Бесконтактный мониторинг дыхания пациента

Бесконтактный мониторинг дыхания пациента

Иллюстрации

Показать все

Реферат

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 для двух различных моментов времени Т ₁ и T ₂, соответственно, вычисляют следующим образом

где представляет собой первый вектор, представляет собой второй вектор, и и 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:

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 D_k(t) моделируется посредством экспоненциального фактора γ. Разность фаз 2Φ₁ устанавливается посредством применения специального доплеровского датчика. Фаза временного изменения Θ_k(t)

относится к эффекту Допплера как сумма сигналов от N отражателей, движущихся с компонентами скорости V_k(t), значимыми для доплеровского сдвига и расстояния датчик/отражатель Ξ_k 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:

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: DT_k=T_1+I-T_i.

Этап 3: Проверка критерия изменения направления последовательно обнаруженного перехода через ноль.

Этап 4: Исключение DT_k, не соответствующих критерию.

Этап 5: Вычисление частоты дыхания для интервалов RR_k из TD_k.

Этап 6: Исключение части RR_k, 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:

Основываясь на уравнениях 1, 2, и 3 временные производные сигналов x_l и x₂ берутся как:

Два вектора определяются для двух сегментов между тремя обнаруженными переходами через ноль в соответствии с:

Первый вектор r1 строится посредством взятия временных производных двух сигналов x_l и x₂ в периоде между первым и вторым обнаруженным переходом через ноль. Второй вектор r2 строится посредством взятия временных производных двух сигналов x_l и x₂ в период между вторым и третьим обнаруженным переходом через ноль. В обоих случаях, временная производная сигнала x_l берется в качестве первой векторной координаты, и временная производная сигнала x2 берется в качестве второй векторной координаты.

С целью демонстрации, что

векторы rl и r2 были вычислены явно от уравнений 1 и 2 для периодического движения.

Основываясь на факте, что:

Такое же вычисление сделано для второго периода [T₁-T_end]. Это может демонстрировать, что векторные компоненты задаются посредством:

Здесь является ясным для симметричного движения, что:

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:

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.

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; ивычисляют 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 иуказывают 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, причемдвухканальный 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 этомпредоставлен 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.