CN111821549A - 用于在人工呼吸期间实时确定肺的局部负荷的系统、呼吸机和方法 - Google Patents

用于在人工呼吸期间实时确定肺的局部负荷的系统、呼吸机和方法 Download PDF

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Abstract

本发明涉及一种用于在人工呼吸期间实时确定肺的局部负荷的系统；其中，设置用于电阻抗断层成像(EIT)的装置，该装置设计用于检测沿着人体胸部的至少一个二维截面的电阻抗分布；其中，设置用于分配检测到的电阻抗分布的装置，该装置设计用于，将在人工呼吸期间在不同时间点检测到的电阻抗分布分为多个EIT像素，并且将特定时间点的电阻抗的特定值分配给特定EIT像素；其中，设置用于确定局部负荷值的装置，该装置设计用于：确定特定EIT像素的至少一个吸气末电阻抗(ZINSP)以及特定EIT像素的呼气末电阻抗(ZEXSP)。

Description

用于在人工呼吸期间实时确定肺的局部负荷的系统、呼吸机 和方法
技术领域
本发明涉及一种用于在人工呼吸期间实时确定肺的局部负荷的系统。此外，本发明涉及一种用于自动设定由呼吸机预给定的值、特别是压力、优选地呼气末正压(PEEP)的系统，该系统包括上述用于在人工呼吸期间实时确定肺的局部负荷的系统，以及还涉及一种呼吸机，该呼吸机包括上述用于自动设定由呼吸机预给定的值的系统。此外，本发明涉及一种用于在人工呼吸期间确定肺的局部负荷的方法，以及一种用于自动设定由呼吸机预给定的值的方法和相应的呼吸机。
背景技术
在借助呼吸机给患者机械呼吸时，将过压的呼吸气体输送给患者。因此，在呼吸时，呼吸道压力或肺泡压力至少在吸气阶段中大于包围肺泡的胸膜腔中的压力。如果在呼气阶段中通过呼吸装置又使对呼吸道的加压消失，则结果是肺组织松弛并且呼吸道压力或肺泡压力下降。这种过压呼吸在确定的情况下可能导致，呼吸道中或肺泡中的压力比在呼气阶段结束时这样非常不利地出现，以导致肺泡的一部分萎陷。肺容积的萎陷部分则必须在随后的呼吸周期中才又展开。由此消极地影响肺的功能残气量，从而血氧饱和度降低并且也可能损害肺组织。
为了防止肺泡在呼气末期萎陷，通常在机械过压呼吸时设定所谓的呼气末正压(以下简称为PEEP)。
在以PEEP进行人工呼吸时，呼吸装置给呼吸道持续地、即不仅在吸气阶段中又在呼气阶段中施加至少一个预给定的过压、PEEP。也就是说，在呼气阶段结束后还施加PEEP。
适用的是，尽可能这样调节PEEP，以使得在呼气阶段期间肺泡压力不(或者在任何情况下仅如此程度地)低于胸膜腔内的压力，从而使肺泡组织不会在胸膜腔内的压力的作用下萎陷。然而过高的PEEP值特别是在吸气阶段中可能会带来负面影响。因为在吸气阶段在非常高的呼吸道压力下可能使肺组织过度扩张。这局部地导致肺的过大负荷。
因此值得期望的是，能够尽可能准确地观测肺的负荷，以便推断出PEEP-或者表征人工呼吸的其他参数过高或过低地设定。
在现有技术中通常将肺的负担或负荷表示为所谓的“strain，负担”，其方式是，使潮气量与肺的功能残气量相关。肺的负荷(“负担”；STR)由此可以由以下等式确定：
STR＝潮气量/FRC
STR：“负担”(肺的负荷)
FRC：功能残气量
然而在这样确定肺的负荷中的问题是，一方面特别是在患者的人工呼吸期间特别难以确定功能残气量。一个另外的方面，这种上述对肺负荷的确定仅提供肺负荷的总数值。而不能实现下述局部解析，肺的哪些区域负担较大，哪些区域负担较小。不能推断出肺的局部过度扩张的肺区域或者局部萎陷的区段。
在这方面，电阻抗断层成像技术(以下简称为EIT)可以提供帮助。EIT是一种成像方法，借助该方法能够以无创方式得出关于患者肺状态的结论。为此充分利用的是，在肺还未萎陷的区域中借助EIT获得的阻抗信号的由于患者的呼吸运动影响的改变比在肺泡萎陷区域中的改变大。
通过EIT提供下述方法，该方法可以实时获得关于肺状态的信息、特别是关于肺泡的打开和关闭或肺泡过度扩张的信息。EIT可以直接在患者的床上实施并且提供关于肺的不同区域的空间上不同的信息。EIT的详细信息也参考文件DE 10 2013 203 177A1。
现在值得期望的是，能够以最简单的方式和方法推断出关于在人工呼吸期间肺的局部负荷，以便理想地还推断出对要为人工呼吸设定的参数的操作指示。
发明内容
因此，本发明任务在于，提供一种用于在人工呼吸期间实时确定肺的局部负荷的系统，该系统能够以无创的、快速的和可靠的方式显示肺的局部负荷。
