Устройство и способ измерения кровяного давления

Группа изобретений относится к медицине. Способ измерения кровяного давления осуществляют с помощью устройства измерения кровяного давления. При этом облучают целевой участок тела излучением с помощью источника излучения. Принимают отраженное излучение посредством приемника излучения. Обрабатывают принятое излучение посредством метода анализа контраста спекл-структур. Применяют алгоритм обработки спеклов с использованием гауссова окна для усреднения по трехмерному блоку с двумя пространственными размерами и одним временным размером с помощью блока обработки и получают тем самым пространственное и временное распределение спеклов. Определяют скорость кровотока, диаметр артерии из пространственного и временного распределения спеклов с помощью блока обработки. Определяют кровяное давление по определенным скорости кровотока, диаметру артерии и предварительно полученным калибровочным значениям давления. Достигается повышение точности безманжетного измерения кровяного давления посредством облучения светом участка тела в режиме реального времени без использования надуваемой манжеты с помощью компактного носимого на руке устройства. 2 н. и 11 з.п. ф-лы, 7 ил.

 

Область техники, к которой относится изобретение

Изобретение относится к области медицины, более конкретно, к области измерения кровяного давления.

Уровень техники

Кровяное давление обычно измеряется с помощью сфигмоманометра. Измерение давления инвазивным методом путем проникновения в стенку артерии для выполнения измерения осуществляется реже и, как правило, выполняется в условиях больницы. Неинвазивные аускультативные и осциллометрические измерения проще, чем инвазивные измерения, удобнее для пользователей и не имеют каких-либо ограничений в применении, они просты в использовании и не вызывают боли у пациентов, но неинвазивные способы имеют более низкую точность и небольшие систематические различия в численных результатах.

В аускуляторном способе используется стетоскоп и сфигмоманометр. Он включает в себя манжету, располагаемую вокруг верхней части руки примерно на той же высоте по вертикали, что и сердце, и прикрепленную к ртутному или анероидному манометру.

Ртутный манометр, который считается золотым стандартом, измеряет высоту ртутного столба, выдавая абсолютный результат без необходимости калибровки, и, следовательно, не подвержен ошибкам и смещению калибровки, которые бывают в других способах.

Применение ртутных манометров часто требуется в клинических исследованиях, а также для клинического измерения гипертензии у пациентов с высоким риском, таких как беременные женщины.

Осциллометрический способ включает в себя наблюдение за колебаниями давления в манжете сфигмоманометра, которые вызваны колебаниями кровотока, т.е. пульсом. Для длительных измерений электронная версия данного способа иногда используется в общей практике. В данном способе используется манжета сфигмоманометра, как в аускультативном способе, но с электронным датчиком (преобразователем) давления для наблюдения за колебаниями давления в манжете и электроникой для их автоматической интерпретации и автоматического надувания и выпускания воздуха из манжеты. Датчик давления требует периодической калибровки для поддержания точности измерения.

Недавно был разработан ряд новых методов, основанных на так называемом принципе скорости распространения пульсовой волны (PWV, СРПВ). В основе данных методов используется зависимость кровяного давления от скорости импульсов, проходящих по артерии. После калибровки эти методы обеспечивают косвенную оценку кровяного давления путем перевода значений СРПВ в значения кровяного давления.

Главным преимуществом этих методов является возможность измерять значения СРПВ непрерывно, без медицинского контроля и без необходимости надувания плечевой манжеты.

Большое количество исследований в области контроля артериального кровяного давления показали, что подходы на основе оптики являются перспективными решениями среди неокклюзионных методов. Решения на основе оптики очень просты, в них используется свет для освещения интересующей области с целью последующего анализа отраженного света (его зависящих от времени колебаний), что позволяет контролировать кровяное давление. Наиболее распространенный подход основан на так называемом принципе скорости распространения пульсовой волны (СРПВ).

Один из аналогов предложенного изобретения представлен в заявке WO 2008053474 A2. В ней описаны система, способ и медицинский инструмент для использования при неинвазивном определении in vivo по меньшей мере одного параметра или состояния субъекта, имеющего рассеивающую среду в целевой области. Измерительная система содержит систему освещения, систему обнаружения и систему управления. Система освещения содержит, по меньшей мере, один источник света, выполненный с возможностью генерирования частично или полностью когерентного света, для направления его к целевой области, чтобы вызвать сигнал светового отклика от освещаемой области. Система обнаружения содержит, по меньшей мере, один блок обнаружения света, выполненный с возможностью обнаружения зависящих от времени колебаний интенсивности светового отклика и генерирования данных, указывающих измерение динамического рассеяния света (ДРС). Система управления выполнена с возможностью принимать и анализировать данные, указывающие измерения ДРС, для определения, по меньшей мере, одного требуемого параметра или состояния и генерирования выходных данных, указывающих данный параметр или состояние. Однако в данном решении используются измерения, выполняемые на пальце, что снижает точность получаемых данных.

Другой аналог представлен в заявке WO 2014009859 A2, где описано мультимодальное оптическое медицинское устройство оценки перфузии, которое содержит датчик белого света и оптическую систему, выполненную с возможностью формирования изображения представляющей интерес области тела, источник когерентного света с длиной волны 760-810 нм для освещения упомянутой представляющей интерес области тела, датчик изображений OCI для обнаружения колебаний обратно рассеянного света вблизи длины волны освещения от, по меньшей мере, части упомянутой освещенной представляющей интерес области тела, датчик флуоресцентного изображения для обнаружения сигнала флуоресценции на более высокой длине волны, чем длина волны освещения от, по меньшей мере, части упомянутой освещенной представляющей интерес области тела и экран для показа результатов экспозиции. Все перечисленные элементы включены в единый подвижный блок, который дополнительно содержит блок обработки для расчета перфузионной карты от датчика изображения OCI с использованием алгоритмов LDI или LSI. При этом упомянутый датчик белого света, упомянутый датчик изображения OCI и упомянутый датчик флуоресцентного изображения, по меньшей мере, частично используют общую оптическую траекторию. Однако в решении по WO 2014009859 A2 присутствует высокий уровень шума из-за не одновременного пространственно-временного вычисления контраста спекл-картины, и при этом решение не позволяет выполнять измерение давления, исходя из данных перфузии.

