RU2531119C2 - Бесконтактный мониторинг дыхания пациента - Google Patents

Бесконтактный мониторинг дыхания пациента Download PDF

Info

Publication number
RU2531119C2
RU2531119C2 RU2010150481/14A RU2010150481A RU2531119C2 RU 2531119 C2 RU2531119 C2 RU 2531119C2 RU 2010150481/14 A RU2010150481/14 A RU 2010150481/14A RU 2010150481 A RU2010150481 A RU 2010150481A RU 2531119 C2 RU2531119 C2 RU 2531119C2
Authority
RU
Russia
Prior art keywords
signal
vector
patient
time
derivative
Prior art date
Application number
RU2010150481/14A
Other languages
English (en)
Other versions
RU2010150481A (ru
Inventor
Йенс МЮЛЬШТЕФФ
Роберт ПИНТЕР
Г. МОРРЕН Геерт Г.
Original Assignee
Конинклейке Филипс Электроникс Н.В.
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Конинклейке Филипс Электроникс Н.В. filed Critical Конинклейке Филипс Электроникс Н.В.
Publication of RU2010150481A publication Critical patent/RU2010150481A/ru
Application granted granted Critical
Publication of RU2531119C2 publication Critical patent/RU2531119C2/ru

Links

Images

Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/08—Detecting, measuring or recording devices for evaluating the respiratory organs
    • A61B5/0816—Measuring devices for examining respiratory frequency
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/05—Detecting, measuring or recording for diagnosis by means of electric currents or magnetic fields; Measuring using microwaves or radio waves 
    • A61B5/0507—Detecting, measuring or recording for diagnosis by means of electric currents or magnetic fields; Measuring using microwaves or radio waves  using microwaves or terahertz waves
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/103—Detecting, measuring or recording devices for testing the shape, pattern, colour, size or movement of the body or parts thereof, for diagnostic purposes
    • A61B5/11—Measuring movement of the entire body or parts thereof, e.g. head or hand tremor, mobility of a limb
    • A61B5/113—Measuring movement of the entire body or parts thereof, e.g. head or hand tremor, mobility of a limb occurring during breathing
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/72—Signal processing specially adapted for physiological signals or for diagnostic purposes
    • A61B5/7235—Details of waveform analysis
    • A61B5/7239—Details of waveform analysis using differentiation including higher order derivatives
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01S—RADIO DIRECTION-FINDING; RADIO NAVIGATION; DETERMINING DISTANCE OR VELOCITY BY USE OF RADIO WAVES; LOCATING OR PRESENCE-DETECTING BY USE OF THE REFLECTION OR RERADIATION OF RADIO WAVES; ANALOGOUS ARRANGEMENTS USING OTHER WAVES
    • G01S13/00—Systems using the reflection or reradiation of radio waves, e.g. radar systems; Analogous systems using reflection or reradiation of waves whose nature or wavelength is irrelevant or unspecified
    • G01S13/02—Systems using reflection of radio waves, e.g. primary radar systems; Analogous systems
    • G01S13/50—Systems of measurement based on relative movement of target
    • G01S13/58—Velocity or trajectory determination systems; Sense-of-movement determination systems
    • G01S13/583—Velocity or trajectory determination systems; Sense-of-movement determination systems using transmission of continuous unmodulated waves, amplitude-, frequency-, or phase-modulated waves and based upon the Doppler effect resulting from movement of targets
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01S—RADIO DIRECTION-FINDING; RADIO NAVIGATION; DETERMINING DISTANCE OR VELOCITY BY USE OF RADIO WAVES; LOCATING OR PRESENCE-DETECTING BY USE OF THE REFLECTION OR RERADIATION OF RADIO WAVES; ANALOGOUS ARRANGEMENTS USING OTHER WAVES
    • G01S13/00—Systems using the reflection or reradiation of radio waves, e.g. radar systems; Analogous systems using reflection or reradiation of waves whose nature or wavelength is irrelevant or unspecified
    • G01S13/88—Radar or analogous systems specially adapted for specific applications
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01S—RADIO DIRECTION-FINDING; RADIO NAVIGATION; DETERMINING DISTANCE OR VELOCITY BY USE OF RADIO WAVES; LOCATING OR PRESENCE-DETECTING BY USE OF THE REFLECTION OR RERADIATION OF RADIO WAVES; ANALOGOUS ARRANGEMENTS USING OTHER WAVES
    • G01S7/00—Details of systems according to groups G01S13/00, G01S15/00, G01S17/00
    • G01S7/02—Details of systems according to groups G01S13/00, G01S15/00, G01S17/00 of systems according to group G01S13/00
    • G01S7/35—Details of non-pulse systems
    • G01S7/352—Receivers
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/05—Detecting, measuring or recording for diagnosis by means of electric currents or magnetic fields; Measuring using microwaves or radio waves 

Landscapes

  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Radar, Positioning & Navigation (AREA)
  • Remote Sensing (AREA)
  • Heart & Thoracic Surgery (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • Biophysics (AREA)
  • Pathology (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • Surgery (AREA)
  • Medical Informatics (AREA)
  • Molecular Biology (AREA)
  • Computer Networks & Wireless Communication (AREA)
  • General Physics & Mathematics (AREA)
  • Physiology (AREA)
  • Pulmonology (AREA)
  • Computer Vision & Pattern Recognition (AREA)
  • Artificial Intelligence (AREA)
  • Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
  • Radiology & Medical Imaging (AREA)
  • Psychiatry (AREA)
  • Signal Processing (AREA)
  • Electromagnetism (AREA)
  • Dentistry (AREA)
  • Oral & Maxillofacial Surgery (AREA)
  • Measurement Of The Respiration, Hearing Ability, Form, And Blood Characteristics Of Living Organisms (AREA)

