ES2341719T3 - Metodo y aparato para determinar la apertura y el cierre alveolar. - Google Patents

Abstract

Método para determinar la apertura alveolar y/o el cierre alveolar de un pulmón ventilado por medio de un ventilador artificial con presiones de inspiración y espiración de las vías respiratorias, comprendiendo las fases de: medición conforme al método de tomografía de impedancia eléctrica de una señal de impedancia en una zona pulmonar, y cambio de, al menos, una de las presiones de inspiración y espiración de las vías respiratorias, en donde, de la observación del curso resultante de la señal de impedancia medida, es determinado un primer valor de presión respiratoria, al cual tiene lugar el cierre alveolar en dicha zona pulmonar, y/o es determinado un segundo valor de presión respiratoria, al cual tiene lugar la apertura alveolar en dicha zona pulmonar.

Description

Método y aparato para determinar la apertura y el cierre alveolar.

La invención está relacionada con un método para la determinación de la apertura alveolar y del cierre alveolar del pulmón dependiendo de la presión respiratoria. En particular, la invención permite una determinación regional de la apertura alveolar y del cierre alveolar.

Es sabido que las mediciones de la mecánica, presión y volumen pulmonares deben ser registradas y superpuestas. Si se incrementa la presión de forma continuada, desde una cierta presión, los primeros alvéolos (unidades terminales pulmonares, o sacos de aire) comienzan a pasar de la situación de colapso al estado de apertura. Si la presión se incrementa aún más, cada vez más alvéolos cerrados se abren. El máximo número de cambios de estado tiene lugar finalmente en el punto de inflexión de la curva de presión/volumen. A partir de este punto, la apertura desaparece al ser aplicado un aumento de presión y pasa al estado de saturación, en donde, idealmente, todos los alvéolos se encuentran abiertos.

Un problema en la medición de la mecánica pulmonar es que la distribución de este fenómeno de apertura no es homogénea en todo el pulmón. Por ejemplo, el pulmón se vuelve más pesado por la formación de edema, i.e., debido al incremento en la acumulación de líquido en el caso de las inflamaciones. De este modo, el resultado es un gradiente dependiente de la gravedad que va desde el esternón hasta la columna vertebral. Así, sobre todo las partes más bajas del pulmón se ven comprimidas y colapsan.

Sin embargo, en el caso de una medición tradicional presión-volumen no se recibe ninguna información relativa a la relación regional presión-volumen, sino que únicamente se recibe una información promedio sobre la relación entre presión y volumen en todo el pulmón.

Para la medición regional de la relación entre presión y volumen se conoce el método denominado de tomografía de impedancia eléctrica. En este proceso, son colocados un cierto número de electrodos alrededor del tórax, en donde es aplicada una corriente alterna de e.g. 50 kHz con una amplitud de pico a pico de 5 nA a los electrodos adyacentes respectivamente. Los otros electrodos, respectivamente, son utilizados con corriente alterna para llevar a cabo la medición de la impedancia contra un potencial de referencia definido. En cuanto todos los electrodos, uno después de otro, han servido como electrodos conductores de electricidad, se cierra un ciclo de detección de datos. Con el fin de eliminar las perturbaciones estadísticas, como regla general, es promediada una pluralidad de ciclos de detección de datos para obtener un cuadro correspondiente. Los cambios mayores de impedancia en la zona del tórax son causados por la inhalación y exhalación de aire. En este contexto, puede ser observado que el cambio de impedancia -el cual es medido por los electrodos- es una medida del cambio de volumen en el pulmón. Por lo tanto, conforme al proceso de tomografía de impedancia eléctrica, pueden ser llevadas a cabo también mediciones respecto a la relación entre presión y volumen en el pulmón. Sin embargo, la característica especial de la tomografía de impedancia eléctrica es que, sobre la base de una evaluación por ordenador de las señales en los electrodos, puede ser compilada una imagen bidimensional o, incluso, tridimensional de los cambios de impedancia.

La respiración artificial de un pulmón enfermo, en donde se han formado edemas, es un problema especial, debido a que no puede ser controlado con exactitud si el pulmón se ha cerrado y/o se ha colapsado ya en ciertas partes. Entonces, se descubrió que la tasa de mortalidad puede reducirse sustancialmente cuando es mantenida artificialmente en el pulmón una presión predeterminada, la cual hace posible el mantener abiertos todos los alvéolos (unidades terminales pulmonares, sacos de aire). Sin embargo, esta presión no se conoce en el caso de la respiración artificial, debido a que la apertura y/o cierre alveolares del pulmón no han podido ser determinados por regiones.

Por lo tanto, el objetivo de la invención es poner a disposición un método para la determinación de la apertura alveolar y del cierre alveolar del pulmón, dependiendo de la presión respiratoria.

Este objetivo se resuelve por medio de un método comprendiendo las características conforme a la reivindicación 1 y por medio de un aparato que comprende las características conforme a la reivindicación 25. El método conforme a la invención está basado en el entendimiento de que la apertura y/o el cierre alveolares pueden ser determinados partiendo de una señal de impedancia obtenida con el método de la tomografía de impedancia eléctrica. Así, al menos dos valores importantes pueden ser determinados, es decir, un primer valor de presión respiratoria, el cual corresponde al cierre alveolar de la zona pulmonar correspondiente, y un segundo valor de presión respiratoria, el cual corresponde a la apertura alveolar de la zona pulmonar correspondiente.

Por lo tanto, un aparato para llevar a cabo el método conforme a la invención comprende una pluralidad de electrodos, los cuales son aplicados alrededor del tórax; un tomógrafo de impedancia eléctrica para el control de los electrodos individuales y para la evaluación de las señales de impedancia en los electrodos que no están controlados, con el fin de obtener una señal regional de impedancia en el tórax; y una unidad de procesado para evaluar las señales regionales de impedancia, con el fin de determinar el primer valor de presión respiratoria y el segundo valor de presión respiratoria.

En contraste con la tomografía computerizada y con la tomografía por resonancia magnética, el proceso conforme a la invención puede ser llevado a cabo también en la cama del paciente, debido a que no son necesarios instrumentos costosos. En este caso, no hay estrés por radiación, ya sea para el paciente o para el personal. En el caso de pacientes en estado crítico, puede ser llevada a cabo, por lo tanto, una constante supervisión del estado y grado de apertura del pulmón.

El primer efecto del proceso conforme a la invención es que la señal de impedancia se ve influenciada por los movimientos respiratorios del paciente. En cada movimiento respiratorio el volumen pulmonar aumenta y disminuye. Utilizando las curvas de impedancia regional de la tomografía de impedancia eléctrica puede ser observado que el cambio medio de la señal de impedancia debido a los movimientos respiratorios es notablemente mayor en las zonas en donde el pulmón no ha colapsado aún, mientras que en zonas en donde el pulmón ya ha colapsado únicamente son caudados cambios menores en la señal de impedancia. Por ejemplo, el cambio en la señal de impedancia debido a los movimientos respiratorios puede ser determinado sobre la base de la media cuadrática no promediada de la señal de impedancia sobre una pluralidad de respiraciones. Por lo tanto, el cambio en la señal de impedancia sobre la base de los movimientos respiratorios es determinado tomando la energía de la señal de las partes de alta frecuencia de la señal de impedancia, que se basan en los movimientos respiratorios. Pero es igualmente posible que el cambio en la señal de impedancia basada en los movimientos respiratorios pueda ser determinado sobre la base de un valor medio pico a pico de la señal de impedancia sobre una pluralidad de respiraciones.

La apertura y/o cierre alveolares del pulmón, o el primer y segundo valor de presión respiratoria, respectivamente, son determinados sobre la base del cambio en la señal de impedancia debido a los movimientos respiratorios, cuando el cambio en la señal de impedancia basada en los movimientos respiratorios es comparado con valores comparativos predeterminados de movimiento respiratorio. Al hacerlo, debe ser tenido en cuenta que en relación con los dos valores comparativos, como regla general, se encuentra una cierta histéresis. Esto significa que la apertura de las células pulmonares no tiene lugar con la misma presión que el cierre de los alvéolos (unidades terminales pulmonares), sino que ambos valores comparativos se distancian entre sí. En este contexto, además, debe tenerse en cuenta en qué dirección pasa el valor comparativo respectivo, con el fin de ser capaz de identificar con precisión la histéresis.

