ES2276814T5 - Metodo y aparato para presentar en pantalla informacion obtenida por datos de tomografia de impedancia electrica. - Google Patents
Metodo y aparato para presentar en pantalla informacion obtenida por datos de tomografia de impedancia electrica. Download PDFInfo
- Publication number
- ES2276814T5 ES2276814T5 ES01962724T ES01962724T ES2276814T5 ES 2276814 T5 ES2276814 T5 ES 2276814T5 ES 01962724 T ES01962724 T ES 01962724T ES 01962724 T ES01962724 T ES 01962724T ES 2276814 T5 ES2276814 T5 ES 2276814T5
- Authority
- ES
- Spain
- Prior art keywords
- mode
- produces
- result
- screen
- lung
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Expired - Lifetime
Links
Classifications
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/05—Detecting, measuring or recording for diagnosis by means of electric currents or magnetic fields; Measuring using microwaves or radio waves
- A61B5/053—Measuring electrical impedance or conductance of a portion of the body
- A61B5/0536—Impedance imaging, e.g. by tomography
Abstract
Método para presentar en pantalla información obtenida por datos de tomografía de impedancia eléctrica (EIT) de una parte del cuerpo de un paciente en un monitor de EIT, en el que en dicho monitor de EIT se implementa una pluralidad de modos de procesamiento predeterminados y una pluralidad de modos de pantalla predeterminados y en el que los modos de pantalla predeterminados comprenden imágenes funcionales con una representación visual controlada correspondiente a uno de los modos de procesamiento y modos de pantalla que proporcionan una reducción de datos adicional comparado con las imágenes funcionales; que comprende las etapas de: procesar de los datos EIT con dicha pluralidad de modos de procesamiento predeterminados; determinar las afecciones patológicas específicas de dicha parte de acuerdo con los resultados de los modos de procesamiento predeterminados; seleccionar una imagen funcional como un modo de pantalla que corresponde a un modo de procesamiento respectivo, si dicho modo deprocesamiento conduce a la determinación de una afección patológica, y seleccionar un modo de pantalla que proporciona una reducción de datos adicional, si no se determina una afección patológica; presentar los datos EIT de acuerdo con los modos de pantalla seleccionados.
Description
Método y aparato para presentar en pantalla
información obtenida por datos de tomografía de impedancia
eléctrica.
La invención se refiere a un aparato para
presentar en pantalla información obtenida por los datos de
tomografía de impedancia eléctrica (EIT) a partir de una parte del
cuerpo de un paciente.
La tomografía de impedancia eléctrica se
aprovecha de la diferencia en la conductividad específica de los
tejidos humanos, que varía entre 15,4 mS/cm para el fluido
cefalorraquídeo hasta 0,06 mS/cm para los huesos. La diferencia en
el valor de la conductividad es grande entre diferentes tejidos. Las
imágenes de la distribución de conductividad o alternativamente la
resistencia específica de una sección muestra por lo tanto un buen
contraste. El objetivo de la tomografía de impedancia eléctrica es
producir imágenes de esos contrastes.
Un ejemplo de realización de una medida de EIT
es el análisis de los pulmones de un paciente. Se sitúan varios
electrodos alrededor del tórax, en los que se aplica una corriente
alterna de por ejemplo 50 kHz y una amplitud de 5nA de pico a pico
entre los electrodos respectivamente adyacentes. Los otros
electrodos se usan respectivamente con la corriente alterna para
realizar la medida de impedancia frente a un potencial definido de
referencia. Tan pronto como se han utilizado todos los electrodos,
uno tras otro, como electrodos de conducción de corriente, concluye
un ciclo de detección de datos. Para eliminar las distorsiones
estadísticas como regla se promedian una pluralidad de ciclos de
detección de datos, para obtener la imagen correspondiente.
Los máximos cambios de impedancia en la zona del
tórax están causados por la entrada y salida de aire de la
respiración. En este contexto puede observarse que el cambio de
impedancia que se mide por los electrodos es una medida del cambio
del volumen de los pulmones. Por consiguiente, de acuerdo con el
proceso de EIT, las medidas pueden realizarse también con respecto
a la relación presión-volumen de los pulmones.
El problema de reconstrucción completa es no
lineal y requiere iteración. Sin embargo, cada etapa en el proceso
iterativo es lineal. Las imágenes reconstruidas utilizan sólo la
primera etapa de la iteración para tratar eficazmente la formación
de imagen como un proceso lineal, una suposición justificada de modo
aproximado por los pequeños cambios en la conductividad desde la
uniformidad. La mayor parte de las imágenes clínicas producidas hoy
en día usan un algoritmo de reconstrucción de una etapa única.
Un objetivo de la EIT es reconstruir las
imágenes de la distribución absoluta de la conductividad. Estas
imágenes se conocen como imágenes absolutas. No obstante, esto
requiere que el problema anterior puede resolverse con un alto
grado de precisión, y esto puede ser difícil. La magnitud del
voltaje medido de la señal en un electrodo o entre electrodos puede
depender de la forma del cuerpo, la forma y la posición del
electrodo, y la distribución de conductividad interna. La magnitud
de señal está determinada en efecto por los dos primeros efectos en
lugar de por la conductividad. No obstante, si se produce un cambio
en la conductividad dentro del objeto, puede asumirse a menudo que
el cambio en el voltaje de superficie está determinado por este
cambio en la conductividad. En la representación visual
diferencial, el objetivo es reflejar los cambios en lugar de los
valores absolutos.
Los algoritmos diferenciales sólo pueden
reflejar cambios en la conductividad. Las distribuciones absolutas
de conductividad no se pueden producir usando estos métodos. Además,
cualquier movimiento de cruce de electrodos, bien porque se han
quitado y recolocado o incluso debido a un movimiento significativo
del paciente, hace que el uso de esta técnica sea difícil para
medidas de cambios de larga duración. Como alternativa a los cambios
en el tiempo, algoritmos diferenciales pueden reflejar cambios en
la conductividad con la frecuencia. Las medidas pueden realizarse
sobre un intervalo de frecuencias y las imágenes diferenciales
pueden producirse usando los datos a partir de la frecuencia más
baja y las otras frecuencias en el periodo. Una medida de
multi-frecuencia por lo mismo hace uso de la
resistencia compleja de un tejido que depende de la frecuencia.
Como resultará obvio, el análisis de los
pulmones de un paciente por tomografía de impedancia eléctrica
produce una gran cantidad de datos. Una imagen EIT consiste de una
pluralidad de puntos, en la que cada punto puede determinarse por
diferentes técnicas de reconstrucción como las que se han descrito
anteriormente, es decir por la determinación de una distribución
absoluta, la distribución relativa o distribución sobre un intervalo
de frecuen-
cias.
cias.
Por el contrario, hay también una pluralidad de
afecciones pulmonares que se tienen que determinar a partir de la
pluralidad de datos de la EIT. Básicamente, esto deriva del hecho de
que en los pulmones hay teóricamente cuatro tipos de alvéolos, que
se muestran en la Fig. 1. Los alvéolos normales (A) están ventilados
y perfundidas con la sangre. Hay alvéolos que están ventilados,
pero no perfundidas (B); tales alvéolos contribuyen
significativamente al espacio muerto fisiológico. Hay alvéolos que
no están ventilados pero perfundidas (C); tales alvéolos no
proporcionan el intercambio de gases de respiración. Finalmente hay
alvéolos que están mal ventilados y mal prefundidos (D); tales
alvéolos contienen un alto contenido de CO_{2}, N_{2} y O_{2}.
Estos alvéolos son los últimos en expulsar su CO_{2} y N_{2} en
ensayos de eliminación.
Un doctor experimentado es capaz de usar la
pluralidad de datos de la EIT para determinar la pluralidad de
diferentes afecciones pulmonares. Esto se hace convencionalmente
analizando diferentes tipos de imágenes de reconstrucción de
acuerdo con la distribución absoluta, la distribución relativa y la
distribución sobre un cierto intervalo de frecuencias. No obstante,
incluso para un doctor experimentado es aún muy laborioso usar un
monitor de EIT convencional para obtener resultados suficientes.
El documento
US-A-5.810.742 describe mediciones
de impedancia del pecho en el que se sugieren diversas
configuraciones de pantalla en las figuras. En particular, se
sugiere posicionar una sonda contra el tejido y energizar
selectivamente los electrodos para producir una o más imágenes de
impedancia bidimensionales.
El documento
US-A-5.311.878 describe una pantalla
con una combinación superpuesta de una imagen física y la llamada
representación del cuerpo del paciente. Se obtiene una combinación
visual entre la estructura física y la imagen EIT para hacer la
interpretación visual de la imagen EIT más fácilmente. Además se
sugieren diversas mediciones para mejorar la velocidad de cálculo y
la reducción del ruido.
Es un objeto de esta invención proporcionar un
aparato para presentar en pantalla la información obtenida por
datos de tomografía de impedancia eléctrica a partir de una parte
del cuerpo de un paciente que puede usarse inmediatamente para
determinar la afección patológica respectiva de dicha parte.
Este objeto se resuelve por un aparato de
acuerdo con la reivindicación 1.
