用于电阻抗断层摄影装置的数据的处理和可视化的装置的制作方法

本发明涉及用于电阻抗断层摄影装置的数据的处理和可视化的装置，用来确定和可视化生物肺部内局部通气延迟。按照本发明的装置使以特殊形式图示肺部通气比比较量延迟的区域成为可能。

背景技术：

电阻抗断层摄影术用的装置是先有技术已知的，并配置和设置来借助于从电阻抗测量取得的信号和由此取得的数据和数据流产生一个图像、多个图像或连续的图像序列。这个图像或图像序列表示诸如骨骼、皮肤、体液和器官，尤其肺等不同的人体组织的导电性的差异，这对观察患者状态是有益的。

这样，US 6,236,886描述了一种电阻抗断层摄影术，带有多个电极，向至少两个电极馈送电流，在其余电极上进行信号测量的安排，和带有图像重构算法的方法，用以在带有信号测量(电极)、信号处理(放大器；A/D-转换器)、电流提供(发生器、电压-电流-转换器、限流)和控制用的组件的装置原理设计方案中，确定诸如骨骼、皮肤和血管等人体导电性的分布。

在US 5,807,251中可知，在临床应用中EIT是已知的，提供一组电极作为电极环，它们彼此以确定的距离，例如，围绕患者胸廓安排，与皮肤电接触。在安排得彼此相邻的电极的不同的或所有可能的电极对之间各自交替施加电流或电压输入信号。在安排得彼此相邻的一对电极上施加输入信号期间，测量其余电极每个彼此相邻的电极对之间的电流或电压，并用已知的方法处理所获得的测量数据，以便获得在安排了电极环的患者断面上电阻率的分布图示，并输往荧光屏。

电阻抗断层摄影术(EIT)，不同于其他给出图像的放射学方法(X射线装置、放射学计算机断层摄影术)，其优点是不出现对患者不利的辐射负荷。不同于声学图示方法，采用EIT可以借助于电极带在患者整个胸廓和肺部代表性断面上进行连续的图像测量。

尤其是借助于EIT使在身体横截平面上肺部图示可能的图解的所谓“潮汐图”成为可能，查明肺部哪些区域通气良好，和肺部哪些区域通气较差，因为通气良好和通气较差的肺部组织的阻抗彼此明显地不同。

在专业文献“Local mechanics of the lung tissue determined by functional EIT(用功能EIT确定肺部组织的局部机制)"[Physiol.Meas.17，1996]中，除了EIT中的阻抗或阻抗差以外，还描述了要确定肺部单别区域局部相位信息，并采取所谓EIT相位图(phase plot(相位图))的形式与EIT-阻抗变化(contour plot(轮廓图))一起显示共同的视图(combined functional EIT phase image(结合功能EIT相位影像))。这时，可以显示肺部不同区域相位彼此的差异。

为了分析吸气结束时(吸气结束时状态)局部换气分布，和为了研究在吸气和呼气期间的时间行为，先决条件是使重构图像序列成为可能的EIT的测量速度和采样速率，为了时间上分辩单次呼吸，尤其是其吸气阶段和呼气阶段。这时，不仅借此可以分析吸气结束时状态换气的局部分布，而且可以研究在吸气和呼气期间时间上的行为，以便由此在肺部不同的区域推断有关肺部的机理过程。例如，肺部机理过程是由呼吸通道和支气管中的气流阻力决定的空气的流入流出时间特性，或在吸气或呼气持续时间期间不同的肺部区域之间重新分配。例如，在呼吸压力太高以及太低时给出其他肺部机理作用，以便几个肺部区域的肺泡，一方面由空虚(Overdistension(膨胀过度)，肺气肿)决定的，另一方面，肺泡由开放压力不足决定的虚脱，使得这个肺泡不可供与血液循环进行气体交换使用。

在EP 2 228 009 Al中为此描述，全局吸气或呼气阶段分成多个等距离的容积步骤，并作为潮汐内改变(ITV)，因而采取曲线变化的形式显示肺部内每个容积步骤吸气流入或呼气流出空气量换气部分容积的重新分配。这时，对不同的区域，所谓“regions of interest(感兴趣区域)”(ROI)给出潮汐内改变(ITV)各曲线变化。因为这些曲线变化各自通过ROI观察，没有可视地给出可以便于理解的图像，而是大量曲线。这些曲线不能同时显示在通气潮汐图中，使得为了图示和利用ITV除了潮汐图显示以外需要附加的输出，例如在附加的图形荧光屏上或在附加的显示窗口上。

