KR102584602B1 - Fmcw 레이더를 기반으로 하는 도플러 속도를 이용한 호흡수 추정 장치 및 방법 - Google Patents

Fmcw 레이더를 기반으로 하는 도플러 속도를 이용한 호흡수 추정 장치 및 방법 Download PDF

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Abstract

본 발명은 FMCW 레이더를 기반으로 하는 도플러 속도를 이용한 호흡수 추정 장치 및 방법에 관한 것이다. 본 발명에 따르면, 상기 FMCW 레이더를 통해 송출된 후 타겟으로부터 반사된 신호를 시간에 따라 수신하는 단계와, 상기 FMCW 레이더로부터 수신된 신호를 1차 이산 푸리에 변환 후 다시 2차 이산 푸리에 변환하여 거리와 속도에 따른 도플러 크기 데이터를 획득하는 단계와, 상기 FMCW 레이더의 측정 속도 범위 이내의 각각의 속도 별로 해당 속도 성분에서 관측된 거리별 도플러 크기의 절대치들의 합을 연산하는 단계와, 상기 속도 별로 구해진 거리별 도플러 크기의 절대치들의 합을 평균하여 해당 시간에서의 타겟의 속도 값을 도출하는 단계, 및 시간에 따른 속도 데이터에 대해 매시간 별로 윈도우를 적용하여 상기 윈도우 내에 분석되는 주파수 성분으로부터 상기 타겟의 호흡수를 시간 별로 추정하는 단계를 포함하는 호흡수 추정 방법을 제공한다.
본 발명에 따르면, FMCW 레이더를 통하여 추출한 타겟의 도플러 속도 값을 바탕으로 타겟의 호흡수를 정확도 있게 추정할 수 있다.

Description

FMCW 레이더를 기반으로 하는 도플러 속도를 이용한 호흡수 추정 장치 및 방법{Apparatus for estmating respiration rate using doppler velocity based on FMCW radar and method thereof}
본 발명은 FMCW 레이더를 기반으로 하는 도플러 속도를 이용한 호흡수 추정 장치 및 방법에 관한 것으로서, 보다 상세하게는 FMCW 레이더를 통하여 추출한 타겟의 도플러 속도 값을 바탕으로 타겟의 호흡수를 추정할 수 있는 도플러 속도를 이용한 호흡수 추정 장치 및 방법에 관한 것이다.
최근 노령화 인구 증가와 함께 COVID-19으로 사람들의 건강증진에 대한 욕구가 증가하고 있다. 이로 인해 일상적인 생활 속에서도 주기적으로 자신의 건강을 확인하고, 사전에 질병을 예방하기 위해 바이탈을 측정하는 많은 연구들이 진행되고 있다. 그 중에서도 호흡기능 장애가 생기면 심혈관계, 신경계 및 정신과적 문제로도 기인될 수 있기 때문에, 바이탈 중 호흡 신호를 모니터링하는 것은 중요하다.
기존 호흡 모니터링 연구 방식은 접촉식 센서를 이용한다. 웨어러블 벨트를 인체에 착용하거나 단일 압력 센서를 신체에 부착하여 획득한 압력 신호로 호흡 신호를 추출한다. 또는 광섬유 센서를 몸에 부착하여 흉부의 움직임으로 인해 생기는 광학 간섭을 이용해 호흡을 측정한다.
그러나 호흡 측정을 위해 보편적으로 사용되는 센서 접촉 방식은 측정 시간 동안 활동에 제약이 따르며, 측정 센서가 사용자의 인체에 접촉하기 때문에 불쾌감을 느끼는 감정을 초래할 수 있는 단점이 있다.
이러한 단점을 극복하기 위해 Frequency Modulated Continuous Wave(FMCW) 레이더를 활용한 호흡 측정 연구가 활발히 진행되고 있다. FMCW 레이더는 송수신 전파 사이에서 추출된 주파수 차이로 표적과의 거리와 변위 정보를 비접촉식으로 추출할 수 있는 장점과 더불어 밀리미터파를 사용하기 때문에 저전력을 사용하고 센서의 크기가 작아 활용 범위가 다양하다.
기존 연구는 레이더 송수신 복조 신호의 크기와 위상만을 이용하여 호흡을 측정해왔다. 이러한 연구는 등을 기대지 않고 기립한 상태에서 발생하는 인체의 보이지 않는 미세 움직임에도 흉부의 움직임과 미세 움직임이 합쳐진 신호로 인해 왜곡된 신호가 출력되어 탐지 정확도가 크게 떨어진다.
이러한 현상의 원인이 되는 Random Body Movement(RBM) 현상을 완화하여 비접촉식 호흡 연구의 국한된 활용 범위를 확장하기 위해 움직이는 상황에서 호흡을 모니터링하는 연구가 진행되고 있다. RBM현상으로 인해 변화한 신호의 위상을 통해 추출된 DC offset으로 Motion Direction Detection을 사용하여 변조된 주파수 편이량만큼 이동시킨 호흡 주파수를 추출하는 연구가 있다. 하지만 이는 움직임 정도에 따라 왜곡되는 주파수 범위를 예상하는 것이기 때문에 정확한 호흡 주파수 추출의 한계가 있다.
또한, 2개의 레이더로 추출한 양방향 거리 정보를 결합하여 Range-bin alignment method를 사용하는 연구와 고정된 Range-bin에서 호흡 신호의 에너지 평균값 이상의 에너지를 보유하는 호흡 신호를 버리는 방식을 사용하여 RBM 현상으로 인해 생기는 단점을 보완한 연구들이 있다. 하지만 Range-bin 범위 선택을 통해 RBM 현상을 완화하는 방식은 2개의 레이더 구조뿐만 아니라 연산의 복잡도가 높아진다.
본 발명의 배경이 되는 기술은 한국등록특허 제10-2091974호(2020.03.24 공고)에 개시되어 있다.
