Способ неинвазивного оптического измерения свойств протекающей крови

Изобретение относится к медицине, а именно к диагностике, и может быть использовано при неинвазивном оптическом in-vivo измерении свойств протекающей крови в кровеносном сосуде внутри тела для определения концентрации компонентов крови и/или температуры. Для этого, проводят маркирование кровеносного сосуда посредством облучения ультразвуковым излучением с ультразвуковой частотой (f_US). Область тела с кровеносным сосудом освещают световым излучением по меньшей мере с одной длиной волны. Регистрируют детектором обратно рассеянное световое излучение. С помощью блока обработки из измеренного на детекторе сигнала выделяют указанную часть сигнала, модулированную со сдвинутой частотой (f_MB), определяемой на основании того, что световое излучение, которое состоит из излучения, обратно рассеянного из тела вне кровеносного сосуда, является модулированным с частотой (f_MG), которая соответствует частоте (f_US) ультразвукового излучения. При этом световое излучение, которое состоит из излучения, обратно рассеянного из кровеносного сосуда, является модулированным с указанной сдвинутой частотой (f_MB), которая является сдвинутой относительно указанной частоты (f_US) ультразвукового излучения на величину доплеровского сдвига (f_D), обусловленного эффектом Допплера в протекающей крови. Способ обеспечивает точное измерение свойств протекающей крови в кровеносном сосуде за счет оптического измерения частей светового излучения, модулированных с частотой ультразвукового излучения и с частотой, сдвинутой на доплеровский сдвиг, тем самым обеспечивая точное выделение части фотонного потока, обратно рассеянной из крови. 5 з.п. ф-лы, 1 ил.

 

Изобретение относится к способу неинвазивного оптического in-vivo измерения свойств протекающей крови в кровеносном сосуде внутри тела. Под измерением свойств протекающей крови подразумевается, например, определение концентрации составных частей крови, например концентрации глюкозы, гемоглобина или же насыщение крови кислородом. Предложенный способ касается также измерения температуры протекающей крови внутри тела. При этом на переднем плане изобретения стоит оптический анализ посредством света, например лазерного излучения, путем обработки обратно рассеянного света, причем место измерения, а именно кровяное русло, «маркируется» посредством импульсного ультразвукового излучения. При этом свет, например источника лазерного излучения, направляется в тело, и за счет измерения и обработки обратно рассеянного света самым различным образом определяются искомые параметры. При этом обычно используется электромагнитное излучение, например лазерное излучение, из видимой области и инфракрасного диапазона, поскольку живая ткань в значительной степени проницаема для электромагнитного излучения 550-1000 нм (биологическое окно). Локализация места измерения посредством ультразвукового излучения основана на взаимодействии поля ультразвуковой волны с кровью или тканью. За счет взаимодействия с кровью или тканью поле ультразвуковой волны вызывает изменения оптических свойств, в частности отражательной или рассеивающей способности. Это приводит к модуляции обратно рассеянного света с частотой ультразвукового излучения, так что в ходе обработки можно выделить модулированную часть.

Такой способ оптического измерения свойств протекающей крови с ультразвуковой локализацией известен, например, из ЕР 1601285 В1. Ультразвуковое излучение фокусируется внутри центрального кровеносного сосуда, и задаются постоянная длина импульсов и период повторения. Кроме того, на поверхности кожи над кровеносным сосудом источник света и соседний детектирующий блок для регистрации обратно рассеянного света позиционируются таким образом, что расстояние между источником света и множеством световых датчиков детектирующего блока соответствует глубине исследуемой кровяной ткани. Целевая ткань освещается по меньшей мере двумя дискретными длинами световых волн, а обратно рассеянный свет измеряется и интегрируется по области детектора и множеству ультразвуковых импульсов. Полученные значения позволяют вычислить концентрацию в кровеносном сосуде с учетом объема ультразвукового фокуса, дающего вклад в сигнал, и скорости крови. При этом существенным является фокусирование ультразвукового поля на месте измерения, а именно на кровяном русле, поскольку таким образом реализуется локализация источника.

