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Dokumentenidentifikation DE69926394T2 01.06.2006
EP-Veröffentlichungsnummer 0001137365
Titel VERFAHREN UND GERÄT ZUR BESTIMMUNG ALVEOLAREN ÖFFNENS UND SCHLIESSENS
Anmelder Böhm, Stephan, 20251 Hamburg, DE;
Amato, Marcelo B.P., Sâo Paulo, BR
Erfinder BÖHM, Stephan, D-20251 Hamburg-Eppendorf, DE;
AMATO, Marcelo B. P., 05403-900 Sao Paulo, BR;
KUNST, W., Peter, NL-2014 CM Haarlem, NL
Vertreter JOPPICH - Intellectual Property Consultancy, GbR, 81669 München
DE-Aktenzeichen 69926394
Vertragsstaaten AT, BE, CH, CY, DE, DK, ES, FI, FR, GB, GR, IE, IT, LI, LU, MC, NL, PT, SE
Sprache des Dokument EN
EP-Anmeldetag 09.12.1999
EP-Aktenzeichen 999645351
WO-Anmeldetag 09.12.1999
PCT-Aktenzeichen PCT/EP99/09699
WO-Veröffentlichungsnummer 0000033733
WO-Veröffentlichungsdatum 15.06.2000
EP-Offenlegungsdatum 04.10.2001
EP date of grant 27.07.2005
Veröffentlichungstag im Patentblatt 01.06.2006
IPC-Hauptklasse A61B 5/05(2006.01)A, F, I, 20051017, B, H, EP
IPC-Nebenklasse A61B 5/08(2006.01)A, L, I, 20051017, B, H, EP   

Beschreibung[de]

Die Erfindung betrifft ein Verfahren zur Bestimmung des alveolären Öffnens und des alveolären Schließens der Lunge in Abhängigkeit des Beatmungsdrucks. Insbesondere ermöglicht die Erfindung eine regionale Bestimmung des alveolären Öffnens und des alveolären Schließens.

Es ist bekannt, zur Messung der Lungenmechanik Druck und Volumen aufzuzeichnen und übereinander aufzutragen. Erhöht man den Druck kontinuierlich, so beginnen ab einem bestimmten Druck die ersten Alveolen (Lungenbläschen) vom Zustand des Kollabierens in den der Öffnung überzugehen. Wird der Druck weiter erhöht, so werden immer mehr geschlossene Alveolen geöffnet. Die maximale Anzahl der Zustandsveränderungen geschieht schließlich um den Wendepunkt der Druck-Volumenkurve. Danach ebbt das Öffnen bei weiterer Steigerung des Druckes ab und geht in eine Sättigung, in der idealerweise alle Alveolen geöffnet sind, über.

Ein Problem bei der Lungenmechanikmessung besteht darin, dass die Verteilung dieses Öffnungsphänomens über die gesamte Lunge nicht homogen ist. Zum Beispiel wird die Lunge durch Ödembildung, d.h. aufgrund vermehrter Flüssigkeitsansammlung bei Entzündungen, schwerer. Dadurch entsteht ein schwerkraftabhängiger Gradient vom Brustbein bis zur Wirbelsäule. Hierdurch werden vor allem die zu unterst liegenden Teile der Lunge komprimiert und kollabieren.

Bei einer traditionellen Druck-Volumen-Messung erhält man allerdings keine Informationen über die regionalen Druck-Volumen-Verhältnisse, sondern man erhält lediglich eine gemittelte Information der Druck-Volumen-Verhältnisse der gesamten Lunge.

Zur regionalen Messung des Druck-Volumen-Verhältnisses ist die sogenannte elektrische Impedanz-Tomographie bekannt. Bei diesem Verfahren werden eine Anzahl von Elektroden um den Brustkorb gelegt, wobei ein Wechselstrom mit z.B. 50 kHz bei 5 nA Spitze-Spitze-Amplitude an jeweils benachbarte Elektroden angelegt wird. Die jeweils anderen Elektroden werden bei anliegendem Wechselstrom benutzt, um eine Impedanzmessung gegenüber einem definierten Bezugspotential durchzuführen. Sobald alle Elektroden der Reihe nach als stromführende Elektroden gedient haben, ist ein Zyklus zur Datenerfassung abgeschlossen. Um statistische Störungen zu eliminieren, werden in der Regel mehrere Datenerfassungszyklen gemittelt, um ein entsprechendes Bild zu erhalten. Die größten Impedanzänderungen im Bereich des Brustkorbs entstehen durch das Einatmen und Ausatmen von Luft. Hierbei kann beobachtet werden, dass die von den Elektroden gemessene Impedanzänderung ein Maß für die Volumenänderung in der Lunge ist. Daher können nach dem Verfahren der elektrischen Impedanz-Tomographie ebenfalls Messungen hinsichtlich der Druck-Volumen-Verhältnisse in der Lunge durchgeführt werden. Das besondere an der elektrischen Impedanz-Tomographie ist allerdings, dass aufgrund einer rechnergestützten Auswertung der Signale an den Elektroden ein zweidimensionales oder auch dreidimensionales Abbild der Impedanzänderungen erstellt werden kann.

Aus Dijkstra A. M. et al. "Review Clinical Applications of Electrical Impedance Tomography", Journal of Medical Engineering & Technology, GB, Basingstoke, Hants, No. 3, Mai 1993 (1993-05), Seiten 89–98 ist ein allgemeiner Überblick über klinische Anwendungen der elektrischen Impedanz-Tomographie bekannt. Es wird gezeigt, dass neben die Beatmung betreffenden Anwendungen auch Anwendungen bezüglich des zentralen Nervensystems, des Herz-Kreislauf-Systems und des Verdauungssystems möglich sind.

Aus Eung Je Woo et al. "Measuring Lung Resistivity Using Electrical Impedance Tomography", IEEE Transactions on Biomedical Engineering, US, IEEE Inc. New York, Vol. 39, No. 7, 1. Juli 1992 (1992-07-01), Seiten 756–760 ist ein Verfahren zum Messen des spezifischen Lungenwiderstands unter Benutzung der elektrischen Impedanz-Tomographie bekannt. Es wird vorgeschlagen, die Darstellungsverfahren der elektrischen Impedanz-Tomographie bei der Messung des spezifischen Lungenwiderstands zu benutzen, um Apnoe und Ödeme zu erkennen und zu überwachen.

Die künstliche Beatmung von einer kranken Lunge, in der sich Ödeme gebildet haben, ist ein besonderes Problem, da nicht genau kontrolliert werden kann, ob die Lunge in bestimmten Teilen bereits geschlossen und/oder kollabiert ist. Dabei wurde herausgefunden, dass die Mortalitätsrate wesentlich gesenkt werden kann, wenn ein bestimmter Druck in der Lunge künstlich aufrecht erhalten wird, der gerade noch das Offenhalten sämtlicher Alveolen (Lungenbläschen) ermöglicht. Dieser Druck ist bei der künstlichen Beatmung allerdings unbekannt, da das alveoläre Öffnen und/oder Schließen der Lunge bisher regional nicht bestimmt werden kann.

Aufgabe der Erfindung ist es daher, ein Verfahren zu regionalen Bestimmung des alveolären Öffnens und des alveolären Schließens der Lunge in Abhängigkeit des Beatmungsdrucks bereitzustellen.

Diese Aufgabe wird durch ein Verfahren mit den Merkmalen des Patentanspruchs 1 und einer Vorrichtung mit den Merkmalen des Patentanspruchs 25 gelöst. Das erfindungsgemäße Verfahren beruht auf der Erkenntnis, dass das alveoläre Öffnen und/oder Schließen von einem Impedanz-Signal, das durch das Verfahren der elektrischen Impedanz-Tomographie erhalten wird, bestimmt werden kann. Dadurch können mindestens zwei wichtige Werte bestimmt werden, nämlich ein erster Beatmungsdruck, der dem alveolären Schließen des entsprechenden Lungenbereichs entspricht, und ein zweiter Beatmungsdruck, der dem alveolären Öffnen des entsprechenden Lungenbereichs entspricht.

Dementsprechend umfasst die erfindungsgemäße Vorrichtung Mittel zum Messen eines Impedanz-Signals (AU) gemäß dem Verfahren der elektrischen Impedanz-Tomographie in mindestens einem Lungenbereich in Abhängigkeit des Beatmungsdrucks, ein Mittel zum Bestimmen eines ersten Beatmungsdrucks, der dem alveolären Schließen des entsprechenden Lungenbereichs entspricht, aus dem Impedanz-Signal und ein Mittel zum Bestimmen eines zweiten Beatmungsdrucks, der dem alveolären Öffnen des entsprechenden Lungenbereichs entspricht, aus dem Impedanz-Signal.