En relación con los valores comparativos es concebible que los valores comparativos fijos sean predeterminados. Sin embargo, en este caso entran de lleno en la medición factores de perturbación, e.g. basados en cambios compensados. Por lo tanto, es necesario determinar dinámicamente los valores comparativos del movimiento respiratorio, tomando el cambio medio en la señal de impedancia sobre la base de los movimientos respiratorios de otra zona del pulmón. Preferiblemente el pulmón es dividido en una pluralidad de planos de zona, perpendicularmente al vector gravitacional, en donde la otra zona pulmonar es una zona que se encuentra en la dirección del vector gravitacional, por encima de la zona pulmonar en cuestión. En este caso, se hace uso del hecho de que, como regla general, la parte del pulmón que se encuentra más abajo en dirección al vector gravitacional se ve más afectada por la aparición patológica del colapso de los alvéolos (unidades terminales pulmonares) que la correspondiente parte superior de la zona pulmonar. El cierre alveolar de una zona pulmonar, por ejemplo, puede ser determinado tan pronto como el valor comparativo de movimiento respiratorio de la zona inferior pulmonar es menor -por medio de un factor predeterminado- que el valor comparativo de movimiento respiratorio de la zona inferior.

Otro efecto más, que es adecuado para determinar la apertura o cierre alveolares del pulmón, o el primer y segundo valor de presión respiratoria, respectivamente, es el cambio en la señal de impedancia debido al colapso de los alvéolos. En el caso de un pulmón patológico o de una situación no fisiológica como, i.e., una anestesia, se ha observado que incluso con presión constante la zona pulmonar colapsa, i.e., las unidades pulmonares, por lo tanto, colapsan espontáneamente. Este colapso tiene lugar con más fuerza cuando la presión respiratoria cae, en donde el efecto se ve reforzado además, como una avalancha, con el paso del tiempo. Consecuentemente, conforme a la invención, el cierre alveolar de la zona pulmonar, o el primer valor de presión respiratoria, respectivamente, son determinados tan pronto como el cambio medio en la señal de impedancia debido al colapso de los alvéolos cae por debajo de un valor comparativo de colapso. Por consiguiente, la apertura alveolar de una zona pulmonar, o el segundo valor de presión respiratoria, respectivamente, son encontrados tan pronto como el cambio medio en la señal de impedancia basada en la apertura de los alvéolos se encuentra por encima de un valor comparativo de apertura.

El cambio medio en la señal de impedancia debido al colapso de los alvéolos, por ejemplo, puede ser determinado sobre la base del incremento medio en la señal de impedancia dependiendo del tiempo, con una presión respiratoria predeterminada.

El incremento medio, por ejemplo, puede ser determinado por medio del método computacional de compensación de Gauss, en el que una línea recta es colocada en un segmento de la señal de impedancia, dependiendo del tiempo, a una presión constante. El valor comparativo de colapso y/o el valor comparativo de apertura pueden ser prescritos como valores fijos o, de todos modos, pueden ser determinados tomando una determinación dinámica del valor comparativo. La determinación dinámica del valor comparativo es llevada a cabo oportunamente sobre la base de una señal de impedancia en una zona pulmonar distinta. Preferiblemente, el pulmón es dividido, como ya se ha descrito con anterioridad, en una pluralidad de planos de zonas en la dirección del vector gravitacional, en donde el valor comparativo se deriva de la zona pulmonar que se encuentra por encima de la zona pulmonar en cuestión, en la dirección del vector gravitacional.

Otro efecto más causado por la apertura o cierre alveolares de una zona pulmonar es el cambio medio de la señal de impedancia sobre la base de cambios de presión respiratorios. Tan pronto como es aplicado al pulmón un cambio súbito de presión respiratoria, la señal de impedancia para este cambio de presión no sucede enseguida, sino que, correspondientemente, sufre un cierto retraso.

Por lo tanto, el cierre alveolar o el primer valor de presión respiratoria, respectivamente, de una zona pulmonar son determinados tan pronto como el cambio medio en la señal de impedancia basada en cambios en la presión respiratoria cae por debajo de un primer valor comparativo de presión respiratoria, y en donde una apertura alveolar o el segundo valor de presión respiratoria, respectivamente, de una zona pulmonar son determinados tan pronto como el cambio medio en la señal de impedancia basada en cambios en la presión respiratoria se mueve por encima de un segundo valor comparativo fijo de presión respiratoria. En este contexto, se hace uso de la observación de que la mecánica pulmonar responde con una cierta inercia a los cambios en la presión. Esta inercia es mayor en las zonas enfermas que en las zonas sanas del pulmón, debido a que las zonas enfermas sólo se abren ante una presión mayor, de tal forma que las zonas enfermas pueden ser localizadas conforme a la invención.

Por ejemplo, el cambio en la señal de impedancia debido a cambios de presión respiratoria puede ser determinado sobre la base del aumento inicial medio en la señal de impedancia después de un incremento repentino en la presión respiratoria. Cuanto más pequeño es el aumento inicial, más tiende la zona pulmonar en cuestión, sobre la base de cambios patológicos, a un colapso de las unidades terminales pulmonares o alvéolos. Otra posibilidad es que el cambio de la señal de impedancia, sobre la base de cambios en la presión respiratoria, sea determinado basándose en la constante de tiempo de la señal de impedancia, con la cual la señal de impedancia sigue a un cambio en la presión respiratoria. El primer valor comparativo de presión respiratoria y/o el segundo valor comparativo de presión respiratoria pueden ser prescritos o, correspondientemente, pueden ser determinados dinámicamente, conforme ha sido descrito ya con anterioridad para los otros procesos. En el caso de la determinación dinámica del primer valor comparativo de presión respiratoria y/o del segundo valor comparativo de presión respiratoria, la determinación es llevada a cabo sobre la base del cambio medio de la señal de impedancia debido a cambios de presión respiratoria en otra zona pulmonar. La otra zona pulmonar es de nuevo, preferiblemente, una zona que se encuentre en la dirección del vector gravitacional, por encima de la zona pulmonar en cuestión. En este proceso, el pulmón es subdividido para la medición en una pluralidad de planos de zona en la dirección del vector gravitacional.

Conforme a una realización preferida, las condiciones proporcionadas son que, partiendo de una presión respiratoria en donde los alvéolos pulmonares se encuentran abiertos en casi todas las zonas pulmonares, la presión respiratoria es reducida paso a paso, hasta que se haya un cerramiento alveolar de una zona pulmonar en una zona pulmonar.

Además de la división del pulmón en zonas en la dirección del vector gravitacional, es posible también que el pulmón sea dividido en una pluralidad de sectores radiales, en donde el eje del punto central de los sectores se encuentra en la dirección del vector gravitacional.

Un dispositivo para llevar a cabo el método conforme a la invención consiste en una pluralidad de electrodos, los cuales son aplicados alrededor del tórax; de un tomógrafo de impedancia eléctrica, para el control de los electrodos individuales y para la evaluación de las señales de impedancia en los electrodos no controlados, con el fin de obtener una señal regional de impedancia en el tórax; y de una unidad procesadora para evaluar las señales regionales de impedancia, con el fin de determinar el primer valor de presión respiratoria y el segundo valor de presión respiratoria. El falseamiento de las señales ha de ser determinado en este contexto, en particular, el causado por los movimientos respiratorios, ya que en cada inhalación o exhalación en la respiración se alteran las posiciones de los electrodos entre sí. Con el fin de eliminar los falseamientos de señal resultantes en los electrodos, es proporcionado un sensor para medir el cambio en la periferia del tórax causado por los movimientos respiratorios. Además, el tomógrafo de impedancia eléctrica comprende una unidad correctora, en donde el cambio de las señales de impedancia de los electrodos, causado por los movimientos respiratorios, es corregido al incluir la señal sensora.

Un importante aspecto del aparato conforme a la invención es el control de una unidad de respiración artificial. Esto puede ser particularmente útil para un pulmón enfermo, ya que éste no puede ser controlado con exactitud si el pulmón ya se ha cerrado y/o se ha colapsado en ciertas partes. Sin embargo, conforme a la invención, ha sido descubierto que la tasa de mortandad puede ser reducida sustancialmente cuando es mantenida de forma artificial en el pulmón una presión predeterminada, la cual hace posible mantener abiertos todos los alvéolos. Esto puede ser realizado al proporcionar una unidad de control, la cual es conectada a la unidad de respiración artificial y a la unidad de procesado, mediante lo cual el primer valor de presión respiratoria y el segundo valor de presión respiratoria son suministrados desde la unidad de procesado hasta la unidad de control, con el fin de controlar la respiración artificial.

