Thesis Waldmann

Berner Fachhochschule Technik und Informatik

Bachelor Thesis

Elektrodenarray fr die elektrische Impedanztomographie

Institut:

Berner Fachhochschule Technik und Informatik Fachbereich Mikro- und Medizinaltechnik Prof. Dr. Justiz Prof. Dr. Koch Prof. Dr. Stahel Dr. Riedel / Inselspital Berner Fachhochschule Medizinaltechniklabor A. Waldmann [email protected] 10. Mai 2010 2. Juli 2010

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ZusammenfassungDie elektrische Impedanztomographie (EIT) ist ein bildgebendes Verfahren. Sie wird vor allem eingesetzt, um Schnittbilder mit grosser zeitlicher Auflsung darzustellen. Das Prinzip beruht auf der Einspeisung kleiner Wechselstrme ber ein OberflchenElektrodenpaar und dem Messen der daraus entstehenden Potentialdifferenzen ber Elektroden, die rund um den Thorax angebracht werden. Bei bekannten EIT-Gerten werden 16 EKG-Elektroden von Hand um den Thorax geklebt. Das Positionieren der Elektroden in regelmssigen Abstnden und auf gleichmssiger Hhe ist schwierig und deshalb zeitaufwndig. Die vorliegende Bachelorarbeit untersucht die Verwendung eines Elektrodengrtels bestehend aus 16 Textilelektroden, um das Handling mit den Elektroden zu vereinfachen. Zustzlich werden mit einem bereits bestehenden EIT-Gert Testmessungen an einem selbstgebauten Phantom sowie am menschlichen Thorax gemacht und die Ergebnisse durch 2D- und 3D-FEM-Simulationen mit Comsol Multipysics verglichen. Die Messergebnisse mit dem Elektrodengrtel am Thorax zeigen, dass sich Textilelektroden prinzipiell fr Anwendungen in der elektrischen Impedanztomographie eignen. Die Messungen am Versuchsaufbau konnten mit Simulationen besttigt werden. Weiter zeigen die Simulationen den Verlauf von Strom- und quipotentiallinien im Innern des Versuchsaufbaus auf und geben Aufschluss ber den Einfluss von isolierenden Fremdkrpern auf den Verlauf der Randspannungen.

A. Waldmann

I


Inhaltsverzeichnis11.1

EinleitungAusgangslage der Bachelorarbeit

11

22.1 2.1.1 2.1.2 2.1.3 2.2 2.2.1 2.3 2.4 2.4.1 2.5 2.6 2.6.1 2.6.2 2.7 2.7.1 2.8 2.8.1 2.9 2.10 2.11 2.11.1 2.11.2 2.11.3 2.11.4 2.12 2.12.1 2.12.2 2.13 2.13.1 2.14 2.14.1 2.14.2 2.14.3 2.15

MethodenTheorie zur elektrischen Impedanztomographie Technisches Prinzip Bildrekonstruktion Back-Projecting Biologisches Gewebe Biologisches Gewebe und Einspeisefrequenz Einsatzgebiet der elektrischen Impedanztomographie Andere Mglichkeiten zur Bestimmung der Impedanzverteilung im Krper Kontaktlose Magnetimpedanzmessung Elektroden Textilelektroden Verwendetes Material fr den Grtel Verwendete Elektroden Grtel Grtelherstellung Weitere Arbeiten im Bereiche der EIT CSEM in Landquart Messaufbau mit lock-in-Verstrker Messaufbau mit dem EIT-Gert Gerte-Konfigurationen bergangsimpedanz Frequenz-Einstellungen berprfung des Eingangssignals Messsignal Messung am Mensch Einstellungen Referenzmessung Messungen mit dem Elektrodengrtel Elektrodengel Simulationen 3D-Aufbau Simulation Lunge Mesh Datenauswertung

22 2 3 3 5 5 6 8 8 8 9 9 9 10 10 11 11 12 13 14 14 14 15 16 16 16 17 18 18 19 19 21 22 23

33.1 3.2 3.2.1 3.2.2 3.2.3 3.2.4 3.2.5

Ergebnisse und AuswertungDatenauswertung der Randspannungsmessungen am Testaufbau Simulationen mit Comsol Multiphysics bersicht Randspannungen Stromintensitt im 3D-Modell 3D-Randspannungen Stromintensitt im 2D-Modell Randspannungsverlauf

2424 26 26 27 27 29 30

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II


3.3 3.3.1 3.3.2 3.3.3 3.3.4 3.3.5 3.4 3.4.1 3.4.2 3.4.3 3.5 3.5.1 3.5.2 3.5.3 3.5.4 3.6 3.6.1

Resultate am Testaufbau Baseline-Setting Fremdkrper Kunststoffstange Oben Auswertung Resultate und Simulationen am Menschen Simulationen Messungen am Thorax Lungenbersicht und Auswertung Resultate mit dem Elektrodengrtel Grtelbefestigung Elektroden Messresultate am Menschen Vergleich Referenzelektroden und Elektrodengrtel EIT-Messungen am CSEM Messergebnisse

32 32 33 33 34 34 34 34 35 37 37 37 38 39 40 40 41

44.1 4.1.1 4.1.2 4.1.3 4.2 4.2.1 4.2.2 4.2.3 4.2.4 4.2.5

SchlussfolgerungVerbesserungsvorschlge Grtelmaterialien Konstruktion Kabel-Fhrung Aussichten Elektroden Verstrkung der Signale Elektroden-Form Simulationen und Datenauswertung Testaufbau

4243 43 43 43 44 44 44 44 45 45

55.1 5.2 5.3

VerzeichnisQuellenverzeichnis Internet Links Abkrzungen

4646 48 48

66.1 6.2

Persnliche ErklrungPersnliche Bemerkung Danksagung

4949 49

7

Anhang

50

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III


1 EinleitungZwei Drittel der Weltbevlkerung haben keinen Zugang zu medizinischen Untersuchungen mit bildgebenden Verfahren. Auf der einen Seite, weil die Kosten fr herkmmlichen Verfahren, wie Rntgen, Computertomographie (CT) oder Magnetresonanztomographie (MRT) zu hoch sind, auf der anderen Seite, weil die Bedienung dieser Gerte zu schwierig ist und es spezialisiertes Personal braucht. Die elektrische Impedanztomographie (EIT), ein kostengnstiges, nicht invasives Messverfahren, knnte den Menschen auf der ganzen Welt den Zugang zu bildgebenden Verfahren ermglichen. Dazu mssten aber die Auflsung und das Handling mit den Elektroden verbessert werden knnen. [Hinz et al., 2007] Nicht nur die medizinisch unterversorgten Lnder wrden von einem Durchbruch der elektrischen Impedanztomographie profitieren, sondern auch Industriestaaten. Die Lunge ist fr die rzte nach wie vor eine Black Box, in die sie nicht hineinsehen knnen. Der genaue Zustand des Organs whrend einer Behandlung lsst sich nur erahnen. Die Computertomographie gibt zwar ein anatomisches Abbild der Lunge im Augenblick der Aufnahme, eine kontinuierliche Darstellung ihrer Funktionalitt ist aber noch nicht mglich. [Bhm, 2010] Die vorliegende Arbeit untersucht die Mglichkeit, einen Elektrodengrtel zu konzipieren, um das Handling mit den Elektroden zu vereinfachen. Weiter soll mit einem bestehenden EITGert erste Messungen am Testaufbau sowie am Menschen durchgefhrt werden. Simulationen mit Comsol Multiphysics verifizieren die Messergebnisse. Nicht zuletzt soll das Verfahren grundstzlich verstanden werden und weitere Projekte hervorrufen. Im ersten Schritt geht es um die Konstruktion des Elektrodengrtels. Die Prinzipstudie dazu wurde schon in der Semesterarbeit [Waldmann, 2010] gemacht. Im Gesprch mit der Firma Bischoff Textil AG werden anschliessend die Mglichkeiten eines Grtels mit Textilelektroden besprochen. Mit dem entstandenen Grtel werden erste Messungen durchgefhrt, die Messergebnisse mit den Referenzelektroden und den Simulationen verglichen. Die ganze Arbeit wird dokumentiert und die erreichten Resultate werden wchentlich den Betreuern Herren Prof. Dr. Justiz, Prof. Dr. Koch und Prof. Dr. Stahel prsentiert. Einzelne Teile der Semesterarbeit, speziell in der Einfhrung in das Thema, wurden ergnzt und nochmals in dieser Arbeit aufgefhrt. Die Bachelorarbeit dauert vom 10. Mai 2010 bis zum 2. Juli 2010, wchentlich sind 45 Stunden geplant, was ein Total von 360 Stunden ergibt. Zur Verfgung steht ein Arbeitsplatz an der Berner Fachhochschule. Das Budget betrgt maximal 1000 Franken. 1 Die Arbeit ist eine Fortfhrung der Semesterarbeit [Waldmann, 2010].

1.1

Ausgangslage der Bachelorarbeit

In der Semesterarbeit [Waldmann, 2010] wurden die Grundlagen fr die Thesis gelegt. Ein Testaufbau wurde erstellt und eine Prinzipstudie fr den Elektrodengrtel gemacht. Verschiedene Elektroden wurden miteinander verglichen und erste Messungen durchgefhrt. Schwierigkeiten wie bersprechen oder geringe Amplitude der Messsignale konnten aufgezeigt werden.

1

Original-Aufgabenstellung ist im Anhang F zu finden 1

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2 MethodenIn diesem Abschnitt werden die Theorie detailliert erlutert, die Messungen am Testaufbau und am Menschen beschrieben, eine weitere Mglichkeit zur Messung der elektrischen Eigenschaften des Gewebes aufgezeigt, mgliche Einsatzgebiete der elektrischen Impedanztomographie beschrieben, die verwendeten Elektroden aufgezeigt und die Simulationen mit Comsol Multiphysics beschrieben. 2.1 2.1.1 Theorie zur elektrischen Impedanztomographie Technisches Prinzip

Bei der elektrischen Impedanztomographie werden die elektrischen Eigenschaften des Gewebes untersucht. Das Prinzip der EIT basiert auf der Einspeisung kleiner Wechselstrme ber ein Paar Oberflchenelektroden, die zirkular um den Brustkorb angebracht sind (Abb.1). ber die restlichen nicht beteiligten Elektrodenpaare werden resultierende Oberflchenspannungen gemessen (normalerweise werden 16 Elektroden um den Thorax befestigt). Dieses Prinzip wird auch four-electrode-method genannt. Es ermglicht die Minimierung von Fehlern, welche durch die Elektrodenimpedanz entstehen. Sind die ersten Messungen abgeschlossen, wird zwischen dem nchsten Elektrodenpaar ein Strom eingespeist und wiederum werden die jeweiligen Potentiale gemessen. Reihum wird dieser Prozess fortgefhrt bis der Zyklus wieder am Anfang angelangt ist. Bei Messungen mit 16 Elektroden sind insgesamt 13 mal 16 Messungen ntig zwei Elektroden werden jeweils fr die Einspeisung bentigt. blicherweise wird der Strom ber zwei benachbarte Elektroden eingespeist (Sheffield-Methode). Die Sheffield-Methode wird aus historischen Grnden verwendet. [Adler 2010] Die gemessenen Oberflchenspannungen hngen von der Impedanzverteilung innerhalb des Thoraxes ab. Dieses Verfahren wird vorwiegend eingesetzt, um Lungenbilder mit einer hohen zeitlichen Auflsung aufzunehmen. Bei Lungenuntersuchungen ist der gemessene Widerstand vorwiegend vom Luftgehalt in der Lunge abhngig. Die Impedanz der leeren Lunge betrgt 727 /cm, die der vollen 2300 /cm. [Hinz et al., 2007] [Frerichs et al., 2005][Dssel, 2000] [Holder, 2005, S.425]

[Hinz et al., 2007]Abb. 1 Prinzip der elektrischen Impedanztomographie nach Sheffield bei Lungenuntersuchungen mit 16 Elektroden, Wechselstromeinspeisung 5 mA mit Frequenz 50 kHz

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2


2.1.2

Bildrekonstruktion

Bei konventionellen, medizinischen bildgebenden Verfahren, wie Rntgen oder Computertomographie, wird ein hochfrequenter, kollimierter Strahl geradlinig durch den Krper gesendet. 2 Es werden nur lokale Eigenschaften entlang der Linie erkannt. Bei der EIT werden Frequenzen im Bereich von 50 kHz eingesetzt. Der Strom geht nicht mehr geradlinig durch den Krper hindurch, sondern sucht den Weg des geringsten Widerstandes. Somit ist die EITMessung nicht lokal, sondern abhngig von der gesamten zu messenden Struktur, was die Auswertung kompliziert macht. [Holder, 2005, S.3] [Kuchling, 2005, S.487] Anhand der gemessenen Spannungen wird mittels eines Rckprojektionsalgorithmus (BackProjection Algorithmus) ein zweidimensionales Bild der Verteilung der elektrischen Impedanz erzeugt. Wichtige Kriterien bei der Rekonstruktion sind einerseits, dass das Objekt kreisrund ist und andererseits, dass die Elektroden in gleichmssigen Abstnden positioniert sind. Obwohl diese Anforderungen meist verletzt werden, liefert die Rckprojektion aussagekrftige Ergebnisse. [Hinz et al., 2007] [Frerichs et al., 2005] 2.1.3 Back-Projecting

Im Folgenden wird anhand eines vereinfachten Beispieles zuerst das Forward-Verfahren der Impedanzberechnung aufgezeigt und anschliessend auf das Inverse-Verfahren eingegangen. Beim Forward-Verfahren ist die Impedanzverteilung in einem Krper bekannt. Anhand eines eingespeisten Stroms ber zwei Punkte wird die Stromverteilung im Krper berechnet. Weiter knnen auch die quipotentiallinien und die Potentiale am Rande bestimmt werden. Durch eine lokale Impedanznderung entsteht eine Verschiebung der Strom- und quipotentiallinien, welche am Messaufbaurand erkannt werden kann. (Abb. 2 rechts) Beim Inverse-Verfahren sind nur die Potentiale am Rande bekannt. Daraus wird mittels eines Rckprojektionsalgorithmus die Impedanzverteilung im Innern des Krpers berechnet.