Другой аналог представлен в заявке US 20130204112 А1. В ней описаны способы и устройства для измерения перфузии посредством лазерной спекл-визуализации. Устройство согласно US 20130204112 А1 показано на фиг. 1 и содержит источник 101 когерентного света и детектор 102, выполненный с возможностью измерения проходящего света 104, связанного с несфокусированным изображением в одном или более местоположениях. Источник когерентного света и детектор расположены так, чтобы свет проходил между ними напрямую (не через отражение). Устройство дополнительно содержит средство 102 для закрепления источника когерентного света и детектора на образце ткани в фиксированном положении относительно образца ткани. Устройство может дополнительно содержать, по меньшей мере, один процессор для приема информации от детектора и обработки обнаруженных изменений интенсивности проходящего света для определения показателя перфузии. Способ может содержать этапы, на которых просвечивают образец ткани когерентным светом, регистрируют пространственные и/или временные изменения в передаваемом световом сигнале, определяют значение (значения) контраста спеклов и вычисляют показатель перфузии. Однако в решении по US 20130204112 А1 измерения проводятся либо на пальце, либо на ноздре, либо на мочке уха, что приводит к низкой точности по сравнению с измерением на запястье, при этом решение не позволяет выполнять измерение давления, исходя из данных перфузии.

Наиболее близким решением, принятым за прототип, является решение, описанное в патентном документе US 8277384 B2, в котором раскрыта система для определения in vivo по меньшей мере одного требуемого параметра или состояния субъекта, в том числе для оптического измерения артериального давления. Измерительная система включает в себя систему освещения, содержащую источник когерентного света, систему обнаружения и систему управления и выполнена с возможностью выполнять измерение кровяного давления на основании динамического рассеяния света.

Недостатком выбранного в качестве прототипа решения, описанного в патенте US 8277384 В2, является то, что в нем необходимо использовать прикладывающую давление надувную манжету, и в нем не используется одновременно пространственно-временное вычисление контраста спекл-картины, что уменьшает отношение сигнал-шум итогового изображения.

Раскрытие изобретения

Основной задачей, решаемой заявленным изобретением, является создание безманжетного устройства и способа, обеспечивающих точное определение кровяного давления посредством облучения светом целевой области без использования надуваемой манжеты. Предпочтительно измерение кровяного давления проводят в области лучевой артерии, облучая целевой участок тела, например, такой как участок кожи с артерией под ним, с помощью компактного носимого на руке устройства.

В одном аспекте изобретения раскрыто устройство измерения кровяного давления, содержащее:

источник излучения, выполненный с возможностью формировать направленное к целевому участку тела излучение;

приемник излучения, выполненный с возможностью принимать отраженное от целевого участка тела излучение источника излучения;

блок обработки, выполненный с возможностью

обрабатывать принятое излучение посредством метода анализа контраста спекл-структур,

применять алгоритм обработки спеклов с использованием гауссова окна для усреднения по трехмерному блоку с двумя пространственными размерами и одним временным размером и получать тем самым пространственное и временное распределение спеклов,

определять скорость кровотока и диаметр артерии из пространственного и временного распределения спеклов, и

определять кровяное давление по определенным скорости кровотока, диаметру артерии и предварительно полученным калибровочным значениям давления.

В дополнительных аспектах раскрыто, что источник излучения является источником лазерного когерентного излучения; устройство дополнительно содержит контактную стеклянную пластину, выполненную с возможностью прижатия к ткани тела и оказания компрессионного воздействия на облучаемый целевой участок тела; устройство дополнительно содержит оптическую систему, содержащую по меньше мере две линзы, для передачи излучения к контактной стеклянной пластине; устройство дополнительно может содержать, по меньшей мере, один поляризатор, расположенный на входе приемника излучения, или дополнительно содержать первый поляризатор, расположенный на выходе источника излучения, и второй поляризатор, расположенный на входе приемника излучения, причем упомянутые поляризаторы ортогональны друг другу.

В другом аспекте изобретения раскрыт способ измерения кровяного давления, содержащий этапы, на которых:

- облучают целевой участок тела излучением с помощью источника излучения;

- принимают отраженное излучение посредством приемника излучения;

- обрабатывают принятое излучение посредством метода анализа контраста спекл-структур, применяют алгоритм обработки спеклов с использованием гауссова окна для усреднения по трехмерному блоку с двумя пространственными размерами и одним временным размером с помощью блока обработки и получают тем самым пространственное и временное распределение спеклов;

- определяют скорость кровотока, диаметр артерии из пространственного и временного распределения спеклов с помощью блока обработки; и

- определяют кровяное давление по определенным скорости кровотока, диаметру артерии и предварительно полученным калибровочным значениям давления.

В дополнительных аспектах раскрыто, что целевой участок тела облучают когерентным излучением с помощью лазерного источника излучения; приемником излучения является камера; калибровочные значения давления получают с помощью тонометра; на облучаемый участок ткани тела оказывают компрессионное воздействие посредством контактной стеклянной пластины.

Таким образом, в изобретении используется блок обработки, выполненный с возможностью обрабатывать данные, соответствующие принятому излучению, посредством метода анализа контраста спекл-структур, применять обработку спеклов с использованием гауссова окна для усреднения по трехмерному блоку с двумя пространственными размерами и одним временным размером с помощью блока обработки и получать тем самым пространственное и временное распределение спеклов, с возможностью определять скорость кровотока и диаметр артерии из пространственного и временного распределения спеклов с использованием соотношения Зигерта и с возможностью определять по формуле Пуазейля давление в артерии по определенным скорости кровотока, диаметру артерии и предварительно полученным калибровочным значениям давления.

Сущность изобретения заключается в том, что целевой участок ткани тела, в частности, участок кожи запястья с лучевой артерией под ним, облучают излучением, принимают отраженное излучение посредством приемника излучения, например, оптического датчика, оптически связанного с источником излучения с возможностью принимать отраженное излучение, обрабатывают отраженное излучение посредством метода анализа контраста спеклов с помощью блока обработки и визуализируют тем самым кровоток под облучаемым участком кожи, определяют из спекл-структуры диаметр артерии и скорость кровотока и определяют по полученным данным давление в артерии.

Технический результат, достигаемый решением, заключается в повышении точности неинвазивного безманжетного измерения кровяного давления посредством облучения участка тела в режиме реального времени и достигается благодаря повышению отношения сигнал-шум изображения за счет одновременно пространственно-временного вычисления контраста спекл-картины.

Краткое описание чертежей

На ФИГ. 1 показан известный из уровня техники вариант устройства для измерения перфузии в пальце человека.