一个另外的任务在于，提供一种用于自动设定由呼吸机预给定的值的系统，该系统能够以快速的和可靠的方式控制肺的人工呼吸。
一个另外的任务在于，提供一种呼吸机，该呼吸机能够以可靠的方式进行肺的人工呼吸，其中，减小肺的区域的过度扩张或者萎陷的危险。
一个另外的任务在于，提供一种用于确定人工呼吸期间肺的局部负荷的方法，借助该方法能够以无创的、快速的和可靠的方式确定肺的局部负荷。
一个另外的任务在于，提供一种用于自动设定由呼吸机预给定的值，借助该方法能够以可靠的方式控制肺的人工呼吸。
所提及的任务此外通过一种用于在人工呼吸期间实时确定肺的局部负荷的系统、通过一种用于自动设定由呼吸机预给定的值的系统、通过一种呼吸机、通过一种用于确定人工呼吸期间肺的局部负荷的方法、以及通过一种用于自动设定由呼吸机预给定的值的方法来解决。
从属权利要求涉及本发明的不同的彼此独立的、有利的进一步方案，其特征可以由本领域技术人员在技术上有意义的框架内自由组合。这特别是超出不同的权利要求范围的限制也是适用的。
详细地，根据本发明的第一方面，提出了一种用于在人工呼吸期间实时确定肺的局部负荷的系统。该系统包括用于电阻抗断层成像(EIT)的装置，该装置设计用于检测沿着通过人类胸部的至少一个二维截面的电阻抗分布。此外，设置用于分配检测到的电阻抗分布的装置，该装置设计用于，将在人工呼吸期间的不同时间点检测到的电阻抗分布分为多个EIT像素并且将特定时间点的电阻抗的特定值分配给特定EIT像素。此外，设置用于确定局部负荷值的设备。该设备设计用于，确定特定EIT像素的至少一个吸气末电阻抗(ZINSP)以及特定EIT像素的呼气末电阻抗(ZEXSP)。该设备还设计用于，由吸气末电阻抗(ZINSP)与呼气末电阻抗(ZEXSP)之差形成特定EIT像素的局部潮气量参考值(ΔZ)。此外，该设备设计用于，通过将局部潮气量参考值(ΔZ)除以呼气末电阻抗(ZEXSP)形成特定EIT像素的目前负荷值(STRVORL)。最后，用于确定局部负荷值的设备还设计用于，通过将目前负荷值(STRVORL)标准化到参考负荷值(STRREF)来形成特定EIT像素的相对负荷值(STRRELATIV)。
对于本发明重要的是，借助所述系统关于可能的过度扩张对肺进行局部解析的观测。所述观测还可以在人工呼吸期间实时进行。这可以在不需要耗费地干预导致患者负担的情况下实现，因为EIT是一种无创的成像方法。
通过检测到的阻抗值可以用作在特定EIT像素中存在的容积的参考值，可以在肺的各个区域上解析地对特定EIT像素中的潮气量的模拟值进行局部确定。如果此时使代表潮气量的参考阻抗值与代表在同一EIT像素中的剩余容积的参考阻抗值相关，则可以得到反映肺的这个特定区域中的负荷。由此可以替代根据现有技术对负荷或者“负担”的整体确定，而现在进行局部解析并且确定局部负荷或者局部“负担”。
所述局部确定相应地对于特定EIT像素根据以下公式进行：
STRVORL＝ΔZ/ZEXSP
STRvorl：目前负荷值
ΔZ：局部潮气量参考值
ZEXSP：呼气末电阻抗
为了确定特定EIT像素的局部潮气量参考值(ΔZ)，可以特别是进行将吸气末电阻抗(ZINSP)减去呼气末电阻抗(ZEXSP)。
借助本系统可以确定吸气末电阻抗(ZINSP)以及呼气末电阻抗(ZEXSP)。由此可以确定该差值作为在具体的肺区域中的局部潮气量的代表。最后，通过将该参考值又与(代表在具体的区域中的剩余容积的)呼气末电阻抗(ZEXSP)相关可以得出代表肺区域的负荷的值。
在此，呼气末电阻抗(ZEXSP)相应于在特定EIT像素中在呼气结束时的电阻抗的终值。该呼气末电阻抗也可以简称为EELI。
所述代表具体的肺区域的负荷的值在此被称为“目前负荷值”。接着还可以借助本系统对将所述目前负荷值标准化。这种标准化意味着，由所述目前负荷值与参考负荷值(STRREF)得到商。最终以这种方式获得代表肺的局部负荷的相对负荷值。
通过所述标准化可以实现可比性，其方式是，通过将特定的实时确定的目前负荷值还与代表“开放肺”状态的参考负荷值进行比较。“开放肺”在此是指，肺既不萎陷也不过度扩张。也就是说，将具体确定的目前负荷值通过以下方式标准化，即将该目前负荷值与代表该肺在接近标准状态中的值相关。以这种方式获得代表肺的局部负荷的相对负荷值。