Las señales obtenidas por medio de tomografía de impedancia regional pueden ser utilizadas para determinar un nivel terapéutico óptimo de la denominada presión positiva espiratoria final (PEEP). Es importante encontrar un compromiso biológico óptimo entre el tratamiento de la sobredistensión alveolar en una parte del pulmón y de la atelectasia en otra parte. Como prioridad, los niveles PEEP deben ser fijados lo suficientemente altos como para evitar en todo lo posible el colapso de los alvéolos al final de la espiración en las partes más dependientes del pulmón; al mismo tiempo, debe ser evitada la sobrecarga de las partes superiores no dependientes en los pulmones. Ambos estados patológicos -colapso alveolar y sobredistensión alveolar- pueden ser reconocidos como una amplitud reducida de los cambios de impedancia inducidos por la ventilación en unas regiones de interés. Un nivel óptimo de PEEP, sin embargo, lleva a una distribución uniforme de la ventilación (y, de esta forma, a cambios de impedancia) por todo el pulmón.

Además, un nivel óptimo de PEEP evita el colapso de las vías respiratorias. Si las vías respiratorias son mantenidas abiertas durante todo el ciclo respiratorio, los gases respiratorios son intercambiados de forma eficiente. De esta forma, estas partes son ventiladas y las señales de impedancia siguen a esta ventilación. Sin embargo, si las vías respiratorias conductoras son colapsadas durante todo el ciclo respiratorio, las unidades terminales pulmonares -en particular los alvéolos- se ven aisladas del suministro de gas fresco. El intercambio de gases sufre y no puede ser detectado ningún cambio inducido por la ventilación en la señal de impedancia. Estas áreas pulmonares se vuelven silenciosas en la imagen tomográfica de impedancia. El oxígeno dentro de los alvéolos aislados es absorbido y, con la disminución progresiva en su contenido de gas, la impedancia total de una unidad pulmonar tal se ve reducida. En un escenario donde los niveles PEEP no son lo suficientemente altos como para evitar el colapso espiratorio de las vías respiratorias y de las unidades terminales pulmonares (alvéolos), pero donde las presiones son lo suficientemente altas como para abrir las vías respiratorias colapsadas durante la inspiración, la ventilación de estas unidades pulmonares tiene lugar únicamente durante este período del ciclo respiratorio. Los cambios en las señales de impedancia de una región pulmonar tal pueden ser amplificados si se comparan con un área de ventilación normal, ya que estas unidades pulmonares colapsadas comienzan con un contenido de aire espiratorio bajo, pero se llenan rápidamente durante la inspiración hasta aproximadamente volúmenes normales. Durante la espiración colapsan de nuevo y el proceso de reclutamiento/colapso en marea (tidal) comienza de nuevo.

Observando las señales procedentes de la tomografía de impedancia regional es posible determinar los puntos de apertura y cierre de las vías respiratorias/alvéolos, por medio de la valoración sistemática de las presiones inspiratoria y espiratoria de las vías respiratorias.

Conforme a otro aspecto más de la presente invención, el aparato comprende una unidad de control para monitorizar el primer valor de presión respiratoria y el segundo valor de presión respiratoria. Al monitorizar estos valores, el paciente puede ser observado por medio de un dispositivo de monitorización, obteniendo una importante información en relación con el funcionamiento pulmonar. Todas las señales de impedancia y/o imágenes, directas o derivadas, indicadas con anterioridad, deben ser calculadas continuamente y deben estar disponibles para su visualización on-line. Cualquiera de ellas individualmente, o una combinación de las mismas, puede ser utilizada para el control automático o semiautomático de un dispositivo terapéutico, como un ventilador automático. La información obtenida por medio de tomografía de impedancia eléctrica puede ser utilizada para guiar maniobras clínicas específicas cuyo fin sea el reclutamiento pulmonar óptimo y el mantenimiento de la mayor parte de los alvéolos abiertos, o para encontrar el mejor compromiso biológico posible entre la sobredistensión alveolar y el colapso
alveolar.

Adicionalmente, las curvas regionales de presión-volumen generadas por medio de tomografía de impedancia eléctrica pueden ser utilizadas para definir los puntos de presión de relevancia clínica específica. Estos puntos son la presión de apertura y cierre alveolares de una región pulmonar específica, el punto de inflexión más bajo y más alto de la curva inspiratoria y espiratoria de presión-volumen. Puede ser obtenida información adicional sobre el comportamiento pulmonar al analizar la forma y el área de la curva de presión-volumen.

Detalles y ventajas adicionales de la invención serán explicados con más detalle sobre la base del ejemplo de una realización mostrada en los dibujos. Ésta muestra:

Fig. 1 curvas de presión-impedancia en cuatro zonas diferentes del pulmón,

Fig. 2a una señal de impedancia dependiente del tiempo para todo el pulmón,

Fig. 2b una señal de impedancia dependiente del tiempo para la zona superior del pulmón,

Fig. 2c una señal de impedancia dependiente del tiempo para la zona inferior del pulmón, con la curva de presión relevante para las figuras 2a, 2b y 2c,

Fig. 3a una señal de impedancia dependiente del tiempo para toda la zona pulmonar,

Fig. 3b una señal de impedancia dependiente del tiempo para la zona superior del pulmón, y

Fig. 3c una señal de impedancia dependiente del tiempo para la zona inferior pulmonar, con la señal de presión relevante para las figuras 3a, 3b y 3c,

Fig. 4 una superposición de una curva de presión-impedancia y de presión-volumen de un pulmón completo durante la inflación y la deflación,

Fig. 5 tres curvas indicando los cambios de impedancia durante la ventilación mecánica, como una función del tiempo,

Fig. 6 señales de impedancia de las partes superior e inferior del pulmón, junto con la señal del pulmón completo, durante un insuflado lento con un flujo constante de oxígeno,

Fig. 7 curvas independientes de inflación-deflación y de presión-impedancia de la parte superior y de la parte inferior del pulmón,

Fig. 8 curvas de impedancia de las partes superior e inferior del pulmón a niveles en disminución de presiones positivas espiratorias finales (PEEP),

Fig. 9 curvas de impedancia de la parte superior e inferior del pulmón de un paciente que sufre de fallo pulmonar severo, y

Fig. 10 curvas de impedancia conforme a la Fig. 9, junto con un índice de oxigenación arterial,

Fig. 11 un sistema de electrodos externos,

Fig. 12 un sistema de electrodos internos,

Fig. 13 un sistema de electrodos internos y externos de tomografía de impedancia eléctrica,

Fig. 14 muestra un sistema de tomografía de impedancia eléctrica con electrodos internos utilizando un catéter intratraqueal, un catéter esofagal, un catéter de arteria pulmonar y un catéter de vena cava superior,

Fig. 15 muestra un sistema de electrodos internos de vena cava superior,

Fig. 16 muestra un sistema de electrodos internos de arteria pulmonar (catéter de Swan-Ganz),

Fig. 17 muestra un sistema de electrodos internos de tubo intratraqueal y

Fig. 18 muestra un sistema de electrodos internos de tubo esofagal.

La Figura 1 muestra curvas de presión-impedancia, conforme a la tomografía de impedancia eléctrica, en cuatro zonas diferentes del pulmón. En comparación con las curvas conocidas de presión-volumen, las correspondientes curvas de presión-impedancia muestran un curso similar. Desde un punto de presión determinado, los primeros alvéolos (unidades terminales pulmonares o sacos de aire) pasan del estado de colapso al estado de apertura. Cuando la presión es incrementada aún más, cada vez más y más alvéolos cerrados se abren hasta que la apertura finalmente desaparece y, a presiones más elevadas, forma la parte plana de la señal de impedancia. La comparación de las curvas individuales en distintas zonas del pulmón muestra que el fenómeno de apertura no se distribuye homogéneamente por todo el pulmón en este caso. Las mediciones son llevadas a cabo conforme al método de tomografía de impedancia eléctrica, en donde las zonas 1 a 4 en la dirección del vector gravitacional subdividen el pulmón en planos, los cuales son perpendiculares al mismo. En la zona más superior del pulmón aparece la distribución esperada de presión-impedancia, mientras que en las regiones 2 a 4 son vistas y reconocidas manifestaciones patológicas cada vez mayores del fenómeno de cierre. Por ejemplo, los cambios patológicos en el pulmón pueden ser causados por la formación de edema (incremento en la acumulación de líquido en el caso de inflamación), por lo cual el pulmón se vuelve más pesado en la dirección del vector gravitacional. Inter alia, sobre todo las partes más bajas del pulmón son comprimidas de este modo y, por lo tanto, sólo pueden abrirse en un punto temporal posterior o a presiones más altas.