Abb. 2 Simulation des Forward-Verfahrens mit Comsol Multiphysics, links mit homogenem Leitwert, rechts innerhalb der quadratischen Flche mit Leitwert ein Zehntel. Bei den Punkten 1 und 2 wird Strom eingespeist. Die quipotentiallinien (Spannungslinien) sind orange eingezeichnet, die Stromlinien blau. Rechts ist die Verschiebung der quipotential- und Stromlinien dargestellt, welche durch das Objekt entstehen. Interessant zu beobachten ist die Verschiebung der quipotentiallinien

Der Rckprojektionsalgorithmus von Barber und Brown, welcher 1983 entwickelt wurde, ist einer der bekanntesten und effizientesten Bildrekonstruktionsalgorithmus fr EITAnwendungen. [Chi Nan et al., 2006] Dieser orientiert sich nach den Bilderzeugungsverfahren der Computertomographie (Radontransformation). Dabei wird die Vereinfachung (Vereinfachung nach Barber und Brown) so gemacht, dass die Stromeinspeisung ein Stromdipol ist und nicht ber zwei Elektroden eingespeist wird. [Thiel, 2003]

2

Rntgenstrahlen: Wellenlnge: 10 10 nm / Frequenz: 3010 3010

-2

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3


Bei der Datenaufzeichnung beim CT wird ber eine Rntgenquelle der Krper durchleuchtet (Abb. 3). Quelle und Detektor sind parallel zueinander. Der Patient wird vollkommen durchleuchtet. Dadurch entsteht ein Profil des Absorptionskoeffizienten . Im nchsten Schritt werden sowohl die Quelle als auch der Detektor um den Winkel gedreht und ein weiteres Profil () aufgezeichnet. Diese Aufzeichnung wird fr alle Winkel zwischen 0 und 180 wiederholt. [Thiel, 2003] [Justiz, 2010]

[Thiel, 2003]Abb. 3 Auswertungsverfahren der Absorptionsprofile (i) fr die Computertomographie

Bei der Bildrekonstruktion wird das jeweilige unter dem Winkel i aufgezeichnete Profil in das Bild geschrieben. Dies bedeutet, dass der zu einer festen Quellen-Detektor-Position P(i) gehrende Wert i() eines Absorptionsprofils entlang des Winkels i geschrieben wird. Werte i(), welche unter einem anderen Winkel aufgezeichnet wurden, liefern jeweils additive Beitrge fr jedes Pixel (Abb. 4). [Thiel, 2003]

[Thiel, 2003]Abb. 4 Rckprojektion beim CT, Aufsummierung der Werte der einzelnen Absorptionsprofile und die daraus resultierenden Werte eines Pixels

Bei der elektrischen Impedanztomographie bestimmt die Leitfhigkeit die Stromverteilung im Krperinnern und damit auch den Verlauf der quipotentiallinien, die an der Krperoberflche enden. Die Messelektroden greifen einige Oberflchenpotentiale ab und verwenden diese fr die Rckprojektion. Bei der Datenaufzeichnung wird ein mit Kochsalzlsung gefllter Kreiszylinder verwendet. Dieser homogene Raum dient der Referenzwertbildung. Fr die Messung wird anschliessend ein Fremdkrper in die homogene Flssigkeit eingefhrt. Der Rckprojektionsalgorithmus fr EIT geht davon aus, dass die relative Randspannungsnderung identisch mit der relativen nderung der Leitfhigkeit in einem quipotentiallinienteil ist. Beispielsweise ist die nderung der Spannung U7 (Abb. 5 rechts) proportional zur nderung der Leitfhigkeit verursacht durch den Fremdkrper. [Thiel, 2003]

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[Thiel, 2003]Abb. 5 links: Aufzeichnung der Randspannungen am homogenen Kreiszylinder; rechts: bei der angegebenen Speisung weicht nur die Spannung U7 von den Randspannungen des homogenen Zylinders ab

Die gemessenen relativen Leitfhigkeitsnderungen werden dann hnlich wie bei der Computertomographie in das Gebiet, das zu einem Stromeinspeisungspaar gehrt, additiv eingetragen.

[Thiel, 2003]Abb. 6 Bild Rckprojektion beim EIT, das Auftragen der Spannungs-nderungen fhrt zum

Fr weitergehende mathematische Erklrungen wird auf die Quelle [Chi Nan et al., 2006] und [Holder, 2005] verwiesen. 2.2 2.2.1 Biologisches Gewebe Biologisches Gewebe und Einspeisefrequenz

Der Krper kann als Ersatzschaltbild mit Widerstnden und Kondensatoren dargestellt werden (Abb. 8). Der extra- und der intrazellulare Bereich sind wegen den Salzionen sehr gut leitend. Die Zellmembrane ist ein Isolator. Je nach Frequenz hat das Netzwerk eine andere Impedanz. Bei tiefen Frequenzen ist der Blindwiderstand 3 Xc gross und der Strom fliesst durch den ohmschen Widerstand Re (Widerstand des Extrazellularraumes). Bei hohen Frequenzen ist der Blindwiderstand klein und somit entsteht eine Parallelschaltung zwischen den Widerstnden Re und Ri (Widerstand des Zellinnenraumes). [Webster, 1998, S.198] Bei den EIT-Systemen, welche nur mit einer Frequenz arbeiten, wird ein Strom von 50 kHz eingespeist, weil bei dieser Frequenz die Gewebeeigenschaften hnlich sind wie jene beim Gleichstrom. Der Grossteil des Stromes fliesst durch den extrazellularen Bereich, aber die Impedanz der Elektroden ist wesentlich geringer als jene beim Gleichstrom. Deshalb sind die Messfehler geringer. [Holder, 2005, S.425]

3

Blindwiderstand: X c =

1 j c5

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[Holder, 2005, S.417]

[Gabriely et al., 1996]

Abb. 7 links: bei niedrigen Frequenzen fliesst der Strom ausserhalb der Zellen, bei steigender Frequenz fliesst immer mehr Strom durch die Zellen hindurch bis schlussendlich der ganze Strom durch die Zellen hindurch geht; rechts: aus dem Plot wird ersichtlich, dass die Gewebeimpedanz frequenzabhngig ist und mit steigender Frequenz abnimmt. Stellvertretend fr alle Gewebe wurde die Haut aufgezeichnet, andere Krperteile wie Fett, Knochen, Leber, Lunge, Muskeln haben ebenfalls eine kleiner werdende Impedanz mit steigender Frequenz

Das Ersatzschaltbild der Messung kann durch Kapazitten und Widerstnde gezeichnet werden. Fr tiefe Frequenzen ist der Blindwiderstand der Helmholtzkapazitt XCh hochohmig, der Strom fliesst vorwiegend durch den Zuleitungswiderstand Rz und durch die Faradeyimpedanz Rf. Bei steigender Frequenz wird XCh immer niederohmiger. Der Stromfluss durch die Kapazitt nimmt zu. Die Gesamtimpedanz der Parallelschaltung von XCh und Rf wird niederohmiger. Somit sinkt die Gesamtimpedanz der Elektroden mit Zunahme der Frequenz. Beim biologischen Gewebe fliesst bei niedrigen Frequenzen der gesamte Strom durch den Extratellularraum Re. Bei hheren Frequenzen wird der Blindwiderstand der Membran-Kapazitt XCi niederohmiger. Der Strom fliesst jetzt nicht nur durch Re, sondern auch durch Ri und XCi. Somit sinkt die Gesamtimpedanz des biologischen Gewebes bei hheren Frequenzen. Die berlegungen decken sich mit dem Impedanzverlauf nach [Gabriely et al., 1996].Rz: Zuleitungswiderstand Ch: Helmholtzkapazitt Rf: Faradeyimpedanz Ri: Widerstand des Zellinnenraumes Ci: Membran-Kapazitt Re: Widerstand des Extrazellularraumes

Abb. 8 Ersatzschaltbild fr die EIT-Messung, Simulationen der Schaltung mit Tina sind schwierig zu machen, denn die Werte der Widerstnde und Kondensatoren sind nicht bekannt und variieren aufgrund der Hautschichtdicke und der Hautfeuchtigkeit von Person zu Person

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2.3

Einsatzgebiet der elektrischen Impedanztomographie

Zurzeit wird die elektrische Impedanztomographie noch nicht im klinischen Alltag eingesetzt. Im Bereich der Forschung wird jedoch die elektrische Impedanztomographie schon verwendet. Die Firma Drger mchte noch dieses Jahr das erste EIT-Gert fr den klinischen Alltag auf den Markt bringen. Anwendungen sind vor allem in der Lungenberwachung von beatmeten Patienten vorgesehen. Denkbar sind auch Anwendungen am Herz. Anhand der Frequenzverteilung der aufgenommenen Impedanznderung (Abb. 9) kann durch Filtern die Impedanznderung des Herzens sowie der Lunge separat aufgezeichnet werden. In Abbildung 9 ist das Frequenzspektrum der relativen Impedanznderung eines Neugeborenen dargestellt Herzfrequenz 1204

Tina: Elektronisches Simulationsprogramm 6

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Schlge, Atemfrequenz 60 Atemzge pro Minute. Die funktionelle ResidualKapazittsnderungen (FRC-change) sind kaum vorhanden und sind fr die elektrische Impedanztomographie kaum von Bedeutung.

[Riedel, 2009]Abb. 9 Frequenzspektrum der Impedanznderung von einem Neugeborenen, Atemfrequenz 1 Hz, Herzfrequenz 2 Hz

Wird die relative Impedanznderung im Bereich von 2 Hz dargestellt, kann die Impedanznderung des Herzens beobachtet werden (Abb. 10 rechts). Es kann nicht nur das Schlagen des Herzens ermittelt werden, sondern auch die Schlagkraft. Durch Darstellen der relativen Impedanznderungen im Bereich der Atemfrequenz kann das Aus- und Einatmen berwacht werden.

[Riedel, 2009]

[Riedel, 2009]

Abb. 10 links: 32 x 32 Pixel-Bild der Impedanznderung der Lunge bei einem Neugeborenen; rechts: 32 x 32 PixelBild der Impedanznderung beim Herz bei einem Neugeborenen

Weitere Anwendungsgebiete der elektrischen Impedanztomographie sind im Bereich des Gehirnes denkbar. Nach einem Schlaganfall entstehen massive Strungen der Durchblutung des empfindlichen Gehirngewebes. Dauert diese Strung zu lange, nimmt die Gefahr von Folgeschden zu. Erste Pilotversuche haben gezeigt, dass EIT auch durch die kncherne Schdeldecke hindurch pulsierendes Blut sichtbar machen kann. Schlaganflle knnten so frher diagnostiziert und behandelt werden. [1]

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2.4

Andere Mglichkeiten zur Bestimmung der Impedanzverteilung im Krper

Mittlerweilen existieren einige medizinische Messtechniken, wie beispielsweise die Bioimpedanzspektroskopie (BIS), die Bioimpedanz-Analyse (BIA) oder die kontaktlose magnetische Impedanzmessung, welche zur Bestimmung der Impedanzverteilung im Krper eingesetzt werden. Im anschliessenden Unterkapital wird auf die kontaktlose Impedanzmessung eingegangen. 2.4.1 Kontaktlose Magnetimpedanzmessung

Gngige Messtechniken wie EIT oder BIS beruhen auf kontaktbasierten Messmethoden. Die kontaktlose magnetische Impedanzmessung hat den grossen Vorteil, dass keine Elektroden und somit auch keine Elektroden-Gewebe-bergnge vorhanden sind. Dadurch knnen Messfehler, verursacht durch diesen bergang, verhindert werden. Mit der kontaktlosen Magnetimpedanzmessung kann die elektrische Leitfhigkeit von biologischem Gewebe durch magnetische Wechselfelder ermittelt werden. [Cordes et al., 2009] Das Messprinzip funktioniert wie folgt: Ein usseres, homogenes, magnetisches Wechselfeld induziert in einem leitfhigen Gewebe eine Spannung. Bedingt durch die Gewebeimpedanz und somit auch durch die elektrische Leitfhigkeit fliesst ein Wirbelstrom (Abb. 11). Das durch den Strom hervorgerufene magnetische Feld kann mit einer Messspule detektiert werden. Fr weitergehende Informationen wird auf [Cordes et al., 2009] verwiesen. 5

[Cordes et al., 2009]Abb. 11 Komplettes Messsystem bestehend aus den zwei Messspulen, einem Probengefss und der Helmholtz-Spule MUSIMITOS = Multichannel simultaneous magnetic induction measurement

2.5

Elektroden

Fr die Referenzmessung am Menschen sowie am Testaufbau werden BR50-K EKGElektroden von Blue Sensor verwendet. Die Elektroden weisen eine Kontaktflche von 20 mm x 28 mm auf. Ein direkt an der Elektrode befestigtes Kabel verfgt ber einen Stecker, welcher direkt am Verbindungsstck des EIT-Gertes angeschlossen werden kann. Weiter werden diese Elektroden im Inselspital fr EKG-Untersuchungen an Kleinkindern eingesetzt.

