Фотоплетизмографическое устройство и способ



Фотоплетизмографическое устройство и способ
Фотоплетизмографическое устройство и способ
Фотоплетизмографическое устройство и способ
Фотоплетизмографическое устройство и способ
Фотоплетизмографическое устройство и способ
Фотоплетизмографическое устройство и способ
Фотоплетизмографическое устройство и способ

 


Владельцы патента RU 2635172:

КОНИНКЛЕЙКЕ ФИЛИПС Н.В. (NL)

Группа изобретений относится к медицинской технике, а именно к средствам фотоплетизмографии. Устройство содержит источник света для испускания световых импульсов в ткань живого существа, светочувствительный датчик, блок фильтра для фильтрации сигнала датчика, который содержит переключаемый синфазный низкочастотный фильтр для формирования синфазного сигнала фильтра и переключаемый несинфазный низкочастотный фильтр для формирования несинфазного сигнала фильтра, блок управления источником света и блоком фильтра таким образом, что синфазный фильтр включен только в течение второго периода времени, когда источник света включен, и таким образом, что несинфазный фильтр включен во время первого и третьего периодов времени, когда источник света выключен, причем первый и третий периоды времени обеспечивают локально увеличенную частоту дискретизации около второго периода времени таким образом, что несинфазный сигнал фильтра интерполирует сигнал помехи от окружающего света и шума синфазного сигнала фильтра, блок вычитания несинфазного сигнала фильтра из синфазного сигнала. Способ контроля обеспечивается устройством. Использование изобретений позволяет расширить арсенал средств контроля для измерения частоты сердечных сокращений. 2 н. и 13 з.п. ф-лы, 9 ил.

 

Область техники, к которой относится изобретение

Настоящее изобретение относится к контролирующему устройству и способу контроля, в частности, для измерений частоты сердечных сокращений.

Уровень техники

Хорошо известны детекторы сердечных сокращений, как важная разновидность контролирующих устройств, основанные на фотоплетизмографии (PPG). Свет от одного или более источников света (например, LED) излучается в ткань живого существа (например, пациента) и улавливается светочувствительным датчиком (например, фотодиодом).

US 5846190 раскрывает пульсоксиметр, имеющий несколько каналов обработки для сигналов измерения, которые измеряются во время фазы включения диодов передачи и которые используются для определения насыщенности кислородом (SpO2) пациента. Дополнительный измерительный канал обрабатывает сигнал окружающего света, который был таким же образом измерен, когда диоды передачи были выключены или их интенсивность была изменена, и, таким образом, обеспечивает измерение спектрального состава помех окружающего света. Отношение полезного к шумовому сигналу получается из сигнала окружающего света и сигнала измерения, которое представляет собой меру качества сигнала и которое может сравниваться с пороговыми значениями, при этом инициируется предупреждение, если значение падает ниже пороговых значений.

Проблема детекторов сердечных сокращений состоит в том, что окружающий свет проникает в датчик и мешает измерению. Этот окружающий свет может происходить от солнца или от электрических ламп (которые могут излучать свет на частоте сети). Другая проблема состоит в том, что шумы, особенно низкочастотные шумы (например, шумы 1/f), но также и высокочастотные шумы, также мешают измерению. Кроме того, также мешать измерению могут электромагнитные помехи.

Обойти это можно путем использования синхронного детектирования. В синхронном детектировании сигнал, который должен быть измерен, (сигнал основной полосы частот) модулируется на несущую волну. Детектор демодулирует сигнал, так что снова получается сигнал основной полосы частот. Преимущество синхронного детектирования состоит в том, что только шумы и сигналы помех в небольшом диапазоне частот (вокруг частоты модуляции) могут нарушать обнаруженный сигнал. Все шумы и помехи вне небольшого диапазона частот отфильтровываются и поэтому не нарушают обнаруженный сигнал. Пульсоксиметры, которые используют синхронное детектирование, известны, например из US 6,912,413.