根据有利的第一实施方式，参考负荷值(STRREF)可以是在预给定呼气末正压(PEEP)的情况下特定EIT像素的局部潮气量参考值(ΔZ)与呼气末电抗阻(ZEXSP)之商。与此相应地，用于确定局部负荷值的装置可以为了形成特定EIT像素的相对负荷值(STRRELATIV)这样设计，以使得可以在预给定呼气末正压(PEEP)的情况下使将目前负荷值(STRVORL)标准化到局部潮气量参考值(ΔZ)与特定EIT像素的呼气末电阻抗(ZEXSP)之商。所述预给定的呼气末正压(PEEP)可以是所谓的“开放肺PEEP”或简称“OL-PEEP”。在呈“开放肺PEEP”或“OL-PEEP”形式的预给定的呼气末正压的这个值下可以避免肺的呼气末的萎陷。也就是说，所述实施方式基于下述考虑，即在以所述预给定的PEEP进行人工呼吸时肺中的状态如下，使肺区域的萎陷的风险然而也使肺区域的过度扩张的风险最小化。通过基于所谓的“标准状态”的标准化可以获得特别好的对各个肺区域的负担的实时在线观测。以所述方式可以观测PEEP或者其他控制患者的人工呼吸的参数对肺的局部负担的影响，并且由此通过控制参数进行控制。
因此，可以使用以下公式确定特定EIT像素的相对负荷值(STRRELATIV)：
STRRELATIV＝STRVORL/(ΔZOL-PEEP/ZEXSP,OL-PEEP)
＝(ΔZ/ZEXSP)/(ΔZOL-PEEP/ZEXSP,OL-PEEP)
STRRELATIV：相对负荷值
STRVORL：目前负荷值
ΔZOL-PEEP：在OL-PEEP下的潮气量参考值
ZEXSP,OL-PEEP：在OL-PEEP下的呼气末电阻抗
ΔZ：局部潮气量参考值
ZEXSP：呼气末电阻抗
例如在大小为15cmH2O的呼气末正压下的局部潮气量参考值(ΔZ)与呼气末电阻抗(ZEXSP)之商可以用作所述标准化的参考。可替换地，一个另外的呼气末正压也可以用作参考值。
在此，可以使用不同的方法，以预先确定“OL-PEEP”并且最终成功执行前述标准化步骤：
-因此，透壁压力大于0时的值可以用作“OL-PEEP”。
-跨壁压力大于0时的值也可以用作“OL-PEEP”。
-也可以借助EIT得出“OL-PEEP”，其方式是，使压力斜坡开始并且确定在相关肺像素中使阻抗突然出现增大的压力。这表示像素区域的打开压力。
-也可以借助所谓的“最佳动态依从性技术”得出“OL-PEEP”。在这方面参考Suarez-Sipmann的论文(Crit Care Med 2007第35卷，第1期，第214-221页)。
-也可以借助根据Costa的EIT方法确定“OL-PEEP”，在这方面参考Costa的论文(Intensive Care Med；DOI10.1007/s00134-009-1447-y)。
-通过直接测量呼气的肺容积同样可以得出参考值以基于近似正常的肺容积进行标准化(所述近似正常的肺容积在肺健康并且PEEP大小为0的情况下相应于功能残气量-FRC)。
根据本发明的一个另外的方面，提出一种用于自动设定由呼吸机预给定的值、特别是压力、优选地呼气末正压(PEEP)的系统，其包括前述系统，其中，设置控制装置，该调节装置设计用于，基于所形成的相对负荷值(STRRELATIV)调整由呼吸机预给定的值。
根据本发明的一个另外的方面，提出一种呼吸机，其包括这种用于自动设定由呼吸机预给定的值的系统。
根据本发明的一个另外的方面，提出一种用于执行该方法和/或用于使用在所述系统中的呼吸机。
通过将前述的用于在人工呼吸期间实时确定肺的局部压力的系统转用到呼吸机上，可以如下地改善患者的人工呼吸：可以使用关于各个肺区域的局部负担而获得的知识用于调整呼吸参数。由此，当确定各个肺区域经受过高的负荷时，则特别是可以例如调整PEEP。这可以例如通过相对负荷值为高的方式来探测。通过调整PEEP(例如以增大或减下的形式)或者也通过调整其他呼吸参数，可以实时观测相对负荷值(STRRELATIV)的改变。一个另外的待设定的呼吸参数可以例如是潮气量。这是因为，如果减小在呼吸机上设定的潮气量，则通常由此也可以减小肺的过度扩张或“负荷”。也可以设置自动调整PEEP或者其他值、例如潮气量的装置、例如调节装置，从而任何时候都存在期望的、例如特别低的相对负荷值(STRRELATIV)。
根据本发明的一个另外的方面，提出了一种用于确定人工呼吸期间肺的局部负荷的方法，该方法特别是用于在根据权利要求1至2中任一项所述的系统中执行。在此实施以下步骤：借助用于电阻抗断层成像(EIT)的装置检测沿着至少一个通过人体胸部的二维截面的电阻抗分布；将在人工呼吸期间的不同时间点检测到的电阻抗分布分为多个EIT像素；将特定时间点的电阻抗的特定值分配给特定EIT像素；确定特定EIT像素的至少一个吸气末电阻抗(ZINSP)以及特定EIT像素的呼气端电阻抗(ZEXSP)；由吸气末电阻抗(ZINSP)和呼气末电阻抗(ZEXSP)之差、特别是通过将吸气电阻抗(ZINSP)减去呼气末电抗阻(ZEXSP)形成特定EIT像素的局部潮气量参考值(ΔZ)；通过将局部潮气量参考值(ΔZ)除以呼气末电阻抗(ZEXSP)形成特定EIT像素的目前负荷值(STRVORL)；和通过将目前负荷值(STRVORL)标准化到参考负荷值(STRREF)来形成特定EIT像素的相对负荷值(STRRELATIV)。