Abb. 12 Foto von AMBU BR50-K-Elektrode

5

Komplette Verffentlichung ist auf der CD zu finden 8

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2.6

Textilelektroden

Der Einsatz von Textilelektroden in der Medizinaltechnik steht noch in den Anfngen. Anwendungen reichen von Heiztextilien ber textile Busstrukturen bis zu gestrickten Elektroden fr das Messen von EKG-Signalen. Sogar Anwendungen zur Stimulation von Muskelsignalen werden ausgetestet. Die neuartigen Elektroden mssen hohe Ansprche wie gute Leitfhigkeit, waschbar, elastisch, stickbar, einfache Verarbeitung und Korrosionsfestigkeit erfllen.[Rotsch el al., 2006], [Mhring et al., 2006]

Zum jetzigen Zeitpunkt ist die Signalqualitt der Textilelektroden noch markant schlechter als jene von Nassgelelektroden. Um die Signalqualitt zu verbessern, knnten die Textilelektroden mit einem Gel kombiniert werden. Nach Aussagen der EMPA in St.Gallen sollen ab dem Sommer Textilelektroden mit vergleichbarer Messqualitt herstellbar sein. [Camenzind, 2010] 2.6.1 Verwendetes Material fr den Grtel

Als Ausgangsstoff wird ein nicht leitendes Garn verwendet. Anschliessend wird dieses Garn mit galvanischen, beziehungsweise elektrochemischen Prozessen leitend gemacht (Abb.13). Oft wird Silber als Beschichtungsmaterial eingesetzt. Je nach Schichtdicke des Silbers kann ein Widerstand zwischen 20 und 40 Ohm pro Meter erreicht werden.[Rotsch el al., 2006, S.920]

Abb. 13 Foto eines leitenden Garnes

Die 500-fache Vergrsserung (Abb. 14) des Garnes zeigt die einzelnen beschichteten Fasern, welche zu einer Litze zusammengefhrt sind.

Abb. 14 500-fache optische Vergrsserung des Garns

2.6.2

Verwendete Elektroden

Die verwendeten Elektroden wurden mit einem Garn mit ungefhr 20 /m hergestellt. Dabei wurden die Elektroden in einen elastischen Stoff eingestickt und anschliessend der PrymDruckknopf eingepresst (Abb. 15). An diesen Knopf kann direkt ein EKG-Kabel angeschlossen werden. Fr eine Elektrode sind bis zu 2'500 Nhstiche notwendig. In der Elektrode befindet sich ein Stoff, welcher die Feuchtigkeit aufsaugt und so eine bessere Kontaktierung ermglicht. Der ohmsche Widerstand vom Prym-Knopf zur Hautkontaktflche der Elektrode runde Flche betrgt in trockenem Zustand 0.8 , in leicht feuchtem Zustand 0.3 . Die Elektroden knnen bis zu 100-mal ohne Verlust der Leitfhigkeit gewaschen werden. Weiter kann die Elektrode in Kombination mit einem leitenden Gel eingesetzt werden. Der Durchmesser der Sensorflche ist mit 2.5 cm ungefhr 1 cm grsser als die T-00-S EKG-Elektrode von Ambu.

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Abb. 15 links: Rckseite der Textilelektroden mit Prym-Knopf fr Anschlusskabel; rechts: Vorderseite der Elektroden

2.7

Grtel

Der Grtel wird aus drei Textillagen gefertigt. In die oberste Schicht werden die runden Elektroden eingestickt (Abb. 15 rechts), in die zweite Lage wird eine Verbindung zum Prym-Knopf hergestellt (Abb. 15 links), die dritte Stofflage dient zum Abdecken der Kontaktflche. Zuletzt ist auf der Aussenseite nur noch der Prym-Knopf sichtbar. Der Grtel ist 10 cm breit, nicht gedehnt betrgt die Lnge 75 cm, gedehnt 110 cm. So ist es mglich, Patienten in diesem Thoraxumfangbereich zu messen. ber einen Klettverschluss kann der Grtel zusammengefgt werden (Abb. 16). Das elastische Material des Grtelprototyps ist nicht wasserabweisend. Es ist deshalb wichtig, dass die Elektroden nur lokal und nicht zu fest befeuchtet werden, ansonsten entsteht eine unerwnschte Verbindung zwischen zwei Elektroden und der Strom fliesst nicht mehr in den Krper hinein sondern nur entlang des Grtels.

Abb. 16 Foto des Elektrodengrtels, auf der Rckseite knnen die Kabel angeschlossen werden, die Befestigung wird ber Klettverschlsse gemacht

2.7.1

Grtelherstellung

Die Elektroden werden auf einer Stickmaschine hergestellt. Bei diesem aufwndigen Stickprozess kann die Maschine nur mit einem Drittel der maximalen Geschwindigkeit fertigen. Der Nadelabstand betrgt einen franzsischen Zoll (2.708 cm), er kann nicht verstellt werden. Werden die Elektroden in einem Abstand von einem franzsischen Zoll oder ein Vielfaches davon positioniert, ist es mglich, die 16 Elektroden gleichzeitig zu fertigen, sonst muss jede Elektrode einzeln nacheinander gestickt werden, was den Herstellungsprozess nicht nur zeitlich verlngert sondern auch verteuert.

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2.8 2.8.1

Weitere Arbeiten im Bereiche der EIT CSEM in Landquart

Das CSEM in Landquart beschftigt sich seit zwei Jahren intensiv mit der elektrischen Impedanztomographie. Das Ziel ihrer Arbeit ist es, ein Phantom zu erstellen, welches das Charakterisieren verschiedener EIT-Gerten ermglicht. Die Schwierigkeiten bei der Herstellung eines solchen physikalischen Modells des menschlichen Thoraxes liegen in der exakten Nachbildung, dem Einsetzen und Positionieren von Fremdkrpern, die beispielsweise Herz oder Knochen simulieren, und besonders dem Nachbilden der Bewegung Impedanznderung verursacht durch die Ventilation der Lunge. Fr den Bau des Phantoms verwendet das CSEM leitende Kunststoffe, deren Impedanz bei der Herstellung durch Einbringen von leitenden Teilchen festgelegt wird. [2] Weitere Arbeiten der Forscher sind ein Testaufbau, welcher aus vier Lagen Elektroden besteht und durch seine Mehrlagigkeit die Erkennung von Fremdkrpern in z-Richtung ermglicht und ein Prototyp eines EIT-Systems mit 32 Elektroden. Bei diesem Prototypen wird im Vergleich zu den heute erhltlichen EIT-Gerten die Signale direkt an den Elektroden vorverarbeitet und Analog-Digital gewandelt. Dadurch kann das Verhltnis zwischen dem eigentlichen Signal und Strungen, welche hauptschlich durch die Kabel entstehen, verbessert werden. Jedes Elektrodenpaar kann entweder als Stromeinspeisung oder als Spannungsmesser eingesetzt werden. Der Datentransfer zwischen Elektroden und Computer wird via ETHERNET gemacht. Die Herren Dr. Brunner und Dr. Bhm grndeten letztes Jahr die Firma swisstom, um dieses EIT-System zu vermarkten. Gemss Aussagen von Herrn Dr. Bhm betrgt der Marktwert fr Elektrische Impedanztomographie-Gerten ber eine Milliarde Franken.[Brunner et al., 2008]

[3]Abb. 17 links: Fotos der Phantome vom CSEM in Landquart; rechts: Fotos des Phantoms mit Fremdkrper sowie aktive Elektroden des Testsystems von swisstom

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2.9

Messaufbau mit lock-in-Verstrker

Der EIT-Versuchsaufbau weist eine Hhe von 100 mm auf. [Waldmann, 2010] Damit kann der Einfluss des Stromes, welcher nicht direkt durch den Thorax hindurch fliesst, bercksichtigt werden. Um die Simulationen mit den Messwerten vergleichen zu knnen, wird die Randspannung am Testaufbau gemessen. ber den Funktionsgenerator wird eine Frequenz von 50 kHz eingespeist. Anhand der Strommessung wird die Spannung am Generator so eingestellt, dass ein Spitzenstrom von 5 mA fliesst. Das erzeugte Signal wird ber zwei EKG-Elektroden 15 und 16 in den Testaufbau, welcher mit Wasser gefllt ist, eingeleitet (Abb. 18 unten). Die Elektrode 1 wird als Referenzwert festgelegt. Mit der zweiten Messsonde wird reihum an jeder Elektrode das Potential gemessen. Am lock-in-Verstrker wird die Spannungsdifferenz zwischen dem Referenzwert und der jeweiligen Randspannung berechnet. Die am Gert eingestellte Eingangsfrequenz wird prioritr verstrkt, Strsignale werden herausgefiltert. Der Testaufbau wird mit Wasser gefllt, welches eine geringere Leitfhigkeit als Kochsalzlsung aufweist, damit die Randspannungsdifferenzen grsser sind. Damit ein Strom von 5 mA fliessen kann, wird die Amplitude der Eingangsspannung auf 2.3 V eingestellt.

Abb. 18 oben: Foto des Messaufbaus, mit dem Multimeter wird der Strom gemessen, am Oscilloscope wird das Eingangssignal dargestellt, am lock-in-Verstrker wird das Messsignal ausgewertet; unten: Blockschaltbild des Messaufbaus, Elektrode 1 wird als Referenzelektrode festgelegt, ber die Elektroden 15 und 16 wird das Eingangssignal eingespeist, anschliessend reihum die jeweiligen Spannungen an den Elektroden gemessen

A. Waldmann

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2.10 Messaufbau mit dem EIT-Gert Die 16 Elektroden werden an der Testform befestigt (Abb. 19 oben). ber die Kabel werden die Signale mit dem EIT-Gert (GoeMF-II) verbunden und der Aufbau mit NaCl-Lsung (Natrium Chloratum 0.9%) gefllt. Die GND-Elektrode wird auf den Testaufbaurand geklebt. Die Messdaten werden ber ein USB-Kabel an den PC weitergeleitet und mit der Software von CardinalHealth ausgewertet. Das Eingangssignal hat eine Frequenz von 50 kHz und eine Amplitude von 5 mA. Das Blockschaltdiagramm (Abb. 19 unten) zeigt den Messaufbau und gibt an, wie der Testaufbau, das EIT-Gert und der PC miteinander verbunden sind.

Abb. 19 oben: Foto des Messaufbau fr Messungen am Testaufbau mit lock-in-Verstrker; unten: Blockaltbild des Versuchsaufbaus

A. Waldmann

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2.11 Gerte-Konfigurationen Es wird das GoeMF-II-EIT-Gert verwendet, welches von CardinalHealth in Zusammenarbeit mit der Universitt von Gteburg 2004 entwickelt wurde. Das Gert arbeitet nach dem Sheffield-Prinzip und wird nur als Forschungsgert eingesetzt. Im folgenden Unterkapitel werden die wichtigsten Gerteeinstellungen erlutert. Fr weiterfhrende Informationen wird auf das Manual von CardinalHealth verwiesen. 2.11.1 bergangsimpedanz Das EIT-Gert misst zu Beginn die bergangsimpedanz zwischen Elektroden und Haut. Ist eine Elektrode nicht sauber befestigt, so wird dies vom Gert festgestellt. Anschliessend kann manuell der impedance alarm threshold (rote Linie) eingestellt werden. Wird bei einer Messung dieser Wert berschritten, zeigt dies das Gert an. Die frischen EKGReferenzelektroden haben eine wesentlich tiefere Impedanz (Abb. 20 links) als ausgetrocknete Elektroden (Abb. 20 rechts). Das measurement protocol gibt an, wie viel Mal pro Sekunde ein Zyklus durchlaufen wird. Im dargestellten betrgt dieses 13 Hz.