Abstract

Изобретение относится средствам для бесконтактного мониторинга дыхания пациента. Способ обнаружения изменения от выдоха до вдоха пациента или наоборот включающий этапы излучения электромагнитного сигнала в сторону пациента и приема отраженного от пациента сигнала, преобразования отраженного сигнала с получением первого сигнала, сдвига по фазе отраженного электромагнитного сигнала и преобразования его с получением второго сигнала, обнаружение с помощью вычислительного блока одновременных первых переходов через ноль во временной производной первого сигнала и во временной производной второго сигнала, одновременных вторых переходов через ноль во временной производной первого сигнала и во временной производной второго сигнала, и одновременных третьих переходов через ноль во временной производной первого сигнала и во временной производной второго сигнала, определения первого и второго векторов и вычисления их скалярного произведения в качестве индикаторного значения для изменения от выдоха до вдоха пациента или наоборот, сравнения индикаторного значения с предварительно определенным пороговым значением и указания изменения от выдоха до вдоха пациента или наоборот, если индикаторное значение является меньшим, чем пороговое значение. Устройство для осуществления способа включает двухканальный доплеровский радиолокационный датчик и вычислительный блок. Использование изобретения позволяет повысить надежность измерения и повысить точность обнаружения частоты дыхания. 2 н. и 4 з.п. ф-лы, 6 ил.

