als Ergebnis die mittlere absolute Impedanz liefert.
Vorrichtung gemäß den Ansprüchen 6 und 8, wobei ein Perfusionsverhältnismodus implementiert ist, der das Verhältnis der Ergebnisse des Relativmodus und des Perfusionsmodus berechnet und der als Ergebnis das Beatmungs-/Perfusions-Verhältnis liefert.
Vorrichtung gemäß einem der Ansprüche 6–10, wobei ein Lungeninfarkt als Lungenzustand festgestellt wird, wenn der Relativmodus ein niedriges Ergebnis liefert, der Perfusionsmodus ein niedriges Ergebnis liefert und der Absolutmodus ein niedriges Ergebnis liefert.
Vorrichtung gemäß einem der Ansprüche 6–11, wobei eine Lungenembolie als Lungenzustand festgestellt wird, wenn der Relativmodus ein normales Ergebnis liefert, der Perfusionsmodus ein niedriges Ergebnis liefert und der Absolutmodus ein normales Ergebnis liefert.
Vorrichtung gemäß einem der Ansprüche 6–12, wobei eine örtliche Pneumonie als Lungenzustand festgestellt wird, wenn der Relativmodus ein niedriges Ergebnis liefert, der Perfusionsmodus ein hohes Ergebnis liefert und der Absolutmodus ein niedriges Ergebnis liefert.
Vorrichtung gemäß einem der Ansprüche 6–13, wobei ein einer Lungenaufblähung ähnlicher Bereich als Lungenzustand festgestellt wird, wenn der Relativmodus ein niedriges Ergebnis liefert, der Perfusionsmodus ein niedriges Ergebnis liefert und der Absolutmodus ein hohes Ergebnis liefert.
Vorrichtung gemäß einem der Ansprüche 6–14, wobei ein zyklisches Luftwege-Schließen als Lungenzustand festgestellt wird, wenn der Relativmodus ein hohes Ergebnis liefert, der Phasenverschiebungsmodus ein sehr hohes Ergebnis liefert und der Absolutmodus ein unbeständiges Ergebnis liefert.
Vorrichtung gemäß einem der Ansprüche 6–15, wobei ein dauerhafter Luftwegeverschluss mit Luftfalle als Lungenzustand festgestellt wird, wenn der Relativmodus ein sehr niedriges Ergebnis liefert, der Phasenverschiebungsmodus ein sehr hohes Ergebnis liefert und der Absolutmodus ein unbeständiges Ergebnis liefert.
Vorrichtung gemäß einem der Ansprüche 6–16, wobei ein dauerhafter Luftwegeverschluss mit Resorptionsatelektase als Lungenzustand festgestellt wird, wenn der Relativmodus ein sehr niedriges Ergebnis liefert, der Phasenverschiebungsmodus ein unbeständiges Ergebnis liefert und der Absolutmodus ein sehr niedriges Ergebnis liefert.
Vorrichtung gemäß einem der Ansprüche 1–17, wobei jeder Bildpunkt eines funktionellen Bildes die Schätzung seiner räumlichen Position innerhalb der Lunge darstellt und gemäß seiner Konduktivitätsverteilung gemäß dem entsprechenden Verarbeitungsmodus dargestellt ist.
Vorrichtung gemäß einem der Ansprüche 1–18, wobei die Darstellungsmodi, die eine weitere Datenreduktion ermöglichen, numerische Werte von gemessenen oder berechneten Werten umfassen, die komprimierte Informationen der gesamten Lunge oder ausgewählter relevanter Bereiche darstellen.
Vorrichtung gemäß einem der Ansprüche 1–19, wobei die Darstellungsmodi, die eine weitere Datenreduktion ermöglichen, Graphen von gemessenen oder berechneten Daten umfassen, die komprimierte Informationen der gesamten Lunge oder ausgewählter relevanter Bereiche darstellen.
Vorrichtung gemäß einem der Ansprüche 1–20, wobei ein Darstellungsmodus aus graphischen Elementen besteht, die vorab in einem Datenspeicher als graphische Muster gespeichert werden und die sobald der entsprechende Darstellungsmodus ausgewählt wird, aus dem Datenspeicher geladen werden.