В простейшем варианте осуществления, как известно, например, из радиоприемников, синхронное детектирование осуществляется путем модуляции источника света с помощью синусоидальной волны. Это хорошо для качества сигнала, так как только шумы и помехи в небольшом диапазоне вокруг частоты модуляции могут нарушить обнаруженный сигнал. Небольшой диапазон должен быть расположен достаточно высоко по частоте, чтобы избавиться от низкочастотных помех (например, света на 120 Гц). Для этого необходимо, чтобы частота модуляции была по меньшей мере выше этого значения. Этот вид синхронного детектирования нуждается в сложной электросхеме. Вместо синусоидальной волны также используется прямоугольная волна. Путем отфильтровывания высокочастотных компонент в детекторе, используется только диапазон частот вокруг основной частоты прямоугольной волны.

Раскрытие изобретения

Задача настоящего изобретения состоит в создании контролирующего устройства и способа контроля, которые не требуют модуляции синусоидальной или прямоугольной волной, а позволяют использовать низкочастотную, с малым коэффициентом заполнения модуляцию импульсным световым излучением.

В первом аспекте настоящего изобретения представлено контролирующее устройство, содержащее:

- источник света для испускания световых импульсов в ткань живого существа,

- светочувствительный датчик для приема света из упомянутой ткани и формирования сигнала датчика,

- блок фильтра для фильтрации упомянутого сигнала датчика, упомянутый блок фильтра, содержащий переключаемый синфазный низкочастотный фильтр для формирования синфазного сигнала фильтра и переключаемый несинфазный низкочастотный фильтр для формирования несинфазного сигнала фильтра,

- блок управления для управления упомянутым источником света и упомянутым блоком фильтра таким образом, что синфазный фильтр включен только в течение второго периода времени, когда включен источник света, и таким образом, что несинфазный фильтр включен во время первого и третьего периодов времени, когда источник света выключен, причем второй период времени следует за первым периодом времени и предшествует третьему периоду времени,

- блок вычитания для вычитания несинфазного сигнала фильтра из синфазного сигнала фильтра.

В дополнительном аспекте настоящего изобретения представлен соответствующий способ контроля.

Предпочтительные варианты выполнения изобретения определены в зависимых пунктах формулы изобретения. Следует понимать, что заявленный способ имеет аналогичные и/или такие же предпочтительные варианты выполнения, что и заявленное устройство, и как определено в зависимых пунктах формулы изобретения.

Настоящее изобретение основано на идее применения схемы синхронного детектирования, которая не требует модуляции синусоидальной волной или прямоугольной волной, но позволяет низкочастотную, с малым коэффициентом заполнения модуляцию импульсным световым излучением, при этом все также позволяя шумам и помехам в узкой полосе более высоких частот нарушать обнаруженный сигнал.

В соответствии с настоящим изобретением сигнал окружающей среды (то есть, как правило, включающий в себя окружающий свет и шумы) измеряется близко вокруг основного сигнала. При измерении (дискретизации) сигнала окружающей среды, источник света выключен. При измерении (дискретизации) основного сигнала источник света включен. Скорректированный сигнал создается путем вычитания сигнала окружающей среды из основного сигнала. Таким образом, нежелательный сигнал окружающей среды устраняется из основного сигнала. Путем измерения (дискретизации) близко вокруг основного сигнала реализована локально увеличенная частота дискретизации, так что могут быть обнаружены и компенсированы сигналы окружающей среды вплоть до высоких частот, независимо от частоты дискретизации, с которой дискретизирован основной сигнал.

Переключаемые фильтры низких частот используются для детектирования и сигнала окружающей среды, и основного сигнала. Сигнал окружающей среды, таким образом, соответствует несинфазному сигналу фильтра, а основной сигнал соответствует синфазному сигналу фильтра. Выходной сигнал устройства получается путем вычитания двух различных сигналов на выходе двух фильтров. Переключаемые фильтры низких частот используются для предотвращения искажений и отфильтровывания высокочастотных шумов.

Следует отметить, что изобретение в общем не ограничено использованием трех периодов времени, и что возможна чередующаяся последовательность произвольной длины, такая как несинфазный период времени; синфазный период времени; несинфазный период времени; синфазный период времени;...; несинфазный период времени. В таком варианте выполнения источник света включен только во время синфазных периодов времени. Все синфазные периоды времени интегрируются в синфазном интеграторе (фильтре), в то время как все несинфазные периоды времени интегрируются в несинфазном интеграторе (фильтре). Предпочтительно, сумма синфазных периодов времени номинально равна сумме несинфазных периодов времени.