Description

2420-171827RU/018
БЕСКОНТАКТНЫЙ МОНИТОРИНГ ДЫХАНИЯ ПАЦИЕНТА
Описание
Область техники, к которой относится изобретение
Изобретение относится к области мониторинга дыхания пациента, и конкретно к способу и устройству для надежного обнаружения вдоха/выдоха для бесконтактного удаленного мониторинга дыхания, основанного на принципе доплеровского радиолокатора.
Уровень техники
В клинической среде наблюдение за дыхательной активностью (частотой дыхания) является высоко значимым. Пульс и дыхание являются одними из наиболее важных основных показателей жизнедеятельности для оценки состояния здоровья пациента. В ситуации блока интенсивной терапии (ICU) пульс и давление обычно измеряются посредством ЭКГ электродов, от электрокардиограммы и измеренных изменений импеданса грудной клетки во время дыхательной активности, соответственно.
Доплеровские радиолокационные датчики были идентифицированы как многообещающая технология для бесконтактных измерений дыхательной и сердечной активности. В большой степени исследовательская активность была сфокусирована на радарных системах с частотой выше 60 ГГц. В настоящее время маломощные недорогие доплеровские радиолокационные датчики являются коммерчески доступными, главным образом, для обнаружения активности в домах в частотном диапазоне <25 ГГц. Данные датчики могли бы быть интересным недорогим методом решения проблемы для удаленного мониторинга за показателями жизнедеятельности, но они требуют дополнительных усилий для разработки программируемого анализа сигнала, так как современные подходы к обработке сигнала являются трудно применимыми для данных датчиков. Основной причиной является то, что длина волны является большой (приблизительно 10...120 мм) по сравнению с амплитудами движения грудной клетки при дыхании и сердцебиении.
Обычно в доплеровских радиолокационных датчиках приемо-передающий блок непрерывно испускает электромагнитные волны по направлению к цели. Электромагнитные волны отражаются от цели и возвращаются обратно к приемо-передающему блоку. Два преобразователя частоты/приемника применяются для оценки полученного сигнала. Первый преобразователь частоты преобразует с понижением частоты сигнал, полученный напрямую от антенны; второй преобразователь частоты преобразует с понижением частоты сигнал антенны после того, как он был сдвинут по фазе на 90 градусов.
Радиолокационный датчик имеет преимущества в том, что не требуется прямого контакта с кожей. Скорость и направление движения, а также изменение направления кодируются в измеренных сигналах, но особенно для рабочих частот <25 ГГц, современные схемы обнаружения являются трудно применимыми. Поэтому правильная и надежная интерпретация данных сигналов является проблематичной. Однако надежное и удобное обнаружение дыхательной активности в клинической ситуации в настоящее время является крайне необходимым.
Сущность изобретения
В качестве объекта изобретения предоставляются способ и устройство для бесконтактного дистанционного мониторинга дыхания пациента, основанные на принципе доплеровского радиолокатора, которые являются надежными и легкими в обращении.
Данная цель достигается посредством способа для обнаружения дыхания пациента, включающего в себя этапы, на которых:
излучают электромагнитный сигнал в сторону пациента;
принимают отраженный электромагнитный сигнал, отраженный от пациента с применением двухканального доплеровского радиолокационного датчика;
преобразовывают отраженный электромагнитный сигнал для получения первого сигнала;
сдвигают по фазе отраженный электромагнитный сигнал и преобразовывают сдвинутый по фазе отраженный электромагнитный сигнал для получения второго сигнала;
определяют первый вектор, определяемый посредством временных производных от первого сигнала и второго сигнала для общего первого момента времени;
определяют второй вектор, определяемый посредством временных производных от первого сигнала и второго сигнала для общего второго момента времени; и
вычисляют скалярное произведение нормализованного первого вектора и нормализованного второго вектора в качестве индикаторного значения для изменения от выдоха до вдоха пациента или наоборот.
Соответственно, важной идеей изобретения является предоставление критерия, который позволяет обнаруживать изменение от выдоха до вдоха пациента или наоборот. Данный критерий основан на скалярном произведении нормализованного первого вектора и нормализованного второго вектора, которые определяются посредством временных производных первого сигнала и второго сигнала для общего первого или второго момента времени, соответственно. Таким образом, предоставляется индикаторное значение, которое позволяет обнаруживать изменение направления движений грудной клетки, анализируемое посредством доплеровских радиолокационных датчиков, предпочтительно работающих на частотах менее 30 ГГц с целью предоставления информации о движении вдоха и выдоха.
Изобретение предоставляет несколько преимуществ: может производиться надежное измерение изменения направления движения грудной клетки во время дыхания с применением двухканального радиолокатора, позволяя проводить обнаружение вдоха/выдоха. Кроме того, может быть сделана отдельная оценка вдыхательного движения и выдыхательного движения. Таким образом, доля ошибочных сигналов тревоги для дистанционного мониторинга дыхания может быть значительно снижена. Кроме того, для дистанционного мониторинга дыхания, основанного на принципе доплеровского радиолокатора, достигается повышенная точность обнаружения частоты дыхания.
Дополнительно, способ может быть усовершенствован простым путем с низкой стоимостью, так как предлагается способ с низкой мощностью обработки. Отсутствует необходимость в интерпретации морфологии слабовыраженных доплеровских сигналов, так как предоставляется четко определенный критерий, характеризующий направление движения, и отсутствует необходимость в параметрах вычислительной системы.
Для определения первого момента времени и второго момента времени для построения первого вектора и второго вектора в указанном порядке, в соответствии с предпочтительным вариантом осуществления изобретения, определяют характеристические моменты времени, определенные посредством специфических критериев, выполненных одновременно в первом и втором сигнале. Предпочтительно, данные специфические критерии являются отмеченными точками перехода через ноль временной производной первого сигнала или второго сигнала, соответственно. Дополнительно, в соответствии с предпочтительным вариантом осуществления изобретения первый вектор строится посредством взятия временных производных двух сигналов в период между первым обнаруженным переходом через ноль и вторым обнаруженным переходом через ноль, соответственно. Второй вектор строится посредством взятия временных производных двух сигналов в период между вторым переходом через ноль и обнаруженным переходом через ноль, соответственно. В обоих случаях, временная производная первого сигнала берется в качестве первой координаты вектора и временная производная второго сигнала берется в качестве второй координаты вектора.
В целом, индикаторное значение может использоваться различными путями с целью обнаружения изменения от вдоха до выдоха пациента или наоборот. Однако, в соответствии с предпочтительным вариантом осуществления изобретения, индикаторное значение сравнивается с предварительно определенным пороговым значением. Предпочтительно используется пороговое значение, равное 0.
