RU2640777C2

RU2640777C2 - Autonomous wearable optical device and method for continuous noninvasive measurement of physiological parameters

Info

Publication number: RU2640777C2
Application number: RU2016116865A
Authority: RU
Inventors: Максим Владимирович Рябко; Сергей Николаевич Коптяев; Алексей Дмитриевич Ланцов; Алексей Андреевич Щекин; Антон Сергеевич Медведев
Original assignee: Самсунг Электроникс Ко., Лтд.
Priority date: 2016-04-28
Filing date: 2016-04-28
Publication date: 2018-01-11
Also published as: RU2016116865A; KR20170123204A; KR102610831B1

Abstract

FIELD: medicine.

SUBSTANCE: method for continuous noninvasive measurement of a physiological parameter of a person is performed using an autonomous wearable optical device. At that, the first unit emits the first optical radiation to the human body to create a second optical radiation scattered from the human body. Using the second unit, the spatial changes of the spatial distribution of the intensity of the second optical radiation ordered in time are increased. Using the third unit, the temporal sequence of the spatial distribution of the intensity of the second optical radiation is determined. Using the fourth unit, the informative signal is extracted from the determined time sequence and the human physiological parameter is extracted from the said informative signal. The informative signal is a spatial informative signal comprising one or more of a spatial offset between successive spatial intensity distributions in the time sequence determined in the determining step, an angular shift between successive spatial intensity distributions in the time sequence determined in the determining step, and a scaling factor between successive spatial distributions of intensity in time sequence determined in the determining step. The wearable optical device comprises a single body enclosing completely the first, second, third and fourth units and configured to provide permanent wearing of the wearable optical device on a human body.

EFFECT: improved measurement accuracy.

15 cl, 5 dwg

Description

Область техникиTechnical field

[001] Изобретение относится к устройствам и способам для измерения различных физиологических параметров человека, включая, без ограничения перечисленным, артериальное давление, частоту сердечных сокращений и т.д., и более конкретно, к автономным носимым оптическим устройствам и способам для непрерывного неинвазивного измерения физиологических параметров человека.[001] The invention relates to devices and methods for measuring various physiological parameters of a person, including, without limitation, blood pressure, heart rate, etc., and more particularly, to stand-alone wearable optical devices and methods for continuous non-invasive measurement of physiological human parameters.

Описание известного уровня техникиDescription of the prior art

[002] Существует широкий ряд физиологических параметров человека, измерение которых имеет большое значение в медицинской диагностике для определения состояния здоровья человека и для самостоятельного контроля здорового образа жизни. Непрерывный мониторинг некоторых из этих параметров представляет большой интерес для органов здравоохранения. К ним относится артериальное давление (АД), частота сердечных сокращений, уровень глюкозы в крови и др.[002] There is a wide range of physiological parameters of a person, the measurement of which is of great importance in medical diagnostics for determining the state of human health and for independent monitoring of a healthy lifestyle. Continuous monitoring of some of these parameters is of great interest to health authorities. These include blood pressure (BP), heart rate, blood glucose, etc.

[003] Непрерывное измерение частоты сердечных сокращений и артериального давления может играть важную роль при прогнозировании и лечении различных сердечно-сосудистых заболеваний, таких как гипертония, гипотония, инсульт, инфаркт и т.д. С его помощью можно обнаружить преобладающий высокий (низкий) уровень давления, который относит пациента к определенной группе риска, и измерять внезапные скачки АД, что может помочь в прогнозировании и предотвращении инсульта. Непрерывный мониторинг уровня глюкозы в крови имеет жизненно важное значение для пациентов, страдающих от сахарного диабета.[003] Continuous measurement of heart rate and blood pressure can play an important role in predicting and treating various cardiovascular diseases such as hypertension, hypotension, stroke, heart attack, etc. With its help, you can detect the predominant high (low) level of pressure, which relates the patient to a certain risk group, and measure sudden jumps in blood pressure, which can help in predicting and preventing a stroke. Continuous monitoring of blood glucose levels is vital for patients with diabetes.

[004] Наиболее точный метод измерения артериального давления требует артериальной катетеризации, которую могут выполнять только опытные кардиохирурги. Уровень глюкозы в крови контролируется только инвазивно путем взятия крови из пальца с последующим анализом полученной капли крови глюкометром. Непрерывный мониторинг этих параметров требует некоторых надежных неинвазивных методов, которые могли бы использовать неподготовленные пользователи в домашних условиях.[004] The most accurate blood pressure measurement method requires arterial catheterization, which can only be performed by experienced cardiac surgeons. The blood glucose level is only controlled invasively by taking blood from a finger, followed by analysis of the obtained drop of blood with a glucometer. Continuous monitoring of these parameters requires some reliable non-invasive methods that untrained users could use at home.

[005] Широко распространенная в настоящее время методика измерения артериального давления аускультативным методом Короткова, для которой используется тонометр и надувная манжета, считается наиболее точной среди неинвазивных методов. Однако эту методику невозможно использовать для непрерывного мониторинга АД, так как накачка манжеты оказывает прямое влияние на кровоток, и после процедуры измерения требуется около одной минуты на то, чтобы артериальное давление вернулось к нормальному уровню. Манжета обычно изготавливается из изолирующего материала, который блокирует вентиляцию кожи, что вызывает определенный дискомфорт при ее постоянном ношении. Другой важной проблемой является то, что сама конструкция манжеты не позволяет использовать ее на произвольном месте на теле человека.[005] The currently widely used blood pressure measurement technique by the Korotkov auscultation method, which uses a tonometer and an inflatable cuff, is considered the most accurate among non-invasive methods. However, this technique cannot be used for continuous monitoring of blood pressure, since cuff pumping has a direct effect on blood flow, and after the measurement procedure, it takes about one minute for the blood pressure to return to normal levels. The cuff is usually made of an insulating material that blocks the ventilation of the skin, which causes some discomfort when it is worn continuously. Another important problem is that the design of the cuff itself does not allow it to be used in an arbitrary place on the human body.

[006] Существует несколько методов, относящихся к непрерывным неинвазивным оптическим измерениям для оценки физиологических параметров, таких как артериальное давление, уровень глюкозы в крови и др.[006] There are several methods related to continuous non-invasive optical measurements for assessing physiological parameters such as blood pressure, blood glucose, and others.

[007] Одним из таких методов является фотоплетизмография, связанная с изменением коэффициента оптического пропускания кожи, которое вызвано изменением объема крови в капиллярах в различных фазах пульсации сердца [1-6]. Обычный фотоплетизмограф содержит источник света, который освещает мягкие ткани в области пальца, уха и др., и детектор проходящего или отраженного света. Если источник света и детектор механически стабилизированы относительно освещаемой ткани, то поглощенный свет будет пропорционален объему крови в сосудах. Он изменяется с пульсацией сердца, и соответствующей временной профиль коэффициента поглощения называется фотоплетизмограммой, форма которой зависит от многих факторов, в том числе от артериального давления. Изменения артериального давления можно определять как различия в измеренной фотоплетизмограмме. Трудности возникают в связи с тем, что любое изменение в фотоплетизмограмме, рассматриваемое как изменение артериального давления, может быть на самом деле вызвано некоторыми другими факторами, такими как оксигенация, дегидратация и изменения параметров окружающей среды, что приводит к ошибочным данным. В наиболее точном методе фотоплетизмографии используется манжета для пальца, которая сжимается синхронно с частотой сердечных сокращений, сохраняя сигнал фотоплетизмографии на постоянном уровне с помощью некоторой схемы обратной связи [US 6932772 В2, US 8467636 В2]. В этом случае временной профиль артериального давления соответствует непосредственно давлению в манжете. Однако такой подход также подвержен влиянию окружающих условий. В общем, любой неинвазивный метод с применением манжеты ограничивает активность человека и поэтому не может использоваться для непрерывных измерений и оценок.[007] One of these methods is photoplethysmography, associated with a change in the optical transmittance of the skin, which is caused by a change in the volume of blood in the capillaries in different phases of the heart pulsation [1-6]. A conventional photoplethysmograph contains a light source that illuminates soft tissues in the area of the finger, ear, etc., and a detector of transmitted or reflected light. If the light source and the detector are mechanically stabilized relative to the illuminated tissue, then the absorbed light will be proportional to the volume of blood in the vessels. It changes with a pulsating heart, and the corresponding time profile of the absorption coefficient is called a photoplethysmogram, the shape of which depends on many factors, including blood pressure. Changes in blood pressure can be defined as differences in the measured photoplethysmogram. Difficulties arise due to the fact that any change in the photoplethysmogram, considered as a change in blood pressure, can actually be caused by some other factors, such as oxygenation, dehydration and changes in environmental parameters, which leads to erroneous data. The most accurate photoplethysmography method uses a finger cuff, which is compressed synchronously with the heart rate, keeping the photoplethysmography signal at a constant level using some feedback scheme [US 6932772 B2, US 8467636 B2]. In this case, the temporal profile of blood pressure corresponds directly to the pressure in the cuff. However, this approach is also affected by environmental conditions. In general, any non-invasive cuff method limits human activity and therefore cannot be used for continuous measurements and evaluations.

[008] В другой группе тонометрических устройств используется любой тип механизмов, принцип действия которых основан на прямой автоматизированной пальпации артерий преимущественно в области запястья [7, 8]. Все они имеют одинаковый недостаток - требуется тугой наручный ремень-фиксатор, чтобы обеспечить необходимые значения отношения сигнал-шум (ОСШ), что не подходит для непрерывного мониторинга.[008] In another group of tonometric devices, any type of mechanism is used, the principle of operation of which is based on direct automated palpation of the arteries mainly in the wrist [7, 8]. All of them have the same drawback - a tight wrist strap-clamp is required to provide the required signal-to-noise ratio (SNR), which is not suitable for continuous monitoring.

[009] Методы, основанные на измерении времени распространения пульсовой волны (ВРПВ), основаны на том, что скорость распространения пульсовой волны в крупных артериях зависит от артериального давления [9, 10]. Подход на основе ВРПВ можно условно разделить на глобальные и локальные методы ВРПВ, которые соответственно имеют дело с глобальным и локальным ВРПВ. В любом случае, связь между артериальным давлением и ВРПВ не является линейной, и все такие способы требуют индивидуальной (пере)калибровки.[009] Methods based on measuring the propagation time of a pulse wave (VRPV) are based on the fact that the propagation velocity of a pulse wave in large arteries depends on blood pressure [9, 10]. The VRPV-based approach can be divided into global and local methods of VRP, which respectively deal with global and local VRP. In any case, the relationship between blood pressure and VRP is not linear, and all such methods require individual (re) calibration.