В варианте выполнения упомянутый блок управления выполнен с возможностью управления упомянутым блоком фильтра таким образом, что второй период времени имеет такую же продолжительность, как сумма первого и третьего периодов времени.

Сумма продолжительностей первого и третьего периодов времени не обязательно должна быть равной продолжительности второго периода времени. Разница может в этом случае компенсироваться надлежащими весовыми коэффициентами. Следовательно, в другом варианте выполнения упомянутый блок управления выполнен с возможностью управления упомянутым блоком фильтра таким образом, что вклад сигнала помех в течение второго периода времени такой же, как вклад сигнала помех во время первого и третьего периодов времени. Здесь в дело вступает калибровка. Чтобы компенсировать разность RC между двумя фильтрами блока фильтра, время специально может сделано немного неравным в своего рода калибровочной процедуре. Калибровка стремится немного подстраивать периоды времени так, что вклад сигнала помех одинаков в обоих фильтрах.

В другом варианте выполнения упомянутый блок управления выполнен с возможностью управления упомянутым блоком фильтра таким образом, что первый период времени имеет такую же длительность, как третий период времени. В общем, однако, также возможно, что первый период времени имеет другую длительность, чем третий период времени.

В другом варианте выполнения упомянутый блок управления выполнен с возможностью управления упомянутым источником света и упомянутым блоком фильтра таким образом, что упомянутый первый период времени расположен незадолго до включения источника света, а упомянутый третий период времени расположен вскоре после выключения источника света. Это гарантирует, что окружающий свет измеряется во время всех трех периодов времени наиболее схожим образом и вкладом.

В другом варианте выполнения упомянутый блок управления выполнен с возможностью управления упомянутым источником света и упомянутым блоком фильтра таким образом, что временной интервал между первым периодом времени и третьим периодом времени мал по сравнению с периодом времени самого быстрого сигнала помех, который должен быть подавлен, то есть t3-й период-t1-й период<<1/fпомехи_max.

Точный момент времени, когда источник света включается и выключается, выбирается так, что интегрирование сигналов окружающего света выполняется так, что выход интегратора (несинфазный сигнал) аппроксимирует истинное значение сигнала окружающего света во время, когда источник света включен. Наилучшая аппроксимация достигается, если первый и третий периоды времени симметричны и близки ко второму периоду времени.

В другом варианте выполнения упомянутый блок управления выполнен с возможностью управления упомянутым источником света и упомянутым блоком фильтра таким образом, что второй период времени меньше, чем продолжительность светового импульса.

В другом варианте выполнения контролирующее устройство дополнительно содержит аналого-цифровой преобразователь, соединенный между упомянутым блоком фильтра и упомянутым блоком вычитания, для аналого-цифрового преобразования упомянутого синфазного сигнала фильтра и упомянутого несинфазного сигнала фильтра до их вычитания, или соединенный с выходом упомянутого блока вычитания для аналого-цифрового преобразования выходного сигнала упомянутого блока вычитания. Таким образом, полное A/D разрешение используется для скорректированного (выходного) сигнала, формируемого блоком вычитания, или для выходного сигнала блока вычитания.

В другом варианте выполнения контролирующее устройство дополнительно содержит усилитель, соединенный между упомянутым светочувствительным датчиком и упомянутым блоком фильтра для усиления упомянутого сигнала датчика до его фильтрации.

В другом варианте выполнения синфазный фильтр выполнен с возможностью иметь ширину полосы частот, соответствующую ширине полосы частот сигнала датчика. Это гарантирует, что соотношение сигнал-шум может быть улучшено.

В варианте выполнения синфазный фильтр и несинфазный фильтр (номинально) являются одинаковыми фильтрами. Поскольку основной (синфазный) и несинфазный сигналы проходят через два экземпляра одинакового фильтра, вклад (нежелательного) несинфазного сигнала одинаков в обеих ветвях, так что посредством вычитания двух различных сигналов на выходе двух фильтров может быть получен желаемый выходной сигнал.