根据该方法的一个另外的有利的实施方式，在预给定呼气末正压(PEEP)的情况下由局部潮气量参考值(ΔZ)与特定EIT像素的呼气末电阻抗(ZEXSP)之商形成参考负荷值(STRREF)。
该方法的具体效果和优点已经在上文中关于用于在人工呼吸期间实时确定肺的局部负荷的系统进行了描述。在这方面参考该系统。
进一步优选地，可以首先在该方法中识别相关的肺区域。通过该步骤可以进一步提高该方法的效率。因此，可以通过上一个步骤准确地检测下述区域，在所述区域中存在待观测的患者的肺组织。与此相应地可以优化EIT，因为电阻抗测量仅仅对于也确实存在肺组织的区域是有意义的。
为此可以例如首先进行参考阻抗的测量。因此可以例如在人工呼吸时在PEEP增大的情况下确定电阻抗。也就是说，在PEEP增大的情况下，也可能使萎陷的肺组织再次充满空气并展开，并且与此相应地在阻抗测量中也会出现波动。所有下述区域由此可以被识别为相关肺区域，所述区域因此在PEEP增大的情况下进行阻抗测量时显示出显著的、例如超过预给定的阀值的阻抗差(例如呈局部潮气量参考值ΔZ的形式)。
特别优选地，为了识别相关的肺区域也可以在不同的PEEP值下进行多次测量，并且分别在不同的测量中将前述的、显示出显著的阻抗差的像素标记为相关肺区域。因为正是在PEEP低的情况下，虽然发生使之前过度扩张的特别是在与重力无关的上肺部分中的肺泡呼吸，但是最下部的肺区域继续萎陷。所述最下部的肺区域例如仅仅在PEEP高的情况下显示出呼吸，这表现为相关的显著的阻抗差。因此，在识别相关的肺区域的情况下应设定多个不同的PEEP值并且将在至少一个PEEP级上显示出潮气呼吸的像素识别为肺像素。
在上述系统中与此相应地也可以设置用于识别相关的肺区域的装置，该装置设计用于识别相关的肺区域。
最后，根据本发明的一个另外的方面，提出一种用于自动设定由呼吸机预给定的值、特别是压力、优选地呼气末正压(PEEP)的方法，其中，该方法实施以下步骤：借助根据权利要求5至7中任一项所述的用于确定人工呼吸期间肺的局部负荷的方法来确定肺的局部负荷，并且基于所形成的相对负荷值(STRRELATIV)来调整由呼吸机预给定的值。
该方法的具体效果和优点已经在上文中关于用于在人工呼吸期间实时确定肺的局部负荷的系统进行了描述。在这方面参考该系统。
特别是，前述的呈相对负荷值(STRRELATIV)形式的值可以用于如下地调整用于人工呼吸的参数，直至在过高的负荷或“负担”的情况下、即在相对负荷值(STRRELATIV)增大的情况下(再次)设定期望的低的值。由此，通过所提及的方法能够以可靠的方式确保，避免单个肺区域的过度扩张以及萎陷。例如，如果测量到过高的、高于阈值的值作为相对负荷值，则可以降低PEEP。然而在此也重要的是，在人工呼吸中在PEEP仅仅设定为低的情况下同样能够探测到过度扩张或“负荷”。
通过本发明也可能的是，以数值表示整个肺的过度扩张或“负荷”。为此，肺区域的所有像素值的整体可以用作基础。由此可以确定肺区域中的所有像素的平均过度扩张或平均“负荷”，其方式是，将所有像素的“负荷值”相加并且将该总和除以肺区域中像素的数量。从而可以根据简单的数值来客观地相互比较不同的呼吸设定。由此可以基于所述简单值有针对性地调整PEEP和潮气量。
通过本发明可以有利地解决对在低PEEP下的肺负担的识别问题。一旦肺萎陷，其余肺组织就会相对过度扩张。萎陷的部分越大，则越多地发生过度扩张。通过本发明恰好能够看到这种过度扩张。从而可以促使系统用户使用更多的PEEP作为反应，以增大提供用于呼吸的肺容积(EELI)。
具体实施方式
图1示出根据本发明的呼吸机1，该呼吸机在此可以是用作家用呼吸机或睡眠治疗设备或临床呼吸机的呼吸机1。呼吸机1设计用于执行根据本发明的方法。呼吸机1例如是包括EIT装置3的系统10的一部分。