На ФИГ. 2 показан общий вид экспериментальной установки для визуализации потока на основе спекл-корреляционного анализа.

На ФИГ. 3 показана общая блок-схема алгоритма определения кровяного давления.

На ФИГ. 4а и 4b показан алгоритм временного - пространственного усреднения спеклов и весовые коэффициенты для гауссова окна.

На ФИГ. 5 представлена компоновка устройства измерения кровяного давления.

На ФИГ. 6а и 6b показаны примеры выполнения системы линз и оптической системы устройства.

На ФИГ. 7 показано предлагаемое устройство, встроенное в носимые на руке умные часы.

Осуществление изобретения

Известный из уровня техники вариант устройства для измерения перфузии в пальце человека показан на фиг. 1. Общая схема экспериментальной установки для визуализации потока на основе спекл-корреляционного анализа, использованная при разработке предлагаемого изобретения, для целей контроля кровяного давления представлена на фиг. 2. Экспериментальная установка позволяет регистрировать изображения одного и того же фрагмента образца, предпочтительно в когерентном свете (излучении), при освещении с помощью лазера. Так как конечным объектом исследований является скрытый кровоток, была применена спекл-визуализация с использованием одномодального диодного лазера в ближней ИК-области с длиной волны 980 нм, при этом происходит значительное рассеяние зондирующего излучения эритроцитами, а шумовое рассеяние от поверхностных слоев кожи минимально, хотя возможно использование и видимого диапазона длин волн (например, света вспышки, подобной вспышке фотоаппарата телефона) с некоторым предсказуемым ухудшением качества принимаемого изображения.

На фиг. 2 лазерный луч направляют к целевому объекту 201, моделирующему артерию под слоем кожи, посредством источника 202 излучения, представляющего собой лазер ближнего ИК диапазона (с длиной волны 980 или 1300 нм). Спекл-модулированные изображения анализируемой области регистрируют посредством приемника 203 излучения, например, монохромной КМОП камеры (количество пикселей в матрице 656 × 491, размер пикселя 9,9 × 9,9 мкм.). Для выполнения измерений в режиме реального времени требуется усреднение спекл-изображений в течение времени от 0,1 до 20 мс. Скорость снижения контраста регистрируемых спеклов с увеличением времени усреднения зависит от среднего времени, в течение которого движущиеся рассеивающие центры в зондируемом целевом объеме смещаются на расстояние, равное длине волны зондирующего излучения, и от среднего числа событий рассеяния во время распространения излучения в зондируемом объеме целевого участка тела. Анализ локальных значений контраста в фиксированные моменты времени экспозиции в зонах, содержащих заданное количество спеклов, позволяет визуализировать области, в которых скорости рассеивающих центров существенно отличаются от тех, которые усреднены по всему зондируемому объему. Значения контраста рассчитываются во время обработки спекл-модулированных изображений анализируемого фрагмента поверхности ткани.

Для движения жидкости через объект 201 используется электронным образом управляемый дозатор 204, который формирует поток жидкости с заданными параметрами, далее этот поток регистрируется приемником 203 отраженного от объекта 201 излучения, направленного от источника 202 излучения.

Для увеличения отношения "сигнал-шум" и дополнительного повышения точности определения кровяного давления были использованы дополнительные методы. Для повышения исходного контраста и исключения отражения от кожи по закону Френеля было использовано поляризованное изображение. Механическое надавливание на кожу (применение контактной стеклянной, прижимаемой к коже пластины) было использовано, чтобы сделать поверхностные слои кожи оптически более прозрачными, а скрытый кровеносный сосуд более четким.

Измерения кровяного давления основаны на отслеживании параметров, которые определяются характером кровотока. Этими параметрами являются: линейная скорость кровотока (в систоле и в диастоле) и динамика диаметра артерии (в систоле и диастоле).

Поскольку контраст спеклов является параметром измерения, требуется разовая калибровка (здесь калибровка означает ввод реальных данных кровяного давления, полученных известным методом измерения давления, перед первым использованием). Предпочтительно калибровочные данные подаются на нейронную сеть, которая обучается на их основе. Динамика контраста (увеличение или уменьшение значения) обратно пропорциональна скорости потока эритроцитов V, пространственному распределению контраста (т.е. является внутренним диаметром артерии D). С помощью "справочной таблицы" калибровочных данных (отношения между скоростью и контрастом) их можно легко сравнивать с экспериментальными данными, полученными in vivo (данные контраста спеклов, полученные при одновременном измерении давления традиционными способами, предпочтительно при помощи тонометра). Результатом такого сравнения являются параметры кровотока. Зная эти параметры вместе с исходными данными кровяного давления и с применением алгоритмов машинного обучения, можно определить значение давления. Общая блок-схема алгоритма определения кровяного давления представлена на фиг. 3. Все данные, измеренные системой, подаются на вход нейронной сети, которая выдает на выходе результат определения кровяного давления. Обучение нейронной сети осуществляется с помощью калибровочных данных.

Метод визуализации потока с использованием анализа спеклов основан на расчете контраста усредненных по времени динамических спеклов в зависимости от времени экспозиции при регистрации спекл-модулированных изображений. Локальная оценка контраста Vk для фиксированного времени экспозиции, выполняемая в пределах областей с заданным числом спеклов, позволяет визуализировать области ткани по существу с различной скоростью рассеивателей:

(1)

где - это количество кадров в последовательности спекл-модулированных изображений, - это усредненная по анализируемому кадру интенсивность рассеянного света и среднеквадратичное значение компонента колебаний яркости пикселя, соответственно:

(2)

(3)

здесь M и N - это количество пикселей в строках и столбцах анализируемой области кадра, соответственно; - это яркость пикселя кадра.

