ES2886580T3 - Método y aparato ultrasónicos para monitorizar la respiración - Google Patents

Método y aparato ultrasónicos para monitorizar la respiración Download PDF

Info

Publication number
ES2886580T3
ES2886580T3 ES16794355T ES16794355T ES2886580T3 ES 2886580 T3 ES2886580 T3 ES 2886580T3 ES 16794355 T ES16794355 T ES 16794355T ES 16794355 T ES16794355 T ES 16794355T ES 2886580 T3 ES2886580 T3 ES 2886580T3
Authority
ES
Spain
Prior art keywords
patient
ultrasound
internal structure
phase
echo signal
Prior art date
Legal status (The legal status 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 status listed.)
Active
Application number
ES16794355T
Other languages
English (en)
Inventor
Nicolas Souzy
Morten Eriksen
Nicolay Berard-Andersen
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Respinor AS
Original Assignee
Respinor AS
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 Respinor AS filed Critical Respinor AS
Application granted granted Critical
Publication of ES2886580T3 publication Critical patent/ES2886580T3/es
Active legal-status Critical Current
Anticipated expiration legal-status Critical

Links

Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/08—Clinical applications
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/08—Measuring devices for evaluating the respiratory organs
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/103—Measuring 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 or mobility of a limb
    • A61B5/1126—Measuring movement of the entire body or parts thereof, e.g. head or hand tremor or mobility of a limb using a particular sensing technique
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/103—Measuring 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 or mobility of a limb
    • A61B5/113—Measuring movement of the entire body or parts thereof, e.g. head or hand tremor or 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
    • A61B5/103—Measuring 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 or mobility of a limb
    • A61B5/113—Measuring movement of the entire body or parts thereof, e.g. head or hand tremor or mobility of a limb occurring during breathing
    • A61B5/1135—Measuring movement of the entire body or parts thereof, e.g. head or hand tremor or mobility of a limb occurring during breathing by monitoring thoracic expansion
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/68—Arrangements of detecting, measuring or recording means, e.g. sensors, in relation to patient
    • A61B5/6801—Arrangements of detecting, measuring or recording means, e.g. sensors, in relation to patient specially adapted to be attached to or worn on the body surface
    • A61B5/6813—Specially adapted to be attached to a specific body part
    • A61B5/6823—Trunk, e.g., chest, back, abdomen, hip
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/68—Arrangements of detecting, measuring or recording means, e.g. sensors, in relation to patient
    • A61B5/6801—Arrangements of detecting, measuring or recording means, e.g. sensors, in relation to patient specially adapted to be attached to or worn on the body surface
    • A61B5/683—Means for maintaining contact with the body
    • A61B5/6832—Means for maintaining contact with the body using adhesives
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/08—Clinical applications
    • A61B8/0833—Clinical applications involving detecting or locating foreign bodies or organic structures
    • A61B8/085—Clinical applications involving detecting or locating foreign bodies or organic structures for locating body or organic structures, e.g. tumours, calculi, blood vessels, nodules
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/42—Details of probe positioning or probe attachment to the patient
    • A61B8/4209—Details of probe positioning or probe attachment to the patient by using holders, e.g. positioning frames
    • A61B8/4236—Details of probe positioning or probe attachment to the patient by using holders, e.g. positioning frames characterised by adhesive patches
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/42—Details of probe positioning or probe attachment to the patient
    • A61B8/4272—Details of probe positioning or probe attachment to the patient involving the acoustic interface between the transducer and the tissue
    • A61B8/4281—Details of probe positioning or probe attachment to the patient involving the acoustic interface between the transducer and the tissue characterised by sound-transmitting media or devices for coupling the transducer to the tissue
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/52—Devices using data or image processing specially adapted for diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/52—Devices using data or image processing specially adapted for diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/5207—Devices using data or image processing specially adapted for diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves involving processing of raw data to produce diagnostic data, e.g. for generating an image
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M16/00—Devices for influencing the respiratory system of patients by gas treatment, e.g. ventilators; Tracheal tubes
    • A61M16/0003—Accessories therefor, e.g. sensors, vibrators, negative pressure
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M16/00—Devices for influencing the respiratory system of patients by gas treatment, e.g. ventilators; Tracheal tubes
    • A61M16/021—Devices for influencing the respiratory system of patients by gas treatment, e.g. ventilators; Tracheal tubes operated by electrical means
    • A61M16/022—Control means therefor
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/44—Constructional features of the ultrasonic, sonic or infrasonic diagnostic device
    • A61B8/4427—Device being portable or laptop-like
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/48—Diagnostic techniques
    • A61B8/488—Diagnostic techniques involving Doppler signals
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/52—Devices using data or image processing specially adapted for diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/5215—Devices using data or image processing specially adapted for diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves involving processing of medical diagnostic data
    • A61B8/5223—Devices using data or image processing specially adapted for diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves involving processing of medical diagnostic data for extracting a diagnostic or physiological parameter from medical diagnostic data
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M2230/00—Measuring parameters of the user
    • A61M2230/40—Respiratory characteristics
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M2230/00—Measuring parameters of the user
    • A61M2230/40—Respiratory characteristics
    • A61M2230/42—Rate

Landscapes

  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Physics & Mathematics (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • Heart & Thoracic Surgery (AREA)
  • Medical Informatics (AREA)
  • Molecular Biology (AREA)
  • Surgery (AREA)
  • Biophysics (AREA)
  • Pathology (AREA)
  • Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
  • Radiology & Medical Imaging (AREA)
  • Physiology (AREA)
  • Dentistry (AREA)
  • Oral & Maxillofacial Surgery (AREA)
  • Computer Vision & Pattern Recognition (AREA)
  • Pulmonology (AREA)
  • Vascular Medicine (AREA)
  • Acoustics & Sound (AREA)
  • Emergency Medicine (AREA)
  • Anesthesiology (AREA)
  • Hematology (AREA)
  • Ultra Sonic Daignosis Equipment (AREA)
  • Measurement Of The Respiration, Hearing Ability, Form, And Blood Characteristics Of Living Organisms (AREA)

Abstract

Un método para monitorizar de forma no invasiva la respiración de un paciente usando ondas ultrasónicas dirigidas al cuerpo del paciente, caracterizado por: acoplar un transductor ultrasónico (102, 202) mediante una capa de contacto (104) a una superficie de piel del cuerpo del paciente; seleccionar un rango de profundidad y un ángulo de haz (α) desde el transductor (202) a un volumen de muestra en al menos una parte de una estructura interna (206) dentro del abdomen del cuerpo del paciente, siendo el ángulo de haz no perpendicular a un vector de moción de la estructura interna (206), comprendiendo la estructura interna (206) uno de entre un hígado, bazo o riñón del paciente; emitir una serie de pulsos de ultrasonido desde el transductor (202) al cuerpo hacia el volumen de muestra y detectar los ecos de los pulsos de ultrasonido emitidos; medir la fase de al menos una primera señal de eco y una segunda señal de eco a partir de la estructura interna en múltiples puntos a lo largo del rango de profundidad, recibiéndose la al menos la primera señal de eco y la segunda señal de eco en momentos diferentes; detectar la moción de la estructura interna (206) con referencia a una diferencia entre la fase medida de la al menos la primera señal de eco y la segunda señal de eco; y asociar movimiento de la estructura interna (206) con movimiento causado por respiración para monitorizar o determinar propiedades de respiración del paciente.