Las Figuras 2a, 2b y 2c muestran señales de impedancia dependientes del tiempo para diferentes zonas del pulmón, en donde como la señal de presión, la señal de presión marcada correspondientemente en la Fig. 2c forma la base. Después de la primera mitad de las trayectorias de la curva, se da correspondientemente un cambio en la escala, en donde en la segunda mitad de los datos, la trayectoria de la curva es correspondientemente comprimida. La Figura 2a muestra una curva de impedancia para la zona completa del pulmón, mientras que la trayectoria de la curva conforme a la Fig. 2b concierne a la zona superior, y la trayectoria de la curva conforme a la Fig. 2c se refiere a la zona inferior del pulmón. En la Figura 2c se encuentra marcada la señal subyacente de presión, la cual se refiere a las tres figuras. En consecuencia, la presión respiratoria es incrementada de repente después de un cierto tiempo inicial y, a continuación, es reducida paso a paso, hasta que sigue otro pulso. A su vez, la zona inferior del pulmón es alterada patológicamente. Conforme a la invención, esta alteración patológica puede ser comprendida por las curvas que son mostradas, en particular, sobre la base de dos procesos:

Por un lado, es posible evaluar el cambio en la señal de impedancia debido a los movimientos respiratorios. Éstos son expresados en la señal de impedancia en oscilaciones a alta frecuencia, cuyo curso sinusoide se descubre en la primera mitad de las señales. Cuando se comparan los cambios en la señal de impedancia sobre la base de los movimientos respiratorios conforme a los parámetros A1 y A1', llama la atención que los movimientos respiratorios en la zona superior del pulmón causan mayores cambios de impedancia que en la zona inferior del pulmón. Además, es curioso que este fenómeno depende de la presión respiratoria, como muestra una comparación de las magnitudes A2 y A2'.

Otro proceso conforme a la invención para la determinación regional de la apertura y cierre alveolares del pulmón consiste en la evaluación del cambio medio en la señal de impedancia basada en el colapso alveolar. Este efecto es marcado en las Figuras 2b y 2c por las magnitudes B y/o B'. La señal de impedancia conforme a la Fig. 2b fluctúa a presión constante alrededor de un margen constante, mientras que en la señal de impedancia conforme a la Fig. 2c es vista también a presión constante una caída en la señal de impedancia. Por consiguiente, el gradiente ascendente B y/o B' es un marcador de si se está produciendo colapso pulmonar.

Las Figuras 3a, 3b y 3c muestran una señal de impedancia como respuesta a un incremento de presión en forma de pulso, que es mostrado en la Fig. 3c. En la parte inferior del pulmón -conforme a la Fig. 3c- la señal de pulso responde al mismo con una respuesta retrasada, mientras que la señal de impedancia -conforme a la Fig. 3b- sigue al incremento de presión sin retraso. Por lo tanto, puede ser diseñado un método para la determinación regional de la apertura y cierre alveolares del pulmón, tomando el cambio de la señal de impedancia sobre la base de los cambios de presión respiratoria. Por ejemplo, este cambio puede ser inferido del gradiente inicial de la señal de impedancia en los cambios de presión.

Otra posibilidad es el analizar la diferencia de fase durante las mareas de respiración convencionales entre diferentes zonas pulmonares. Teniendo dos formas de onda de mareas de respiración de la señal de impedancia -una procedente del nivel superior y una del nivel inferior-, puede ser calculado el cambio en la señal de impedancia sobre la base de cambios de presión respiratoria, tomando la diferencia de fase entre estas dos curvas de tipo sinusoidal. Este tipo de análisis mostró también resultados muy coherentes.

En resumen, existen al menos tres posibilidades para determinar la apertura alveolar y el cierre alveolar del pulmón partiendo de la señal de impedancia: primeramente, pueden ser analizadas las amplitudes regionales detectadas como la distancia entre picos y valles durante las respiraciones de marea, o simplemente como la desviación estándar de la señal durante un cierto período de tiempo, bien para una región o como un método comparativo para diferentes regiones. En segundo lugar, pueden ser introducidos métodos basados en el conocimiento existente en la materia, conforme es mostrado e.g. conforme a la Fig. 2c, donde la curva de impedancia muestra un comportamiento que difiere del comportamiento esperado en un pulmón sano. Además, pueden ser usados los retrasos temporales de inflación de la señal de impedancia, bien en una región o entre diferentes regiones.

Las Figuras 4 a 10 muestran curvas de impedancia adicionales de un paciente con un pulmón enfermo. Conforme es descrito con anterioridad, el pulmón se vuelve más pesado por la formación del edema, i.e., debido al aumento en la acumulación de líquido en el caso de inflamaciones. De este modo, el resultado es un gradiente dependiente de la gravedad, que va desde el esternón hasta la columna vertebral. Así, sobre todo las partes más bajas del pulmón se ven comprimidas y colapsan.

La Fig. 4 muestra una superposición de una curva de presión-impedancia y de una de presión-volumen de un pulmón completo durante la inflación y deflación.

La Fig. 5 muestra tres curvas, indicando los cambios de impedancia durante la ventilación mecánica como una función del tiempo. La curva más superior representa la parte superior del pulmón, la curva más inferior representa la parte inferior del pulmón. La curva media representa los cambios de impedancia de todo el pulmón (las partes superior e inferior juntas). Después de una fase inicial de estado estable, se para la ventilación. Los pulmones colapsan de inmediato (los pulmones desreclutan). A continuación, los pulmones son inflados con un flujo constante de gas respirable. Es de notar el retraso de tiempo (indicado por la flecha) antes de que la impedancia de la parte inferior del pulmón comience a mostrar un cambio positivo en su señal de impedancia. De esta forma, se aprecia un retraso de tiempo considerable en el reclutamiento de los alvéolos en la parte inferior -más dependiente- del pulmón. Después de la exitosa maniobra de reclutamiento, es alcanzado un nuevo estado estable de ventilación. Ahora, tanto la amplitud de la señal como el nivel medio de impedancia en la parte inferior se han visto incrementados.

La Fig. 6 muestra señales de impedancia de las partes superior e inferior del pulmón junto con la señal del pulmón al completo, durante un bajo insuflado y con un flujo constante de oxígeno. La convexidad ascendente de la curva superior indica una distensión de los alvéolos abiertos cuando el volumen pulmonar aumenta. La concavidad ascendente de la curva representando las áreas pulmonares inferiores indica un retraso (flecha) en la apertura de las unidades pulmonares colapsadas. La pendiente de la curva más allá de los 90 segundos muestra que el proceso de reclutamiento se encuentra aún en marcha, sin alcanzar nunca una saturación, como en la parte superior del pulmón. Conforme puede ser esperado del sistema experimental, la curva del pulmón al completo es casi una línea recta; ésta representa el cambio en el contenido de aire del pulmón al completo. Aumentó linealmente con el paso del tiempo.

La Fig. 7 muestra curvas independientes de inflación-deflación y de presión-impedancia de las partes superior e inferior del pulmón. Comparada con la curva superior, la curva inferior se desplaza hacia la derecha, indicando un retraso en la apertura de los alvéolos dependientes. En comparación con la parte superior del pulmón, la parte inferior no muestra un comportamiento de saturación de sus cambios de impedancia a altas presiones. De esta forma, en las zonas pulmonares dependientes, el reclutamiento de los alvéolos colapsados es aún incompleto, incluso a presiones tan altas de las vías respiratorias como sería la de 50 cmH2O. Al borde de la deflación, cuando las presiones de las vías respiratorias son reducidas, tiene lugar el colapso de las regiones pulmonares inferiores antes de que esto suceda en las respectivas zonas pulmonares superiores (las flechas indican el cierre alveolar).

La Fig. 8 muestra las curvas de impedancia de las partes superior e inferior del pulmón a niveles decrecientes de presiones positivas espiratorias finales (PEEP). La amplitud de impedancia de la parte superior (U) del pulmón es dividida por la amplitud de la parte inferior (L) del pulmón. La proporción U/L es dada en la línea superior. Con disminuciones en PEEP, la impedancia media de estas unidades pulmonares disminuye también. A niveles de PEEP altos, las zonas pulmonares superiores están distendidas (pequeña amplitud) y la ventilación es desplazada a las zonas pulmonares inferiores (gran amplitud). La proporción U/L permanece por debajo de 1. Una vez que la sobredistensión es aliviada, la ventilación es distribuida de forma más uniforme (U/R\sim1). Una vez que PEEP se vuelve demasiado baja para mantener todas las unidades pulmonares abiertas, los alvéolos empiezan a colapsarse. La amplitud de la señal de impedancia de la parte inferior del pulmón disminuye y se desplaza a las regiones pulmonares superiores. La proporción U/L excede el valor 1. Finalmente, difícilmente puede verse en la curva inferior ningún cambio de impedancia inducido por ventilación.