[010] Спекл-оптический метод основан на визуализации вторичной спекл-структуры, образованной когерентным светом, рассеиваемым от тела человека [11]. Измерив последовательность спекл-структур с помощью матрицы быстродействующих видеодетекторов, можно проанализировать пространственные изменения упорядоченных во времени спекл-структур. Пространственные изменения могут быть обусловлены различными факторами, включая динамические деформации поверхности кожи, движение эритроцитов (красных кровяных телец) в сосудах, колебания кожи и др. Выбирая глубину проникновения света, можно подстраивать влияние этих факторов к изменениям спекл-структур и выделять их влияния. Например, при использовании источника света, излучающего с длиной волны менее или равной 700 нм с глубиной проникновения в кожу несколько десятков микрон, можно изучать изменения спекл-структур, вызванные в основном механическими сдвигами и деформациями поверхности кожи. В случае использования источника света, излучающего свет с длиной волны более 700 нм, глубина проникновения возрастает, свет рассеивается от эритроцитов внутри кровеносных сосудов, и изменения спекл-структур будут обусловлены преимущественно динамикой кровотока. Чувствительность спекл-оптических методов определяется, в основном, размером спекла, размером пикселя детектора и максимальным сдвигом (или градиентом величины) между двумя последовательно зарегистрированными спекл-структурами или пространственными распределениями интенсивности испускаемого излучения. Для корректного анализа размер спекла должен быть по меньшей мере в два раза больше размера пикселя детектора в соответствии с теоремой отсчетов Найквиста-Шеннона. Если в модуле детектора используется оптика формирования изображений с общей апертурой NA, то размер спекла в плоскости изображения кожи будет порядка λ/NA. Даже выбирая длиннофокусный объектив с NA порядка 0,1, можно получить размер спекла порядка 5 мкм (λ=500 нм). Требуемый размер пикселя детектора в этом случае будет меньше 2,5 мкм, что, в свою очередь, вряд ли достижимо.[010] The speckle-optical method is based on visualization of the secondary speckle structure formed by coherent light scattered from the human body [11]. By measuring the sequence of speckle structures using a matrix of high-speed video detectors, we can analyze the spatial changes in the speckle structures ordered in time. Spatial changes can be caused by various factors, including dynamic deformations of the skin surface, the movement of red blood cells (red blood cells) in blood vessels, skin vibrations, etc. Choosing the depth of light penetration, we can adjust the influence of these factors to changes in speckle structures and highlight their effects. For example, when using a light source emitting with a wavelength of less than or equal to 700 nm with a penetration depth of several tens of microns into the skin, it is possible to study changes in speckle structures caused mainly by mechanical shifts and deformations of the skin surface. In the case of using a light source emitting light with a wavelength of more than 700 nm, the penetration depth increases, the light is scattered from red blood cells inside the blood vessels, and changes in speckle structures will be mainly due to the dynamics of blood flow. The sensitivity of speckle-optical methods is mainly determined by the speckle size, detector pixel size and the maximum shift (or magnitude gradient) between two successively recorded speckle structures or spatial distributions of the intensity of the emitted radiation. For correct analysis, the speckle size should be at least twice the size of the detector pixel in accordance with the Nyquist-Shannon sampling theorem. If the imaging optics with a common aperture NA is used in the detector module, the speckle size in the skin image plane will be of the order of λ / NA. Even choosing a telephoto lens with an NA of the order of 0.1, it is possible to obtain a speckle size of the order of 5 μm (λ = 500 nm). The required detector pixel size in this case will be less than 2.5 microns, which, in turn, is hardly achievable.

[011] Другой способ заключается в том, чтобы исключить использование оптики формирования изображений и обнаружить спекл-структуру на некотором расстоянии L от диффузно рассеивающей поверхности кожи. В данном случае размер

спекла определяется размером пятна d на рассеивающей поверхности, длиной волны света и расстоянием L:[011] Another method is to eliminate the use of imaging optics and detect the speckle structure at a distance L from the diffusely scattering skin surface. In this case, the size

the speckle is determined by the size of the spot d on the scattering surface, the wavelength of light and the distance L:

Размер спекла можно увеличить для приведения в соответствие с размером пикселя детектора посредством изменения расстояния L от кожи до детектора. Сдвиг спекл-структуры в результате механических деформаций кожи или динамики кровотока в этом случае будет также пропорционален L. Чем больше L, тем больше сдвиг спекл-структуры, который должен превышать размер пикселя детектора, подлежащего измерению. Для сбора информации о кровотоке и деформациях поверхности кожи требуется освещенная площадь около 1 мм², поэтому типичное расстояние L должно быть около 150-200 мм для обнаружимого сдвига структуры и размера спекла 10 мкм, который легко обнаруживается кремниевыми матрицами изображений. Однако такое большое расстояние L не позволяет выполнить носимое устройство в компактном форм-факторе и ограничивает область применения медицинскими центрами, в которых можно использовать крупногабаритное оборудование под профессиональным наблюдением.Speckle size can be increased to match the detector pixel size by changing the distance L from the skin to the detector. The shift of the speckle structure due to mechanical deformations of the skin or the dynamics of blood flow in this case will also be proportional to L. The larger L, the greater the shift of the speckle structure, which should exceed the pixel size of the detector to be measured. Collecting information about blood flow and deformations of the skin surface requires an illuminated area of about 1 mm ² , so a typical distance L should be about 150-200 mm for a detectable shear structure and speckle size of 10 μm, which is easily detected by silicon image arrays. However, such a large distance L does not allow the wearable device to be implemented in a compact form factor and limits the scope to medical centers where large equipment can be used under professional supervision.

[012] Устройство, предложенное в [12], используется согласно описанной схеме обнаружения вторичной спекл-структуры на некотором расстоянии от рассеивающего объекта. Оно охватывает широкий спектр определяемых физиологических параметров, включая артериальное давление, частоту сердечных сокращений, уровень глюкозы в крови, алкоголя и т. д., причем для некоторых из них спекл-оптический метод сочетают с некоторыми дополнительными средствами (например, внешним статическим магнитным полем). Это устройство можно считать прототипом настоящего изобретения. Однако этот прототип имеет большие размеры, поскольку требуется большое расстояние между кожей и датчиком, и поэтому не может использоваться в качестве носимого устройства для непрерывного измерения физиологических параметров.[012] The device proposed in [12] is used according to the described detection scheme of the secondary speckle structure at a distance from the scattering object. It covers a wide range of physiological parameters determined, including blood pressure, heart rate, blood glucose, alcohol, etc., and for some of them, the speckle-optical method is combined with some additional means (for example, an external static magnetic field) . This device can be considered a prototype of the present invention. However, this prototype is large because it requires a large distance between the skin and the sensor, and therefore cannot be used as a wearable device for continuous measurement of physiological parameters.

Сущность изобретенияSUMMARY OF THE INVENTION

[013] В настоящем изобретении раскрыты оптические устройства и способы для неинвазивного измерения различных физиологических параметров человека, которые обеспечивают точное и непрерывное неинвазивное измерение различных физиологических параметров человека, включающих в себя, без ограничения перечисленным, артериальное давление, частоту сердечных сокращений, уровень глюкозы в крови, алкоголя. Носимые компактные оптические устройства согласно настоящему изобретению не ограничивают повседневную активность человека и, следовательно, могут использоваться постоянно в носимом форм-факторе, чтобы выполнять указанное измерение непрерывно и удобным способом. Анализ известного уровня техники показал, что у прототипа и других известных аналогов остались по меньшей мере две задачи, которые необходимо решить в данном изобретения: [013] The present invention discloses optical devices and methods for non-invasively measuring various physiological parameters of a person, which provide accurate and continuous non-invasive measurement of various physiological parameters of a person, including, but not limited to, blood pressure, heart rate, blood glucose alcohol. Wearable compact optical devices according to the present invention do not limit the daily activity of a person and, therefore, can be used continuously in a wearable form factor to perform the specified measurement continuously and conveniently. An analysis of the prior art showed that the prototype and other known analogues have at least two tasks that need to be solved in this invention :

- Обеспечение устройств и способов для непрерывного неинвазивного измерения по меньшей мере одного физиологического параметра человека, позволяющих точно определять сдвиг спекл-структуры, чтобы обеспечить адекватность и надежность такого измерения. Кроме того, важно реализовать эти устройства в компактном форм-факторе, чтобы обеспечить действительно непрерывное измерение физиологических параметров человека без перерывов на накачку манжеты или снятие устройства, или каких-либо других действий, ограничивающих повседневную активность человека.- Providing devices and methods for continuous non-invasive measurement of at least one physiological parameter of a person, allowing accurate determination of the speckle structure shift to ensure the adequacy and reliability of such a measurement. In addition, it is important to implement these devices in a compact form factor in order to ensure a truly continuous measurement of the physiological parameters of a person without interruptions in pumping the cuff or removing the device, or any other actions that limit the daily activity of a person.

- Обеспечение автоматизированного анализа временной последовательности обнаруженной спекл-структуры с извлечением информативных сигналов для последующего точного извлечения физиологических параметров из них. Решение этой задачи весьма важно с учетом общего требования, что пользователь должен иметь возможность получать достоверную информацию о состоянии своего здоровья без какой-либо профессиональной помощи. Иными словами, все измерения и анализ должны выполняться вне медицинского учреждения.- Providing automated analysis of the time sequence of the detected speckle structure with the extraction of informative signals for subsequent accurate extraction of physiological parameters from them. The solution to this problem is very important given the general requirement that the user should be able to receive reliable information about their health without any professional help. In other words, all measurements and analysis must be performed outside the medical facility.

[014] Настоящее изобретение представляет собой усовершенствование компактного носимого устройства для непрерывного измерения физиологических параметров человека без профессиональной помощи, которое достигается за счет конструкции и реализации второго блока (зеркального блока) в компактном форм-факторе. Второй блок содержит несколько отражающих поверхностей и позволяет увеличить пространственное изменение упорядоченных во времени пространственных распределений интенсивности оптического излучения, испускаемого первым блоком (модулем взаимодействия), рассеиваемого от тела человека, и направить его в третий блок (детектор). Третий блок измеряет временные последовательности изображений спеклов или пространственные распределения интенсивности, которые затем обрабатываются четвертым блоком (процессором) для извлечения информативных сигналов и последующего точного извлечения из них одного или более физиологических параметров.[014] The present invention is an improvement on a compact wearable device for continuous measurement of physiological parameters of a person without professional assistance, which is achieved through the design and implementation of the second unit (mirror unit) in a compact form factor. The second block contains several reflective surfaces and allows you to increase the spatial change in time-ordered spatial distributions of the intensity of optical radiation emitted by the first block (interaction module) scattered from the human body, and send it to the third block (detector). The third block measures the time sequences of speckle images or spatial intensity distributions, which are then processed by the fourth block (processor) to extract informative signals and subsequently accurately extract one or more physiological parameters from them.

[015] Благодаря использованию второго блока, имеющего эффективный оптический путь, соответствующий требуемому расстоянию L ~ 150-200 мм, но размещенного в компактном форм-факторе (размеры второго блока не превышают 35×35×15 мм), можно минимизировать размеры всего устройства для непрерывного неинвазивного измерения по меньшей мере одного физиологического параметра человека. Одним из основных свойств второго блока является создание в плоскости детектора такого же сдвига спекл-структуры и среднего размера спекла, как если бы эта спекл-структура была расположена на расстоянии L около 150-200 мм от рассеивающего объекта (например, поверхности кожи, эритроцитов), и достаточно компактно, чтобы обеспечить миниатюризацию всего устройства и возможность ношения устройства на различных частях тела человека, например, на руке, запястье, ухе. Наличие второго блока важно для того, чтобы придать компактность устройству в целом и способствовать точному выводу информативных сигналов; следовательно, оно повышает надежность измерения физиологических параметров человека. Отсутствие этого средства потребовало бы размещения прямого оптического пути L ~ 150-200 мм внутри устройства, чтобы увеличило бы размеры устройства.[015] By using a second unit having an effective optical path corresponding to the required distance L ~ 150-200 mm, but placed in a compact form factor (the dimensions of the second unit do not exceed 35 × 35 × 15 mm), it is possible to minimize the dimensions of the entire device for continuous non-invasive measurement of at least one physiological parameter of a person. One of the main properties of the second block is the creation of the same speckle structure shift and the average speckle size in the detector plane, as if this speckle structure was located at a distance L of about 150-200 mm from the scattering object (for example, the surface of the skin, red blood cells) , and compact enough to provide miniaturization of the entire device and the ability to wear the device on various parts of the human body, for example, on the arm, wrist, ear. The presence of the second unit is important in order to give compactness to the device as a whole and to facilitate the accurate output of informative signals; therefore, it increases the reliability of measuring the physiological parameters of a person. The absence of this tool would require the placement of a direct optical path L ~ 150-200 mm inside the device to increase the size of the device.