В DE 102006036920 В3 описан способ измерения концентрации глюкозы в пульсирующей крови, причем во время измерительного цикла светопропускающая и/или рассеивающая способность крови многократно регистрируется посредством по меньшей мере двух излученных длин волн ближней инфракрасной области, рассчитывается зависимое от концентрации глюкозы в крови индикаторное значение, и концентрация глюкозы в крови определяется с помощью предварительно установленной калибровочной таблицы. При этом первая длина волны выбирается из диапазона длин волн 1560-1630 нм, а вторая длина волны выбирается из диапазона длин волн 790-815 нм, и рассчитывается соотношение светопропусающей и/или рассеивающей способности для обеих длин волн, причем это соотношение служит по отношению к температуре крови в качестве индикаторного значения для считывания концентрации глюкозы в крови из калибровочной таблицы. При этом существенным является максимально точное определение температуры крови.

На этом фоне в DE 102008006245 А1 описан способ неинвазивного оптического определения температуры среды, преимущественно водосодержащей среды, причем исследуемая среда освещается инфракрасным и/или видимым светом в области спектральной линии поглощения, положение которой зависит от температуры среды, и причем измеряется поглощение света в области спектральной линии поглощения, и на основе этого измерения путем сравнения с калибровочными данными определяется температура. При этом существенным является то, что среда освещается по меньшей мере двумя дискретными длинами световых волн, которые в области спектральной линии поглощения лежат по разные стороны от максимума поглощения, на основе соотношения или функциональной связи этих обоих полученных значений поглощения определяется зависимое от температуры измеренное значение или зависимая от температуры измерительная функция, и на основе этого измеренного значения или этой измерительной функции путем сравнения с предварительно записанными калибровочными данными определяется температура. Также при этом оптическом измерении температуры можно посредством импульсного ультразвукового излучения маркировать место измерения внутри тела, например кровяное русло.

Принцип «ультразвукового маркирования» принципиально зарекомендовал себя при неинвазивном оптическом измерении свойств протекающей крови. Однако способ может быть усовершенствован, чтобы оптимизировать качество измерения. Здесь может помочь изобретение.

В основе изобретения лежит задача создания способа, который обеспечивал бы улучшенное in-vivo измерение свойств протекающей крови в кровеносном сосуде внутри тела.

Эта задача решается, согласно изобретению, посредством способа неинвазивного оптического in-vivo измерения свойств протекающей крови в кровеносном сосуде внутри тела, например определения концентрации компонентов крови,

для маркирования кровеносного сосуда тело облучается с ультразвуковой частотой f_US,

тело с кровеносным сосудом освещается светом по меньшей мере с одной длиной волны, а обратно рассеянный свет регистрируется детектором;

обратно часть света, рассеянная из тела вне кровеносного сосуда, модулирована с частотой f_MG, которая соответствует частоте f_US ультразвукового излучения, а часть света, обратно рассеянная внутри кровеносного сосуда, на основе эффекта Доплера модулирована в протекающей крови с частотой f_MB, сдвинутой на доплеровский сдвиг f_D, и с помощью блока обработки из измеренного на детекторе сигнала выделяется часть, модулированная со сдвинутой частотой f_MB. На основе этой части сигнала определяется затем свойство крови, например концентрация компонентов крови или температура крови.

Изобретение исходит, прежде всего, из того известного факта, что свойства протекающей крови внутри тела можно неинвазивно и in-vivo измерить оптическими методами, если одновременно происходит маркирование места измерения посредством ультразвукового излучения. В известном уровне техники в ходе обработки выделялась вся часть света, модулированная с частотой ультразвукового излучения, а именно, независимо от того, был ли обратно рассеян свет действительно из кровяного русла или, возможно, из граничащей ткани. В уровне техники это возможно потому, что ультразвуковое излучение фокусируется на кровяном русле, так что модулированная часть света, обратно рассеиваемая вне кровяного русла, должна быть мала. Успех этого способа зависит, следовательно, в особой мере от фокусирования ультразвукового излучения, поскольку, если с помощью ультразвукового излучения происходит также модуляция ткани вне кровяного русла, измерительный сигнал искажается.