Abb. 20 links: Impedanzverteilung bei neuen Silber / Silberchlorid EKG-Elektroden (Referenzelektroden) am Testaufbau, die Impedanzwerte liegen unter 100 , der alarm threshold wurde auf 170 festgelegt; rechts: mit eingetrockneten Referenzelekroden, die Impedanz ist wesentlich hher und damit das Gert funktioniert, muss der threshold auf 800 festgelegt werden. Das measurment protocol wurde in beiden Fllen auf 13 Hz gelegt

2.11.2 Frequenz-Einstellungen Die Einspeisefrequenz kann zwischen 25 kHz und 96 kHz manuell eingestellt werden (Abb. 21 links). Fr die Messungen wurde die Frequenz immer auf 50 kHz festgelegt, da auch bei der Semesterarbeit mit dieser Frequenz gemessen wurde. Blau ist die eingestellte Frequenz eingezeichnet, rot die Strungen, welche auftraten. Idealerweise liegen die Frequenzen der Nutz- und der Strsignale weit auseinander. Das mittlere Bild zeigt, dass alle Elektroden sauber angebracht sind. Ist eine Elektrode nicht sauber befestigt, respektiv berschreitet eine Elektrode den eingestellten impedance alarm threshold, so erscheint diese Elektrode rot. Die Verstrkung (Abb. 21 rechts) wurde auf 20 dB festgelegt. Gemss Manual sollte die Verstrkung so hoch wie mglich gewhlt werden, ohne dass der signalamplitude-plot rot wird.

A. Waldmann

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Abb. 21 links: Einstellung der Frequenz, blau ist die eingestellte Frequenz dargestellt, rot der noise, um eine mglichst hohe signal to noise-ratio zu erhalten, muss die Frequenz in einen noisearmen Bereich gewhlt werden; Mitte: Darstellung der Elektroden, sind die Elektroden grn gezeichnet, befindet sich die bergangsimpedanz unter dem gewhlten threshold; rechts: Einstellung der Verstrkung und Anzeige des Stromes, die Verstrkung wurde in diesem Fall auf 20 dB festgelegt

2.11.3 berprfung des Eingangssignals Whrend der Messung mit dem GoeMF-II-Gerte wird mit dem Oscilloscope Tektronix MSO 4034 sowohl das Eingangs- wie das Messsignal erfasst (Abb. 22 rechts). Gemessen wird an den Elektroden 11 und 12 (Abb. 22 links). Bei 16 Elektroden und einem measurement protocol von 13 Hz dauert ein gesamter Mess- und Einspeisezyklus ca. 76 ms (Abb. 22 rechts).

Abb. 22 links: Blockschaltdiagramm des Messaufbaus, fr die Aufzeichnung der Signale wird der KO Tektronix MSO 4034 350MHz / 2.5GS/s; rechts: Messsignal fr einen Messzyklus

Je mehr sich die Einspeisung den Elektroden 11 und 12 nhert, desto grsser wird die Amplitude des Signals an den Messpunkten. Exakt abgebildet wird das Eingangssignal, wenn das GoeMF-II an denselben Positionen einspeist wie gemessen wird 11 / 12. Die Amplitude betrgt in diesem Fall 1.7 V. Wird das Signal ber die Elektroden 10 und 11 beziehungsweise 12 und 13 eingespeist das Oscilloscope und das GoeMF-II haben somit nur einen gemeinsamen Punkt wird die Amplitude entsprechend kleiner (Abb. 23 links). Einer Sequenz von zehn Sinuswellen mit einer Frequenz von 50 kHz folgt eine Pause von 270 s (Abb. 23 rechts). Fr eine Simulation werden insgesamt 13 solche Sequenzen bentigt. Der Abstand zwischen den Sequenzen ist nicht regelmssig der Signalunterbruch nach dem ersten Paket ist grsser als bei den darauf folgenden (Abb. 23 links).

A. Waldmann

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Abb. 23 links: Signal am Oscilloscope an den Elektroden 11 und 12; 13 Sequenzen 10 Sinuswellen; rechts: zeitlich gedehnte Darstellung von zwei Sequenzen, die Amplitude betrgt ungefhr 1.7 V

2.11.4 Messsignal Das Messsignal weist eine Amplitude von 3 mV auf und ist verrauscht (Abb. 24). Der sinusfrmige Verlauf ist jedoch gut erkennbar. Nach dem Filtern kann dieses Signal ausgewertet werden. Das Rauschen knnte durch die langen nicht verdrillten freiliegenden Kabel oder das Belasten des Messsignals durch nicht angepasste Messsonden entstanden sein.

Abb. 24 Ausschnitt des Ausgangssignals, es wird die Spannungsdifferenz an zwei Elektroden aufgezeichnet, die Amplitude des sinusfrmigen Signals betrgt 3 mV und ist stark verrauscht

2.12 Messung am Mensch Um Erfahrungen mit Messungen am Menschen zu machen, wurden 16 (Ambu BR-50-K) Elektroden in regelmssigem Abstand um den Thorax befestigt. Die Elektroden weisen direkt einen Stecker auf und knnen so an das EIT-Gret angeschlossen werden. Diese Elektroden werden von Herrn Dr. Riedel bei Untersuchungen an Neugeborenen eingesetzt. Bei Erwachsenen werden unter anderem auch T-00-S Elektroden von Ambu verwendet. 2.12.1 Einstellungen Der impedance alarm threshold wurde auf 600 eingestellt die Werte lagen bei allen Elektroden im Bereich von 200 , beim Versuchsaufbau waren sie um etwa die Hlfte kleiner (Abb. 25). Beim Testaufbau sind die Elektroden direkt in der Kochsalzlsung positioniert und so entsteht kein hochohmiger bergang wie bei der Haut. Aus diesem Grund ist die Impedanz hher.

A. Waldmann

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Die Frequenz wurde auf 50 kHz eingestellt und die Verstrkung bei 14 dB beschrnkt (Abb. 25 rechts). Die Strungen (roter Peak) eingezeichnet im injection frequency / interference plot liegen nicht in der Nhe der Einspeisefrequenz (blauer Peak). Weiter sind im electrode contact-plot alle Elektroden grn eingezeichnet. Die Elektroden erscheinen rot, sobald die injection impedance grsser als der eingestellte threshold ist.

Abb. 25 links: bergangsimpedanz der Elektroden, rot ist die impedance alarm threshold eingezeichnet; rechts: Frequenzeinstellung bei 50 kHz und die Signal Amplitude bei einer Verstrkung von 14 dB

2.12.2 Referenzmessung Die ersten Messungen wurden an einer gesunden Testperson mit handelsblichen EKGElektroden durchgefhrt. Diese Messungen dienten der Referenz. Die Elektroden wurden in regelmssigen Abstnden auf ungefhr der gleichen Hhe um den Thorax geklebt. Die erste Elektrode wurde auf dem Brustbein platziert, die neunte auf der Wirbelsule. Die genaue Positionierung dieser beiden Elektroden ist wichtig fr die Auswertsoftware, damit sie das Schnittbild richtig darstellen kann. Die GND-Elektrode wurde wie vorgeschrieben 5 cm unter dem Elektrodenring positioniert. Nun wurden die Messdaten ber das EIT-Kabel an das EIT-Gert weitergeleitet und dort ausgewertet. Die Schnittbilder der Lunge wurden im Stehen aufgenommen.

Abb. 26 links Foto des Gesamtaufbaus ; rechts Foto der Elektroden

A. Waldmann

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2.13 Messungen mit dem Elektrodengrtel Der Elektrodengrtel wurde unterhalb der Brust platziert, die Elektroden ber Kabel an das EIT-Gert angeschlossen. Die GND-Elektrode wurde mit einer herkmmlichen hochwertigen EKG-Elektrode (T-00-S) gemacht.

Abb. 27 links: Foto Messaufbau mit Elektrodengrtel, die 17 Elektroden 16 Messelektroden und eine GND-Elektrode werden mit dem EIT-Gert verbunden; rechts: Foto des Elektrodengrtels mit zustzlichem Hosengrtel fr die Erhhung des Anpressdruckes

Es wurde Schritt fr Schritt gemessen: - Zuerst wurde der Elektrodengrtel in trockenem Zustand um den Thorax befestigt, um den bergang zwischen Elektroden und Haut zu testen - Um den Anpressdruck der Elektroden zu verbessern, wurde mit einem Hosengrtel zustzlich Druck auf die Elektroden gegeben - Danach wurden die Elektroden mit einer Kochsalzlsung befeuchtet, um einen geringeren bergangswiderstand zu erzielen. Gemessen wurde einmal ohne zustzlichen Anpressdruck durch einen Hosengrtel das andere Mal mit Grtel - Einzelne Elektroden im Bereich der Wirbelsule und des Brustbeines wurden vorgespannt. Dazu wurde ein ovales Kunststoffteil zwischen den Elektrodengrtel und den Hosengrtel geklemmt. Weiter wurden diese Problemelektroden mit einem gut leitenden Hydrogel kombiniert, um den bergangswiderstand zu verkleinern - Zuletzt wurde der gesamte Elektrodengrtel mit einem leitenden Elektrodengel bestrichen, dadurch wurde der bergangswiderstand vermindert 2.13.1 Elektrodengel Um einen besseren bergangswiderstand zwischen Elektroden und Haut zu erreichen, wurden die Elektroden mit einem Gel, beziehungsweise mit Kochsalzlsung, befeuchtet. - Kochsalzlsung: Natrium Chloratum Bichsel Na09 - Elektrodengel: SignaGel von Parker fr EKG, Defibrillation, Biofeedback, EMG - Hydrogel: Hydrogel fr Elektroden von Aquamed Technologie Die verwendeten Textilelektroden lassen sich problemlos mit Gel, respektive mit Kochsalzlsung kombinieren (Abb. 28). Das Gel kann auch leicht wieder ausgewaschen werden. Bei der Kochsalzlsung ist zu beachten, dass nicht zu viel Flssigkeit eingesetzt wird, weil sonst ein direkter Kontakt zwischen zwei benachbarten Elektroden entstehen knnte.

Abb. 28 Foto der Elektroden in Kombination mit Gel A. Waldmann 18


2.14 Simulationen Im Vergleich zu den Messungen mit dem EIT-Gert ermglichen die Simulationen einen Einblick in das Innere des Messobjektes. Es knnen nicht nur die Randspannungen abgegriffen werden, sondern es ist auch mglich, den Verlauf von quipotential- und Stromlinien sowie die Verteilung der Stromintensitt darzustellen. Die 3D-Siumlationen mit Comsol Multiphysics erlauben einen direkten Vergleich der gemessenen zu den simulierten Daten. Weiter werden nicht wie bei der 2D-Simulation die Elektroden als Schnitt dargestellt, sondern als 3D-Objekte. Ziel der 3D-Simulationen ist es herauszufinden, wie fest die 2D- von der 3D-Simulation abweicht. Anschliessend wird die 2DSimulation auf das 3D-Modell abgestimmt und die Simulationen in 2D gemacht. Die Abmessungen, die Leitfhigkeit und die Randbedingungen wurden auf den Testaufbau abgestimmt und im dreidimensionalen Raum wie im zweidimensionalen Raum gleich gewhlt. Alle Simulationen wurden mit Gleichstrom durchgefhrt. Da die Simulation nur resistive und keine kapazitive Anteile aufweist, ist die Simulation frequenzunabhngig. 2.14.1 3D-Aufbau Der Simulationsaufbau wird nach der Geometrie des Versuchsaufbaus der Semesterarbeit gemacht. Der Radius misst 125 mm Umfang 800 mm die Hhe 100 mm. Es werden nur zwei Einspeiseelektroden gezeichnet (Abb. 29). Diese werden rechteckig dargestellt und wiesen die Dimension der AMBU BR50-K-Elektroden auf (20 x 28 mm). Die Zentren der beiden Elektroden sind um 22.5 auseinander dies entspricht einem Sechzehntel eines Kreises und befinden sich auf halber Hhe des Versuchsaufbaus. Der Versuchsaufbaurand (rot) ist elektrisch isoliert. Bei einer Elektrode fliesst ein Strom von 5 mA hinein, bei der anderen wieder heraus. Der Versuchsaufbau ist mit homogener Leitfhigkeit w charakterisiert. Als Leitfhigkeit w wurde Leitungswasser genommen, diese betrgt 5.5 10-3 S/m. [4] Das elektrische Potential am Referenzpunkt wurde auf 0 V gelegt. Die Hilfsebene dient der Datenauswertung am Objektrand. Es wurden keine Simulationen mit Fremdkrpern in 3D gemacht.