A continuación, se explican seis modos de
procesamiento predeterminado de acuerdo con la invención en el caso
de analizar el pulmón de un paciente. Estos modos son
- -
- el modo relativo,
- -
- el modo de retardo de fase,
- -
- el modo de perfusión,
- -
- el modo absoluto,
- -
- el modo de la constante de tiempo y
- -
- el modo de la espirometría regional.
El modo relativo calcula los cambios regionales
de una distribución bidimensional de la ventilación del volumen
corriente durante un periodo de tiempo en el pasado. Los cambios
regionales en la impedancia se obtienen fuera del control por
tomografía de impedancia eléctrica a intervalos discretos de tiempo
utilizando una técnica capaz de estimar las variaciones relativas
en la impedancia (variaciones porcentuales, por ejemplo). Las
variaciones relativas en la impedancia se calculan usando un modelo
simplificado de la región, representando matemáticamente el plano
de sección transversal del tórax que contiene los electrodos. El
modelo simplificado se obtiene a través de una diversidad de
métodos, tales como el método del elemento finito, o diferencias
finitas, o incluso la superposición de la función de Eigen. La
computación de los cambios relativos en la impedancia implica la
elección de una referencia. Esta referencia puede ser un conjunto de
voltajes límite o un vector de distribuciones de impedancia en la
región de interés, obtenida en un momento pasado o durante un
intervalo de tiempo en el pasado. Este momento particular o
intervalo de referencia se elige manual o automáticamente. Después
de completarse un cierto periodo de tiempo, está disponible una
secuencia de cambios de impedancia relativa para cada punto de
imagen, y se calculan algunas mediciones de su varianza a lo largo
del tiempo. La estimación de la varianza es una medida estadística
de la dispersión, como la amplitud, la desviación típica, u
otros.
El modo de retardo de fase procesa la dinámica
de la ventilación de volumen corriente y es un índice de la
homogeneidad de la dinámica pulmonar. Pueden presentarse en pantalla
los valores para inspiración, expiración o para todo el ciclo
respiratorio. Intervalos estrechos representan el comportamiento
homogéneo típico de los pulmones con vías respiratorias y alvéolos
sanos. Mayores intervalos de variación son indicativos de enfermedad
grave en las vías respiratorias y en los alvéolos.
La Fig. 2 muestra el proceso de datos EIT de
acuerdo con el modo de retardo de fase.
Durante la ventilación de volumen corriente
monótona, el ángulo de fase de cada punto de imagen se calcula
comparado con la función sinusoidal o alguna otra función de
aproximación de la oscilación de la impedancia global durante las
respiraciones de volumen corriente. Considerando todos los puntos de
imagen que representan un área pulmonar, la oscilación de la
impedancia global representa la oscilación de la impedancia media.
Las oscilaciones de los puntos de imagen individuales se comparan
con esta oscilación global para la detección del retardo de fase.
La oscilación de impedancia global, así como la oscilación de cada
punto de imagen individual, se calcula por la tomografía de
impedancia eléctrica relativa en intervalos de tiempo discretos,
como se ha descrito anteriormente. Un ángulo de fase negativo
significa que cierto punto de imagen se está inflando/desinflando
antes que la oscilación pulmonar media, mientras que un ángulo de
fase positivo significa que el punto de imagen representa una zona
pulmonar con un patrón de inflado/desinflado retardado. Cada punto
de imagen tiene un ángulo de fase que lo representa.
El modo de perfusión procesa la distribución
bidimensional de la perfusión pulmonar durante un periodo de tiempo
en el pasado. Los mismos principios usados para el modo relativo
(descritos anteriormente) se aplican aquí. Los únicos aspectos
particulares son los siguientes: La velocidad de muestreo tiene que
ser > 20 Hercios. Los cambios relacionados con los movimientos
cardiacos en la resistividad de los pulmones son menores
(aproximadamente el 5-10% de los relacionados con
los movimientos de la respiración) y suceden a una frecuencia de
oscilación que es diez veces mayor. El ciclo completo de la
oscilación de perfusión tiene precisamente la longitud de un ciclo
cardiaco eléctrico (habitualmente en el intervalo de 0,5 a 1
segundo). Después de completarse una cierta ventana de tiempo, está
disponible una secuencia de cambios de impedancia relativa
relacionados con el ciclo cardiaco y se calcula alguna medición de
su varianza a lo largo del tiempo fuera del control. La estimación
de la varianza puede ser cualquier medición estadística de la
dispersión como la desviación típica, varianza per se u
otras. Los valores del punto de imagen serán proporcionales a esta
estimación de dispersión (para cada punto de imagen) durante el
periodo de tiempo en cuestión.
Para mejorar la calidad de las señales de
perfusión de la EIT se introduce un periodo de apnea. Durante la
apnea, se asume que la medición de la dispersión es proporcional a
la perfusión regional. Como alternativa, el paciente puede estar
ventilado a una velocidad de respiración bastante por debajo (menor
que 1/3) del ritmo cardiaco, y puede usarse un filtro paso elevado
para eliminar los cambios en la impedancia relacionados con la
respiración.
Considerando una salida cardiaca fija, la
amplitud de las oscilaciones de la impedancia a lo largo del ciclo
cardiaco es proporcional a la perfusión de sangre relativa dentro de
una cierta región pulmonar. Considerando dos regiones pulmonares o
puntos de imagen dimensionados por igual, la que muestra la mayor
oscilación relacionada con los ciclos cardiacos es la que recibe
una mayor proporción de la salida cardiaca.
Para aumentar incluso más la cantidad de
información obtenida a partir de la imagen EIT de perfusión pulmonar
es aconsejable subdividir el ciclo cardiaco completo en sus
componentes. Como ejemplo, consideremos un paciente con un ritmo
cardiaco de 60 pulsaciones/minuto y una velocidad de muestreo de 50
Hercios. La colección hipotética de conjuntos posteriores de
distribuciones de impedancia, en intervalos de tiempo iguales,
comenzando desde el pico de QRS (la despolarización eléctrica
detectada en el ECG relacionada con el ventrículo) y terminando 20
mseg. antes del siguiente complejo QRS revelará 3 ondas de cambio de
impedancia;
En primer lugar, una pequeña caída en la
impedancia está relacionada con la contracción de la aurícula
izquierda impulsando la sangre de vuelta hacia los pulmones. La
segunda gran caída en la impedancia está relacionada con el volumen
de impulso suministrado a las arterias pulmonares por el ventrículo
derecho; y finalmente la tercera caída intermedia se debe a la
recuperación elástica de la energía almacenada en las arterias
pulmonares, empujando la sangre a través de los capilares y venas
pulmonares. El ciclo completo se repetirá, comenzando desde el
siguiente complejo QRS. El análisis de cada una de estas
sub-fases del ciclo cardiaco puede realizarse por
separado usando las mismas funciones de presentación en pantalla que
se han descrito previamente para otros modos.
El modo absoluto procesa la impedancia absoluta
estimada de cada punto de imagen, después de la corrección del
ruido y de los problemas de la impedancia electrodo/piel. A
diferencia de los algoritmos para el cálculo de los cambios
relativos en la impedancia, se aplican algoritmos matemáticos
iterativos para converger paso a paso hacia la solución correcta
(definida, por ejemplo, como la distribución de impedancia en un
ROI, generando el menor error cuadrático posible entre los voltajes
límite predichos y los medidos realmente). La convergencia puede
guiarse por algunos análisis de ruido. Los valores de los puntos de
imagen representan una estimación de la impedancia absoluta para
cada punto de imagen - el valor medio durante el tiempo de recogida
de datos.
Como se ha descrito anteriormente, el modo
absoluto procesa la impedancia absoluta estimada de cada punto de
imagen. Los cambios relativos en la impedancia se computan
directamente usando métodos de una etapa; las medidas de la
impedancia absoluta, no obstante, se obtienen por algoritmos
matemáticos iterativos. La mejor distribución estimada es siempre
una distribución de impedancia sobre el ROI que minimiza un cierto
índice de error. El índice de error puede definirse de diferentes
modos, de acuerdo con las diferencias observadas entre los voltajes
límite predichos y los medidos realmente. La convergencia del
algoritmo puede guiarse por algunos análisis de ruido, tal como el
algoritmo de filtrado de Kalman. Pueden usarse varios procedimientos
para filtrar el ruido como el truncado o un medio coherente de
valores singulares de los voltajes medidos.
Para conseguir la mejor calidad de datos, el
paciente debe estar en condiciones estáticas durante el periodo de
adquisición de datos, o el intervalo de adquisición de datos debe
ser corto en relación con el ciclo respiratorio. Como alternativa,
puede usarse un periodo largo de tiempo de adquisición de datos y
usarse algún proceso de filtrado de paso bajo.
\newpage
Para potenciar la calidad de la información
obtenida, se sugiere usar juntos más de un algoritmo para la
estimación de la distribución de impedancia, teniendo dos o más
procedimientos de cálculo funcionando en paralelo. Puede usarse un
algoritmo más lento pero más preciso como un procedimiento de
comprobación para el más rápido. Pueden usarse algoritmos
genéticos, redes neurales, métodos de Newton Rapshon o algoritmos
basados en el Filtro de Kalman. Las ambigüedades en la solución de
un algoritmo rápido pueden resolverse por algoritmos genéticos, que
mejoran progresivamente su rendimiento a lo largo del tiempo. Las
redes neurales, entrenadas previamente con los datos recogidos de
un CT convencional o datos clínicos de cabecera pueden mejorar la
definición de las estructuras comunes en el interior del tórax.