Проблема количественных измерений скорости связана с пониманием взаимосвязи между контрастом спеклов и скоростью рассеивающих центров (или распределением скоростей). Чем выше скорость, тем быстрее колебания и ниже контраст для фиксированного времени экспозиции при измерении. Взаимосвязь между контрастом и временной автокорреляционной функцией колебаний интенсивности описывается выражением:

(4)

- это дисперсия колебаний пространственной интенсивности в спекл-структуре; T - это время экспозиции; - это ковариантная функция колебаний временной интенсивности отдельного спекла, которая является аналогом коэффициента автокорреляции:

(5)

(6)

Эти уравнения определяют взаимосвязь между спекл-коррелометрией полного поля и способами, в которых используются колебания интенсивности лазерного света, рассеянного движущимся объектом или частицами. В спекл-коррелометрии полного поля используется спекл-модуляция в зоне изображения, в то время как в базовых современных методах используется спекл-модуляция в дальней зоне. В принципе, все эти способы позволяют определить время τc корреляции. В случае спекл-коррелометрии полного поля необходимы дополнительные допущения для уточнения соотношения между измеренным контрастом спеклов (определено как ) и временем τc корреляции. В зависимости от типа исследуемого движения могут быть использованы различные модели. Для распределения скоростей по Лоренцу уравнение принимает вид:

(7)

Это уравнение устанавливает отношение между контрастом спеклов и временем τc корреляции за заданный период времени T. Для спекл-коррелометрии полного поля свойственны те же проблемы, что и для всех способов на основе отношения частоты ко времени, а именно, на оценку времени корреляции влияет форма распределения скорости рассеивающих частиц, многократное рассеяние, размер частиц (в данном случае, красных кровяных телец), форма рассеивателей, не ньютоновское течение жидкости, не гауссова статистика из-за небольшого числа рассеивателей и т.д. Из-за неопределенности, вызванной упомянутыми факторами, следует полагаться на соответствующую калибровку с использованием динамических фантомов тканей, а не на абсолютные измерения.

Для того чтобы оценить временные статистики спекл-структуры, можно проследить за интенсивностью отдельного спекла. В данном случае отверстие приемника излучения должно быть меньше, чем средний размер спекла, в противном случае появляется некоторое пространственное усреднение, и нарушается статистика первого порядка. Спекл-коррелометрия полного поля предполагает вычисление локального контраста спеклов с использованием набора пикселей, количеством которых управляет оператор. Чем шире обрабатываемая площадь, тем лучше получается статистика. Но также важно обрабатывать достаточно большое количество спеклов, а не только количество пикселей. Если размеры спеклов значительно больше, чем размер пикселей, то обрабатывается меньшее количество спеклов. Это обстоятельство означает, что существуют некоторые ограничения в поиске подходящего размера спеклов. Если спеклы слишком малы, то каждый пиксель содержит более одного спекла, что приводит к их усреднению и снижает измеренный контраст. Если спеклы слишком большие, то данное количество спеклов может оказаться недостаточным для обеспечения качественных статистических данных. Таким образом, требуется четкое управление размером спеклов, которое может быть реализовано путем выбора визуализируемого отверстия оптической системы, так как только оно определяет размер спекла. С другой стороны, это может ограничивать возможность управления потоком света, поступающего в камеру, так как время экспозиции затвора камеры задается диапазоном измеренных скоростей. Если динамический диапазон камеры не очень большой, то это может стать серьезным ограничением и потребует использования нейтральных фильтров, чтобы обеспечить уровень потока света, приемлемого для приемника излучения. Другая проблема заключается в невозможности экспериментально получить целый ряд вариаций контраста, как описано в теории. Контраст стационарного объекта должен равняться единице . Полностью смазанная спекл-структура, возникающая в случае быстрого движения рассеивателей, должна иметь нулевой контраст. Например, модель Лоренца прогнозирует зависимость контраста от отношения . Для заданного времени T экспозиции динамический диапазон измерения контраста от 0,1 до 0,9 должен соответствовать почти 2,5 порядка величины τc (и, следовательно, скорости).

Для увеличения отношения «сигнал-шум», была добавлена функция формирования изображения поляризации в алгоритм обработки спеклов.

Принцип поляризационной селекции основан на эффекте постепенного спада степени поляризации для поляризованного света, претерпевающего случайные последовательности событий рассеяния. В пространственных масштабах порядка длины поперечной когерентности (т.е. характерный размер спекла в плоскости наблюдения) влияние многократного рассеяния на свойства поляризации рассеянного спекл-модулированного поля проявляется как возникновение локальной поляризационной структуры, связанной со статической или динамической спекл-структурой. Как правило, каждый спекл в структуре описан локальным эллипсом поляризации со случайными значениями азимутального угла (по отношению к направлению поляризации линейно поляризованного падающего пучка) и эксцентриситетом. Эти параметры случайным образом изменяются от одного спекла к другому, и пространственное усреднение интенсивности спекла по спекл-структуре с использованием раздельного обнаружения ко-поляризованного и кросс-поляризованного многократно рассеянного света позволяет оценить степень остаточной линейной поляризации многократно рассеянного света в виде:

(8)

где - это средняя ко-поляризованная интенсивность спекл-структуры с направлением поляризации, соответствующим направлению падающего пучка, а - это средняя кросс-поляризованная интенсивность с ортогональным направлением поляризации.

В рамках феноменологической модели спада поляризации вследствие многократного рассеяния ко-поляризованную и кросс-поляризованную интенсивности можно оценить следующим образом:

(9)

где I - это суммарная интенсивность света, исходящего из рассеивающей среды, p(s) - это функция плотности вероятностей распределения длины траектории для парциальных волн, которые образуют многократно рассеянное спекл-модулированное поле, а - это длина деполяризации, которая определяется используемой длиной волны, анизотропией рассеяния зондируемой среды, а также режимом освещения зондируемой среды и обнаружением рассеянного света. В крайнем случае диффузного распространения зондирующего света в среде, когда средняя длина траектории распространяющихся волн значительно превышает длину деполяризации, и исходящий свет становится почти полностью деполяризованным. Наоборот, в случае слабо рассеивающей почти прозрачной среды и ко-поляризованный компонент рассеянного поля превалирует над кросс-поляризованным компонентом (исходящий свет сильно поляризован).

Эти особенности должны обеспечивать значительное улучшение основанного на спеклах обнаружения динамических неоднородностей, внедренных в многократно рассеивающую среду, путем получения только кросс-поляризованных спеклов. Это улучшение ожидается в силу следующих причин:

- формирование линейно-поляризованных спеклов в плоскости обнаружения будет вызывать увеличение значения контраста спеклов (исключается ортогонально поляризованный компонент спекл-структуры и устраняется суммирование некогерентной интенсивности для двух некоррелированных ортогонально поляризованных случайных спекл-структур);

- отсечение ко-поляризованного компонента многократно рассеянного света позволяет исключить вклад парциальных волн с короткой траекторией, распространяющихся в зондируемой среде на малых глубинах, и это приведет к увеличению доли компонентов с большой глубины в обнаруженном сигнале и, таким образом, к росту отношения «сигнал-шум» в процессе основанного на спеклах определения характеристик внедренных динамических неоднородностей.