La Fig. 9 muestra curvas de impedancia de las partes superior e inferior del pulmón de un paciente que sufre de fallo pulmonar severo (síndrome de dificultad respiratoria del adulto, ARDS) el primer día que es sometido a ventilación mecánica. La PEEP es disminuida paso a paso desde 12 a 0 cmH2O. Inicialmente, cuando se supera la distensión, aumenta la amplitud de la impedancia en las zonas superiores del pulmón a expensas de la ventilación de las zonas pulmonares inferiores respectivas. Finalmente, a un nivel de PEEP por debajo de 4 cmH2O, una disminución en la amplitud de la impedancia indica que el colapso alveolar ha tenido lugar también en las zonas pulmonares superiores. Después de este colapso, cuando el nivel de PEEP es devuelto a su nivel original (100%), las zonas pulmonares no alcanzan de nuevo su estado original de inflación. A pesar de la misma presión de distensión, la parte superior del pulmón consigue un 80%, la parte inferior del pulmón únicamente un 42% de su impedancia original (por lo tanto, volumen).

La Fig. 10 muestra dos curvas, que son las mismas que las anteriores. Adicionalmente, es mostrado en la línea inferior el índice de oxigenación arterial (PaO2/FiO2). El pulmón abierto se caracteriza por un PaO2/FiO2 > 500 mmHg. Cuando la PEEP es disminuida, las unidades pulmonares inferiores comienzan a colapsar y la ventilación se desplaza hacia las zonas pulmonares superiores. De esta forma, la pérdida de alvéolos que intercambian gas en la parte inferior del pulmón es, al menos, parcialmente compensada. El índice de oxigenación disminuyó sólo lentamente. Sin embargo, una vez que la PEEP no es lo suficientemente alta como para estabilizar las zonas pulmonares superiores, su colapso es indicado por una drástica disminución en la curva de oxigenación. Incluso cuando se devuelve la PEEP a su valor original, la pérdida de unidades pulmonares funcionales no es reversible. Únicamente puede ser conseguido un 52% de la oxigenación base.

Conforme ya se ha mencionado con anterioridad, la invención puede hacer uso de un aparato de tomografía de impedancia eléctrica. Sin embargo, ha de ser tenido en cuenta que son posibles distintas adaptaciones y variaciones del aparato convencional de tomografía de impedancia eléctrica, con el fin de optimizar las mediciones conforme a la invención. Estas optimizaciones son descritas a continuación en relación con las Figuras 11 a 18.

La Fig. 11 muestra un sistema optimizado de electrodos externos conforme a la invención. Con el fin de superar los problemas conocidos de contacto de los electrodos para piel convencionales (alta resistencia a las corrientes eléctricas, pobre contacto entre la piel y el electrodo, desplazamiento y ruido eléctrico con el movimiento y la respiración, etc.), podrían ser utilizadas bobinas eléctricas para generar y detectar campos magnéticos. Éstas podrían ser colocadas en una banda circular alrededor del tórax, o en catéteres dentro del cuerpo. Alternativamente, las bobinas podrían ser montadas sobre un marco fijo que rodee al tórax. Este marco podría entonces ser movido en relación con la dirección longitudinal del cuerpo, con el fin de obtener imágenes tomográficas o espirales de diferentes segmentos del tórax.

Adicionalmente, debe ser tenido en cuenta que el número de electrodos puede ser incrementado de 16 a 32 electrodos, o más, con el fin de mejorar aún más la resolución de la señal obtenida por medio de tomografía regional de impedancia eléctrica.

La Fig. 12 muestra un sistema de electrodos internos conforme a la invención. En términos generales, el sistema conforme a la Fig. 12 está basado en el entendimiento de que la distancia entre los electrodos debe ser reducida. Es concebible que los electrodos o bobinas puedan ser montados en tubos y catéteres que son colocados dentro del cuerpo. Ya que tanto la tráquea como el esófago están situados en el centro aproximado del tórax, podrían ser utilizados tubos endotraqueales y/o nasogástricos como centros eléctricos para la generación de imágenes tomográficas regionales de impedancia eléctrica. Además, los catéteres colocados en el torrente sanguíneo -tales como los catéteres venoso central o de la arteria pulmonar- podrían servir para un propósito similar. Las bobinas o electrodos podrían ser colocados en una única ubicación o en múltiples posiciones a lo largo de los tubos y/o catéteres, con el fin de obtener imágenes en diferentes puntos dentro del pecho. Sería factible utilizar uno o más de estos tubos y/o catéteres al mismo tiempo. Dependiendo de la situación clínica del paciente, las imágenes tomográficas de impedancia eléctrica del pecho pueden ser generadas de esta forma, utilizando solo electrodos/bobinas externas situadas alrededor del tórax, o combinándolos con electrodos/bobinas internas conforme son descritos con anterioridad. Cualquiera de los catéteres o tubos ha de ser diseñado conforme a las necesidades definidas por su propósito clínico general y por su función específica dentro del sistema de tomografía de impedancia.

Las Fig. 13 y 14 muestran un sistema en el que todos los electrodos del sistema interno conforme a la Fig. 12 son utilizados para mediciones de tomografía de impedancia eléctrica. Conforme se ve en la Fig. 14, las distancias entre los electrodos pueden ser reducidas de forma significativa.

Las imágenes y señales tomadas por medio de tomografía regional de impedancia eléctrica pueden ser usadas para detectar de forma instantánea situaciones clínicamente importantes y peligrosas. Si el tubo endotraqueal es colocado en la posición anatómica correcta dentro de la tráquea, ambos pulmones son ventilados uniformemente. Sin embargo, si el tubo es hecho avanzar demasiado lejos, únicamente uno de los dos bronquios principales estará entubado; de esta forma, únicamente es ventilado este pulmón. La señal EIT para el pulmón no ventilado será eléctricamente silenciosa, mientras que la otra mitad muestra una intensidad normal o incrementada.

Para detectar esta situación, ha de ser determinada la señal de impedancia eléctrica de una parte representativa de cada pulmón. Si el cambio de impedancia inducida por ventilación cae por debajo de un valor de referencia esperado, se genera en gran medida la sospecha de la presencia de una intubación incorrecta. En presencia de una suposición tal, la magnitud del cambio de impedancia local del pulmón derecho debe ser comparada con la del pulmón izquierdo. Si la diferencia excede un cierto umbral, puede ser diagnosticada con certeza una intubación de un único lado.

Si, por cualquier razón, el tejido pulmonar es perforado y penetra aire libre en el espacio entre el pulmón y la caja torácica (pneumotórax) o en un espacio dentro del pulmón (bula), esta acumulación patológica de aire, después de un incremento inicial en la impedancia local, mostrará un cambio marcadamente reducido, o sin cambio adicional, en su impedancia. Esta región se volverá "silente" en la imagen de EIT. La ventilación cíclica del tejido pulmonar adyacente demarca al pneumotórax o a la bula. Un cambio similar, pero opuesto, en las propiedades de la impedancia (una reducción) puede ser visto si el fluido se acumula en el espacio existente entre el pulmón y la caja torácica (efusión pleural). De nuevo, el tejido pulmonar ventilado demarca la acumulación de fluido patológico.

La Fig. 15 muestra un sistema donde únicamente es utilizada la vena cava superior para la colocación de un electrodo interno. En consecuencia, la Fig. 16 muestra un sistema de electrodo interno en arteria pulmonar (Swan-Ganz). Adicionalmente, conforme a la Fig. 17, el tubo intratraqueal es utilizado para un sistema de electrodo interno. Eventualmente, conforme a la Fig. 18, el esófago es utilizado para un sistema de electrodo interno. Las presiones intrapulmonar, intraabdominal y esofagal pueden ser medidas por medio de los tubos o catéteres apropiados (i.e., tubos endotraqueales, esofagales o gástricos, catéteres urinarios o intraabdominales). Cada una de estas presiones, una combinación de las mismas o una diferencia entre las mismas puede ser ploteada contra la señal procedente de la tomografía regional de impedancia, con el fin de obtener información acerca de la relación regional entre impedancia y presión. Durante la ventilación mecánica esta información podría ser utilizada para valorar los niveles adecuados de presión de las vías respiratorias (i.e., presión pico o media de las vías respiratorias, o presión positiva espiratoria final) en relación con la expansión pulmonar regional o global y con la presión ambiental, la intraabdominal, la intratorácica u otras presiones. La información sobre la presión y las señales de impedancia debe ser suministrada al mismo dispositivo.