본 발명은 FMCW 레이더의 수신 신호로부터 추출한 타겟의 도플러 속도 값을 바탕으로 타겟의 호흡수를 추정할 수 있는 FMCW 레이더를 기반으로 하는 도플러 속도를 이용한 호흡수 추정 장치 및 방법을 제공하는데 목적이 있다.
본 발명은, FMCW 레이더 기반 호흡수 추정 장치에서 수행되는 호흡수 추정 방법에 있어서, 상기 FMCW 레이더를 통해 송출 후 타겟으로부터 반사된 신호를 시간에 따라 수신하는 단계와, 상기 FMCW 레이더로부터 수신 신호를 1차 이산 푸리에 변환 후 다시 2차 이산 푸리에 변환하여 거리와 속도에 따른 도플러 크기 데이터를 획득하는 단계와, 상기 FMCW 레이더의 측정 속도 범위 이내의 각각의 속도 별로 해당 속도 성분에서 관측된 거리별 도플러 크기의 절대치들의 합을 연산하는 단계와, 상기 속도 별로 구해진 거리별 도플러 크기의 절대치들의 합을 평균하여 해당 시간에서의 타겟의 속도 값을 도출하는 단계, 및 시간에 따른 속도 데이터에 대해 매시간 별로 윈도우를 적용하여 상기 윈도우 내에 분석되는 주파수 성분으로부터 상기 타겟의 호흡수를 시간 별로 추정하는 단계를 포함하는 호흡수 추정 방법을 제공한다.
또한, 상기 도플러 크기 데이터를 획득하는 단계는, 상기 FMCW 레이더의 송신 신호와 수신 신호의 결합 신호에 저대역 필터를 적용하여 생성되는 중간 주파수 신호에 상기 1차 및 2차 이산 푸리에 변환을 적용하여 상기 도플러 크기 데이터를 획득할 수 있다.
또한, 상기 타겟의 속도 값을 도출하는 단계는, 아래의 수학식을 이용하여 해당 시간 t에서의 상기 타겟의 속도 값 Dv(t)을 도출할 수 있다.
여기서, Nchirp는 처프의 수, v0는 상기 측정 속도 범위 이내에 해당하는 각각의 속도 성분, D(t,v0)는 해당 속도 성분 v0에서 구해진 시간 t에서의 거리별 도플러 크기의 절대치의 합을 나타낸다.
또한, 상기 D(t,v0)는 아래의 수학식으로 정의될 수 있다.
여기서, Z(t,rk,v0)는 해당 속도 성분 v0에서 관측된 거리별 도플러 크기, rk는 측정 거리 범위 내에 해당한 각각의 거리 성분을 나타낸다.
또한, 상기 호흡수를 추정하는 단계는, 현재 시점(t)에서 적용한 윈도우 상의 데이터를 고속 푸리에 변환하여 검출한 복수의 피크 주파수를 이전 시점(t-1)에서의 윈도우로부터 결정된 추적 주파수 값과 개별 비교한 후에 주파수 편차가 최소인 피크 주파수를 현재 시점(t)에서의 추적 주파수 값으로 결정하는 단계, 및 상기 결정된 추적 주파수 값을 통해 현재 시점(t)에서의 분당 호흡수(Respiratory Rate, RR)을 결정하는 단계를 포함할 수 있다.
또한, 상기 분당 호흡수를 추정하는 단계는, 상기 현재 시점(t)에서 결정된 추적 주파수 값을 아래 수학식에 적용하여 현재 시점(t)에서의 타겟의 분당 호흡수(RR)를 연산할 수 있다.
여기서, 는 현재 시점(t)에서 결정된 추적 주파수 값을 나타낸다.
그리고, 본 발명은, FMCW 레이더 기반 호흡수 추정 장치에 있어서, 상기 FMCW 레이더를 통해 송출된 후 타겟으로부터 반사된 신호를 시간에 따라 획득하는 신호 획득부와, 상기 FMCW 레이더로부터 수신된 신호를 1차 이산 푸리에 변환 후 다시 2차 이산 푸리에 변환하여 거리와 속도에 따른 도플러 크기 데이터를 획득하는 신호 처리부와, 상기 FMCW 레이더의 측정 속도 범위 이내의 각각의 속도 별로 해당 속도 성분에서 관측된 거리별 도플러 크기의 절대치들의 합을 연산하고, 상기 속도 별로 구해진 거리별 도플러 크기의 절대치들의 합을 평균하여 해당 시간에서의 타겟의 속도 값을 도출하는 연산부, 및 시간에 따른 속도 데이터에 대해 매시간 별로 윈도우를 적용하여 상기 윈도우 내에 분석되는 주파수 성분으로부터 타겟의 호흡수를 시간 별로 추정하는 추정부를 포함하는 호흡수 추정 장치를 제공한다.
본 발명에 따르면, FMCW 레이더를 통하여 추출한 타겟의 도플러 속도 값을 바탕으로 타겟의 호흡수를 정확도 있게 추정할 수 있다.
도 1은 본 발명의 실시예에 따른 호흡수 추정 장치의 구성을 나타낸 도면이다.
도 2는 FMCW 레이더를 통한 호흡수 추정 기법의 개념을 보여주는 도면이다.
도 3은 도 1의 장치를 이용한 호흡수 추정 방법을 설명하는 도면이다.
도 4는 종래 기법과 본 발명의 기법에서 호흡수 추정시 사용되는 M(t,rk)와 Dv(t)를 서로 비교한 도면이다.
도 5는 본 발명의 실시예에서 도플러 속도 데이터로부터 호흡수를 추출하는 원리를 설명한 도면이다.
도 6은 본 발명의 실시예에 따른 호흡수 추정 기법의 성능 검증에 사용된 4가지 실험 환경을 나타낸 도면이다.