在EP 2762061AI中描述了一种电阻抗断层摄影装置，以此局部测量肺部内空气量的潮汐内重新分配(ITV)，并由此确定局部潮汐内重新分配的重新分配程度(ITU)。这时，重新分配程度(ITU)可以不同于在EP 2 228 009 Al所描述的曲线变化在图形显示中以像素显示。这个局部潮汐内重新分配这样确定，使得吸气或呼气阶段在通气变化过程划分为若干个体积改变相同的步骤，并对这些体积改变相同的步骤确定在吸气或呼气阶段上相应的时刻。这时，确定局部阻抗变化对通气变化过程的比率，以便形成体积改变相同的步骤的函数，并确定对于在吸气或呼气阶段上该变化过程特性的纯量(skalare)的标准。这时，该体积改变相同的步骤给出相对刚性的边界条件，它视所选择的呼吸形式、呼吸频率、吸气持续时间和呼气持续时间而定或多或少地允许作出对判断呼吸有代表性的断言。

对于局部肺部机理过程的另一个示例在专业文献“Tidal recruitment assessed by electrical impedance tomography and computed tomography in a porcine model of lung injury(肺部病患猪模型中用电阻抗断层摄影术和计算机断层摄影术处理潮汐复聪)”[Critical Care Med 2011 Vol.40，No.3]中描述。此文说明，在由呼吸装置确定的预先给定的呼吸模式上，所谓“Low-Flow-Manoever(低流量策略)”可以确定局部吸气曲线。低流量策略是一种故意以非常小的流量(Flow)使空气流入肺部的策略。以此给出比较长的吸气持续时间，其中通过引入该策略清楚设置和确定吸气开始和结束，而不必由实测值确定。若确定这个局部吸气曲线，方法是以对在吸气时间期间阻抗变化的比率置设达到其最大阻抗值40％的各个时间，并由此产生时间常数小于或大于平均值的区域的图像。由此定义所谓“区域通气延迟指数”(RVD)。

这种做法的缺点是，在吸气时间期间应用对阻抗变化的比率最大值40％的固定阈值，因为只有在应用上述低流量策略时这样确定的延迟时间才是可比的。这意味着，低流量策略必须随时(每天、每星期)进行，以便可以跟踪RVD-指数的趋势。这样不可能在不同的呼吸压力和呼吸压力变化的调整下连续地监测RVD-指数的变化曲线。应用其他呼吸形式直接影响在吸气过程中达到最大值40％的各个时刻。

不同的人工呼吸形式，诸如监测压力的呼吸或监测流量的呼吸，与适应患者的呼吸参数一起进行。正如潮汐容积(Vt)、呼吸频率(Respiratory Rate：RR)、吸气对呼气的比率(IE-Ratio)、吸气和呼气间歇。吸气压力(Pinsp)。呼气结束的正压力(呼气结束的正压力：PEEP)有差值，其中在吸气阶段上大部分调节潮汐容积流入肺部。这样，例如，通过调整呼吸形式和呼吸参数可以给出一组观点，其中通气最大值40％在吸气持续时间三分之一达到，在另一个可能的一组观点中，可以给出通气最大值的40％只在吸气持续时间最后的三分之一达到。

尤其在时间常数小于或大于平均值的较快或缓慢的区域的图形显示中，这时给出不同的肺部区域的RVD-值，它基本上受呼吸的形式和呼吸参数影响，而刚好不仅受生物肺部区域肺部机理特性影响。

肺部不同区域在吸气期间空气流入肺部时以及在呼气期间空气从肺部流出时的时间差，可以在EIT中作为吸气和呼气彼此各总持续时间的相移看出，例如，以所有相移的全体视图的图示形式，正如在上述专业文献“Local mechanics of the lung tissue determined by functional EIT(用功能EIT测定的肺部组织的局部机制)”，[Physiol.Meas.17，1996]描述的。除了在该文中描述的相移以外，作为肺部区域通气延迟可能的原因给出，正如在所述专业文献“Tidal recruitment assessed by electrical impedance tomography and computed tomography in a porcine model of lung injury(在肺部病患的猪模型中用电阻抗断层摄影术和计算机断层摄影术评估潮汐复聪)″，[Critical Care Med 2011 Vol.40，No.3]所描述的，通过该呼吸方式方法诱生的由所谓“潮汐复聪”决定的肺部区域气体交换的延迟。用“潮汐复聪”描述肺部区域的一种状态，其中单个或多个虚脱的肺泡，与肺部其余区域相比，只在吸气期间日益增大的压力下在吸气期间才延迟打开，并在呼气期间在松懈的呼吸压力下，再次与肺部其他区域相比提前再次闭合，亦即，虚脱。