Abb. 29 Randsegmente des Versuchsaufbaus

Bei der 2D-Simulation wird die Hilfsebene (Abb. 29) abgebildet, die Einspeiseelektroden durch einen 20 mm langen Kreisbogen b ersetzt und zustzlich in regelmssigem Abstand 14 Messpunkte auf dem Rand positioniert (Abb. 30). ber zwei Kreisbogen (grn eingezeichnet) wird ein Strom von 5 mA eingespeist. Die rot eingezeichnete Kreislinie ist elektrisch isoliert. Weiter weist die Flche der Hilfsebene eine homogene Leitfhigkeit w auf. Je nach Simulation wird ein Fremdkrper mit einer anderen Leitfhigkeit im Versuchsaufbau platziert und die nderungen am Versuchsaufbaurand beobachtet. Die Leitfhigkeit des Fremdkrpers PET betrug 10-12 S/m. [Kuchling, 2005] Der Fremdkrper wirkt im Vergleich zu Wasser wie ein Isolator.

A. Waldmann

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Abb. 30 Darstellung der 2D-Simulation mit Comsol, der Umfang misst 800 mm, der Messpunkteabstand 50 mm und die Stromeinspeisung

Berechnung der Bogenlnge: Einspeiseelektroden: Messelektrodenabstand:

b= b=

r 2 360 0.125 m 2 9 = 0.02 m 360

b=

0.125 m 2 22.5 = 0.05 m 3605.5 10-3 S/m 1 10-12 S/m 5 mA 20 mm (Breite der Ambu BR-50-K Elektrode) 22.5 800 mm

Kenndaten der Simulation: Leitwert von Wasser w: Leitwert von PET PET: Stromeinspeisung: Einspeiseelektroden-Lnge: Elektrodenabstand: Umfang des Aufbaus fr die Simulation:

Abb. 31 Colsol Multiphysics Simulationsaufbau krper (blau) und 16 Messpunkten (orange)

mit

Fremd-

Zwischen den gesetzten Messpunkten kann die Differenzspannung abgegriffen werden (Abb. 32). Diese Differenz wird auch beim EIT-Gert ausgewertet. Im Gegensatz zur Simulation knnen beim EIT-Gert nur die Spannungen an den 14 Messelektroden gemessen werden. Simulationen werden ohne Fremdkrper durchgefhrt, mit Fremdkrper in der Mitte und mit dem Fremdkrper 30 mm vom Testaufbaurand entfernt.

A. Waldmann

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Abb. 32 Spannungsabgriff am Testaufbaurand, Positionierung des Fremdkrpers (rot) an verschiedenen Stellen

2.14.2 Simulation Lunge Um einen berblick zu erhalten, wie der Verlauf im Thorax sein knnte, wurde ein vereinfachtes Modell simuliert. Die beiden Lungenflgel wurden durch zwei Ovale ungefhr nachgebildet und mit einer Leitfhigkeit l von 110-12 S/m isolierend im Vergleich zum Wasser charakterisiert. Die vereinfachten Lungenflgel wurden einmal gross gezeichnet (Abb. 33 links) Einatmung und einmal klein gezeichnet (Abb. 33 rechts) Ausatmung. Die Messelektroden (orange) sind mit regelmssigem Abstand gezeichnet. Eingespeist wird ber einen Kreisbogen von 20 mm. Kenndaten der Simulation: Leitwert von Wasser w: Leitwert von Luft l: Stromeinspeisung: Einspeiseelektroden-Lnge: Elektrodenabstand: Umfang des Aufbaus fr die Simulation: 5.5 10-3 S/m 1 10-12 S/m 5 mA 20 mm (Breite der Kinderelektroden) 360 / 16 = 22.5 800 mm

Abb. 33 links: Comsol-Abbildung der vereinfachten Lunge im eingeatmeten Zustand; rechts: Comsol-Abbildung der Lunge im ausgeatmeten Zustand

Die Form und Grsse der Lungenflgel wurden einem Schnittbild und einer schematischen Zeichnung (Abb. 34) nachgebildet. Die Simulation kann nicht mit einer realen Messung am Thorax eines Menschen verglichen werden, sie gibt aber Aufschluss ber den Verlauf der Strom- und quipotentiallinien bei zwei Fremdkrpern.

A. Waldmann

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[Tanyi et al., 2007]

[5]

Abb. 34 links: Schematische Darstellung des Thoraxes eines Lungenphantoms; rechts: CT-Bild eines Thoraxes

2.14.3 Mesh Der Mesh in der 3D-Simulation wurde auf 1161950 Elemente festgelegt. Entlang den Einspeiseelektroden wurde ein verdichteter Mesh gezeichnet, denn dort sind die grssten Einflsse der Einspeisung vorhanden.

Abb. 35 Mesh-Verteilung im 3D-Modell

In der 2D-Simulation wurde der Mesh auf 73'912 Elemente festgelegt. Auf der Seite der Einspeiseelektroden wurde ein verdichteter Mesh gezeichnet.

Abb. 36 Mesh-Verteilung im 2D-Modell, engerer Mesh bei den Einspeiseelektroden

A. Waldmann

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2.15 Datenauswertung Die Software von CardinalHealth ist fr den Spitalalltag gedacht. Es besteht deshalb kein Zugriff auf die Messdaten. Mit einer lteren Softwareversion des EIT-Gertes besteht dagegen die Mglichkeit, auf Rohdaten einer EIT-Messung zuzugreifen. Die Rohdaten knnen anschliessend mit dem Softwaretool EIT_Data_Analyser 6 , welches vom Inselspital entwickelt wurde, ausgewertet werden. Diese Software verarbeitet die Messdaten nach der Rckprojektion. Es kann damit die Impedanzverteilung in den einzelnen Schnittbildbereichen rechter / linker Lungenflgel oder posterior / anterior Bereich separat ausgewertet werden. Die relative Impedanznderung (Abb. 37) entspricht dem Atmungsverlauf. Im dargestellten Fall wurde bei 90 Sekunden stark eingeatmet, welches zu einer hohen Impedanznderung in diesem Bereich fhrte. Anhand des Frequenzspektrums kann die Atmungsfrequenz abgelesen werden. Das Bild der Rckprojektion besteht aus einer Matrix von 32 x 32 Pixeln. Die Impedanz in jeder Pixelreihe wird im image-profile einzeln dargestellt. Daraus kann festgestellt werden, wie die Impedanzverteilung in den einzelnen Reihen aussieht. Anhand einer Filterung, welche manuell eingestellt werden kann, besteht die Mglichkeit, Artefakte wegzufiltern.

Abb. 37 EIT-Daten-Analyser-Software entwickelt vom Inselspital fr die Datenauswertung

6

Software ist auf der CD abgespeichert23

A. Waldmann


3 Ergebnisse und AuswertungIm folgenden Abschnitt werden die wichtigsten Ergebnisse der Simulationen und Messungen erlutert, Vergleiche zwischen 2D-, 3D-Simulationen und den Messresultaten gezogen, den Elektrodengrtel beurteilt und daraus Schlussfolgerungen gezogen. Weitere Simulationsund Messergebnisse sind im Anhang B zu finden. 3.1 Datenauswertung der Randspannungsmessungen am Testaufbau

Die Elektrode 1 wurde als Referenzelektrode gewhlt. Anschliessend wurde mit dem lock-inVerstrker die Spannungsdifferenz berechnet. (Stellvertretend fr alle Spannungsdifferenzen wurden in Abb. 38 U1, U2 und U3 eingezeichnet.) Die Spannungsdifferenzen nahe der Einspeisung U1 U2 U3 und U11 U12 U13 sind grsser als die Spannungen gegenber der Einspeisung. Die Spannungsdifferenzen zwischen der Referenzelektrode und den 13 Messelektroden sind im Plot dargestellt. Die Spannungsdifferenz zwischen der Referenzelektrode und der Messelektrode 14 ist am grssten, da direkt ber der Einspeisung gemessen wird. Die Spannungsdifferenz U1 ist am kleinsten da die Elektroden direkt nebeneinander liegen. Je weiter weg die Messelektroden von der Referenzelektrode liegen, desto grsser wird die Differenz. Der Unterschied zwischen U1 und U2 ist aber grsser als jener von U2 zu U3. Die Differenz zwischen den einzelnen Elektroden nimmt bis vis--vis der Einspeisung ab, dann wieder zu.

Abb. 38 links: Blockschaltbild des Messaufbaus, Elektrode 1 wird als Referenzelektrode gewhlt und anschliessend werden die jeweiligen Spannungen U1 bis U13 gemessen; rechts: Messergebnisse der jeweiligen Randspannungen

Um die jeweiligen elektrischen Potentiale zwischen den einzelnen Elektroden zu bestimmen, wurde jeweils die Spannungsdifferenz berechnet. Die maximale Differenz liegt zwischen den Elektroden 1 und 2 Spannung U1 (Abb. 39). Es wird klar ersichtlich, dass sich die Spannungen im Bereich der Einspeisung stark ndern und beim Entfernen immer kleiner werden. Vis--vis der Einspeisung U7 ist die Spannungsdifferenz an kleinsten. Da kein Fremdkrper im Testaufbau platziert wurde, ist die Randspannung symmetrisch die Spannungen U2 und U12, U3 und U11, U4 und U10, U5 und U9, sowie U6 und U8 sind nahezu gleich gross. Die Spannungen U1 und U13 nahe an der Einspeisung unterscheiden sich um 10 mV. Dieser Unterschied kann auf unterschiedliche Elektrodenwiderstnde zurckgefhrt werden.

A. Waldmann

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Abb. 39 links: Verteilung der 14 Messelektroden, die Einspeisung wird wie bei den Simulationen bei 180 gewhlt; rechts: Spannungsdifferenzen zwischen den einzelnen Elektroden

Um die Simulationen mit den Messergebnissen vergleichen zu knnen, wurden die gemessenen Randspannungen dem jeweiligen Winkel zugeordnet. Das Potential der Referenzelektrode kann nicht bestimmt werden, deshalb sind zwischen 180 und 360 nur sechs Messpunkte eingezeichnet (Abb. 40) zwischen 0 und 180 jedoch sieben. Die Einspeisung wird wie bei den Simulationen bei 180 gemacht. Die beiden Einspeiselektroden liegen 22.5 auseinander und sind je 11.25 von 180 entfernt. Die Referenzelektrode liegt bei 213.75. Die Spannung U1 wurde bei einem Winkel von 236.25 eingezeichnet. Rot wurden die Messwerte eingezeichnet. Da gegenber einer Referenzspannung und nicht gegenber GND gemessen wurde, entsteht ein off-set. Dieser betrgt im dargestellten Fall ca. 0.1 V. Um die Randspannungspunkte anschliessend mit den Simulationsergebnissen vergleichen zu knnen, wurde der off-set abgezogen und damit die Messpunkte um die x-Achse gruppiert (blaue Messpunkte). Der Randspannungsverlauf entspricht den erwarteten Werten. In der Nhe der Einspeiseelektroden um 180 sind die Spannungen hher und nehmen je weiter sie von der Einspeisung liegen ab. Gegenber von der Einspeisung bei 0 tendiert die Randspannung gegen 0 V.

Abb. 40 Spannungen entlang des Versuchsaufbaurands, rot die Messdaten, blau die normalisierten Werte

A. Waldmann

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3.2

Simulationen mit Comsol Multiphysics

Ein erster Blick auf die Simulationsergebnisse zeigt den Einfluss eines Fremdkrpers auf die Randspannung. Anschliessend werden die Ergebnisse der 3D-Simulation erlutert. Detaillierte 2D-Simulationsergebnisse zeigen den Randspannungsverlauf am Testaufbau auf und anhand von 14 Randpunkten wird ein Bezug zwischen Simulationen und Messungen hergestellt. 3.2.1 bersicht Randspannungen

Zur Einfhrung in die Simulationsergebnisse werden die Simulationen bersichtlich dargestellt und es wird der Einfluss eines Isolierenden Krpers, positioniert an verschiedenen Orten, auf die Randspannung gezeigt. Als leitendes Medium wurde Kupfer mit einem Leitwert cu von 6 10-7 S/m eingesetzt, fr den isolierenden Krper wurde der Kehrwert von Kupfer gewhlt. 7 Der isolierende Krper hat einen Einfluss auf die Randspannung. Wird der isolierende Krper nahe an den beiden Einspeisepunkten positioniert, ist der Einfluss am grssten (Abb. 41 braune Linie). Die Stromlinien werden so am meisten abgelenkt. Wird die isolierende Flche oben, respektive unten angelegt, sind die Einflsse vor allem am jeweiligen Randstck (zwischen 180-360 respektive 0-180) zu erkennen. Wird der Fremdkrper auf die x-Achse (Linie zwischen 0 und 180) gelegt, so betrgt das Potential bei 0 auch 0 V. Bei den anderen beiden Positionen (oben, unten) entsteht eine Potentialverschiebung. Der Strom fliesst entlang des isolierenden Krpers, jedoch nicht im Innern des Krpers. Die Unterschiede sind gering und die Auswertung deshalb nicht einfach.