В противоположность этому, благодаря предложенному способу обеспечивается то, что фактически в обработку включены только те части обратно рассеянного света, которые действительно обратно рассеиваются из крови. При этом изобретение исходит из того факта, что части света, обратно рассеянные из протекающей крови, с одной стороны, и из окружающей ткани, с другой стороны, модулированы с разной частотой модуляции. В окружающей ткани частота f_MG модуляции равна ультразвуковой частоте f_US. Однако в протекающей крови из-за эффекта Доплера происходит модуляция с измененной частотой f_MB. За счет движения крови эта частота f_MB модуляции отличается от ультразвуковой частоты f_US на частоту доплеровского сдвига f_D:

f_MB=f_US±f_D

Доплеровский сдвиг f_Decho регистрируемый в ультразвуковом эхе, определен следующим образом:

f_Decho=(2 v_B ⋅ f_US ⋅ cosФ)/_US

Доплеровский сдвиг f_D, важный для изменения частоты модуляции, в два раза меньше доплеровского сдвига (F_Decho=2⋅f_D). Он следует из уравнения:

f_D=(v_B⋅f_US⋅cosФ)/v_US

При этом f_US - ультразвуковая частота, f_D - доплеровский сдвиг в крови, f_Decho - доплеровский сдвиг в приемнике ультразвука, v_B - скорость крови, v_US - скорость ультразвуковой волны в крови и Ф - угол между направлением движения крови и ультразвуковой волной.

Согласно изобретению, используя эффект Доплера, удается, следовательно, точно локализовать кровяное русло, а именно, независимо от того, с фокусированным ли ультразвуковым излучением или нет. Эффект Доплера использовался, правда, также в известном уровне техники, чтобы вообще локализовать место измерения. Это аналогичным образом возможно также в рамках изобретения. Для обнаружения кровеносного сосуда импульсный ультразвук излучается в ткань над кровеносным сосудом под соответствующим углом, и обрабатывается ультразвуковое эхо. Обработка ультразвукового эха позволяет в ходе сканирования глубины обнаружить и локализовать кровяное русло. Однако, в противоположность уровню техники, изобретение не ограничено использованием эффекта Доплера в ходе обнаружения кровяного русла, а в обработку оптического измерения включено также влияние доплеровского сдвига. В ходе обработки оптического измерения выделяются не только части светового излучения, модулированные с частотой ультразвукового излучения, но и модулированные с частотой, сдвинутой на доплеровский сдвиг, поскольку только они связаны с рассеянием внутри движущейся крови. Таким образом, происходит точное выделение части фотонного потока, обратно рассеянной из крови.

Обратно рассеянный свет складывается, следовательно, из вообще немодулированного, обратно рассеянного фотонного потока из всей ткани, модулированного с ультразвуковой частотой фотонного потока из облучаемой ультразвуковым излучением ткани и модулированного со сдвинутой частотой фотонного потока, который действительно обратно рассеивается из протекающей крови. Подходящая обработка позволяет выделить из сигнала эту последнюю часть и привлечь ее для определения нужных свойств крови.

Следовательно, предложенный способ отличается очень хорошим отношением сигнал/шум. Удается точно выделить часть света, обратно рассеиваемую из протекающей крови, без необходимости работы обязательно с фокусированным ультразвуковым излучением. Это удается также при простой конструкции аппаратуры. Важен тот факт, что можно работать с простым детектором, поскольку детектор в отношении световой частоты не должен измерять ни с локальным, ни с частотным разрешением. Детектором измеряются лишь интенсивность и, следовательно, лишь фотонный поток. Анализа частоты обратно рассеянного света или же фазового анализа не требуется. Однако описанным образом происходит обработка в отношении частоты, с которой свет модулирован на основе ультразвукового излучения. Изобретение отличается, следовательно, оптимизированной локализацией источника и улучшенным отношением сигнал/шум без повышения аппаратных затрат.

Предложенный способ позволяет измерять in-vivo самые разные свойства протекающей крови внутри тела. При этом речь может идти, например, об определении концентрации глюкозы в протекающей крови. При этом можно обратиться, например, к DE 102006036920 В3 или ЕР 1601285 В1. Точно так же рассматривается определение концентрации гемоглобина или насыщения крови кислородом (см., например, ЕР 1601285 В1). В качестве альтернативы или дополнительно предложенным способом можно определить также температуру протекающей крови внутри тела. При этом можно обратиться к DE 102008006245 А1. Независимо от того, какие длины световых волн используются и каким образом на основе оптических измерений определяются тогда нужные измеренные значения, согласно изобретению, описанным образом можно всегда выделить релевантную, обратно рассеянную из протекающей крови часть света, благодаря чему оптимизируется соответствующий анализ.