Дополнительные варианты выполнения предложенного контролирующего устройства, которые предпочтительно реализованы как носимое на запястье устройство для оптического отслеживания частоты сердечных сокращений, хотя возможны другие варианты осуществления, направлены на значительное сокращение воздействия солнечного света.

В одном варианте выполнения упомянутый блок управления выполнен с возможностью управления интенсивностью света, испускаемого упомянутым источником света, таким образом, чтобы она была в заданном диапазоне интенсивности, и управления усилением упомянутого аналого-цифрового преобразователя (в частности усилением усилителя, содержащегося в упомянутом аналого-цифровом преобразователе) так, чтобы уровень выходного сигнала упомянутого контролирующего устройства был в пределах заданного диапазона. Это гарантирует, что уровень выходного сигнала, который используется для обнаружения частоты сердечных сокращений, не слишком высок и не слишком низок.

В другом варианте выполнения упомянутый блок управления выполнен с возможностью управления интенсивностью света, испускаемого упомянутым источником света, и/или усилением упомянутого аналого-цифрового преобразователя таким образом, что отношение разности между синфазным сигналом фильтра и несинфазным сигналом фильтра к несинфазному сигналу фильтра находится в пределах заданного диапазона. Это гарантирует, что количество света источника света является не слишком маленьким по сравнению с окружающим светом (в частности, солнечным светом).

В альтернативном варианте выполнения для достижения того, чтобы количество света источника света не было слишком маленьким по сравнению с окружающим светом (в частности, солнечным светом), упомянутый блок управления выполнен с возможностью управления интенсивностью света, испускаемого упомянутым источником света, на основании сигнала несинфазного фильтра таким образом, что отношение разности между синфазным сигналом фильтра и несинфазным сигналом фильтра к несинфазному сигналу фильтра находится в пределах заданного диапазона.

Краткое описание чертежей

Эти и другие аспекты изобретения будут очевидны и будут объяснены со ссылкой на вариант(ы) выполнения, описанные ниже. На следующих чертежах:

фиг. 1 показывает блок-схему варианта выполнения предложенного контролирующего устройства,

фиг. 2 показывает схему, иллюстрирующую аспекты предложенного способа контроля,

фиг. 3 показывает схему спектра сигнала датчика,

фиг. 4 показывает схему передаточной функции предложенного контролирующего устройства,

фиг. 5 показывает блок-схему, иллюстрирующую обработку сигналов с источниками шумов в предложенном контролирующем устройстве,

фиг. 6 показывает эквивалентную принципиальную схему варианта выполнения фотодиода, соединенного с усилителем,

фиг. 7 показывает схему спектра сигнала датчика, включающего в себя шумы, и выходной сигнал предложенного контролирующего устройства,

фиг. 8 показывает блок-схему другого варианта выполнения предложенного контролирующего устройства, и

фиг. 9 показывает схему интенсивности света источника света в варианте выполнения, показанном на фиг. 8.

Осуществление изобретения

Фиг. 1 показывает блок-схему варианта выполнения контролирующего устройства 1 в соответствии с настоящим изобретением. Контролирующее устройство 1 содержит источник 2 света (например, LED; в общем в дальнейшем подразумевается источник света, даже если используется термин LED) для испускания световых импульсов 3 в ткань 4 живого существа, в частности, человека (например, пациента, человека, занимающегося спортом и т.д.) или животного (например, в зоопарке). Источник света 2 может, например, быть установлен на прищепке для пальца или часах, которые носит живое существо. Устройство 1 дополнительно содержит светочувствительный датчик 5 (например, фотодиод) для приема света 6 из упомянутой ткани 4 и формирования сигнала 7 датчика (например, тока фотодиода). При необходимости предусмотрен усилитель 8, в частности, трансимпедансный усилитель (TIA), для усиления сигнала 7 датчика в усиленный сигнал 9 датчика (например, для усиления тока фотодиода в сигнал напряжения).