呼吸机1包括至少一个可控的呼吸气体源100和可编程控制装置21(调节装置)以及至少一个用于确定呼吸气体的压力和/或流量的传感器装置2，其中，控制装置21控制呼吸气体源，以(在压力、流量、容积、频率方面)预给定第一预确定的呼吸模式45。呼吸机还包括至少两个另外的例如在空间上与呼吸机1分开的传感器装置3，30，40，所述传感器装置与呼吸机1的控制装置21通信。传感器3设计为EIT(或EI)装置，并且具有多个单独的传感器装置3，3'，3”...，并且每个传感器装置设计用于产生电势和/或用于无创地确定身体部分的电阻抗(EI)并且用于得出传感器测量值并且将该传感器测量值传输给控制单元。控制装置21评估EI传感器装置3的传感器测量值，以确定当前的呼吸44或者以第一呼吸模式45呼吸期间肺的“负担”(负荷)。控制装置21也控制呼吸气体源以例如预给定第二呼吸模式55，该第二呼吸模式在压力和/或流量和/或容积和/或频率方面不同于第一呼吸模式45，其中，控制装置21评估EI传感器装置3的传感器测量值，以确定引起的呼吸54或者以第二呼吸模式55呼吸期间肺的“负荷”，其中，控制装置21将当前呼吸44或“负荷”与所引起的呼吸54或所引起的“负荷”进行比较，以确定更合适的呼吸模式。例如，所述控制装置这样调整至少一个压力、例如PEEP或者呼吸模式，以使得减小“负荷”。例如，通过增大EPAP或PEEP来减小“负担”。
呼吸机1包括呼吸气体源100，该呼吸气体源例如具有鼓风机装置和/或阀装置101，以产生用于呼吸的呼吸气流。在此设置控制装置21用于控制呼吸气体源100并且检测和处理传感器数据。呼吸机1的操作和设定通过具有操作元件和显示装置11(显示器)的用户界面61实现。
呼吸机1具有呼吸接口102，以将呼吸气体流输送给患者以呼吸。在此示出的呼吸接口102例如是设计为鼻罩或面罩的呼吸面罩105或管。为了固定呼吸面罩105例如设置头套106。呼吸接口102也可以例如设计为全脸面罩、鼻罩、管或喉罩。
为了使呼吸接口102与呼吸气体源100连接，设置了至少一个连接软管109，该连接软管通过耦合装置112导气地与呼吸气体源100连接。连接软管109通过耦合元件107与呼吸接口102连接。在连接软管109和耦合元件107之间布置呼气元件108，该呼气元件包括阀或者设计为所述阀。呼气元件108例如设计用于防止在使用者呼气期间呼气回到呼吸机1中。
控制装置21与未详细示出的传感器装置(2，3，30，40)连接，所述传感器装置具有一个或多个传感器，以检测呼吸机参数和/或患者参数和/或其他表征呼吸的参数。控制装置21可以设计为例如在呼吸机中的中心控制装置，该中心控制装置处理所有传感器值。控制装置21也能够多个分散的控制装置的形式实施，例如所述分散的控制装置中的一个在呼吸机中以及每个(分别)配置给一个(或多个)传感器，所述传感器用于表征呼吸的参数。
控制装置21例如包括在此未详细示出的压力传感器2，该压力传感器得出呼吸气体的压力比。为此，所述压力传感器例如通过至呼吸接口102的压力测量软管110与呼吸气体作用连接。压力测量软管110通过输入管接头111与控制装置21连接。控制装置21例如也包括在此未详细示出的流量传感器2，该流量传感器得出呼吸气体的流量比。
此外，控制装置21在此用于控制鼓风机装置和/或阀装置101。控制装置21提供必要的最小压力并且补偿由使用者的呼吸活动决定的压力波动。控制装置21例如也检测呼吸面罩105中的当前压力，并且相应地调节呼吸气体源的功率，直至存施加期望的呼吸压力。
用于设定呼吸气体源100所需的呼吸机参数以及呼吸机配置和/或呼吸机软件存储在存储装置31中。
控制装置21也可以通过相应地控制鼓风机装置和/或阀装置101来调节呼吸气体中的氧气含量，其中，阀装置具有或连接至少一个氧气源(压缩气瓶或医院管线)。例如在鼓风机装置的下游或上游进行氧气与呼吸气流的混合。在这种情况中，阀装置是氧气混合阀。例如通过阀单元进行氧气与呼吸气流的混合，该阀单元引导并且调节呼吸气流和氧气流。
控制装置21也可以设计用于检测由传感器检测的患者参数。为此，控制装置21可以配备有用于测量呼吸偏移、用于测量氧气供应和/或二氧化碳供应和/或用于测量EEG、EMG、EOG或EKG活动的传感器。
系统10特别是具有至少两个与呼吸机1在空间上分开的传感器装置3，30，40，所述传感器装置与控制单元21通信，其中，传感器3具有多个单独的传感器装置3，3'，3”...并且每个传感器装置设计用于产生电势13，以无创地确定身体部分的电阻抗EI。传感器装置3例如设计为具有背离皮肤的外层和朝向皮肤的粘性层的粘性贴片，或者组成保持传感器装置的带。
呼吸机也包括例如至少一个另外的传感器装置30，该传感器装置设计用于无创地确定二氧化碳(CO2)值30。传感器装置30例如设计为夹紧传感器或者设计为具有背离皮肤的外层和朝向皮肤的粘性层的粘性贴片。呼吸装置10包括至少一个另外的传感器装置40，该传感器装置设计用于无创地确定氧气(O2)值40。传感器装置30例如设计为夹紧传感器或设计为具有背离皮肤的外层和朝向皮肤的粘性层的粘性贴片。根据本发明，(CO2)值(30)和/或(O2)值(40)可以在患者的组织中有创地或无创地被确定和/或在呼吸气流中无创地被确定。