Una vez que se computa una secuencia de tiempo
de distribuciones de impedancia absoluta, la distribución de
impedancia relativa puede obtenerse restando algebraicamente dos
distribuciones absolutas posteriores. Los cambios de impedancia
relativa computados por los modelos no lineales mencionados
anteriormente son una mejor estimación de los cambios reales que
los calculados por técnicas de retro-proyección
tradicionales.
En el modo absoluto, las zonas aireadas se
asignarán con un valor del punto de imagen alto, mientras que las
zonas líquidas/sólidas se asignarán con un valor de impedancia baja,
independientemente de su variación a lo largo de la respiración de
volumen corriente. Burbujas de aire atrapadas (neumotórax o burbujas
de enfisema, por ejemplo) se representarán por valores de
impedancia elevada, a pesar del hecho que se asignarían valores
bajos para la varianza/dispersión en el modo relativo.
Como la impedancia absoluta puede definirse como
un número absoluto, con una dimensión como Voltios/Ampe-
rios/Volumen del punto de imagen, los colores, tonalidades, o elevaciones pueden tener una escala absoluta. Por lo tanto, el color global de la región de interés del interior pulmonar proporcionará información inmediata acerca del grado de aireación pulmonar/edema. Las correcciones apropiadas para la circunferencia torácica y grasa subcutánea y músculo pueden proporcionarse con la ayuda de un extensómetro o pletismógrafo.
rios/Volumen del punto de imagen, los colores, tonalidades, o elevaciones pueden tener una escala absoluta. Por lo tanto, el color global de la región de interés del interior pulmonar proporcionará información inmediata acerca del grado de aireación pulmonar/edema. Las correcciones apropiadas para la circunferencia torácica y grasa subcutánea y músculo pueden proporcionarse con la ayuda de un extensómetro o pletismógrafo.
La Fig. 3 muestra el procesamiento de los datos
de la EIT de acuerdo con el modo de la constante de tiempo. Durante
la ventilación mecánica controlada o durante las maniobras
especiales en el despertar y la respiración espontánea del paciente
(digamos una maniobra de capacidad vital forzada) se usa una función
de aproximación exponencial especial.
El proceso de ajuste exponencial se aplicará
para el cambio global de impedancia (la región completa de interés),
así como los cambios de impedancia regional (por punto de imagen).
Usando una aproximación exponencial durante una expiración
relajada, puede estimarse la constante de tiempo total y las
constantes de tiempo para cada punto de imagen: es decir el periodo
de tiempo hasta un cambio que corresponde al 63,2% del cambio de la
impedancia total durante una exhalación larga (suficiente para
conseguir una meseta estable de impedancia). El comienzo de la
ventana de funcionamiento puede sincronizarse con el comienzo de la
exhalación usando un disparo manual o automático.
En este caso particular, los valores de los
puntos de imagen representarán constantes de tiempo representadas
como colores o tonalidades en una pantalla gráfica bidimensional (o
por elevación sobre el eje z, en una pantalla tridimensional). Como
la constante de tiempo puede definirse como un número absoluto - con
su dimensión de segundos - los colores, tonalidades, o elevaciones
pueden tener una escala absoluta. Por lo tanto, el color global del
pulmón dentro de la región de interés proporcionará información
inmediata acerca del grado de obstrucción pulmonar. Pueden
realizarse cálculos de separaciones y proporción de zonas.
Adicionalmente, puede usarse la dispersión de
las constantes de tiempo también como un índice de enfermedad de
las vías respiratorias. Cualquiera de las medidas estadísticas de
dispersión mencionadas anteriormente puede usarse para este
propósito.
Finalmente, la presencia de unidades que no
consiguen una meseta estable de impedancia, incluso después de una
larga expiración constituye también un signo de enfermedad grave de
las vías respiratorias.
La espirometría es una de las pruebas del
funcionamiento pulmonar más importantes. Se usa para determinar
volúmenes definidos específicamente y normalizados - como el volumen
corriente - de los gases de respiración inhalados o exhalados.
Añadiendo uno o más de estos volúmenes se determinaron las
capacidades pulmonares - tal como la capacidad vital (VC) -. Hasta
la fecha no ha sido posible un análisis regional de estos volúmenes
y capacidades sin métodos invasivos o radioactivos.
Un monitor de EIT puede potenciar la
espirometría tradicional añadiendo información acerca de la
distribución regional de los volúmenes totales dentro de los
pulmones. En analogía con la espirometría tradicional, por EIT
pueden obtenerse los volúmenes y capacidades totales pero también
los regionales. Los volúmenes dependientes del tiempo, tales como
el FEV_{1} (volumen forzado de expiración dentro del primer
segundo de exhalación) pueden determinarse sobre una región así
como sobre una base global. Cuando se observan los cambios de
volumen frente al tiempo, puede calcularse y analizarse un flujo
para el pulmón entero, pero también para una región más pequeña de
interés dentro del pulmón. De este modo, se detectan patologías con
respecto a la conformidad y resistencia no sólo de una forma global
sino también a nivel regional del pulmón y puede identificarse la
predominancia regional de tal patología.
Cada afección patológica o cada afección
pulmonar puede determinarse respectivamente para todo el pulmón o
para una región de interés del pulmón. En el último caso las
afecciones pulmonares con propagación local pueden determinarse con
más precisión. Por ejemplo, los pulmones de los pacientes pueden
dividirse en cuatro regiones de interés, en las que para cada
región de interés la determinación total de cada afección pulmonar
se realiza ejecutando todos los modos de procesamiento respectivos.
Como resultado, para cada región de interés se determinan las
afecciones pulmonares respectivas en las que las afecciones
pulmonares determinadas pueden diferir entre las diversas regiones
de interés.
De acuerdo con un aspecto de la invención, la
determinación de las afecciones pulmonares específicas de acuerdo
con los resultados de los modos de procesamiento predeterminados
puede basarse en el conocimiento basado en bancos de datos que
contienen ciertas reglas de decisión para cada afección pulmonar
específica. Las reglas de decisión pueden basarse, por ejemplo, en
la Lógica Difusa.
Respecto a los diferentes tipos de modos de
pantalla, de acuerdo con la invención pueden distinguirse los
siguientes tipos de modos de pantalla en el caso de analizar los
pulmones de un paciente:
- -
- imágenes funcionales,
- -
- gráficos,
- -
- valores numéricos y
- -
- otros.
Una imagen funcional es una representación
visual bajo control de los pulmones de un paciente sobre la base de
un modo de procesamiento en curso. De este modo, las imágenes
funcionales forman un modo de pantalla que es una representación
gráfica de los datos subyacentes para la determinación automática de
las afecciones pulmonares específicas. Cada punto de imagen se
representa de acuerdo con su distribución y preferiblemente se
promedia en el tiempo aplicando una ventana de funcionamiento de por
ejemplo 0,5-30 segundos. La localización de cada
punto de imagen en la imagen funcional presenta la estimación de su
localización espacial dentro del tórax, considerando el plano que
abarca todos los electrodos. Como alternativa, el valor de un punto
de imagen puede representarse por su evaluación en un tercer eje,
usando una pantalla tridimensional.
Tomando como ejemplo la distribución relativa o
diferencial de conductividad, durante la ventana temporal de
funcionamiento se localizan los cambios regionales de impedancia
eléctrica en cada punto de imagen dentro del plano bidimensional
que abarca todos los electrodos. Después de completarse cierta
ventana temporal, está disponible una secuencia de cambios de
impedancia relativa para cada punto de imagen y pueden calcularse
algunas mediciones de su varianza a lo largo del tiempo. Los
valores de los puntos de imagen pueden representarse mediante
colores o tonalidades en una pantalla gráfica de bidimensional.
En resumen, pueden presentarse en pantalla las
siguientes distribuciones:
- -
- impedancia absoluta,
- -
- impedancia relativa,
- -
- perfusión pulmonar y
- -
- retardo de fase.
Además, aparte de estos modos básicos de
imágenes funcionales, los valores de los puntos de imagen en la
pantalla gráfica pueden también determinarse por cualquier
operación matemática y/o lógica entre los diferentes modos básicos.
Esto conduce, por ejemplo, a la ventilación/perfusión, dispersión
sobre constantes de tiempo y/o sustracciones de imágenes a partir
de la comparación de dos modos.
Como puede observarse, los modos básicos de las
imágenes funcionales corresponden a los cuatro modos de
procesamiento que se han descrito anteriormente. Como norma
general, puede asumirse que la imagen funcional correspondiente de
un modo de procesamiento se presenta siempre en pantalla, si el modo
de procesamiento correspondiente conduce a la determinación de un
mal estado pulmonar. Por el contrario, si se determina un estado
pulmonar sano, es aconsejable la reducción adicional de la cantidad
de datos de modo que no se presenten en pantalla las imágenes
funcionales básicas, sino los gráficos apropiados o valores
numéricos.