Воздействие режима рассеяния на длину деполяризации регулируется анизотропией рассеяния зондируемой среды, и в случае со средой с небольшой анизотропией рассеяния (системы Рэлея) степень остаточной линейной поляризации является высокой в режиме обратного рассеяния и является низкой в режиме рассеяния вперед. Напротив, для систем рассеяния по теории Ми режим обратного рассеяния характеризуется почти полной деполяризацией исходящего света, рассеяние в направлении распространения сохраняет строго линейную поляризацию распространяющегося света. Эти особенности следует учитывать при оценке отношения «сигнал-шум» в основанных на спеклах зондированиях внедренных динамических неоднородностей, и уравнение 9 необходимо изменить следующим образом:

(10)

где значение определяется характерной траекторией распространения зондирующего света в среде для достижения скрытой динамической неоднородности, значения - это длины деполяризации для режимов рассеяния вперед и обратного рассеяния, соответственно. Для грубых оценок фракций ко-поляризованных и кросс-поляризованных компонентов в обнаруженном спекл-модулированном сигнале систему (10) можно переписать следующим образом:

(10')

где значение отсечения устанавливается для устранения вклада очень длинной траектории в случае аналитического или численного моделирования. Подставив взвешенные значения коэффициентов , можно переписать систему (10'):

(10'')

Соответственно, степень остаточной линейной поляризации исходящего света в приборах, основанных на спекл-корреляции с поляризационной селекцией, может быть выражена как:

(11)

Таким образом, обрабатываемое изображение является результатом вычитания двух изображений с различным состоянием поляризации.

Поскольку артериальный кровоток скрыт под поверхностными слоями кожи, обнаруживаемый требуемый сигнал является сильно зашумленным. Шум появляется вследствие микроциркуляции и условного движения кожи. Для подавления микроциркуляции кожи используется оптическое просветление биоткани посредством применения подхода механического надавливания. Стеклянная контактная пластина должна прилегать к коже в области целевого участка ткани, например, запястья или предплечья. Это требуется по двум причинам. Первая причина заключается в том, что прижатая к коже стеклянная пластина может подавлять движение кожи после распространения пульсовой волны. Вторая причина заключается в механическом надавливании. Применение контактной стеклянной пластины, слегка прижатой к поверхности ткани тела, будет влиять на обнаружение динамически рассеянных компонентов исходящего света посредством:

- частичного согласования показателей преломления контактирующей прозрачной среды стеклянной пластины и ткани тела по сравнению со случаем пространственного сопряжения со свободной тканью тела;

- изменений оптических параметров переноса и геометрии ткани тела вследствие легкого надавливания посредством контактной стеклянной пластины.

Необходимо отметить, что эти факторы, по-видимому, вызывают противоположные тенденции в поведении фракций динамически рассеянных компонентов исходящего света. Частичное согласование показателей преломления зондируемой ткани и контактирующей прозрачной среды стеклянной пластины вызывает подавление многократных внутренних отражений рассеянного света на границе раздела и приводит к уменьшению средней траектории распространения зондирующего света в ткани.

И наоборот, легкое надавливание на ткань может вызвать увеличение средней длины свободной траектории переноса, и в результате должно уменьшаться эффективное значение глубины неоднородности. Доля динамически рассеянных компонентов в обнаруженном сигнале очень чувствительна к глубине неоднородности и может быть аппроксимирована растянутой экспоненциальной функцией. Поэтому эффект изменения оптических параметров переноса (в частности, средней свободной траектории переноса) предположительно преобладает над отрицательной ролью согласования показателей преломления.

Исследование кровяного давления с помощью анализа динамики артериального кровотока осуществляется с помощью метода спекл-коррелометрии полного поля, так как это неинвазивный бесконтактный способ, который обеспечивает визуализацию потока эритроцитов в режиме реального времени без сканирования лазерным пучком. Спекл-коррелометрия полного поля решает проблему формирования изображения артериального кровотока с помощью анализа пространственной статистики усредненных по времени спеклов, в частности, анализа пространственного контраста спекл-структуры. Этот способ позволяет исследовать зависящее от времени рассеяние от объектов со сложной динамикой, поскольку он обладает большим временным разрешением по сравнению со способом анализа временного контраста спекл-структуры, в котором значения контраста рассчитываются с использованием набора последовательно полученных изображений.

Первоначальный подход обработки изображения был изменен на визуализацию потока в глубинной ткани целевого участка путем применения обработки данных с более сложными формами окна, которые характеризуются лучшим подавлением высокочастотных шумов по сравнению с окном Дирихле. Рассмотрим использование гауссовых пространственно-временных окон и медианных оценок среднего и стандартного отклонения интенсивности спекла для оценки контраста от точки к точке (от вокселя к вокселю) (см. фиг.4).

Наиболее распространенной формой выражения оценки контраста в трехмерном пространстве (усреднение по трехмерном блоку с двумя пространственными размерами и одним временным размером) (фиг. 4a) является следующая:

(12)

Здесь - это яркость пикселей m, n в кадре j, - это весовые коэффициенты в пространственной области, и - это весовые коэффициенты во временной области. Здесь рассматривается трехмерный блок, используемый для оценки контраста отдельно взятого вокселя, имеющего одинаковые размеры в основных (XY) направлениях в пространственной области. Кроме того, значения N и L являются нечетными для присвоения вычисленного значения контраста к центру трехмерного блока. Следует отметить, что эта процедура приводит к временной задержке вычисленных значений контраста по отношению к текущему захваченному кадру; значение задержки равно L/2 (половине ширины окна временной области). Применение асимметричных окон временной области, которые подходят для обработки данных в реальном времени, будет рассматриваться отдельно.

В случае усреднения с прямоугольными окнами (Дирихле) во временной и пространственной областях все весовые коэффициенты имеют равные значения: . Спектральная функция для такого окна описывается кардинальной функцией и, следовательно, имеет колеблющийся и знакопеременный характер, вызывая появление высокочастотных артефактов в расчетных последовательностях значений контраста. И наоборот, гауссовы окна (фиг. 4b) с плавным спадом в пространственной (или временной) области характеризуются плавным спадом в частотной области и поэтому вызывают полное подавление высокочастотных шумов. Весовые коэффициенты для гауссова окна описываются следующим соотношением:

(13)

со следующим условием нормализации (С - коэффициент нормализации):

(14)

Точно так же, гауссово взвешивание во временной области описывается как:

(15)

со следующим условием нормализации:

(16)

Следует отметить, что при использовании гауссовых окон в пространственной и временной областях объем выборки имеет вид "аподизированного" эллипсоида вращения с осью вращения, ориентированной вдоль временной координаты.