传感器3，30，40例如包括能量和发送装置用于得出并且无线传输传感器测量值。传感器3，30，40可替换地包括例如通信装置35，45用于将传感器测量值传输给控制器21。
图2示出在呼吸的情况下的EIT测量的示意图。
呼吸机也包括例如至少一个另外的传感器装置3用于进行EIT测量。
传感器装置例如在未示出的织物带中具有32个高分辨率的传感器3，3'...。未示出的集成的位置传感器确定患者的位置。所述传感器通过通信装置或线路装置4彼此连接4并且这样布置，以使得所述传感器可以从所有方向依次接收信号。控制单元21由此可以在空间上分配EIT测量3的传感器测量值。由此能够从不同方向得出局部组织阻抗，然后将该局部组织阻抗换算成运动图像。控制单元21这样处理EIT测量3的传感器测量值，以使得对于各个肺部分LA1，LA2得出特定的电阻抗(EI)。传感器装置3通过有线的或无线的通信工具35与控制单元21连接。控制单元21存储11并处理传感器测量值以供呼吸机使用。存储装置31可以是控制单元21的组成部分或单独的模块。
图2也示出呼吸机显示屏上的EIT测量结果的示意图。控制单元2这样处理传感器测量值以供呼吸机使用，以使得例如在呼吸机10的显示器上显示具有两个肺翼L的患者胸腔P的图像。控制单元21这样处理EIT测量3的传感器测量值，以使得对于各个肺部分LA1，LA2得出肺L的特定的电阻抗(EI)。肺部分LA的特定的电阻抗(EI)这样被准备用于显示在显示器上，以使得具有高电阻抗L2的肺部分在图形上不同于具有低电阻抗L1的肺部分地被显示。控制单元21时间上这样处理EIT测量3的传感器测量值，以使得对于各个肺部分LA1，LA2按一次呼吸得出肺的特定电阻抗EI并且对其进行处理以显示在显示器上。传感器装置3(连同控制器和存储器)也设置和构造用于例如产生EIT总和信号44'，所述EIT总和信号是肺或肺部分的呼吸的量度。传感器装置3(连同控制器和存储器一起)也设置和构造用于得出EIT改变频率44”的频率。总之，传感器装置由此3可以得出当前的呼吸44。
在本发明的意义上，EIT总和信号44'理解为，由传感器确定的截面中的阻抗或阻抗改变量分布或者由传感器包围的容积未强制性地为了执行根据本发明的方法而必须绘图地显示在显示器上，然而至少存在阻抗分布或阻抗改变量分布的计算结果值(用于在根据本发明的装置中执行该该方法)。
因此，在将传感器的所有阻抗值相加的情况下，吸气时的总和信号与呼气时的总和信号相比发生改变。因此，总和值是确定肺的呼吸程度的合适的量度。
EIT改变频率44”可以由传感器的阻抗值的与呼吸阶段相关的改变来确定。传感器的阻抗值与呼吸阶段相关地随着吸气和呼气而波动。因此，EIT改变频率44”是用于确定肺呼吸的(频率)的替代或补充的量度。
例如，传感器与位置传感器一起集成到织物的、透气的和可拉伸的电极带中。传感器3和控制单元设置用于产生例如每秒高达50的图像速率。肺区域LA在此可视化。根据本发明，可以实现与患者相关地输入例如身高、体重、性别、胸围。
由此得出和处理的EIT数据可以实现对肺的电阻抗EI进行时间上和空间上解析的差异分析。
图3示出在低的PEEP下基于由呼吸引起的变形的测量结果来得出局部的肺过度扩张。
所有计算均在关注的个别的肺区域(ROI)内进行，该区域由下述像素构成，所述像素的振幅大于具有在PEEP为30时由呼吸引起的最大阻抗改变量的像素振幅的x％。
根据本发明，可以如下地评估整个肺的负荷(负担)，该负荷导致肺组织的由呼吸引起的变形：
strain＝VT/FRC
这种新的基于EIT的方法的局部负荷(负担)的计算在像素级上进行，其方式是，每个像素的潮气量由该像素在呼吸周期中相应的阻抗改变量(delta Z)来确定，然后将该潮气量与相对该像素的相应的呼气末容积成比例，所述呼气末容积相应于该像素在呼气末的阻抗值(EELI)。因此，相应的公式为：
Strain＝Zend-expiration﹣Zend-inspiration/EELI＝Delta Z/EELI
对于每个像素和每次呼吸得出Zend-expiration、Zend-inspiration和EELI，由此关于相应PEEP级的所有测量到的呼吸计算各自的平均值，并且由此然后计算各个像素的负荷。