[016] Извлечение физиологических параметров можно реализовать алгоритмически, разделив его на две отдельные задачи: (1) преобразование временной последовательности спекл-структур в некий информативный сигнал, и (2) обработку информативного сигнала для извлечения из него физиологических параметров. Примерными информативными сигналами могут быть пространственные информативные сигналы, включая, без ограничения перечисленным, пространственный сдвиг, угловой сдвиг, коэффициент масштабирования между по меньшей мере одной последовательной во времени спекл-структурой. Такой сигнал извлекается с помощью различных методов вычисления оптического потока: Лукаса-Канаде, Хорна-Шунка, Бакстона-Бакстона, Блэк-Джепсона и др. [13-16]. В случае обнаружения спекл-структуры вторичного оптического излучения, отраженного и рассеянного от поверхности кожи в области запястья, эта спекл-структура изменяется в результате сердцебиения, и профиль сдвига отражает изменение пульсовой волны во времени (временные изменения). Результирующая величина сдвига линейно пропорциональна длине оптической пути L второго блока и углу отклонения кожей. Таким образом, ожидается, что ОСШ информативного сигнала возрастает с увеличением L. Заявленная длина оптического пути L второго блока, соответствующая 150-200 мм, важна для получения значения ОСШ >100, которое является минимально допустимым уровнем для информативного сигнала, используемого для точного извлечения физиологических параметров. Это извлечение осуществляется с помощью алгоритмов машинного обучения (МО) на основе искусственных нейронных сетей [17-25]. Параметры ввода представляют собой информативный сигнал (например, сдвиг спекл-структуры) и обучающий набор, который содержит по существу большой набор пар информативных сигналов и соответствующих исследуемых физиологических параметров. Идея состоит в том, чтобы связать значение физиологического параметра с временным профилем информативного сигнала посредством математической оптимизации параметров нейронной сети в схеме обучения методом обратного распространения ошибок [2]. Точность этого метода определяется архитектурой МО, размером и многообразием обучающего набора. В дальнейшем описании термин ʺблокʺ означает компонент предложенного устройства.[016] The extraction of physiological parameters can be implemented algorithmically, dividing it into two separate tasks: (1) converting the time sequence of speckle structures into a certain informative signal, and (2) processing the informative signal to extract physiological parameters from it. Exemplary informative signals may include spatial informative signals, including, but not limited to, spatial shift, angular shift, and scaling factor between at least one sequential in time speckle structure. Such a signal is extracted using various methods for calculating the optical flux: Lucas-Canada, Horn-Schunk, Buxton-Buxton, Black-Jepson and others [13-16]. If the speckle structure of the secondary optical radiation reflected and scattered from the skin surface in the wrist area is detected, this speckle structure changes as a result of the heartbeat, and the shift profile reflects the change in the pulse wave in time (temporary changes). The resulting shear is linearly proportional to the length of the optical path L of the second block and the angle of deviation of the skin. Thus, it is expected that the SNR of the informative signal increases with L. The declared optical path length L of the second block, corresponding to 150-200 mm, is important to obtain an SNR> 100, which is the minimum acceptable level for the informative signal used to accurately extract physiological parameters. This extraction is carried out using machine learning (MO) algorithms based on artificial neural networks [17-25]. The input parameters are an informative signal (for example, a speckle structure shift) and a training set that contains a substantially large set of pairs of informative signals and the corresponding physiological parameters under study. The idea is to connect the value of the physiological parameter with the time profile of the informative signal through mathematical optimization of the parameters of the neural network in the training scheme by the method of back propagation of errors [2]. The accuracy of this method is determined by the architecture of the MO, the size and variety of the training set. In the following description, the term “block” means a component of the proposed device.

[017] Таким образом, согласно первому аспекту изобретения предложено автономное носимое оптическое устройство для непрерывного неинвазивного измерения по меньшей мере одного физиологического параметра человека, содержащее: по меньшей мере один первый блок, выполненный с возможностью испускания по меньшей мере одного первого оптического излучения к телу человека для создания по меньшей мере одного второго оптического излучения, рассеиваемого от тела человека; по меньшей мере один второй блок, выполненный с возможностью увеличения пространственных изменений по меньшей мере одного упорядоченного во времени пространственного распределения интенсивности по меньшей мере одного второго оптического излучения; по меньшей мере один третий блок, выполненный с возможностью определения временной последовательности по меньшей мере одного пространственного распределения интенсивности по меньшей мере одного второго оптического излучения, проходящего через второй блок; и по меньшей мере один четвертый блок, выполненный с возможностью извлечения по меньшей мере одного информативного сигнала из определенной временной последовательности и последующего извлечения по меньшей мере одно физиологического параметра человека из упомянутого по меньшей мере одного информативного сигнала, при этом носимое оптическое устройство дополнительно содержит единый корпус, заключающий в себе полностью первый, второй, третий и четвертый блоки и выполненный с возможностью обеспечения постоянного ношения носимого оптического устройства на теле человека.[017] Thus, according to a first aspect of the invention, there is provided a self-contained wearable optical device for continuous non-invasive measurement of at least one physiological parameter of a person, comprising: at least one first unit configured to emit at least one first optical radiation to the human body to create at least one second optical radiation scattered from the human body; at least one second block configured to increase spatial changes of at least one temporally ordered spatial distribution of the intensity of at least one second optical radiation; at least one third block, configured to determine the time sequence of at least one spatial distribution of the intensity of at least one second optical radiation passing through the second block; and at least one fourth block, configured to extract at least one informative signal from a specific time sequence and subsequently extract at least one physiological parameter of a person from said at least one informative signal, wherein the wearable optical device further comprises a single housing completely enclosing the first, second, third and fourth blocks and made with the possibility of ensuring the continuous wearing of a wearable optical Skogen devices on the human body.

[018] Согласно второму аспекту настоящего изобретения предложен способ непрерывного неинвазивного измерения по меньшей мере одного физиологического параметра человека, заключающийся в том, что: испускают по меньшей мере одно первое оптическое излучение к телу человека для создания по меньшей мере одного второго оптического излучения, рассеиваемого от тела человека; увеличивают пространственное изменение по меньшей мере одного упорядоченного во времени пространственного распределения интенсивности по меньшей мере одного второго оптического излучения; определяют временную последовательность по меньшей мере одного пространственного распределения интенсивности по меньшей мере одного второго оптического излучения; извлекают по меньшей мере один информативный сигнал из определенной временной последовательности, и извлекают по меньшей мере один физиологический параметр человека из упомянутого по меньшей мере одного информативного сигнала.[018] According to a second aspect of the present invention, there is provided a method for continuously non-invasively measuring at least one physiological parameter of a person, the method comprising: emitting at least one first optical radiation to the human body to generate at least one second optical radiation scattered from human body; increase the spatial change of at least one time-ordered spatial distribution of the intensity of at least one second optical radiation; determining a time sequence of at least one spatial intensity distribution of at least one second optical radiation; at least one informative signal is extracted from a certain time sequence, and at least one physiological parameter of a person is extracted from said at least one informative signal.

[019] Одно из отличий настоящего изобретения от прототипа заключается в конструкции второго блока, которая обеспечивает миниатюризацию устройства в целом, а также способствует точному и надежному измерению физиологических параметров этим устройством. В предпочтительном варианте под информативным сигналом подразумевается пространственный сдвиг между последовательными пространственными распределениями интенсивности оптического излучения в плоскости детектора. Принцип работы второго блока заключается в том, что диффузно рассеянное оптическое излучение проходит вдоль достаточно длинного оптического пути L, свернутого в пространственно компактном объеме посредством разделения оптического пути L между по меньшей мере двумя зеркалами. После прохождения оптического излучения через второй блок его пространственное распределение интенсивности в плоскости детектора будет таким же, как если бы второе оптическое излучение было определено с расстояния L (около 150-200 мм, как описано в предыдущем разделе) от рассеивающей поверхности, и пространственное изменение этого пространственного распределения интенсивности будет увеличено. Следовательно, ОСШ извлекаемого информативного сигнала будет выше минимального требуемого уровня (>100). Длина L оптического пути второго блока превышает по меньшей мере втрое размер носимого оптического устройства, необходимый для осуществления настоящего изобретения (т.е. размеры устройства не превышают 35×35×15 мм). При этом следует отметить, что под необходимым (допустимым) размером подразумевается размер устройства, который позволяет пользователю постоянно носить устройство удобным образом без ограничения его/ее повседневной активности. Безусловно, устройства с максимальным размером около 150 мм невозможно носить, например, на запястье, но максимальный размер не более 35 мм является одним из множества возможных допустимых размеров для устройства, предназначенного для ношения на запястье пользователя. Этот размер может варьироваться в зависимости от размера запястья пользователя, для которого предназначено данное носимое устройство.[019] One of the differences between the present invention and the prototype is the design of the second unit, which provides miniaturization of the device as a whole, and also contributes to the accurate and reliable measurement of physiological parameters of this device. In a preferred embodiment, by informative signal is meant a spatial shift between successive spatial distributions of the intensity of optical radiation in the plane of the detector. The principle of operation of the second unit is that the diffusely scattered optical radiation passes along a sufficiently long optical path L, folded in a spatially compact volume by dividing the optical path L between at least two mirrors. After optical radiation passes through the second block, its spatial intensity distribution in the plane of the detector will be the same as if the second optical radiation was determined from a distance L (about 150-200 mm, as described in the previous section) from the scattering surface, and the spatial change in this spatial distribution of intensity will be increased. Consequently, the SNR of the extracted informative signal will be above the minimum required level (> 100). The optical path length L of the second unit exceeds at least three times the size of the wearable optical device necessary for the implementation of the present invention (i.e., the device dimensions do not exceed 35 × 35 × 15 mm). It should be noted that the necessary (permissible) size refers to the size of the device, which allows the user to constantly wear the device in a convenient way without restricting his / her daily activity. Of course, devices with a maximum size of about 150 mm cannot be worn, for example, on the wrist, but a maximum size of not more than 35 mm is one of many possible acceptable sizes for a device designed to be worn on the user's wrist. This size may vary depending on the size of the wrist of the user for whom this wearable device is intended.

[020] В примерном варианте осуществления изобретения (#4,6) тело человека освещается когерентным источником оптического излучения, и рассеиваемое оптическое излучение, формирующее временную последовательность вторичных спекл-структур, определяется посредством КМОП детектора (модуля детектора). В одном варианте осуществления настоящего изобретения рассеиваемый свет передается через второй блок (фиг. 2), который выполнен с возможностью увеличения размера спекла в плоскости детектора, являющейся плоскостью пикселей КМОП детектора, и увеличения пространственного сдвига (информативного сигнала) между последовательными спекл-структурами, как если бы вторичные спекл-структуры были получены от удаленной плоскости (т.е. L ~ 150 мм). В предпочтительном варианте осуществления изобретения сдвиг спекла во временной последовательности спекл-структур происходит в результате движения освещенной кожи или эритроцитов при приходе пульсовой волны. Этот сдвиг между последовательными спекл-структурами, измеренный КМОП детектором, извлекается как информативный сигнал с помощью методов вычисления оптического потока [13], и результирующий временной профиль сдвига спекл-структуры называют пульсовой волной человека. Предварительно полученный набор пульсовых волн и соответствующих значений артериального давления использовался для нахождения массива требуемых коэффициентов, обычно именуемых весами, с помощью обучающего алгоритма обратного распространения ошибок [2]. Вычисленные коэффициенты в дальнейшем используются для прогнозирования значений артериального давления с использованием параметров пульсовой волны. Артериальное давление является важным физиологическим параметром. Оно отражает состояние сердечно-сосудистой системы. Значения артериального давления можно использовать для определения текущего состояния здоровья человека, а также можно сохранять для непрерывной диагностики и распознавания некоторых картин протекания болезни.[020] In an exemplary embodiment of the invention (# 4.6), the human body is illuminated by a coherent optical radiation source, and the scattered optical radiation forming the time sequence of the secondary speckle structures is determined by a CMOS detector (detector module). In one embodiment of the present invention, scattered light is transmitted through a second block (Fig. 2), which is configured to increase the speckle size in the plane of the detector, which is the pixel plane of the CMOS detector, and to increase the spatial shift (informative signal) between successive speckle structures, such as if secondary speckle structures were obtained from a distant plane (i.e., L ~ 150 mm). In a preferred embodiment of the invention, the speckle shift in the time sequence of speckle structures occurs as a result of the movement of the illuminated skin or red blood cells upon arrival of a pulse wave. This shift between successive speckle structures, measured by a CMOS detector, is extracted as an informative signal using the methods of calculating the optical flux [13], and the resulting time profile of the speckle structure shift is called a human pulse wave. A previously obtained set of pulse waves and corresponding blood pressure values was used to find the array of required coefficients, usually called weights, using the training algorithm for back propagation of errors [2]. The calculated coefficients are then used to predict blood pressure values using pulse wave parameters. Blood pressure is an important physiological parameter. It reflects the state of the cardiovascular system. Blood pressure values can be used to determine the current state of human health, and can also be saved for continuous diagnosis and recognition of some patterns of the disease.