这时，呼吸压力和呼吸压力曲线的调整影响到如何和肺部哪个区域与“潮汐复聪”有关。对于这个单个或多个虚脱的肺泡，与肺部其余的区域相比，因而不仅给出缩短吸气持续时间，而且给出缩短呼气持续时间。

结果是，在相位显示中用类似于所述专业文献“Local mechanics of the lung tissue determined by functional EIT(用功能EIT确定肺部组织的局部机制)″，[Physiol.Meas.17，1996]所描述的方法几乎无法看出相移。因此，只从这样相位显示中无法看出处于“潮汐复聪”状态的通气延迟的肺部区域。在“局部通气延迟指数”(RVD)反而看到处于“潮汐复聪”状态通气延迟的肺部区域，以此已经首先在对专业文献“Tidal recruitment assessed by electrical impedance tomography and computed tomography in a porcine model of lung injury(用肺部疾患猪模型中电阻抗断层摄影术和计算机断层摄影术评估潮汐复聪)″，[Critical Care Med 2011 Vol.40，No.3]的讨论中所述缺点，使得为了测定RVD-指数，不是必须应用所谓“低流量策略”，就是如前所述呼吸的方式方法(潮汐容积、呼吸频率、I∶E比率、Pinsp、PEEP)影响RVD-指数。

技术实现要素：

在知道已知的先有技术的上述缺点的情况下，本发明的任务在于，提出一种装置，它使从EIT-数据确定肺部的局部通气延迟并准备带有肺部潮汐图的共同的图示成为可能。

本发明的另一个任务是，这样地从EIT-数据确定肺部的局部通气延迟，而不使呼吸方式和方法对局部通气延迟的测定产生重大影响。

这个和其他任务用后附的专利独立权利要求1解决。

本发明有利的实施方式在从属权利要求中给出，并在以下的描述中在部分地参照图1作较详细的说明。

首先，对本专利申请书的范围内使用的几个概念作较详细的说明。

在本发明的意义上，作为观察时期理解为随着时间的变化中的时间段。这样，观察时期的开始和结束，不是通过固定的时刻，就是可以修改的时刻或由呼吸的特性给出的事件给出。针对呼吸或(被动)呼吸(Beatmung)的观察时期的示例，是一个呼吸循环、多个呼吸循环、呼吸循环的一部分，诸如吸气(Inspiration)、吸气间歇、呼气(Exspiration)、呼气间歇。其他在机械(人工)呼吸时专用的观察时期，可以是带有确定压力水平的时期，诸如高原压力PIP-压力(positive inspiratoric pressure(吸气正压)，PIP)，或PEEP-压力(positive end exspiratoric pressure(呼气结束正压)，PEEP)、PIP或PEEP-压力台阶、上升或下降的PIP-压力斜坡或PEEP-压力斜坡，作为与呼吸形式确定特性(例如，双水平气路正压BiPAP)对应的专用呼吸手法或时间段的一部分。

在本发明的意义上，所谓EIT测量信号理解为可以用EIT-装置借助于一组电极或借助于电极带测量的信号或数据。为此列举在不同的信号形成方式(auspraegung)下的EIT-测量信号，诸如分配给电极或电极组或电极位置或电极带上的电极组的电压或电压测量信号、电流或电流测量信号，以及由电压和电流推导出来的电阻或阻抗值。

在本发明的意义上，所谓测量周期理解为以各自在其余电极上相应的测量循环的馈送在多个馈送电极对上的序列。这时，这样的测量周期一般在处理EIT-数据时表示为所谓“帧”或“时间帧”。测量周期由多个测量循环组成。在本发明的意义上，测量循环理解为在两个馈送电极，所谓馈送电极对上的信号馈送，其中在不同于这两个馈送电极的其余电极上进行EIT测量信号的测量。测量循环作为测量周期一部分，与此相应地一般在EIT-数据处理时称为“部分帧”。

在本发明的意义上，所谓控制信号理解为单个控制信号、作为一定数量的控制信号的一部分，以及大量或一定数量控制信号。

在本发明的意义上，所谓输出信号理解为单个输出信号、作为一定数量输出信号的一部分的输出信号，以及大量或一定数量的输出信号。

在本发明的意义上，肺部潮汐图理解为在肺部横截视图中图像，它对应于在确定的时刻在地点上分辨的在肺部横向视图上局部阻抗分布的图示。在测量周期中继续不断地确定阻抗。局部阻抗代表以吸气和呼气节奏空气对局部肺区的填充程度。