A continuación serán descritas algunas medidas para la mejora de la calidad de la señal. Las mejoras en la eficiencia y funcionamiento de los electrodos y en la transmisión de la señal mejorarán la adquisición de imagen EIT en términos de rapidez y exactitud. Esto permitirá la obtención de información EIT en sincronía con el ciclo respiratorio. La sincronización puede ser conseguida utilizando señales de ventilador externas, señales automatizadas pletismográficas o con las señales de impedancia propias del sistema. Esto es de importancia fisiológica, ya que proporcionará información sobre los cambios pulmonares regionales a lo largo del ciclo respiratorio, especialmente en la inspiración y espiración finales. De este modo pueden ser detectados el reclutamiento y el desreclutamiento en marea de las unidades terminales pulmonares (alvéolos) dentro de un ciclo respiratorio.

Además, la adquisición de imagen EIT puede ser provocada también por el ciclo cardiaco, o ser sincronizada con él, utilizando la señal procedente de simples electrodos ECG. De esta manera, pueden ser analizados los cambios regionales en la perfusión pulmonar. Adicionalmente, la sincronización con el ciclo cardiaco ayudará a reducir o eliminar las perturbaciones en las imágenes de impedancia del pulmón; de esta forma la resolución de la imagenología respiratoria se verá incrementada.

Hoy en día, las señales de impedancia eléctrica del tórax son señales relativas (reflejan cambios, pero no valores absolutos) y ha sido difícil convertirlas en números absolutos. Al utilizar los catéteres y/o tubos antes mencionados dentro del tórax, es concebible que las señales internas de referencia para la impedancia eléctrica (i.e., un factor de calibración tisular) puedan ser generadas por corrientes que son inyectadas y/o recibidas entre dos o más de estos catéteres o tubos.

La circunferencia del tórax y, por lo tanto, la distancia entre electrodos adyacentes varía con la respiración. Estos cambios pueden ser medidos fácilmente por medio de métodos convencionales, o pueden ser detectados automáticamente por medios pletismográficos. Los datos que reflejan estos cambios en la circunferencia pueden ser usados dentro de los algoritmos para reconstrucción de imagen, mejorando con ellos la calidad de las imágenes tomográficas de impedancia. Estos datos pueden ser introducidos bien de manera continua o a intervalos de tiempo
discontinuos.

La calidad de las imágenes obtenidas únicamente por medio de tomografía de impedancia puede ser reforzada si son superpuestos a las mismas los datos procedentes de las mediciones morfométricas o de las imágenes anatómicas. De forma ideal, las mediciones o fotos procedentes de la tomografía computerizada o de las imágenes de resonancia magnética son proyectadas (matemáticamente, geométricamente o literalmente) sobre las imágenes obtenidas de las mediciones de impedancia. Las áreas con un cierto comportamiento eléctrico pueden ser así vistas en relación con sus estructuras anatómicas subyacentes. De esta forma, puede ser reducido el tamaño de las zonas "grises" con morfología y funcionalidad indeterminadas (i.e., las áreas de tejido pulmonar colapsado podrían ser distinguidas de la caja torácica, del fluido intrapleural o del hueso, músculo o grasa). De forma alternativa, simples mediciones corporales (i.e., peso, altura, índice de masa corporal, circunferencias u otras) podrían ser usadas para normalizar los algoritmos matemáticos para la reconstrucción de imagen de impedancia.

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A continuación, es descrita una utilización apropiada de la tomografía regional de impedancia, para optimizar la aplicación de presión en las vías respiratorias en la enfermedad pulmonar obstructiva crónica (COPD). En la COPD el tejido pulmonar pierde su movimiento de retroceso elástico y su estabilidad intrínseca. Durante la espiración, las pequeñas vías respiratorias colapsan si la presión dentro de las mismas se torna inferior a un cierto umbral de presión. El gas se encuentra así atrapado dentro de los pulmones. Si las presiones inspiratorias son superiores a las presiones necesarias para reexpandir estas vías respiratorias colapsadas, el gas se puede mover hasta las partes terminales del pulmón y de los alvéolos. Si la cantidad de gas inspirado es mayor que la cantidad que abandona el pulmón durante la espiración, el pulmón es expandido gradualmente hasta que es alcanzado un nuevo estado estacionario con altos volúmenes pulmonares. De esta forma, el tejido pulmonar enfermo es fácilmente sobredistendido y se vuelve incapaz del intercambio de gases.

En la COPD el colapso de las vías respiratorias puede ser encontrado en una parte del pulmón y la sobredistensión de las unidades pulmonares en otra. De esta manera, ambas situaciones patológicas pueden tener lugar al mismo tiempo.

Algunas veces, pacientes con COPD precisan de ayuda para su ventilación por medio de la aplicación de ventiladores de presión positiva (o, de forma más infrecuente, negativa). Si la cantidad absoluta de presión en las vías respiratorias es demasiado alta, el tejido pulmonar se vuelve sobredistendido y disfuncional para el intercambio de gases. Sin embargo, si las presiones aplicadas son demasiado bajas para evitar el colapso de las pequeñas vías respiratorias, el gas se ve atrapado dentro del pulmón sin que haya un intercambio de gases eficiente. A menudo, el colapso de las vías respiratorias y la sobredistensión coexisten dentro del mismo pulmón a una presión escogida. Para un resultado terapéutico óptimo, ha de ser encontrado el mejor compromiso posible entre estas dos situaciones pulmonares en conflicto. La mecánica pulmonar tradicional proporciona únicamente una estimación aproximada de un compromiso de este tipo. Se precisa de información sobre la expansión regional y el movimiento del aire para acercarse a este compromiso.

La tomografía regional de impedancia eléctrica proporciona información e imágenes de la ventilación regional pulmonar. Con incrementos en la presión de las vías respiratorias puede ser detectado el vaciado gradual del gas atrapado en un área del pulmón, mientras que otras partes del pulmón se vuelven progresivamente distendidas hasta que, en la fase realmente sobredistendida, no pueden ser detectados cambios en la impedancia. Por medio de la comparación e integración de las cantidades de sobredistensión y vaciado de las distintas partes pulmonares a presiones de vías respiratorias cambiantes, puede ser encontrada la mejor "presión de compromiso" terapéutica que refleje una expansión pulmonar óptima a presiones mínimas.

Adicionalmente, no solamente los electrodos pueden ser usados en los catéteres, pero únicamente las mediciones de presión de los catéteres pueden ser utilizadas para optimizar la precisión de las curvas regionales de presión/impedancia.

Claims (53)

1. Método para determinar la apertura alveolar y/o el cierre alveolar de un pulmón ventilado por medio de un ventilador artificial con presiones de inspiración y espiración de las vías respiratorias, comprendiendo las fases de:

medición conforme al método de tomografía de impedancia eléctrica de una señal de impedancia en una zona pulmonar, y

cambio de, al menos, una de las presiones de inspiración y espiración de las vías respiratorias,

en donde, de la observación del curso resultante de la señal de impedancia medida, es determinado un primer valor de presión respiratoria, al cual tiene lugar el cierre alveolar en dicha zona pulmonar, y/o es determinado un segundo valor de presión respiratoria, al cual tiene lugar la apertura alveolar en dicha zona pulmonar.

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2. Método conforme a la reivindicación 1, en donde un primer valor de presión respiratoria, el cual corresponde al cierre alveolar de dicha zona pulmonar, es determinado tan pronto como el cambio medio en la señal de impedancia basada en los movimientos respiratorios (A_{1}, A_{2}, A_{1}', A_{2}') cae por debajo de un primer valor comparativo de movimiento respiratorio, y en donde un segundo valor de presión respiratoria, el cual corresponde a la apertura alveolar de dicha zona pulmonar, es determinado tan pronto como el cambio medio en la señal de impedancia debido a los movimientos respiratorios (A_{1}, A_{2}, A_{1}', A_{2}') se mueve por encima de un segundo valor comparativo de movimiento respiratorio.

3. Método conforme a la reivindicación 2, en donde basándose en una presión espiratoria de las vías respiratorias, con la que los alvéolos pulmonares se encuentran casi abiertos en dicha zona pulmonar, la presión espiratoria de las vías respiratorias es reducida paso a paso hasta que es determinado el cierre alveolar en dicha zona pulmonar, y en donde basándose en una presión espiratoria de las vías respiratorias, con la que el cierre alveolar fue determinado, la presión inspiratoria de las vías respiratorias se ve incrementada de forma súbita hasta que es determinada la apertura alveolar en dicha zona pulmonar.