Im Gegensatz zur Computertomographie und zur Kernspinntomographie lässt sich das erfindungsgemäße Verfahren auch am Bett des Patienten durchführen, da keine aufwendigen Geräte benötigt werden. Hierbei entstehen keinerlei Strahlenbelastungen für den Patienten oder für das Personal. Bei kritischen Patienten kann damit eine ständige Überwachung des Zustandes und des Öffnungsgrades der Lunge durchgeführt werden.

Der erste Effekt des erfindungsgemäßen Verfahrens besteht darin, dass das Impedanz-Signal durch die Atembewegungen des Patienten beeinflusst wird. Bei jeder Atembewegung hebt und senkt sich das Lungenvolumen. Bei den regionalen Impedanzkurven der elektrischen Impedanz-Tomographie kann beobachtet werden, dass die mittlere Änderung des Impedanz-Signals aufgrund von Atembewegungen auffallend größer in Bereichen ist, in denen die Lunge noch nicht kollabiert ist, während in Bereichen, in denen die Lunge bereits kollabiert ist, nur geringe Änderungen des Impedanz-Signals hervorgerufen werden. Die Änderung des Impedanz-Signals aufgrund von Atembewegungen kann beispielsweise aufgrund des mittelwertfreien Betragsquadrates des Impedanz-Signals über mehrere Atemzüge bestimmt werden. Die Änderung des Impedanz-Signals aufgrund von Atembewegungen bestimmt sich damit aus der Signalenergie der hochfrequenten Anteile des Impedanz-Signals, die von den Atembewegungen herrühren. Ebenso ist es aber auch möglich, dass die Änderung des Impedanz-Signals aufgrund von Atembewegungen aufgrund eines durchschnittlichen Spitze-Spitze Werts des Impedanz-Signals über mehrere Atemzüge bestimmt werden kann.

Das alveoläre Schließen und/oder Öffnen, oder dementsprechend der erste und der zweite Beatmungsdruck, der Lunge aufgrund der Änderung des Impedanz-Signals aufgrund von Atembewegungen wird festgestellt, indem die Änderung des Impedanz-Signals aufgrund von Atembewegungen mit bestimmten Atembewegungs-Vergleichswerten verglichen werden. Hierbei muss berücksichtigt werden, dass hinsichtlich beider Vergleichswerte in der Regel eine gewisse Hysterese festzustellen ist. Dies bedeutet, dass das Öffnen der Lungenbläschen nicht bei dem gleichen Druck stattfindet wie das Schließen der Alveolen (Lungenbläschen), sondern dass beide Vergleichswerte auseinander fallen. Dabei muss zusätzlich berücksichtigt werden, in welcher Richtung der jeweilige Vergleichswert durchlaufen wird, um die Hysterese genau identifizieren zu können.

Hinsichtlich der Vergleichswerte ist es denkbar, dass feste Vergleichswerte vorgegeben werden. Allerdings gehen für diesen Fall Störgrößen, z.B. aufgrund von Offset-Änderungen, in die Messung voll ein. Zweckmäßigerweise werden die Atembewegungs-Vergleichswerte daher dynamisch aus der mittleren Änderung des Impedanz-Signals aufgrund von Atembewegungen eines anderen Lungenbereichs bestimmt. Vorzugsweise wird die Lunge dabei in mehrere Bereichsebenen senkrecht zu dem Schwerkraftvektor aufgeteilt, wobei der andere Lungenbereich ein Bereich ist, der in Richtung des Schwerkraftvektors oberhalb des betreffenden Lungenbereichs liegt. Hierbei wird ausgenutzt, dass in der Regel der in Richtung des Schwerkraftvektors unten gelegene Lungenteil stärker von der krankhaften Erscheinung des Kollabierens der Alveolen (Lungenbläschen) betroffen ist als der dementsprechend höher liegende Teil des Lungebereichs. Ein alveoläres Schließen eines Lungenbereichs kann beispielsweise festgestellt werden, sobald der Atembewegungs-Vergleichswert des unteren Lungenbereichs um einen bestimmten Faktor niedriger ist als der Atembewegungs-Vergleichswert des unteren Bereichs.

Ein weiterer Effekt, der zur Bestimmung des alveolären Öffnens oder Schließens, oder dementsprechend des ersten und des zweiten Beatmungsdrucks, der Lunge geeignet ist, ist die Änderung des Impedanz-Signals aufgrund des Kollabierens der Alveolen. Bei einer krankhaften Lunge oder in einem unphysiologischen Zustand wie z.B. Narkose ist zu beobachten, dass auch bei einem konstanten Druck der Lungenbereich kollabiert, d.h. also die Lungenbläschen spontan in sich zusammenfallen. Dieses Kollabieren tritt umso stärker auf, je niedriger der Beatmungsdruck ist, wobei sich der Effekt zusätzlich über die Zeit lawinenartig verstärkt. Erfindungsgemäß wird folglich ein alveoläres Schließen des Lungenbereichs oder der erste Wert des Beatmungsdrucks festgestellt, sobald die mittlere Änderung des Impedanz-Signals aufgrund des Kollabierens der Alveolen unterhalb eines Kollabierungs-Vergleichswertes fällt. Dementsprechend wird ein alveoläres Öffnen eines Lungenbereichs oder der zweite Wert des Beatmungsdrucks festgestellt, sobald die mittlere Änderung des Impedanz-Signals aufgrund des Öffnens der Alveolen oberhalb eines Öffnungs-Vergleichswertes fällt.

Die mittlere Änderung des Impedanz-Signals aufgrund des Kollabierens der Alveolen kann beispielsweise aufgrund der mittleren Steigung des Impedanz-Signals in Abhängigkeit der Zeit bei vorgegebenem Beatmungsdruck bestimmt werden. Die mittlere Steigung kann dabei beispielsweise mit der Gaußschen Ausgleichsrechnung bestimmt werden, indem eine Gerade in einen Abschnitt des Impedanz-Signals in Abhängigkeit von der Zeit bei konstantem Druck gelegt wird. Der Kollabierungs-Vergleichswert und/oder der Öffnungs-Vergleichswert können als feste Werte vorgegeben werden oder aber aus einer dynamischen Vergleichswertbestimmung ermittelt werden. Die dynamische Bestimmung des Vergleichswerts geschieht zweckmäßigerweise aufgrund eines Impedanz-Signals in einem anderen Lungenbereich. Vorzugsweise wird die Lunge dabei wie oben beschrieben in mehrere Bereichsebenen in Richtung des Schwerkraftvektors aufgeteilt, wobei der Vergleichswert aus dem Lungenbereich entnommen wird, der in Richtung des Schwerkraftvektors oberhalb des betreffenden Lungenbereichs liegt.

Ein weiterer Effekt aufgrund des alveolären Öffnens oder Schließens eines Lungenbereichs ist die mittlere Änderung des Impedanz-Signals aufgrund von Beatmungsdruckänderungen. Sobald eine sprunghafte Beatmungsdruckänderung an die Lunge angelegt wird, folgt das Impedanz-Signal dieser Druckänderung nicht unmittelbar, sondern jeweils mit einer gewissen Verzögerung.

Demzufolge wird ein alveoläres Schließen oder dementsprechend der erste Beatmungsdruck eines Lungenbereichs festgestellt, sobald die mittlere Änderung des Impedanz-Signals aufgrund von Beatmungsdruckänderungen unterhalb eines ersten Beatmungsdruck-Vergleichswertes fällt und wobei ein alveoläres Öffnen eines Lungenbereichs oder dementsprechend der zweite Beatmungsdruck festgestellt wird, sobald die mittlere Änderung des Impedanz-Signals aufgrund von Beatmungsdruckänderungen oberhalb eines festgelegten zweiten Beatmungsdruck-Vergleichswertes fällt. Hierbei wird die Beobachtung ausgenutzt, dass die Lungenmechanik gegenüber Druckänderungen mit einer gewissen Trägheit antwortet. Die Trägheit ist dabei in kranken Bereichen größer als in gesunden Bereichen der Lunge, da die kranken Bereiche sich erst ab einem höheren Druck öffnen, sodass die kranken Bereiche erfindungsgemäß lokalisiert werden können.