Description

DESCRIPCIÓN
Método y aparato ultrasónicos para monitorizar la respiración
[0001] La presente invención guarda relación con un método y aparato no invasivos para monitorizar la respiración de un paciente médico o quirúrgico, en particular usando ultrasonido.
[0002] La medición y monitorización de respiración es esencial para el tratamiento de un amplio rango de afecciones médicas en las que los fallos tienen graves consecuencias para los pacientes y se asocian con un coste económico considerable para la sociedad. El diafragma torácico es el músculo respiratorio principal, y su disfunción puede ser síntoma de varias afecciones y enfermedades respiratorias.
[0003] WO 2004/049951 expone un monitor de respiración que comprende un conjunto de transductores de ultrasonido que presenta una pluralidad de elementos transductores individuales colocados en un espacio intercostal a fin de abarcar al menos parte de la región de movimiento del diafragma torácico de un paciente. Dado que el aire tiene una impedancia acústica mucho menor que el tejido, la reflexión del haz de ultrasonido es mucho más pronunciada cuando el pulmón se trata con ultrasonidos. Midiendo la intensidad de la señal de recepción, es posible determinar la presencia del pulmón del paciente, y por tanto el grado de inspiración usando varios transductores ubicados a lo largo de la dirección de la moción del borde inferior del pulmón. La publicación WO N.° 94/20021 A2 y la publicación U.S. N.° 2004/242997 A1 ( Patente U.S. N.° 6,932,769 B2) exponen un sistema de detección ultrasónico, donde las señales ultrasónicas se transmiten en un espacio abierto de aire hacia y a distancia de un objeto y siendo detectadas las señales reflejadas para generar indicación de objetos o superficies del mismo estáticos o en movimiento en dicho espacio abierto.
[0004] De acuerdo con otra técnica existente, la moción del diafragma puede en su lugar medirse mediante técnicas de imagen de ultrasonido convencionales. Desde un transductor se apunta un haz de pulsos de ultrasonido hacia la superficie de la piel en dirección al diafragma desde abajo, a través del hígado. Se puede entonces detectar un fuerte eco distinto desde el diafragma dado que es una superficie lisa y especular. Las variaciones en la distancia entre el transductor de ultrasonidos y este eco pueden entonces usarse para medir la magnitud de los recorridos. En lugar de usar solo un haz estrecho (modo M), se puede usar también una imagen de ultrasonido bidimensional en tiempo real (modo B), con la ventaja adicional de asegurar una mejor orientación anatómica.
[0005] Es deseable proporcionar otros métodos para la monitorización de respiración.
[0006] La presente invención proporciona un método para monitorizar de forma no invasiva la respiración de un paciente según se expone en la reivindicación 1.
[0007] Se ha descubierto que el movimiento de las estructuras internas imita estrechamente el movimiento causado por la respiración, como los movimientos del diafragma torácico, que a su vez pueden usarse para monitorizar la respiración de un paciente. El diafragma es el músculo principal de inspiración, y una monitorización continua puede ayudar a añadir información a quienes toman decisiones sobre una variedad de situaciones así pues haciéndola una "plataforma tecnológica" para aplicaciones en enfermedades respiratorias y gestionando espacio para situaciones de salas de urgencias. Sorprendentemente, el movimiento de estructuras internas como en el primer aspecto puede mapearse de forma fiable a la respiración del paciente. El rango de profundidad puede seleccionarse basándose en la estructura interna de interés y/o basándose en una evaluación previa del paciente, incluyendo, por ejemplo, imágenes anteriores no invasivas. Para el hígado se puede seleccionar un rango de profundidad de 2-5 cm. El rango de profundidad se selecciona para cubrir una sección suficiente de la estructura interna de manera que si por alguna razón la señal de una parte del rango es débil, como puede pasar si se apunta el haz a través de una región de eco bajo como un vaso sanguíneo o un conducto biliar, entonces siempre habrá regiones de tejido contiguo dentro del rango con intensidad de eco adecuada que puede usarse en su lugar.
[0008] Las estructuras internas de interés se componen de tejido generalmente sólido y se mueven generalmente como un cuerpo sólido. No están llenas de líquido o gas como los vasos sanguíneos, la vesícula o los intestinos. Además son de un tamaño suficiente que el movimiento causado por la respiración no hace que el tejido se salga completamente de un campo visual. El ultrasonido es no invasivo, efectivo y puede usarse durante periodos de tiempo prolongados sin dañar al paciente. Así pues, por ejemplo, un transductor podría seguir en el paciente durante horas, días o incluso semanas si fuera necesario, mientras monitoriza continuamente la respiración.
[0009] El tamaño del volumen de muestra de ultrasonido a lo largo de la dirección del haz está preferiblemente en el rango de 2 a 5 cm. Esto mejorará la estabilidad de amplitud de la señal y evitará pérdidas de señal donde pueda tener lugar un volumen de muestra menor para estar completamente dentro de un vaso o un conducto biliar.
[0010] El método puede usar un haz de ultrasonido desenfocado o solo ligeramente enfocado. Hacer esto incrementa el tiempo de observación de elementos de dispersión individuales en el tejido cuando la moción está en una dirección que se desvía de la dirección del haz de sonido, y mejorará la precisión de la moción y velocidad estimadas.
[0011] La moción de la estructura interna se calcula basándose en la fase medida en los varios puntos a lo largo del rango de profundidad y las diferencias en fase de al menos dos señales de eco recibidas en momentos diferentes. Esto puede implementarse calculando el desplazamiento del tejido como un promedio a lo largo del haz de sonido de ultrasonido, donde las observaciones de desplazamiento en los varios puntos a lo largo del rango de profundidad se ponderan por sus intensidades de señal antes de que se calcule el desplazamiento promedio. Cabe destacar que en esta situación el desplazamiento está directamente relacionado con la fase y por tanto la diferencia de fase puede considerarse como análoga a una diferencia de desplazamiento. Las fases medidas se monitorizan a lo largo del tiempo para identificar la diferencia en fase con tiempo entre al menos la primera y la segunda señal de echo en puntos diferentes en el rango de profundidad. La primera y segunda señal de eco pueden ser señales consecutivas o pueden estar separadas por otras señales de eco. La diferencia en la fase con tiempo puede determinarse sobre más de dos señales de eco. Los varios puntos a lo largo del rango de profundidad incluyen al menos dos puntos que proporcionan una señal de eco de suficiente potencia, por ejemplo una potencia sobre un umbral dado. Pueden usarse tres o más puntos. El método puede comprender usar interferometría para determinar una fase de un eco de ultrasonido devuelto y sumar acumulativamente el cambio de fase entre mediciones de ultrasonido en diferentes profundidades para determinar un desplazamiento de la estructura.
[0012] El método comprende determinar un cambio de fase causado por la moción en dos o más ubicaciones a lo largo del rango de profundidad dentro del tejido y determinar un cambio de fase promedio para determinar la moción. Hacer esto determinará la moción con mejor precisión. Las varias ubicaciones pueden medirse independientemente usando dos o más transductores, o pueden medirse en profundidades diferentes de un haz de ultrasonido a partir de un solo transductor. El promedio es preferiblemente un promedio de intensidad ponderada de las diferentes mediciones como se explica anteriormente. El tejido sólido, como el hígado, presenta irregularidades estructurales que dispersan el ultrasonido, y el eco recibido desde el tejido será una suma de contribuciones individuales de tales elementos de dispersión. Ya que la suma se compone de vectores individuales cada uno con una fase y amplitud, la suma puede ocasionalmente acercarse a cero, creando una singularidad caracterizada por la pérdida de señal de eco. Al medir la moción de tejido mediante el análisis de variaciones de fase, esto se convierte en un problema. Cuando la señal se acerca a cero, pueden ocurrir variaciones de fase bastante impredecibles, causando errores duraderos en la estimación de posición del tejido. Esto puede superarse haciendo varias observaciones de variaciones de fase desde un rango de ubicaciones, y computando una diferencia de fase promedio ponderada por la intensidad de la señal.
[0013] El haz de ultrasonido desde el transductor debería estar en un ángulo no perpendicular (a) al vector de moción de la estructura interna, es decir, la dirección craneocaudal del paciente. Preferiblemente el ángulo está por debajo de 60 ° y más preferiblemente por debajo de 45 °.
[0014] El método puede además comprender determinar una o más propiedades de respiración derivadas de la moción incluyen un patrón respiratorio, un índice de respiración y un volumen corriente.
[0015] La técnica anterior puede ser aplicable particularmente a pacientes que reciben asistencia de un ventilador mecánico. Así pues, en varios modos de realización, el paciente puede estar recibiendo asistencia de un ventilador mecánico o está pasando por una prueba de respiración espontánea para quitar la asistencia de un ventilador mecánico.
[0016] El método puede comprender establecer parámetros de operación iniciales o en curso del ventilador mecánico, basándose en la respiración monitorizada.
[0017] El método puede comprender sincronizar la operación del ventilador mecánico con la respiración del paciente, por ejemplo una frecuencia o fase de asistencia por presión proporcionada por el ventilador mecánico, basándose en la respiración monitorizada. En un modo de realización, la operación del ventilador mecánico puede controlarse a fin de proporcionar asistencia por presión en respuesta a detectar la contribución del paciente.
[0018] Cuando un paciente está pasando por una prueba de respiración espontánea, el método puede comprender reducir o retirar la asistencia por ventilación mecánica durante un periodo de tiempo, como de 5 a 30 minutos, y monitorizar la respiración durante este tiempo para determinar una probabilidad de una prueba de respiración espontánea superada. El método puede además comprender determinar, en preferiblemente menos que la duración de la prueba, por ejemplo, menos de 25 minutos, que una probabilidad de que el paciente complete satisfactoriamente la prueba de respiración espontánea está por debajo de un umbral predeterminado y devolver la asistencia por ventilación mecánica antes de complicar innecesariamente la afección del paciente.