Другой модификацией алгоритма обработки является понижение шума в оценке контраста от вокселя к вокселю с использованием принципа медианной фильтрации. Медианный алгоритм был применен к данным яркости пикселей, выбранным трехмерным блоком прямоугольной выборки. Известно, что медиана выборки данных является надежной оценкой среднего значения для данной выборки. Процедура оценки контраста на основе медианной фильтрации будет содержать следующие этапы:

- перегруппировка выборки данных в порядке возрастания (убывания) и присвоение медианы в качестве значения в центральной позиции в перегруппированной выборке;

- расчет квадратов по выборке данных;

- перегруппировка значений в порядке возрастания (убывания) и присвоение медианного значения в качестве значения в центральной позиции перегруппированной последовательности;

- расчет медианного контраста как

Предпочтительный вариант осуществления

На фиг. 5 представлена предпочтительная схема устройства для измерения кровяного давления, включающего в себя мобильное устройство 501, бленду 502 для защиты от внешнего освещения, источник 503 излучения, выполненный с возможностью формировать излучение в диапазоне ближней ИК-области спектра; систему оптических элементов 505а, 506а, выполненную с возможностью коллимировать и увеличивать излучение источника 503 излучения до размера, который будет удовлетворять размеру контактной зоны контактной пластины; приемник 504 излучения, выполненный с возможностью принимать через систему оптических элементов 505b, 506b отраженное от артерии 508 (расположенной на целевом участке исследуемого объекта 507) излучение источника 503 излучения; блок обработки, расположенный в мобильном устройстве 501, выполненный с возможностью в режиме непрерывного контроля отслеживать динамические данные кровяного давления в единицу времени и на основании этих данных отображать данные кровяного давления (не показано на фиг. 5).

В одном варианте осуществления источник 503 излучения представляет собой лазерный источник света.

В одном варианте осуществления предложенное устройство представляет собой носимое пользователем устройство, например, умные часы.

В одном варианте осуществления источник света выполнен с возможностью работать в непрерывном режиме, а также в импульсном режиме.

Предпочтительно излучение источника 503 излучения является линейно поляризованным, приемник 504 излучения представляет собой линейный или матричный кремниевый датчик изображения или датчик типа InAsGa, область датчика покрыта двумя линейными поляризаторами, ориентированными ортогонально друг к другу, чтобы исключить отражение Френеля от зондируемой кожи, лазерное облучение переносится в целевую область посредством световодной пластины, которая в то же время является стеклянной контактной пластиной, прижимаемой к ткани тела.

Необходимо отметить, что устройство содержит, по меньшей мере, один поляризационный фильтр на входе приемника излучения, в случае если от источника излучается сразу поляризованное излучение (например, если применяется лазер). Если излучение не поляризовано, то используется по меньшей мере два поляризатора - на источнике 503 излучения и на приемнике 504 излучения. Причем поляризация излучаемого и принимаемого излучения должны быть ортогональны для того, чтобы исключить Френелевское отражение от поверхности кожи.

На фиг. 6 изображена принципиальная оптическая схема другого варианта устройства, состоящего из следующих компонентов: 601 - источник излучения, представляющий собой лазерный диод; 602 - коллимирующая цилиндрическая линза, выполненная из оптического стекла или пластика; 603 - световод, выполненный в виде параллелепипеда из оптического стекла или пластика, при этом грань 604 выполнена в виде параболического цилиндра, наклоненного на некоторый угол относительно других граней. Грань 604 выполнена с зеркальным покрытием. Световод 603 представляет собой контактную пластину, контактирующую с биологическими тканями 605 запястья пользователя, 606 - это объектив проекционного типа, 607 - поляризационный фильтр, 608 - многоплощадочный приемник излучения (CCD, CMOS).

Принцип работы оптической схемы: лазерное излучение от лазерного диода 601 коллимируется в одной плоскости с помощью цилиндрического коллиматора 602 (см. Фиг. 6а), тогда как в другой плоскости излучение остается расходящимся (см. Фиг. 6b). Излучение вводится в световод 603 и распространяется в нем до противоположной грани 604. Т.к. 604 является параболическим зеркалом, излучение коллимируется, а также перенаправляется в сторону грани, где находится запястье пользователя 605, излучение выводится из световода и проникает в ткани запястья, где происходит диффузное отражение и излучение перенаправляется в сторону объектива 606. Световод в данном направлении представляет собой плоскопараллельную пластину и не препятствует распространению излучения. Объектив 606 фокусирует излучение на приемнике 608, при этом получается реальное перевернутое изображение участка запястья 605. Для дополнительного поляризационного анализа в оптическую схему может быть введен поляризационный фильтр 607.

Т.к. лазерное излучение является монохроматическим, то коллимирующая цилиндрическая линза 602, а также проекционный объектив 606 могут быть выполнены в виде дифракционных или голографических оптических элементов.

Другой вариант заявленного устройства 701 измерения кровяного давления показан на фиг.7, устройство может быть закреплено на браслете (ремешке умных часов), и оно прилегает к запястью 706 пользователя в области лучевой артерии 702. В полуавтоматическом режиме можно определить правильное положение приемника излучения заявленного устройства путем анализа колебаний интенсивности пространственного распределения обратно рассеянного излучения источника излучения (например, лазера). Лазерный источник может работать в диапазоне спектра ближней ИК-области или диапазоне видимого излучения.

На фиг. 7 показано запястье 706 пользователя, также на фигуре обозначены: локтевая кость 703, лучевая кость 705 и лучевая артерия 702, с помощью которой измеряется давление. Заявленное устройство 701 закрепляется на запястье 706 посредством ремешка 704. При работе устройства 701 его источник облучает участок кожи над артерией 702, а его приемник принимает отраженное излучение и направляет сигнал в блок обработки, который определяет кровяное давление.

Блок обработки может быть реализован на базе процессора, контроллера, микроконтроллера, специализированной интегральной схемы, набора микросхем или аналогичного известного в уровне техники аппаратного средства, способного выполнять заявленную функциональность.