时间序列中的多个肺部潮汐图，例如作为图像序列或电影，代表单个局部肺部区域通气阻抗改变和因而时间上的改变。

为了处理和可视化，按照本发明的装置借助于为了产生适宜于成像的数据的电阻抗断层摄影装置从至少一个肺部或胸廓区域取得EIT-数据，具有：

-数据输入单元

-计算和控制单元和

-数据输出单元。

该数据输入单元配置来从至少一个肺部或胸廓区域接收和提供EIT-数据。EIT数据代表在EIT-测量时期内，至少一个肺部位置的多个肺部区域肺部局部换气状态。一般的EIT-测量时期包括一个或多个带有EIT-数据的测量周期(时间帧)。该数据输入单元优选具有接口件，诸如例如电平转换器、放大器、A/D-转换器、过压保护用的组件、逻辑器件和有线或无线接收数据和信号用的其他电子组件，以及适配元件，诸如代码或协议转换元件，用以使信号和数据适应计算和控制单元的其他处理。

该计算和控制单元构造来

-从EIT-数据确定肺部至少一个区域的局部阻抗和局部阻抗变化，

-从局部阻抗和局部阻抗变化确定肺部内阻抗值和阻抗变化局部分布的潮汐图，和产生和提供代表所确定的肺部潮汐图的第一控制信号，

-在应用观察时期内的容积/阻抗判据的情况下，从局部阻抗和局部阻抗变化，确定对与该观察时期相关的比较量的相比的肺部内局部通气延迟，

-对肺部局部通气延迟进行评估，所确定的局部通气延迟是否超过预先确定的持续时间，并

-产生和提供第二控制信号，它代表其局部通气延迟超过该预先确定的持续时间的肺部局部区域。

借助于计算和控制单元以应用容积/阻抗判据的方式进行肺部内局部通气延迟的确定。该容积/阻抗判据是该判据，它表征或代表在观察时期内流入肺部或从肺部流出的空气量。

按照本发明，肺部内局部通气延迟的确定相对于与观察时期相关的比较量进行。这时，作为与观察时期相联系的比较量，优选使用全局阻抗曲线或从全局阻抗曲线推导出来的量。这时，作为观察时期优选可以使用和涉及吸气阶段或呼气阶段。

优选还可以选择多个吸气阶段作为观察时期。优选还可以选择多个呼气阶段作为观察时期。

为了确定吸气阶段和呼气阶段，以及在呼吸随着时间变化过程中确定吸气阶段和呼气阶段彼此边界，由计算和控制单元在多个测量周期上从EIT-数据或由此确定的局部阻抗或局部阻抗变化、全局阻抗曲线，优选借助于多个局部阻抗加权或不加权求平均的方法确定。这时用该计算和控制单元从全局阻抗曲线的变化过程确定吸气阶段和呼气阶段的边界。

例如，确定局部阻抗或局部阻抗变化时附加的权重提供下列优点，该计算和控制单元，例如，以此能够给出肺部核心区域的阻抗和肺部边缘区域的阻抗，正如它们在通过电阻抗断层摄影术产生的一般横截视图一样，包括对全局阻抗曲线作不同的贡献。若在肺部核心区域或中央区域设置较大的权重系数，则借此可以同时考虑肺部空气量分布的物理事件。这在确定吸气阶段和呼气阶段边界时给出优点。

这时，为了确定肺部内的局部通气延迟，可以更优选借助于求平均、求加权或不加权平均的方法，进行预先处理或处理多个吸气阶段或多个呼气阶段的阻抗变化。

观察时期内的容积/阻抗判据，优选从观察时期内的多个测量周期上这样地从观察时期内的阻抗变化的变化过程确定，使得确定数量的吸气容积作为在吸气期间必须流入肺部的吸气流量(Flowinsp.)，或确定数量的呼气容积作为在呼气期间必须从肺部流出的呼气流量(Flowexsp.)。

按照本发明容积/阻抗判据的应用与观察时期相关地实现。观察时期内的容积/阻抗判据可以针对吸气作为选定的观察时期优选和例如这样形成和应用，使得局部区域tx的确定持续时间对全局阻抗曲线Tx的确定持续时间的比率，在吸气阶段的观察时期期间形成。观察时期内的容积/阻抗判据可以针对呼气作为选定的观察时期优选和例如这样形成和应用，使得形成局部区域tx的确定持续时间对在呼气阶段观察时期期间全局阻抗曲线Tx的确定持续时间的比率。

下列公式1和2定义RVD-指数，例如，作为百分数值，并提出对于吸气情况的关系Tinsp或对于呼气Texsp作为观察时期。

作为示例，在这里对于该RVD-指数给出一般基准值40％，它在该研究中作为可以良好应用的(数值)给出。

该容积/阻抗判据在这个示例中这样定义，从吸气阶段开始观察，持续时间T40，期间全局阻抗曲线的最大阻抗值Tmax的40％的阻抗值作为判断局部阻抗曲线用的时间基准点。