[0019] En otros modos de realización, el paciente puede ser un paciente con un traumatismo, un paciente de parada cardíaca, un paciente con una lesión en la médula espinal, un paciente pulmonar, como un paciente de EPOC, o un paciente en postoperatorio.
[0020] La presente invención proporciona también un aparato de ultrasonido para monitorizar de forma no invasiva la respiración de un paciente de acuerdo con la reivindicación 13.
[0021] El aparato es para uso con estructuras internas incluyendo el hígado, bazo y riñones, y por tanto está dispuesto para procesar señales de eco de ultrasonido a partir de esos órganos internos para monitorizar la respiración del paciente asociando el movimiento de esos órganos con el movimiento resultante de la respiración. Puede haber un solo elemento transductor de ultrasonido actuando tanto para transmitir como para recibir el ultrasonido, o alternativamente pueden usarse varios elementos transductores de ultrasonido. El aparato puede incluir un dispositivo de entrada que permite a un usuario seleccionar un rango de profundidad.
[0022] El aparato puede estar dispuesto para llevar a cabo pasos del método como se aborda anteriormente. Por ejemplo, la moción de la estructura interna puede calcularse basándose en la fase medida en los varios puntos a lo largo del rango de profundidad y las diferencias en fase de al menos dos señales de eco recibidas en momentos diferentes calculando el desplazamiento del tejido como un promedio a lo largo del haz de sonido de ultrasonido, donde las observaciones de desplazamiento en los varios puntos a lo largo del rango de profundidad se ponderan por sus intensidades de señal antes de que se calcule el desplazamiento promedio.
[0023] El aparato comprende una capa de contacto a colocar entre el transductor y la piel. La capa de contacto puede estar hecha de un material adhesivo. La capa de contacto comprende un gel de contacto para ultrasonido, un pegamento o un material de cinta adhesiva que permite la transmisión de ultrasonido, como la cinta de silicona sonolucente descrita en WO2011/135288. El gel, pegamento y cinta pueden usarse también en varias combinaciones. La capa de contacto puede comprender cubiertas protectoras extraíbles que pueden extraerse para exponer el adhesivo antes de que la superficie entre en contacto con el cuerpo.
[0024] Las superficies del aparato adaptadas para estar en contacto con el cuerpo del paciente están configuradas para proporcionar contacto conforme con la superficie del cuerpo.
[0025] El aparato puede incluir al menos una fuente de alimentación para alimentar las partes del aparato.
[0026] El transductor puede estar conectado o bien por cables o por comunicación de radio analógica o digital (de corto alcance) al circuito de procesamiento, lo que puede proporcionar señales a partir del tejido objetivo. El circuito de procesamiento puede ser parcial o completamente digital. El aparato puede comprender un monitor que proporciona información sobre la moción medida del tejido (o una propiedad respiratoria derivada de la moción) a un espectador (por ejemplo, un médico o el paciente). El circuito de procesamiento y/o el monitor pueden proporcionar control de las mediciones llevadas a cabo.
[0027] Preferiblemente, el aparato es un dispositivo portátil adaptado de manera que un paciente puede llevar el dispositivo durante su vida normal. Esto permite una monitorización continua fuera de un entorno hospitalario y con una tecnología segura y no invasiva.
[0028] Igual que anteriormente, el aparato (y preferiblemente el circuito de procesamiento del aparato) puede determinar un desplazamiento de la estructura interna obtenido por cualquiera de entre: integrar una velocidad de la estructura interna detectada usando el efecto Doppler; un análisis de interferometría de la fase de la onda reflejada; mapear partículas de ultrasonido dentro de la estructura interna y determinar el desplazamiento de uno o más puntos de referencia anatómicos.
[0029] El aparato puede usarse como ventaja en un sistema de ventilación mecánica junto con un ventilador mecánico, y por tanto la invención se extiende a dicho sistema, donde el ventilador mecánico es para proporcionar asistencia a un paciente y el aparato es para monitorizar de forma no invasiva la respiración del paciente durante la asistencia mediante el ventilador mecánico.
[0030] El sistema de ventilación mecánica puede estar dispuesto para sincronizar la operación del ventilador mecánico con la respiración del paciente basándose en la respiración monitorizada y/o controlar la operación del ventilador mecánico para proporcionar asistencia por presión en respuesta a detectar la contribución del paciente. El sistema se puede disponer para llevar a cabo una prueba de respiración espontánea reduciendo o retirando la asistencia por ventilación mecánica durante un periodo de tiempo y monitorizando la respiración durante este tiempo para determinar una probabilidad de una prueba de respiración espontánea superada.
[0031] Ciertos modos de realización preferidos de la presente invención se describirán ahora en mayor detalle, solo a modo de ejemplo y con referencia a los dibujos, en los que:
La Figura 1 muestra un paciente conectado a un sistema para monitorizar la respiración;
La Figura 2 muestra una sección transversal parcial en vertical a través del paciente ilustrando un transductor de ultrasonido del sistema;
La Figura 3 muestra datos de entrada y de salida de ejemplo para el transductor de ultrasonido; y
Las Figuras 4 y 5 muestran una ilustración esquemática del circuito de procesamiento y el procesamiento de señales del sistema;
[0032] Se exponen un sistema y un método para llevar a cabo interferometría ultrasónica para producir al menos una medición de estructuras de tejido en un organismo vivo, para adquirir señales fisiológicas; los datos de estas señales pueden utilizarse con fines de monitorización y diagnóstico. Otros modos de realización pueden permitir también monitorizar señales derivadas como patrones respiratorios, índice de respiración y un volumen corriente.
[0033] Dado que varios órganos internos, en particular aquellos en la parte superior del abdomen como el hígado, el bazo y los riñones, se mueven con la respiración, sus mociones pueden usarse para monitorizar indirectamente la respiración, es decir, sin directamente monitorizar el pulmón o diafragma. El hígado, en particular, es un objetivo útil. El hígado es un trozo grande de tejido, permitiendo colocar un transductor de ultrasonido en la superficie de la piel sin ninguna necesidad de orientación anatómica precisa, y es de fácil acceso mediante ultrasonido desde el exterior del cuerpo. El bazo es más pequeño que el hígado, y puede estar ocultado por bolsas de gases, pero sigue presentando un objetivo viable. Los riñones de nuevo son más pequeños que el hígado y son más difíciles de acceder, pero también se mueven considerablemente con la respiración.
[0034] El aparato se ilustra en las Figuras 1 y 2, y se compone de varias partes, incluyendo el circuito de procesamiento 106, al menos un transductor de ultrasonido 102; 202, y una capa de contacto 104 a colocar entre el transductor 102; 202 y la piel 204. La capa de contacto puede estar hecha de un material adhesivo. El aparato también incluye al menos una fuente de alimentación (no mostrada) para alimentar las partes del dispositivo, de acuerdo con sus necesidades. Varias de estas partes pueden estar integradas en una sola unidad.
[0035] El transductor está acoplado al cuerpo del paciente mediante la capa de contacto 104, que puede ser un gel de contacto para ultrasonido, un pegamento o un material de cinta adhesiva que permite la transmisión de ultrasonido, como la cinta de silicona sonolucente descrita en WO2011/135288. El gel, pegamento y cinta pueden usarse también en varias combinaciones. Las superficies en contacto con el cuerpo del paciente están configuradas para proporcionar contacto conforme con la superficie del cuerpo. Un método de aplicar el transductor a un organismo vivo usando una cinta adhesiva puede incluir quitar cubiertas protectoras para exponer el adhesivo 104 antes de que la superficie entre en contacto con el cuerpo.
[0036] El transductor 102; 202 está conectado o bien por cables 108 o por comunicación de radio analógica o digital de corto alcance al circuito de procesamiento 106, que proporciona señales a partir del tejido objetivo. El circuito de procesamiento 106 está configurado para procesar señales a partir del transductor a fin de derivar una medición de una moción de un tejido objetivo. El procesamiento puede ser parcial o completamente digital.
[0037] El aparato puede hacerse portátil de manera que el paciente puede hacer vida normal mientras sigue estando monitorizado continuamente con una tecnología segura y no invasiva. Es decir, un sistema 100 que incluye al menos el transductor 102; 202 y circuito de procesamiento 106 es de un tamaño y peso adecuados que puede llevarse en el cuerpo del paciente sin impedir actividades rutinarias, y la capa de contacto 104 comprende un adhesivo que es lo suficientemente fuerte de manera que el transductor 102; 202 sigue en contacto con la piel 204 durante dichas actividades.
[0038] El sistema 100 puede comprender también un monitor 110 que proporciona información sobre los parámetros de moción medidos a partir del tejido a un espectador humano (por ejemplo, un médico o el paciente). El circuito de procesamiento 106 y/o el monitor 110 pueden proporcionar control de las mediciones llevadas a cabo.
[0039] Como se muestra en la Figura 2, las ondas de pulso ultrasónicas a partir del al menos un transductor de ultrasonido 202 se transmiten al cuerpo, y las señales de eco reflejadas se usan para estimar una propiedad de la región objetivo, basándose en la respuesta (por ejemplo, cambio de fase entre pulsos de ultrasonido sucesivos).
[0040] El circuito de procesamiento calcula parámetros de moción del tejido, como velocidad u otros parámetros derivados, basándose en el patrón de moción de la estructura interna objetivo 206.
[0041] Se ha mostrado que la moción del hígado sigue estrechamente la moción del músculo del diafragma torácico, y las mediciones de la moción del hígado, por este motivo, serán un buen sustituto de las mediciones directas de moción del diafragma.
[0042] Se pueden usar técnicas basadas en Doppler para estimar la moción de tejido y fluidos. Se emiten pulsos de ultrasonido en el tejido, y los ecos que se reciben desde una profundidad preestablecida, que se determina por un retardo ajustable entre la emisión de cada pulso y una puerta de recepción correspondiente (véase Figura 3), se procesan para detectar y medir un cambio en la frecuencia relacionado con la velocidad del tejido. La integración de la velocidad a lo largo del tiempo generará entonces el desplazamiento del tejido. Dado que la fase de una señal en un punto dado en el tiempo se determina mediante la integral temporal de la frecuencia en el pasado, en su lugar podemos usar directamente las variaciones de fase de una señal de eco como una medición del desplazamiento de tejido. Esta técnica (interferometría) se usa comúnmente para mediciones precisas de distancias contando ciclos de ondas luminosas.