도 7 내지 도 10은 실험 1 내지 실험 4에 대한 본 발명의 호흡수 추정 결과를 기존 기법의 결과와 비교한 도면이다.
그러면 첨부한 도면을 참고로 하여 본 발명의 실시 예에 대하여 본 발명이 속하는 기술 분야에서 통상의 지식을 가진 자가 용이하게 실시할 수 있도록 상세히 설명한다. 그러나 본 발명은 여러 가지 상이한 형태로 구현될 수 있으며 여기에서 설명하는 실시 예에 한정되지 않는다. 그리고 도면에서 본 발명을 명확하게 설명하기 위해서 설명과 관계없는 부분은 생략하였으며, 명세서 전체를 통하여 유사한 부분에 대해서는 유사한 도면 부호를 붙였다.
명세서 전체에서, 어떤 부분이 다른 부분과 "연결"되어 있다고 할 때, 이는 "직접적으로 연결"되어 있는 경우뿐 아니라, 그 중간에 다른 소자를 사이에 두고 "전기적으로 연결"되어 있는 경우도 포함한다. 또한 어떤 부분이 어떤 구성요소를 "포함"한다고 할 때, 이는 특별히 반대되는 기재가 없는 한 다른 구성요소를 제외하는 것이 아니라 다른 구성요소를 더 포함할 수 있는 것을 의미한다.
본 발명은 FMCW 레이더를 이용하여 단일 채널로 생체신호를 측정하고, 인체의 움직임에 의한 신호의 크기와 위상 변화 관점이 아닌 도플러 속도 관점으로 인체 움직임에 따른 속도 변화를 처리하여 호흡을 측정하는 방식을 제안한다.
추출한 속도 정보에는 호흡 과정에서 발생하는 흉부의 움직임에 따른 속도 변화 주파수가 포함되어 있다. 따라서 움직임에 따라 변화하는 거리 변화를 추적하여 호흡 주파수를 추정하는 기존 연구와는 다르게, 흉부 움직임에 의한 속도 정보를 처리하여 호흡 주파수 추출이 가능하는 새로운 접근 방법을 제시한다.
또한, RBM 현상을 완화하기 위해 거리빈(Range-bin) 범위 설정을 통해 움직임을 보정하고 호흡을 측정하는 기존 연구 방식과는 달리, 본 발명에서 제안한 방식은 측정 범위 설정을 필요로 하지 않는다.
도 1은 본 발명의 실시예에 따른 호흡수 추정 장치의 구성을 나타낸 도면이다.
도 1에서 보여지는 바와 같이, 호흡수 추정 장치(100)는 신호 획득부(110), 신호 처리부(120), 연산부(130) 및 추정부(140)를 포함하며, FMCW 레이더(10)를 더 포함할 수 있다. 여기서, 각 부(110~140)의 동작과 각 부 간의 데이터 흐름은 제어부(미도시)에 의해 제어될 수 있다.
신호 획득부(110)는 FMCW 레이더(10)를 통해 송신 후 타겟으로부터 반사된 수신 신호를 시간에 따라 획득한다. FMCW 레이더(10)는 선형적으로 변조된 주파수 신호를 송신 후 타겟(표적)으로부터 반사된 신호를 수신하여 신호 획득부(110)로 전달할 수 있다.
신호 처리부(120)는 획득된 레이더의 수신 신호를 1차 이산 푸리에 변환(Discrete Fourier Transform, DFT) 후 다시 2차 이산 푸리에 변환하여 거리와 속도에 따른 도플러 크기 데이터를 획득한다. 이러한 도플러 크기 데이터는 시간-거리 도플러 맵(Doppler Map)을 이용하여 얻을 수 있다.
여기서 신호 처리부(120)는 레이더 송신 신호와 수신 신호의 결합 신호에 저대역 필터를 적용하여 생성되는 중간 주파수 신호(intermediate frequency, IF)에 대해 1차 및 2차 이산 푸리에 변환을 적용하여 각 시간 별로 거리와 속도에 따른 도플러 크기 데이터를 획득한다.
이를 위해 신호 처리부(120)는 송신 신호와 수신 신호를 결합하는 믹서와, 결합 신호에 저대역 필터를 적용하는 필터, 그리고 필터를 적용하여 얻은 중간 주파수 신호에 대해 이산 푸리에 변환을 진행하는 이상 푸리에 변환부를 포함하여 구성될 수 있다.
연산부(130)는 레이더의 측정 속도 범위 이내에 해당한 각각의 속도 별로 해당 속도 성분에서 관측된 거리별 도플러 크기의 절대치의 합을 연산한다. 이렇게 각각의 속도 별로 구해진 도플러 크기의 절대치들의 합산 값은 전체 속도에 대해 평균되어 해당 시간에 대한 타겟의 속도 값으로 도출된다.
즉, 연산부(130)는 속도 별로 구해진 거리별 도플러 크기의 절대치들의 합을 모두 평균하여 해당 시간 t에서의 타겟의 속도 값을 얻는다. 연산부(130)는 시간 별로 획득되는 속도 값을 추정부(140)로 실시간 전송할 수 있다. 이를 통하여 타겟의 속도 값이 시간 별로 도출되어 시간에 따른 속도 데이터가 얻어진다.
추정부(140)는 시간에 따른 속도 데이터에 대해 매시간 별로 윈도우를 적용하여 윈도우 내에 분석되는 주파수 성분으로부터 타겟의 호흡수를 시간 별로 추정한다.
시간에 따른 속도 데이터에 매시간 별로 설정 시간 크기의 윈도우를 적용 후 고속 푸리에 변환(FFT)하여 각 시간 별로 호흡 주파수를 추출하는데, 이때 인간의 일반적인 호흡 주파수의 2배인 0.2~0.8Hz 범위 내에서 호흡 주파수 값이 추출된다고 가정한다. 이는 한 번의 호흡에는 들숨과 날숨이 포함되어 이들 두 가지 특성이 모두 반영되기 때문이다.