接着将每个PEEP级上的像素负荷与15cmH2O的参考PEEP下的个别的像素负荷成比例，由此实现标准化，所述标准化能够实现生成可比较的相对负荷图，所述相对负荷图产生计算相应PEEP级的所有负荷的数值的基础。为此，求出相应像素值的总和并且关于每头猪的肺ROI中所有像素的数量标准化。最后，从上述的负荷图生成EIT图，该图表示所有受试者在相应的PEEP水平上的平均相对负荷。
根据本发明，呼吸机的测量和控制技术与电阻抗断层成像(EIT)相关联。由此可以连续产生图像地显示肺功能。呼吸机的测量值与电阻抗断层成像结果结合。所述技术由此可以实现，评估各种临床问题并且相应地调整治疗。

Claims (22)

1.一种用于在人工呼吸(1)期间实时确定肺的局部负荷的系统(10)，其具有呼吸机，
其中，设置一用于电阻抗断层成像(EIT)的装置(3)，该装置设计用于检测沿着人体胸部的至少一个二维截面的电阻抗分布；其中，设置一用于分配(33)检测到的电阻抗分布的装置，该装置设计用于，将在人工呼吸期间在不同时间点检测到的电阻抗分布分为多个EIT像素，并且将特定时间点的电阻抗的特定值分配给特定EIT像素。
2.根据权利要求1所述的系统，其特征在于，设置一用于确定局部负荷值(333)的设备，该设备设计用于，确定所述特定EIT像素的至少一个吸气末电阻抗(ZINSP)以及所述特定EIT像素的呼气末电阻抗(ZEXSP)。
3.根据权利要求1或2所述的系统，其特征在于，所述设备设计用于，由所述吸气末电阻抗(ZINSP)与所述呼气末电阻抗(ZEXSP)之差形成所述特定EIT像素的局部潮气量参考值(ΔZ)。
4.根据前述权利要求中至少一项所述的系统，其特征在于，所述设备设计用于，由通过所述吸气末电阻抗(ZINSP)减去所述呼气末电阻抗(ZEXSP)得出的所述吸气末电阻抗(ZINSP)与所述呼气末电阻抗(ZEXSP)之差形成所述特定EIT像素的局部潮气量参考值(ΔZ)。
5.根据前述权利要求中至少一项所述的系统，其特征在于，所述设备设计用于，通过将所述局部潮气量参考值(ΔZ)除以所述呼气末电阻抗(ZEXSP)形成所述特定EIT像素的目前负荷值(STRVORL)。
6.根据前述权利要求中至少一项所述的系统，其特征在于，所述设备设计用于，通过将目前负荷值(STRVORL)标准化到参考负荷值(STRREF)来形成所述特定EIT像素的相对负荷值(STRRELATIV)。
7.根据前述权利要求中至少一项所述的系统，其特征在于，所述设备设计用于，在预给定呼气末正压(PEEP)的情况下将目前负荷值(STRVORL)标准化到所述局部潮气量参考值(ΔZ)与所述特定EIT像素的呼气末电阻抗(ZEXSP)之商。
8.根据前述权利要求中至少一项所述的系统，其特征在于，设置一用于电阻抗断层成像(EIT)的装置，该装置设计用于，检测沿着人体胸部的至少一个二维截面的电阻抗分布；其中，设置一用于分配检测到的电阻抗分布的装置，该装置设计用于，将在人工呼吸期间在不同时间点检测到的电阻抗分布分为多个EIT像素，并且将特定时间点的电阻抗的特定值分配给特定EIT像素，其中，设置一用于确定局部负荷值的装置，该装置设计用于，确定所述特定EIT像素的至少一个吸气末电阻抗(ZINSP)以及所述特定EIT像素的呼气末电阻抗(ZEXSP)，由所述吸气末电阻抗(ZINSP)与所述呼气末电阻抗(ZEXSP)之差、特别是通过所述吸气末电阻抗(ZINSP)减去所述呼气末电阻抗(ZEXSP)形成所述特定EIT像素的局部潮气量参考值(ΔZ)，并且通过将所述局部潮气量参考值(ΔZ)除以所述呼气末电阻抗(ZEXSP)形成所述特定EIT像素的目前负荷值(STRVORL)；其中，所述用于确定局部负荷值的装置还设计用于，通过将所述目前负荷值(STRVORL)标准化到参考负荷值(STRREF)来形成所述特定EIT像素的相对负荷值(STRRELATIV)。
9.根据前述权利要求中至少一项所述的系统，其特征在于，用于电阻抗断层成像(EIT)的装置与所述呼吸机耦合或者是所述呼吸机的一部分。
10.一种用于自动设定由呼吸机预给定的值、特别是压力、优选地呼气末正压(PEEP)的系统，其包括根据前述权利要求中任一项所述的系统，其中，设置一调节装置，该调节装置设计用于，基于所形成的相对负荷值(STRRELATIVE)调整由所述呼吸机预给定的值。
11.一种用于确定人工呼吸期间肺的局部负荷的方法，该方法特别是用于在根据前述权利要求中至少一项所述的系统中执行，其中，实施以下步骤：
借助用于电阻抗断层成像(EIT)的装置检测沿着人体胸部的至少一个二维截面的电阻抗分布，
将在人工呼吸期间在不同时间点检测到的电阻抗分布分为多个EIT像素，
将特定时间点的电阻抗的特定值分配给特定EIT像素，