[0043] Cuando un trozo de tejido se mueve una distancia (s), entonces el cambio en la fase (A0) de un eco de ultrasonido recibido desde el tejido será:
A^ = 4;r—cos(<z)
X
donde A es la longitud de onda del ultrasonido, y a es el ángulo entre la dirección del haz de ultrasonido y el vector de moción, es decir, la dirección craneocaudal del paciente.
[0044] Dado que la longitud de onda depende de la frecuencia (f0) y velocidad del sonido (c) podemos escribir también:
Figure imgf000006_0001
o s i (a)
[0045] Con referencia a la Figura 3, cada tren de ondas de ultrasonido que emite y recibe el transductor 202 generará un valor para la fase de la señal de eco. Para llevar un seguimiento de los cambios de fase, el ángulo de fase máximo entre dos ecos de ultrasonido sucesivos debe estar dentro del intervalo de -n a n para definirse exclusivamente. La distancia máxima de moción de tejido entre pulsos de ultrasonido sucesivos será entonces:
Figure imgf000006_0002
[0046] Esto establece una relación entre la frecuencia de ultrasonido, la frecuencia de repetición de emisiones de pulso (fprf), la velocidad del sonido, el ángulo del haz de sonido y el desplazamiento máximo del tejido entre pulsos, y así pues también la velocidad máxima del tejido que puede observarse. La limitación es igual a las limitaciones de velocidad de las técnicas de Doppler pulsado.
Figure imgf000006_0003
C ' f p r f
4 /0 eos (a)
[0047] El circuito de procesamiento se ilustra esquemáticamente en las Figuras 4 y 5, y se basa en un esquema de procesamiento de señales que es de algún modo similar a la técnica de Doppler pulsado que se usa para mediciones de velocidad sanguínea. Las principales diferencias son:
• Frecuencia de operación inferior: La dispersión y reflexión de ultrasonido desde glóbulos rojos es muy dependiente de la frecuencia, y muestra un aumento pronunciado en frecuencias superiores. Las propiedades de dispersión de tejido sólido no presentan dicha dependencia pronunciada de la frecuencia. Por tanto, una frecuencia de operación inferior puede preferirse para registrar moción en tejidos sólidos. Un rango de frecuencia habitual es de 0,5 a 5 MHz.
• Aumento general inferior: Los ecos a partir de tejidos sólidos son aproximadamente 40 - 60 dB más fuertes que el eco a partir de la sangre, y así la amplificación del eco devuelto y/o la intensidad del ultrasonido emitido puede reducirse en correspondencia.
• Diferentes ajustes de filtro: El filtro "de pared" usado en mediciones de velocidad sanguínea para sacar componentes de eco a partir de elementos de tejido sólido que se mueven lentamente debe ajustarse a un valor mucho más inferior a fin de permitir procesar las señales de eco a partir del tejido que se mueve lentamente. El ajuste de filtro preferido para registrar moción respiratoria está en el rango de 0,01 - 0,1 Hz, dependiendo de la frecuencia de operación del sistema. El propósito principal de este filtro es compensar una desviación en circuitos electrónicos y fugas de señal entre circuitos de transmisión y recepción de ultrasonido.
• Mayor volumen de muestra: Durante mediciones de velocidad sanguínea, se usa un haz de ultrasonido estrecho, y los trenes de ondas de ultrasonido emitidos son cortos, normalmente 1 - 10 gs, correspondiendo a una resolución axial de unos 0,75 a 7,5 mm. Se prefiere un volumen mayor a lo largo de la
[0048] dirección del haz para registrar la moción respiratoria, preferiblemente con un tamaño en el rango de 1 a 5 cm, correspondiendo a una duración de la puerta de recepción de 13 a 65 gs. Esto mejorará la estabilidad de amplitud de la señal y evitará pérdidas de señal si el volumen de muestra resulta estar completamente dentro de un vaso o conducto biliar. Una distancia normal desde el transductor 202 hasta el centro del volumen de muestra estará en el rango de 5 a 15 cm, dependiendo de la posición del transductor en la superficie del cuerpo, y del tamaño del cuerpo y de la estructura interna 206. También puede ser favorable usar un haz de ultrasonido desenfocado, o solo ligeramente enfocado, para incrementar el tiempo de observación del elemento de dispersión individual en el tejido cuando la moción está en una dirección que se desvía de la dirección del haz de sonido, y mejorará la precisión de la moción y velocidad estimadas. • Seguimiento de fase y suma en lugar de análisis de Fourier: Se calcula la fase de la señal de eco devuelta a partir del rango de profundidad seleccionado en lugar de cálculos repetidos de espectros de Fourier que representan distribuciones de velocidad. Este cálculo puede basarse en la transformada de Hilbert de la señal, o en la demodulación síncrona de la señal generando una señal compuesta que representa tanto la parte real como la imaginaria de el vector de fase, como se muestra en las Figuras 4 y 5.
[0049] A partir de una serie de vectores de fase obtenidos como se describe anteriormente, el desplazamiento de tejido se calcula como una suma acumulativa de diferencias de fase. Si P es una serie de vectores de fase obtenidos de emisiones y recepciones de pulsos de ultrasonido sucesivos, entonces el cambio de fase acumulativo (0 cum) causado por el desplazamiento total en el número de muestra n se convierte en:
Figure imgf000006_0004
[0050] El desplazamiento de tejido (S) se puede entonces calcular como:
g _ ^ 4 um
4 n eos (a )
[0051] La fase acumulada y el desplazamiento de tejido se pueden calcular también a partir del patrón de variaciones de señal del vector complejo que describe la fase del eco. Esto puede implementarse como un circuito de contador de subida/bajada controlado por dos bits de información derivados de la señal de las partes real e imaginaria del vector de fase.
[0052] El contador debería incrementar cada vez que el vector entra en un nuevo cuadrante en sentido contrario a las agujas del reloj, y disminuir cuando se entra en un nuevo cuadrante en sentido de las agujas del reloj. Este esquema puede implementarse solo requiriendo una interfaz digital lenta de dos bits entre circuitos analógicos y digitales, llevándose por sí misma a una implementación sencilla de baja potencia. A partir del número de la cuenta (N), el desplazamiento de tejido puede calcularse como:
Figure imgf000007_0001
[0053] El hígado y el bazo se mueven de manera bastante uniforme y lineal con la respiración. Por tanto, como se aborda anteriormente, cuando se apunta un haz ultrasónico hacia uno de estos tejidos, se observarán aproximadamente las mismas velocidades sobre un amplio rango de distancias en el tejido a lo largo de la dirección del haz de ultrasonido. esto contrasta con las mediciones de flujo sanguíneo con técnicas de Doppler, en las que se espera una variación considerable en la velocidad del fluido a lo largo de la dirección del haz.
[0054] Es razonable asumir que la consistencia y precisión de las estimaciones de cambios de fase en el eco de ultrasonido causadas por moción de tejido sólido pueden mejorarse haciendo un promedio de las observaciones de fase a partir de varias ubicaciones a lo largo del haz de ultrasonido.
[0055] Los tejidos sólidos, como el hígado, presentan irregularidades estructurales que dispersan el ultrasonido. El eco recibido a partir del tejido será una suma de contribuciones individuales de tales elementos de dispersión. Ya que la suma se compone de vectores individuales cada uno con una fase y amplitud, la suma puede ocasionalmente acercarse a cero, creando una singularidad caracterizada por la pérdida de señal de eco. Al medir la moción de tejido mediante el análisis de variaciones de fase, esto se convierte en un problema. Cuando la señal se acerca a cero, pueden ocurrir variaciones de fase bastante impredecibles, causando errores duraderos en la estimación de la ubicación del tejido.
[0056] Esto se puede superar haciendo observaciones varias o continuas de variaciones de fase a partir de un rango de ubicaciones (profundidades) a lo largo del haz de sonido, y computando una diferencia de fase promedio (A$) ponderada por la intensidad de la señal, y luego procesando estos valores de fase además para generar la velocidad y desplazamiento de tejido como se describe anteriormente. Dado que la intensidad en una ubicación dada a lo largo del haz puede cambiar de un pulso de ultrasonido al siguiente debido a la moción del tejido, la intensidad de tanto el eco de ultrasonido actual como el previo de esa ubicación debe considerarse a la hora de llevar a cabo el cálculo de la fase de intensidad ponderada.
[0057] Esto se puede hacer de la siguiente manera:
[0058] El eco recibido a partir de dos pulsos de ultrasonido sucesivos (numerados como n y n+1) se demodula de forma compleja para generar dos series de tiempo muestreadas de la señal de eco compleja (Pn(t) y Pn+1(t)) como una función de tiempo o profundidad en el tejido. El rango de (t) se establece para cubrir la distancia a lo largo del haz de sonido que se usará para los cálculos. Para calcular la diferencia de fase, se calcula el producto de Pn+1 y la conjugación compleja de Pn:
Figure imgf000007_0002
[0059] La fase contenida en Q será ahora la diferencia de fase entre Pn+1 y Pn como una función de tiempo (y distancia) y el valor absoluto de Q será el producto de las amplitudes de eco desde Pn+1 y Pn que es un factor adecuado a ponderar en el proceso de cálculo de un valor de fase promedio. El cálculo de la diferencia de fase ponderada entre Pn+1 y Pn ahora puede hacerse mediante la simple suma de los elementos en Q y calculando el ángulo de fase de la suma:
Figure imgf000007_0003
[0060] Esto se repite para pares sucesivos de señales de eco recibidas (Pn+1 y Pn+2, Pn+2 y Pn+3, Pn+3 y Pn+4, etc.) para calcular el cambio de fase acumulado y la moción del tejido a lo largo de un periodo de tiempo más largo.
[0061] Se pueden optimizar varios parámetros (con rangos sugeridos mostrados entre paréntesis) que determinan el desempeño del método, como la frecuencia emitida (por ejemplo, 1 - 10 MHz), la duración del tren de ondas emitido (por ejemplo, 0,5 - 100 ps), el ancho de banda del demodulador síncrono (por ejemplo, 10 kHz - 2 MHz) y la longitud del rango de profundidad dentro del hígado o bazo para usarlo en los cálculos (por ejemplo, 0,5 - 10 cm).