Un gráfico es en principio una reducción de
datos adicional respecto a la imagen funcional y se selecciona
preferiblemente, si se determina un estado pulmonar sano. En
principio, un gráfico es una presentación en pantalla bajo control
de los datos medidos o calculados que representa las regiones
seleccionadas de interés. Puede elegirse cualquier forma de
gráfico, como un gráfico de líneas o un gráfico de barras.
Preferiblemente, existen las siguientes
representaciones gráficas;
- -
- ventilación de volumen corriente del pulmón total,
- -
- ventilación del volumen corriente dentro de una región de interés,
- -
- ventilación del volumen corriente dentro de una pluralidad de regiones pulmonares,
- -
- proporción de ventilación entre dos regiones de interés,
- -
- retardo de fase medio del pulmón total,
- -
- retardo de fase medio dentro de una región de interés,
- -
- retardo de fase medio dentro de una pluralidad de regiones pulmonares.
- -
- proporción de ventilación entre dos regiones de interés,
- -
- curva exponencial para maniobras de capacidad vital forzada como durante las pruebas de la función pulmonar para el pulmón total y para cualquier región de interés.
Los valores numéricos son una reducción de datos
adicional respecto a los gráficos o las imágenes funcionales. Un
valor numérico es una presentación en pantalla bajo control de los
valores medidos o calculados que representan información condensada
sobre los pulmones enteros o sobre regiones seleccionadas de
interés. Como se aplica para los gráficos, los valores numéricos
pueden elegirse como un modo de pantalla seleccionado, si se
determina un estado pulmonar sano de acuerdo con los resultados de
los modos de procesamiento predeterminados.
Preferiblemente, se asumen los siguientes
valores numéricos:
- -
- índice de homogeneidad para la ventilación dentro del total de los pulmones.
- -
- índice de homogeneidad para la ventilación dentro de una región de interés,
- -
- proporción de ventilación en los cambios de impedancia usados en las partes seleccionadas del pulmón, por ejemplo, ventilación en cambios de impedancia usados de la parte superior del pulmón dividida por la parte inferior del pulmón,
- -
- índice de homogeneidad para la perfusión dentro de la totalidad del pulmón,
- -
- índice de homogeneidad para la perfusión dentro de una región de interés,
- -
- proporciones de perfusión entre partes seleccionadas del pulmón tal como la proporción superior/inferior,
- -
- índice de homogeneidad para el retardo de fase dentro de la totalidad del pulmón,
- -
- índice de homogeneidad para el retardo de fase dentro de una región de interés,
- -
- proporciones de perfusión entre partes seleccionadas del pulmón tal como la proporción superior/inferior,
- -
- valor numérico o constante de tiempo para caracterizar una maniobra de capacidad vital forzada como durante las pruebas de función de los pulmones para la totalidad del pulmón y/o para cualquier región de interés.
Por supuesto, es posible cualquier otro modo de
pantalla adecuado para presentar en pantalla los datos EIT de forma
apropiada. Una posibilidad es una pantalla soporte de decisión
adaptada que puede seleccionarse y/o adaptarse por adelantado. Una
forma de una pantalla soporte de decisión adaptada puede ser una
pantalla para realizar fácilmente la valoración clínica de la
presión expiratoria positiva (PEEP). La pantalla puede constar de
barras de colores verticales u horizontales. Los colores varían
simétricamente desde el verde en el centro a través del amarillo y
el naranja hasta el rojo oscuro en ambos extremos de la barra. El
rojo indica niveles de PEEP demasiado altos o demasiado bajos,
mientras que el verde indica el intervalo de PEEP óptimo. También
puede usarse cualquier otra combinación de colores o sombreado de un
único color. Un marcador dentro de las barras indica el nivel en
curso de PEEP. Niveles demasiado altos de PEEP situarán el marcador
dentro del campo superior o rojo derecho, mientras que niveles
demasiado bajos de PEEP moverán el marcador hacia abajo o hacia la
izquierda. Cuando está funcionando el ventilador mecánico, el
usuario sólo mirará el movimiento del marcador dentro de la barra.
Una vez que el marcador ha alcanzado el medio de la zona verde, la
PEEP debe haber alcanzado su nivel óptimo.
De acuerdo con un aspecto de la invención, el
modo de pantalla se actualiza a petición del usuario. Esto significa
que la pantalla seleccionada se congela hasta que el usuario pide
otra actualización de los datos subyacentes de la pantalla.
De acuerdo con otro aspecto de la invención, los
datos EIT presentados en pantalla se actualizan en tiempo real.
Esto significa que cada pantalla usa los datos que se adquieren
realmente del cuerpo del paciente. Si es necesario, puede usarse
una ventana de funcionamiento para conseguir una reducción de ruido
adicional.
De acuerdo con otro aspecto de la presente
invención, se introduce por el usuario una estimación de la afección
patológica, en la que el procesamiento de los datos de la EIT se
realiza con una sub-combinación de modos de
procesamiento predeterminados de acuerdo con la afección patológica
estimada. En el caso de que el doctor tenga ya una idea de la
afección patológica de la parte examinada del cuerpo del paciente,
puede aprovecharse de su conocimiento para proporcionar el formato
de entrada correspondiente.
De acuerdo con otro aspecto de la presente
invención, dicha parte del cuerpo del paciente a examinar son los
pulmones del paciente. El uso del método de tomografía de impedancia
eléctrica, se muestra muy ventajoso para examinar los pulmones de
un paciente debido a los cambios muy elevados de impedancia en el
zona del tórax, que están causados por la entrada y salida de aire
de respiración de modo que la zona del tórax muestra buenos
contrastes. Usando como modos de procesamiento el modo relativo
descrito anteriormente, el modo de retardo de fase, el modo de
perfusión o el modo absoluto puede aplicarse la siguiente lógica
para determina las afecciones pulmonares específicas:
Se determina la afección pulmonar de un infarto
pulmonar, si el método relativo produce un resultado bajo, el modo
de perfusión produce un resultado bajo y el modo absoluto produce un
resultado bajo.
Se determina la afección pulmonar de una embolia
pulmonar si el modo relativo produce un resultado normal, el modo
de perfusión produce un resultado bajo y el modo absoluto produce un
resultado normal.
Se determina la afección pulmonar de una
neumonía localizada, si el modo relativo produce un resultado bajo,
el modo de perfusión produce un resultado alto y el modo absoluto
produce un resultado bajo.
Se determina la afección pulmonar de un área
similar a enfisema, si el modo relativo produce un resultado bajo,
el modo de perfusión produce un resultado bajo y el modo absoluto
produce un resultado alto.
Se determina la afección pulmonar de un cierre
cíclico de las vías respiratorias, si el modo relativo produce un
resultado alto, el modo de retardo de fase produce un resultado muy
alto y el modo absoluto produce un resultado inestable.
Se determina la afección pulmonar de un cierre
persistente de las vías respiratorias con retención de aire, si el
modo relativo produce un resultado muy bajo, el modo de retardo de
fase produce un resultado muy alto y el modo absoluto produce un
resultado inestable.
Se determina la afección pulmonar de un cierre
persistente de las vías respiratorias con atelectasia de
reabsorción, si el modo relativo produce un resultado muy bajo, el
modo de retardo de fase produce un resultado inestable y el modo
absoluto produce un resultado muy bajo.
La lógica descrita anteriormente para determinar
afecciones pulmonares específicas puede basarse en los principios
de la Lógica Difusa. Cada término "bajo" y "alto" se ha
descrito en ciertos intervalos numéricos considerando el modo de
procesamiento respectivo. Esto puede hacerse, por ejemplo examinando
un paciente con pulmones sanos y determinando los intervalos
numéricos para cada modo de procesamiento que pueden aplicarse para
estados sanos. Las desviaciones "bajo" y "alto" de estos
valores de referencia pueden expresarse también por ciertos
intervalos de valores.
De acuerdo a un aspecto adicional de la presente
invención, el modo de pantalla consta de elementos gráficos que se
prealmacenan en un almacenamiento de datos como patrones gráficos y
que se readquieren del almacenamiento de datos tan pronto como se
selecciona el modo de pantalla correspondiente. Por tanto puede
conseguirse una presentación gráfica más rápida ya que los
elementos gráficos que implican un consumo de tiempo para la
conformación de la pantalla están ya prealmacenados, en el que
solamente tienen que ser actualizados los cambios respecto a los
datos reales de la EIT en la presentación prealmacenada.