여기서, 본 발명의 실시예에서 추정하는 타겟의 호흡수는 분당 호흡수(RR)를 의미할 수 있다.
추정부(140)는 시간 별 추출되는 호흡 주파수 값을 분당 호흡수(RR; Respiratory Rate)로 변환하여 타겟의 호흡수 추정 결과로 실시간 제공할 수 있다.
도 2는 FMCW 레이더를 통한 호흡수 추정 개념을 보여주는 도면이다. 도 2의 (a)는 종래 기법, (b)는 본 발명의 기법의 개념을 나타낸다. 종래의 경우 탐지 가능한 전체 거리빈 범위 중에서 선택한 거리빈 rk의 데이터를 이용하여 호흡수를 측정하였으나, 본 발명에서 제안하는 호흡수 추정 기법은 거리빈의 설정 없이 호흡수 측정이 가능하다.
도 3은 도 1의 장치를 이용한 호흡수 추정 방법을 설명하는 도면이다.
먼저, 신호 획득부(110)는 FMCW 레이더에서 송출 후 타겟으로부터 반사되어 돌아온 수신 신호를 매시간 획득한다(S310).
이후, 신호 처리부(120)는 레이더의 수신 신호를 1차 이산 푸리에 변환 후 다시 2차 이산 푸리에 변환하여 거리와 속도에 따른 도플러 크기 데이터를 획득한다(S320).
이때, 신호 처리부(120)는 송신 신호와 수신 신호를 혼합한 후 혼합 신호를 저대역 필터(low-pass filter)에 통과시켜 아래의 수학식 1의 중간 주파수 신호를 생성한다.
여기서, x(t,n,m)는 시간 t에서 v0의 속도로 움직이는 표적의 신호로 볼 수 있으며, m은 처프(chirp)의 수, n은 처프의 샘플 인덱스(sample index)를 의미한다.
수학식 1에서 fr은 거리 r에 해당하는 주파수, M0는 거리 r에서 반사된 전력, P는 r에서 반사된 전파의 시간 지연을 의미한다. fr과 P는 다음의 수학식 2와 같이 표현된다.
여기서, BW는 주파수대역폭, c는 빛의 속도, Tc는 처프의 지속시간(duration), 는 시간 지연의 상수, Fs는 샘플링 주파수를 나타낸다.
도 2의 (a)에 나타낸 종래의 기법에서는 수학식 1을 1차 DFT하여 얻은 아래 수학식 3의 X(t,rk,m)을 이용하여 전력 크기 M(t,rk)와 위상 P(t,rk)을 수학식 4와 같이 추출하며, 전력 크기 M(t,rk)을 이용하여 호흡수를 측정하였다.
여기서, 이고 k=0, …, N-1이다. 는 호흡으로 인한 흉부 움직임을 표현한다. 물체가 거리 rk에서 의 미세 움직임이 존재한다고 가정하면, 수학식 4는 다음 수학식 5와 같이 표현된다.
그런데, 만일 수학식 5의 'rk+ㅿt'에 호흡으로 인한 미세 움직임과 더불어 인체의 움직임에 의한 변위가 포함된다면, 해당 거리 rk에 해당하는 M(t,rk)와 P(t,rk)로 인하여 왜곡된 IF 신호가 추출된다.
이에 본 발명의 실시예의 경우, 1차 DFT를 통해 얻은 신호에서 계산한 크기 M(t,rk)을 활용하는 종래 기법과는 달리, 1차 DFT 이후 2차 DFT를 수행하여 얻은 시간-거리 도플러 데이터를 이용하여 표적의 속도 값(도플러 속도)을 추출하고, 이러한 속도 값으로부터 호흡수를 도출한다.
우선, 수학식 1을 1차 DFT하여 수학식 3을 획득 후 다시 2차 DFT를 적용하게 되면 수학식 6의 결과가 얻어진다.
여기서, Nchirp는 처프의 수이고, k는 거리(거리빈) 인덱스이다. (앞의 수학식 1의 m은 처프의 수이고 n은 처프의 샘플 인덱스로 정의하였는데, Nchirp의 정의가 맞는지 확인 부탁드립니다.)
수학식 6에 의해 추출된 Z(t,rk,vo)는 물체가 rk위치에서 vo의 속도를 갖는 경우, rk에서 반사된 전력 M0에만 비례하여 나타난다.
이와 같이 타겟으로부터 받사된 레이더 수신 신호를 1차 DFT 처리 후 다시 2차 DFT 하게 되면, 해당 시간 t에서의 거리와 속도에 따른 도플러 크기 데이터(거리-속도 도플러 맵)가 획득될 수 있다.
도플러 맵은 예를 들어 측정 가능한 전체 거리(거리빈) 범위에 대한 거리 축과 측정 가능한 전체 속도(속도빈) 범위에 대한 속도 축을 가지는 2차원 맵 형태로 구성되고, 맵 내에서 각각의 좌표 지점은 해당 속도 값과 해당 거리 값에 대응하는 도플러 크기가 색상 정보로 표출될 수 있다. 여기서, 레이더의 측정 속도 범위 및 측정 거리 범위는 제품 규격에 의해 미리 정의되거나 사용자에 의해 사전 설정(setting)될 수 있다.
다음, 연산부(130)는 1차 및 2차 DFT 처리를 통하여 얻은 거리와 속도에 따른 도플러 크기 데이터를 이용하여 해당 시간 t에서의 타겟의 속도 값을 도출한다(S330).
구체적으로, 연산부(130)는 레이더의 측정 속도 범위 이내의 각각의 속도 별로 해당 속도 성분에서 관측된 거리별 도플러 크기의 절대치의 합 D(t,v0)을 아래의 수학식 7과 같이 연산한다.