[0062] El método aumenta la consistencia en situaciones en las que el haz accidentalmente atraviesa regiones dentro del hígado que están llenas de fluido, como vasos, conductos biliares o quistes. El fluido dentro de estas estructuras genera ecos que son bastante más débiles que los ecos a partir del tejido sólido colindante (por unos -40 dB o más), y pueden causar una aparente pérdida de señal si el sitio de medición resulta encontrarse dentro de dicha estructura. Como el tejido se mueve hacia atrás y hacia delante en un ángulo con respecto al haz de sonido, es bastante probable que esto ocurra. Con el método de cálculo de fase de intensidad ponderada descrito anteriormente, este problema se eliminará ya que se recogen datos sobre una distancia mayor a lo largo del haz, siempre asegurando que alguna parte del tejido sólido contribuye a la señal.
[0063] Como se apreciará, el aparato anterior proporciona una medición de la moción de una estructura interna dentro del abdomen del paciente, como tejido sólido como el hígado o el bazo, que sigue estrechamente el movimiento del diafragma. Esto a su vez puede usarse para cualquier aplicación en la que es necesario monitorizar respiración, y puede reemplazar a o usarse en combinación con dispositivos conocidos como cinturones para monitorizar la respiración, caudalímetros, espirómetros, sensores de temperatura nasal, transductores de presión y sistemas de radar.
[0064] Sin embargo, la técnica puede usarse también para monitorizar la respiración de un paciente para otras aplicaciones. Por ejemplo, la caracterización de la función pulmonar puede llevarse a cabo extrayendo información y patrones de moción respiratoria que pueden interpretarse como un sustituto de valores de espirometría.
[0065] Otra aplicación médica para esta invención es monitorizar pacientes con ventilación mecánica y ayudar en la sincronización entre el ventilador y el paciente. Otro uso es monitorizar la moción cuando se separa al paciente del ventilador para caracterizar los movimientos del diafragma torácico y para determinar lo antes posible si se puede desenganchar satisfactoriamente al paciente de la ventilación mecánica o no. También se puede usar en el seguimiento de los pacientes.
[0066] Durante o al iniciar la ventilación mecánica, la técnica para monitorizar respiración puede usarse para orientar la presión de la ventilación mecánica y/o ajustes de la CPAP (presión positiva continua de las vías respiratorias). Cuando aumenta la presión de inhalación, los pulmones se expandirán inicialmente, y entonces su volumen llegará a un estancamiento en el que un mayor aumento de presión no mejorará la ventilación, y posiblemente causará daño. Esto puede evitarse monitorizando el desplazamiento gradual hacia abajo de los órganos en la parte superior del abdomen.
[0067] El método puede usarse también para monitorizar pacientes que están con asistencia por ventilación mecánica, con el propósito de detectar los propios esfuerzos por respirar del paciente. Dichos esfuerzos pueden indicar que los ajustes del ventilador son incorrectos, o que el paciente no está lo suficientemente sedado.
[0068] Esta técnica puede usarse también para sincronizar la operación del ventilador mecánico con los esfuerzos por respirar del paciente, por ejemplo, ajustando la frecuencia o fase de la asistencia por presión del ventilador mecánico a fin de encajar con las necesidades del paciente y aumentar la comodidad del paciente. Esto puede reducir la asincronía entre la acción del ventilador mecánico y la propia acción de respiración del paciente, es decir, cuando el esfuerzo del paciente (es decir, el movimiento del diafragma) no está sincronizado con el ventilador mecánico, o cuando el esfuerzo del paciente empieza antes de que el ventilador mecánico empiece el soporte por presión resultando en que el paciente no reciba aire.
[0069] El método puede detectar la contracción inicial del diafragma y usar esto para activar y sincronizar el ventilador. Esto permitirá el control quimiorreceptor normal de la ventilación, mientras al mismo tiempo se reducen los esfuerzos y la fatiga asociados con el trabajo respiratorio. Por ejemplo, cuando el paciente hace un esfuerzo por respirar (es decir, se detecta movimiento del diafragma) el ventilador mecánico proporcionará soporte por presión en respuesta.
[0070] A fin de determinar si un paciente está listo para quitarle la asistencia por ventilador, se lleva a cabo una prueba de respiración espontánea (PRE). Durante una PRE, el ventilador mecánico se desactiva durante 30 minutos. Si el paciente es capaz de respirar satisfactoriamente durante 30 minutos, entonces se le quita del ventilador. Si no es así, entonces se vuelve a la asistencia por ventilador. La operación de los ventiladores es cara, y por tanto es deseable quitar la asistencia por ventilador de los pacientes lo antes posible. Sin embargo, quitar la asistencia demasiado pronto puede ser un detrimento para la recuperación de un paciente, resultando en una necesidad prolongada de asistencia por ventilación. Ahora se sabe bien que la debilidad diafragmática está asociada con un pronóstico más pobre.
[0071] La técnica para monitorizar la respiración puede usarse para ayudar a evaluar si se está listo para una prueba de respiración espontánea (PRE). Para evaluar si se está listo para una PRE el ventilador mecánico puede quitarse durante un periodo de tiempo corto, como 10 ciclos, y se puede monitorizar el desplazamiento del diafragma (amplitud, inclinación y regularidad) para predecir el éxito o fracaso de una PRE de 30 minutos.
[0072] La técnica puede usarse también para monitorizar la respiración durante la PRE. El desarrollo del desplazamiento de diafragma (amplitud, inclinación y regularidad) puede monitorizarse durante la prueba para predecir el éxito o fracaso antes del final de la prueba, ayudando a reducir el riesgo de daño causado en pacientes que es poco probable que la superen.
[0073] Otro uso será para pacientes que requieren rehabilitación respiratoria donde el movimiento del diafragma es crucial. Los pacientes pueden ser pacientes con un traumatismo, pacientes de parada cardíaca, pacientes con una lesión en la médula espinal o pacientes pulmonares, como pacientes de EPOC. La técnica puede usarse también para monitorizar pacientes en postoperatorio. La respiración se puede monitorizar para ver el desarrollo del desplazamiento del diafragma (amplitud, inclinación y regularidad) para generar una alerta temprana si la respiración se detiene.
[0074] En otro modo de realización, la técnica anterior puede usarse durante una operación de punción guiada por tomografía computarizada (TC). Sin embargo, se entenderá que, como se aborda anteriormente, los modos de realización de la invención se pueden usar también en cualquier otro área que requiera monitorizar respiración, como los campos de radioterapia o ventilación mecánica.
[0075] El transductor de ultrasonido se coloca en el paciente y se dirige hacia el hígado antes de que al paciente se le haga un escaneo por TC o imagen de resonancia magnética (IRM). El transductor emite una serie de pulsos de ultrasonido y detecta sus ecos de la manera conocida. Basándose en los ecos detectados, se puede detectar el movimiento del hígado, y por tanto se puede determinar la posición del diafragma.
[0076] Después de que al paciente se le haya equipado el transductor, se lleva a cabo un escaneo por CT o IRM en el paciente para determinar la ubicación precisa del objetivo (por ejemplo, una lesión a puncionar). Durante el escaneo, se requiere que el paciente aguante la respiración para que se produzca una imagen clara con los pulmones en una posición. Mientras se lleva a cabo el escaneo y mientras el o la paciente aguanta su respiración, se presenta la posición exacta del diafragma en el monitor y se anota el valor de posición.
[0077] La imagen del escaneo se usa para calcula la profundidad y ángulo en el que se debe insertar una aguja para puncionar la lesión. Cuando el operador está listo para llevar a cabo la punción, se le pide al paciente que inhale hasta que la pantalla indique que el diafragma está en la misma posición en la que estaba cuando se llevó a cabo el escaneo. Si el paciente inhala demasiado y el transductor indica que el nivel de inspiración es mayor que el mantenido durante el escaneo, el operador puede instruir al paciente que exhale un poco. Si es necesario, el paciente puede relajarse e inhalar de nuevo hasta que el operador esté contento con la posición del diafragma.
[0078] De esta manera, el operador o la operadora puede asegurarse de que la lesión está en la misma posición en el paciente como se muestra en la imagen de TC o RM mientras lleva a cabo la punción. Sin embargo, en el caso de TC, la ubicación de la aguja aún se puede comprobar por medio de otro escaneo.
[0079] Como se describe anteriormente, el aparato de la presente invención se puede usar también para mejorar los tratamientos de radioterapia reduciendo la zona que necesita irradiarse. Se emplea el procedimiento básico descrito anteriormente, no obstante, el modo de realización se modifica para proporcionar una salida de control a partir del procesador para controlar una fuente de radiación.
[0080] Después de que se haya determinado la ubicación del tumor dentro del paciente a partir de la imagen del escaneo, se apunta una fuente de radiación en esa ubicación. Esta está conectada a la salida de control de manera que la fuente de radiación sólo emite cuando la señal de salida a partir del procesador la activa para hacerlo.
[0081] Se le permite al paciente respirar de forma continua a lo largo del tratamiento de radiación. Mientras, el procesador usa las salidas del conjunto de transductores para monitorizar de forma continua la posición del diafragma. Cuando su posición se corresponde con la posición que se determinó durante el escaneo, el procesador envía una señal para activar la fuente de radiación para irradiar la zona objetivo del paciente. Por tanto, la zona del paciente que necesita irradiarse puede reducirse considerablemente dado que la ubicación del objetivo puede determinarse con una precisión mucho mayor.
[0082] La salida del aparato puede estar en forma de posición de diafragma, amplitud de moción de respiración, frecuencia (índice respiratorio) y/o velocidad. Mediciones sucesivas llevadas a cabo en un solo paciente o una población pueden producir una tendencia cronológica que permite monitorizar el progreso o el deterioro de la función pulmonar.
[0083] Mientras se ha descrito un modo de realización preferido de la presente invención, se apreciará que numerosas variaciones del sistema están dentro del alcance de la invención. Por ejemplo, en varios modos de realización, el aparato puede estar compuesto por varios transductores colocados en diferentes ubicaciones en el cuerpo del paciente. El aparato puede incluir también sensores adicionales de diferentes tipos, como oxímetros de pulso, electrodos de electrocardiograma, electrodos de electromiograma, sensores de actividad electrodérmica o acelerómetros, para mediciones simultáneas o complementarias.