[021] Использование второго блока, методов обработки данных оптического потока и алгоритмов извлечения физиологических параметров на основе машинного обучения позволяет сделать устройство компактным, носимым, автономным и удобным для непрерывного неинвазивного измерения физиологических параметров человека. Кроме того, использование второго блока позволяет обеспечить точное и надежное измерение физиологических параметров человека за счет увеличения пространственного изменения пространственных распределений интенсивности оптического излучения, проходящего через него.[021] Using the second block, optical flow data processing methods, and physiological parameter extraction algorithms based on machine learning, the device can be made compact, wearable, autonomous, and convenient for continuous non-invasive measurement of human physiological parameters. In addition, the use of the second unit allows for accurate and reliable measurement of the physiological parameters of a person by increasing the spatial change in the spatial distribution of the intensity of the optical radiation passing through it.

КРАТКОЕ ОПИСАНИЕ ЧЕРТЕЖЕЙBRIEF DESCRIPTION OF THE DRAWINGS

[022] Эти и другие аспекты и преимущества настоящего изобретения подробно объясняются в следующем подробном описании со ссылками на прилагаемые чертежи, на которых:[022] These and other aspects and advantages of the present invention are explained in detail in the following detailed description with reference to the accompanying drawings, in which:

[023] Фиг. 1 (A, B) изображает структурные схемы вариантов выполнения автономных носимых оптических устройств для непрерывного неинвазивного измерения физиологических параметров человека, которые иллюстрируют блоки, входящие в состав оптического устройства и их функциональные связи;[023] FIG. 1 (A, B) depicts structural diagrams of embodiments of autonomous wearable optical devices for continuous non-invasive measurement of human physiological parameters, which illustrate the blocks included in the optical device and their functional relationships;

[024] фиг. 2 изображает схему зеркального блока, выполненного с возможностью увеличения пространственного изменения упорядоченного во времени по меньшей мере одного пространственного распределения интенсивности по меньшей мере одного второго оптического излучения, рассеиваемого от тела человека, которая иллюстрирует два (A и B) возможных варианта зеркального блока, позволяющего разместить достаточно большой оптический путь L в намного меньших размерах D=L/(N+1), где N - количество отражений от зеркал зеркального блока; (C) иллюстрирует влияние зеркального блока на пространственное распределение интенсивности второго оптического излучения;[024] FIG. 2 shows a diagram of a mirror block configured to increase the spatial change in time-ordered at least one spatial distribution of the intensity of at least one second optical radiation scattered from the human body, which illustrates two (A and B) possible variants of the mirror block, allowing to place a sufficiently large optical path L in much smaller sizes D = L / (N + 1), where N is the number of reflections from the mirrors of the mirror block; (C) illustrates the effect of the mirror block on the spatial distribution of the intensity of the second optical radiation;

[025] фиг. 3 изображает структурную схему четвертого блока. На схеме показаны компоненты четвертого блока в предпочтительном варианте и функциональные связи между ними;[025] FIG. 3 is a block diagram of a fourth block. The diagram shows the components of the fourth block in a preferred embodiment and the functional relationships between them;

[026] фиг. 4 изображает алгоритм осуществления способа непрерывного неинвазивного измерения по меньшей мере одного физиологического параметра человека, который иллюстрирует последовательность выполняемых операций для извлечения физиологических параметров с помощью устройства, показанного на фиг. 1;[026] FIG. 4 depicts an algorithm for implementing a continuous non-invasive method for measuring at least one physiological parameter of a person, which illustrates the sequence of operations to extract physiological parameters using the device shown in FIG. one;

[027] фиг. 5 изображает алгоритм осуществления способа непрерывного измерения артериального давления. Он применяется для определения оптической последовательности спекл-структуры с последующим измерением пульсовой волны и извлечением артериального давления из измеренной пульсовой волны посредством алгоритмов машинного обучения, основанных на заранее полученной библиотеке.[027] FIG. 5 depicts an algorithm for implementing a continuous method for measuring blood pressure. It is used to determine the optical sequence of the speckle structure with subsequent measurement of the pulse wave and extracting blood pressure from the measured pulse wave using machine learning algorithms based on a previously obtained library.

ПОДРОБНОЕ ОПИСАНИЕ ВАРИАНТОВ ВОПЛОЩЕНИЯ ИЗОБРЕТЕНИЯDETAILED DESCRIPTION OF EMBODIMENTS OF THE INVENTION

[028] На фиг. 1 показаны структурная схема варианта выполнения автономного оптического устройства 105 и функциональные связи между его блоками. Показанное в качестве примера устройство 105 может включать в себя один или более первых блоков 101 (модулей взаимодействия), выполненных с возможностью испускания по меньшей мере одного первого оптического излучения к телу человека, находящемуся за пределами устройства 105, и приложения статического электрического и/или магнитного поля к освещаемой области тела человека. В зависимости от применения изобретения это испускаемое первое оптическое излучение может иметь различные свойства, включая, без ограничения перечисленным, когерентность, длину волны, плотность мощности, расходимость и диаметр пучка, поляризацию и др. В одном варианте осуществления настоящего изобретения измерение одного физиологического параметра требует использования одного первого блока 101. Однако следует понимать, что настоящее изобретение не ограничено количеством таких блоков, и при необходимости некоторые варианты осуществления настоящего изобретения могут содержать более одного первого блока 101 и, если необходимо, более одного второго, третьего и четвертого блоков 102, 103, 104. В качестве примера, в одном варианте воплощения настоящего изобретения может использоваться несколько различных первых блоков 101, каждый из которых предназначен для измерения соответствующего физиологического параметра (например, артериального давления, уровня глюкозы, липопротеинов низкой плотности, ЛПНП). Упомянутые выше статические электрические/магнитные поля могут потребоваться для расширения возможной области применения устройства 105. Например, измерение угла Фарадея в статическом магнитном поле может быть полезным при обнаружении поляризационно-чувствительных молекул, таких как глюкоза. В одном примерном варианте, в котором измеряется пульсовая волна с определением последовательности спекл-структур, оба статических внешних поля E, B=0. Все первые блоки 101 (модули взаимодействия) связаны с модулем (модулями) 104 обработки, и должны получать питание от элемента питания, например, батареи, входящей в состав модуля 104 обработки. Первое оптическое излучение, испускаемое модулем 101 взаимодействия, рассеивается от тела человека и образует второе оптическое излучение, которое проходит через зеркальный блок 102 (оптическую линию задержки) к плоскости детектора, чтобы увеличить пространственное изменение упорядоченного во времени по меньшей мере одного пространственного распределения интенсивности второго оптического излучения. Для этого зеркальный блок 102 оптически связан с модулем 101 взаимодействия и по меньшей мере одним из детекторов 103. Каждое второе оптическое излучение, вызванное рассеянием первого оптического излучения, испускаемого отдельным первым блоком 101 (модулем взаимодействия), связано с соответствующим вторым отдельным блоком 102 (зеркальным блоком). Эффективная длина оптического пути через второй блок 102 может зависеть от свойств первого оптического излучения. Например, эффективная длина оптического пути зависит от длины волны света при прохождении через диспергирующую среду. Угол полного внутреннего отражения также может быть различным для разных длин волны. В одном варианте осуществления настоящего изобретения измерение одного физиологического параметра требует использования одного второго блока 102. Однако следует понимать, что настоящее изобретение не ограничено количеством этих средств, и при необходимости определенные варианты настоящего изобретения могут содержать более одного второго блока 102. В качестве примера, в одном варианте настоящего изобретения могут использоваться различные вторые блоки 102, каждый из которых соответствует отдельному первому блоку 101, для измерения соответствующего физиологического параметра.[028] In FIG. 1 shows a block diagram of an embodiment of an autonomous optical device 105 and functional relationships between its blocks. An exemplary device 105 may include one or more first blocks 101 (interaction modules) configured to emit at least one first optical radiation to a human body outside the device 105 and to apply a static electric and / or magnetic fields to the illuminated area of the human body. Depending on the application of the invention, this emitted first optical radiation can have various properties, including, but not limited to, coherence, wavelength, power density, beam divergence and diameter, polarization, etc. In one embodiment of the present invention, the measurement of one physiological parameter requires the use of one first block 101. However, it should be understood that the present invention is not limited by the number of such blocks, and if necessary, some options for implementation The inventions of the present invention may comprise more than one first block 101 and, if necessary, more than one second, third and fourth blocks 102, 103, 104. As an example, in one embodiment of the present invention, several different first blocks 101 can be used, each of which Designed to measure the appropriate physiological parameter (e.g., blood pressure, glucose, low density lipoproteins, LDL). The above-mentioned static electric / magnetic fields may be required to expand the possible applications of the device 105. For example, measuring the Faraday angle in a static magnetic field may be useful in detecting polarization-sensitive molecules such as glucose. In one exemplary embodiment, in which a pulse wave is measured to determine the sequence of speckle structures, both static external fields are E, B = 0. All first blocks 101 (interaction modules) are connected to the processing module (s) 104, and must be powered by a battery, for example, a battery, which is part of the processing module 104. The first optical radiation emitted by the interaction module 101 is scattered from the human body and forms a second optical radiation, which passes through the mirror unit 102 (optical delay line) to the plane of the detector, in order to increase the spatial change in the time-ordered at least one spatial intensity distribution of the second optical radiation. For this, the mirror unit 102 is optically coupled to the interaction module 101 and at least one of the detectors 103. Every second optical radiation caused by the scattering of the first optical radiation emitted by a separate first block 101 (interaction module) is associated with a corresponding second separate block 102 (mirror block). The effective length of the optical path through the second block 102 may depend on the properties of the first optical radiation. For example, the effective optical path length depends on the wavelength of light when passing through a dispersing medium. The angle of total internal reflection can also be different for different wavelengths. In one embodiment of the present invention, the measurement of one physiological parameter requires the use of one second block 102. However, it should be understood that the present invention is not limited by the number of these tools, and if necessary, certain variants of the present invention may contain more than one second block 102. As an example, in In one embodiment of the present invention, various second blocks 102 may be used, each of which corresponds to a separate first block 101, for measuring physiological parameter.

Временная последовательность по меньшей мере одного пространственного распределения интенсивности второго оптического излучения в плоскости детектора определяется с помощью по меньшей мере одного третьего блока 103 (детектора). Использование нескольких третьих блоков 103 требуется в варианте с несколькими различными оптическими первыми излучениями, где каждое из нескольких различных оптических первых излучений предназначено для измерения соответствующего различного физиологического параметра человека. В данном случае каждый третий блок 103 подсоединен к соответствующему второму блоку 102. Понятно, что в зависимости от варианта воплощения настоящего изобретения третий блок 103 может иметь различное количество чувствительных элементов и различные пространственные размеры, а также скорость считывания данных и диапазон спектральной чувствительности.The time sequence of at least one spatial distribution of the intensity of the second optical radiation in the plane of the detector is determined using at least one third block 103 (detector). The use of several third blocks 103 is required in the embodiment with several different optical first radiations, where each of several different optical first radiations is intended to measure a corresponding different physiological parameter of a person. In this case, every third block 103 is connected to the corresponding second block 102. It is clear that, depending on the embodiment of the present invention, the third block 103 may have a different number of sensing elements and different spatial dimensions, as well as the data reading speed and spectral sensitivity range.

Все детекторы 103 подключены к по меньшей мере одному четвертому блоку (блокам) 104 (модулю (модулям) обработки), получающему питание от элемента питания и передающему выявленные данные. Использование нескольких процессоров 104 ускоряет обработку данных и извлечение физиологического параметра человека. Выявленные данные обрабатываются модулем 104 обработки с извлечением по меньшей мере одного информативного сигнала и последующим извлечением из него физиологического параметра человека. Извлеченный физиологический параметр человека затем можно отобразить пользователю. Для этой цели модуль 104 обработки, как показано на фиг 3, содержит дисплей 305, память 304, интегральную схему (ИС) 303 для обработки данных и батарею 302, ответственную за питание всего устройства.All detectors 103 are connected to at least one fourth block (s) 104 (processing module (s)) receiving power from the battery and transmitting the detected data. The use of multiple processors 104 accelerates data processing and the extraction of a physiological parameter of a person. The detected data is processed by the processing module 104 with the extraction of at least one informative signal and the subsequent extraction of the physiological parameter of a person from it. The extracted physiological parameter of the person can then be displayed to the user. For this purpose, the processing module 104, as shown in FIG. 3, comprises a display 305, a memory 304, an integrated circuit (IC) 303 for data processing and a battery 302 responsible for powering the entire device.