这时，该局部阻抗曲线这样判断，局部阻抗曲线最大阻抗值tmax的40％的局部阻抗值对全局阻抗曲线的持续时间T40出现哪种时间关系t40。然后该时间关系作为时间差给出。这时，局部阻抗曲线相对于全局阻抗曲线的考虑，在吸气阶段上，与在肺部确定局部区域容积流入量下的空气填充程度相对于从吸气阶段开始起在肺部空气容积上平均总填充程度的考虑是同义词。类似和可比地对于呼气，该容积/阻抗判据优选和例如同样可以这样形成，使得局部区域tx的确定持续时间，对全局阻抗曲线Tx在呼气阶段期间确定持续时间形成比率。调整全局阻抗曲线最大阻抗值Tmax的40％的百分数值，或局部阻抗曲线最大阻抗值tmax40％的百分数值的匹配，在其他适宜于呼气的百分数值上，例如，在某些情况下各自60％，可能对肺部在呼气阶段上流出事实的考虑是需要的。

下列公式3和4乃是公式1和2以上述百分数数值40％或60％的设计方案。

这时，在呼气阶段上，局部阻抗曲线相对于全局阻抗曲线的考虑，与在肺部确定局部区域空气容积流出量下的排空程度相对于呼气阶段开始起肺部空气容积上平均总排空程度下排空程度的考虑是同义词。

对观察时期的比例和对在观察时期内比较量的比例给出下列优点，减小患者在EIT-测量期间呼吸的呼吸形式的影响，以及与患者上按照年龄、重量和诊断照片相适应的各呼吸参数，诸如潮汐容积(Vt)、呼吸频率(Respiratory Rate：RR)；吸气对呼气的比率(I∶ERatio)、吸气和呼气间歇、吸气压力(Pinsp)、呼气结束时的正压(Positive end-expiratoric pressure：PEEP)的影响。结果由此得出以下优点，对在测定和图示借助于电阻抗断层摄影术取得的局部通气延迟有兴趣的用户，为了获得局部通气延迟，在改变呼吸参数和选择呼吸形式时不受限制。借此，例如，和尤其他不被束缚必须用呼吸装置执行确定策略，诸如例如，低流量策略，来获得肺部的局部通气延迟。通过形成时间的关系作为对全局阻抗曲线的时间差给出肺部这样的局部区域，在该区域内与观察时期内的平均值，亦即全局阻抗曲线相比，空气流入(吸气)、或流出(呼气)较晚，因而延迟(Delay)。然而，由对肺部内局部区域全局阻抗曲线的关系决定，还给出这样的肺部局部区域，其中与观察时期内的平均值，亦即全局阻抗曲线相比，空气流入(吸气)，或流出(呼气)得较早，因而是提前。为了判断肺部的情况，尤其判断肺部个别局部区域的通气状态，在基本上都对空气延迟或明显延迟流入的肺部局部区域感兴趣。

因此，本发明的基本优点是，在观察时期内确定的肺部局部通气延迟进行相反的评估，看确定的通气延迟是否超过该预先确定的持续时间。若确定的局部通气延迟超过该预先确定的持续时间，则为了这样确定的局部通气延迟产生第二控制信号，后者代表其局部通气延迟超过该预先确定的持续时间的肺部局部区域。该第二控制信号在图像准备与输出单元中与代表潮汐图的第一控制信号一起，用来产生、提供或发出输出信号。该输出信号代表肺部一个或多个区域的潮汐图与肺部一个或多个其局部通气延迟超过该预先确定的持续时间的区域重叠。由此得出，当该输出信号用来在共同图示中输出时，使得在该潮汐图的共同图示中只有在这样一些其局部通气延迟超过该预先确定的持续时间的局部区域才重叠。它有利地提高共同图示的可处理性，因为特别感兴趣的肺部局部区域，亦即空气延迟，或明显地延迟流入的肺部局部区域在该共同图示中可以可见地标出。这时，在本发明的意义上，该输出信号除了该局部通气延迟的要素以外，还可以具有使以阴影线、颜色、基于图形编码的灰色调、亮度等级、颜色透明或饱和度等级或样本强调局部区域成为可能在信息要素，并以此可以由数据输出单元用图解、图形和/或可视地显示出来。这使后面的输出单元，例如，在基本上没有延迟的肺部区域以从蓝色、淡蓝色至白色的色度表作为通气程度在图形上分出等级显示，并用从红、暗红色、棕色直至黑色作为延迟程度分出等级显示成为可能。