Die Änderung des Impedanz-Signals aufgrund von Beatmungsdruckänderungen kann zum Beispiel aufgrund der mittleren Anfangssteigung des Impedanz-Signals nach einer sprungförmigen Erhöhung des Beatmungsdrucks bestimmt werden. Die Anfangssteigung wird dabei umso geringer sein, je mehr der betreffende Lungenbereich aufgrund krankhafter Veränderungen zu einem Kollabieren der Lungenbläschen neigt. Eine andere Möglichkeit besteht darin, dass die Änderung des Impedanz-Signals aufgrund von Beatmungsdruckänderungen aufgrund der Zeitkonstante des Impedanz-Signals bestimmt wird, mit der das Impedanz-Signal einer Änderung des Beatmungsdrucks folgt. Der erste Beatmungsdruck-Vergleichswert und/oder der zweite Beatmungsdruck-Vergleichswert können vorgegeben werden oder aber wie oben für die anderen Verfahren bereits beschrieben dynamisch bestimmt werden. Bei der dynamischen Bestimmung des ersten Beatmungsdruck-Vergleichswertes und/oder des zweiten Beatmungsdruck-Vergleichswertes erfolgt die Bestimmung aus der mittleren Änderung des Impedanz-Signals aufgrund von Beatmungsdruckänderungen in einem anderen Lungenbereich. Der andere Lungenbereich ist dabei vorzugsweise wieder ein Bereich, der in Richtung des Schwerkraftvektors oberhalb des betreffenden Lungenbereichs liegt. Hierbei wird die Lunge bei der Messung in mehrere Bereichsebenen in Richtung des Schwerkraftvektors aufgeteilt.

Nach einer bevorzugten Ausführungsform ist dabei vorgesehen, dass ausgehend von einem Beatmungsdruck, bei dem die Lungenalveolen nahezu in allen Lungenbereichen geöffnet sind, der Beatmungsdruck schrittweise abgesenkt wird, bis in einem Lungenbereich ein alveoläres Schließen eines Lungenbereichs festgestellt wird.

Neben der Aufteilung der Lunge in Bereiche in Richtung des Schwerkraftvektors ist es auch denkbar, dass die Lunge in mehrere radiale Sektoren aufgeteilt wird, wobei die Mittelpunktachse der Sektoren in Richtung des Schwerkraftvektors liegt.

Eine Vorrichtung zur Durchführung des erfindungsgemäßen Verfahren besteht aus mehren Elektroden, die um den Brustkorb herum angebracht werden, aus einem elektrischen Impedanz-Tomographen zur Ansteuerung von einzelnen Elektroden und zur Auswertung der Impedanz-Signale an den nicht angesteuerten Elektroden, um ein regionales Impedanz-Signal im Brustkorb zu erhalten und aus einer Recheneinheit zur Auswertung der regionalen Impedanz-Signale, um den ersten und den zweiten Beatmungsdruck zu bestimmen. Eine Verfälschung der Signale ist hierbei insbesondere aufgrund der Atembewegungen festzustellen, da sich bei jedem Ein- bzw. Ausatmen die Positionen der Elektroden zueinander ändern. Um die sich hierdurch ergebenden Signalverfälschungen an den Elektroden zu eliminieren, ist ein Sensor zur Messung des sich ändernden Umfangs des Brustkorbs aufgrund der Atembewegungen vorgesehen. Der elektrische Impedanz-Tomograph umfasst weiterhin eine Korrektureinheit, in der die Änderung der Impedanz-Signale der Elektroden aufgrund von Atembewegungen durch Einbeziehung des Sensorsignals korrigiert werden.

Ein wichtiger Aspekt der erfindungsgemäßen Vorrichtung ist die Steuerung der künstlichen Beatmungseinheit. Dies kann besonders nützlich für kranke Lungen sein, da nicht exakt kontrolliert werden kann, ob die Lunge in bestimmten Bereichen bereits geschlossen und/oder kollabiert ist. Jedoch wurde gemäß der Erfindung herausgefunden, dass die Mortalitätsrate beträchtlich reduziert werden kann wenn ein vorgegebener Druck, der es gerade noch ermöglicht, alle Alveolen offen zu halten, künstlich in der Lunge aufrechterhalten wird. Dies kann durch Bereitstellen einer Steuereinheit, die mit der künstlichen Beatmungseinheit und einer Verarbeitungseinheit verbunden ist, erreicht werden, wobei der erste Beatmungsdruck und der zweite Beatmungsdruck von der Verarbeitungseinheit zu der Steuereinheit geführt werden, um die künstliche Beatmung zu steuern.

Die Signale, die durch die regionale Impedanz-Tomographie erhalten werden, können benutzt werden, um einen optimalen therapeutischen Wert des so genannten positiven end-exspiratorischen Drucks (positive end-expiratory pressure, PEEP) zu bestimmen. Es ist wichtig, einen optimalen biologischen Kompromiss zwischen der Behandlung der alveolären Überdehnung in einem Teil der Lunge und der Atelektase in einem anderen Teil zu finden. Priorität hat dabei, dass die PEEP Werte hoch genug gesetzt werden, um das Kollabieren der Alveolen am Beatmungsende in den am meisten abhängigen Teilen der Lunge soweit wie möglich zu verhindern; zur gleichen Zeit muss eine Überdehnung der nicht abhängigen oberen Lungenbereiche vermieden werden. Diese beiden krankhaften Zustände – alveoläres Kollabieren und alveoläre Überdehnung – können als eine Reduzierung der Amplitude der ventilationsbedingten Impedanzänderung in den relevanten Regionen erkannt werden. Ein optimaler Wert des PEEP führt jedoch zu einer gleichmäßigen Verteilung der Ventilation (und damit Impedanzänderungen) über die gesamte Lunge.

Des Weiteren verhindert ein optimaler Wert des PEEP das Kollabieren der Luftwege. Wenn die Luftwege während des gesamten Beatmungszyklus offen gehalten werden, werden die Beatmungsgase effizient ausgetauscht. Diese Bereiche werden daher ventiliert und die Impedanz-Signale folgen dieser Ventilierung. Falls jedoch die leitenden Luftwege während des gesamten Beatmungszyklus kollabiert sind, werden die Lungenbläschen – insbesondere die Alveolen – von der Zuführung der Frischluft abgeschnitten. Der Gasaustausch leidet und keine ventilationsbedingte Änderung des Impedanz-Signals kann erkannt werden. Diese Lungenbereiche erzeugen keinen Ausschlag auf dem Impedanz-Tomographiebild. Der Sauerstoff in den abgeschnittenen Alveolen wird absorbiert und durch die progressive Abnahme in ihrer Luftzusammensetzung wird die absolute Impedanz eines derartigen Lungenbereiches reduziert. In einem Szenario in dem die PEEP Werte nicht ausreichend hoch sind, um das exspiratorische Kollabieren der Luftwege und der Lungenbläschen (Alveolen) zu verhindern, in dem die Drücke aber ausreichend hoch sind, um kollabierte Luftwege während der Beatmung zu öffnen, findet eine Beatmung dieser Lungenbereiche nur während dieses Zeitraums innerhalb des Beatmungszyklus statt. Änderungen des Impedanz-Signals einer derartigen Lungenregion können verstärkt werden im Vergleich zu einem normal beatmeten Bereich, da diese kollabierten Lungenbläschen von einer niedrigen exspiratorischen Luftmenge starten, aber während der Einatmung schnell auf annähernd normale Volumen gefüllt werden. Während des Ausatmens kollabieren sie wieder und der Prozess des Lungen-Rekrutierens/Kollabierens beginnt von neuem.

Durch Beobachtung der Signale der regionalen Impedanz-Tomographie ist es möglich durch systematische Titration der inspiratorischen und exspiratorischen Beatmungsdrücke die Punkte des Öffnens und Schließens der Luftwege/Alveolaren zu bestimmen.

Gemäß einem weiteren Aspekt der vorliegenden Erfindung umfasst die Vorrichtung eine Überwachungseinheit zum Überwachen des ersten Beatmungsdrucks und des zweiten Beatmungsdrucks. Durch Überwachung dieser Werte kann der Patient mittels der Überwachungseinheit, die wichtige Informationen bezüglich der Lungenfunktion erfasst, beobachtet werden. Sämtliche oben besprochenen direkten oder abgeleiteten Impedanz-Signale und/oder -bilder sollten kontinuierlich berechnet werden und sollten zur Online-Darstellung verfügbar sein. Jede einzelne oder eine Kombination dieser kann für die automatische oder semi-automatische Steuerung einer therapeutischen Vorrichtung, wie beispielsweise einem künstlichen Beatmungsgerät, benutzt werden. Die durch elektrische Impedanz-Tomographie gewonnenen Informationen können benutzt werden, um spezielle klinische Vorgänge, die auf eine optimale Lungenrekrutierung abzielen und die darauf abzielen möglichst viele Alveolen offen zu halten oder darauf abzielen den besten biologischen Kompromiss zwischen alveolärer Überdehnung und alveolärem Kollabieren zu finden, zu unterstützen.