여기서, Z(t,rk,v0)는 해당 속도 성분 v0에서 관측된 시간 t에서의 거리별 도플러 크기, rk는 측정 거리 범위 내에 해당한 각각의 거리 성분, |·|는 절대치를 나타낸다
이와 같이 본 발명은 도플러 속도 관점에서 접근한 호흡수 추정 기법을 제안한 것으로 도플러 크기에 대한 절대치를 활용한다. 아울러, 측정 거리 범위 내의 모든 거리빈에서의 도플러 데이터가 활용되므로 기존과 같이 특정 거리빈을 선택하지 않아도 된다.
그런 다음, 연산부(130)는 각각의 속도 별로 구해진 거리별 도플러 크기의 절대치의 합을 전체 속도에 대해 모두 평균하여 해당 시간 t에서의 타겟의 속도 값 Dv(t)을 아래 수학식 8과 같은 방법으로 도출한다.
여기서, Nchirp는 처프의 수, v0는 상기 측정 속도 범위 이내에 해당하는 각각의 속도 성분, D(t,v0)는 해당 속도 성분 v0에서 구해진 거리별 도플러 크기의 절대치의 합을 나타낸다.
즉, 수학식 8과 같이 측정 속도 범위 내의 모든 속도빈에서의 거리별 환산 데이터를 모두 합산 후에 Nchirp로 나누어 평균함으로써 해당 시간 t에서의 타겟의 속도 값을 산출한다.
이와 같이, 본 발명의 실시예의 경우, 도플러 맵을 통해 속도 별로 얻어낸 D(t,v0)을 수학식 8에 대입하여 측정 속도 범위에 대한 평균 값을 도출해낸다. 본 발명의 실시예는 이러한 평균 값을 시간 t에서의 타겟의 호흡수 측정을 위한 특징 값으로 사용한다.
도 4는 종래 기법과 본 발명의 기법에서 호흡수 추정시 사용되는 M(t,rk)와 Dv(t)를 서로 비교한 도면이다. 도 4의 (a)는 타겟(사람)이 움직임이 없는 정지 상태에서 관측한 결과이고, (b)는 타겟의 움직임이 발생한 상태에서 관측한 결과이다.
각 경우에 있어, 상단 그림은 호흡 과정에서 들숨 시에 전력이 커지고 날숨 시에 전력이 감소하는 패턴을 반복하는 참값(ground truth)을 나타낸다.
중간 그림은 기존 기법에 의해 측정한 시간 t에 따른 M(t,rk)를 나타낸다. 하단 그림은 본 발명의 기법에 의해 측정한 시간 t에 따른 Dv(t) 값이다. 여기서 실제로 날숨 시에는 들숨 시와는 달리 Dv(t)가 음의 값을 가지나 절대값을 통해 반전을 취한 결과를 나타낸다. 따라서 도플러 속도 관점 접근 방법을 이용할 경우 하단 그림과 같이 들숨과 날숨이 각각 한 주기로 나타낸다.
기존 FMCW 레이더를 활용한 호흡 측정 연구는 표적이 존재하는 거리 범위에서 M(t,rk)만을 보며 호흡 신호를 추출해왔다. 이러한 방법은 피험자(타겟)가 벽에 등을 기대고 가만히 서있는 상태에서도 수학식 5에 의해 흉부 움직임으로 인한 변위에 인체의 미세 움직임이 더해져 왜곡된 신호가 발생하게 된다. 이로 인해 고정된 인체가 아닌 경우 부정확한 호흡이 추출된다.
도 4와 같이 인체가 고정된 상태 (a)의 환경에서는 제안한 방법과 기존 연구 방법이 모두 정확한 호흡 신호가 일정한 주기를 보이면서 출력된다. 인체의 미세 움직임이 포함된 실험 환경 (b)에서 본 발명의 기법에 의한 Dv(t)는 설정된 1주기 별로 신호가 추출되는 반면, 기존 기법에 의한 M(t,rk)는 미세 움직임으로 인해 왜곡된 신호가 추출되는 것을 보여준다.
본 발명에서 제안한 방식은 수학식 6에 의해 레이더로 다가오는 속도에 비례한 결과만을 도출하기 때문에, 미세 움직임에도 기존 연구 방식 대비 향상된 호흡수 출력이 가능하다.
다시 도 3을 참조하면, 추정부(140)는 시간에 따른 속도 데이터에 대해 매시간 별로 윈도우를 적용하여 윈도우 내에 분석되는 주파수 성분으로부터 타겟의 호흡수를 시간 별로 추정한다(S340).
여기서 물론 윈도우란 시간 윈도우를 의미하며, 매시간 별로 현재 시점을 포함한 과거 데이터에 설정 시간 길이의 윈도우를 적용하고 윈도우 내의 주파수 성분을 분석함으로써 현재 시점에서의 타겟의 호흡수를 추정한다. 물론 실시간 호흡수 검출을 위하여 슬라이딩 윈도우 방식을 적용할 수 있다. 이때 주파수 분석에는 고속 푸리에 변환(Fast Fourier Transform, FFT)이 활용될 수 있다.
인간의 호흡은 보통 0.1Hz~0.4Hz 사이에서 나타난다. 도플러 속도 관점 접근방법은 수학식 7에 의해 들숨과 날숨이 각각 한 주기로 나타낸다. 이에 수학식 8을 통해 추출한 신호를 window로 나누어 FFT를 통해 주파수를 추출하면 인간의 일반적인 호흡 주파수의 2배인 0.2~0.8Hz에서 호흡 주파수가 추출된다고 가정한다.
도 5는 본 발명의 실시예에서 도플러 속도 데이터로부터 호흡수를 추출하는 원리를 설명한 도면이다.
도 5의 상단 그림은 호흡 신호의 참값에 해당하고, 중간 그림은 본 발명의 실시예에 따른 기법으로 획득한 도플러 속도 데이터인 Dv(t)를 나타내고, 하단 그림은 시간 t에서 적용한 윈도우 상의 데이터를 FFT 변환한 결과 예시를 나타낸다. FFT 변환 결과 여러 주파수에서 피크(* 표시)가 검출된다.