为了实施所描述计算和控制单元的任务，该计算和控制单元具有数据处理、计算和过程控制的组件，诸如微控制器(μC)、微处理器(μP)、信号处理器(DSP)、逻辑组件(FPGA，PLD)、存储功能块(ROM，RAM，SD-RAM)和它们的结合方案，例如采取“嵌入系统”形式，彼此共同配置、彼此适应或通过编程配置，它们借助于适用来产生成像用的数据的EIT装置取得的数据来测定肺部局部通气延迟，并作为输出信号用来准备带有肺部潮汐图的共同图示。

图像准备与输出单元构造成，在应用该输出信号的情况下发出、提供或显示肺部的局部通气延迟。图像准备与输出单元形成来产生、提供或图示输出信号。该输出信号优选配置为视频信号(例如，Video Out，Component Video，S-Video，HDMI，VGA，DVI，RGB)，在与输出单元无线或有线(WLAN、蓝牙、WiFi)连接的显示单元上，或在数据输出单元本身，使肺部的局部通气延迟的图形的、数值的或图解的图形显示成为可能。

在优选的实施方式中，在用于EIT-数据的处理和可视化的装置中，安排带有图形可视化用的组件的数据输出单元或将带有图形可视化用的组件的数据输出单元连接到用于EIT-数据的处理和可视化的装置。该图形可视化组件在应用该输出信号的情况下形成来可视化共同图示。在该共同图示中，在该潮汐图上重叠与该输出信号对应的图像，所述图像代表其局部通气延迟超过该预先确定的持续时间的一个或多个肺部区域的各自的局部通气延迟。

在另一个优选的实施方式中，该容积/阻抗判据由观察时期内全局阻抗曲线的变化过程与潮汐容积结合推导出来。这时，施加于患者的潮汐容积(Vt)与观察时期期间的全局阻抗曲线结合成容积/阻抗判据。这另一个优选的实施方式有以下优点，该局部阻抗不仅可以在观察时期内彼此相对观察，或在吸气开始和结束之间相对观察，或在呼气开始和结束之间相对于全局阻抗曲线进行观察。从与潮汐容积的结合给出下列优点，全局阻抗曲线可以在肺部吸气和呼气的过程中实际存在的空气容积上归一化。这个归一化通过全局阻抗曲线在容积/阻抗判据中一起起作用，正如借助于公式1和2可以回顾的，因为该处在确定观察时期(吸气阶段、呼气阶段)期间，直至达到局部区域确定的局部阻抗值的确定的持续时间tX，与直至该全局阻抗曲线达到确定的全局阻抗值的确定的持续时间Tx的关系，用以确定RVD-指数。

在另一个优选的实施方式中，作为观察时期选择一个吸气阶段或多个吸气阶段的持续时间，而容积/阻抗判据由一个或多个吸气阶段的全局阻抗曲线的走向与潮汐容积结合推导出来。

在另一个优选的实施例中，作为观察时期选择一个呼气阶段或多个呼气阶段的持续时间，而该容积/阻抗判据由一个或多个呼气阶段全局阻抗曲线的走向，各自与潮汐容积结合推导出来。

在另一个优选的实施方式中，该吸气持续时间由全局阻抗曲线的变化过程确定。

在另一个优选的实施方式中，该呼气持续时间由全局阻抗曲线的变化过程确定。

在另一个优选的实施方式中，该吸气持续时间根据选定数量的阻抗值确定。这时，该选定数量的阻抗值优选和例如代表总体代表肺部通气和/或肺部的气体交换的至少一个选定的肺部区域。

在另一个优选的实施方式中，该呼气持续时间根据选定数量的阻抗值确定。这时，该选定数量的阻抗值优选和例如代表总体代表肺部的通气和/或肺部的气体交换的至少一个选定的肺部区域。

在另一个优选的实施方式中，计算和控制单元构造成，进行EIT数据、局部阻抗或阻抗变化的数值稳定，并产生和提供数值稳定的第二控制信号。该数值稳定的第二控制信号用来与第一控制信号一起产生、提供或输出该输出信号。数值稳定，例如，配置来借助于信号滤波，优选和例如，借助于低通滤波进行。这时，该信号滤波借助于计算和控制单元，例如采取数字过滤(FIR-滤波、高斯滤波器、IIR-滤波器)或中值滤波的形式对EIT数据，局部阻抗或阻抗变化进行。

对EIT-数据、局部阻抗或阻抗变化的数值稳定用的其他示例性补充方法，对EIT-数据的过采样、时间上相继的采样值之间内插(例如作为线性、二次、三次或Spline-内插)、排除EIT-数据基本总和以外的个别数据(排除“异常值”)。