La invención se describirá ahora a modo de
ejemplo y con referencia a los dibujos adjuntos en los que:
La Fig. 1 muestra los cuatro estados principales
de un alvéolo,
la Fig. 2 muestra el procesamiento de los datos
de EIT de acuerdo con el modo de retardo de fase,
la Fig. 3 muestra el procesamiento de los datos
de EIT de acuerdo con el modo de la constante de tiempo,
la Fig. 4a muestra la determinación de las
afecciones pulmonares específicas de acuerdo con los diferentes
modos de procesamiento,
la Fig. 4b muestra la selección de los modos de
pantalla de acuerdo con afecciones pulmonares específicas de
acuerdo con la Fig. 4a,
la Fig. 5a muestra la determinación de
afecciones pulmonares específicas de acuerdo con los diferentes
modos de procesamiento,
la Fig. 5b muestra la selección de los modos de
pantalla de acuerdo con afecciones pulmonares específicas de
acuerdo con la Fig. 5a,
la Fig. 6a muestra la determinación de
afecciones pulmonares específicas de acuerdo con diferentes modos de
procesamiento,
la Fig. 6b muestra la selección de los modos de
pantalla de acuerdo con las afecciones pulmonares específicas de
acuerdo con la Fig. 6a,
la Fig. 7a muestra la determinación de las
afecciones pulmonares específicas de acuerdo con los diferentes
modos de procesamiento,
la Fig. 7b muestra la selección de los modos de
pantalla de acuerdo con las afecciones pulmonares específicas de
acuerdo con la Fig. 7a,
la Fig. 8a muestra la determinación de las
afecciones pulmonares específicas de acuerdo con los diferentes
modos de procesamiento,
la Fig. 8b muestra la selección de modos de
pantalla de acuerdo con afecciones pulmonares específicas de acuerdo
con la Fig. 8a,
la Fig. 9 muestra la pantalla combinada de
diferentes modos de pantalla, la Fig. 10 muestra la pantalla
combinada de otra combinación de modos de pantalla,
la Fig. 11 muestra un diagrama de flujo para
realizar el proceso en el aparato de acuerdo a la invención y
la Fig. 12 muestra la integración de un aparato
de acuerdo con la invención en un sistema de ventilación de bucle
cerrado.
\vskip1.000000\baselineskip
En cuanto a las Fig. 1 y Fig. 3 se hace
referencia en la descripción anterior.
Las figuras 4 a 8 muestran la determinación de
las afecciones pulmonares específicas de acuerdo con los resultados
de los modos de procesamiento predeterminados y consecuentemente la
selección de los modos de pantalla de acuerdo con las afecciones
pulmonares determinadas. Para la determinación de las afecciones
pulmonares específicas y la selección de los modos de pantalla, se
usa una representación tabular. Dentro de cada campo de la tabla un
indicador muestra la desviación a partir de un resultado normal de
un modo de procesamiento o un intervalo normal del modo de
pantalla. Un error aumentado significa una desviación a un valor que
es mayor que el valor normal, mientras que un error disminuido
significa una desviación del valor normal por un valor más bajo.
Dos o más errores indican una fuerte desviación. Errores opuestos
indican fuertes desviaciones alrededor del valor normal.
Las afecciones pulmonares de acuerdo con las
figuras 4 a 7 se refieren a afecciones patológicas que afectan
habitualmente sólo a áreas específicas de los pulmones de un
paciente. Por lo tanto, como principio general de acuerdo con las
figuras 4 a 7, los modos de pantalla seleccionados corresponden a
los modos de procesamiento, si los estados pulmonares específicos
determinados son malos, es decir no sanos. La razón de esto es que
en el caso de un estado pulmonar malo el doctor debe tener la misma
información disponible que condujo a la determinación automática de
dicho estado pulmonar para examinar y aprobar el estado pulmonar
determinado. No obstante, si no se determina mal estado pulmonar de
acuerdo con las figuras 4 a 7, se sugiere en general presentar en
pantalla gráficos globales o valores numéricos globales que
conducen a una reducción de datos adicional. Anteriormente ya han
enumerado valores numéricos y gráficos adecuados.
Otro caso es la determinación de las afecciones
pulmonares que afectan habitualmente no a un área específica de los
pulmones, sino a los pulmones en total. En este caso, las afecciones
pulmonares pueden caracterizarse más específicamente añadiendo los
siguientes valores a la pantalla:
- -
- valor numérico para la homogeneidad de ventilación global,
- -
- valor numérico para la homogeneidad del retardo de fase global,
- -
- valor numérico para la relación de ventilación entre las partes superior/inferior del pulmón - y variación de impedancia usada, y
- -
- valor numérico para la relación del retardo de fase de las partes superior/inferior del pulmón.
La Fig. 4 muestra la determinación de las
afecciones pulmonares específicas sobre la base de tres modos de
procesamiento, concretamente el modo relativo, el modo de perfusión
y el modo absoluto. Esto posibilita el diagnóstico del infarto
pulmonar, la embolia pulmonar, neumonía localizada y/o áreas
similares a enfisema. Tan pronto como se determina una afección
pulmonar específica de acuerdo con la Fig. 4a, las imágenes
funcionales de acuerdo con la Fig. 4b se proporcionarán de acuerdo
con las afecciones pulmonares específicas determinadas y de acuerdo
con los intervalos específicos de acuerdo con la Fig. 4b.
Puede conseguirse una optimización adicional en
la determinación de esas afecciones pulmonares específicas usando
adicionalmente el modo relativo/perfusión (V/Q) que se deriva del
modo relativo y del modo de perfusión calculando la relación punto
por punto de imagen entre ambos modos para cada punto. De este modo,
puede conseguirse una mejor discriminación de los estados de
acuerdo con la Fig. 4a. La determinación correspondiente de las
afecciones pulmonares específicas se muestra en la Fig. 5a. De
nuevo, la selección de los modos de pantalla de acuerdo con la Fig.
5b produce imágenes funcionales que se refieren a los modos de
procesamiento correspondientes.
Las figuras 6 y 7 muestran otro ejemplo de la
selección de los modos de pantalla sobre la base de otro conjunto
de afecciones pulmonares específicas. Más particularmente, las
afecciones pulmonares específicas son neumotórax, efusión pleural,
atelectasia y sobre-distensión.
La combinación de los tres modos (relativo,
absoluto y perfusión) posibilita la determinación de neumotórax o
efusión pleural; ambas patologías se representan por zonas de baja
varianza - las llamadas zonas silenciosas en el modo relativo.
Mientras que un neumotórax se caracteriza por una zona circunscrita
de valores de alta impedancia en el modo absoluto, una efusión
pleural se asocia con valores bajos. La imagen obtenida en el modo
absoluto puede superponerse o compararse con las imágenes obtenidas
de otros modos. Un área aireada (valores absolutos altos) que se
extiende fuera de las zonas de dispersiones relativas elevadas (gran
oscilación de volumen corriente de impedancia relativa) representa
una cantidad de aire debida posiblemente a barotraumatismos
(destrucción del tejido pulmonar por ventilación mecánica o la
patología). Un área condensada, con impedancia absoluta de tipo
líquido que se extiende fuera de las zonas de la oscilación de
volumen corriente alto (en impedancia relativa) representa una
cantidad de fluido, muy probablemente una efusión pleural o una
parte del pulmón totalmente colapsada.
Correspondiendo a la representación de acuerdo
con la Fig. 5, la Fig. 7 muestra de nuevo la mejora del
procesamiento respecto a las afecciones pulmonares específicas
añadiendo un modo relativo/perfusión (V/Q), en el que cada punto de
imagen representa la proporción punto por punto de imagen entre el
valor del punto en el modo relativo y el valor del punto
correspondiente en el modo de perfusión. No obstante, para las
afecciones pulmonares anteriores, la adición del modo
relativo/perfusión no añade ninguna información de presentación ya
que el área de neumotórax y efusión no muestra ni ventilación ni
perfusión. Además, el modo relativo/perfusión no ayuda a
diferenciar entre atelectasia y sobre-distensión.
Por la tanto, en la Fig. 7b sólo se sugieren las imágenes
funcionales de acuerdo con el modo relativo, el modo de perfusión y
el modo absoluto.
Finalmente, la Fig. 8a muestra la combinación
del modo relativo, el modo de retardo de fase y el modo absoluto
para la determinación de las vías respiratorias del paciente, cierre
cíclico de las vías respiratorias, cierre persistente de las vías
respiratorias con retención de aire y cierre persistente de las vías
respiratorias con atelectasia de reabsor-
ción.
ción.
Incluso si el modo relativo muestra una
distribución homogénea de varianza inducida por la ventilación a
través del plano transversal del tórax, un retardo de fase
significativo significa que pueden estar presentes algunos
problemas en las vías respiratorias inferiores (cierre de vías
respiratorias inferiores, por ejemplo, debido a un enfisema, COPD,
deficiencia de tensioactivo, o ARDS. La presencia de todas las vías
respiratorias aparentes a través del parénquima pulmonar puede sólo
garantizarse cuando ambos modos (el relativo y el retardo de fase)
presentan un inflado/desinflado pulmonar homogéneo. Por lo tanto, la
coincidencia de un retardo de fase dentro de un área que presenta
una varianza relativa razonable de impedancia se usará como signo
del cierre cíclico de las vías respiratorias.
En cuanto a la selección de los modos de
pantalla, se sugiere de acuerdo con la Fig. 8b presentar en pantalla
sólo la imagen funcional de acuerdo con el modo relativo y el modo
de retardo de fase, pero no la imagen funcional de acuerdo con el
modo absoluto.
La Fig. 9 muestra un ejemplo de la selección de
modos de pantalla presentando en pantalla la combinación del modo
absoluto y el modo relativo. Adicionalmente, la misma pantalla puede
mostrar diferente información sobre diferentes partes de la
pantalla al mismo tiempo, como en el siguiente ejemplo:
- -
- una imagen funcional de dispersión (por ejemplo la desviación típica de la ventilación y los cambios de impedancia usados en cada punto de imagen),
- -
- un valor numérico que representa la funcionalidad global (por ejemplo el índice de homogeneidad global de la ventilación pulmonar total),
- -
- un gráfico que representa la funcionalidad calculada global o regional (es decir la ventilación y los cambios de impedancia usados de todo el pulmón),
- -
- un valor numérico que representa la funcionalidad regional calculada (por ejemplo la ventilación - y los cambios de impedancia usados de la zona superior del pulmón dividido por la zona inferior del pulmón).