Программная часть блока, представляющая собой инструкции (команды), читаемые аппаратной частью блока обработки, и предписывающая аппаратной части выполнять заявленную функциональность, может храниться во внутренней или внешней памяти блока обработки, представленной по меньшей мере одним из энергозависимой памяти, энергонезависимой памяти, RAM, ROM, регистров, flash-памяти, постоянной памяти на оптическом или магнитном носителе информации или ином носителе информации, известном из уровня техники и пригодном для хранения, записи и чтения упомянутых команд.

Для специалиста в данной области техники понятно, что блок обработки, в частности, процессор, представляет собой цифровое средство, оперирующее информацией согласно заложенному алгоритму, который хранится в памяти, и также понятно, что используемый блок обработки должен иметь достаточные функциональные возможности для заявленной обработки данных (реализации метода анализа контраста спекл-структур, вычисления по полученным результатам анализа кровяного давления), полученных от приемника излучения.

В предпочтительном варианте осуществления конструктивно заявленное устройство представляет собой браслет, надеваемый на запястье, в который встроен блок электроники. Блок электроники содержит конструктивно и функционально связанные друг с другом посредством линий связи источник излучения, приемник излучения и блок обработки. Причем предпочтительно источник излучения расположен так, чтобы облучать участок кожи над артерией.

В одном из вариантов в браслет встроена контактная пластина, в частности, контактная стеклянная пластина, для сдавливания кожи для лучшего проникновения излучения источника вглубь кожи, увеличения тем самым отношения сигнал/шум и дополнительного повышения точности определения кровяного давления.

В изобретении используется средство для однократной калибровки перед первым применением. Для калибровки требуется ввод текущих данных кровяного давления пользователя, полученных с помощью обычного измерителя кровяного давления, предпочтительно тонометра. Калибровочное давление крови используется однократно для обучения нейронной сети. Для обучения сети можно использовать, например, стандартный метод обратного распространения ошибки, когда весовые коэффициенты сети подбираются при подаче известных результатов на выход и соответствующих им данным на входы сети.

Все изменения, например, пот, температура тела и т.д., в дальнейшем не приводят к необходимости перекалибровки, т.к. измеряемый параметр - монохроматическое изображение, полученное при облучении когерентным излучателем, не подвержено влиянию таких факторов. На изображении (после обработки в соответствии с формулой Зигерта) будет видна артерия с изменяющимся диаметром и скоростью кровотока. Калибровочные данные используются для обучения нейронной сети. Впоследствии эта сеть представляет значение кровяного давления на основании вводимых в нее данных измерения. Изменение условий отражения света (излучения) от поверхности не влияет на результат работы устройства, т.к. поверхностное отражение отфильтровывается скрещенными поляризаторами. Кроме того, динамические характеристики спекл-поля не подвержены влиянию изменения химического состава тканей, т.к. характерное время таких изменений значительно больше характерных времен пульсаций кровяного давления. Согласно изобретению контроль кровяного давления может быть непрерывным или разовым. В режиме непрерывного контроля устройство отслеживает динамические данные кровяного давления в единицу времени. В режиме разового контроля устройство сразу отображает данные кровяного давления на экране дисплея устройства, например, на экране умных часов.

Устройство работает следующим образом:

1. Облучают целевой участок тела, например, участок кожи запястья с артерией под ним, предпочтительно когерентным излучением с помощью источника когерентного излучения, такого как лазер. Причем для приведения излучения к требуемым параметрам используют оптическую систему, содержащую систему линз или плоскую оптику.

2. Принимают отраженное излучение посредством приемника излучения (оптического датчика, в частности, такого как камера). Для приведения излучения к требуемым параметрам может быть использована оптическая система, содержащая систему линз или плоскую оптику. Причем в одном из вариантов на оптическую систему могут быть нанесены два поляризатора, например, две поляризационные пленки, с направлениями поляризации, смещенными относительно друг друга на 90 градусов.

3. Обрабатывают принятое оптическим датчиком излучение посредством метода анализа контраста лазерных спекл-структур, при этом применяют алгоритм обработки спеклов с использованием гауссова окна для усреднения по трехмерному блоку с двумя пространственными размерами и одним временным размером с помощью блока обработки и получают тем самым пространственное и временное распределение спеклов.

4. Определяют скорость кровотока и диаметр артерии из пространственного и временного распределения спеклов с использованием соотношения Зигерта с помощью блока обработки.

Соотношение Зигерта:

, где

- постоянная, определяемая условиями приема излучения, - нормированная автокорреляционная функция флуктуаций интенсивности, - модуль нормированной автокорреляционной функции флуктуаций рассеянного поля в произвольно выбранной точке на поверхности среды. В результате проведения измерений получается изображение участка тела с артерией. Для каждого элемента (пикселя) этого изображения вычисляется , исходя из измеренных значений поля I (значения пикселей в монохроматическом изображении).

В предпочтительном варианте осуществления скорость кровотока и диаметр артерии определяется с помощью нейронной сети (обученной с помощью калибровочных данных).

5. Определяют по формуле Пуазейля (17) систолическое и диастолическое давление в артерии по определенным скорости кровотока, диаметру артерии в систоле и диастоле и предварительно полученным калибровочным значениям давления:

(17),

где Q - объемный расход крови (считается как V*ρ*S, где V - скорость потока, ρ - плотность крови, а S - площадь сечения сосуда), d - диаметр сосуда, - вязкость крови, l - длина сосуда, соответствующая области охвата приемника излучения (оптического датчика) и являющаяся константой для него, а=p₂-p₁, где p₂ - калибровочное давление, p₁ - искомое давление.

Формула Пуайзеля наиболее полно описывает гидродинамическую систему в сосуде со всеми необходимыми параметрами.

Таким образом, основной результат представляет собой вычисление конечного систолического и диастолического давлений, основанных на калибровочных (опорных) данных и формуле Пуайзеля (17), предпочтительно с применением нейронной сети.

Ввиду неоднородности и сложности процессов, проходящих в артерии, для подсчета конечного результата необходимо собрать объемную базу данных значений и условий, что обычно занимает большое количество вычислительных ресурсов и времени. Для устранения этого недостатка в заявленном изобретении предпочтительно использовать нейронную сеть, поскольку сеть может учесть множество комбинаций параметров за короткую единицу времени. Количество и время обработки вариаций в такой сети не влияет на затраченное время. Обучение осуществляется путем подачи на вход данных измерений с указанием требуемых выходных результатов. Перераспределение связей (обучение) между нейронами (весовых коэффициентов) есть подбор общих закономерностей для фиксирования статистической структуры неизвестного совместного распределения вероятности между наблюдаемыми переменными. Для обучения нейронной сети необходимы именно калибровочные опорные данные, полученные традиционными способами измерения кровяного давления, предпочтительно с использованием манжетного тонометра (анероидного или цифрового тонометра).