Таким образом, изменение от вдоха до выдоха или наоборот может быть надежно обнаружено, так как, в соответствии с настоящим изобретением, вычисляется критерий на основании скалярного произведения двух векторов, определенных из временных производных измеренных сигналов для двух различных моментов времени. Если скалярное произведение нормализованных векторов является меньшим, чем единица, то направление движения изменилось и означает различные движения грудной клетки при выдохе/вдохе. В идеальном случае векторы являются противоположными друг другу, что означает, что угол между векторами представляет собой 180º и, таким образом, скалярное произведение представляет собой -1. В практических приложениях будет происходить то, что дыхательное движение не будет абсолютно симметричным. В данных случаях, векторы не будут точно противоположными друг другу, но будут показывать угол <180º. Соответственно, является предпочтительным минимум 90º, являющийся эквивалентным пороговому значению, составляющему 0. Кроме того, является предпочтительным, чтобы изменение от выдоха до вдоха пациента или наоборот указывалось, если индикаторное значение является меньшим, чем пороговое значение.
Дополнительно, в соответствии с предпочтительным вариантом осуществления изобретения, первый вектор, второй вектор и скалярное произведение нормализованного первого вектора и нормализованного второго вектора в качестве индикаторного значения для изменения от вдоха до выдоха пациента или наоборот, последовательно определяют, предпочтительно в предварительно определенные периоды времени. Таким образом, измеренные сигналы могут квази-непрерывно сканироваться для изменений направления движения грудной клетки.
Кроме того, в соответствии с предпочтительным вариантом осуществления изобретения, завихренность
Figure 00000001
для двух различных моментов времени Т 1 и T 2, соответственно, вычисляют следующим образом
Figure 00000002
где
Figure 00000003
представляет собой первый вектор,
Figure 00000004
представляет собой второй вектор, и
Figure 00000005
и
Figure 00000006
представляют собой векторы, построенные из временных производных первого сигнала и второго сигнала в моменты времени T l и T 2, соответственно. Завихренность зависит от знака вектора скорости цели, например, грудной клетки и расстояния датчик-цель. Этот дополнительный признак предпочтительно применяют с целью улучшения надежности обнаружения, как представлено более детально ниже.
Поскольку применяют двухканальный доплеровский радиолокационный датчик, отраженный электромагнитный сигнал предпочтительно является сдвинутым по фазе на 90º перед преобразованием. Кроме того, в соответствии с предпочтительным вариантом осуществления изобретения, основанном на обнаруженных изменениях движения, указана частота дыхания пациента.
Вышеупомянутая цель дополнительно достигается посредством устройства для бесконтактного мониторинга дыхания пациента, содержащего
двухканальный доплеровский радиолокационный датчик для приема отраженного электромагнитного сигнала, отраженного от пациента, причем
двухканальный доплеровский радиолокационный датчик адаптирован для преобразования отраженного электромагнитного сигнала, с получением первого сигнала и сдвига по фазе отраженного электромагнитного сигнала, и преобразования сдвинутого по фазе отраженного электромагнитного сигнала, с получением второго сигнала; при этом
предоставлен вычислительный блок, который адаптирован для определения первого вектора, определяемого посредством временных производных первого сигнала и второго сигнала для общего первого момента времени, определения второго вектора, определяемого посредством временных производных первого сигнала и второго сигнала для общего второго момента времени, и вычисления скалярного произведения нормализованного первого вектора и нормализованного второго вектора в качестве индикаторного значения для изменения от выдоха до вдоха пациента или наоборот.
Предпочтительные варианты осуществления устройства в соответствии с изобретением, в целом, относятся к предпочтительным вариантам осуществления способа в соответствии с изобретением, как описано выше.
Особенно, в соответствии с предпочтительным вариантом осуществления изобретения, вычислительный блок адаптирован для сравнения индикаторного значения с предварительно определенным пороговым значением и для указания изменения от выдоха до вдоха пациента или наоборот, если индикаторное значение является меньшим, чем пороговое значение. Кроме того, предпочтительно, чтобы был предоставлен дисплей для демонстрации частоты дыхания, основанной на указанных изменениях от выдоха до вдоха пациента или наоборот.
Следует особо отметить, что несмотря на то, что в настоящем описании усреднение измеренных и/или вычисленных данных не является детально описанным, такое усреднение может выполняться на любой стадии обработки данных и подразумевается, что оно полностью охвачено настоящим изобретением.
Предпочтительные применения изобретения представляют собой следующее: бесконтактный мониторинг за дыхательными усилиями с выборочным контролем в клинических и домашних условиях; непрерывный бесконтактный мониторинг частоты дыхания в клинических и домашних условиях; снятие стресса; и синхронизация дыхания в компьютерной томографии (КТ).
КРАТКОЕ ОПИСАНИЕ ЧЕРТЕЖЕЙ
Данные и другие аспекты изобретения будут очевидны из и разъяснены посредством ссылки на варианты осуществления, описанные ниже.
На чертежах:
Фиг. 1 показывает необработанные сигналы двух доплеровских радиолокационных датчиков, измеренные во время периодического дыхания и дыхательное усилие во время дыхания, измеренное с респираторной ленты в качестве сравнения;
Фиг. 2 изображает блок-схему обнаружения изменения направления во время движения в процессе анализа;
Фиг. 3 показывает первую имитацию ожидаемых сигналов доплеровского радиолокатора, временные производные обоих каналов датчика и вычисленные векторы;
Фиг. 4 показывает вторую имитацию ожидаемых сигналов доплеровского радиолокатора, временные производные обоих каналов датчика и вычисленные векторы;
Фиг. 5 изображает обнаружение точки перехода через ноль в соответствии с критерием предпочтительного варианта осуществления изобретения; и
Фиг. 6 показывает x-y график производных сигнала, изображенного на Фиг. 2 для сегментов 1 и 2.
ПОДРОБНОЕ ОПИСАНИЕ ВАРИАНТОВ ОСУЩЕСТВЛЕНИЯ
Два сигнала датчика, исходящие от двухканального доплеровского радиолокационного датчика, могут моделироваться посредством следующих уравнений:
Figure 00000007
Косинусы представляют собой локальные амплитуды отраженных электромагнитных волн. Амплитуды сигналов a и b отличаются в связи с различной чувствительностью отдельных каналов. Влияние изменения расстояния датчик/цель Dk(t) моделируется посредством экспоненциального фактора γ. Разность фаз 2Φ1 устанавливается посредством применения специального доплеровского датчика. Фаза временного изменения Θk(t)
Figure 00000008
относится к эффекту Допплера как сумма сигналов от N отражателей, движущихся с компонентами скорости Vk(t), значимыми для доплеровского сдвига и расстояния датчик/отражатель Ξk в момент времени t=0. В последующем анализируется единственный движущийся отражатель, который подразумевает, что функции D(t) и Θ(t) упрощаются. Расстояние D(t) датчик/отражатель и фаза Θ(t) являются линейно зависимыми в соответствии с:
Figure 00000009
Для единственного отражателя, двигающегося с постоянной скоростью v, уравнение (3) представляет собой хорошо известное уравнение для доплеровского радиолокатора.
Фиг. 1 показывает на верхней и средней диаграммах необработанные сигналы, измеренные двухканальным доплеровским датчиком во время периодического дыхания. Датчик обнаруживает движение грудной клетки. В качестве стандарта сравнения, использовался датчик, основанный на индукционной пневмографии (датчик респираторной ленты), который представляет собой хорошо обоснованный способ для измерения дыхательного усилия и частоты дыхания. Сигнал сравнения показан на нижней диаграмме.
Как можно увидеть на верхней и средней диаграммах, морфология радиолокационного сигнала является очень сложной и не имеет прямой корреляции с сигналом сравнения на нижней диаграмме. Периодичность датчика дыхательного усилия не может легко выводиться из доплеровских датчиков, так же как направление движения во время дыхательных циклов. Данная информация не может быть извлечена посредством современных схем в частотной области.