Предпочтительно также в рамках изобретения способ осуществляется с фокусированным ультразвуковым излучением. Однако в рамках изобретения способ осуществляется также с нефокусированным ультразвуковым излучением, поскольку и в этом случае по упомянутым причинам становится возможным точное выделение релевантных частей света. Предпочтительно тело облучается импульсным ультразвуковым излучением с заданной длиной импульсов и периодом повторения. При этом интенсивность света измеряется на детекторе в сдвинутом по времени на задержку промежутке времени. Этот промежуток времени соответствует длине импульсов, причем интенсивность света интегрируется на этом промежутке времени. Эти действия обеспечивают то, что диапазон измерений уменьшается до релевантного диапазона и, в частности, заметно уменьшается количество записанных данных, поскольку измерение ограничивается такими промежутками времени, в которые ультразвуковой импульс достигает кровеносного сосуда.

Как и в уровне техники, перед проведением измерения целесообразно локализовать кровеносный сосуд сначала с помощью ультразвукового устройства. Для этого, с одной стороны, используются источник ультразвука, а, с другой стороны, приемник ультразвука, причем приемник ультразвука обрабатывает ультразвуковое эхо. При сканировании на глубине (слышимый) доплеровский сдвиг позволяет обнаружить глубину кровяного русла, так что измерение можно тогда концентрировать на этой области. Принципиально известным образом при этом особенно предпочтительно используется преобразователь ультразвука, который является, следовательно, одновременно источником и приемником ультразвука.

Далее для оптимизации обработки целесообразно провести эталонное измерение без светового излучения и учесть это эталонное измерение в ходе обработки.

В качестве источника света особенно предпочтительно используется по меньшей мере один лазер, который генерирует, например, монохромный, когерентный, непрерывный свет с заданной длиной волны. При этом используются принципиально известные длины волн, которые целесообразны для соответствующих оптических измерений и которые принципиально известны из уровня техники. При этом для соответствующих измерений может быть также целесообразным излучать несколько разных длин волн и использовать, при необходимости, несколько лазерных источников. Если должна определяться, например, концентрация глюкозы, то подходит излучение по меньшей мере двух длин волн из диапазона длин волн 1560-1630 нм, с одной стороны, и 790-815 нм, с другой стороны (см. DE 102006036920 В3). В случае определения концентрации гемоглобина или насыщения кислородом рассматриваются другие длины волн (см. ЕР 1601285 В1). В случае измерения температуры рассматриваются длины волн в области соответствующей спектральной линии поглощения воды, причем, например, можно работать, например, в области спектральной линии поглощения воды около 970 нм (см. DE 102008006245 В1).

Ниже изобретение более подробно поясняется со ссылкой на чертеж, на котором изображен лишь один пример его осуществления.

На единственной фигуре схематично показано устройство для осуществления описанного способа.

На фиг. 1 изображено тело 1 с кровеносным сосудом 2 и граничащей с кровеносным сосудом тканью 3. Для неинвазивного оптического измерения свойств крови предусмотрены лазерный блок 4, ультразвуковой блок 5, детекторный блок 6 и блок 7 управления и обработки. Тело 1 с кровеносным сосудом 2 освещается с помощью лазерного блока 4 светом по меньшей мере с одной длиной волны. Обратно рассеянный свет регистрируется детекторным блоком 6. Однако этот детекторный блок 6 измеряет лишь интенсивность, т.е. происходит определение обратно рассеянного фотонного потока без локального или частотного разрешения на детекторе. Длина волны излученного лазерного света зависит от применения и, следовательно, от того, какие свойства или составные части крови должны анализироваться.

Согласно изобретению, для маркирования кровеносного сосуда 2 тело 1 облучается ультразвуковым излучением с ультразвуковой частотой f_US. На основе взаимодействия ультразвукового излучения с кровью или тканью происходит модуляция интенсивности обратно рассеянного света с частотой ультразвукового излучения. При этом особое значение имеет тот факт, что часть света, обратно рассеянная вне кровеносного сосуда 2, т.е. в граничащей ткани 3, модулирована с частотой f_MG, которая точно соответствует ультразвуковой частоте f_US. В противоположность этому, обратно рассеянная внутри кровеносного сосуда 2 часть света на основе эффекта Доплера в протекающей крови модулирована с частотой f_MB, которая по сравнению с ультразвуковой частотой f_US сдвинута на доплеровский сдвиг f_D.