La Fig. 10 muestra la combinación de la imagen
funcional del modo absoluto y una pantalla soporte de decisión. En
este caso, la pantalla soporte de decisión es un gráfico de cambios
de impedancia en función del tiempo de la parte superior del pulmón
y la parte inferior del pulmón cuando se realiza una reducción de la
PEEP (PEEP = Presión Expiratoria Final Positiva).
La Fig. 11 muestra un diagrama de flujo para
realizar el proceso en el aparato de acuerdo a la invención. En la
etapa 1, se arranca el monitor de la EIT, presionando un botón de
arranque diferente o simplemente encendiendo el monitor de EIT. En
la etapa 2, se ponen en funcionamiento los modos de procesamiento
predeterminados para determinar las afecciones pulmonares
específicas. Como se ha descrito anteriormente, los modos de
procesamiento adecuados son el modo relativo, el modo de perfusión,
el modo absoluto y el modo de retardo de fase. La determinación de
las afecciones pulmonares específicas puede realizarse como se ha
descrito de acuerdo con las figuras 4a, 5a, 6a, 7a y 8a.
El resultado de la etapa 2 es una evaluación de
diferentes afecciones pulmonares para diferentes regiones de
interés del pulmón. Por tanto, está disponible una pluralidad de
afecciones pulmonares determinadas. Debe observarse además que la
determinación de las afecciones pulmonares habitualmente conduce
tanto a afecciones pulmonares con problemas graves como a otras
afecciones pulmonares con un estado saludable. Por lo tanto, en la
etapa 3, tiene lugar una clasificación de todas las afecciones
pulmonares determinadas con respecto a su gravedad, para presentar
los modos de pantalla correspondientes de acuerdo con su
importancia. En la etapa 4, se toma una decisión de si se determinó
al menos un mal estado pulmonar. Si se determina que sí, tiene
lugar el proceso adicional con la etapa 5, por el contrario el
proceso continúa con la etapa 7. La razón para la decisión en la
etapa 4 es el hecho de que para un pulmón completamente sano es
aconsejable realizar una reducción de datos adicional cuando se
seleccionan los modos de pantalla, mientras que en el caso de al
menos un estado pulmonar malo la selección de los modos de pantalla
debe tener lugar de acuerdo con los modos de procesamiento que
conducen al resultado malo.
Por consiguiente, en la etapa 5, tiene lugar una
selección de modos de pantalla de las imágenes funcionales
correspondientes a los modos de procesamiento respectivos, si es
necesario en ciertas regiones de interés. Si es necesario, el
usuario ha tenido la posibilidad de desplazarse a través de diversos
modos de pantalla de acuerdo con la secuencia clasificada de
acuerdo con la etapa 4.
Por el contrario, si sólo se han determinado
estados pulmonares saludables, tiene lugar una selección de los
modos de pantalla para una reducción adicional de datos en la etapa
7. Los modos de pantalla adecuados para la reducción de datos
adicional son por ejemplo gráficos, valores numéricos u otras
pantallas de soporte de decisión adaptadas. Como se ha descrito ya
de acuerdo con la etapa 6, existe de nuevo la posibilidad en la
etapa 8 de desplazarse a petición a través de la pantalla para la
siguiente pantalla de acuerdo con la secuencia clasificada, según
la clasificación en la etapa 4.
La Fig. 12 muestra la integración de un aparato
de acuerdo con la invención en un sistema de ventilación de bucle
cerrado. Debe observarse que el monitor de EIT de acuerdo con la
invención produce ya todos los datos necesarios que pueden usarse
por un ventilador para un control de bucle cerrado. Puede que sea
posible también proporcionar un formato de entrada para que el
doctor introduzca los valores límite respecto a la presión de la
respiración para el cierre y la apertura de los pulmones.
Claims (21)
1. Aparato para presentar en pantalla
información obtenida por los datos de una tomografía de impedancia
eléctrica (EIT) de los pulmones de un paciente o determinadas
regiones de los mismos en un monitor EIT,
en el que se implementa en dicho monitor de EIT
una pluralidad de modos de procesamiento predeterminados y una
pluralidad de modos de pantalla predeterminados y en el que los
modos de pantalla predeterminados comprenden imágenes funcionales
con una representación visual bajo control correspondiente a uno de
los modos de procesamiento y modos de pantalla que proporcionan
reducción adicional de datos comparado con las imágenes
funcionales,
que comprende:
un medio para el procesamiento de los datos EIT
con dicha pluralidad de modos de procesamiento predeterminados;
un medio para determinar las afecciones
patológicas específicas de dicho pulmón o determinadas regiones de
los mismos de acuerdo con los resultados de los modos de
procesamiento predeterminados;
un medio para seleccionar una imagen funcional
como un modo de pantalla que corresponde al modo de procesamiento
respectivo, si dicho modo de procesamiento conduce a la
determinación de una afección patológica, y seleccionar un modo de
pantalla que proporcione una reducción adicional de datos, si no se
determina una afección patológica;
un medio para presentar en pantalla los datos
EIT de acuerdo con los modos de pantalla seleccionados.
2. Aparato de acuerdo con la reivindicación 1,
en el que el modo de pantalla se actualiza a petición del
usuario.
3. Aparato de acuerdo con la reivindicación 1,
en el que los datos EIT presentados en pantalla se actualizan en
tiempo real.
4. Aparato de acuerdo con una de las
reivindicaciones 1 - 3, en el que los datos EIT se calculan sobre la
base de una ventana de datos de funcionamiento.
5. Aparato de acuerdo con una de las
reivindicaciones 1 - 4, en el que se introduce una estimación de la
afección de pulmón por el usuario y en el que se realiza el
procesamiento de los datos EIT con una
sub-combinación de los modos de procesamiento
predeterminados de acuerdo con la afección de pulmón estimada.
6. Aparato de acuerdo con una de las
reivindicaciones 1 - 5, en el que se implementa el modo relativo
como modo de procesamiento predeterminado que produce como
resultado la variación media de los cambios de impedancia debidos a
la ventilación.
7. Aparato de acuerdo con una de las
reivindicaciones 1 - 6, en el que se implementa el modo de retardo
de fase como modo de procesamiento predeterminado que produce como
resultado el retardo de fase medio de los cambios de impedancia
respecto a los cambios de ventilación.
8. Aparato de acuerdo con una de las
reivindicaciones 1 - 7, en el que se implementa el método de
perfusión como modo de procesamiento predeterminado que produce
como resultado la variación media de los cambios de impedancia
debidos a la perfusión pulmonar.
9. Aparato de acuerdo con una de las
reivindicaciones 1 - 8, en el que se implementa el modo absoluto
como modo de procesamiento predeterminado que produce como
resultado la impedancia absoluta media.
10. Aparato de acuerdo con las reivindicaciones
6 y 8, en el que se implementa el modo de proporción de perfusión
que calcula la proporción entre los resultados del modo relativo y
el modo de perfusión y que produce como resultado la proporción
ventilación/perfusión.
11. Aparato de acuerdo con una de las
reivindicaciones 6 - 10, en el que se determina la afección pulmonar
de un infarto pulmonar, si el modo relativo produce un resultado
bajo, el modo de perfusión produce un resultado bajo y el modo
absoluto produce un resultado bajo.
12. Aparato de acuerdo con una de las
reivindicaciones 6 - 11, en el que se determina la afección pulmonar
de una embolia pulmonar, si el modo relativo produce un resultado
normal, el modo de perfusión produce un resultado bajo y el modo
absoluto produce un resultado normal.
13. Aparato de acuerdo con una de las
reivindicaciones 6 - 12, en el que se determina la afección pulmonar
de una neumonía localizada, si el modo relativo produce un
resultado bajo, el modo de perfusión produce un resultado alto y el
modo absoluto produce un resultado bajo.
14. Aparato de acuerdo con una de las
reivindicaciones 6 - 13, en el que se determina la afección pulmonar
de un área similar a enfisema, si el modo relativo produce un
resultado bajo, el modo de perfusión produce un resultado bajo y el
modo absoluto produce un resultado alto.
15. Aparato de acuerdo con una de las
reivindicaciones 6 - 14, en el que se determina la afección pulmonar
de cierre cíclico de las vías respiratorias, si el modo relativo
produce un resultado alto, el modo de retardo de fase produce un
resultado muy alto y el modo absoluto produce un resultado
inestable.
16. Aparato de acuerdo con una de las
reivindicaciones 6 - 15, en el que se determina la afección pulmonar
de cierre persistente de las vías respiratorias con retención de
aire, si el modo relativo produce un resultado muy bajo, el modo de
retardo de fase produce un resultado muy alto y el modo absoluto
produce un resultado inestable.
17. Aparato de acuerdo con una de las
reivindicaciones 6 - 16, en el que se determina la afección pulmonar
de cierre persistente de las vías respiratorias con atelectasia de
reabsorción, si el modo relativo produce un resultado muy bajo, el
modo de retardo de fase produce un resultado inestable y el modo
absoluto produce un resultado muy bajo.