Все описанные выше средства установлены в едином корпусе, который имеет компактные размеры и содержит средство для закрепления этого единого корпуса на определенной части тела человека без ограничения его повседневной активности и обеспечения непрерывного мониторинга физиологических параметров пользователя удобным образом. Отсутствие ограничений для повседневной активности пользователя означает, что носитель устройства может носить его круглосуточно без изменения его/ее повседневной активности.All the tools described above are installed in a single case, which is compact in size and contains means for fixing this single case on a certain part of the human body without restricting its daily activity and providing continuous monitoring of the physiological parameters of the user in a convenient way. The absence of restrictions on the user's daily activity means that the device’s media can carry it around the clock without changing his / her daily activity.

[029] Согласно одному предпочтительному варианту модуль 101 взаимодействия представляет собой когерентный источник оптического излучения (лазер) с длиной волны, выбранной для обеспечения максимального отражения (рассеяния) от поверхности кожи и минимального проникновения в дерму. Это условие можно обеспечить применением лазеров с длиной волны предпочтительно в диапазоне 400-700 нм. Глубина проникновения в кожу для диапазона 400-700 нм составляет порядка 200-300 мкм [26] или меньше. При таком выборе длины волны можно отфильтровывать и изучать информативный сигнал рассеянного второго оптического излучения, вызванного механическими колебаниями поверхности кожи, с удалением эффекта более глубокого уровня дермы и красных кровяных телец (эритроцитов) в сосудах. Лазер питается от модуля 104 обработки и испускает первое оптическое излучение, возбуждающее кожу человека, в целях создания рассеянного второго оптического излучения. В этом предпочтительном варианте статическое электрическое/магнитное поле не создается.[029] According to one preferred embodiment, the interaction module 101 is a coherent optical radiation source (laser) with a wavelength selected to provide maximum reflection (scattering) from the skin surface and minimal penetration into the dermis. This condition can be achieved by using lasers with a wavelength of preferably in the range of 400-700 nm. The depth of penetration into the skin for the range 400-700 nm is of the order of 200-300 microns [26] or less. With this choice of wavelength, you can filter and study the informative signal of the scattered second optical radiation caused by mechanical vibrations of the skin surface, with the removal of the effect of a deeper level of the dermis and red blood cells (erythrocytes) in the vessels. The laser is powered by processing module 104 and emits a first optical radiation that excites human skin in order to create scattered second optical radiation. In this preferred embodiment, no static electric / magnetic field is generated.

[030] В другом варианте модуль 101 взаимодействия является источником когерентного света с длиной волны в ближней инфракрасной (БИК) или инфракрасной (ИК) области спектра (700-1500 нм). В данном случае первое оптическое излучение проникает в кожу, проявляет преимущественно рассеяние на красных кровяных тельцах (эритроцитах) в кровеносных сосудах [26] и создает второе оптическое излучение. Это помогает исключить влияние изменений второго рассеянного оптического излучения, вызванных механическими колебаниями поверхности кожи, и изучить физиологические параметры, связанные с эритроцитами, такие как скорость кровотока, оксигенация, и т.д. В этом варианте лазер тоже питается от модуля обработки.[030] In another embodiment, the interaction module 101 is a source of coherent light with a wavelength in the near infrared (NIR) or infrared (IR) region of the spectrum (700-1500 nm). In this case, the first optical radiation penetrates the skin, manifests mainly scattering on red blood cells (erythrocytes) in blood vessels [26] and creates a second optical radiation. This helps to eliminate the influence of changes in the second scattered optical radiation caused by mechanical vibrations of the skin surface, and to study the physiological parameters associated with red blood cells, such as blood flow velocity, oxygenation, etc. In this embodiment, the laser is also powered by a processing module.

В следующем варианте предусмотрен комбинированный модуль 201 взаимодействия, содержащий несколько (как минимум два) первых блока различного типа (фиг. 1В). Использование нескольких различных первых блоков 201 необходимо для освещения кожи человека несколькими разными первыми оптическими излучениями для измерения группы физиологических параметров человека. В данном случае для каждого первого оптического излучения используется соответствующий отдельный второй блок 202 и третий блок 203. В отличие от описанного выше варианта этот примерный вариант объединяет измерение артериального давления и измерение доли липопротеинов низкой плотности (ЛПНП), связанных с уровнем риска сердечно-сосудистых заболеваний. Такая группа параметров может измеряться с помощью двух первых блоков 201 различного типа и соответствующих двух разных вторых блоков 202 и третьего блока 203. Один тип из первого, второго и третьего блоков 201, 202, 203 аналогичен тому, который используется в предпочтительном варианте для измерения артериального давления. Первый блок 201 другого типа содержит, например, лазерный источник света с длиной волны 920 нм, который проникает в кожу и рассеивается от частиц кровотока. Понятно, что для измерения другого физиологического параметра можно использовать другие источники излучения с другими свойствами излучения. В этом варианте изменения спекл-структуры обусловлены изменениями динамики кровотока, а не механическими движениями кожи. Информативный сигнал, извлеченный из последовательности спекл-структур в этом варианте, представляет собой распределение спеклов, которое непосредственно отражает долю ЛПНП [33]. Совокупность измерений артериального давления и доли ЛПНП помогает в медицинской диагностике оценить уровень риска сердечно-сосудистых заболеваний.In a further embodiment, a combined interaction module 201 is provided, comprising several (at least two) first blocks of various types (Fig. 1B). The use of several different first blocks 201 is necessary for illuminating the human skin with several different first optical radiation to measure a group of physiological parameters of a person. In this case, for each first optical radiation, a separate second block 202 and a third block 203 are used. Unlike the variant described above, this exemplary embodiment combines the measurement of blood pressure and the fraction of low density lipoproteins (LDL) associated with the risk level of cardiovascular diseases . Such a group of parameters can be measured using the first two blocks 201 of a different type and the corresponding two different second blocks 202 and the third block 203. One type from the first, second and third blocks 201, 202, 203 is similar to that used in the preferred embodiment for measuring arterial pressure. The first block 201 of another type contains, for example, a laser light source with a wavelength of 920 nm, which penetrates the skin and is scattered from the particles of blood flow. It is clear that other radiation sources with different radiation properties can be used to measure another physiological parameter. In this variant, the speckle structure changes are caused by changes in blood flow dynamics, and not by mechanical movements of the skin. The informative signal extracted from the sequence of speckle structures in this embodiment is the speckle distribution, which directly reflects the proportion of LDL [33]. A set of measurements of blood pressure and the proportion of LDL helps in medical diagnostics to assess the level of risk of cardiovascular disease.

[031] В еще одном варианте осуществления изобретения предусмотрен модуль 101 взаимодействия, оснащенный источником статического электрического/магнитного поля, которое может генерироваться для покрытия освещенного тела человека. В этом случае второе оптическое излучение изменяется за счет электрических и магнитооптических эффектов. В качестве примера изменение второго оптического излучения под действием статического магнитного поля может использоваться для выявления наличия и количества поляризационно-чувствительных молекул, таких как глюкоза, которые могут быть полезны для оценки уровня глюкозы у человека. Принцип измерения уровня глюкозы основан на эффекте Фарадея - вращении плоскости поляризации света в магнитооптических материалах. Концентрация глюкозы связана с углом вращения поляризации рассеянного света [34]. Случайная ориентация молекул глюкозы вызывает последующую деполяризацию рассеянного света, влияющую на средний размер спекла [34] последовательно полученных спекл-структур. Измерение изменения размера спеклов может быть связано с колебаниями уровня глюкозы. Преимуществом описанной процедуры измерения глюкозы является то, что она выполняется неинвазивно и может осуществляться непрерывно.[031] In yet another embodiment, an interaction module 101 is provided with a source of static electric / magnetic field that can be generated to cover an illuminated human body. In this case, the second optical radiation changes due to electrical and magneto-optical effects. As an example, a change in the second optical radiation under the influence of a static magnetic field can be used to detect the presence and quantity of polarization-sensitive molecules, such as glucose, which can be useful for assessing glucose levels in humans. The principle of measuring glucose levels is based on the Faraday effect - the rotation of the plane of polarization of light in magneto-optical materials. The glucose concentration is related to the angle of rotation of the polarization of the scattered light [34]. The random orientation of glucose molecules causes subsequent depolarization of the scattered light, affecting the average speckle size [34] of successively obtained speckle structures. The measurement of speckle size changes may be due to fluctuations in glucose levels. An advantage of the described glucose measurement procedure is that it is performed non-invasively and can be performed continuously.

[032] Зеркальный блок 102, 202 в предпочтительном варианте состоит из двух зеркал, ориентированных так, чтобы обеспечить небольшой угол (1-3 градуса) между отражающими поверхностями этих зеркал. На фиг. 2А показана схема предпочтительного варианта зеркального блока 102, 202. Угол между отражающими поверхностями зеркал регулируется таким образом, чтобы входной оптический луч после N многократных отражений выходил из зеркального блока 102, 202, пройдя полный оптический путь:[032] The mirror block 102, 202 in the preferred embodiment consists of two mirrors oriented so as to provide a small angle (1-3 degrees) between the reflective surfaces of these mirrors. In FIG. 2A shows a diagram of a preferred embodiment of the mirror unit 102, 202. The angle between the reflective surfaces of the mirrors is adjusted so that the input optical beam after N multiple reflections comes out of the mirror unit 102, 202, following the full optical path:

L=(N+1)·D,L = (N + 1)

где D - расстояние между зеркалами. В общем, D может быть сколь угодно малым, но не более 35 мм в соответствии с требованиями, предъявляемыми к размеру носимого устройства 105, 205, что обеспечивается компактностью зеркального блока 102, 202. При этом L можно сохранять на заданном уровне с помощью выбора различного числа N отражений. Преимущество этого варианта зеркального блока 102, 202 состоит в его компактности; размеры определяются выбранным расстоянием D.where D is the distance between the mirrors. In general, D can be arbitrarily small, but not more than 35 mm in accordance with the requirements for the size of the wearable device 105, 205, which is ensured by the compactness of the mirror unit 102, 202. At the same time, L can be kept at a given level by choosing different the number N of reflections. An advantage of this embodiment of the mirror unit 102, 202 is its compactness; dimensions are determined by the selected distance D.

[033] В одном варианте настоящего изобретения зеркальный блок 102, 202 выполнен с возможностью изменения проходящего через него излучения таким образом, чтобы увеличить пространственные изменения упорядоченного во времени пространственного распределения интенсивности или спекл-структур по меньшей мере одного второго оптического излучения. В другом варианте это изменение может дополнительно содержать увеличение изменения времени пространственного распределения интенсивности или спекл-структуры по меньшей мере одного второго оптического излучения, т.е. увеличение значения пространственного изменения пространственного распределения интенсивности или спекл-структуры по меньшей мере одного второго оптического излучения за единицу времени. Это делается с целью увеличения размера спекла для соответствия размеру детектора 103, 203 и, тем самым, повышения точности и надежности данных, полученных детектором 103, 203.[033] In one embodiment of the present invention, the mirror unit 102, 202 is configured to change the radiation passing through it so as to increase spatial changes in the time-ordered spatial distribution of intensity or speckle structures of at least one second optical radiation. In another embodiment, this change may further comprise an increase in the time variation of the spatial intensity distribution or speckle structure of at least one second optical radiation, i.e. an increase in the spatial change in the spatial intensity distribution or speckle structure of at least one second optical radiation per unit time. This is done in order to increase the speckle size to match the size of the detector 103, 203 and, thereby, increase the accuracy and reliability of the data received by the detector 103, 203.

На фиг. 2В показан другой вариант зеркального блока 102, 202, выполненный в виде двух параллельных зеркал. Входной луч попадает в зеркальный блок 102, 202 с одной стороны зеркала и выходит с другой стороны. Отношение между полным оптическим путем L, расстоянием между зеркалами D и числом N отражений луча остается таким же, как в предпочтительном варианте осуществления изобретения. Этот вариант может применяться в том случае, когда поперечные размеры в плоскости симметрии не являются критическими. Оба варианта (А и В) зеркального блока 102, 202 обеспечивают оптическую связь для сбора второго оптического излучения и доставки его в детектор 103, 203.In FIG. 2B shows another embodiment of the mirror unit 102, 202, made in the form of two parallel mirrors. The input beam enters the mirror unit 102, 202 on one side of the mirror and exits on the other side. The ratio between the total optical path L, the distance between the mirrors D and the number N of beam reflections remains the same as in the preferred embodiment of the invention. This option can be applied when the transverse dimensions in the plane of symmetry are not critical. Both variants (A and B) of the mirror unit 102, 202 provide optical communication for collecting the second optical radiation and delivering it to the detector 103, 203.