Claims (17)

REIVINDICACIONES
1. Un método para monitorizar de forma no invasiva la respiración de un paciente usando ondas ultrasónicas dirigidas al cuerpo del paciente, caracterizado por:
acoplar un transductor ultrasónico (102, 202) mediante una capa de contacto (104) a una superficie de piel del cuerpo del paciente;
seleccionar un rango de profundidad y un ángulo de haz (a) desde el transductor (202) a un volumen de muestra en al menos una parte de una estructura interna (206) dentro del abdomen del cuerpo del paciente, siendo el ángulo de haz no perpendicular a un vector de moción de la estructura interna (206), comprendiendo la estructura interna (206) uno de entre un hígado, bazo o riñón del paciente;
emitir una serie de pulsos de ultrasonido desde el transductor (202) al cuerpo hacia el volumen de muestra y detectar los ecos de los pulsos de ultrasonido emitidos;
medir la fase de al menos una primera señal de eco y una segunda señal de eco a partir de la estructura interna en múltiples puntos a lo largo del rango de profundidad, recibiéndose la al menos la primera señal de eco y la segunda señal de eco en momentos diferentes;
detectar la moción de la estructura interna (206) con referencia a una diferencia entre la fase medida de la al menos la primera señal de eco y la segunda señal de eco; y
asociar movimiento de la estructura interna (206) con movimiento causado por respiración para monitorizar o determinar propiedades de respiración del paciente.
2. El método según se reivindica en la reivindicación 1, donde el rango de profundidad seleccionado según se mide desde el transductor hasta un centro del volumen de muestra está entre 5 cm y 15 cm.
3. El método según se reivindica en la reivindicación 1, donde un tamaño del volumen de muestra a lo largo de la dirección del haz está en un rango de 1 cm a 5 cm.
4. El método según se reivindica en la reivindicación 1,2 o 3, donde la moción de la estructura interna se calcula basándose en la fase medida en los múltiples puntos a lo largo del rango de profundidad de la estructura interna y las diferencias en fase de al menos dos señales de eco recibidas en momentos diferentes, y donde el método incluye calcular un desplazamiento promedio de tejido como se mide a lo largo de una dirección de haz de sonido de ultrasonido.
5. El método según se reivindica en la reivindicación 4, donde se demodulan de forma compleja señales de eco recibidas a partir de dos pulsos de ultrasonido sucesivos para generar dos series temporales muestreadas de señales de eco complejas como una función de tiempo o profundidad en el tejido de la estructura interna, y donde se establece un rango temporal para cubrir una distancia a lo largo del haz de ultrasonido para usarse en los cálculos, y donde se calcula una diferencia de fase
Figure imgf000010_0001
donde n y n+1 están relacionados con números de eco recibido a partir de pulsos de ultrasonido sucesivos, y t está relacionado con el tiempo de distancia a lo largo del haz de ultrasonido en la estructura interna, y donde una fase contenida en Q(t) es una diferencia de fase entre señales de eco complejas Pn+i y Pn como una función de tiempo y distancia, y un valor absoluto de Q(t) es un producto de amplitudes de eco de Pn+i (t) y una conjugación compleja de Pn (t).
6. El método según se reivindica en la reivindicación 5, donde el cálculo de una diferencia de fase ponderada entre Pn+1 (t) y Pn (t) se lleva a cabo mediante la suma de los elementos en Q y calculando un ángulo de fase (A0) de la suma:
Figure imgf000010_0002
7. El método según se reivindica en la reivindicación 1, donde se usa interferometría para determinar una fase de una señal de eco de ultrasonido dada y el método además comprende sumar acumulativamente el cambio de fase entre mediciones de ultrasonido en diferentes profundidades para determinar un desplazamiento de la estructura.
8. El método según se reivindica en la reivindicación 1, comprendiendo determinar un cambio de fase causado por moción en dos o más ubicaciones a lo largo del rango de profundidad dentro del tejido de la estructura interna y determinar un cambio de fase promedio para determinar la moción.
9. El método según se reivindica en la reivindicación 8, donde el cambio de fase promedio es un promedio de intensidad ponderada de las múltiples mediciones de cambio de fase.
10. El método según se reivindica en las reivindicaciones 1 -9, donde el ángulo no perpendicular (a) está por debajo de 60 °.
11. El método según se reivindica en la reivindicación 1, donde las propiedades de respiración comprenden uno o más de entre un patrón respiratorio, un índice de respiración, un volumen corriente y un desplazamiento de diafragma.
12. El método según se reivindica en la reivindicación 1, donde el vector de moción de la estructura interna (206) está en una dirección craneocaudal del paciente.
13. Un aparato de ultrasonido (100) para monitorizar de forma no invasiva respiración de un paciente usando ondas ultrasónicas dirigidas al cuerpo del paciente, el aparato caracterizado por:
al menos un transductor de ultrasonido (102, 202) configurado para colocarse en una piel (204) del cuerpo de un paciente, donde el transductor de ultrasonido (102, 202) está acoplado al cuerpo del paciente por medio de una capa de contacto (104) y donde el transductor de ultrasonido (102, 202) está inclinado de manera que un ángulo (a) de un haz de ultrasonido emitido desde el transductor de ultrasonido es no perpendicular a un vector de moción de una estructura interna (206) dentro del abdomen del cuerpo del paciente, comprendiendo la estructura interna (206) uno de entre un hígado, bazo o riñón del paciente; y
circuito de procesamiento (106) para controlar el transductor de ultrasonido (102, 202) y procesar señales de ultrasonido recibidas a partir del transductor de ultrasonido, donde el circuito de procesamiento está configurado para:
medir una fase de señales de eco de ultrasonido recibidas a partir de la estructura interna (206) en varios puntos a lo largo de un rango de profundidad seleccionable por un usuario; la fase midiéndose para al menos una primera y una segunda señal de eco, recibiéndose la al menos la primera señal de eco y la segunda señal de eco en momentos diferentes, y
detectar la moción de la estructura interna (206) con referencia a diferencias en la fase medida entre la al menos la primera señal de eco y la segunda señal de eco.
14. El aparato de la reivindicación 13, donde la capa de contacto (204) comprende al menos una de entre un gel de contacto para ultrasonido, un pegamento o un material de cinta adhesiva que permite la transmisión de ultrasonido.
15. El aparato de la reivindicación 13, donde el circuito de procesamiento (106) está configurado para controlar el transductor de ultrasonido (202) para emitir una serie de pulsos de ultrasonido a un volumen de muestra (206) de una estructura interna dentro del cuerpo del paciente y para detectar la al menos la primera señal de eco y la segunda señal de eco de los pulsos de ultrasonido mediante el transductor de ultrasonido (202), y donde la al menos la primera señal de eco y la segunda señal de eco se reciben en momentos diferentes.
16. El aparato según se reivindica en la reivindicación 13 o 15, donde el ángulo no perpendicular (a) está por debajo de 60 °.
17. Un aparato según se reivindica en la reivindicación 13 o 15, donde el circuito de procesamiento está configurado para determinar una o más propiedades de respiración basándose en la moción del tejido de la estructura interna (206), y donde el uno o más parámetros de respiración incluyen al menos uno de entre un patrón respiratorio, un índice de respiración, un volumen corriente y un desplazamiento de diafragma.
ES16794355T 2015-11-12 2016-11-11 Método y aparato ultrasónicos para monitorizar la respiración Active ES2886580T3 (es)