В соответствии с предпочтительным вариантом осуществления изобретения, описанным далее, информация о направлении движения может быть извлечена из двухканального доплеровского радиолокационного датчика, особенно для движений, которые являются малыми по сравнению с длиной λ волны электромагнитных волн. Предоставлен четко определенный критерий, который позволяет проводить оценку изменения направления во время последовательного обнаруженного фаз движения.
Фиг. 2 показывает блок-схему с критерием в соответствии с предпочтительным вариантом осуществления изобретения с целью улучшения точности измерения частоты дыхания, которая предполагает анализ предварительно определенных временных окон, охватывающих количество циклов дыхания посредством схемы обнаружения точки перехода через ноль. Способ для изменения направления в соответствии с данной блок-схемой является следующим:
Этап 1: Обнаружение точки времени T1 перехода через ноль временной производной для предварительно определенного временного окна, например 1 минута.
Этап 2: Вычисление временных различий последовательно обнаруживаемого перехода через ноль: DTk=T1+I-Ti.
Этап 3: Проверка критерия изменения направления последовательно обнаруженного перехода через ноль.
Этап 4: Исключение DTk, не соответствующих критерию.
Этап 5: Вычисление частоты дыхания для интервалов RRk из TDk.
Этап 6: Исключение части RRk, на основании физиологических ограничений.
Этап 7: Вычисление среднего значения временного окна и демонстрация результата на дисплее.
В последующем описывается критерий для обнаружения изменения направления движения для двух временных сегментов между тремя обнаруженными переходами через ноль в соответствии с предпочтительным вариантом осуществления изобретения. Три обнаруженных перехода через ноль разделяют измеренные необработанные сигналы x1 и х2 на два сегмента 1 и 2. Критерий вычисляется на основе скалярного произведения двух векторов, определенного из временных производных измеренных сигналов х1 и х2 для данных двух сегментов 1 и 2. Если скалярное произведение нормализованных векторов является отрицательным, направление движения изменилось и представляет различные движения грудной клетки при выдохе/вдохе:
Figure 00000010
Основываясь на уравнениях 1, 2, и 3 временные производные сигналов xl и x2 берутся как:
Figure 00000011
Два вектора определяются для двух сегментов между тремя обнаруженными переходами через ноль в соответствии с:
Figure 00000012
Первый вектор r1 строится посредством взятия временных производных двух сигналов xl и x2 в периоде между первым и вторым обнаруженным переходом через ноль. Второй вектор r2 строится посредством взятия временных производных двух сигналов xl и x2 в период между вторым и третьим обнаруженным переходом через ноль. В обоих случаях, временная производная сигнала xl берется в качестве первой векторной координаты, и временная производная сигнала x2 берется в качестве второй векторной координаты.
С целью демонстрации, что
Figure 00000013
векторы rl и r2 были вычислены явно от уравнений 1 и 2 для периодического движения.
Основываясь на факте, что:
Figure 00000014
Такое же вычисление сделано для второго периода [T1-Tend]. Это может демонстрировать, что векторные компоненты задаются посредством:
Figure 00000015
Здесь является ясным для симметричного движения, что:
Figure 00000016
Это означает, что векторы являются противоположными друг другу, скалярное произведение представляет собой - 1 и угол между векторами составляет 180°. В практическом применении может оказаться возможным, что дыхательное движение не будет чисто симметричным. В данном случае векторы не будут точно противоположными друг другу, но будут представлять угол <180º. В соответствии с предпочтительным критерием, предлагается минимум 90º.
Основываясь на данных осевых векторах, завихренность осевых векторов r1, r2 вокруг данных двух точек - включая изменения базиса - определяется для каждого сегмента отдельно:
Figure 00000017
где векторы M1 и M2 построены от производных x1 и x2 для двух сегментов времени T1 и T2, которые были взяты закрытыми от начала движения. Данные показатели будут давать измерение направления вращения для каждого движения.
Завихренность векторов зависит от знака скорости и расстояния датчик-цель. Данный дополнительный признак улучшает надежность обнаружения.
В последующем описывается цифровая имитация для слежения за симметричными движениями грудной клетки с помощью 24 ГГц доплеровского радиолокатора. Фиг. 3 и 4 показывают результат имитации, основанный на уравнениях 1, 2 и 3. В данном случае была предложена разница фаз 90° между каналами датчика. Скорость грудной клетки моделировалась посредством косинусоидной функции с циклическим периодом 2 сек. и амплитудой 3 мм/сек. Векторы r1, r2 в соответствии с предлагаемым порядком осуществления действий вычислялись для периодов [0.5 1.5] и [1.5 2.5] и завихренности. Значения завихренностей показаны на диаграмме и для лучшей трактовки, на х-у-графике обоих сегментов показаны только кривые от [0.5 1.4] и [1.5 2.4] с целью визуализации "завихренности" вокруг обоих векторов r1, r2. Векторы r1 и r2 являются противоположными друг другу, так же как знак завихренности является различным, как предполагается критерием.
В последующем примере описываются измерения для обнаружения фаз покоя (стадия 3 на схеме процесса на Фиг. 2). Фиг. 5 показывает обнаружение фаз покоя для реального измерения. В качестве ссылки использовался датчик, основанный на индукционной плетизмографии, который является чувствительным для обнаружения изменений длины окружности грудной клетки (нижняя диаграмма). Вертикальные линии на нижней диаграмме указывают точки покоя изменения окружности грудной клетки, обнаруженные данным способом. Только для последовательности от 8 сек. до 10 сек. респираторный цикл не был обнаружен, что может происходить, когда движение грудной клетки превосходит респираторное движение. Более детальный подход к обнаружению фаз покоя может быть найден в " J. Muehlsteff, J.A.J. Thijs, R. Pinter, The use of a two-channel Doppler Radar Sensor for the detection of heart motion phases, 2006, IEEE EMBC 2006, Conference Proceedings", которая включена в данное описание посредством ссылки.
Подходом к обнаружению направлений движения для сегментов от 1 до 2 Фиг. 3 является следующий: На Фиг. 6 показано общее представление о направлении движения для сегментов 1 и 2 для данных Фиг. 5. На диаграмме слева показаны х-у-графики временных производных необработанных сигналов, из которых были вычислены векторы в соответствии с предлагаемым способом. Как можно увидеть на диаграмме справа на Фиг. 6, угол между векторами является большим, чем 90° и указывает, что два последовательных сегмента предоставляют различные направления движения, таким образом, показывая активность во время выдоха и вдоха.
Несмотря на то, что изобретение было проиллюстрировано и детально описано на чертежах и предшествующем описании, такие иллюстрация и описание должны рассматриваться как иллюстративные или приведенные в качестве примера и не ограничиваются ими; изобретение не ограничивается раскрытыми вариантами осуществления.
Другие изменения раскрытых вариантов осуществления могут быть понятны и осуществлены специалистами в данной области техники при выполнении заявленного изобретения, из изучения чертежей, раскрытия или приложенной формулы изобретения. В формуле изобретения слово "включающий" не исключает других элементов или этапов, и использование единственного числа не исключают множественного числа. Простой факт, что точные измерения перечисляются в различных взаимно зависимых пунктах, не указывает на то, что сочетание данных измерений не может выгодно использоваться. Какие-либо ссылочные знаки в формуле изобретения не должны быть истолкованы как ограничение объема притязаний.