На фиг. 2С показано влияние зеркального блока 102, 202 на пространственное распределение интенсивности второго оптического излучения, рассеиваемого от тела человека. В примерном предпочтительном варианте пространственные распределения интенсивности являются лазерными спекл-структурами лазерного излучения, рассеиваемого от кожи человека. Два последовательных кадра регистрируются до и после зеркального блока 102, 202 из фиксированной области детектора (192×128 пикселей). В предпочтительном варианте измеряли величину пространственного сдвига между последовательными структурами и использовали в качестве информативного сигнала. Видно значительное (примерно десятикратное) увеличение размера спекла, а также увеличение пространственного сдвига после зеркального блока. Это увеличение значения информативного сигнала приводит к увеличению ОСШ информативного сигнала, так как уровень шума фиксируется на уровне размера пикселя детектора.In FIG. 2C shows the effect of the mirror unit 102, 202 on the spatial distribution of the intensity of the second optical radiation scattered from the human body. In an exemplary preferred embodiment, the spatial intensity distributions are laser speckle patterns of laser radiation scattered from human skin. Two consecutive frames are recorded before and after the mirror unit 102, 202 from a fixed area of the detector (192 × 128 pixels). In a preferred embodiment, the spatial shift between successive structures was measured and used as an informative signal. One can see a significant (approximately tenfold) increase in speckle size, as well as an increase in the spatial shift after the mirror block. This increase in the value of the informative signal leads to an increase in the SNR of the informative signal, since the noise level is fixed at the level of the pixel size of the detector.

[034] В одном предпочтительном варианте детектор 103, 203 реализован в виде пиксельно-матричного детектора, например ПЗС или КМОП камеры. Он определяет временную последовательность пространственного распределения интенсивности второго оптического излучения, проходящего через зеркальный блок 102, 202. Таким образом, детектор 103, 203 оптически связан с зеркальным блоком 102, 202 и питается от батареи, входящей в модуль 104, 204 обработки. Скорость определения пространственного распределения интенсивности определяется частотой кадров детектора. Частота кадров детектора ограничивает максимальную частоту информативного сигнала (частоту дискретизации), который извлекается из временной последовательности пространственного распределения интенсивности для извлечения физиологических параметров.[034] In one preferred embodiment, the detector 103, 203 is implemented as a pixel array detector, such as a CCD or CMOS camera. It determines the time sequence of the spatial intensity distribution of the second optical radiation passing through the mirror unit 102, 202. Thus, the detector 103, 203 is optically coupled to the mirror unit 102, 202 and is powered by a battery included in the processing module 104, 204. The rate of determining the spatial intensity distribution is determined by the frame rate of the detector. The detector frame rate limits the maximum frequency of the informative signal (sampling frequency), which is extracted from the time sequence of the spatial intensity distribution to extract physiological parameters.

[035] Другой вариант детектора 103, 203 содержит позиционно-чувствительный детектор (ПЧД) с по меньшей мере двумя пространственно разделенными секторами. При использовании этого типа детектора пространственные изменения параметра, извлеченные из временной последовательности пространственного распределения интенсивности второго оптического излучения, могут быть связаны с изменениями во времени сигнала разности (градиента) между секторами детектора.[035] Another embodiment of the detector 103, 203 comprises a position-sensitive detector (PSD) with at least two spatially separated sectors. When using this type of detector, spatial changes in the parameter extracted from the time sequence of the spatial distribution of the intensity of the second optical radiation can be associated with changes in time of the signal of the difference (gradient) between the sectors of the detector.

[036] Модуль обработки (например, процессор 301) в предпочтительном варианте содержит средство для обработки и хранения данных, извлечения физиологического параметра человека и вывода его конечному пользователю. Эти средства, как показано на фиг. 3, включают в себя батарею 302 (элемент питания), память 304, ИС обработки данных 303, отвечающую за алгоритмическую фильтрацию исходных данных, обработку информативного сигнала и последующее извлечение физиологических параметров человека, и любые средства вывода результата (например, дисплей 305). Специалисту будет понятно, что в другом варианте средство вывода результата может быть выполнено отдельно от модуля обработки 301. На фиг. 3 показана структурная схема этого процессора. Элемент питания (аккумулятор) используется для питания всех компонентов модуля обработки, а также питает модуль 101, 201 взаимодействия и детектор 103, 203. Данные из детектора передаются в ИС обработки данных. Последняя анализирует данные и извлекает набор информативных сигналов посредством определенного алгоритма, хранящегося в памяти 304. Полученные информативные сигналы используются для последующего извлечения (оценки) изучаемых физиологических параметров человека с помощью предложенных устройств и способов. Алгоритм, используемый для вывода физиологических параметров, обеспечивает возможность автономной обработки данных без подключения внешних вычислительных средств. После извлечения физиологические параметры могут быть отображены для пользователя.[036] A processing module (eg, processor 301) preferably comprises means for processing and storing data, extracting a physiological parameter of a person, and outputting it to an end user. These means, as shown in FIG. 3 include a battery 302 (battery), a memory 304, a data processing IC 303 responsible for algorithmically filtering the source data, processing an informative signal and then extracting the physiological parameters of a person, and any means for outputting the result (for example, display 305). One skilled in the art will understand that, in another embodiment, the result output means may be implemented separately from the processing module 301. In FIG. 3 shows a block diagram of this processor. A battery (battery) is used to power all components of the processing module, and also powers the interaction module 101, 201 and the detector 103, 203. Data from the detector is transmitted to the data processing IC. The latter analyzes the data and extracts a set of informative signals through a specific algorithm stored in memory 304. The obtained informative signals are used for subsequent extraction (evaluation) of the studied physiological parameters of a person using the proposed devices and methods. The algorithm used to derive physiological parameters provides the possibility of autonomous data processing without connecting external computing facilities. After extraction, physiological parameters can be displayed to the user.

[037] Единый корпус в предпочтительном варианте имеет прямоугольную форму с максимальными размерами не больше, чем 35x35x15 мм, и может быть установлен, например, на запястье руки человека. Единый корпус заключает в себе все описанные выше компоненты и позволяет постоянно носить оптическое устройство без ограничения повседневной деятельности человека. Это важно для непрерывных долгосрочных измерений различных физиологических параметров человека.[037] The single housing preferably has a rectangular shape with maximum dimensions of not more than 35x35x15 mm, and can be mounted, for example, on a person’s wrist. The single housing contains all the components described above and allows you to constantly wear an optical device without restricting everyday human activities. This is important for continuous long-term measurements of various physiological parameters of a person.

[038] В других вариантах единый корпус может иметь другие формы, позволяющие устанавливать его на различные части тела человека, например, без ограничения перечисленным, форму ушного зажима, пальцевого прищепочного датчика, наколенника и др. Общее требование остается прежним - единый корпус должен заключать в себе все средства и не ограничивать повседневную активность человека.[038] In other embodiments, the single body may have other shapes that allow it to be installed on various parts of the human body, for example, without limitation to those listed, the shape of the ear clip, finger clip, knee pad, etc. The general requirement remains the same - the single body should include yourself all the means and do not limit the daily activity of a person.

[039] Блок-схема на фиг. 4 иллюстрирует вариант осуществления способа непрерывного неинвазивного измерения по меньшей мере одного физиологического параметра человека. По меньшей мере одно первое оптическое излучение испускается к телу человека (S01). Оно рассеивается, образуя второе оптическое излучение, временная последовательность пространственного распределения интенсивности которого используется для извлечения различными способами информативного сигнала, отражающего по меньшей мере один физиологический параметр человека. Второе оптическое излучение проходит через зеркальный блок к плоскости детектора (S02). При прохождении через зеркальный блок второе оптическое излучение изменяет свои пространственные характеристики. Временная последовательность пространственного распределения интенсивности второго оптического излучения с измененными пространственными характеристиками определяется посредством детектора (S03) и анализируется модулем обработки с извлечением по меньшей мере одного информативного сигнала (S04), который впоследствии используется для извлечения физиологического параметра человека (S05).[039] The block diagram of FIG. 4 illustrates an embodiment of a method for continuous non-invasive measurement of at least one physiological parameter of a person. At least one first optical radiation is emitted to the human body (S01). It is scattered, forming a second optical radiation, the temporal sequence of the spatial intensity distribution of which is used to extract an informative signal in various ways that reflects at least one physiological parameter of a person. The second optical radiation passes through the mirror block to the plane of the detector (S02). When passing through a mirror block, the second optical radiation changes its spatial characteristics. The temporal sequence of the spatial intensity distribution of the second optical radiation with altered spatial characteristics is determined by the detector (S03) and analyzed by the processing module to extract at least one informative signal (S04), which is subsequently used to extract the physiological parameter of a person (S05).