数值稳定一方面导致重叠在EIT-数据上的干扰尽可能小影响第二控制信号，并借此结果尽可能小地影响该输出信号，并因此最终尽可能小影响潮汐图在代表局部通气延迟的图像上的叠加。另一方面，EIT-数据数值的数值稳定还间接改善全局阻抗曲线的质量。全局阻抗曲线质量改善的结果是改善测定吸气阶段和呼气阶段时的，以及确定吸气阶段和呼气阶段之间时间边界时的准确度，以及改善从全局阻抗曲线确定的比较量的质量。此外，通过数值稳定还达到信噪比的改善，使得尤其在单个肺部区域通气上可以以较高的可靠性识别出特别大的时间延迟。大的时间延迟显示处于上述“潮汐复聪”状态的肺部区域。借助于数值稳定在确定的局部通气延迟(RVD)健壮性上给出一定数量的重大优点。

现在下列图1和相应的附图说明对本发明作较详细的说明，但不限制发明的一般构思。

附图说明

附图中：

图1是用带有局部通气延迟的潮汐图图形显示的处理和可视化数据用的装置的示意图。

具体实施方式

图1表示数据处理和可视化装置10。装置10作为基本组件具有数据输入单元50、计算和控制单元、图像准备与输出单元80以及数据输出单元90。借助于数据输入单元50从EIT装置30向计算和控制单元传递或引导EIT-数据3。EIT-数据3在该计算和控制单元中进一步处理。

在存在于该计算和控制单元中的阻抗计算单元在输入EIT-数据3之后算出阻抗值。算出肺部不同的局部区域的阻抗值，根据用EIT-装置30获得的EIT数据3使生物肺部中阻抗分布的可视化成为可能。该阻抗代表肺部中肺部区域的不同通气程度。用用于阻抗计算的单元71取得的阻抗值和阻抗变化以及阻抗变化走向借助于用于数据划分的单元73传递到用于延迟计算的单元75和用于潮汐图计算的单元77。用于潮汐图计算的单元77使用由阻抗计算单元71算出的阻抗、阻抗变化或阻抗曲线，来产生所谓肺部潮汐图，并发出代表潮汐图产生910的第一控制信号17。此外，用于阻抗计算的单元71还确定容积/阻抗判据78和观察时期的比较量79。观察时期的比较量79代表观察时期79，例如，吸气或呼气，基准点，在肺部区域通气上在延迟方面作出判断。比较量79由用于阻抗计算的单元71根据全局阻抗曲线931确定，它总体概括地代表针对肺部不同区域由EIT-数据3确定的不同的局部阻抗。此外，用于阻抗计算的单元71还确定容积/阻抗判据78。用于阻抗计算的单元71或计算和控制单元的另一个功能是，从确定阻抗数据和/或全局阻抗曲线931确定吸气(吸气)阶段和呼气(呼气)阶段，并彼此加以区分。吸气阶段或呼气阶段代表观察时期。容积/阻抗判据78根据全局阻抗曲线931在这个观察时期确定。容积/阻抗判据78是代表或表征在吸气阶段流入肺部的空气量，或在呼气阶段从肺部流出的空气量在整个空气量中占的比例用的判据，作为流动情况(流入、流出)时间上安排的基准判据。此外，作为计算和控制单元或延迟计算单元75上的调整参数，还给定预先确定的持续时间Ts76。预先确定的持续时间Ts76、容积/阻抗判据78以及在观察时期中的比较量79，延迟计算单元用来产生第二控制信号27。第二控制信号27代表RVD-图像产生。

在图1中用虚线把潮汐图输出91连接在阻抗计算单元71上和把RVD-图像输出93与阻抗计算单元71、处理和可视化装置10连接，作为附加的要素显示。图像输出91，或图像输出93不是处理和可视化装置10的组成部分，它们在这图1中只用来阐明潮汐图形成器在通气延迟方面图示的差异。因此，图像输出91中的潮汐图产生910以及图像输出93中的RVD-图像产生不是数据处理和可视化装置10具有的功能单元，而只是用来解释和阐明潮汐图和RVD-图的单独输出的差别不同于带有重叠RVD-图像的潮汐图肺部轮廓共同图示900。在图像输出91中作为潮汐图产生910的结果，表示吸气结束时的肺部潮汐横向视图910′，其中用阴影线表示两个区域，亦即左和右肺翼。该阴影线应该表明，这些区域在EIT-测量中给出类似的阻抗，并因此，在吸气结束时具有类似的通气状态。为此两个区域A，912和B，911的特征在于潮汐横向视图910′。对这两个区域A，912和B，911，在RVD图输出93中画出两条阻抗曲线变化，作为时间函数f(t)＝ΔZ(t)画出，代表区域A，912和B，911的阻抗变化走向ΔZ。在RVD-图输出93的上部，表示观察时期上的局部阻抗曲线ΔZB(t)933连同全局阻抗曲线ΔZGlobal(t)931，在这个显示示例的情况下，表示吸气阶段的持续时间。图像输出93下部表示局部阻抗曲线ΔZA(t)935变化曲线连同全局阻抗曲线ΔZGlobal(t)931变化过程的图示。全局阻抗曲线ΔZGlobal(t)931在该图中用来作为容积/阻抗判据78，用来评价局部阻抗曲线ΔZA(t)935和ΔZB(t)933。