18. Aparato de acuerdo con una de las
reivindicaciones 1 - 17, en el que cada punto de imagen de una
imagen funcional presenta la estimación de su localización espacial
dentro del pulmón y se presenta en pantalla de acuerdo con su
distribución de conductividad de acuerdo con el correspondiente modo
de procesamiento.
19. Aparato de acuerdo con una de las
reivindicaciones 1 - 18, en el que los modos de pantalla que
proporcionan una reducción adicional de datos comprenden valores
numéricos de valores medidos o calculados que representan
información condensada sobre todo el pulmón o sobre las regiones
seleccionadas de interés.
20. Aparato de acuerdo con una de las
reivindicaciones 1 - 19, en el que los modos de pantalla que
proporcionan una reducción adicional de datos comprenden gráficos
de datos medidos o calculados que representan información
condensada sobre todo el pulmón o sobre regiones seleccionadas de
interés.
21. Aparato de acuerdo con una de las
reivindicaciones 1 - 20, en el que el modo de pantalla consta de
elementos gráficos que están prealmacenados en un almacenamiento de
datos como patrones gráficos y que se retoman desde el
almacenamiento de datos tan pronto como se selecciona el modo de
pantalla correspondiente.
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| EP00111879 | 2000-06-09 | ||
| EP00111879 | 2000-06-09 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| ES2276814T3 ES2276814T3 (es) | 2007-07-01 |
| ES2276814T5 true ES2276814T5 (es) | 2010-04-29 |
Family
ID=8168904
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| ES01962724T Expired - Lifetime ES2276814T5 (es) | 2000-06-09 | 2001-06-08 | Metodo y aparato para presentar en pantalla informacion obtenida por datos de tomografia de impedancia electrica. |
Country Status (9)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US7435226B2 (es) |
| EP (1) | EP1292224B2 (es) |
| JP (1) | JP4755801B2 (es) |
| AT (1) | ATE345086T1 (es) |
| AU (2) | AU8384901A (es) |
| CA (1) | CA2411589C (es) |
| DE (1) | DE60124541T3 (es) |
| ES (1) | ES2276814T5 (es) |
| WO (1) | WO2001093760A1 (es) |
Families Citing this family (57)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| AUPQ113799A0 (en) | 1999-06-22 | 1999-07-15 | University Of Queensland, The | A method and device for measuring lymphoedema |
| GB2396426B (en) * | 2002-12-21 | 2005-08-24 | Draeger Medical Ag | Artificial respiration system |
| US7200440B2 (en) | 2003-07-02 | 2007-04-03 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Cardiac cycle synchronized sampling of impedance signal |
| US7186220B2 (en) * | 2003-07-02 | 2007-03-06 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Implantable devices and methods using frequency-domain analysis of thoracic signal |
| WO2005122881A1 (en) * | 2004-06-21 | 2005-12-29 | Aorora Technologies Pty Ltd | Cardiac monitoring system |
| US8068906B2 (en) * | 2004-06-21 | 2011-11-29 | Aorora Technologies Pty Ltd | Cardiac monitoring system |
| US7480528B2 (en) * | 2004-07-23 | 2009-01-20 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Method and apparatus for monitoring heart failure patients with cardiopulmonary comorbidities |
| EP1809357B1 (en) * | 2004-10-05 | 2012-12-05 | Universiteit Antwerpen | Diagnostics and treatment of sleep apnea |
| EP2449964B1 (en) | 2005-07-01 | 2016-08-10 | Impedimed Limited | Connector for Impedance Measurement System |
| US8781551B2 (en) | 2005-07-01 | 2014-07-15 | Impedimed Limited | Apparatus for connecting impedance measurement apparatus to an electrode |
| AU2006265763B2 (en) | 2005-07-01 | 2012-08-09 | Impedimed Limited | Monitoring system |
| ES2476999T3 (es) | 2005-10-11 | 2014-07-15 | Impedimed Limited | Monitorización del estado de hidratación |
| DE102006018199B4 (de) * | 2006-04-19 | 2016-01-07 | Drägerwerk AG & Co. KGaA | Vorrichtung zur Lungenventilation |
| EP2020918B1 (en) | 2006-05-30 | 2015-05-20 | Impedimed Limited | Impedance measurements |
| CA2670293C (en) | 2006-11-30 | 2017-01-03 | Impedimed Limited | Measurement apparatus |
| US8202226B2 (en) | 2007-01-23 | 2012-06-19 | Kci Licensing, Inc. | Providing automated or manual guidance on dynamic patient positioning based on measured variables for ventilation control |
| EP2148613B9 (en) | 2007-04-20 | 2014-12-10 | Impedimed Limited | Monitoring system and probe |
| CA2707419A1 (en) | 2007-08-09 | 2009-02-12 | Impedimed Limited | Impedance measurement process |
| US8808193B2 (en) * | 2007-09-11 | 2014-08-19 | Carefusion 207, Inc. | Regional oxygen uptake/perfusion measuring device and method |
| WO2009042637A2 (en) * | 2007-09-24 | 2009-04-02 | Oregon Health & Science University | Non-invasive location and tracking of tumors and other tissues for radiation therapy |
| US9066671B2 (en) * | 2008-04-17 | 2015-06-30 | Wisys Technology Foundation | System and method for early breast cancer detection using electrical property enhanced tomography |
| US9615766B2 (en) | 2008-11-28 | 2017-04-11 | Impedimed Limited | Impedance measurement process |
| EP2228009B1 (en) | 2009-03-09 | 2018-05-16 | Drägerwerk AG & Co. KGaA | Apparatus and method to determine functional lung characteristics |
| US9615767B2 (en) | 2009-10-26 | 2017-04-11 | Impedimed Limited | Fluid level indicator determination |
| WO2011060497A1 (en) | 2009-11-18 | 2011-05-26 | Impedimed Limited | Signal distribution for patient-electrode measurements |
| EP2407102A1 (en) * | 2010-07-15 | 2012-01-18 | Tanita Corporation | Respiration characteristic analysis apparatus and respiration characteristic analysis system |
| EP2407100A1 (en) * | 2010-07-15 | 2012-01-18 | Tanita Corporation | Respiration characteristic analysis |
| JP5633875B2 (ja) * | 2010-07-26 | 2014-12-03 | 株式会社タニタ | 換気特性判定装置 |
| WO2012007423A1 (en) * | 2010-07-16 | 2012-01-19 | Csem Sa | Method and apparatus for the non-invasive measurement of pulse transit times (ptt) |
| US8593154B2 (en) | 2010-12-24 | 2013-11-26 | General Electric Company | System and method for artifact suppression in soft-field tomography |
| CN102540276B (zh) | 2010-12-29 | 2014-11-26 | 通用电气公司 | 软场层析成像系统和方法 |
| JP5624669B2 (ja) * | 2011-02-28 | 2014-11-12 | 日本光電工業株式会社 | 生体電気信号計測装置 |
| EP2790576A4 (en) | 2011-12-14 | 2015-07-08 | Intersection Medical Inc | DEVICES, SYSTEMS, AND METHODS FOR DETERMINING RELATIVE SPATIAL MODIFICATION IN SUB-SURFACE RESISTIVITIES AT MULTIPLE FREQUENCIES IN A FABRIC |
| DE102012214786A1 (de) * | 2012-08-20 | 2014-05-15 | Dräger Medical GmbH | Vorrichtung zur Bestimmung der regionalen Verteilung eines Maßes für die Lungenperfusion |
| BR102012028367B1 (pt) | 2012-11-06 | 2022-03-22 | Timpel S.A | Método e aparato para gerar e exibir uma representação simplificada de informações obtidas através de tomografia por impedância elétrica |
| DE102013213534A1 (de) * | 2013-02-05 | 2014-08-07 | Dräger Medical GmbH | Elektroimpedanztomographie-Gerät und -Verfahren |
| DE102013203177A1 (de) * | 2013-02-26 | 2014-08-28 | Hamilton Medical Ag | System zur automatisierten Einstellung eines durch eine Beatmungseinrichtung vorgegebenen Drucks |
| EP2853196B1 (de) * | 2013-09-27 | 2016-05-11 | Drägerwerk AG & Co. KGaA | Elektroimpedanztomographie-Gerät und -Verfahren |
| JP6276067B2 (ja) * | 2014-02-27 | 2018-02-07 | 日本光電工業株式会社 | 電気的インピーダンス測定装置 |
| DE102014009439B4 (de) | 2014-06-25 | 2018-05-30 | Drägerwerk AG & Co. KGaA | Vorrichtung und Verfahren zur Verarbeitung von tomografischen Daten |