[040] В предпочтительном варианте кожу человека освещают когерентным источником света. Рассеянное второе оптическое излучение образует вторичную оптическую спекл-структуру в плоскости детектора (см. фиг 5). Пространственный сдвиг между последовательными спекл-структурами анализируется для извлечения информативного сигнала. Обеспечивается прохождение второго оптического излучения через зеркальный блок для корректировки среднего размера спекла и величины пространственного сдвига, принимаемой за информативный сигнал. В предпочтительном варианте полная длина оптического пути в зеркальном блоке составляет от 100 до 300 мм, что требует по меньшей мере трех отражений и может вписаться в любой удобный форм-фактор. Временную последовательность спекл-структур определяют с помощью быстродействующей КМОП структуры с частотой кадров не менее 80 кадров/сек, и скорость пространственного сдвига спекл-структуры извлекают из выявленной последовательности (фиг. 5). Это извлечение выполняется с помощью алгоритма Лукаса-Канаде [13-16], который предполагает, что любая разность между двумя последующими структурами обусловлена чистым сдвигом без каких-либо деформаций, и корректирует значение сдвига в соответствии с пространственными и временным градиентами между спекл-структурами. Этот принцип извлечения чистого сдвига имеет важное значение для анализа спекл-структур от кожи человека, поскольку он значительно снижает эффект ʺдинамическихʺ спеклов [27-33] и позволяет получить временные профили скорости сдвига структур с лучшим ОСШ, чем полученное при использовании методов на основе корреляции. Извлеченный сдвиг вторичной спекл-структуры в плоскости детектора отражает угловые колебания поверхности кожи; чем больше расстояние от кожи до детектора, тем больше значение сдвига. Выбрав длину оптического пути от 100 до 300 мм, можно подогнать максимальный сдвиг структуры под действием пульсовой волны к типичному полю зрения детектора. По меньшей мере два последовательных биения пульса усредняются, чтобы уменьшить шум и влияние внешних факторов, и по меньшей мере две характеристики, связанные с временной формой биения пульса извлекаются в качестве информативного сигнала. Набор характеристик может содержать параметры аппроксимации пульсовой волны для любых наборов кривых (например, одинарных, двойных, тройных гауссовых, лоренцевых, полиномов и др.). Извлечение характеристик осуществляется для уменьшения размерности данных за счет выбора только существенных характеристик и, тем самым, уменьшения времени последующих вычислений для достижения требуемой точности измерения физиологических параметров. Размерность данных равна количеству характеристик, вводимых в нейронную сеть. Полная размерность данных биения пульса равна количеству точек в биении (несколько сотен). В случае применения метода извлечения характеристики размерность данных представляет собой количество характеристик (несколько десятков). Некоторые характеристики определяются экспериментально. Извлеченные характеристики используются для точного прогноза по меньшей мере одного физиологического параметра человека. Например, жесткость сосудов определяется главным образом положением инцизуры (англ. «dichroic notch») и относительных пиковых величин. В предпочтительном варианте в качестве физиологического параметра человека измеряют систолическое и диастолическое артериальное давление. Отношение между извлеченной характеристикой пульсовой волны, установленной на действительное систолическое и диастолическое давление, определяется при помощи алгоритмов машинного обучения [18-25]. Используется нейронная сеть с одним входным, одним выходным и двумя скрытыми уровнями. Входными параметрами являются характеристики, извлеченные из временного профиля пульсовой волны, а выходными параметрами - систолическое и диастолическое артериальное давление. Сеть обучалась в контролируемом режиме с помощью алгоритма обратного распространения ошибок [22] с применением заданной библиотеки, которая представляет собой набор измеренных характеристик от различных лиц и фактического систолического и диастолического артериального давления, измеренного независимо любыми калиброванными устройствами с манжетой. Чем больше набор библиотек, тем меньше будет ошибка в прогнозе артериального давления. Обучение сети обычно является ресурсоемкой алгоритмической частью, поэтому его можно осуществить на каких-либо внешних вычислительных средствах с последующим сохранением определенных параметров сети в памяти носимого оптического устройства. Впоследствии эти определенные параметры сети можно использовать для прогнозирования артериального давления в автономном режиме измерения последовательности спекл-структур, извлечения пульсовой волны, информативных характеристик и передачи их на входы сети.[040] In a preferred embodiment, the human skin is illuminated with a coherent light source. The scattered second optical radiation forms a secondary speckle optical structure in the plane of the detector (see FIG. 5). The spatial shift between successive speckle structures is analyzed to extract an informative signal. The passage of the second optical radiation through the mirror unit is provided to adjust the average speckle size and the spatial shift value taken as an informative signal. In a preferred embodiment, the total optical path length in the mirror unit is from 100 to 300 mm, which requires at least three reflections and can fit into any convenient form factor. The temporal sequence of speckle structures is determined using a high-speed CMOS structure with a frame rate of at least 80 frames / sec, and the spatial velocity of the speckle structure is extracted from the identified sequence (Fig. 5). This extraction is performed using the Lucas – Canada algorithm [13–16], which assumes that any difference between the two subsequent structures is caused by a pure shear without any deformations, and corrects the shear value in accordance with the spatial and temporal gradients between the speckle structures. This principle of extracting pure shear is important for the analysis of speckle structures from human skin, since it significantly reduces the effect of “dynamic” speckles [27–33] and allows one to obtain temporary profiles of the shear rate of structures with better SNR than that obtained using correlation-based methods. The extracted shift of the secondary speckle structure in the plane of the detector reflects the angular vibrations of the skin surface; the greater the distance from the skin to the detector, the greater the shift value. By choosing the optical path length from 100 to 300 mm, it is possible to adjust the maximum structure shift under the action of a pulse wave to a typical field of view of the detector. At least two consecutive heartbeats are averaged to reduce noise and the influence of external factors, and at least two characteristics associated with the temporary form of the heartbeat retrieved as an informative signal. The set of characteristics may contain pulse wave approximation parameters for any sets of curves (for example, single, double, triple Gaussian, Lorentz, polynomials, etc.). The extraction of characteristics is carried out to reduce the dimensionality of the data by selecting only the essential characteristics and, thereby, reducing the time of subsequent calculations to achieve the required accuracy of the measurement of physiological parameters. The dimension of the data is equal to the number of characteristics introduced into the neural network. The total dimension of the heartbeat data is equal to the number of points in the heartbeat (several hundred). In the case of applying the method of extracting characteristics, the dimensionality of data is the number of characteristics (A few dozens). Some characteristics are determined experimentally. The extracted characteristics are used to accurately predict at least one physiological parameter of a person. For example, vascular stiffness is determined mainly by the position of incisure (English "dichroic notch") and relative peak values. In a preferred embodiment, systolic and diastolic blood pressure are measured as a physiological parameter of a person. The relationship between the extracted pulse wave response set to the actual systolic and diastolic pressure is determined using machine learning algorithms [18-25]. A neural network with one input, one output and two hidden levels is used. The input parameters are the characteristics extracted from the temporal profile of the pulse wave, and the output parameters are systolic and diastolic blood pressure. The network was trained in a controlled mode using the error back propagation algorithm [22] using a given library, which is a set of measured characteristics from various individuals and the actual systolic and diastolic blood pressure, measured independently by any calibrated devices with a cuff. The larger the set of libraries, the smaller the error in predicting blood pressure. Network training is usually a resource-intensive algorithmic part, so it can be implemented on any external computing means, followed by storing certain network parameters in the memory of a portable optical device. Subsequently, these specific network parameters can be used to predict blood pressure in offline mode, measure the sequence of speckle structures, extract a pulse wave, informative characteristics and transfer them to the network inputs.

[041] В другом варианте используется когерентный БИК свет для освещения кожи человека, чтобы обеспечить таким образом проникновение света в дерму и рассеяние от красных кровяных телец в сосудах. В данном случае пространственные изменения упорядоченных во времени спекл-структур будут отражать изменения кровотока. Последние могут быть вызваны изменением таких параметров, как оксигенация крови, скорость кровотока.[041] In another embodiment, coherent NIR light is used to illuminate human skin to thereby allow light to enter the dermis and scatter from red blood cells in the vessels. In this case, spatial changes in the speckle structures ordered over time will reflect changes in blood flow. The latter can be caused by changes in parameters such as blood oxygenation, blood flow velocity.

В другом варианте изменяется время между последовательными пространственными распределениями интенсивности второго оптического излучения. Это может быть сделано для того, чтобы привести скорость изменения спекл-структур в соответствие со скоростью измерения, увеличивая частоту измерения детектором при быстро изменяющихся спекл-структурах и уменьшая частоту измерения при медленно меняющихся спекл-структурах. Этот метод не требует изменения устройства, модифицирован только процессор 104, 204 для учета различных временных задержек между последовательными спекл-структурами. Этот метод может повысить точность измерения пульсовой волны в систолической фазе, в которой периферическое артериальное давление резко подскакивает, когда сердце нагнетает кровь в аорту, путем увеличения частоты измерения пульсовой волны в области резких скачков. В то же время этот метод может уменьшить нагрузку на процессор в диастолической фазе пульсовой волны, в которой артериальное давление изменяется медленно, вызывая более медленное изменение спекл-структур по сравнению с систолической фазой, путем уменьшения частоты накопления и обработки спекл-структур.In another embodiment, the time between successive spatial distributions of the intensity of the second optical radiation changes. This can be done in order to bring the rate of change of speckle structures into line with the speed of measurement, increasing the frequency of measurement by the detector with rapidly changing speckle structures and reducing the frequency of measurement with slowly changing speckle structures. This method does not require a device change; only the processor 104, 204 is modified to take into account various time delays between successive speckle structures. This method can improve the accuracy of measuring the pulse wave in the systolic phase, in which the peripheral blood pressure jumps sharply when the heart pumps blood into the aorta, by increasing the frequency of the pulse wave measurement in the area of sudden surges. At the same time, this method can reduce the processor load in the diastolic phase of the pulse wave, in which blood pressure changes slowly, causing a slower change in speckle structures compared to the systolic phase, by reducing the frequency of accumulation and processing of speckle structures.

[042] Описанные варианты можно использовать в виде отдельного устройства или как часть других носимых автономных устройств, надеваемых на тело человека (часов, наушников, смартфонов, очков и др.). В этом случае единый корпус и компоненты модуля обработки (процессор, память, дисплей, батарея) могут использоваться совместно предложенным изобретением и носимым устройством, с которым оно объединено.[042] The described options can be used as a separate device or as part of other wearable stand-alone devices worn on the human body (watches, headphones, smartphones, glasses, etc.). In this case, a single housing and components of the processing module (processor, memory, display, battery) can be used jointly by the proposed invention and the wearable device with which it is combined.

[043] Пользовательский сценарий в предпочтительном варианте можно описать следующим образом. Пользователь устанавливает устройство на определенной части тела, например, в области запястья. После включения питания модуль взаимодействия начинает испускать первое оптическое излучение, которое освещает кожу человека и рассеивается, образуя второе оптическое излучение. Второе оптическое излучение проходит через зеркальный блок и оптически направляется в детектор. Детектор приводится в действие и начинает измерять пространственное распределение интенсивности второго оптического излучения, выходящего из зеркального блока. Полученные данные передаются в модуль обработки, где они обрабатываются для получения информативного сигнала, который затем используется для извлечения физиологических параметров человека с помощью заданной последовательности этапов, хранящейся в памяти модуля обработки, и полученные в результате физиологические параметры отображаются пользователю.[043] A user scenario may preferably be described as follows. The user places the device on a specific part of the body, for example, in the wrist area. After turning on the power, the interaction module begins to emit the first optical radiation, which illuminates the human skin and is scattered, forming the second optical radiation. The second optical radiation passes through the mirror unit and is optically directed to the detector. The detector is activated and begins to measure the spatial distribution of the intensity of the second optical radiation emerging from the mirror unit. The obtained data is transmitted to the processing module, where it is processed to obtain an informative signal, which is then used to extract the physiological parameters of a person using a given sequence of steps stored in the memory of the processing module, and the resulting physiological parameters are displayed to the user.

[044] Компактность и автономность изобретения имеют важное значение для комфорта пользователя и возможности постоянно носить и контролировать физиологический параметр(ы). Неинвазивный метод измерения позволяет герметизировать устройство, сделав его водонепроницаемым; надежная оптическая схема позволяет использовать его в широком диапазоне температур, который ограничен только температурным режимом детектора. Хотя последнее свойство может быть важно для профессиональных медицинских учреждений, основным применением изобретения считается непрерывный мониторинг физиологических параметров без медицинской помощи.[044] The compactness and autonomy of the invention are important for user comfort and the ability to constantly carry and monitor physiological parameter (s). Non-invasive measurement method allows you to seal the device, making it waterproof; reliable optical design allows its use in a wide temperature range, which is limited only by the temperature regime of the detector. Although the latter property may be important for professional medical institutions, the main application of the invention is the continuous monitoring of physiological parameters without medical assistance.

[045] Литература:[045] Literature:

[1] Peňáz J., ʺPhotoelectric Measurement of blood pressure, volume and flow in the fingerʺ. Digest of the 10th international conference on medical and biological engineering - Dresden (1973); [1] Peňáz J., hotPhotoelectric Measurement of blood pressure, volume and flow in the fingerʺ. Digest of the 10th international conference on medical and biological engineering - Dresden (1973);

[2] Imholz, B. P., Wieling, W., van Montfrans, G. A., Wesseling, K. H. (1998). ʺFifteen years experience with finger arterial pressure monitoring: assessment of the technologyʺ. Cardiovascular research, 38(3), 605-16; [2] Imholz, BP, Wieling, W., van Montfrans, GA, Wesseling, KH (1998). ʺFifteen years experience with finger arterial pressure monitoring: assessment of the technologyʺ. Cardiovascular research, 38 (3), 605-16;

[3] Fortin, J., Marte, W., Grüllenberger, R., Hacker, A., Habenbacher, W., Heller, A., Wagner, C., et al. (2006). ʺContinuous non-invasive blood pressure monitoring using concentrically interlocking control loopsʺ. Computers in biology and medicine, 36(9), 941-57; [3] Fortin, J., Marte, W., Grüllenberger, R., Hacker, A., Habenbacher, W., Heller, A., Wagner, C., et al. (2006). ʺ Continuous non-invasive blood pressure monitoring using concentrically interlocking control loopsʺ. Computers in biology and medicine, 36 (9), 941-57;

[4] Pivovarov V. V. A Spiroarteriocardiorhythmograph.\\ Biomedical Engineering, January 2006, Volume 40, Issue 1, pp 45-47; [4] Pivovarov VV A Spiroarteriocardiorhythmograph. \\ Biomedical Engineering, January 2006, Volume 40, Issue 1, pp 45-47;

[5] http://www.cnsystems.com [5] http://www.cnsystems.com

[6] US 6413223 B1, Cuffless continuous blood pressure monitor, MIT (US) [6] US 6413223 B1, Cuffless continuous blood pressure monitor, MIT (US)

[7] http://www.hdii.com, http://www.tensysmedical.com, http://www.atcor.com [7] http://www.hdii.com, http://www.tensysmedical.com, http://www.atcor.com

[8] US 20060111634 A1, Wrist mount blood pressure monitor, Medwave, Inc. (US) [8] US 20060111634 A1, Wrist mount blood pressure monitor, Medwave, Inc. (US)

[9] US 2011/0288421 A1, Blood pressure monitor, Sotera Wireless (US) [9] US 2011/0288421 A1, Blood pressure monitor, Sotera Wireless (US)

[10] US 6599251 B2, Continuous non-invasive blood pressure monitoring method and apparatus, VSM Medtech Ltd [10] US 6,599,251 B2, Continuous non-invasive blood pressure monitoring method and apparatus, VSM Medtech Ltd

[11] M. Francon, La Granularite laser (Spekle) et ses applications en optique, Masson, Paris, (1977) [11] M. Francon, La Granularite laser (Spekle) et ses applications en optique, Masson, Paris, (1977)

[12] US 2014/0148658 A1, Method and system for non-invasively monitoring biological or biochemical parameters of individual, Zalevsky Z. et al, Universitat de Valencia, Bar Ilan University [12] US 2014/0148658 A1, Method and system for non-invasively monitoring biological or biochemical parameters of individual, Zalevsky Z. et al, Universitat de Valencia, Bar Ilan University

[13] S. S. Beauchemin, J. L. Barron (1995). The computation of optical flow. ACM New York, USA [13] SS Beauchemin, JL Barron (1995). The computation of optical flow. ACM New York, USA

[14] David J. Fleet and Yair Weiss (2006). "Optical Flow Estimation". In Paragios et al. Handbook of Mathematical Models in Computer Vision. Springer. ISBN 0-387-26371-3. [14] David J. Fleet and Yair Weiss (2006). "Optical Flow Estimation". In Paragios et al. Handbook of Mathematical Models in Computer Vision. Springer ISBN 0-387-26371-3.