Claims (6)

1. Способ обнаружения изменения от выдоха до вдоха пациента или наоборот, включающий в себя этапы, на которых:
излучают электромагнитный сигнал в сторону пациента;
принимают отраженный электромагнитный сигнал, отраженный от пациента;
преобразовывают отраженный электромагнитный сигнал с получением первого сигнала;
сдвигают по фазе отраженный электромагнитный сигнал и преобразовывают сдвинутый по фазе отраженный электромагнитный сигнал с получением второго сигнала;
обнаруживают с помощью вычислительного блока одновременные первые переходы через ноль во временной производной первого сигнала и во временной производной второго сигнала, одновременные вторые переходы через ноль во временной производной первого сигнала и во временной производной второго сигнала, и одновременные третьи переходы через ноль во временной производной первого сигнала и во временной производной второго сигнала,
определяют с помощью вычислительного блока первый вектор, определяемый посредством взятия среднего значения временной производной первого сигнала, взятого в первый период времени между первым и вторым переходами через ноль в качестве первой векторной координаты первого вектора, и среднего значения временной производной второго сигнала, взятого в первый период времени в качестве второй векторной координаты первого вектора;
определяют с помощью вычислительного блока второй вектор, определяемый посредством взятия среднего значения временной производной первого сигнала, взятого во второй период времени между вторым и третьим переходами через ноль в качестве первой векторной координаты второго вектора и среднего значения временной производной второго сигнала, взятого во второй период времени в качестве второй векторной координаты второго вектора; и
вычисляют с помощью вычислительного блока скалярное произведение нормализованного первого вектора и нормализованного второго вектора в качестве индикаторного значения для изменения от выдоха до вдоха пациента или наоборот,
сравнивают с помощью вычислительного блока индикаторное значение с предварительно определенным пороговым значением и
указывают с помощью вычислительного блока изменение от выдоха до вдоха пациента или наоборот, если индикаторное значение является меньшим, чем пороговое значение.
2. Способ по п.1, в котором предварительно определенное пороговое значение составляет 0.
3. Способ по п.1 или 2, в котором последовательно определяют первый вектор, второй вектор и скалярное произведение нормализованного первого вектора и нормализованного второго вектора в качестве индикаторного значения для изменения от выдоха до вдоха пациента или наоборот, предпочтительно в предварительно определенные периоды времени.
4. Способ по п.1 или 2, в котором указывают частоту дыхания.
5. Устройство для обнаружения изменения от выдоха до вдоха пациента или наоборот, содержащее:
двухканальный доплеровский радиолокационный датчик для приема отраженного электромагнитного сигнала, отраженного от пациента, причем
двухканальный доплеровский радиолокационный датчик выполнен с возможностью преобразования отраженного электромагнитного сигнала, с получением первого сигнала и сдвига по фазе отраженного электромагнитного сигнала и преобразования сдвинутого по фазе отраженного электромагнитного сигнала с получением второго сигнала; при этом
предоставлен вычислительный блок, выполненный с возможностью определения одновременных первых переходов через ноль во временной производной первого сигнала и во временной производной второго сигнала, одновременных вторых переходов через ноль во временной производной первого сигнала и во временной производной второго сигнала, определения первого вектора, определяемого посредством взятия среднего значения временной производной первого сигнала, взятого в первый период времени между первым и вторым переходами через ноль в качестве первой векторной координаты для первого вектора и посредством взятия среднего значения временной производной второго сигнала, взятого в первый период времени в качестве второй векторной координаты первого вектора, определения второго вектора, определяемого посредством взятия среднего значения временной производной первого сигнала, взятого во второй период времени между вторым и третьим переходами через ноль в качестве первой векторной координаты второго вектора и посредством взятия среднего значения временной производной второго сигнала, взятого во второй период времени в качестве второй векторной координаты второго вектора, и вычисления скалярного произведения нормализованного первого вектора и нормализованного второго вектора в качестве индикаторного значения для изменения от выдоха до вдоха или наоборот, причем вычислительный блок выполнен с возможностью сравнения индикаторного значения с предварительно определенным пороговым значением и указания изменения от выдоха до вдоха пациента или наоборот, если индикаторное значение является меньшим, чем пороговое значение.
6. Устройство по п.5, в котором предоставлен дисплей для демонстрации частоты дыхания, основанной на указанных изменениях от выдоха до вдоха пациента или наоборот.
RU2010150481/14A 2008-05-09 2009-05-04 Бесконтактный мониторинг дыхания пациента RU2531119C2 (ru)

