АВТОНОМНОЕ НОСИМОЕ ОПТИЧЕСКОЕ УСТРОЙСТВО И СПОСОБ ДЛЯ НЕПРЕРЫВНОГО НЕИНВАЗИВНОГО ИЗМЕРЕНИЯ ФИЗИОЛОГИЧЕСКИХ ПАРАМЕТРОВ ЧЕЛОВЕКА
AUTONOMOUS WEARABLE OPTICAL DEVICE AND METHOD FOR CONTINUOUS NONINVASIVE MEASUREMENT OF PHYSIOLOGICAL PARAMETERS

Область техники
[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.
Описание известного уровня техники
[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.
[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.
[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.
[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.
[006] Существует несколько методов, относящихся к непрерывным неинвазивным оптическим измерениям для оценки физиологических параметров, таких как артериальное давление, уровень глюкозы в крови и др.
[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.
[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.
[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.
[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.
[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:
2
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 мм, 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.
[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.
Сущность изобретения
:
[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
- 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.
- 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.
[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.
[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.
[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 времениспекл-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.
[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.
[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.
[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.
[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.
[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.
КРАТКОЕ ОПИСАНИЕ ЧЕРТЕЖЕЙ
[022] Эти и другие аспекты и преимущества настоящего изобретения подробно объясняются в следующем подробном описании со ссылками на прилагаемые чертежи, на которых:
[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;
[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;
[025] фиг. 3 изображает структурную схему четвертого блока. На схеме показаны компоненты четвертого блока в предпочтительном варианте и функциональные связи между ними;
[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;
[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.
ПОДРОБНОЕ ОПИСАНИЕ ВАРИАНТОВ ВОПЛОЩЕНИЯ ИЗОБРЕТЕНИЯ
[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.
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.
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.
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.
[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.
[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.
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.
[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.
[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:
L=(N+1)·D,
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.
[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.
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.
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.
[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.
[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.
[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.
[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.
[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.
[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).
[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 пульсаизвлекаются 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.
[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.
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.
[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.
[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.
[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.
[045] Литература:
[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);
[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;
[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;
[4]
Pivovarov V. V. A Spiroarteriocardiorhythmograph.\\ Biomedical Engineering, January 2006, Volume 40, Issue 1, pp 45-47;
[5]
http://www.cnsystems.com
[6]
US 6413223 B1, Cuffless continuous blood pressure monitor, MIT (US)
[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)
[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
[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
[13]
S. S. Beauchemin, J. L. 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.
[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.
[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.
[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.
[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.
[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.
[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.
[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
[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.
[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.
[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
[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.