4. Método conforme a una de las reivindicaciones, de la 2 a la 3, en donde es determinado el cambio medio de la señal de impedancia debido a los movimientos respiratorios (A_{1}, A_{2}, A_{1}', A_{2}'), basándose en la media cuadrática promediada de la señal de impedancia sobre una pluralidad de inspiraciones.

5. Método conforme a una de las reivindicaciones, de la 2 a la 3, en donde el cambio medio en la señal de impedancia debido a los movimientos respiratorios es determinado sobre la base de un valor medio pico a pico de la señal de impedancia sobre una pluralidad de inspiraciones.

6. Método conforme a una de las reivindicaciones, de la 2 a la 5, en donde el primer valor comparativo de movimiento respiratorio y/o el segundo valor comparativo de movimiento respiratorio son predeterminados.

7. Método conforme a una de las reivindicaciones, de la 2 a la 5, en donde el primer valor comparativo de movimiento respiratorio y/o el segundo valor comparativo de movimiento respiratorio son determinados dinámicamente tomando el cambio medio en la señal de impedancia debido a los movimientos respiratorios, en una zona pulmonar diferente.

8. Método conforme a la reivindicación 7, en donde la otra zona pulmonar es una zona que se encuentra por encima de la zona pulmonar interesada, en la dirección del vector gravitacional.

9. Método conforme a la reivindicación 1, en donde un primer valor de presión respiratoria, el cual corresponde al cierre alveolar de dicha zona pulmonar, es determinado tan pronto como el cambio medio en la señal de impedancia debido al colapso de los alvéolos (B, B') cae por debajo de un valor comparativo de colapso, y en donde un segundo valor de presión respiratoria, el cual corresponde a la apertura alveolar de dicha zona pulmonar, es determinado tan pronto como el cambio medio en la señal de impedancia debido a la apertura de los alvéolos (B, B') se mueve por encima de un valor comparativo de apertura.

10. Método conforme a la reivindicación 9, en donde basándose en una presión espiratoria de las vías respiratorias, con la que los alvéolos pulmonares se encuentran casi abiertos en dicha zona pulmonar, la presión espiratoria de las vías respiratorias es reducida paso a paso hasta que es determinado el cierre alveolar en dicha zona pulmonar, y en donde basándose en una presión espiratoria de las vías respiratorias, con la que fue determinado el cierre alveolar, la presión inspiratoria de las vías respiratorias es incrementada súbitamente hasta que es determinada la apertura alveolar en dicha zona pulmonar.

11. Método conforme a una de las reivindicaciones, de la 9 a la 10, en donde el cambio medio en la señal de impedancia debido al colapso o apertura de los alvéolos (B, B') es determinado sobre la base del gradiente medio de la señal de impedancia dependiente de las presiones inspiratoria y espiratoria de las vías respiratorias.

12. Método conforme a una de las reivindicaciones, de la 9 a la 10, en donde el cambio medio en la señal de impedancia debido al colapso/apertura de los alvéolos (B, B') es determinado sobre la base de una adaptación a línea recta, conforme al cálculo de compensación de Gauss.

13. Método conforme a una de las reivindicaciones, de la 9 a la 12, en donde el valor comparativo de colapso y/o el valor comparativo de apertura son predeterminados.

14. Método conforme a una de las reivindicaciones, de la 9 a la 12, en donde el valor comparativo de colapso y/o el valor comparativo de apertura son determinados dinámicamente tomando el cambio medio en la señal de impedancia debido al colapso de los alvéolos en otra zona pulmonar.

15. Método conforme a la reivindicación 14, en donde la otra zona pulmonar es una zona que se encuentra por encima de la zona pulmonar en cuestión, en la dirección del vector gravitacional.

16. Método conforme a la reivindicación 1, en donde un primer valor de presión respiratoria -el cual corresponde al cierre alveolar de dicha zona pulmonar- es determinado tan pronto como el retraso medio de respuesta en la señal de impedancia debido a los cambios de presión respiratoria (C, C') se mueve por encima de un primer valor respiratorio comparativo y

en donde un segundo valor de presión respiratoria -el cual corresponde a la apertura alveolar de dicha zona pulmonar- es determinado tan pronto como el retraso medio de respuesta en la señal de impedancia debido a cambios de presión respiratoria (C, C') cae por debajo de un segundo valor respiratorio comparativo.

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17. Método conforme a la reivindicación 16, en donde basándose en una presión espiratoria de las vías respiratorias, con la que los alvéolos pulmonares se encuentran casi cerrados en dicha zona pulmonar, la presión inspiratoria de las vías respiratorias es incrementada en forma de pulso hasta que es determinada la apertura alveolar en dicha zona pulmonar.

18. Método conforme a una de las reivindicaciones, de la 16 a la 17, en donde el retraso medio de respuesta debido a cambios de presión respiratoria (C, C') es determinado sobre la base del gradiente inicial medio, con el que la señal de impedancia sigue a un cambio de presión inspiratoria de las vías respiratorias.

19. Método conforme a una de las reivindicaciones, de la 16 a la 17, en donde el retraso medio de respuesta debido a cambios de presión respiratoria (C, C') es determinado sobre la base de la constante de tiempo, con la que la señal de impedancia sigue a un cambio de presión inspiratoria de las vías respiratorias.

20. Método conforme a una de las reivindicaciones, de la 16 a la 19, en donde el primer valor respiratorio comparativo y/o el segundo valor respiratorio comparativo son prescritos.

21. Método conforme a una de las reivindicaciones, de la 16 a la 19, en donde el primer valor respiratorio comparativo y/o el segundo valor respiratorio comparativo son determinados dinámicamente, tomando el retraso medio en respuesta de la señal de impedancia debido a un cambio de la presión inspiratoria de las vías respiratorias en otra zona pulmonar.

22. Método conforme a la reivindicación 21, en donde la otra zona pulmonar es una zona que se encuentra por encima de la zona pulmonar en cuestión, en la dirección del vector gravitacional.

23. Método conforme a una de las reivindicaciones, de la 1 a la 22, en donde el pulmón es subdividido en una pluralidad de planos de zonas en la dirección del vector gravitacional.

24. Método conforme a una de las reivindicaciones, de la 1 a la 22, en donde el pulmón es dividido en una pluralidad de sectores radiales, en donde el eje del punto central de los sectores se encuentra localizado en la dirección del vector gravitacional.

25. Aparato para la determinación de la apertura alveolar y/o del cierre alveolar de un pulmón ventilado por medio de un ventilador artificial con presiones inspiratoria y espiratoria de las vías respiratorias, comprendiendo:

medios para medir conforme al método de tomografía de impedancia eléctrica una señal de impedancia en una zona pulmonar, y

medios para cambiar, al menos, una de las presiones inspiratoria y espiratoria de las vías respiratorias,

en donde, de la observación del curso resultante de la señal de impedancia medida, es determinado un primer valor de presión respiratoria, al cual tiene lugar el cierre alveolar en dicha zona pulmonar, y/o es determinado un segundo valor de presión respiratoria, al cual tiene lugar la apertura alveolar en dicha zona pulmonar.

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26. Aparato conforme a la reivindicación 25, en donde un primer valor de presión respiratoria, el cual corresponde al cierre alveolar de dicha zona pulmonar, es determinado tan pronto como el cambio medio en la señal de impedancia basado en los movimientos respiratorios (A_{1}, A_{2}, A_{1}', A_{2}') cae por debajo de un primer valor comparativo de movimiento respiratorio, y en donde un segundo valor de presión respiratoria, el cual corresponde a la apertura alveolar de dicha zona pulmonar, es determinado tan pronto como el cambio medio en la señal de impedancia debido a los movimientos respiratorios (A_{1}, A_{2}, A_{1}', A_{2}') se mueve por encima de un segundo valor comparativo de movimiento respiratorio.

27. Aparato conforme a la reivindicación 26, en donde basándose en una presión espiratoria de las vías respiratorias, con la que los alvéolos pulmonares se encuentran casi abiertos en dicha zona pulmonar, es reducida paso a paso la presión espiratoria de las vías respiratorias hasta que es determinado el cierre alveolar en dicha zona pulmonar, y en donde basándose en una presión espiratoria de las vías respiratorias, con la que fue determinado el cierre alveolar, la presión inspiratoria de las vías respiratorias es incrementada súbitamente hasta que es determinada la apertura alveolar en dicha zona pulmonar.

28. Aparato conforme a una de las reivindicaciones, de la 26 a la 27, en donde el cambio medio de la señal de impedancia debido a movimientos respiratorios (A_{1}, A_{2}, A_{1}', A_{2}') es determinado basándose en la media cuadrática promediada de la señal de impedancia sobre una pluralidad de inspiraciones.