Des Weiteren können durch elektrische Impedanz-Tomographie erstellte regionale Druck-Volumenkurven benutzt werden, um bestimmte Werte des Drucks mit einer besonderen klinischen Bedeutung zu definieren. Diese Werte entsprechen dem Druck des alveolären Öffnens und des alveolären Schließens einer bestimmten Lungenregion, dem unteren und dem oberen Knickpunkt der inspiratorischen und der exspiratorischen Druck-Volumenkurven. Zusätzliche Informationen über das Lungenverhalten können durch Analyse der Form und der Fläche der Druck-Volumenkurven gewonnen werden.

Weitere Einzelheiten und Vorteile der Erfindung werden anhand eines in der Zeichnung dargestellten Ausführungsbeispiels näher erläutert. In dieser zeigt:

1 Druck-Impedanz-Kurven in vier verschiedenen Bereichen der Lunge,

2a ein Impedanz-Signal in Abhängigkeit von der Zeit für die gesamte Lunge,

2b ein Impedanz-Signal in Abhängigkeit von der Zeit für den oberen Lungenbereich,

2c ein Impedanz-Signal in Abhängigkeit von der Zeit für den unteren Lungenbereich mit dem zugehörigen Druckverlauf für 2a, 2b und 2c,

3a ein Impedanz-Signal in Abhängigkeit von der Zeit für den gesamten Lungenbereich,

3b ein Impedanz-Signal in Abhängigkeit von der Zeit für den oberen Lungenbereich,

3c ein Impedanz-Signal in Abhängigkeit von der Zeit für den unteren Lungenbereich mit dem zugehörigen Drucksignal für 3a, 3b und 3c,

4 eine Überlagerung einer Druck-Impedanz- und einer Druck-Volumenkurve einer gesamten Lunge während des Druckaufbaus und des Druckabbaus,

5 drei Kurven, die die Änderung der Impedanz während einer künstlichen Beatmung als eine Funktion der Zeit darstellen,

6 Impedanz-Signale des oberen und des unteren Lungenbereichs zusammen mit dem Signal der gesamten Lunge während einem langsamen Aufblasen mit einem konstanten Sauerstofffluss,

7 unabhängige Druckaufbau-Druckabbau Druck-Impedanzkurven des oberen und des unteren Lungenbereichs,

8 Impedanzkurven des oberen und des unteren Lungenbereichs bei abnehmenden Werten des positiven end-exspiratorischen Drucks (PEEP),

9 Impedanzkurven der oberen und der unteren Lunge eines Patienten, der an akutem Lungenversagen leidet,

10 Impedanzkurven gemäß 9 zusammen mit einem arteriellen Sauerstoffanreicherungsindex,

11 einen externen Elektrodenaufbau,

12 einen internen Elektrodenaufbau,

13 einen Aufbau von internen und externen Elektroden für eine elektrische Impedanz-Tomographie,

14 zeigt einen Aufbau einer elektrischen Impedanz-Tomographie mit internen Elektroden unter Benutzung eines intra-trachealen Katheders, eines ösophagealen Katheders, eines Pulmonalarterien-Katheders und eines oberen Hohlvenen-Katheders,

15 zeigt einen oberen Hohlvenen-internen Elektrodenaufbau,

16 zeigt einen Pulmonalarterien-internen (swan-ganz) Elektrodenaufbau,

17 zeigt einen Schlauchbasierten intra-trachealinternen Elektrodenaufbau und

18 zeigt einen Schlauchbasierten ösophageal-internen Elektrodenaufbau.

1 zeigt Druck-Impedanz-Kurven nach der elektrischen Impedanz-Tomographie in vier verschiedenen Bereichen der Lunge. Im Vergleich zu den bekannten Druck-Volumenkurven zeigen die entsprechenden Druck-Impedanz-Kurven einen ähnlichen Verlauf. Ab einem bestimmten Druckpunkt gehen die ersten Alveolen (Lungenbläschen) vom Zustand des Kollabierens in den Zustand der Öffnung über. Wenn der Druck weiter erhöht wird, werden immer mehr geschlossene Alveolen geöffnet, bis das Öffnen schließlich abebbt und bei höheren Drücken den flachen Teil des Impedanz-Signals bildet. Ein Vergleich der einzelnen Kurven über die verschiedenen Bereiche der Lunge zeigt dabei, dass die Öffnungsphänomene über die gesamte Lunge in diesem Fall nicht homogen verteilt sind. Die Messungen erfolgten dabei nach der Methode der elektrischen Impedanz-Tomographie, wobei die Bereiche 1–4 in Richtung des Schwerkraftvektors die Lunge in senkrecht dazu stehenden Ebenen unterteilen. Im obersten Bereich der Lunge tritt die erwartungsgemäße Druck-Impedanz-Verteilung auf, während in den Regionen 2–4 zunehmend krankhafte Erscheinungen der Öffnungsphänomene zu erkennen sind. Krankhafte Veränderungen der Lunge können z.B. durch Ödembildung (vermehrte Flüssigkeitsansammlung bei Entzündungen) entstehen, wodurch die Lunge in Richtung des Schwerkraftvektors schwerer wird. Unter anderem werden hierdurch vor allem die zu unterst liegenden Teile der Lunge komprimiert und lassen sich daher zu einem späteren Zeitpunkt bzw. nur bei höheren Drücken öffnen.

2a, 2b und 2c zeigen Impedanz-Signale in Abhängigkeit von der Zeit für verschiedene Bereiche der Lunge, wobei als Drucksignal jeweils das in 2c eingezeichnete Drucksignal zugrundezulegen ist. Nach der Hälfte der Kurvenverläufe findet jeweils eine Maßstabsänderung statt, wobei in der zweiten Hälfte der Figuren der Kurvenverlauf entsprechend zusammengedrückt ist. 2a zeigt eine Impedanz-Kurve für den gesamten Bereich der Lunge, während der Kurvenverlauf gemäß 2b sich auf den oberen Bereich und der Kurvenverlauf gemäß 2c sich auf den unteren Bereich der Lunge bezieht. In 2c ist das zugrundeliegende Drucksignal eingezeichnet, das sich auf alle drei Figuren bezieht. Demnach wird der Beatmungsdruck nach einer gewissen Anfangszeit sprungförmig erhöht und sodann treppenförmig reduziert, bis wiederum ein Impuls folgt. Der untere Bereich der Lunge ist wiederum krankhaft verändert. Erfindungsgemäß lässt sich diese krankhafte Veränderung in den gezeigten Kurvenverläufen insbesondere anhand von zwei Verfahren erkennen:

Zum einen ist es möglich, die Änderung des Impedanz-Signals aufgrund von Atembewegungen auszuwerten. Die Atembewegungen äußern sich in dem Impedanz-Signal in hochfrequenten Schwingungen, deren sinusförmiger Verlauf in der ersten Hälfte der Signale zu erkennen ist. Vergleicht man die Änderungen des Impedanz-Signals aufgrund von Atembewegungen gemäß den Größen A1 und A1', so fällt auf, dass die Atembewegungen in dem oberen Bereich der Lunge größere Impedanzänderungen hervorrufen als im unteren Bereich der Lunge. Weiterhin fällt auf, dass diese Erscheinung abhängig vom Beatmungsdruck ist, wie ein Vergleich der Größen A2 und A2' zeigt.

Ein weiteres erfindungsgemäßes Verfahren zur regionalen Bestimmung des alveolären Öffnens und Schließens der Lunge besteht in der Auswertung der mittleren Änderung des Impedanz-Signals aufgrund des Kollabierens der Alveolen. Dieser Effekt ist in den 2b und 2c durch die Größen B und/oder B' gekennzeichnet. Das Impedanz-Signal gemäß 2b schwankt bei konstantem Druck um einen konstanten Offset, während bei dem Impedanz-Signal gemäß 2c ein Abfall des Impedanz-Signals auch bei konstantem Druck zu erkennen ist. Folglich liefert die Steigung B bzw. B' eine Aussage darüber, ob ein Kollabieren der Lunge stattfindet.

3a, 3b und 3c zeigen ein Impedanz-Signal als Antwort auf einen impulsförmigen Druckanstieg, der in 3c dargestellt ist. Im unteren Lungenbereich gemäß 3c antwortet das Impuls-Signal daraufhin mit einer verzögerten Antwort, während das Impedanz-Signal gemäß 3b ohne Verzögerung dem Druckanstieg folgt. Ein Verfahren zur regionalen Bestimmung des alveolären Öffnens und Schließens der Lunge lässt sich somit auch aus der Änderung des Impedanz-Signals aufgrund von Beatmungsdruckänderungen ableiten. Diese Änderung lässt sich beispielsweise durch die Anfangssteigung des Impedanz-Signals auf Druckänderungen ableiten.