| US10602973B2 (en) | 2015-05-06 | 2020-03-31 | National University Of Ireland, Galway | Non-invasive detection of the backflow of urine |
| DE102016107603B4 (de) * | 2016-04-25 | 2021-11-11 | Klinikum Bremerhaven Reinkenheide gGmbH | Benutzerinterface eines medizinischen Diagnosesystems sowie Computerprogramm dafür |
| US10037080B2 (en) | 2016-05-31 | 2018-07-31 | Paypal, Inc. | User physical attribute based device and content management system |
| US9798385B1 (en) | 2016-05-31 | 2017-10-24 | Paypal, Inc. | User physical attribute based device and content management system |
| DE102016011161A1 (de) * | 2016-09-16 | 2018-03-22 | Drägerwerk AG & Co. KGaA | Vorrichtung zur Verarbeitung und Visualisierung von Daten eines Elektro-lmpedanz-Tomographie-Gerätes zu einer Ermittlung und Visualisierung von regionalen Eigenschaften der Ventilation der Lunge |
| KR101765423B1 (ko) * | 2016-11-18 | 2017-08-07 | 경희대학교 산학협력단 | 폐기능 검사장치 및 그 방법 |
| KR101812587B1 (ko) * | 2016-11-18 | 2018-01-30 | 주식회사 바이랩 | 피험자의 영상 모니터링 장치 및 그 방법과, 영상 모니터링 시스템 |
| DE102016015122A1 (de) | 2016-12-20 | 2018-06-21 | Drägerwerk AG & Co. KGaA | Verfahren zur Steuerung einer Vorrichtung zum extrakorporalen Blutgasaustausch, Vorrichtung zum extrakorporalen Blutgasautausch sowie Steuervorrichtung zum Steuern einer Vorrichtung zum extrakorporalen Blutgasaustausch |
| JP2021506543A (ja) * | 2017-12-14 | 2021-02-22 | フル−イドディーエー レスピ エン ヴェー | 肺疾患患者のスクリーニングツール |
| KR102305179B1 (ko) * | 2019-10-16 | 2021-09-27 | 주식회사 바이랩 | 전기 임피던스 단층촬영을 이용한 심폐기능 모니터링 방법 및 시스템 |
| JP6961261B2 (ja) * | 2020-03-31 | 2021-11-05 | 株式会社バイラップBilab Co., Ltd. | 電気的物性の測定に基づいて特定の生理現象に起因した成分を抽出し、抽出した成分を利用してｅｉｔデータを再構成する装置および方法 |
| KR102421884B1 (ko) * | 2020-06-25 | 2022-07-19 | 주식회사 바이랩 | 전기 임피던스 단층촬영을 이용한 혈류역학 변수 산출 방법 및 장치 |
| JP7186458B2 (ja) * | 2020-08-06 | 2022-12-09 | 学校法人北里研究所 | 監視装置、監視方法、プログラム |
| DE102020211471A1 (de) | 2020-09-14 | 2022-03-17 | Universität Leipzig, Körperschaft des öffentlichen Rechts | Verfahren, Vorrichtung und Computerprogrammprodukt zum Verarbeiten und Visualisieren von Daten einer elektrischen Impedanztomographie |
| CN114469046A (zh) * | 2020-10-23 | 2022-05-13 | 北京华睿博视医学影像技术有限公司 | 电阻抗成像方法、系统、存储介质以及电子设备 |
| CN113208578B (zh) * | 2021-05-26 | 2022-04-26 | 北京华睿博视医学影像技术有限公司 | 血液灌注信号分离模型训练方法及设备 |
| DE102021134348A1 (de) | 2021-12-22 | 2023-06-22 | Drägerwerk AG & Co. KGaA | Verfahren und System mit einer Messvorrichtung und einer Analysevorrichtung zu einer Verarbeitung von Daten |
Family Cites Families (10)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| GB9013177D0 (en) * | 1990-06-13 | 1990-08-01 | Brown Brian H | Real-time imaging, etc. |
| GB9116215D0 (en) * | 1991-07-26 | 1991-09-11 | Nat Res Dev | Electrical impedance tomography |
| GB9226376D0 (en) * | 1992-12-18 | 1993-02-10 | British Tech Group | Tomography |
| US6678552B2 (en) * | 1994-10-24 | 2004-01-13 | Transscan Medical Ltd. | Tissue characterization based on impedance images and on impedance measurements |
| US5810742A (en) * | 1994-10-24 | 1998-09-22 | Transcan Research & Development Co., Ltd. | Tissue characterization based on impedance images and on impedance measurements |
| DE69535331D1 (de) * | 1994-10-24 | 2007-01-18 | Mirabel Medical Systems Ltd | Vorrichtung und vielelementwandler zur bilderzeugung mittels impedanzmessung |
| CA2191285A1 (en) * | 1996-11-26 | 1998-05-26 | Philip Maurice Church | Electrode arrangement for electrical impedance tomography system |
| RU2127075C1 (ru) * | 1996-12-11 | 1999-03-10 | Корженевский Александр Владимирович | Способ получения томографического изображения тела и электроимпедансный томограф |
| SE9803862L (sv) * | 1998-11-11 | 2000-03-20 | Siemens Elema Ab | Elektriskt impedanstomografisystem |
| US7096061B2 (en) * | 2002-07-03 | 2006-08-22 | Tel-Aviv University Future Technology Development L.P. | Apparatus for monitoring CHF patients using bio-impedance technique |
-
2001
- 2001-06-08 CA CA002411589A patent/CA2411589C/en not_active Expired - Lifetime
- 2001-06-08 WO PCT/EP2001/006523 patent/WO2001093760A1/en active IP Right Grant
- 2001-06-08 JP JP2002501335A patent/JP4755801B2/ja not_active Expired - Fee Related
- 2001-06-08 AT AT01962724T patent/ATE345086T1/de not_active IP Right Cessation
- 2001-06-08 DE DE60124541T patent/DE60124541T3/de not_active Expired - Lifetime
- 2001-06-08 ES ES01962724T patent/ES2276814T5/es not_active Expired - Lifetime
- 2001-06-08 AU AU8384901A patent/AU8384901A/xx active Pending
- 2001-06-08 EP EP01962724A patent/EP1292224B2/en not_active Expired - Lifetime
- 2001-06-08 AU AU2001283849A patent/AU2001283849B2/en not_active Ceased
-
2002
- 2002-12-06 US US10/310,988 patent/US7435226B2/en active Active
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| DE60124541D1 (de) | 2006-12-28 |
| AU8384901A (en) | 2001-12-17 |
| US7435226B2 (en) | 2008-10-14 |
| CA2411589A1 (en) | 2001-12-13 |
| JP4755801B2 (ja) | 2011-08-24 |
| DE60124541T2 (de) | 2007-09-06 |
| DE60124541T3 (de) | 2011-05-12 |
| EP1292224A1 (en) | 2003-03-19 |
| US20030216664A1 (en) | 2003-11-20 |
| CA2411589C (en) | 2009-06-02 |
| ES2276814T3 (es) | 2007-07-01 |
| JP2003534867A (ja) | 2003-11-25 |
| AU2001283849B2 (en) | 2005-03-17 |
| EP1292224B2 (en) | 2009-12-30 |
| WO2001093760A1 (en) | 2001-12-13 |
| EP1292224B1 (en) | 2006-11-15 |
| ATE345086T1 (de) | 2006-12-15 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| ES2276814T5 (es) | Metodo y aparato para presentar en pantalla informacion obtenida por datos de tomografia de impedancia electrica. | |
| Hahn et al. | Changes in the thoracic impedance distribution under different ventilatory conditions | |
| ES2935270T3 (es) | Obtención de los parámetros torácicos individuales de un sujeto | |
| Smith et al. | Application of impedance cardiography to study of postural stress | |
| EP2624750B1 (en) | Sensor device for electrical impedance tomography imaging, electrical impedance tomography imaging instrument and electrical impedance tomography method | |
| RU2514329C2 (ru) | Устройство для измерения и способ определения регионарного потребления/перфузии кислорода | |
| AU2001283849A1 (en) | Method and apparatus for displaying information obtained by electrical impedance tomography data | |
| Ducharme et al. | Measurement of respiratory resistance in the emergency department: feasibility in young children with acute asthma | |
| JP6993005B2 (ja) | 肺機能検査装置及びその方法 | |
| JP5469571B2 (ja) | 生体の電気的インピーダンス断層像測定装置 | |
| US20160135715A1 (en) | Method for respiratory measurement | |
| CN110139603A (zh) | 用于新生儿电阻抗断层成像的传感器带和定位辅助 | |
| CN107822632B (zh) | 处理与可视化数据来确定和可视化肺通气区域特性的设备 | |
| JP2023502854A (ja) | 電気インピーダンス断層撮影を用いた心肺機能モニタリング方法及びシステム | |
| ES2745674T3 (es) | Sistema de control del flujo sanguíneo y métodos para la obtención de imágenes in vivo y otras aplicaciones | |
| US20130030316A1 (en) | Method and device for measurement of exhaled respiratory gas temperature | |
| JP5469574B2 (ja) | 電気的インピーダンス断層像測定装置。 | |
| WO2006049485A1 (en) | Method of and unit for determining the cardiac output of the human heart | |
| Marchal et al. | Forced oscillations, interrupter technique and body plethysmography in the preschool child | |
| Dancer et al. | Assessment of pulmonary function | |
| Frerichs et al. | Respiratory image analysis | |
| Gibson | Lung and Chest Wall Elasticity | |
| Braun et al. | Respiratory image analysis | |
| BRPI1003244A2 (pt) | método e aparelho para avaliação de função hemodinámica e respiratória de pacientes | |
| Dellaca’ | Measurement of respiratory system impedances |