여기서, 추정부(140)는 아래의 수학식 9와 같이, 현재 시점(t)에서 적용한 윈도우 상의 데이터를 고속 푸리에 변환하여 검출한 복수의 피크 주파수()를 이전 시점(t-1)에서의 윈도우로부터 결정된 추적 주파수 값()과 개별 비교한 후에 주파수 편차가 최소(min)인 피크 주파수를 현재 시점(t)에서의 추적 주파수 값()으로 결정한다.
그런 다음, 현재 시점(t)에서 결정된 추적 주파수 값 을 다음의 수학식 10에 적용하여 현재 시점(t)에서의 타겟의 분당 호흡수(RR)를 연산하여 결정한다.
여기서, 는 현재 시점(t)에서 결정된 추적 주파수 값을 나타낸다.
사람의 호흡은 갑작스럽게 증가하거나 감소하지 않는다고 가정한다. 따라서 FFT를 통해 peak 값을 갖는 집합에서 수학식 9를 통하여 이전 호흡 주파수인 와 가장 가까운 peak를 로 추적 주파수 값을 결정하고, 추출한 주파수 값을 수학식 10을 통하여 Respiratory rate(RR)로 계산하여 호흡수를 최종 출력한다.
다음은 본 발명에서 제안한 호흡수 추정 기법에 대한 성능을 검증한 결과를 설명한다.
인간의 호흡은 약 0.1~0.4Hz의 주파수를 가지고 있다. FMCW 레이더로부터 얻은 데이터의 M(t,rk)을 활용하고 0.1~0.4Hz Band-pass filter를 적용한 기존 연구 방법과 본 발명의 실시예에서 제안한 Dv(t) 만을 활용한 방법을 이하의 4가지 실험을 통해 비교한다.
도 6은 본 발명의 실시에에 따른 호흡수 추정 기법의 성능 검증에 사용된 4가지 실험 환경을 나타낸 도면이다.
도 6의 (a)~(d)와 같이, 벽에 기대어 몸을 고정시켜 인체의 움직임을 최소화한 실험1, 피험자가 등을 기대지 않고 가만히 서 있는 실험2, 피험자가 의자에 앉아 앞뒤로 움직이는 실험3, 피험자가 의자에 앉아 좌우로 움직이는 실험4를 통해 각 상황에 대한 기존 방법과 제안한 연구의 호흡률 추정 정확도를 비교한다.
표 1은 실험에 사용된 FMCW 레이더에 대한 파라미터와 규격을 나타낸다.
파라미터(Parameter) 값(Value)
중심 주파수(Center frequency) 60GHz
검출 범위(Detection range) ~6.4m
방위각(Field of view (Azimuth)) ±65°
고도각(Field of view (Elevation)) ±30°
주파수 대역폭(Bandwidth) 3GHz
처프 지속시간(Chirp duration) 256㎲
샘플링 속도(Sampling rate) 1MHz
스캔 간격(Scan interval) 50ms
송신 안테나 수(Tx antenna) 2
수신 안테나 수(Rx antenna) 4
수신 안테나 간격(Rx antenna spacing) 0.5λ
도 7 내지 도 10은 실험 1 내지 실험 4에 대한 본 발명의 호흡수 추정 결과를 기존 기법의 결과와 비교한 도면이다. 이때 도 7 내지 도 9는 피험자 6명에 대한 결과를 함께 도시하였고, 도 10은 피험자 2명에 대한 결과를 함께 도시하였다.
도 6(a)와 같이, 실험 1의 상황은 피험자가 벽에 기대어 인체의 움직임을 최소화한 상황으로 호흡에 의한 흉부 움직임만을 나타낸다. 그 결과 도 7과 같이, 실험 1의 경우 2가지 방식 모두 레이더를 활용해 인체의 움직임이 없이 호흡으로 인한 흉부의 움직임으로 호흡을 추출할 때 정확한 값이 나타난다.
정확도 연산은 아래 수학식 11을 이용하였다.
여기서 d는 총 실험 시간을 말하며 각 실험 방법에서 수학식 11을 통해 피험자에게 직접 장착한 접촉 호흡 센서에서 추출된 호흡수 Gt(t)(정답 값)와 본 발명에서 추정한 호흡수 RR(t)를 비교하여 정확도를 추출한다.
표 2는 본 발명의 기법과 기존 기법을 통한 호흡수의 정확도를 비교한 것으로, 본 발명의 경우 평균 95%의 정확도를 보여주며 기존 기법보다 높은 정확도를 나타낸다.
실험대상 기존 기법(Conventional) 제안 기법(Proposed)
A 99.03% 99.36%
B 90.26% 93.55%
C 94.93% 98.50%
D 76.02% 92.77%
E 85.22% 95.34%
F 76.29% 94.79%
평균 86.96% 95.72%
다음, 도 6(b)과 같이, 실험 2의 경우 피험자가 가만히 서있는 상태에서 발생하는 인체의 미세 움직임을 포함한 흉부 움직임을 나타낸다.
도 8의 실험 결과를 보면, 실험 2와 같이 등을 기대지 않고 기립해 있는 피험자의 호흡을 측정할 때, 기존 방식은 체의 미세 움직임으로 생기는 변위 차이로 인해 부정확하다. 하지만 제안한 방식은 미세 움직임으로 인한 속도를 이용하기 때문에, 흉부의 특정 속도에 의한 주파수 추출이 가능하여 호흡 추출 정확도가 높다. 표 3은 실험 2에 대한 정확도 연산 결과를 보여준다.