Eine weitere Möglichkeit besteht darin, die Phasenverschiebung während konventionellen Atemzügen zwischen verschiedenen Lungenbereichen zu analysieren. Mit zwei Wellenformen von Atemzügen des Impedanz-Signals, wobei eines von einer oberen Ebene und eines von einer unteren Ebene stammt, kann die Änderung in dem Impedanz-Signal aufgrund von Beatmungsdruckänderungen aus der Phasenverschiebung zwischen diesen beiden sinusförmigen Kurven berechnet werden. Diese Analyseart zeigte ebenfalls sehr beständige Ergebnisse.

Zusammenfassend kann gesagt werden, dass es mindestens drei Möglichkeiten zur Bestimmung des alveolären Öffnens und des alveolären Schließens der Lunge durch das Impedanz-Signal gibt: Erstens könnten regionale Amplituden, die als die Entfernung zwischen Spitzen und Tälern während Atemzügen erkannt werden, oder einfach die Standardabweichung des Signals während einer bestimmten zeitlichen Periode, entweder für eine Region oder als vergleichende Methode für verschiedene Regionen, analysiert werden. Zweitens könnten Wissensbasierte Methoden, wie z.B. gemäß 2c gezeigt, eingeführt werden, wobei die Impedanzkurve ein Verhalten zeigt, das von dem zu erwartenden Verhalten einer gesunden Lunge abweicht. Des Weiteren könnte es die Verwendung zeitlicher Verzögerungen des Impedanz-Signals beim Druckaufbau, entweder in einer Region oder zwischen verschiedenen Regionen, sein.

4 bis 10 zeigen zusätzliche Impedanzkurven eines Patienten mit einer kranken Lunge. Wie oben beschrieben, wird die Lunge schwerer durch die Bildung des Ödems, z.B. durch die gesteigerte Ansammlung von Wasser im Falle einer Entzündung. Dadurch entsteht ein schwerkraftabhängiger Gradient vom Brustbein zur Wirbelsäule. Dadurch werden vor allem die untersten Teile der Lunge komprimiert und kollabieren.

4 zeigt eine Überlagerung einer Druck-Impedanzkurve und einer Druck-Volumenkurve der gesamten Lunge während des Druckaufbaus und des Druckabbaus.

5 zeigt drei Kurven, die die Änderung der Impedanz während einer künstlichen Beatmung als Funktion der Zeit darstellen. Die oberste Kurve entspricht dem oberen Lungenbereich und die unterste Kurve entspricht dem unteren Lungenbereich. Die mittlere Kurve entspricht der Impedanzänderung der gesamten Lunge (oberer und unterer Lungenbereich zusammen). Nach einer anfänglichen stationären Phase wird die Beatmung gestoppt. Die Lungen kollabieren sofort (sie de-rekrutieren). Dann werden die Lungen mit einem konstanten Fluss von Atemluft aufgefüllt. Zu beachten ist die Zeitverzögerung (angedeutet durch den Pfeil) bevor die Impedanz des unteren Lungenbereichs eine positive Veränderung in ihrem Impedanz-Signal zeigt. Somit ist ein beträchtlicher zeitlicher Abstand in der Rekrutierung der Alveolen des unteren am meisten abhängigen Lungenbereichs bemerkbar. Nach einem erfolgreichen Rekrutierungsmanöver wird ein neuer stationärer Zustand der Beatmung erreicht. Nun sind sowohl die Amplitude des Signals als auch der mittlere Wert der Impedanz in dem unteren Bereich erhöht.

6 zeigt die Impedanz-Signale des oberen und des unteren Lungenbereichs zusammen mit dem Signal der gesamten Lunge während eines langsamen Aufblasens mit einem konstanten Sauerstofffluss. Die in steigender Richtung vorhandene Konvexität der oberen Kurve deutet eine Dehnung der offenen Alveolen bei ansteigendem Lungenvolumen an. Die in steigender Richtung vorhandene Konkavität der Kurve, die die unteren Lungenbereiche repräsentiert, deutet eine verspätete (Pfeil) Öffnung von kollabierten Lungenbläschen an. Die starke Steigung der Kurve nach 90 Sekunden zeigt, dass der Rekrutierungsprozess weiterhin andauert ohne dass dabei eine Sättigung wie in dem oberen Lungenbereich erreicht wird. Wie von dem experimentellen Aufbau zu erwarten war stellt die Kurve der gesamten Lunge nahezu eine gerade Linie dar; sie repräsentiert die Veränderung in der Luftzusammensetzung in der gesamten Lunge. Sie stieg linear mit der Zeit an.

7 zeigt unabhängige Druckaufbau-Druckabbau Druck-Impedanzkurven des oberen und des unteren Lungenbereichs. Im Vergleich zu der oberen Kurve ist die untere Kurve nach rechts verschoben, was ein verzögertes Öffnen der abhängigen Alveolen andeutet. Im Gegensatz zu dem oberen Lungenbereich zeigt der untere kein Sättigungsverhalten seiner Impedanzänderungen bei hohen Beatmungsdrücken. Daher ist in den abhängigen Lungenbereichen die Rekrutierung der kollabierten Alveolen auch bei Beatmungsdrücken von bis zu 50 cmH2O weiterhin unvollständig. Auf dem Ast des Druckabbaus, wenn der Beatmungsdruck reduziert wird, tritt ein Kollabieren der unteren Lungenregionen früher ein als in den entsprechenden oberen Lungenregionen (der Pfeil deutet das alveoläre Schließen an).

8 zeigt Impedanzkurven des oberen und des unteren Lungenbereichs bei abnehmenden Werten des positiven end-exspiratorischen Drucks (PEEP). Die Impedanz-Amplitude der oberen Lunge (U) wird durch die Amplitude der unteren Lunge (L) geteilt. Das U/L-Verhältnis ist in der oberen Linie gegeben. Mit Abnahme des PEEP nimmt auch die mittlere Impedanz dieser Lungenbläschen ab. Bei hohen Werten des PEEP werden die oberen Lungenbereiche gedehnt (kleine Amplitude) und die Beatmung verschiebt sich zu den unteren Lungenbereichen (große Amplitude). Das U/L-Verhältnis bleibt unterhalb von 1. Sobald die Überdehnung aufgehoben wird, ist die Beatmung gleichmäßiger verteilt (U/L ~ 1). Sobald der PEEP zu gering wird, um alle Lungenbläschen offen zu halten, beginnen die Alveolen zu kollabieren. Die Amplitude des Impedanz-Signals der unteren Lunge verringert sich und verschiebt sich zu den oberen Lungenbereichen. Das U/L-Verhältnis überschreitet 1. Schließlich kann in der unteren Kurve kaum noch eine ventilationsbedingte Änderung des Impedanz-Signals wahrgenommen werden.

9 zeigt die Impedanzkurven der oberen und der unteren Lunge eines Patienten, der an akutem Lungenversagen leidet (adult respiratory distress syndrome, ARDS), am ersten Tag der künstlichen Beatmung. Der PEEP wird schrittweise von 12 auf 0 cmH2O reduziert. Zu Beginn, während die Überdehnung überwunden wird, erhöht sich die Amplitude der Impedanz der oberen Lungenbereiche auf Kosten der Beatmung der entsprechenden unteren Lungenbereiche. Schließlich deutet bei einem PEEP Wert von weniger als 4 cmH2O eine Abnahme der Impedanzamplitude an, dass alveoläres Kollabieren auch in den oberen Lungenbereichen erfolgt ist. Wenn nach diesem Kollabieren der PEEP Wert wieder auf seinen ursprünglichen Wert (100%) zurückgeführt, wird, erreichen die Lungenbereiche nicht mehr ihren ursprünglichen Zustand der Aufblähung. Ungeachtet des gleichen Dehnungsdrucks erreichen die oberen Bereiche nur 80% und die untere Lunge nur 42% der ursprünglichen Impedanz (somit Volumen).

10 zeigt dieselben beiden Kurven wie zuvor. Zusätzlich ist der arterielle Sauerstoffanreicherungsindex (PaO2/FiO2) in der unteren Kurve dargestellt. Die geöffnete Lunge wird durch PaO2/FiO2 > 500 mmHg charakterisiert. Während der PEEP verringert wird beginnen die unteren Lungenbereiche zu kollabieren und die Beatmung wird zu den oberen Lungenbereichen verschoben. In dieser Weise wird der Verlust der Sauerstoffaustauschenden Alveolen in den unteren Lungenbereichen zumindest teilweise kompensiert. Der Sauerstoffanreicherungsindex nimmt nur gering ab. Sobald jedoch der PEEP nicht mehr hoch genug ist, um die oberen Lungenbereiche zu stabilisieren, zeigt sich ihr Kollabieren in dem steilen Abfall der Sauerstoffanreicherungskurve. Auch ein Zurücksetzen des PEEP auf seinen ursprünglichen Wert kann den Verlust der funktionalen Lungenblässchen nicht mehr rückgängig machen. Nur 52% der Grundsauerstoffanreicherung können erreicht werden.