(При необходимости усиленный) сигнал 9 датчика подается на блок 10 фильтра для фильтрации упомянутого сигнала 9 датчика. Блок 10 фильтра содержит переключаемый синфазный низкочастотный фильтр 11 (также называемый далее синфазным интегратором) для формирования синфазного сигнала 12 фильтра и переключаемый несинхронный низкочастотный фильтр 13 (также называемый далее пред- и пост-фильтром или пред- и пост-интегратором) для формирования несинфазного сигнала 14 фильтра.

При необходимости предусмотрен аналого-цифровой (AD) преобразователь 15 для аналого-цифрового преобразования выходного сигнала 16 фильтра (содержащего синфазный сигнал 12 фильтра и несинфазный сигнал 14 фильтра). (При необходимости преобразованный AD способом) выходной сигнал 17 фильтра затем направляется в блок 18 вычитания для вычитания (при необходимости преобразованного AD способом) несинфазного сигнала 14 фильтра из (при необходимости преобразованного AD способом) синфазного сигнала 12 фильтра для получения выходного сигнала 23, который используется для обнаружения частоты сердечных сокращений.

Наконец, предусмотрен блок 19 управления для управления упомянутым источником 2 света и упомянутым блоком 10 фильтра (и при необходимости AD преобразователем 15) путем использования управляющих сигналов 20, 21, 22, так что синфазный фильтр 11 включен только в течение второго периода времени (также называемого синфазным интервалом интегрирования), когда источник 2 света включен, и так что несинфазный фильтр 13 включен во время первого и третьего периодов времени (также называемых пред- и пост-фазными интервалами интегрирования), когда источник света 2 выключен. Это иллюстрируется на фиг. 2.

Фиг. 2 показывает схему, иллюстрирующую распределение пред-, синфазного, и пост-интервалов 30, 31, 32 интегрирования относительно сигнала «LED включен», то есть управляющего сигнала 20. В частности, показан усиленный сигнал 9 датчика (также называемый сигналом TIA) в вольтах в течение времени t в мкс. Пред- и пост-интервалы 30, 32 интегрирования (также называемые первым и третьим периодами времени) имеют целью создание интерполированной версии (при необходимости усиленного) сигнала 9 датчика без включенного LED 2 (то есть имеют целью реконструировать сигнал помех, когда LED 2 включен). Во время синфазного интервала 31 (также называемого вторым временным периодом) и индуцированный LED сигнал, и сигнал помехи интегрируются в (при необходимости усиленный) сигнал 9 датчика.

Таким образом, как правило, источник 2 света импульсно возбуждается блоком 19 управления (как правило содержащим генератор синхронизирующих импульсов) на частоте модуляции fm. Датчик 5 и TIA 8 принимают и усиливают импульсный сигнал 7 датчика и передают его двум переключаемым фильтрам 11, 13.

Синфазный переключаемый фильтр 11 включается, когда источник света 2 включен. Пред- и пост-фильтр 13 (то есть несинфазный фильтр) включается незадолго до и вскоре после того, как включен источник 2 света. Другими словами, временной интервал между первым периодом 30 времени и третьим периодом 32 времени является коротким по сравнению с периодом времени самого быстрого сигнала помехи, который должен быть подавлен, то есть t3-й период-t1-й период<<1/fпомеха_max. Полное время интегрирования для каждого фильтра 11, 13 является предпочтительно одинаковым. Если фильтры 11, 13 не включены, они сохраняют свое состояние.

Основными параметрами устройства 1 являются:

fm: частота модуляции LED;

tON: время, когда LED включен;

d: коэффициент заполнения, который следует из fm и tON: d=tON×fm; он определяет среднюю мощность LED;

- значения R и C переключаемых интеграторов (фильтров) в устройстве.

Основными параметрами качества работы устройства 1 являются:

подавление помех: подавление оптических и EMI возмущений;

отношение сигнал-шум;

ширина полосы частот;

потребление энергии.

Окружающий свет и электромагнитные помехи могут нарушать сигнал 7 датчика (фотодиода). Большая часть этих помех происходит на DC и на частотах, кратных частоте сети (таких, как 50/60 Гц, 100/120 Гц). Для подавления этих помех применено синхронное детектирование.

