Устройство и способ измерения кровяного давления

Устройство и способ измерения кровяного давления

Иллюстрации

Показать все

Реферат

Область техники, к которой относится изобретение

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

Уровень техники

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

Раскрытие изобретения

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

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

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

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

блок обработки, выполненный с возможностью

обрабатывать принятое излучение посредством метода анализа контраста спекл-структур,

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

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

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

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

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

- облучают целевой участок тела излучением с помощью источника излучения;

- принимают отраженное излучение посредством приемника излучения;

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

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

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

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

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

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

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

Краткое описание чертежей

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

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

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

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

На ФИГ. 5 представлена компоновка устройства измерения кровяного давления.

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

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

Осуществление изобретения

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

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

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

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

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

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

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

(1)

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

(2)

(3)

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

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

(4)

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

(5)

(6)

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

(7)

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

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

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

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

(8)

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

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

(9)

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

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

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

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

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

(10)

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

(10')

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

(10'')

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

(11)

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

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

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

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

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

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

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

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

Наиболее распространенной формой выражения оценки контраста в трех