Applications Claiming Priority (3)

Application Number Priority Date Filing Date Title
GBGB1519985.4A GB201519985D0 (en) 2015-11-12 2015-11-12 Ultrasonic method and apparatus for respiration monitoring
GB1614633.4A GB2544369B (en) 2015-11-12 2016-08-30 Ultrasonic method and apparatus for respiration monitoring
PCT/EP2016/077426 WO2017081247A1 (en) 2015-11-12 2016-11-11 Ultrasonic method and apparatus for respiration monitoring

Publications (1)

Publication Number Publication Date
ES2886580T3 true ES2886580T3 (es) 2021-12-20

Family

ID=55132697

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
ES16794355T Active ES2886580T3 (es) 2015-11-12 2016-11-11 Método y aparato ultrasónicos para monitorizar la respiración

Country Status (14)

Country Link
US (2) US11253223B2 (es)
EP (1) EP3373821B1 (es)
JP (1) JP6770755B2 (es)
KR (1) KR102646465B1 (es)
CN (2) CN113974690B (es)
AU (1) AU2016352852B2 (es)
CA (1) CA3005078C (es)
DK (1) DK3373821T3 (es)
ES (1) ES2886580T3 (es)
GB (2) GB201519985D0 (es)
HU (1) HUE056096T2 (es)
PL (1) PL3373821T3 (es)
PT (1) PT3373821T (es)
WO (1) WO2017081247A1 (es)

Families Citing this family (18)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
GB201519985D0 (en) 2015-11-12 2015-12-30 Respinor As Ultrasonic method and apparatus for respiration monitoring
US10864337B2 (en) * 2017-09-20 2020-12-15 ART MEDICAL Ltd. Systems and methods for tracking spontaneous breathing in a mechanically ventilated patient
AU2019395915B2 (en) * 2018-12-11 2025-12-18 Respinor As Systems and methods for motion compensation in ultrasonic respiration monitoring
US10398351B1 (en) 2018-12-11 2019-09-03 Respinor As Systems and methods for motion compensation in ultrasonic respiration monitoring
US10595821B1 (en) 2018-12-11 2020-03-24 Respinor As Ultrasonic transducer device for respiration monitoring
US12144604B2 (en) 2018-12-11 2024-11-19 Respinor As Systems and methods for motion compensation in ultrasonic respiration monitoring
WO2021113745A1 (en) * 2019-12-05 2021-06-10 Disati Medical, Inc Systems and methods for determining a degree of respiratory effort exerted by a patient while breathing
DK4045533T5 (da) 2020-03-26 2024-07-29 Univ Vanderbilt Humane monoklonale antistoffer mod svær akut respiratorisk syndrom-coronavirus 2 (sars-cov-2)
CN120899293A (zh) 2020-10-10 2025-11-07 深圳迈瑞生物医疗电子股份有限公司 结合生理信号的超声成像方法和电子设备
DE112021006546T5 (de) * 2020-12-18 2023-11-16 Koninklijke Philips N.V. Ultraschallbildgebung mit anatomiebasierten akustischen einstellungen
EP4277520A4 (en) * 2021-01-15 2024-10-30 Wisconsin Alumni Research Foundation MONITORING AIRFLOW WITH B-MODE ULTRASOUND
KR20230169993A (ko) * 2021-04-19 2023-12-18 베인테크 피티와이 엘티디 초음파 영상화를 위한 휴대용 초음파 디바이스 및 방법
US20230071643A1 (en) * 2021-07-20 2023-03-09 Daniel Nathan Maxwell Ultrasound Diaphragmography Device and Method
TW202342510A (zh) 2022-02-18 2023-11-01 英商Ｒｑ生物科技有限公司 抗體
WO2023247772A1 (en) * 2022-06-23 2023-12-28 Koninklijke Philips N.V. Accurate diaphragm thickness and function evaluation using ultrasound and mechanical ventilator signals
US20230414889A1 (en) * 2022-06-23 2023-12-28 Koninklijke Philips N.V. Automatic detection of a diaphragm in time-motion data using ventilator waveforms
US12533110B2 (en) * 2023-01-10 2026-01-27 Echosens Elastography device and method
CN118436376A (zh) * 2023-02-03 2024-08-06 半导体元件工业有限责任公司 用于监测车辆乘员的方法及声换能器的控制器