Wie bereits zuvor erwähnt, kann die Erfindung eine Vorrichtung zur elektrischen Impedanz-Tomographie benutzen. Es sollte jedoch beachtet werden, dass verschiedene Veränderungen und Variationen an den konventionellen Vorrichtungen zur elektrischen Impedanz-Tomographie möglich sind, um die erfindungsgemäße Messung zu optimieren. Diese Optimierungen werden im Folgenden unter Bezug auf die 11 bis 18 beschrieben.

11 zeigt einen erfindungsgemäßen optimierten Aufbau von externen Elektroden. Um die bekannten Probleme konventioneller Hautelektroden (hoher Widerstand für elektrische Ströme, schlechter Kontakt zwischen Haut und Elektrode, Verschiebung und elektrisches Rauschen bei Bewegung und Atmung, etc.) zu überwinden, könnten elektrische Spulenkörper zum Erzeugen und Detektieren eines magnetischen Felds benutzt werden. Diese könnten auf einem kreisförmigen Band um den Brustkorb oder auf Kathetern innerhalb des Körpers angeordnet sein. Alternativ könnten die Spulenkörper auf einem festen Rahmen, der den Körper umschließt, angebracht sein. Dieser Rahmen könnte dann relativ zur Längsachse des Körpers bewegt werden, um tomographische oder spiralförmige Bilder von verschiedenen Segmenten des Brustkorbs zu erhalten.

Des Weiteren sollte beachtet werden, dass die Anzahl der Elektroden von 16 auf 32 oder mehr erhöht werden kann, um die Auflösung des durch die lokale elektrische Impedanz-Tomographie erhaltenen Signals weiter zu verbessern.

12 zeigt einen erfindungsgemäßen Aufbau von internen Elektroden. Im Großen und Ganzen beruht der Aufbau nach 12 auf der Erkenntnis, dass der Abstand zwischen den Elektroden reduziert werden sollte. Es ist denkbar, dass Elektroden oder Magnetspulen auf Schläuchen oder Kathetern, die innerhalb des Körpers platziert sind, angebracht sein könnten. Da sowohl die Luftröhre als auch die Speiseröhre annähernd im Zentrum des Brustkorbs angeordnet sind, könnten endotracheale und/oder Nasen-Magen-Schläuche als elektrische Zentren zur Erzeugung der regionalen elektrischen Impedanz-Tomographiebilder benutzt werden. Des Weiteren könnten Katheter, die in Blutbahnen eingebracht werden, wie z.B. ein Zentralvenen-Katheter oder ein Pulmonalarterien-Katheter, einem ähnlichen Zweck dienen.

Magnetspulen oder Elektroden könnten an einer einzigen Stelle oder an mehreren Stellen entlang der Schläuche und/oder der Katheter angeordnet sein, um Bilder an verschiedenen Stellen innerhalb der Brust zu erhalten. Es wäre möglich, einen oder mehrere dieser Schläuche und/oder Katheter zur gleichen Zeit zu benutzen. Abhängig vom Gesundheitszustand des Patienten könnten tomographische Bilder der elektrischen Impedanz der Brust somit allein durch Benutzung externer Elektroden/Magnetspulen um den Brustkorb oder durch Kombination dieser mit internen Elektroden/Magnetspulen wie oben beschrieben erzeugt werden. Jeder einzelne dieser Katheter oder Schläuche muss entsprechend den Anforderungen, die durch seinen allgemeinen klinischen Zweck und durch seine spezielle Funktion innerhalb des Impedanz-Tomographieaufbaus definiert sind, konzipiert sein.

13 und 14 zeigen einen Aufbau, in dem alle Elektroden des internen Aufbaus gemäß 12 für elektrische Impedanz-Tomographiemessungen benutzt werden. Wie 14 verdeutlicht, kann der Abstand zwischen den Elektroden beträchtlich reduziert werden.

Bilder und Signale der regionalen elektrischen Impedanz-Tomographie können benutzt werden, um klinisch wichtige und gefährliche Situationen sofort zu erkennen. Wenn der endotracheale Schlauch in der richtigen anatomischen Position innerhalb der Luftröhre platziert ist, werden beide Lungen gleichmäßig beatmet. Falls jedoch der Schlauch zu weit vorgedrungen ist, wird nur eine der zwei Hauptbronchien intubiert; somit wird nur diese eine Lunge beatmet. Das EIT-Signal der nicht beatmeten Lunge wird elektrisch nicht erkennbar sein, während die andere Hälfte der Lunge eine normale oder gesteigerte Intensität zeigt.

Um diesen Zustand zu erkennen, muss das regionale Impedanz-Signal eines repräsentativen Teils jeder Lunge bestimmt werden. Falls die ventilationsbedingte Impedanzänderung unterhalb eines erwarteten Referenzwertes fällt, ergibt sich ein starkes Anzeichen für das Vorliegen einer inkorrekten Intubation. Im Falle eines solchen Anzeichens muss der Wert der lokalen Impedanzänderung der rechten Lunge mit dem der linken Lunge verglichen werden. Falls der Unterschied einen bestimmten Grenzwert überschreitet, kann eine einseitige Intubation mit Sicherheit diagnostiziert werden.

Falls, für welche Gründe auch immer, Lungengewebe zerrissen wird und Luft in den Raum zwischen der Lunge und dem Brustkorb gelangt (Pneumothorax) oder in Räume zwischen den Lungen gelangt (Bulla) wird diese krankhafte Ansammlung von Luft nach einem anfänglichen Anstieg der lokalen Impedanz eine erkennbare Reduzierung oder keine weitere Änderung ihrer Impedanz zeigen. Diese Region wird auf dem EIT-Bild "still". Die zyklische Beatmung des umgebenden Lungengewebes grenzt den Pneumothorax oder den Bulla ab. Eine ähnliche aber entgegengesetzte Änderung der Impedanzeigenschaften (eine Reduzierung) ist erkennbar, falls sich Flüssigkeit in dem Raum zwischen der Lunge und dem Brustkorb (Pleuralerguss) sammelt. Wiederum grenzt das beatmete Lungengewebe die krankhafte Wasseransammlung ab.

15 zeigt einen Aufbau, in dem nur die obere Hohlvene für einen internen Elektrodenaufbau benutzt wird. Entsprechend zeigt 16 einen Pulmonalarterien-internen (swan-ganz) Elektrodenaufbau. Des Weiteren wird gemäß 17 ein intra-trachealer Schlauch für den internen Elektrodenaufbau benutzt. Schließlich wird gemäß 18 die Speiseröhre für einen internen Elektrodenaufbau benutzt. Intrapulmonale, intra-abdominale und ösophageale Drücke können durch die entsprechenden Schläuche oder Katheter gemessen werden (z.B. endotracheale, ösophageale oder Magenschläuche, Harn- oder intra-abdominale Katheter). Jeder einzelne dieser Drücke, eine Kombination dieser oder eine Differenz zwischen ihnen kann über dem Signal der regionalen Impedanz-Tomographie aufgetragen werden, um Informationen über das regionale Druck-Impedanzverhältnis zu erhalten. Diese Information könnte während der künstlichen Beatmung dazu benutzt werden, um den entsprechenden Wert des Beatmungsdrucks (z.B. Spitzenbeatmungsdruck oder mittlerer Beatmungsdruck oder positiver end-exspiratorischer Druck) im Hinblick auf regionale oder globale Lungenausdehnungen und Umgebungs-, intra-abdominal, intra-Thorax oder anderen Drücken zu titrieren. Druck- und Impedanz-Signale sollten in dasselbe Gerät geführt werden.

Im Folgenden werden verschiedene Maßnahmen zur Verbesserung der Signalqualität beschrieben. Die Verbesserungen in der Effizienz und Leistung der Elektroden und der Signalübertragung wird die EIT-Bildgewinnung bezüglich Geschwindigkeit und Verlässlichkeit verbessern. Dies erlaubt es, die EIT Daten synchron mit dem Beatmungszyklus zu erhalten. Die Synchronisation kann durch externe Signale des Beatmungsgeräts, automatische Plethysmograph-Signale oder durch systemeigene Impedanz-Signale erreicht werden. Dies ist von physiologischer Bedeutung, da es Informationen über die regionalen Lungenänderungen während des Beatmungszyklus, insbesondere zum Ende des Einatmens und Ausatmens liefert. Auf diese Weise können atembedingte Rekrutierungen und De-Rekrutierungen der Lungenbläschen (Alveolen) innerhalb eines Atemzuges erkannt werden.