С временной точки зрения, пред- и пост-фильтры 13 могут рассматриваться как оценочные функции сигнала помех во время, когда LED 2 включен. Оценочная функция является средним сигнала помехи в течение пред- и пост-периодов 30, 32. Для помех, которые являются достаточно низкочастотными, оценка будет точной.

Со спектральной точки зрения, синхронный детектор может рассматриваться как фильтр высоких частот, который блокирует сигнал помех ниже частоты FSD. Сигнал помех подается и на пред- и пост-фильтр 13, и на синфазный фильтр 11, и выход вычисляется в виде y(n)=x(n-1)-½(x(n-2)+x(n)). Частота дискретизации этого фильтра равна, например, ≈2500 Гц.

Может использоваться модель обработки сигналов, содержащая сигнал помехи a(t). Для подавления сигнала помех пред- и пост-интегратор 13 должен хорошо оценить сигнал помех во время, когда LED 2 включен. Для этого важно, чтобы интеграторы 11, 13 вели себя одинаково. Может использоваться комбинация двух способов:

значения компонент (R сопротивления и C конденсатора) должны хорошо совпадать между двумя переключаемыми интеграторами 11, 13;

применяется калибровка для того, чтобы поведение двух переключаемых интеграторов 11, 13 было одинаковым.

В варианте выполнения является предпочтительным, чтобы пред- и пост-интервалы 30, 32 интегрирования были достаточно близко к синфазному интервалу 31 (локальная частота дискретизации должна быть достаточно высокой). В противном случае высокие частоты в сигнале помех не очень хорошо подавляются. Подавление помех не зависит от того, применяется ли сброс в переключаемых интеграторах. Это происходит потому, что в обоих случаях обработка сигналов для сигнала помех является одинаковой для обоих путей прохождения сигнала.

Спектр сигнала 3 основной полосы частот через ткань модулируется LED 2 с частотой fm. Из-за этого спектр выходного сигнала 9 TIA 8 имеет спектр на основной полосы частот частотах, кратных fm. Затухание к более высоким частотам определяется коэффициентом заполнения LED (в соответствии с рядом Фурье). Это изображено на схеме сигнала на фиг. 3, показывающей спектр выходного сигнала 9 TIA 8, обозначенного VTIA, в зависимости от частоты f.

Только когда интеграторы 11, 13 включены, они интегрируют входной сигнал 9. Когда они не включены, они сохраняют свое состояние. Интеграторы 11, 13 функционируют как фильтр низких частот. Коэффициент заполнения d включения влияет на ширину полосы частот фильтра. С усреднением пространства состояний ширина полосы частот фильтра может быть вычислен как:

[Гц] (1)

Для более высоких частот уравнение (1) не выполняется. Как только период входного сигнала 9 попадает в диапазон времени (tΟΝ) включения, естественная временная константа RC определяет поведение, и сигнал подавляется, приводя к:

[Гц] (2)

Передаточная функция H(f) устройства 1 по частоте f показана на фиг. 4. Передача ограничена шириной BW2 полосы частот, и присутствует дополнительная функция низких частот BW1. Этот фильтр низких частот действителен для всех спектральных повторений на частотах, кратных fm. Другими словами, ширина BW1 полосы частот связана с переключаемой функцией фильтра низких частот, а ширина BW2 полосы частот связана с продолжительностью времени включения.

Предпочтительно, пред-период 30 (Tпред) и пост-период 32 (Tпост) одинаковы по длине для выполнения симметричного интегрирования окружающей среды:

Tпред=Tпост=0,5×Tсинфазный. (3)

Электрическая цепь затем выполняет следующую функцию:

M=S+A,

A'=0,5×Aпред+0,5×Aпост (4)

(это ключевой момент симметричного интегрирования окружающей среды),

S'=M-A'.

Цель состоит в том, чтобы A' было очень хорошей оценкой A, так что S'=S, при этом

M = сигнал от фотодиода, когда LED включен,

S = интересующий сигнал,

A = сигнал помех (окружающая среда и шумы),

A' = оценка сигнала A (сумма с весовыми коэффициентами),

S' = оценка S.

Таким образом, весовые коэффициенты в уравнении (4) связаны с уравнением (3).