Family Cites Families (53)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US4122427A (en) * 1976-06-24 1978-10-24 Herbert Karsh Motion monitor
JPS58188433A (ja) 1982-04-28 1983-11-02 アロカ株式会社 超音波診断装置
US5088498A (en) * 1988-10-17 1992-02-18 The Board Of Regents Of The University Of Washington Ultrasonic plethysmograph
JPH03151944A (ja) * 1989-11-08 1991-06-28 Hitachi Medical Corp パルスドプラ計測装置
JPH0767451B2 (ja) * 1991-12-24 1995-07-26 アロカ株式会社 超音波組織変位計測装置
WO1994020021A2 (en) * 1993-02-25 1994-09-15 Advanced Monitors Holdings Limited Ultrasonic monitor
US5573012A (en) * 1994-08-09 1996-11-12 The Regents Of The University Of California Body monitoring and imaging apparatus and method
US5782767A (en) * 1996-12-31 1998-07-21 Diagnostic Ultrasound Corporation Coupling pad for use with medical ultrasound devices
DE19914455B4 (de) * 1999-03-30 2005-07-14 Siemens Ag Verfahren zur Bestimmung der Bewegung eines Organs oder Therapiegebiets eines Patienten sowie hierfür geeignetes System
EP1208796B1 (de) * 2000-11-22 2003-03-05 BrainLAB AG Verfahren zur Bestimmung der Lungenfüllung
EP1531725A4 (en) * 2002-07-01 2009-02-04 Physiosonics Inc SYSTEMS AND METHOD FOR CARRYING OUT NONINVASIVE ASSESSMENTS OF HEART TISSUE AND PARAMETERS
US8814793B2 (en) * 2002-12-03 2014-08-26 Neorad As Respiration monitor
GB2396012B (en) * 2002-12-03 2006-03-15 Neorad As Respiration monitor
US6932769B2 (en) * 2003-05-28 2005-08-23 Delphi Technologies, Inc. Ultrasonic occupant detection and classification system
AR047692A1 (es) * 2003-07-10 2006-02-08 Epix Medical Inc Imagenes de blancos estacionarios
WO2007001352A2 (en) * 2004-08-31 2007-01-04 University Of Washington Ultrasonic technique for assessing wall vibrations in stenosed blood vessels
NZ554417A (en) * 2004-10-06 2011-04-29 Resmed Ltd Air delivery system including pulse oximeter configured to determine a measure of patient effort
US20080146911A1 (en) * 2004-10-18 2008-06-19 Kabushiki Kaisha Toshiba Respiration Monitoring Apparatus, Respiration Monitoring System, Medical Processing System, Respiration Monitoring Method, And Respiration Monitoring Program
WO2006057911A2 (en) * 2004-11-22 2006-06-01 Civco Medical Instruments Co., Inc. Real time ultrasound monitoring of the motion of internal structures during respiration for control of therapy delivery
AU2006251609B2 (en) * 2005-05-20 2012-09-20 Adidas Ag Methods and systems for determining dynamic hyperinflation
US20060285071A1 (en) 2005-06-21 2006-12-21 Bausch & Lomb Incorporated Femtosecond laser micromachining of a contact lens and a contact lens manufactured thereby
JPWO2007032329A1 (ja) 2005-09-14 2009-03-19 パナソニック株式会社 位置追跡方法、位置追跡装置および超音波診断装置
JP5551936B2 (ja) * 2006-09-29 2014-07-16 コーニンクレッカ フィリップス エヌ ヴェ ハンズフリー超音波診断装置
US20090048518A1 (en) * 2006-12-10 2009-02-19 Cardio Art Technologies Ltd. Doppler motion sensor apparatus and method of using same
US10398393B2 (en) * 2007-10-02 2019-09-03 Stryker European Holdings I, Llc Dynamic reference method and system for interventional procedures
WO2014152463A1 (en) * 2013-03-15 2014-09-25 Cyberheart, Inc. Apparatus and method for real-time tracking of tissue structures
US20110257522A1 (en) * 2008-11-06 2011-10-20 Neorad As Injection of Fluid
US9002427B2 (en) * 2009-03-30 2015-04-07 Lifewave Biomedical, Inc. Apparatus and method for continuous noninvasive measurement of respiratory function and events
EP2456360B1 (en) 2009-07-20 2017-11-22 Koninklijke Philips N.V. Method for operating a patient monitoring system
US20110121996A1 (en) * 2009-11-23 2011-05-26 Delphi Technologies, Inc. Method and System for Detecting an Occupant Using Reflected Signals
US20110208060A1 (en) * 2010-02-24 2011-08-25 Haase Wayne C Non-contact Biometric Monitor
JP5492606B2 (ja) * 2010-03-03 2014-05-14 アズビル株式会社 演算装置、及び演算装置を備えた流量計
GB2479930B (en) 2010-04-29 2017-12-06 Respinor As Coupling an ultrasound probe to the skin
KR101145646B1 (ko) * 2010-06-25 2012-05-24 한국생산기술연구원 비접촉식 생체 신호 측정 장치 및 그 장치에서의 비접촉식 생체 신호 측정 방법
DK2603138T3 (en) * 2010-08-13 2018-02-05 Respiratory Motion Inc DEVICES AND METHODS FOR MONITORING RESPIRATION VARIATION IN MEASURING RESPIRATION VOLUMES, MOVEMENT AND VARIABILITY
CA3103546A1 (en) * 2011-02-03 2012-08-09 Yoram Palti Transthoracic cardio-pulmonary monitor
JP2012196390A (ja) * 2011-03-23 2012-10-18 Fujifilm Corp 超音波診断装置
US9526476B2 (en) * 2011-04-12 2016-12-27 Brigham And Women's Hospital, Inc. System and method for motion tracking using unique ultrasound echo signatures
US20130030285A1 (en) * 2011-07-26 2013-01-31 General Electric Company System and method for integrating multiple data sources into an x-ray image referential
EP3366354B1 (en) * 2011-08-22 2022-04-06 ResMed Pty Ltd Ultrasonic welding of fabrics for sleep apnea treatment
JP5950517B2 (ja) * 2011-09-02 2016-07-13 キヤノン株式会社 被検体情報取得装置、被検体情報取得方法、及びプログラム
JP6096459B2 (ja) 2012-10-04 2017-03-15 東芝メディカルシステムズ株式会社 超音波診断装置
EP2945544B1 (en) * 2013-01-17 2018-11-07 Koninklijke Philips N.V. Eliminating motion effects in medical images caused by physiological function
KR20140105103A (ko) * 2013-02-21 2014-09-01 삼성전자주식회사 장기의 움직임을 추적하는 방법, 장치 및 의료 영상 시스템
US10143442B2 (en) * 2013-10-24 2018-12-04 Ge Medical Systems Global Technology, Llc Ultrasonic diagnosis apparatus
WO2015063834A1 (ja) * 2013-10-28 2015-05-07 パイオニア株式会社 信号処理装置及び方法、並びにコンピュータプログラム及び記録媒体
CN103584847B (zh) * 2013-11-06 2015-04-22 中国人民解放军第三军医大学 一种非接触磁感应心率和呼吸率同步检测方法及系统
JP2015159934A (ja) * 2014-02-27 2015-09-07 セイコーエプソン株式会社 超音波計測装置及び超音波計測方法
CN103948401A (zh) * 2014-05-20 2014-07-30 夏云 一种便携式肺功能仪器及肺功能检测方法
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
EP3340867B1 (en) * 2015-08-27 2023-07-19 Gemgard Pty Limited Non-invasive respiratory monitoring
GB201519985D0 (en) 2015-11-12 2015-12-30 Respinor As Ultrasonic method and apparatus for respiration monitoring
WO2017163937A1 (ja) * 2016-03-23 2017-09-28 テルモ株式会社 肺機能測定装置、肺機能測定方法および肺機能測定プログラム

Also Published As

Publication number Publication date
KR102646465B1 (ko) 2024-03-11
CN113974690B (zh) 2024-05-28
JP6770755B2 (ja) 2020-10-21
GB201519985D0 (en) 2015-12-30
AU2016352852A1 (en) 2018-06-07
US11766233B2 (en) 2023-09-26
GB201614633D0 (en) 2016-10-12
CA3005078A1 (en) 2017-05-18
US20180256075A1 (en) 2018-09-13
CN113974690A (zh) 2022-01-28
CN108472014A (zh) 2018-08-31
CA3005078C (en) 2024-04-02
KR20180103845A (ko) 2018-09-19
DK3373821T3 (da) 2021-09-13
WO2017081247A1 (en) 2017-05-18
EP3373821A1 (en) 2018-09-19
JP2018538039A (ja) 2018-12-27
HUE056096T2 (hu) 2022-01-28
US20210038119A1 (en) 2021-02-11
GB2544369A (en) 2017-05-17
AU2016352852B2 (en) 2021-11-04
EP3373821B1 (en) 2021-06-16
US11253223B2 (en) 2022-02-22
GB2544369B (en) 2021-03-03
PL3373821T3 (pl) 2021-11-15
PT3373821T (pt) 2021-09-09
CN108472014B (zh) 2021-12-03

Similar Documents

Publication Publication Date Title
ES2886580T3 (es) Método y aparato ultrasónicos para monitorizar la respiración
ES2935270T3 (es) Obtención de los parámetros torácicos individuales de un sujeto
US8814793B2 (en) Respiration monitor
Boon et al. Ultrasound in the assessment of respiration
US20130303915A1 (en) Ultrasound apparatus and methods to monitor bodily vessels
JP6974308B2 (ja) 脳の膨張と移動の少なくとも一方の亢進を検出する装置および方法
Haaksma et al. Ultrasound imaging of the diaphragm: facts and future. A guide for the bedside clinician
Westwood Wearable ultrasound array for point-of-care imaging and patient monitoring
EP1615564A1 (en) Respiration monitoring process and device
ES3010665T3 (en) Method, device and apparatus for measuring diaphragmatic functional parameters
Shahshahani et al. Ultrasound based respiratory monitoring evaluation under human body motions
US20140378840A1 (en) Assessment device and assessment method