Applications Claiming Priority (3)

Application Number Priority Date Filing Date Title
EP08103892 2008-05-09
EP08103892.9 2008-05-09
PCT/IB2009/051800 WO2009136337A1 (en) 2008-05-09 2009-05-04 Contactless respiration monitoring of a patient

Publications (2)

Publication Number Publication Date
RU2010150481A RU2010150481A (ru) 2012-06-20
RU2531119C2 true RU2531119C2 (ru) 2014-10-20

Family

ID=40974734

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
RU2010150481/14A RU2531119C2 (ru) 2008-05-09 2009-05-04 Бесконтактный мониторинг дыхания пациента

Country Status (6)

Country Link
US (1) US8870785B2 (ru)
EP (1) EP2285276B1 (ru)
JP (1) JP5596670B2 (ru)
CN (1) CN102014745B (ru)
RU (1) RU2531119C2 (ru)
WO (1) WO2009136337A1 (ru)

Families Citing this family (52)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2009538720A (ja) 2006-06-01 2009-11-12 ビアンカメッド リミテッド 生理的徴候を監視するための装置、システム、および方法
WO2008057883A2 (en) 2006-11-01 2008-05-15 Biancamed Limited System and method for monitoring cardiorespiratory parameters
US8676303B2 (en) 2008-05-13 2014-03-18 The Regents Of The University Of California Methods and systems for treating heart instability
CA2738307C (en) 2008-09-24 2020-11-17 Biancamed Ltd. Contactless and minimal-contact monitoring of quality of life parameters for assessment and intervention
US8302602B2 (en) 2008-09-30 2012-11-06 Nellcor Puritan Bennett Llc Breathing assistance system with multiple pressure sensors
JP5991706B2 (ja) 2008-10-09 2016-09-14 ザ リージェンツ オブ ザ ユニバーシティ オブ カリフォルニア バイオリズム障害の検出、診断、及び治療のための方法、システム、及び装置
US9526429B2 (en) * 2009-02-06 2016-12-27 Resmed Sensor Technologies Limited Apparatus, system and method for chronic disease monitoring
US9392948B2 (en) 2011-12-09 2016-07-19 The Regents Of The University Of California System and method of identifying sources for biological rhythms
US10398326B2 (en) 2013-03-15 2019-09-03 The Regents Of The University Of California System and method of identifying sources associated with biological rhythm disorders
US9332915B2 (en) 2013-03-15 2016-05-10 The Regents Of The University Of California System and method to identify sources associated with biological rhythm disorders
US10434319B2 (en) 2009-10-09 2019-10-08 The Regents Of The University Of California System and method of identifying sources associated with biological rhythm disorders
CA2795770A1 (en) 2010-04-08 2011-10-13 Topera, Inc. Methods, system and apparatus for the detection, diagnosis and treatment of biological rhythm disorders
US9107600B2 (en) 2011-05-02 2015-08-18 The Regents Of The University Of California System and method for reconstructing cardiac activation information
WO2012151301A1 (en) 2011-05-02 2012-11-08 Topera, Inc. System and method for targeting heart rhythm disorders using shaped ablation
US8165666B1 (en) 2011-05-02 2012-04-24 Topera, Inc. System and method for reconstructing cardiac activation information
US9050006B2 (en) 2011-05-02 2015-06-09 The Regents Of The University Of California System and method for reconstructing cardiac activation information
US8740793B2 (en) 2011-08-29 2014-06-03 General Electric Company Radar based systems and methods for monitoring a subject
EP3245945B1 (en) 2011-11-07 2020-07-22 ResMed Pty Ltd Apparatus for providing ventilation to a patient
US9364624B2 (en) 2011-12-07 2016-06-14 Covidien Lp Methods and systems for adaptive base flow
US9498589B2 (en) 2011-12-31 2016-11-22 Covidien Lp Methods and systems for adaptive base flow and leak compensation
US8844526B2 (en) 2012-03-30 2014-09-30 Covidien Lp Methods and systems for triggering with unknown base flow
EP3639733B1 (en) 2012-05-30 2022-10-26 ResMed Sensor Technologies Limited Apparatus for monitoring cardio-pulmonary health
US10525219B2 (en) 2012-06-26 2020-01-07 Resmed Sensor Technologies Limited Methods and apparatus for monitoring and treating respiratory insufficiency
US10492720B2 (en) 2012-09-19 2019-12-03 Resmed Sensor Technologies Limited System and method for determining sleep stage
NZ630602A (en) 2012-09-19 2016-10-28 Resmed Sensor Technologies Ltd System and method for determining sleep stage
JP6005869B2 (ja) * 2012-10-09 2016-10-12 コーニンクレッカ フィリップス エヌ ヴェＫｏｎｉｎｋｌｉｊｋｅ Ｐｈｉｌｉｐｓ Ｎ．Ｖ． 呼吸レートを測定するシステム及び方法
CN102973273B (zh) * 2012-11-29 2014-12-17 中国人民解放军第四军医大学 一种基于红外辐射检测的睡眠呼吸功能监测***
US9981096B2 (en) 2013-03-13 2018-05-29 Covidien Lp Methods and systems for triggering with unknown inspiratory flow
US8715199B1 (en) 2013-03-15 2014-05-06 Topera, Inc. System and method to define a rotational source associated with a biological rhythm disorder
US9808591B2 (en) 2014-08-15 2017-11-07 Covidien Lp Methods and systems for breath delivery synchronization
US9950129B2 (en) 2014-10-27 2018-04-24 Covidien Lp Ventilation triggering using change-point detection
JP6536038B2 (ja) * 2015-01-19 2019-07-03 沖電気工業株式会社 周期推定装置、周期推定方法及びプログラム。
US9925346B2 (en) 2015-01-20 2018-03-27 Covidien Lp Systems and methods for ventilation with unknown exhalation flow
US10216905B2 (en) * 2015-01-28 2019-02-26 Google Llc Health state trends for a consistent patient situation
CN104840218B (zh) * 2015-06-09 2018-08-10 联想(北京)有限公司 一种呼吸速率的测量方法及电子设备
WO2017041892A1 (en) 2015-09-07 2017-03-16 Ablacon Inc. System for analyzing electrophysiological data and method for analyzing electrophysiological data
US10517527B2 (en) 2016-09-16 2019-12-31 Bose Corporation Sleep quality scoring and improvement
US10478590B2 (en) 2016-09-16 2019-11-19 Bose Corporation Sleep assistance device for multiple users
US10653856B2 (en) 2016-09-16 2020-05-19 Bose Corporation Sleep system
US11594111B2 (en) 2016-09-16 2023-02-28 Bose Corporation Intelligent wake-up system
US10561362B2 (en) 2016-09-16 2020-02-18 Bose Corporation Sleep assessment using a home sleep system
US10434279B2 (en) 2016-09-16 2019-10-08 Bose Corporation Sleep assistance device
US10963146B2 (en) 2016-09-16 2021-03-30 Bose Corporation User interface for a sleep system
US10204498B2 (en) 2016-10-02 2019-02-12 Marquette Trishaun System for monitoring state of user and related methods
US10638952B2 (en) * 2016-10-28 2020-05-05 Covidien Lp Methods, systems, and computer-readable media for calibrating an electromagnetic navigation system
EP3320840B1 (en) 2016-11-11 2022-08-17 Tata Consultancy Services Limited System and method for pulmonary health monitoring
CA3004071A1 (en) 2018-05-04 2019-11-04 Universite Laval Wearable respiration sensor and respiration monitoring system
US11324954B2 (en) 2019-06-28 2022-05-10 Covidien Lp Achieving smooth breathing by modified bilateral phrenic nerve pacing
US11793425B1 (en) * 2020-03-05 2023-10-24 Amazon Technologies, Inc. Phase disambiguation for radar-based breathing measurements
GB2600975A (en) 2020-11-13 2022-05-18 Elotec As Optimization of dataset
US20220202358A1 (en) * 2020-12-29 2022-06-30 Industrial Technology Research Institute Electronic device and method for detecting apnea
CN114052740B (zh) * 2021-11-29 2022-12-30 中国科学技术大学 基于毫米波雷达的非接触心电图监测方法

Citations (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
RU2144211C1 (ru) * 1991-03-07 2000-01-10 Мэсимо Корпорейшн Устройство и способ обработки сигналов
WO2006115704A1 (en) * 2005-04-22 2006-11-02 University Of Florida Research Foundation , Inc. System and methods for remote sensing using double-sideband signals
RU62502U1 (ru) * 2006-07-24 2007-04-27 Татьяна Васильевна Алехина Медицинская система мониторинга, диагностики, лечения несчастных случаев на производстве и профессиональных заболеваний
WO2007136610A2 (en) * 2006-05-17 2007-11-29 University Of Hawaii Determining presence and/or physiological motion of one or more subjects with multiple receiver doppler radar systems
WO2008026157A2 (en) * 2006-08-30 2008-03-06 Koninklijke Philips Electronics N.V. Apparatus to monitorpulsating objects within the body