실험대상 기존 기법(Conventional) 제안 기법(Proposed)
A 64.56% 92.97%
B 72.80% 81.62%
C 86.36% 97.08%
D 73.57% 90.81%
E 77.68% 89.14%
F 66.56% 75.05%
평균 73.59% 87.78%
다음, 도 6의 (c)와 같이, 실험 3의 경우 피험자가 의자에 앉아 호흡의 속도보다 낮은 속도로 앞뒤로 움직이며 발생하는 흉부 움직임을 나타낸다.
그 결과 도 9와 같이, 앞뒤로 움직이는 피험자의 호흡을 측정할 때, 기존 방식은 레이더와의 거리 변화로 인해 호흡으로 인한 흉부 움직임 변위의 영향이 작아진다. 또한, 설정 Range-bin에서 벗어나 호흡의 움직임이 측정되기 때문에 부정확하다. 반면, 제안한 방식은 측정 범위에 상관없이 호흡으로 인한 흉부의 특정 속도를 추출하고 움직임 속도 주파수가 개별적으로 존재하기 때문에 기존 방식 대비 움직임 상황에서 정확한 호흡수 추출이 가능하다. 다음의 표 4는 실험 3에 대한 정확도 연산 결과를 보여준다.
실험대상 기존 기법(Conventional) 제안 기법(Proposed)
A 69.62% 89.57%
B 69.71% 84.06%
C 71.13% 93.98%
D 80.95% 88.14%
E 59.57% 85.97%
F 65.59% 92.66%
다음, 도 6의 (d)와 같이, 실험 4의 경우 피험자가 의자에 앉아 좌우로 움직이는 상황에서 발생하는 흉부 움직임을 나타낸다.
그 결과, 도 10과 같이, 좌우로 움직이는 피험자의 호흡을 측정할 때, 기존 방식은 레이더와의 거리 변화로 인해 호흡으로 인한 흉부 움직임 변위의 영향이 작아진다. 또한, 설정 Range-bin에서 벗어나 호흡의 움직임이 측정되기 때문에 부정확하다. 반면, 제안한 방식은 측정 범위에 상관없이 호흡으로 인한 흉부의 특정 속도를 추출하고 움직임 속도 주파수가 개별적으로 존재하기 때문에 기존 방식 대비 움직임 상황에서 정확한 호흡수 추출이 가능하다. 다음의 표 5는 실험 4에 대한 정확도 연산 결과를 보여준다.
실험대상 기존 기법(Conventional) 제안 기법(Proposed)
A 84.66% 94.63%
B 67.09% 93.04%
평균 75.88% 93.82%
실험 결과에서는 기존 연구 방법과 본 논문에서 제안한 방법을 움직임이 동반된 2가지 실험에서 비교하여 움직임이 존재하는 상황에서 호흡 추정이 획기적으로 향상됨을 보여준다.
결과적으로 본 발명의 경우, 도플러 속도 관점으로 흉부의 미세 속도를 검출하는 방법을 제안하였다. 제안한 방법은 움직임이 존재하는 상황의 호흡 정확도 측면에서 기존 연구 방법과 비교해 향상된 호흡 정확도를 실험과 알고리즘 시뮬레이션을 통해 확인했다.
등을 기대지 않고 기립한 피험자의 호흡 측정에서 기존 연구 방법은 73.59% 정확도를 보이는 반면, 제안한 방법은 87.78% 정확도를 보였다. 앞뒤로 움직이는 피험자의 호흡 측정에서는 기존 방법은 69.43% 정확도를 보이지만, 제안한 방법은 89.06% 호흡률 추정 정확도를 보였다. 또한, 좌우로 움직이는 피험자의 호흡 측정에서는 기존 방법은 75.88% 정확도를 보이는 반면, 제안한 방법은 93.82% 호흡률 추정 정확도를 보였다.
이를 통해 도플러 속도 관점에서 제안한 방법은 측정 범위에 상관없이 움직임이 존재하는 상황에서 호흡으로 인한 흉부의 특정 속도를 추출이 가능하다는 것을 입증했다. RBM 현상을 완화한 본 연구 방법은 움직임이 다수 발생하는 차량 내 탑승자의 호흡 측정과 레이더를 활용한 의료기기 등 다양한 범위에서 활용될 수 있다.
본 발명은 도면에 도시된 실시 예를 참고로 설명되었으나 이는 예시적인 것에 불과하며, 본 기술 분야의 통상의 지식을 가진 자라면 이로부터 다양한 변형 및 균등한 다른 실시 예가 가능하다는 점을 이해할 것이다. 따라서, 본 발명의 진정한 기술적 보호 범위는 첨부된 특허청구범위의 기술적 사상에 의하여 정해져야 할 것이다.
10: FMCW 레이더 100: 호흡수 추정 장치
110: 신호 획득부 120: 신호 처리부
130: 연산부 140: 추정부

Claims (12)

  1. FMCW 레이더 기반 호흡수 추정 장치에서 수행되는 호흡수 추정 방법에 있어서,
    상기 FMCW 레이더를 통해 송출된 후 타겟으로부터 반사된 신호를 시간에 따라 수신하는 단계;
    상기 FMCW 레이더로부터 수신된 신호를 1차 이산 푸리에 변환 후 다시 2차 이산 푸리에 변환하여 거리와 속도에 따른 도플러 크기 데이터를 획득하는 단계;
    상기 FMCW 레이더의 측정 속도 범위 이내의 각각의 속도 별로 해당 속도 성분에서 관측된 거리별 도플러 크기의 절대치들의 합을 연산하는 단계;
    상기 속도 별로 구해진 거리별 도플러 크기의 절대치들의 합을 평균하여 해당 시간에서의 타겟의 속도 값을 도출하는 단계; 및
    시간에 따른 속도 데이터에 대해 매시간 별로 윈도우를 적용하여 상기 윈도우 내에 분석되는 주파수 성분으로부터 상기 타겟의 호흡수를 시간 별로 추정하는 단계를 포함하는 호흡수 추정 방법.