Abb. 41 links: schematische Darstellung der Simulation, die isolierende Flche (orange) wird an verschiedenen Orten positioniert, von aussen eine Spannung angelegt und die Randspannung aufgetragen; rechts: qualitativer Verlauf der Randspannung bei verschiedenen Positionierungsorten, die Einspeisung wird im dargestellten Fall bei 180 gemacht

7

Verlauf von quitotentiallinen und Stromlinien sind im Anhang B zu finden26

A. Waldmann


3.2.2

Stromintensitt im 3D-Modell

Die Stromintensitt ist in der Mitte bei den Einspeiseelektroden am grssten und nimmt gegen den Rand hin immer mehr ab (Abb. 42). Bei den Einspeiseelektroden ist die Stromintensitt so gross, dass dieser Bereich mit dem verwendeten Farbmassstab nicht dargestellt werden kann. In der z-Achse nimmt die Stromintensitt schnell ab und ist 5 cm von den Einspeiseelektroden entfernt (obere Seite der Simulation) kaum mehr sichtbar.

z-Achse

Abb. 42 Stromintensittsverteilung im 3D-Modell auf fnf verschiedenen Scheiben, die beiden Quadrate sind die Einspeiseelektroden

3.2.3

3D-Randspannungen

Auf der Hhe der Einspeiseelektroden und am oberen Rand wurden die Randspannungen simuliert und aufgetragen (Abb. 43). Im 2D-Modell wurden die Randspannungen auf der vorgngig definierten Hilfsebene simuliert. Die 2D- und die 3D-Simulationen werden in der Abbildung 44 verglichen.

Abb. 43 links: Randspannung an der oberen Randkante, das Spannungsmaximum liegt bei ca. 0.7 mV; rechts: Randspannung in der Versuchsaufbaumitte, das Spannungsmaximum liegt bei ca. 9 mV, die Einspeisung wurde bei 180 gemacht

An der Versuchsaufbaukante (Abb. 43 links) ist die Spannung um ungefhr das 10-fache kleiner als in der Versuchsaufbaumitte. In der Mitte des Versuchsaufbaus betrgt die Randspannung nahe zu 9 mV. Sie fllt, je weiter von den Einspeiseelektroden entfernt gemessen wird, stark ab. In der Mitte der Elektroden (Winkel 180) ist das Potential 0 V.

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Bei einer Einspeisung von jeweils 5 mA, einmal im 3D-Modell (blaue Kurve) und einmal im 2D-Modell (rote Kurve), entsteht ein Randspannungsunterschied (Abb. 44). Die Amplitude der 2D-Simulation ist ca. ein Drittel grsser als jene der 3D-Simulation.

Abb. 44 Randspannungsdiagramm von der 2D (rot) und der 3D-Simulation (blau)

Die normalisierten 2D- und 3D-Kurven zeigen an, dass sich deren Verlauf, vor allem im Bereich zwischen 140 und 160 respektive zwischen 200 und 220, unterscheidet. Die Randspannung nimmt bei der 3D-Simulation jedoch schneller ab als in 2D-Simulation. Entlang der Einspeisung bei 180 verlaufen die beiden Kurven nahezu gleich. Mit grnen Punkten sind die Messungen am Testaufbau eingezeichnet. Diese liegen auf der 3D-Kurve. Die Werte der Simulation und des Testaufbaus im leeren Zustand, stimmen berein. Es ist deshalb denkbar, in Zukunft die Messungen am Testaufbau durch Simulationen zu ersetzen. Da sich die 2D- und 3D-Simulationswerte nur um einen immer gleichen Faktor unterscheiden, kann zudem auch auf die aufwndigere 3D-Simulation verzichtet werden. Im weiteren Verlauf der Arbeit wurden deshalb nur 2D-Simulationen mit einer Einspeisung von 5 mA durchgefhrt.

Abb. 45 Randspannungsvergleich, rot 2D-, blau 3D-Kurve, grn Messungen am Testaufbau, Einspeiseelektroden liegen bei 191.25 respektive bei 168.75

A. Waldmann

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3.2.4

Stromintensitt im 2D-Modell

Die Stromintensitt ist bei den Einspeiseelektroden am grssten und nimmt danach ab. Der Farbmassstab wurde im 2D- gleich gewhlt wie im 3D-Modell (0 bis 5 10-4 A/m2). Die Stromintensitt bei der Einspeisung ist grsser als 0.5 mA/m2, deshalb wird dieser Teil weiss dargestellt. Vis--vis der Einspeisung ist die Stromintensitt nahezu Null.

Abb. 46 Stromintensitt im 2D-Modell

Das Hhenprofil (Abb. 47) des elektrischen Potentials zeigt die markante Abnahme im Bereich der Einspeisung. Spannungsdifferenzen von Elektroden, welche nahe an der Einspeisung platziert sind, sind deutlich hher als bei entfernten Elektroden. Die Oberflche zeigt die Stromintensitt. Der Farbmassstab wurde hier zehnmal weniger empfindlich gewhlt (0 bis 5 10-3 A/m2).

Abb. 47 Hhenprofil zeigt das elektrische Potential, die Farben zeigen die Stromintensitt

A. Waldmann

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3.2.5

Randspannungsverlauf

Bei der EIT-Messung mit 16 Elektroden werden die Randspannungen an 14 Elektroden gemessen und ber die restlichen zwei der Strom eingespeist. Im Randspannungsdiagramm (Abb. 48 rechts) werden die Werte der Simulation des Versuchsaufbaus kontinuierlich aufgezeichnet. Weiter sind die 14 Messelektroden eingezeichnet. Diese geben Aufschluss, welche Spannungswerte effektiv abgegriffen und vom EIT-Gert verarbeitet werden. Bei einer homogenen Leitwertverteilung ist der Verlauf der Randspannung zwischen 0 und 180 (Einspeisungsort) und zwischen 180 und 360 gleich. Die maximale Spannung bei der Einspeisung betrgt ungefhr 13 mV und nimmt bis zur ersten Messelektrode um 9 mV ab. Die Randspannung vis--vis von der Einspeisung ist 0 V.

Abb. 48 links: Strom- und quipotentiallinienverlauf ohne Fremdkrper, bei 168.25 wird ein Strom von 5 mA eingespeist, bei 191.25 fliesst der gesamte Strom wieder aus dem Versuchsaufbau heraus; rechts: Randspannungsverlauf, blau sind die Potentiale der 14 Messelektroden eingezeichnet

Bei der inhomogenen Leitwertverteilung (Abb. 49 links) sind die Einflsse des isolierenden Krpers vor allem in den Bereichen zwischen 60 und 120 und 240 und 360 zu erwarten, denn dort verschieben sich die quipotentiallinien, verursacht durch die isolierenden PETStange, am meisten. Da der isolierende Krper im Zentrum platziert ist, sind die Einflsse in den Bereichen 0 und 180 sowie zwischen 180 und 360 gleich (Abb. 49 rechts). Um den Einspeisepunkt herum 180 verluft die Randspannung nahezu gleich wie ohne Fremdkrper (grne Linie in Abb. 49). Der Strom kann nicht durch den isolierenden Krper hindurch fliessen, die Stromlinien verlaufen entlang des Fremdkrpers. Die Stromlinien im Innern des isolierenden Krpers werden von der Simulation irrtmlich eingezeichnet (blaue Linien in Abb. 49 links). Es ist dort kein Stromfluss mglich. Da aber das Simulationsprogramm entlang der Achse (0 bis 180) in gleichmssigen Abstnden die Stromlinien platziert, werden auch in diesem Bereich Stromlinien dargestellt.

Abb. 49 links: Strom- und quipotentiallinienverlauf mit Fremdkrper in der Mitte, bei 168.25 wird ein Strom von 5 mA eingespeist, bei 191.25 fliesst der gesamte Strom wieder aus dem Versuchsaufbau heraus; rechts: Randspannungsverlauf, rot mit Fremdkrper in der Mitte, grn als Referenzwert ohne Fremdkrper, blau sind die Potentiale der 14 Messelektroden eingezeichnet A. Waldmann 30


Das Platzieren des Fremdkrpers nahe am Versuchsaufbaurand fhrt zu einer Verdichtung der Stromlinien in diesem Bereich (Abb. 50). Die Randspannungsnderungen sind hier deshalb am markantesten. Der Verlauf zwischen 0 und 180 ist nicht mehr symmetrisch zum Verlauf zwischen 180 und 360.

Abb. 50 links: Strom- und quipotentiallinienverlauf mit Fremdkrper oben, bei 168.25 wird ein Strom von 5 mA eingespeist, bei 191.25 fliesst der gesamte Strom wieder aus dem Versuchsaufbau heraus; rechts: Randspannungsverlauf, rot mit Fremdkrper oben, grn als Referenzwert ohne Fremdkrper, blau sind die Potentiale der 14 Messelektroden eingezeichnet

Das EIT-Gert wertet die Spannungsdifferenzen an den Elektroden aus, deshalb wurde dies auch in der Simulation so gehandhabt (Abb. 51).

Abb. 51 links: Spannungsdifferenzen am Randspannungsdiagramm, die Spannung U1 wird direkt neben der Einspeisung gemessen; rechts: schematische Darstellung der Spannungsdifferenzen U1 bis U13, sowie die Stromeinspeisung

Die Spannungsdifferenzen (Abb. 52) an den verschiedenen Messpunkten zeigen den Einfluss des Fremdkrpers deutlich. Wird der Fremdkrper in der Mitte platziert, sind die Unterschiede vor allem bei den Spannungen U5 bis U9 zu erkennen, wird er am Rande platziert, wird dies vor allem bei der Spannungsdifferenz U3 nhe des Fremdkrpers angezeigt. Die Spannung U6 ist beim leeren Versuchsaufbau nahezu gleich gross, wie wenn das Objekt am oberen Rand platziert wird. Die maximale Spannungsdifferenz ist in der Nhe der Einspeisung vorhanden (U1 / U13). Sie betrgt 1.6 mV. Die gemessene Spitzen-Spitzen-Spannung am EIT-Gert betrgt 6 mV (Abb.24). Die Unterschiede zwischen Simulation und Messung entstehen durch Vereinfachungen bei der Simulation, wie beispielsweise 2D- anstatt 3D-Simulation, kein bergang zwischen Elektronen und Ionenfluss, Weglassen der Elektrodeneinflsse sowie Abweichungen der Leitfhigkeit im Testaufbau gegenber der Simulation.

A. Waldmann

31


Abb. 52 Betrag der 13 Randspannungsdifferenzen der Simulationen, rot ohne Fremdkrper, blau mit Fremdkrper in der Mitte und grn mit Fremdkrper oben

3.3

Resultate am Testaufbau

Verschiedene Fremdkrper wurden im Versuchsaufbau platziert und die relative Impedanznderung mit dem EIT-Gert gemessen sowie das Rckprojektionsbild dargestellt das EITGert liefert direkt die rckprojizierten Daten. Die Auswertungen wurden mit der Software von CardinalHealth gemacht. (Bei der aktuellen Softwareversion von CardinalHeath besteht kein Zugriff auf die Rohdaten.) 3.3.1 Baseline-Setting

Das EIT-Gert misst Impedanznderungen, deshalb muss ein Referenzwert gesetzt werden. Dazu wurde der Testaufbau mit Kochsalzlsung gefllt und alle Fremdkrper aus dem Aufbau entfernt. Nun wurde der Referenzwert (Abb. 53 links) gesetzt. Mit der so kalibrierten Anordnung knnen nun nderungen bezglich des Referenzwertes erkannt werden. Die Software wertet Impedanznderungen an verschiedenen Orten des Versuchsaufbaus aus. Somit kann festgestellt werden, in welchen Quadranten (Abb. 53 rechts) eine Impedanznderung vorhanden ist. Aus der Auswertung kann keine Angabe ber die Impedanz des Fremdkrpers gemacht werden. Leitwerte werden jedoch mit verschiedenen Farben angezeigt. Objekte mit hoher Leitfhigkeit werden blau, solche mit isolierender Wirkung rot eingefrbt. Die Farbskalierung kann manuell eingestellt werden. Es ist deshalb zu beachten, dass die Farben nicht direkt von Grafik zu Grafik verglichen werden knnen. Das Bild besteht aus einer 32 x 32 Pixel-Matrix. Der Rckprojektionsalgorithmus orientiert sich an einem runden Objekt, deshalb werden die Eckpunkte nicht ausgewertet.