Des Weiteren kann die Gewinnung der EIT-Bilder auch durch den Herzzyklus ausgelöst oder mit diesem synchronisiert werden unter Benutzung der Signale von einfachen EKG-Elektroden. Regionale Änderungen der Lungenperfusion können somit analysiert werden. Des Weiteren hilft die Synchronisation mit dem Herzzyklus, Störeinflüsse des Herzens auf die Impedanzbilder der Lunge zu reduzieren oder zu eliminieren; die Auflösung der Beatmungsabbildungen wird somit erhöht.

Heutzutage sind elektrische Impedanz-Signale des Brustkorbs relative Signale (sie spiegeln Änderungen, aber keine absoluten Werte wider) und es ist schwierig, diese in absolute Zahlen zu übertragen. Durch Benutzung der oben erwähnten Katheter und/oder Schläuche innerhalb des Brustkorbs ist es denkbar, dass interne Referenzsignale für die elektrische Impedanz (z.B. ein Gewebekalibrationswert) durch Ströme, die durch zwei oder mehrerer dieser Katheter oder Schläuche eingebracht und/oder empfangen werden, erzeugt werden könnten.

Der Umfang des Brustkorbs und damit der Abstand zwischen benachbarten Elektroden ändert sich während der Atmung. Diese Änderungen können leicht durch konventionelle Verfahren gemessen werden oder automatisch durch plethysmographische Mittel detektiert werden. Daten, die diese Änderungen des Umfangs widerspiegeln, können in den Algorithmen zur Bilderzeugung verwendet werden, wodurch die Qualität der Impedanz-Tomographiebilder gesteigert wird. Diese Daten können entweder kontinuierlich oder nach bestimmten Zeitabständen zugeleitet werden.

Die Qualität der nur durch Impedanz-Tomographie gewonnenen Bilder kann weiter gesteigert werden, wenn die Daten von morphometrischen Messungen oder anatomische Bilder überlagert werden. Idealerweise werden die Messungen oder Bilder der Computertomographie oder Kernspinresonanztomographie auf die durch die Impedanzmessungen gewonnenen Bilder projiziert (mathematisch, geometrisch oder im eigentlichen Sinne). Bereiche mit bestimmten elektrischen Verhalten können somit in Verbindung mit ihren zugrunde liegenden anatomischen Strukturen gesehen werden. Auf diese Weise könnten "graue" Bereiche mit unbestimmter Morphologie und Funktionalität reduziert werden (z.B. Bereiche von kollabiertem Lungengewebe könnten von dem Brustkorb, von intra-Pleural-Flüssigkeiten oder von Knochen, Muskeln oder Fett unterschieden werden), Alternativ könnten einfache Messungen am Körper (z.B. Gewicht, Größe, Body-Mass-Index, Umfänge oder ähnliches) dazu benutzt werden, um die mathematischen Algorithmen zur Erzeugung der Impedanzbilder zu normieren.

Im Folgenden wird eine geeignete Benutzung der regionalen Impedanz-Tomographie beschrieben, um die Beatmungsdruckanwendungen bei chronischer Bronchitis (COPD) zu optimieren. Bei COPD verliert das Lungengewebe seine elastische Rückfederung und innere Stabilität. Während dem Ausatmen kollabieren kleine Luftwege, falls der Druck in ihnen unter einen gewissen Grenzwert fällt. Luft ist somit in der Lunge eingeschlossen. Falls die Beatmungsdrücke höher als der zum Öffnen dieser kollabierten Luftwege nötige Druck sind, kann Luft in die Lungenbläschen und in die Alveolen gelangen. Falls die eingeatmete Luftmenge größer ist als die Menge, die die Lunge während der Ausatmung verlässt, wird die Lunge schrittweise ausgedehnt, bis ein neuer stationärer Zustand bei einem hohen Lungenvolumen erreicht wird. Auf diese Weise wird das kranke Lungengewebe ohne Weiteres überdehnt und für den Sauerstoffaustausch unbrauchbar.

Bei COPD kann das Kollabieren von Luftwegen in einem Teil der Lunge entdeckt werden und die Überdehnung von Lungenbläschen in einem anderen. Somit können diese beiden krankhaften Zustände zur gleichen Zeit entdeckt werden.

Hin und wieder benötigen Patienten mit COPD Unterstützung in ihrer Beatmung durch Überdruckbeatmungsgeräte (oder seltener durch Unterdruckbeatmungsgeräte). Falls der absolute Betrag des Beatmungsdrucks zu hoch ist, wird Lungengewebe überdehnt und für den Sauerstoffaustausch unbrauchbar. Falls jedoch die angelegten Drücke zu gering sind, um das Kollabieren von kleinen Atemwegen zu verhindern, wird Luft in der Lunge eingeschlossen, ohne effizient ausgetauscht zu werden. Oftmals tritt das Kollabieren von Luftwegen und die Überdehnung in derselben Lunge bei einem bestimmten Druck gleichzeitig auf. Für ein optimales therapeutisches Ergebnis muss der beste Kompromiss zwischen diesen beiden kollidierenden Lungenzuständen gefunden werden. Die traditionelle Lungenmechanik erlaubt nur eine grobe Schätzung eines derartigen Kompromisses. Informationen über die regionale Ausdehnung und die Bewegung von Luft werden benötigt, um diesen Kompromiss zu erreichen.

Die regionale elektrische Impedanz-Tomographie stellt Daten und Bilder der regionalen Lungenbeatmung bereit. Mit steigendem Beatmungsdruck kann die schrittweise Entleerung der eingeschlossenen Luft in einem Lungenbereich erkannt werden, während andere Lungenbereiche schrittweise gedehnt werden, bis in den wahrhaftig überdehnten Zustand keine Änderung der Impedanz erkannt werden kann. Durch Vergleich und Integration der Größen der Überdehnung und Entleerung der verschiedenen Teile der Lunge bei sich änderndem Beatmungsdruck kann ein bester therapeutischer "Kompromiss-Druck" gefunden werden, der eine optimale Lungenausdehnung bei minimalen Drücken widerspiegelt.

Des Weiteren können nicht nur Elektroden auf den Kathetern benutzt werden, sondern es können auch die Druckmessungen der Katheter dazu benutzt werden, um die Genauigkeit der regionalen Druck-Impedanzkurven zu optimieren.


Anspruch[de]
  1. Verfahren zur Bestimmung des alveolären Öffnens und des alveolären Schließens einer Lunge, das folgende Schritte umfasst:

    Messung eines Impedanz-Signals (AU) in mindestens einem Lungenbereich nach der Methode der elektrischen Impedanz-Tomographie in Abhängigkeit des Beatmungsdrucks,

    Bestimmung eines ersten Beatmungsdrucks durch das Impedanz-Signal, der dem alveolären Schließen des entsprechenden Lungenbereichs entspricht, und