  2. 청구항 1에 있어서,
    상기 도플러 크기 데이터를 획득하는 단계는,
    상기 FMCW 레이더의 송신 신호와 수신 신호의 결합 신호에 저대역 필터를 적용하여 생성되는 중간 주파수 신호에 상기 1차 및 2차 이산 푸리에 변환을 적용하여 상기 도플러 크기 데이터를 획득하는 호흡수 추정 방법.
  3. 청구항 1에 있어서,
    상기 타겟의 속도 값을 도출하는 단계는,
    아래의 수학식을 이용하여 해당 시간 t에서의 상기 타겟의 속도 값 Dv(t)을 도출하는 호흡수 추정 방법:

    여기서, Nchirp는 처프의 수, v0는 상기 측정 속도 범위 이내에 해당하는 각각의 속도 성분, D(t,v0)는 해당 속도 성분 v0에서 구해진 시간 t에서의 거리별 도플러 크기의 절대치의 합을 나타낸다.
  4. 청구항 3에 있어서,
    상기 D(t,v0)는 아래의 수학식으로 정의되는 호흡수 추정 방법:

    여기서, Z(t,rk,v0)는 해당 속도 성분 v0에서 관측된 거리별 도플러 크기, rk는 측정 거리 범위 내에 해당한 각각의 거리 성분을 나타낸다.
  5. 청구항 1에 있어서,
    상기 호흡수를 추정하는 단계는,
    현재 시점(t)에서 적용한 윈도우 상의 데이터를 고속 푸리에 변환하여 검출한 복수의 피크 주파수를 이전 시점(t-1)에서의 윈도우로부터 결정된 추적 주파수 값과 개별 비교한 후에 주파수 편차가 최소인 피크 주파수를 현재 시점(t)에서의 추적 주파수 값으로 결정하는 단계; 및
    상기 결정된 추적 주파수 값을 통해 현재 시점(t)에서의 분당 호흡수(Respiratory Rate, RR)을 결정하는 단계를 포함하는 호흡수 추정 방법.
  6. 청구항 5에 있어서,
    상기 분당 호흡수를 추정하는 단계는,
    상기 현재 시점(t)에서 결정된 추적 주파수 값을 아래 수학식에 적용하여 현재 시점(t)에서의 타겟의 분당 호흡수(RR)를 연산하는 호흡수 추정 방법:

    여기서, 는 현재 시점(t)에서 결정된 추적 주파수 값을 나타낸다.
  7. FMCW 레이더 기반 호흡수 추정 장치에 있어서,
    상기 FMCW 레이더를 통해 송출된 후 타겟으로부터 반사된 신호를 시간에 따라 수신하는 신호 획득부;
    상기 FMCW 레이더로부터 수신된 신호를 1차 이산 푸리에 변환 후 다시 2차 이산 푸리에 변환하여 거리와 속도에 따른 도플러 크기 데이터를 획득하는 신호 처리부;
    상기 FMCW 레이더의 측정 속도 범위 이내의 각각의 속도 별로 해당 속도 성분에서 관측된 거리별 도플러 크기의 절대치들의 합을 연산하고, 상기 속도 별로 구해진 거리별 도플러 크기의 절대치들의 합을 평균하여 해당 시간에서의 타겟의 속도 값을 도출하는 연산부; 및
    시간에 따른 속도 데이터에 대해 매시간 별로 윈도우를 적용하여 상기 윈도우 내에 분석되는 주파수 성분으로부터 상기 타겟의 호흡수를 시간 별로 추정하는 추정부를 포함하는 호흡수 추정 장치.
  8. 청구항 7에 있어서,
    상기 신호 처리부는,
    상기 FMCW 레이더의 송신 신호와 수신 신호의 결합 신호에 저대역 필터를 적용하여 생성되는 중간 주파수 신호에 상기 1차 및 2차 이산 푸리에 변환을 적용하여 상기 도플러 크기 데이터를 획득하는 호흡수 추정 장치.
  9. 청구항 7에 있어서,
    상기 연산부는,
    아래의 수학식을 이용하여 해당 시간 t에서의 상기 타겟의 속도 값 Dv(t)을 도출하는 호흡수 추정 장치:

    여기서, Nchirp는 처프의 수, v0는 상기 측정 속도 범위 이내에 해당하는 각각의 속도 성분, D(t,v0)는 해당 속도 성분 v0에서 구해진 시간 t에서의 거리별 도플러 크기의 절대치의 합을 나타낸다.
  10. 청구항 9에 있어서,
    상기 D(t,v0)는 아래의 수학식으로 정의되는 호흡수 추정 장치:

    여기서, Z(t,rk,v0)는 해당 속도 성분 v0에서 관측된 거리별 도플러 크기, rk는 측정 거리 범위 내에 해당한 각각의 거리 성분을 나타낸다.
  11. 청구항 7에 있어서,
    상기 추정부는,
    현재 시점(t)에서 적용한 윈도우 상의 데이터를 고속 푸리에 변환하여 검출한 복수의 피크 주파수를 이전 시점(t-1)에서의 윈도우로부터 결정된 추적 주파수 값과 개별 비교한 후에 주파수 편차가 최소인 피크 주파수를 현재 시점(t)에서의 추적 주파수 값으로 결정한 다음,
    상기 결정된 추적 주파수 값을 통해 현재 시점(t)에서의 분당 호흡수(Respiratory Rate, RR)을 결정하는 호흡수 추정 장치.
  12. 청구항 11에 있어서,
    상기 추정부는,
    상기 현재 시점(t)에서 결정된 추적 주파수 값을 아래 수학식에 적용하여 현재 시점(t)에서의 타겟의 분당 호흡수(RR)를 연산하는 호흡수 추정 장치:

    여기서, 는 현재 시점(t)에서 결정된 추적 주파수 값을 나타낸다.
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