Family Cites Families (15)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US4085740A (en) * 1966-03-28 1978-04-25 Lockheed Corporation Method for measuring physiological parameter
US3993995A (en) * 1975-12-08 1976-11-23 Rca Corporation Respiration monitor
US4131889A (en) * 1977-02-08 1978-12-26 National Research Development Corporation Miniature doppler radar systems and microwave receivers suitable therefor
JPH0669444B2 (ja) * 1987-10-29 1994-09-07 日産自動車株式会社 車両乗員の状態検出装置
US7853329B2 (en) * 1998-08-05 2010-12-14 Neurovista Corporation Monitoring efficacy of neural modulation therapy
US6980679B2 (en) * 1998-10-23 2005-12-27 Varian Medical System Technologies, Inc. Method and system for monitoring breathing activity of a subject
JP2002014161A (ja) * 2000-06-30 2002-01-18 Toshiba Corp ドップラーレーダ装置
WO2004062501A2 (en) * 2003-01-09 2004-07-29 Koninklijke Philips Electronics N.V. Respiration monitor for computed tomography
US6985768B2 (en) * 2003-02-28 2006-01-10 Medtronic, Inc. Physiological event detection
JP4389821B2 (ja) * 2005-03-22 2009-12-24 ソニー株式会社 体動検出装置、コンテンツ再生装置、体動検出方法およびコンテンツ再生方法
CN101222873A (zh) * 2005-07-15 2008-07-16 皇家飞利浦电子股份有限公司 用于检测心脏活动的装置
WO2008102291A2 (en) * 2007-02-20 2008-08-28 Philips Intellectual Property & Standards Gmbh Method and system for identifying a subject
GB2449081B (en) * 2007-05-08 2009-03-18 Laerdal Medical As Breathing detection
US8721554B2 (en) * 2007-07-12 2014-05-13 University Of Florida Research Foundation, Inc. Random body movement cancellation for non-contact vital sign detection
KR20110008080A (ko) * 2008-04-03 2011-01-25 카이 메디컬, 아이엔씨. 비접촉식 생리학적 모션 센서 및 모션 센서의 사용 방법

Patent Citations (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
RU2144211C1 (ru) * 1991-03-07 2000-01-10 Мэсимо Корпорейшн Устройство и способ обработки сигналов
WO2006115704A1 (en) * 2005-04-22 2006-11-02 University Of Florida Research Foundation , Inc. System and methods for remote sensing using double-sideband signals
WO2007136610A2 (en) * 2006-05-17 2007-11-29 University Of Hawaii Determining presence and/or physiological motion of one or more subjects with multiple receiver doppler radar systems
RU62502U1 (ru) * 2006-07-24 2007-04-27 Татьяна Васильевна Алехина Медицинская система мониторинга, диагностики, лечения несчастных случаев на производстве и профессиональных заболеваний
WO2008026157A2 (en) * 2006-08-30 2008-03-06 Koninklijke Philips Electronics N.V. Apparatus to monitorpulsating objects within the body

Non-Patent Citations (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Title
М.Я. Выгодский "Справочник по высшей математике", М., "НАУКА", 1976, с.с.131-133, 136-137. *

Also Published As

Publication number Publication date
WO2009136337A1 (en) 2009-11-12
CN102014745A (zh) 2011-04-13
EP2285276B1 (en) 2013-12-25
JP2011519656A (ja) 2011-07-14
CN102014745B (zh) 2013-06-19
US20110112425A1 (en) 2011-05-12
RU2010150481A (ru) 2012-06-20
JP5596670B2 (ja) 2014-09-24
EP2285276A1 (en) 2011-02-23
US8870785B2 (en) 2014-10-28

Similar Documents

Publication Publication Date Title
RU2531119C2 (ru) Бесконтактный мониторинг дыхания пациента
US20230397842A1 (en) Systems and methods for high resolution distance sensing and applications
Wang et al. A novel ultra-wideband 80 GHz FMCW radar system for contactless monitoring of vital signs
JP5848469B1 (ja) 生体状態検出装置
CN108392186B (zh) 一种非接触式睡眠呼吸暂停症检测方法及***
CN105007806A (zh) 用于确定来自对象的生命体征的装置和方法
US9443419B2 (en) Monitoring breathing via signal strength in wireless networks
Fioranelli et al. Contactless radar sensing for health monitoring
CN116172539A (zh) 基于机器学习的生命体征检测方法、***、设备及介质
CN113729677B (zh) 一种智能生命体征监护方法
CN111685760B (zh) 一种基于雷达测量的人体呼吸频率计算方法
WO2021159294A1 (zh) 体征检测方法、装置及设备
Will et al. Intelligent signal processing routine for instantaneous heart rate detection using a Six-Port microwave interferometer
CN105050502A (zh) 用于根据图像数据确定呼吸体积信号的装置和方法
He et al. A joint localization assisted respiratory rate estimation using IR-UWB radars
JP2016135233A (ja) 生体状態検出装置
Widiyasari et al. Contactless respiratory rate monitoring using FMCW radar
Gauni et al. Detection of breathing and heart rate using a simple vital radio system
Wang et al. Separation and denoising of respiratory heartbeat signals based on millimeter-wave radar
Wang et al. SlpRoF: Improving the Temporal Coverage and Robustness of RF-based Vital Sign Monitoring during Sleep
Baird Human activity and posture classification using single non-contact radar sensor
Cruz et al. Non-invasive heart and respiratory rates extraction using frequency-modulated continuous-wave radar
Wang et al. Contactless Radar Heart Rate Variability Monitoring Via Deep Spatio-Temporal Modeling
Muehlsteff et al. Comparison of respiration rate monitoring with a low-cost Doppler-Radar sensor and inductive thorax-plethysmography
EP4302693A1 (en) Determining a trigger signal for imaging

Legal Events

Date Code Title Description
MM4A The patent is invalid due to non-payment of fees

Effective date: 20200505