Поэтому на фигуре обозначено, что детекторного блока 6 достигает часть света, модулированная с частотой f_MB, и часть света, модулированная с частотой f_MG. Модулированные с частотой f_MG части света являются результатом рассеяния в ткани 3, а части света с частотой f_MB - фактически связаны с рассеянием внутри кровяного русла. Кроме того, детекторного блока 6 достигают также части света, которые вообще не модулированы, поскольку они происходят из областей, не взаимодействующих с ультразвуковым импульсом.

Согласно изобретению, выделяется только та часть фотонного потока, которая модулирована с частотой f_MB и, следовательно, обратно рассеяна фактически из области протекающей крови. Следовательно, анализируется доплеровский сдвиг в оптическом сигнале. Весь обратно рассеянный фотонный поток состоит из одной постоянной по времени и двух модулированных составляющих, а именно, во-первых, модулированной в ткани составляющей f_MG, а, во-вторых, модулированной в крови составляющей с частотой f_MB.

Дополнительно на детекторе регистрируется также фоновый шум, который независим от излученного света.

Измерение описанным способом может быть осуществлено, например, следующим образом.

Прежде всего, осуществляется поиск кровеносного сосуда. Для этого в тело 1 над кровеносным сосудом 2 под соответствующим углом Ф излучается импульсный ультразвук. Происходит сканирование по глубине аксиально с выбранными временами распространения. За счет анализа ультразвукового эха можно локализовать кровеносный сосуд 2. Максимальное ультразвуковое эхо соответствует времени распространения, в течение которого ультразвуковой импульс находится в кровеносном сосуде. Время распространения максимального ультразвукового эха соответствует половине времени, которое требуется ультразвуку для прохождения пути через ткань от преобразователя ультразвука до приемника ультразвука. Обработанное таким образом ультразвуковое эхо формирует затем сигнал, например аудиосигнал, световой сигнал и т.п. Затем триггерный сигнал устанавливается с задержкой (delay), причем эта задержка соответствует времени распространения максимального ультразвукового эха после формирования импульса. Этот триггерный сигнал запускает затем следующее оптическое измерение.

Для оптического измерения в тело 1 излучается лазерный свет. Регистрация детекторных данных происходит в установленном промежутке времени для максимального ультразвукового эхо-сигнала. Таким образом обеспечивается то, что период времени измерения и, тем самым, также записанные данные ограничиваются диапазонами времени, в которые также ожидается фактически модуляция с помощью ультразвукового импульса в области кровяного русла. Процесс измерения за счет записи обратно рассеянного лазерного излучения состоит из последовательности повторенных оптических записей с помощью детектора в указанный промежуток времени. Это позволяет выделить оптические сигналы низкочастотного доплеровского сдвига (слышимые частоты в герцовом и килогерцовом диапазонах) из оптических сигналов с частотой ультразвука (мегагерцовый диапазон). Во время повторения в течение процесса измерения лазерное излучение непрерывно излучается, т.е. лазер остается во время повторения включенным. После измерения лазер выключается, или излучение лазерного света прекращается.

Чтобы можно было выделить фоновый шум, процесс измерения повторяется также без лазерного излучения. Если определенное измерение проводится с несколькими длинами волн и используются, например, несколько лазеров, то можно, при необходимости, повторить отдельные этапы.

В ходе обработки учитывается, что поступающий на детектор сигнал, т.е. фотонный поток, содержит помимо независимого от лазера фонового шума немодулированную компоненту и, следовательно, постоянную по времени составляющую (значение DC (постоянного тока)). Кроме того, сигнал содержит две модулированные компоненты и, следовательно, две «АС-составляющие». Одна модулированная компонента связана с обратным рассеянием из ткани. Эта часть модулирована с частотой f_MG, которая точно соответствует частоте f_US ультразвукового излучения. Следовательно, эта часть из статической части ткани периодически модулирована с ультразвуковой частотой f_US мегагерцового порядка. Кроме того, вторая модулированная часть падает на детектор, которая вследствие доплеровского сдвига в протекающей крови модулирована со сдвинутой частотой f_MB. Следовательно, эта частота f_MB отличается на доплеровский сдвиг f_D от ультразвуковой частоты f_US (f_MB=f_US±f_D). Из-за пульсирования крови регистрируется смесь нескольких низких частот герцового и килогерцового диапазона. Это позволяет выделить часть сигнала, которая является результатом рассеяния в кровяном русле, и известным образом определить по ней соответствующее свойство крови, например концентрацию определенных составных частей крови и/или температуру.