29. Aparato conforme a una de las reivindicaciones, de la 26 a la 27, en donde el cambio medio en la señal de impedancia debido a movimientos respiratorios es determinado sobre la base de un valor medio pico a pico de la señal de impedancia sobre una pluralidad de inspiraciones.

30. Aparato conforme a una de las reivindicaciones, de la 26 a la 29, en donde el primer valor comparativo de movimiento respiratorio y/o el segundo valor comparativo de movimiento respiratorio son predeterminados.

31. Aparato conforme a una de las reivindicaciones, de la 26 a la 29, en donde el primer valor comparativo de movimiento respiratorio y/o el segundo valor comparativo de movimiento respiratorio son determinados dinámicamente, tomando el cambio medio en la señal de impedancia debido a movimientos respiratorios, en una zona pulmonar diferente.

32. Aparato conforme a la reivindicación 31, en donde la otra zona pulmonar es una zona que se encuentra por encima de la zona pulmonar en cuestión, en la dirección del vector gravitacional.

33. Aparato conforme a la reivindicación 25, en donde un primer valor de presión respiratoria, el cual corresponde al cierre alveolar de dicha zona pulmonar, es determinado tan pronto como el cambio medio en la señal de impedancia debido al colapso de los alvéolos (B, B') cae por debajo de un valor comparativo de colapso, y en donde un segundo valor de presión respiratoria, el cual corresponde a la apertura alveolar de dicha zona pulmonar, es determinado tan pronto como el cambio medio en la señal de impedancia debido a la apertura de los alvéolos (B, B') se mueve por encima de un valor comparativo de apertura.

34. Aparato conforme a la reivindicación 33, en donde basándose en una presión espiratoria de las vías respiratorias, con la que los alvéolos pulmonares se encuentran casi abiertos en dicha zona pulmonar, es reducida paso a paso la presión espiratoria de las vías respiratorias hasta que es determinado el cierre alveolar en dicha zona pulmonar, y en donde basándose en una presión espiratoria de las vías respiratorias, con la que fue determinado el cierre alveolar, es incrementada súbitamente la presión inspiratoria de las vías respiratorias hasta que es determinada la apertura alveolar en dicha zona pulmonar.

35. Aparato conforme a una de las reivindicaciones, de la 33 a la 34, en donde el cambio medio en la señal de impedancia debido al colapso o apertura de los alvéolos (B, B') es determinado sobre la base del gradiente medio de la señal de impedancia dependiente de las presiones inspiratoria y espiratoria de las vías respiratorias.

36. Aparato conforme a una de las reivindicaciones, de la 33 a la 34, en donde el cambio medio en la señal de impedancia debido al colapso/apertura de los alvéolos (B, B') es determinado sobre la base de una adaptación a línea recta conforme al cálculo de compensación de Gauss.

37. Aparato conforme a una de las reivindicaciones, de la 33 a la 36, en donde el valor comparativo de colapso y/o el valor comparativo de apertura son predeterminados.

38. Aparato conforme a una de las reivindicaciones, de la 33 a la 36, en donde el valor comparativo de colapso y/o el valor comparativo de apertura son determinados dinámicamente, tomando el cambio medio en la señal de impedancia debido al colapso de los alvéolos en otra zona pulmonar.

39. Aparato conforme a la reivindicación 38, en donde la otra zona pulmonar es una zona que se encuentra por encima de la zona pulmonar en cuestión, en la dirección del vector gravitacional.

40. Aparato conforme a la reivindicación 25, en donde un primer valor de presión respiratoria -el cual corresponde al cierre alveolar de dicha zona pulmonar- es determinado tan pronto como el retraso medio de respuesta en la señal de impedancia debido a cambios de presión respiratoria (C, C') se mueve por encima de un primer valor comparativo respiratorio y

en donde un segundo valor de presión respiratoria -el cual corresponde a la apertura alveolar de dicha zona pulmonar- es determinado tan pronto como el retraso medio de respuesta en la señal de impedancia debido a cambios de presión respiratoria (C, C') cae por debajo de un segundo valor comparativo respiratorio.

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41. Aparato conforme a la reivindicación 40, en donde basándose en una presión espiratoria de las vías respiratorias -con la que los alvéolos pulmonares se encuentran casi cerrados en dicha zona pulmonar- la presión inspiratoria de las vías respiratorias es incrementada en forma de pulso hasta que es determinada una apertura alveolar en dicha zona pulmonar.

42. Aparato conforme a una de las reivindicaciones, de la 40 a la 41, en donde el retraso medio en respuesta debido a cambios en la presión respiratoria (C, C') es determinado sobre la base del gradiente medio inicial, con el que la señal de impedancia sigue a un cambio en la presión inspiratoria de las vías respiratorias.

43. Aparato conforme a una de las reivindicaciones, de la 40 a la 41, en donde el retraso medio en respuesta debido a cambios de presión respiratoria (C, C') es determinado sobre la base de la constante de tiempo, con la que la señal de impedancia sigue a un cambio en la presión inspiratoria de las vías respiratorias.

44. Aparato conforme a una de las reivindicaciones, de la 40 a la 43, en donde el primer valor comparativo respiratorio y/o el segundo valor comparativo respiratorio son prescritos.

45. Aparato conforme a una de las reivindicaciones, de la 40 a la 43, en donde el primer valor comparativo respiratorio y/o el segundo valor comparativo respiratorio son determinados dinámicamente, tomando el retraso medio en respuesta en la señal de impedancia debido a un cambio en la presión inspiratoria de las vías respiratorias en otra zona pulmonar.

46. Aparato conforme a la reivindicación 45, en donde la otra zona pulmonar es una zona que se encuentra por encima de la zona pulmonar en cuestión, en la dirección del vector gravitacional.

47. Aparato conforme a una de las reivindicaciones, de la 25 a la 46, en donde el pulmón es subdividido en una pluralidad de planos de zonas, en la dirección del vector gravitacional.

48. Aparato conforme a una de las reivindicaciones, de la 25 a la 46, en donde el pulmón es dividido en una pluralidad de sectores radiales, en donde el eje del punto central de los sectores se encuentra situado en la dirección del vector gravitacional.

49. Aparato conforme a una de las reivindicaciones, de la 25 a la 48, comprendiendo:

una pluralidad de electrodos, los cuales son aplicados alrededor del tórax,

un tomógrafo de impedancia eléctrica para el control de los electrodos individuales y para la evaluación de las señales de impedancia en los electrodos que son están controlados, con el fin de obtener una señal regional de impedancia en el tórax, y

una unidad procesadora para evaluar las señales regionales de impedancia, con el fin de determinar el primer valor de presión respiratoria, el cual corresponde al cierre alveolar de dicha zona pulmonar, y el segundo valor de presión respiratoria, el cual corresponde a la apertura alveolar de dicha zona pulmonar.

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50. Aparato conforme a una de las reivindicaciones, de la 25 a la 49, en donde es proporcionado un sensor para la medición del cambio de periferia del tórax sobre la base de los movimientos respiratorios, y en el que el tomógrafo de impedancia eléctrica posee una unidad de corrección, en donde los cambios de las señales de impedancia de los electrodos son corregidos sobre la base de los movimientos respiratorios por medio de la inclusión de la señal sensora.

51. Aparato conforme a una de las reivindicaciones, de la 25 a la 50, comprendiendo adicionalmente:

una unidad de respiración artificial, y

una unidad de control, la cual se encuentra conectada a la unidad de respiración artificial y a la unidad procesadora, en donde el primer valor de presión respiratoria -el cual corresponde al cierre alveolar de dicha zona pulmonar- y el segundo valor de presión respiratoria -el cual corresponde a la apertura alveolar de dicha zona pulmonar- son introducidos desde la unidad procesadora hasta la unidad de control, con el fin de controlar la respiración artificial.

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52. Aparato conforme a una de las reivindicaciones, de la 25 a la 51, en donde la presión espiratoria de las vías respiratorias de la respiración artificial es controlada de tal forma que es mantenida artificialmente una presión predeterminada en el pulmón, la cual hace posible mantener abiertos todos los alvéolos.

53. Aparato conforme a una de las reivindicaciones, de la 25 a la 52, comprendiendo adicionalmente:

una unidad de monitorización para monitorizar el primer valor de presión respiratoria, el cual corresponde al cierre alveolar de dicha zona pulmonar, y el segundo valor de presión respiratoria, el cual corresponde a la apertura alveolar de dicha zona pulmonar.