Далее рассматривается поведение шумов. Используется модифицированная модель обработки сигналов для того, чтобы разобраться с шумами. Как правило, представляет интерес часть сигнала с частотой сердечных сокращений (пульсом сердца), которая составляет примерно 1% от полного сигнала. Чтобы получить для сигнала отношение сигнал-шум, скажем, 40 дБ, общее отношение сигнал-шум должно составлять ≈40 дБ+20×log(1/(1%))=40 дБ+40 дБ=80 дБ.

Фиг. 5 показывает блок-схему, иллюстрирующую обработку сигналов с источниками шумов в предложенном контролирующем устройстве. Могут быть идентифицированы следующие источники шумов:

nL(t): шумы в интенсивности света LED. Они модулируются посредством m(t) с fm: IL=nL(t)×m(t).

nT(t): шумы, которые относятся к выходу TIA. Состоят из шумов TIA и фотодиода.

nQ(t): шумы от дискретизации с помощью A/D.

Шумы nL(t) LED модулируются, таким образом для канала они имеют место в нескольких полосах частот. После детектирования эти полосы частот сворачиваются обратно в основную полосу частот. Поэтому важны шумы в диапазоне частот 0…BW2. Отношение сигнал-шум сигнала LED сохраняется для всего канала. И сигнал, и шумы ослабляются одинаковым образом. Предпочтительным требованием является наличие >80 дБ для внутриполосных шумов.

Для фотодиода ток Ip содержит:

Тепловой шум от сопротивления шунта фотодиода .

Дробовой шум, вызванный темновым током фотодиода, который зависит от напряжения смещения .

Световой дробовой шум, который зависит от падающего на фотодиод света .

Для TIA он дается в виде:

Шумы напряжения En (nV/√Гц) и тока In (fA/√Гц).

В итоге шумы на выходе равны:

.

Соответствующая эквивалентная принципиальная схема варианта выполнения фотодиода, соединенного с усилителем, изображена на фиг. 6

Шумы от TIA 8 и фотодиода 5 присутствуют независимо от m(t) (за исключением шума квантования света). Из-за этого низкочастотные компоненты удаляются посредством синхронного детектирования. Поэтому имеют значение только шумы в диапазоне частот приблизительно 500 Гц…BW2. Это является желательным, поскольку таким образом шумы 1/f не вносят никакого вклада. Если устройство выбрано без сброса, тогда дополнительная часть шумов отфильтровывается, как показано на фиг. 4. Чтобы полностью использовать A/D преобразователь 15, минимальный уровень этого шума не должен превышать минимальный уровень A/D шума.

A/D шумы являются белым шумом в цифровом сигнале, и они не зависят от выбранной ширины полосы частот. Эти шумы могут быть уменьшены путем избыточной дискретизации. Это относительно просто сделать, поскольку сигнал уже захвачен путем дискретизации с запоминанием, и имеется достаточное количество времени (если переключатели не дают слишком больших утечек). Это позволит использовать A/D преобразователь с более низким разрешением.

Предполагая, что шумы от TIA и фотодиода является доминирующими, следует смотреть на отношение сигнал-шум (отношение S/N). На фиг. 7A показан спектр сигнала 9 TIA, а фиг. 7B показывает выходной сигнал устройства 1. Сигнал 9 TIA, показанный на фиг. 7A, состоит из спектра сигнала, повторяющегося на частотах fm, и из шумов. Спектр передачи сигнала, показанный на фиг. 7B, состоит из полос шириной BW1, повторяемых на fm, вплоть до BW2. Часть выше BW2 отфильтровывается из-за низкочастотного характера псевдоинтегратора. Спектр передачи шумов такой же, как спектр передачи сигнала, за исключением того, что более низкая часть до FSD отфильтровывается путем синхронного детектирования (FSD≈500 Гц). Результатом этого является:

Константа зависит от уровня шумов в канале и от уровня сигнала (оба из которых не зависят от параметров детектора). Предполагается, что сигнал полностью содержится в пределах его полосы BW1. Ширина BW полосы частот шумов равна числу полос в (BW2-FSD), умноженной на ширину каждой полосы.