    Bestimmung eines zweiten Beatmungsdrucks durch das Impedanz-Signal, der dem alveolären Öffnen des entsprechenden Lungenbereichs entspricht.
  2. Verfahren nach Anspruch 1, wobei für den entsprechenden Lungenbereich der erste Beatmungsdruck bestimmt wird, sobald die mittlere Änderung des Impedanz-Signals aufgrund von Atembewegungen (A1, A2, A1', A2') unterhalb eines ersten Atembewegungs-Vergleichswerts fällt und wobei der zweite Beatmungsdruck bestimmt wird, sobald die mittlere Änderung des Impedanz-Signals aufgrund von Atembewegungen (A1, A2, A1', A2') oberhalb eines zweiten konstanten Atembewegungs-Vergleichswerts fällt.
  3. Verfahren nach Anspruch 2, wobei ausgehend von einem Beatmungsdruck, bei dem die Lungenalveolen nahezu in allen Lungenbereichen geöffnet sind, der Beatmungsdruck schrittweise abgesenkt wird, bis in einem Lungenbereich ein alveoläres Schließen eines Lungenbereichs festgestellt wird.
  4. Verfahren nach einem der Ansprüche 2–3, wobei die mittlere Änderung des Impedanz-Signals aufgrund von Atembewegungen (A1, A2, A1', A2') mittels der nicht gemittelten Standardabweichung des Impedanz-Signals über mehrere Atemzüge bestimmt wird.
  5. Verfahren nach einem der Ansprüche 2–3, wobei die mittlere Änderung des Impedanz-Signals aufgrund von Atembewegungen mittels eines durchschnittlichen Spitze-Spitze Werts des Impedanz-Signals über mehrere Atemzüge bestimmt wird.
  6. Verfahren nach einem der Ansprüche 2–5, wobei der erste Atembewegungs-Vergleichswert und/oder der zweite Atembewegungs-Vergleichswert vorgegeben werden.
  7. Verfahren nach einem der Ansprüche 2–5, wobei der erste Atembewegungs-Vergleichswert und/oder der zweite Atembewegungs-Vergleichswert dynamisch aus der mittleren Änderung des Impedanz-Signals aufgrund von Atembewegungen eines anderen Lungenbereichs bestimmt werden.
  8. Verfahren nach Anspruch 7, wobei der andere Lungenbereich ein Bereich ist, der in Richtung des Schwerkraftvektors oberhalb des betreffenden Lungenbereichs liegt.
  9. Verfahren nach Anspruch 1, wobei für den entsprechenden Lungenbereich der erste Beatmungsdruck bestimmt wird, sobald die mittlere Änderung des Impedanz-Signals aufgrund des Öffnens/Schließens der Alveolen (B, B') unterhalb eines Kollabierungs-Vergleichswerts fällt und wobei der zweite Beatmungsdruck bestimmt wird, sobald die mittlere Änderung des Impedanz-Signals aufgrund des Öffnens/Schließens der Alveolen (B, B') oberhalb eines Öffnungs-Vergleichswerts fällt.
  10. Verfahren nach Anspruch 9, wobei ausgehend von einem Beatmungsdruck, bei dem nahezu alle Lungenalveolen in einem Lungenbereich geöffnet sind, der Beatmungsdruck schrittweise abgesenkt wird, bis in diesem Lungenbereich ein alveoläres Schließen festgestellt wird, und wobei ausgehend von einem Beatmungsdruck, bei dem nahezu alle Lungenalveolen in einem Lungenbereich geschlossen sind, der Beatmungsdruck schrittweise erhöht wird, bis ein alveoläres Öffnen in dem Lungenbereich festgestellt wird.
  11. Verfahren nach einem der Ansprüche 9–10, wobei die mittlere Änderung des Impedanz-Signals aufgrund des Kollabierens/Öffnens der Alveolen (B, B') mittels des mittleren Gradienten des Impedanz-Signals in Abhängigkeit des Beatmungsdrucks bestimmt wird.
  12. Verfahren nach einem der Ansprüche 9–10, wobei die mittlere Änderung des Impedanz-Signals aufgrund des Kollabierens/Öffnens der Alveolen (B, B') mittels einer Geradenanpassung nach der Gaußschen Ausgleichsrechnung bestimmt wird.
  13. Verfahren nach einem der Ansprüche 9–12, wobei der Kollabierungs-Vergleichswert und/oder der Öffnungs-Vergleichswert vorgegeben sind.
  14. Verfahren nach einem der Ansprüche 9–12, wobei der Kollabierungs-Vergleichswert und/oder der Öffnungs-Vergleichswert dynamisch aus der mittleren Änderung des Impedanz-Signals aufgrund des Kollabierens der Alveolen eines anderen Lungenbereichs bestimmt werden.
  15. Verfahren nach Anspruch 14, wobei der andere Lungenbereich ein Bereich ist, der in Richtung des Schwerkraftvektors oberhalb des betreffenden Lungenbereichs liegt.
  16. Verfahren nach Anspruch 1, wobei für den entsprechenden Lungenbereich der erste Beatmungsdruck bestimmt wird, sobald die mittlere Änderung des Impedanz-Signals aufgrund von Beatmungsdruckänderungen (C, C') unterhalb eines ersten Beatmungs-Vergleichswerts fällt und wobei der zweite Beatmungsdruck bestimmt wird, sobald die mittlere Änderung des Impedanz-Signals aufgrund von Beatmungsdruckänderungen (C, C') oberhalb eines zweiten konstanten Beatmungsdruck-Vergleichswerts fällt.
  17. Verfahren nach Anspruch 16, wobei ausgehend von einem Beatmungsdruck, bei dem die Lungenalveolen nahezu in allen Lungenbereichen geöffnet sind, der Beatmungsdruck schrittweise abgesenkt wird, bis in einem Lungenbereich ein alveoläres Schließen eines Lungenbereichs festgestellt wird.
  18. Verfahren nach einem der Ansprüche 16–17, wobei die Änderung des Impedanz-Signals aufgrund von Beatmungsdruckänderungen (C, C') mittels des mittleren Anfangsgradienten des Impedanz-Signals nach einer sprungförmigen Erhöhung des Beatmungsdrucks bestimmt wird.
  19. Verfahren nach einem der Ansprüche 16–17, wobei die Änderung des Impedanz-Signals aufgrund von Beatmungsdruckänderungen (C, C') mittels der Zeitkonstante, mit der das Impedanz-Signal einer Änderung des Beatmungsdrucks folgt, bestimmt wird.
  20. Verfahren nach einem der Ansprüche 16–19, wobei der erste Beatmungsdruck-Vergleichswert und/oder der zweite Beatmungsdruck-Vergleichswert vorgegeben werden.
  21. Verfahren nach einem der Ansprüche 16–19, wobei der erste Beatmungsdruck-Vergleichswert und/oder der zweite Beatmungsdruck-Vergleichswert dynamisch aus der mittleren Änderung des Impedanz-Signals aufgrund einer Änderung des Beatmungsdrucks eines anderen Lungenbereichs bestimmt werden.
  22. Verfahren nach Anspruch 21, wobei der andere Lungenbereich ein Bereich ist, der in Richtung des Schwerkraftvektors oberhalb des betreffenden Lungenbereichs liegt.
  23. Verfahren nach einem der Ansprüche 1–22, wobei die Lunge in mehrere Bereichsebenen in Richtung des Schwerkraftvektors aufgeteilt ist.
  24. Verfahren nach einem der Ansprüche 1–22, wobei die Lunge in mehrere radiale Sektoren aufgeteilt ist, wobei die Mittelpunktsachse der Sektoren in Richtung des Schwerkraftvektors liegt.
  25. Vorrichtung zur Bestimmung des alveolären Öffnens und des alveolären Schließens einer Lunge,

    mit Mitteln zum Messen eines Impedanz-Signals in mindestens einem Lungenbereich nach der Methode der elektrischen Impedanz-Tomographie in Abhängigkeit des Beatmungsdrucks,

    mit Mitteln zum Bestimmen eines ersten Beatmungsdrucks durch das Impedanz-Signal, der dem alveolären Schließen des entsprechenden Lungenbereichs entspricht, und

    mit Mitteln zum Bestimmen eines zweiten Beatmungsdrucks durch das Impedanz-Signal, der dem alveolären Öffnen des entsprechenden Lungenbereichs entspricht.
  26. Vorrichtung nach Anspruch 25,

    mit mehreren Elektroden, die um den Brustkorb herum angebracht sind,

    mit einem elektrischen Impedanz-Tomographen zur Ansteuerung von einzelnen Elektroden und zur Auswertung der Impedanz-Signale von nicht angesteuerten Elektroden, um ein örtliches Impedanz-Signal im Brustkorb zu erhalten, und

    mit einer Recheneinheit zur Auswertung der örtlichen Impedanz-Signale, um den ersten Beatmungsdruck und den zweiten Beatmungsdruck zu bestimmen.
  27. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 25 oder 26, wobei ein Sensor zur Messung des sich ändernden Umfangs des Brustkorbs aufgrund der Atembewegungen vorgesehen ist und der elektrische Impedanz-Tomograph eine Korrektureinheit umfasst, in der die Änderung der Impedanz-Signale der Elektroden aufgrund von Atembewegungen durch Einbeziehung des Sensorsignals korrigiert werden.
  28. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 25–27,

    mit einer künstlichen Beatmungseinheit, und

    mit einer Steuereinheit, die mit der künstlichen Beatmungseinheit und der Recheneinheit verbunden ist, wobei der erste Beatmungsdruck und der zweite Beatmungsdruck von der Recheneinheit zur Steuereinheit geführt wird, um die künstliche Beatmung zu steuern.
  29. Vorrichtung nach Anspruch 28, wobei der untere Beatmungsdruck der künstlichen Beatmung derart gesteuert wird, dass ein vorgegebener Druck in der Lunge künstlich aufrechterhalten wird, der es gerade ermöglicht alle Alveolen geöffnet zu halten.
  30. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 25–29, mit einer Überwachungseinheit zum Überwachen des ersten Beatmungsdrucks und des zweiten Beatmungsdrucks.
Es folgen 22 Blatt Zeichnungen






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