Abb. 53: links: Backprojektionsbild des Referenzwertes, die gesamte Flche hat die gleiche Impedanz; rechts: Aufteilung der Impedanzverteilung in den verschieden Quadranten

A. Waldmann

32


3.3.2

Fremdkrper

Fremdkrper mit besserer (Aluminium) und schlechterer (PET) Leitfhigkeit als Kochsalzlsung knnen im Testaufbau erkannt und lokalisiert werden (Abb. 54), ihre Konturen sind aber nicht exakt erkannt worden. Grssere Objekte (Aluminium-Stange) fhren zu einer erhhten Leitfhigkeit im gesamten Messaufbau.

Aluminium 70 mm

PET 30 mm

Abb. 54 links: Impedanzverteilung im Testaufbau, die isolierende PET-Stange hat eine hhere Impedanz (rot), die leitende Alu-Stange (blau) eine niedrigere als die Kochsalzlsung ; rechts: Foto des Versuchsaufbaus, 16 Ambu BR-50K-Elektroden werden am Testaufbau befestigt und die Signale ber Kabel zum EIT-Gert gebracht, die GND-Elektrode ist an Testaufbaurand angebracht

3.3.3

Kunststoffstange

Eine PET-Stange mit einem Durchmesser von 30 mm wurde an verschiedenen Orten im Versuchsaufbau positioniert und die Verteilung der Impedanz in den einzelnen Quadranten betrachtet. Simulationen mit Comsol Multiphysics im vorgngigen Kapitel geben einen berblick ber die Strom- und Spannungslinien im Innern des Versuchsaufbaus. Der Verlauf der globalen Impedanzverteilung (Abb. 55 rechts oben) zeigt, dass nach 100 Sekunden der Fremdkrper in den Versuchsaufbau gestellt wurde. Die Gesamtimpedanz nimmt zu. Die globale Impedanznderung entspricht dem Mittelwert der lokalen Impedanznderungen. Die lokale Impedanzverteilung (Abb. 55 rechts unten) zeigt die Werte der Impedanznderung in den verschiedenen Bereichen. Die unterschiedlichen Werte der relativen Impedanznderungen (rechts, links, ventral, dorsal) deuten darauf hin, dass der isolierende Fremdkrper nicht genau in der Mitte positioniert wurde.

Abb. 55 links: Rckprojektionsbild der Impedanzverteilung, der isolierende PET-Stab hat eine hhere Impedanz als die umgebende Kochsalzlsung; rechts: Verlauf der Impedanzverteilung im Messaufbau

A. Waldmann

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3.3.4

Oben

Die isolierende PET-Stange wurde links, unten, rechts und oben im Versuchsaufbau platziert und die jeweilige relative Impedanznderung dargestellt (Abb. 56 rechts). Wird der isolierende Krper oben platziert (Abb. 56 links), so entsteht die grsste Impedanznderung etwa 0.04 im ventralen Bereich. Weitere Rckprojektionsbilder zu den Fllen links, unten und rechts sind im Anhang A zu finden.

Abb. 56 links: Rckprojektionsbild der Impedanzverteilung, der isolierende PET-Stab hat eine hhere Impedanz als die umgebende Kochsalzlsung; rechts: Verlauf der Impedanzverteilung im Messaufbau

3.3.5

Auswertung

Die Messungen am Testaufbau und der anschliessende Vergleich mit der Simulation haben gezeigt, dass der erstellte Testaufbau fr EIT-Messungen eingesetzt werden kann. Objekte mit geringerem und besserem Leitwert knnen im Phantom erkannt und lokalisiert werden. Eine gleich gute bereinstimmung zwischen Messung und Simulation kann beim Menschen nicht erzielt werden, da der Krper unter anderem aus vielen verschiedenen Leitwerten besteht. Die globalen relativen Impedanznderungen am Versuchsaufbau, verursacht durch die PET-Stange, bewegen sich in einem Bereich von 0.015 . 3.4 Resultate und Simulationen am Menschen

Einige einfache Simulationen mit Comsol Multiphysics zeigen den Einfluss von zwei mit Luft gefllten Fremdkrpern im Testaufbau auf die Verteilung der quipotential- und Stromlinien. Weiter zeigen Messungen mit dem EIT-Gert am Thorax die Impedanzverteilung beim Ausund Einatmen. Die Messungen wurden mit AMBU BR50-K-Elektroden durchgefhrt. 3.4.1 Simulationen

Durch die isolierenden Lungenflgel mit der Leitfhigkeit l kann kein Strom fliessen. Die Stromlinien verlaufen deshalb entlang der isolierenden Flche. Beim Einatmen entsteht eine ausgeprgte Verschiebung der Stromlinien, welche an der Randspannung (Abb. 57 links) gut erkennbar ist. Im ausgeatmeten Zustand (Abb. 57 rechts) sind die Verschiebungen und damit die Randspannungsnderungen klein.

A. Waldmann

34


Abb. 57 links: Lungenflgel im eingeatmeten Zustand, ein Strom von 5 mA fliesst bei 168.25 in den Versuchsaufbau hinein, bei 191.25 fliesst der gleiche Strom wieder heraus, der Leitwert der Luft ist wesentlich hher als der Leitwert des Wassers, deshalb fliesst in diesem Bereich kein Strom; rechts: Lungenflgel im ausgeatmeten Zustand, es befindet sich weniger Luft in der Lunge

Die Unterschiede der Randspannungen sind vor allem zwischen 60 und 140 respektive zwischen 220 und 300 zu erkennen. Auf Grund der Symmetrie sind die Randspannungen zwischen 0 und 180 und zwischen 180 und 360 gleich. In Abbildung 58 sind die 14 Messelektroden markiert, die Stromeinspeisung von 5 mA wurde im Bereich von 180 gemacht (Abb. 57).

Abb. 58 Randspannungsverlauf der Lungensimulation, blau im eingeatmeten Zustand, rot im ausgeatmeten, die Potentiale an den 14 Messelektroden sind mit Sternen gekennzeichnet

3.4.2

Messungen am Thorax

Die am Thorax gemessenen Werte wurden mit der Software vom Inselspital ausgewertet und nicht mit jener von CardinalHealth. Die Bilder werden in einer 32 x 32 Pixel-Matrix dargestellt. Dem Eckbereich wird mit der Software eine Impedanz von Null zugewiesen, da dort keine Informationen vorhanden sind. Weiter knnen mit dieser Software Strungen herausgefiltert werden. Fr die folgenden Auswertungen wurde ein Tiefpassfilter, welcher eine Grenzfrequenz von 45 Hz aufweist, eingesetzt. Damit konnten die Impedanznderungen, hervorgerufen durch den Herzschlag, herausgefiltert werden. Die Frequenz der Impedanznderung der Atmung bewegt sich deutlich unter diesen 45 Hz. Weiter wurden Impedanznderungen kleiner 20 % abgeschnitten, da diese keine verwertbaren Informationen fr die Bildgebung liefern. Die grossen Luft-Volumennderungen der Lunge fhren zu grossen Impedanznderungen. Beim Einatmen werden die beiden Lungenflgel mit Luft gefllt, die Impedanz wird grsser. Das Rckprojektionsbild (Abb. 59 links) zeigt die Impedanzverteilung bei normaler Einatmung. Der Verlauf der globalen relativen Impedanznderung (Abb. 59 rechts) entspricht derA. Waldmann 35


Atemfrequenz. Im dargestellten Fall betrgt diese fast sechs Atemzge pro Minute. Die lokale relative Impedanznderung (Abb. 59 rechts unten) zeigt die Impedanznderung in den jeweiligen Quadranten. Diese nderungen betragen bei normaler Atmung nahezu 0.1 .

Abb. 59 links: 32 x 32 Pixel Rckprojektionsbild der Lunge im eingeatmeten Zustand, rechts: relative Impedanznderung, oben die globale Impedanzverteilung, unten von den jeweiligen Teilbereichen

Bei der Ausatmung leert sich die Lunge und damit sinkt die Gesamtimpedanz des Thoraxes.

Abb. 60 links: 32 x 32 Pixel Rckprojektionsbild der Lunge im ausgeatmeten Zustand, rechts: relative Impedanznderung, oben die globale Impedanzverteilung, unten von den jeweiligen Teilbereichen

Eine forcierte Einatmung fllt die Lunge mit mehr Luft als eine normale Einatmung. Die Impedanz wird grsser. Die beiden Lungenflgel sind deutlicher zu erkennen. Die lokale relative Impedanznderung betrgt im dargestellten Fall fast 0.2 .

Abb. 61 links: 32 x 32 Pixel Rckprojektionsbild der Lunge im forcierten eingeatmeten Zustand , rechts: relative Impedanznderung, oben die globale Impedanzverteilung, unten von den jeweiligen Teilbereichen A. Waldmann 36


3.4.3

Lungenbersicht und Auswertung

Mit der EIT-Auswertsoftware des Inselspitals kann die Impedanzverteilung ber einen lngeren Zeitbereich ausgewertet werden und damit kann aufgezeigt werden, ob beide Lungenflgel gleichmssig arbeiten. Im dargestellten Fall ist zu erkennen, dass der rechte Lungenflgel eine marginal grssere Impedanznderung als der linke aufweist. Die relativen Impedanznderungen am menschlichen Thorax bewegen sich bei normaler Atmung im Bereich von 0.1 . Eine forcierte Einatmung im Gegensatz dazu fhrt zu einer nderung von 0.2 . Weiter kann anhand der relativen Impedanznderung ber die Zeit die Atemfrequenz abgelesen werden.

Abb. 62 Mittelwert der Atmung ber eine Zeitdauer von 120 Sekunden

3.5 3.5.1

Resultate mit dem Elektrodengrtel Grtelbefestigung

Der Elektrodengrtel wurde unter der Brust befestigt (Abb. 63). Entlang der Rippen liegen die Elektroden sauber an. Im Bereich der Wirbelsule sowie beim Brustbein ist der Kontakt der Elektroden ungengend. Da der Anpressdruck der Elektroden eine zentrale Rolle spielt [Vogel, 2010], wurde der Elektrodengrtel-Prototyp mit einem Hosengrtel zustzlich an die Haut gedrckt.

Abb. 63 Foto des Elektrodengrtels mit zustzlichem Anpressdruck durch einen Hosengrtel

A. Waldmann

37


In der Abbildung 64 ist das Problem des Wirbelsulenabstandes klar sichtbar. Der elastische Elektrodengrtel liegt nicht an der Haut an. Durch ein ovales Vorspannobjekt wird der Elektrodengrtel im Bereich der Wirbelsule zustzlich angepresst. Generell knnte ein geeignetes Hartschaumstoffstck die von Person zu Person unterschiedliche Einbuchtung ausglichen und so bei allen Patienten fr einen gengenden Anpressdruck sorgen.

Abb. 64 links: Foto des Elektrodengrtels im Bereich der Wirbelsule; rechts: Elektrodengrtel mit Vorspannobjekt, um den Grtel im Bereich der Wirbelsule anliegend anzupassen, das Objekt wird ber einen Hosengrtel an die Wirbelsule angepresst

3.5.2

Elektroden

Ein trockener bergang zwischen Elektroden und Haut verhindert EIT-Messungen. Der bergangswiderstand ist zu gross. Werden die Elektroden mit einer Kochsalzlsung befeuchtet, so sinkt der bergangswiderstand unter 400 (Abb. 65) und damit wird eine EITMessung mglich. Im Bereich der Wirbelsule (Elektroden 8 / 9 / 10) und beim Brustbein (Elektrode 1) mssen die Elektroden zustzlich mit Hydrogel befeuchtet werden. Nach dem Vorbereiten des Probanden, wie oben beschrieben, konnten erste Messungen durchgefhrt werden. Es zeigte sich schnell, dass der Elektroden-Hautkontakt nicht konstant blieb beim Einatmen dehnte sich der Brustkorb aus und der Elektrodengrtel wurde an die Haut gedrckt, beim Ausatmen und damit beim Verkleinern des Brustkorbes war der Elektrodenhaut-Anpressdruck nicht mehr gengend gross. Die bergangsimpedanz war in beiden Atemzyklen jedoch immer unter 400 und damit konnte der Verlauf der relativen Impedanznderung aufgezeichnet werden (Abb. 66).

Abb. 65 bergangswiderstand der einzelnen Elektroden, die impedance alarm threshold wurde auf 400 festgelegt

A. Waldmann

38


3.5.3

Messresultate am Menschen

Anhand der relativen Impedanznderung kann die Atmungsfrequenz abgelesen werden (Abb. 66). Allerdings weist die Messung viele Artefakte vor allem in den ersten zehn Messsekunden und dann wieder ab 40 Sekunden auf. Im Bereich von 70 Sekunden sind die Strungen um das 5-fache grsser als das Nutzsignal. Diese Artefakte entstehen durch kurzzeitige schlechte Kontaktierung der Elektroden, durch Stromfluss direkt zwischen den Elektroden und durch die Kabelverbindung zwischen dem Elektrodengrtel und dem Auswertegert. Wegen den Artefakten kann kein aussagekrftiges Schnittbild der Lunge berechnet werden. Die Messung zeigt aber, dass mit dem Grtel der Verlauf der relativen Impedanznderung im Thorax aufgezeichnet werden kann.