这说明局部阻抗ΔZB(t)933相对于全局阻抗曲线ΔZGlobal(t)931的变化过程在时间上超前，反之局部阻抗ΔZA(t)931相对于全局阻抗曲线ΔZGlobal(t)931的变化过程在时间上落后。用于延迟计算的单元75不仅形成来辨别局部通气延迟相对于全局阻抗曲线ΔZGlobal(t)931是超前还是落后，而且还形成来这样确定落后的局部延迟反之评估落后的局部延迟是否超过预先确定的持续时间Ts76。只有与全局阻抗曲线ΔZGlobal(t)931相比落后，而且其这个落后的持续时间超过预先确定的持续时间Ts 76的局部延迟，才由延迟计算单元75考虑产生第二控制信号27。第一控制信号17和第二控制信号27从计算和控制单元传递给图像准备与输出单元80。在图像准备和输出单元80设置用于图像重叠的单元81。这个用于图像重叠的单元81把第一控制信号17和第二控制信号27结合为输出信号37。然后提供这个输出信号37。在该图1中输出信号37作为示例有与装置10连接的数据输出单元90可供使用。在这个数据输出单元90中存在不同的要素。于是，例如，存在图形可视化组件，例如，荧光屏或屏幕99存在。此外，在数据输出单元90中安排操纵元件97，97′，诸如电键97′或旋转按钮97。此外，在数据输出单元90上，任选地设置接口(Interface)98，用来与在图1中没有详细示出的其他仪表，例如与外部数据观察装置1000，或与医院数据网络1001(LAN、WLAN、Ethernet、WiFi)进行数据交换。在图形可视化组件99中由潮汐图和RVD-图像显示共同图示900。在延迟计算单元75中确定，哪一个局部的通气延迟超过预先确定的持续时间Ts 76。在共同图示900中共同显示的潮汐图、RVD图，在共同图示900中只重叠地局部通气延迟超过这个预先确定的持续时间Ts 76的区域作为RVD-图像显示。在当前以图1显示的情况表明，带有落后的局部通气延迟的潮汐图输出91的潮汐横向视图910的区域A，912，在肺部轮廓共同图示900中作为特别标出的区域A′，907在肺部轮廓图中复现出来，以图形特别突出。其优点是，用户在肺部在局部通气延迟方面在对于评估通气状态基本上意义重大局部通气延迟上获得安排好的角度。这时，在本意上不代表延迟的局部通气延迟，因为它们相对于容积/阻抗判据78是超前的，或具有不超过预先确定的持续时间Ts76的落后的持续时间，不同时在共同图示900中作为特殊的区域突出显示。因此，在图1中在当前示例的情况下，潮汐图输出91潮汐横向视图910的区域B，911不作为特殊的区域同时在共同图示900上突出显示。代替像图1所示那样用阴影线强调，用颜色、基于灰色调的图形编码，亮度等级、颜色透明或饱和度等级或样本进行图示和突出，作为信息包括在输出信号37中，并以此在共同图示900中图形和可视地进行显示99。

附图标记列表

3 EIT-数据

10 用于处理和可视化数据的装置

17 第一控制信号(潮汐图)

27 第二控制信号(RVD图)

30 电阻抗断层摄影装置

37 输出信号

50 数据输入单元

70 计算和控制单元

71 用于阻抗计算的单元

73 用于数据划分的单元

75 用于延迟计算的单元

76 预先确定的持续时间ts

77 用于潮汐图计算的单元

78 容积/阻抗判据

79 观察时期内(吸气，呼气)的比较量

80 图像准备与输出单元

81 用于图像重叠的单元

90 数据输出单元

91 潮汐图输出

93 RVD图输出

97，97′ 操纵元件

98 接口(Interface)

99 用于图形可视化的组件(荧光屏、屏幕)

900 共同图示(潮汐图/RVD图)

910，910′ 潮汐图产生、潮汐横向视图

911，912 区域B，A

930 RVD图产生

931 全局阻抗曲线ΔZGlobal(t)931

933 局部阻抗曲线ΔZB(t)

935 局部阻抗曲线ΔZA(t)

1000 外部数据观察装置

1001 医院数据网络