Предложенное устройство состоит, следовательно, как известно из ультразвукового блока 5, по меньшей мере одного источника 4 света, например источника лазерного света, и детекторного блока 6, а также, в частности, блока 7 управления и обработки, причем блок 7 управления и обработки приспособлен под изобретенный способ. Ультразвуковой блок 5 создает ультразвуковое излучение, причем оно необязательно должно быть фокусированным. Он посылает импульсный сигнал. Помимо источника ультразвука ультразвуковой блок 5 содержит также один или несколько приемников, которые принимают сигналы, рассматриваемые в установленный промежуток времени. Передатчик и приемник ультразвука могут быть объединены также в одном общем преобразователе. В качестве источника 4 света используется предпочтительно источник лазерного света, который создает непрерывный, монохроматический, когерентный свет нужной длины волны. Следовательно, речь идет предпочтительно о лазере непрерывного излучения.

Детекторный блок 6 содержит один или несколько детекторов, которые соединяются между собой последовательно или параллельно и очень простым образом детектируют выходящий из тела свет. При этом не производятся измерения с локальным разрешением в детекторе и измерения с частотным разрешением. Происходит лишь измерение интенсивности света.

Блок 7 управления и обработки управляет, прежде всего, ультразвуковым блоком 5. Он устанавливает промежуток времени (временное окно) и формирует триггерный сигнал для запуска и остановки оптических снимков. Он может также включать и выключать лазер 4 или начинать или заканчивать лазерное излучение. Он выполняет также алгоритм измерения и обработки и заботится о соответствующем кондиционировании сигнала (усиление, фильтрация и т.д.). С помощью блока 7 управления и обработки происходит затем отделение немодулированных и модулированных частей от сигнала детектора. При этом можно прибегнуть к принципиально известным классическим методам отделения низких частот из высокочастотных смешанных сигналов, например анализу Фурье.

1. Способ неинвазивного оптического in-vivo измерения свойств протекающей крови в кровеносном сосуде внутри тела для определения концентрации компонентов крови и/или температуры крови, характеризующийся тем, что:

область тела облучают ультразвуковым излучением с ультразвуковой частотой (f_US) для маркирования кровеносного сосуда, проходящего в данной области тела,

указанную область тела с кровеносным сосудом освещают световым излучением по меньшей мере с одной длиной волны,

регистрируют детектором обратно рассеянное световое излучение и

с помощью блока обработки выделяют из полученного на детекторе сигнала составляющую сигнала, модулированную со сдвинутой частотой (f_MB), определяемой на основании того, что:

световое излучение, которое состоит из излучения, обратно рассеянного из тела вне кровеносного сосуда, является модулированным с частотой (f_MG), которая соответствует частоте (f_US) ультразвукового излучения, а

световое излучение, которое состоит из излучения, обратно рассеянного из кровеносного сосуда, является модулированным с указанной сдвинутой частотой (f_MB), которая является сдвинутой относительно указанной частоты (f_US) ультразвукового излучения на величину доплеровского сдвига (f_D), обусловленного эффектом Допплера в протекающей крови.

2. Способ по п. 1, в котором интенсивность светового излучения измеряют на детекторе во временном промежутке, сдвинутом на величину задержки по отношению к ультразвуковому излучению, при этом указанный временной промежуток соответствует длине импульсов ультразвукового излучения.

3. Способ по п. 1 или 2, в котором перед оптическим измерением выполняют локализацию кровеносного сосуда посредством акустического анализа ультразвукового эха, отраженного из тела.

4. Способ по любому из пп. 1-3, в котором выполняют контрольное измерение без светового излучения, и контрольное измерение учитывают при указанной обработке сигнала.

5. Способ по любому из пп. 1-4, в котором указанное световое излучение формируют с помощью по меньшей мере одного источника лазерного излучения.

6. Способ по любому из пп. 1-5, в котором указанное световое излучение включает в себя излучение по меньшей мере с двумя длинами волн, например, световое излучение формируют с помощью по меньшей мере двух источников лазерного излучения, причем указанные освещение и измерение выполняют последовательно по времени или одновременно.