Таким образом, в предпочтительном варианте осуществления все измеренные данные подаются на вход нейронной сети, которая выдает на выходе результат определения кровяного давления, а обучение нейронной сети осуществляется с помощью калибровочных данных.

Варианты осуществления не ограничиваются описанными здесь вариантами осуществления, специалисту в данной области техники на основе информации, изложенной в описании, и знаний уровня техники станут очевидны и другие варианты осуществления изобретения, не выходящие за пределы сущности и объема данного изобретения.

Элементы, упомянутые в единственном числе, не исключают множественности элементов, если отдельно не указано иное.

Под функциональной связью элементов следует понимать связь, обеспечивающую корректное взаимодействие этих элементов друг с другом и реализацию той или иной функциональности элементов. Частными примерами функциональной связи может быть связь с возможностью обмена информацией, связь с возможностью передачи электрического тока, связь с возможностью передачи механического движения, связь с возможностью передачи света, звука, электромагнитных или механических колебаний и т.д. Конкретный вид функциональной связи определяется характером взаимодействия упомянутых элементов и, если не указано иное, обеспечивается широко известными средствами, используя широко известные в технике принципы.

Способы, раскрытые здесь, содержат один или несколько этапов или действий для достижения описанного способа. Этапы и/или действия способа могут заменять друг друга, не выходя за пределы объема формулы изобретения. Другими словами, если не определен конкретный порядок этапов или действий, порядок и/или использование конкретных этапов и/или действий может изменяться, не выходя за пределы объема формулы изобретения.

В заявке не указано конкретное программное и аппаратное обеспечение для реализации блоков на чертежах, но специалисту в данной области техники должно быть понятно, что сущность изобретения не ограничена конкретной программной или аппаратной реализацией, и поэтому для осуществления изобретения могут быть использованы любые пригодные программные и аппаратные средства, известные в уровне техники. Так, аппаратные средства могут быть реализованы в одной или нескольких специализированных интегральных схемах, цифровых сигнальных процессорах, устройствах цифровой обработки сигналов, программируемых логических устройствах, программируемых пользователем вентильных матрицах, процессорах, контроллерах, микроконтроллерах, микропроцессорах, электронных устройствах, других электронных модулях, выполненных с возможностью осуществлять описанные в данном документе функции, компьютер либо комбинации вышеозначенного.

Несмотря на то, что примерные варианты осуществления были подробно описаны и показаны на сопроводительных чертежах, следует понимать, что такие варианты осуществления являются лишь иллюстративными и не предназначены ограничивать заявленное изобретение, и что данное изобретение не должно ограничиваться конкретными показанными и описанными компоновками и конструкциями, поскольку различные другие модификации могут быть очевидны специалистам в соответствующей области.

Признаки, упомянутые в различных зависимых пунктах формулы, а также варианты реализации, раскрытые в различных частях описания, могут быть скомбинированы с достижением полезных эффектов, даже если возможность такого комбинирования не раскрыта явно.

Любые числовые значения, изложенные в материалах настоящего описания или на фигурах, предназначены для включения всех значений, включая нижнее значение и верхнее значение, при условии, что есть интервал, по меньшей мере, в два единичных элемента между любым нижним значением и любым верхним значением.

1. Устройство измерения кровяного давления, содержащее:

источник излучения, выполненный с возможностью формировать направленное к целевому участку тела излучение;

приемник излучения, выполненный с возможностью принимать отраженное от целевого участка тела излучение источника излучения;

блок обработки, выполненный с возможностью

обрабатывать принятое излучение посредством метода анализа контраста спекл-структур,

применять алгоритм обработки спеклов с использованием гауссова окна для усреднения по трехмерному блоку с двумя пространственными размерами и одним временным размером и получать тем самым пространственное и временное распределение спеклов,

определять скорость кровотока и диаметр артерии из пространственного и временного распределения спеклов и

определять кровяное давление по определенным скорости кровотока, диаметру артерии и предварительно полученным калибровочным значениям давления.

2. Устройство по п.1, в котором источник излучения является источником лазерного когерентного излучения.

3. Устройство по п.1, дополнительно содержащее контактную стеклянную пластину, выполненную с возможностью прижатия к ткани тела и оказания компрессионного воздействия на облучаемый целевой участок тела.

4. Устройство по п.3, дополнительно содержащее оптическую систему, содержащую по меньше мере две линзы, для передачи излучения к контактной стеклянной пластине.

5. Устройство по п.2, дополнительно содержащее по меньшей мере один поляризатор, расположенный на входе приемника излучения.

6. Устройство по п.1, дополнительно содержащее первый поляризатор, расположенный на выходе источника излучения, и второй поляризатор, расположенный на входе приемника излучения, причем упомянутые поляризаторы ортогональны друг другу.

7. Способ измерения кровяного давления, содержащий этапы, на которых:

- облучают целевой участок тела излучением с помощью источника излучения;

- принимают отраженное излучение посредством приемника излучения;

- обрабатывают принятое излучение посредством метода анализа контраста спекл-структур, при этом применяют алгоритм обработки спеклов с использованием гауссова окна для усреднения по трехмерному блоку с двумя пространственными размерами и одним временным размером с помощью блока обработки и получают тем самым пространственное и временное распределение спеклов;

- определяют скорость кровотока, диаметр артерии из пространственного и временного распределения спеклов с помощью блока обработки; и

- определяют кровяное давление по определенным скорости кровотока, диаметру артерии и предварительно полученным калибровочным значениям давления.

8. Способ по п.7, в котором целевой участок тела облучают когерентным излучением с помощью лазерного источника излучения.

9. Способ по п.7, в котором приемником излучения является камера.

10. Способ по п.7, в котором калибровочные значения давления получают с помощью тонометра.

11. Способ по п.7, в котором на облучаемый участок ткани тела оказывают компрессионное воздействие посредством контактной стеклянной пластины.

12. Способ по п.8, в котором на приемник нанесен по меньшей мере один поляризатор.

13. Способ по п.7, в котором на приемник излучения нанесен по меньшей мере один первый поляризатор, на источник излучения нанесен по меньшей мере один второй поляризатор, причем направления поляризации упомянутых первого и второго поляризаторов смещены друг относительно друга на 90 градусов.