[15] John L. Barron, David J. Fleet, and Steven Beauchemin (1994). "Performance of optical flow techniques". International Journal of Computer Vision (Springer). [15] John L. Barron, David J. Fleet, and Steven Beauchemin (1994). "Performance of optical flow techniques". International Journal of Computer Vision (Springer).

[16] Glyn W. Humphreys and Vicki Bruce (1989). Visual Cognition. Psychology Press. ISBN 0-86377-124-6. [16] Glyn W. Humphreys and Vicki Bruce (1989). Visual Cognition Psychology Press. ISBN 0-86377-124-6.

[17] McCulloch, Warren; Walter Pitts (1943). "A Logical Calculus of Ideas Immanent in Nervous Activity". Bulletin of Mathematical Biophysics 5 (4): 115-133, doi:10.1007/BF02478259. [17] McCulloch, Warren; Walter Pitts (1943). "A Logical Calculus of Ideas Immanent in Nervous Activity." Bulletin of Mathematical Biophysics 5 (4): 115-133, doi: 10.1007 / BF02478259.

[18] Hebb, Donald (1949). The Organization of Behavior. New York: Wiley. [18] Hebb, Donald (1949). The Organization of Behavior. New York: Wiley.

[19] Farley, B.G.; W.A. Clark (1954). "Simulation of Self-Organizing Systems by Digital Computer". IRE Transactions on Information Theory 4 (4): 76-84, doi:10.1109/TIT.1954.1057468. [19] Farley, BG; WA Clark (1954). "Simulation of Self-Organizing Systems by Digital Computer." IRE Transactions on Information Theory 4 (4): 76-84, doi: 10.1109 / TIT. 1954.1057468.

[20] Rochester, N.; J.H. Holland, L.H. Habit, and W.L. Duda (1956). "Tests on a cell assembly theory of the action of the brain, using a large digital computer". IRE Transactions on Information Theory 2 (3): 80-93, doi:10.1109/TIT.1956.1056810. [20] Rochester, N .; JH Holland, LH Habit, and WL Duda (1956). "Tests on a cell assembly theory of the action of the brain, using a large digital computer." IRE Transactions on Information Theory 2 (3): 80-93, doi: 10.1109 / TIT.1956.1056810.

[21] Rosenblatt, F. (1958). "The Perceptron: A Probabilistic Model For Information Storage And Organization In The Brain". Psychological Review 65 (6): 386-408, doi:10.1037/h0042519. PMID 13602029. [21] Rosenblatt, F. (1958). "The Perceptron: A Probabilistic Model For Information Storage And Organization In The Brain." Psychological Review 65 (6): 386-408, doi: 10.1037 / h0042519. PMID 13602029.

[22] Werbos, P.J. (1975). Beyond Regression: New Tools for Prediction and Analysis in the Behavioral Sciences. [22] Werbos, PJ (1975). Beyond Regression: New Tools for Prediction and Analysis in the Behavioral Sciences.

[23] Minsky, M.; S. Papert (1969). An Introduction to Computational Geometry. MIT Press, ISBN 0-262-63022-2. [23] Minsky, M .; S. Papert (1969). An Introduction to Computational Geometry. MIT Press, ISBN 0-262-63022-2.

[24] Rumelhart, D.E; James McClelland (1986). Parallel Distributed Processing: Explorations in the Microstructure of Cognition. Cambridge: MIT Press. [24] Rumelhart, DE; James McClelland (1986). Parallel Distributed Processing: Explorations in the Microstructure of Cognition. Cambridge: MIT Press.

[25] Russell, Ingrid. "Neural Networks Module". Retrieved 2012. [25] Russell, Ingrid. "Neural Networks Module". Retrieved 2012.

[26] R. R. Anderson, J. A. Parrish (1981), ʺThe optics of human skinʺ, The Journal of Investigative Dermatology, Vol. 77 No. 1, 77:13-19 [26] RR Anderson, JA Parrish (1981), ʺThe optics of human skinʺ, The Journal of Investigative Dermatology, Vol. 77 No. 1, 77: 13-19

[27] Rabal, HJ; Braga, RA (2008). Dynamic Laser Speckle and Applications. CRC Press. ISBN 978-1-4200-6015-7. [27] Rabal, HJ; Braga, RA (2008). Dynamic Laser Speckle and Applications. CRC Press. ISBN 978-1-4200-6015-7.

[28] Murialdo, S; et al. "Analysis of bacterial chemotactic response using dynamic laser speckle". J. Biomed. Opt. 14(6) (2009) 064015. [28] Murialdo, S; et al. "Analysis of bacterial chemotactic response using dynamic laser speckle." J. Biomed. Opt. 14 (6) (2009) 064 015.

[29] Ramírez-Miquet, EE; et al. "Escherichia coli activity characterization using a laser dynamic speckle technique". Rev. Cub. Fis. 28(1E) (2011) pp. 1E13-1E17. [29] Ramírez-Miquet, EE; et al. "Escherichia coli activity characterization using a laser dynamic speckle technique." Rev. Cub. Fis. 28 (1E) (2011) pp. 1E13-1E17.

[30] Zhao, Y (1997). "Point-wise and whole-field laser speckle intensity fluctuation measurements applied to botanical specimens". Optics and Lasers in Engineering 28 (6): 443. Bibcode:1997OptLE..28..443Z. doi:10.1016/S0143-8166(97)00056-0. [30] Zhao, Y (1997). "Point-wise and whole-field laser speckle intensity fluctuation measurements applied to botanical specimens." Optics and Lasers in Engineering 28 (6): 443. Bibcode: 1997 OptLE. 288..443Z. doi: 10.1016 / S0143-8166 (97) 00056-0.

[31] Faccia, PA et al. (2009). "Differentiation of the drying time of paints by dynamic speckle interferometry". Progress in Organic Coatings 64 (4): 350. doi:10.1016/j.porgcoat.2008.07.016. [31] Faccia, PA et al. (2009). "Differentiation of the drying time of paints by dynamic speckle interferometry". Progress in Organic Coatings 64 (4): 350. doi: 10.1016 / j.porgcoat. 2008.07.016.

[32] Cabelo, CI; et al. Hydrophilic character study of silica-gel by a laser dynamic speckle method. Rev. Cub. Fis. 25(2A) (2008) pp. 67-69 [32] Cabelo, CI; et al. Hydrophilic character study of silica-gel by a laser dynamic speckle method. Rev. Cub. Fis. 25 (2A) (2008) pp. 67-69

[33] S. Trirongjitmoah et al, Fraction estimation of small, dense LDL using autocorrelation function of dynamic light scattering. Optics Express, Vol. 18, No 6, (2010) 6316. [33] S. Trirongjitmoah et al, Fraction estimation of small, dense LDL using autocorrelation function of dynamic light scattering. Optics Express, Vol. 18, No. 6, (2010) 6316.

[34] N. Ozana et al, Improved noncontact optical sensor for detection of glucose concentration and indication of dehydration level, Biomed. Optics Express 5(6), (2014), 1926-1940. [34] N. Ozana et al, Improved noncontact optical sensor for detection of glucose concentration and indication of dehydration level, Biomed. Optics Express 5 (6), (2014), 1926-1940.

Claims

1. Autonomous wearable optical device for continuous non-invasive measurement of at least one physiological parameter of a person, containing:

at least one first unit configured to emit at least one first optical radiation to the human body to create at least one second optical radiation scattered from the human body;

at least one second block configured to increase spatial changes of at least one temporally ordered spatial distribution of the intensity of at least one second optical radiation;

at least one third block, configured to determine the time sequence of at least one spatial distribution of the intensity of at least one second optical radiation passing through the second block;

at least one fourth block, configured to extract at least one informative signal from a specific time sequence and subsequently extract at least one physiological parameter of a person from said at least one informative signal;

however, the wearable optical device further comprises a single housing that completely comprises the first, second, third and fourth blocks and is configured to provide continuous wearing of the wearable optical device on the human body,

wherein the informative signal is a spatial informative signal containing one or more of:

spatial shift between successive spatial intensity distributions in the time sequence determined by the third block;

the angular shift between successive spatial intensity distributions in the time sequence determined by the third block;

a scaling factor between successive spatial intensity distributions in a time sequence determined by the third block.

2. The wearable optical device according to claim 1, wherein the at least one first unit comprises at least one coherent optical radiation source configured to emit at least one first optical radiation with a wavelength of less than or equal to 700 nm to provide predominantly scattering from the surface of human skin, or with a wavelength of more than 700 nm, to ensure predominantly scattering from red blood cells (erythrocytes).

3. The wearable optical device according to claim 1, in which

at least one first block is further adapted to apply a static electric and / or magnetic field to the human body illuminated by at least one first optical radiation.

4. The wearable optical device according to claim 1, in which

at least one second block contains at least two mirrors, spatially arranged so that it can be placed inside a single housing having a rectangular shape with a maximum size of not more than 35 × 35 × 15 mm;

at least one second block is further configured to increase the optical path from the illuminated human body to at least one third means.

5. The wearable optical device according to claim 1, in which

at least one third block comprises a pixel array detector, such as a CCD or CMOS camera.

6. The wearable optical device according to claim 1, in which

at least one third block comprises a position-sensitive detector (PSD) having at least two independent sectors.

7. The wearable optical device according to claim 1, in which

at least one fourth block contains a processor, memory, means for outputting the extracted physiological parameter, and an autonomous power source.

8. The wearable optical device according to claim 1, in which

the single case has the shape of a bracelet that can be worn on the wrist.

9. The wearable optical device according to claim 1, in which

a single body has the shape of an ear clip.

10. The wearable optical device according to claim 1, in which

a single body is in the form of a finger clothespin.

11. The method of continuous non-invasive measurement of at least one physiological parameter of a person, which consists in the fact that:

emit at least one first optical radiation to the human body to create at least one second optical radiation scattered from the human body;

increase spatial changes in at least one time-ordered spatial distribution of the intensity of at least one second optical radiation;

determining a time sequence of at least one spatial intensity distribution of at least one second optical radiation;

extracting at least one informative signal from a specific time sequence and

at least one physiological parameter of a person is extracted from said at least one informative signal,

spatial shift between successive spatial intensity distributions in the time sequence determined at the determination stage;

the angular shift between successive spatial intensity distributions in the time sequence determined at the determination stage;

the scaling factor between successive spatial intensity distributions in the time sequence determined at the determination stage.

12. The method according to p. 11, in which

at least one first optical radiation is coherent radiation with a wavelength of less than or equal to 700 nm, in order to ensure predominantly scattering from the surface of human skin; or

at least one first optical radiation is coherent radiation with a wavelength of more than 700 nm, to provide mainly scattering from red blood cells (erythrocytes).

13. The method of claim 11, further comprising applying a static electric and / or magnetic field to the human body illuminated by at least one first optical radiation.

14. The method according to p. 11, in which

said determination is made by a pixel array detector, which is a CCD or CMOS camera.

15. The method according to p. 11, in which

said determination is carried out by means of a position-sensitive detector (PSD) having two independent sectors.