Abb. 66 relative Impedanznderung der Atmung aufgezeichnet mit dem Elektrodengrtel, die Elektroden wurde mit einer Kochsalzlsung befeuchtet

Um die Artefakte zu verkleinern, wurden alle 16 Elektroden mit dem Elektrodengel bestrichen. Dazu wurde zuerst der Grtel um den Thorax fixiert und anschliessend auf jeder Elektrode das Gel appliziert. Dadurch konnte verhindert werden, dass durch ein ungewnschtes Verschieben des Grtels das Elektrodengel auf der gesamten Haut verteilt wurde und dadurch eine direkte Verbindung zwischen den Elektroden entstand. Ein zustzliches Erhhen des Anpressdruckes durch den Hosengrtel war auch in diesem Fall ntig, da der Grtel auf Grund seiner hohen Elastizitt nicht gengend Druck ausben konnte. Durch das Anbringen des Gels wurde die Elektroden-bergangsimpedanz kleiner und konstanter. Jedoch konnten die Artefakte nicht eliminiert werden (Abb. 67 rechts). Nun wurde mit der Matlab-Software des Inselspitals das Rohsignal mit einem Tiefpassfilter mit einer Grenzfrequenz von 45 Hz gefiltert. Dennoch gelang die Bildrekonstruktion der Impedanzverteilung im Thorax nicht. Das dargestellte Bild (Abb. 67 links) zeigt einen typischen Artefakt.

Abb. 67 links: Rckprojektionsbild eines Artefaktes; rechts: relative Impedanznderung ber 40 Sekunden, Artefakte sind bis zu viermal grsser als die Messsignale, bei 30 Sekunden wurde stark eingeatmet A. Waldmann 39


3.5.4

Vergleich Referenzelektroden und Elektrodengrtel

Die Messungen mit den Referenzelektroden (Abb. 68 oben) sind weder verrauscht noch weisen sie Artefakte auf. Die relative Impedanznderung bei normaler Atmung bewegt sich in einem Bereich von -0.05 bis 0.08 , eine forcierte Einatmung zum Zeitpunkt 40 Sekunden fhrt zu einer relativen Impedanznderung von -0.1 bis 0.18 . Im Gegensatz dazu weisen die Messungen mit dem Elektrodengrtel Artefakte auf (Abb. 68 unten). Die relative Impedanznderung bei normaler Atmung bewegt sich nur in einem Bereich von -0.02 bis 0.02 . Bei der forcierten Atmung zum Zeitpunkt 30 Sekunden liegt die relative Impedanznderung zwischen -0.02 und 0.06 . Zu beachten ist, dass bei der Messung mit dem Elektrodengrtel schneller geatmet wurde. Es wird vermutet, dass auch deswegen die relative Impedanznderung kleiner ist. Die gemessene relative Impedanznderung mit den Referenzelektroden ist ungefhr um den Faktor vier grsser als bei der Elektrodengrtelmessung. Die geringe Amplitude des Signals bei der Elektrodengrtel-Messung und Artefakte machen die Bildrekonstruktion wie auch die Datenauswertung schwierig. Trotzdem gelang es anhand der gemessenen Daten mit dem Elektrodengrtel die relative Impedanznderung whrend der Atmung zu bestimmten.

Abb. 68 Vergleich der relativen Impedanznderung, oben mit den Referenzelektroden; unten mit den Elektrodengrtel, blau sind die Rohdaten eingezeichnet, rot die gefilterten Daten

3.6

EIT-Messungen am CSEM

In Rahmen dieser Bachelorarbeit wurden am CSEM in Landquart, welches sich in den letzten Jahren auf die elektrische Impedanztomographie spezialisiert hat, Messungen mit dem EIT-Gert von CardinalHealth und dem Elektrodengrtel durchgefhrt. Die ersten Messungen wurden an einem einfachen Widerstandsnetzwert bestehend aus 16 Widerstnden 33 gemacht, danach an einem Phantom gefllt mit einer Kochsalzlsung und zum Schluss wurden Vergleichsmessungen von EKG-Elektroden und den Textilelektroden gemacht. Die Messungen am Widerstandsnetzwerk (Abb. 69) dienten einer einfachen Funktionskontrolle des EIT-Gertes. Die Ergebnisse haben gezeigt, dass Messungen mit dem EIT-Gert von CardinalHealth an diesem einfachen Widerstandsnetzwerk mglich sind. Das im zweiten Schritt verwendete Testphantom besteht aus Plexiglas (Abb. 69), in welches vier Reihen je 32 Anschlsse aus Gold-Stecker befestigt sind. Die Gold-Stecker dienen als Elektroden. Durch den Deckel kann ein Fremdkrper im Testaufbau konzentrisch bewegt werden, um die Impedanzverteilung an verschiedenen Orten messen zu knnen. Fr die Testmessungen wurde das Phantom mit einer 0.9% Kochsalzlsung gefllt. Die Messungen am Testaufbau vom CSEM gestalteten sich sehr schwierig. Die Messsignale waren extrem verrauscht und es konnten keine aussagekrftigen Messungen gemacht werden. Die Messungen mit den Elektroden des Elektrodengrtels gelangen nicht, weil dieA. Waldmann 40


Elektroden keinen direkten Kontakt zu der ionenleitenden Flssigkeit hatten und weil die Gold-Stifte eine viel zu kleine Kontaktflche gegenber den Textilelektroden aufwiesen. Zudem war es schwierig, die Elektroden sauber auf den Gold-Stiften zu zentrieren.

Abb. 69 Foto des Testphantoms des CSEM mit 4 mal 32 Elektroden, der Elektrodengrtel wurde ber die Kontaktstifte mit der Kochsalzlsung verbunden, darunter aktive Elektroden des EIT-Systems von swisstom, oben links ein Widerstandsnetzwerk bestehend aus 16 Widerstnden, im Vordergrund EIT-Gert und Laptop mit Auswertsoftware

3.6.1

Messergebnisse

Bei den ersten Messungen wurden die Kabel direkt am Versuchsaufbau befestigt. Nach 120 Sekunden wurde ein runder Fremdkrper in den Versuchsaufbau gestellt. Die relative Impedanznderung betrug in diesem Bereich 10 . Das Signal ist extrem verrauscht und Auswertungen mit diesen Signalen sind kaum mglich. Im Gegensatz dazu waren die Signale am selbstgebauten Testaufbau in Biel kaum verrauscht. Allerdings wurden die Messungen dort mit EKG-Elektroden, welche direkt angeschlossene kurze Kabel hatten, durchgefhrt.

Abb. 70 stark verrauschtes Signal der relativen Impedanznderung ber 200 Sekunden, nach 120 Sekunden wurde ein isolierender Fremdkrper in den Versuchsaufbau gestellt

A. Waldmann

41


4 SchlussfolgerungIn einem ersten Teil der Arbeit wird die Funktionsweise der elektrischen Impedanztomographie erlutert. Speziell wird auf die Rckprojektion eingegangen. In Zusammenarbeit mit der Firma Bischoff Textil AG wurde ein Prototyp eines EITElektrodengrtels hergestellt. Dabei wurden 16 Textilelektroden eingenht. Erste Versuche mit dem Elektrodengrtel am Menschen haben gezeigt, dass Aussagen zur relativen Impedanznderung mglich sind. Allerdings mssen besonders im Bereich der Befestigung des Grtels um den Thorax sowie in der Kabelfhrung noch Verbesserungen erzielt werden. Vergleichsmessungen zwischen EKG-Elektroden und den verwendeten Textilelektroden wurden durchgefhrt, doch auch hier brauchte es weitere Messungen, um die Elektroden charakterisieren zu knnen. In einem weiteren Schritt wurden Messungen am Testaufbau [Waldmann, 2010] mit dem GoeMF-II-EIT-Gert von CardinalHealth durchgefhrt. Dabei konnte gezeigt werden, dass Fremdkrper im Versuchsaufbau erkannt und lokalisiert werden knnen. Es hat sich herausgestellt, dass sich der in der Semesterarbeit erstellte Aufbau fr solche Messungen eignet. Eine Referenzmessung am menschlichen Thorax wurde mit den Messergebnissen des Grtels verglichen. Die Signale mit dem Elektrodengrtel waren verrauschter als jene mit den Referenzelektroden. Weiter war die relative Impedanznderung mit den Referenzelektroden dreimal grsser als jene mit dem Elektrodengrtel. Eine vertiefte Auswertung der Eingangssignale knnte noch weitere Informationen zur Messsignalqualitt mit dem Elektrodengrtel geben. Schliesslich wurde mit 2D- und 3D-Simulationen versucht, die Messungen am Messaufbau zu verifizieren. Mit 2D-Simulationen mit Comsol Multiphysics wurde der Randspannungsverlauf aufgezeigt. Fremdkrper mit geringer Leitfhigkeit wurden an verschiedenen Orten positioniert und deren Einfluss auf die Randspannung aufgezeigt. Objekte, welche nahe an der Einspeisung angebracht waren, hatten einen grsseren Einfluss auf die Randspannung als Objekte, welche weit weg waren. Weitere Simulationen zeigen den Strom- und quipotentiallinienverlauf bei mehreren Fremdkrpern auf. Eine einfache Nachbildung der Lunge wurde simuliert und es konnte gezeigt werden, wie sich die Randspannung beim Ein- und Ausatmen verhlt. Bei den Simulationen wurden nicht nur die Randspannungen ausgewertet, sondern auch die 14 Messelektroden, welche auch im Testaufbau vorhanden sind. Es konnte gezeigt werden, dass mit den 16 Elektroden des Testaufbaus hnliche Ergebnisse erzielt werden knnen, wie mit der 2D-Simulation. Anhand von 3D-Simulationen wurde die Randspannung auf unterschiedlichen Hhen simuliert. An der Versuchsaufbauoberseite 5 cm von der Einspeisung entfernt war die Randspannung wesentlich geringer und ausgeschmierter als in der Nhe der Einspeisung. Die Stromintensitt ist nahe der Einspeisung gross und nimmt anschliessend markant ab. Vis-vis von der Einspeisung ist die Stromintensitt nahezu Null. Ein Vergleich zwischen den Simulationen am 2D- und am 3D-Modell sowie den Messungen am Versuchsaufbau hat gezeigt, dass die Messungen mit dem 3D-Modell bereinstimmen. In der Bacheleorarbeit konnte ein Kontakt mit der Firma Bischoff Textil AG geknpft werden, welcher fr weitere Projekte im Bereich der elektrischen Impedanztomographie sowie fr Projekte mit Textilelektroden interessant sein knnte. Interesse an einer Zusammenarbeit bei Folgeprojekten haben das CSEM in Landquart die Firma CardainalHealth heute Carefusion sowie das Inselspital in Bern angemeldet. Die Arbeit zeigt weitere mgliche Aufgabenstellungen im Bereich der elektrischen Impedanztomographie auf.

A. Waldmann

42


4.1

Verbesserungsvorschlge

Im folgenden Abschnitt werden Verbesserungsvorschlge im Bereiche der Grtelmaterialien, der Grtel-Konstruktion und der Elektroden gemacht. 4.1.1 Grtelmaterialien

Fr den Prototyp wurde ein elastischer Stoff verwendet, welcher es erlaubt, Patienten mit einem Thoraxumfang zwischen 85 cm und 110 cm zu messen. Der Anpressdruck der Elektroden ist wegen der grossen Elastizitt zu tief. Bei einer Weiterentwicklung ist es deshalb sinnvoll, einen weniger elastischen Stoff zu verwenden. Weiter sollte der Stoff wasserabweisend sein, damit bei einer allflligen Befeuchtung der Elektroden durch Kochsalzlsung keine direkte elektrische Verbindung zwischen benachbarten Elektroden entsteht. Denkbar wre auch, den elastischen Stoff zwischen jeder Elektrode durch eine isolierende Membran zu unterbrechen. 4.1.2 Konstruktion

Der Grtel ist mit einer Breite von 10 cm sehr breit. Die grosse Breite verhindert ein einfaches Handling des Grtels, weil der Stoff zwischen die Elektroden und die Haut kommen kann. Eine Breite von 5 cm scheint idealer zu sein. Weiter haben Messungen mit dem Elektrodengrtel gezeigt, dass die Textilelektroden mglichst fest an den Krper gedrckt werden mssen, damit die Impedanz des ElektrodenHaut-bergangs niederohmig genug ist. Mit einem darber liegender zustzlichen Grtel mit einem Klettverschluss knnte der gewnschte Anpressdruck bewerkstelligt werden. Im Bereich der Wirbelsule knnte e

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