确定所述特定EIT像素的至少一个吸气末电阻抗(ZINSP)以及所述特定EIT像素的呼气末电阻抗(ZEXSP)，
由所述吸气末电阻抗(ZINSP)与所述呼气末电阻抗(ZEXSP)之差、特别是通过所述吸气末电阻抗(ZINSP)减去所述呼气末电阻抗(ZEXSP)形成所述特定EIT像素的局部潮气量参考值(ΔZ)，
通过将所述局部潮气量参考值(ΔZ)除以所述呼气末电阻抗(ZEXSP)形成所述特定EIT像素的目前负荷值(STRVORL)，并且
通过将所述目前负荷值(STRVORL)标准化到参考负荷值(STRREF)来形成所述特定EIT像素的相对负荷值(STRRELATIV)。
12.根据权利要求11所述的方法，其中，在预给定呼气末正压(PEEP)的情况下由所述局部潮气量参考值(ΔZ)与所述特定EIT像素的呼气末电阻抗(Zexsp)之商形成所述参考负荷值(STRREF)。
13.根据权利要求11至12中任一项所述的方法，其中，首先识别相关的肺区域。
14.一种用于自动设定由呼吸机预给定的值、特别是压力、优选地呼气末正压(PEEP)的方法，其中，实施以下步骤；
借助根据前述权利要求中至少一项所述的用于确定人工呼吸期间肺的局部负荷的方法来确定人工呼吸期间肺的局部负荷；
基于所形成的相对负荷值(STRRELATIV)来调整由所述呼吸机预给定的值。
15.一种呼吸机，其设置和构造用于使用在根据前述权利要求中至少一项所述的系统中和/或用于执行根据前述权利要求中至少一项所述的方法步骤。
16.特别是根据前述权利要求中至少一项所述呼吸机(1)，其设置和构造用于，利用像素级的EIT信息评估整个肺的负荷(负担)，该负荷导致肺组织的由呼吸引起的变形。
17.特别是根据前述权利要求中至少一项所述的呼吸机(1)，其设置和构造用于，利用所述像素级的EIT信息进行肺的局部负荷(负担)的确定，其方式是，每个像素的潮气量分别由该像素在呼吸周期期间相应的阻抗改变量(delta Z)确定，然后将该潮气量与该像素的相应的呼气末容积成比例，该呼气末容积相应于该像素在呼气末的阻抗值(EELI)。
18.特别是根据前述权利要求中至少一项所述的呼吸机(1)，其具有至少一个可控的呼吸气体源(100)和(可编程)控制装置(21)(调节装置)以及至少一个用于确定呼吸气体的压力和/或流量的传感器装置(2)，其中，所述控制装置(21)控制所述呼吸气体源，以(关于压力、流量、容积、频率)预给定第一预确定的呼吸模式(45)，其中，所述呼吸机还包括至少一个在空间上与所述呼吸机(1)分开的、另外的传感器装置(3，30，40)，该另外的传感器装置与所述呼吸机(1)的控制装置(21)通信，其中，所述传感器装置设计用于产生电势和/或用于无创地确定身体部分的电阻抗(EI)，以及用于得出传感器测量值并且将该传感器测量值传输给控制单元，其中，所述控制装置(21)评估EI传感器装置(3)的传感器测量值，以确定以第一呼吸模式(45)呼吸期间肺的当前“负担”(负荷)(44)，其中，所述控制装置(21)控制所述呼吸气体源以预给定在压力和/或流量和/或容积和/或频率方面不同于所述第一呼吸模式(45)的第二呼吸模式(55)，其中，所述控制装置(21)评估所述EI传感器设装置(3)的传感器测量值，以确定以所述第二呼吸模式(55)呼吸期间肺的所引起的负荷或“负担”(54)。
19.根据前述权利要求中至少一项所述的呼吸机(1)，其中，所述控制装置调节至少一个压力、例如PEEP或呼吸模式，以使得减小“负担”。
20.根据前述权利要求中至少一项所述的呼吸机(1)，其中，所述控制装置增大PEEP，以便减小“负担”。
21.根据前述权利要求中至少一项所述的呼吸机(1)，其中，所述控制装置根据“负担”来预给定呼气期间的压力。
22.根据前述权利要求的至少一项所述的呼吸机，其设置和构造用于确定人工呼吸期间肺的局部负荷，其中，实施以下步骤：
借助用于电阻抗断层成像(EIT)的装置检测沿着人体胸部的至少一个二维截面的电阻抗分布，
将在人工呼吸期间在不同时间点检测到的电阻抗分布分为多个EIT像素，
将特定时间点的电阻抗的特定值分配给特定EIT像素，
确定所述特定EIT像素的至少一个吸气末电阻抗(ZINSP)以及所述特定EIT像素的呼气末电阻抗(ZEXSP)，
由所述吸气末电阻抗(ZINSP)与所述呼气末电阻抗(ZEXSP)之差、特别是通过所述吸气末电阻抗(ZINSP)减去所述呼气末电阻抗(ZEXSP)形成所述特定EIT像素的局部潮气量参考值(ΔZ)，
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