Отсюда можно вывести, что отношение сигнал-шум может быть улучшено с помощью вариантов выполнения, в которых:

BW1 выбирается так, чтобы она была как можно меньше, чтобы вместить ширину полосы частот сигнала;

BW2-FSD мало по сравнению с BW2.

В принципе, ширина полосы частот шумов может быть уменьшена до 0, когда BW2 стремится к FSD. Однако, не все параметры независимы друг от друга, как будет пояснено ниже.

После выбора fm, tON, R и C были настроены для получения BW1 равной 8 Гц. Таким образом возможен компромисс между мощностью LED и S/N (увеличение мощности LED путем увеличения интенсивности является более эффективным способом улучшения отношения S/N). Вклад интенсивности линейный, в то время как длительность вносит вклад как квадратный корень. Относительное соотношение S/N было и вычислено, и смоделировано. Чертежи совпадают, за исключением нижней правой части. Вычисление показывает улучшение S/N на +12 дБ, в то время как смоделированное улучшение S/N показало +6 дБ.

Решения отличаются в следующих моментах:

S/N (более высокие значения RC в комбинации с длинным tON дают лучший результат).

Мощность LED (fm=25 Гц требует самой низкой).

FSD (tON=250 мкс имеет самое высокое, следовательно, наилучшее подавление сигнала помех).

Искажение (fm=200 Гц наименее восприимчиво к искажениям компонентов сигнала).

Предложенное контролирующее устройство и способ могут быть реализованы как носимый на запястье оптический монитор частоты сердечных сокращений. Такой носимый на запястье оптический монитор частоты сердечных сокращений содержит источник света (например, LED) и фотодетектор (светочувствительный датчик). Свет от источника света проходит через ткань живого существа (например, человека, занимающегося спортом) в фотодетектор, в результате чего может быть определена частота сердечных сокращений. В носимых на запястье оптических мониторах частоты сердечных сокращений для наружного использования большую роль может играть влияние солнечного света. Солнце является очень мощным источником света, и свет от солнца может попадать в фотодетектор путем рассеяния или путем прохождения через ткань. Кроме того, из-за быстрого перемещения между солнечным светом и тенью, количество солнечного света, попадающего в фотодетектор, может быстро изменяться. Этот эффект усугубляется, если фотодетектор чувствителен к части спектра солнечного света, например, к зеленому свету. Отфильтровывание может использоваться только для не зеленых частей спектра солнечного света.

Проблема с попаданием солнечного света в детектор состоит в том, что может быть сильно нарушен сигнал частоты сердечных сокращений. Частота сердечных сокращений является лишь очень незначительной частью сигнала (например, от 0,2% до 2% полного сигнала). Изменения количества солнечного света, который попадает в фотодетектор, могут быть больше этого. Другая проблема с солнечным светом может состоять в том, что может быть нарушена работа контура управления интенсивностью света LED из-за солнечного света. Большое количество солнечного света, попадающего в детектор, может привести к ошибочному уменьшению интенсивности света LED. Следовательно, в предпочтительных вариантах выполнения предлагается значительно уменьшить воздействие солнечного света.

Вариант выполнения контролирующего устройства 1' в соответствии с настоящим изобретением, содержащего средство для уменьшения воздействия солнечного света и полезного в варианте осуществления в виде носимого на запястье оптического монитора частоты сердечных сокращений для наружного использования, изображен на фиг. 8. Фотодетектор 5 принимает свет 6 от LED 2 и свет 42 от солнца 40. Измерения для света 42 от солнца 40 проводятся отдельно путем усреднения измерений до и после импульса LED, то есть путем усреднения измерений во время первого и третьего периодов 30, 32 времени в фильтре 10. Усредненное значение 14 для солнечного света вычитается в блоке 18 вычитания из сигнала 12 фотодетектора, так что остается часть 25 LED сигнала. Этот оставшийся сигнал 25 подвергается A/D преобразованию, и результирующий выходной сигнал 23 используется для детектирования частоты сердечных сокращений (HR).

Этот вариант выполнения контролирующего устройства 1' хорошо работает для устранения солнечного света, который не изменяется очень быстро. Но когда количество солнечного света, попадающего на фотодетектор 5, изменяется очень быстро, тогда подавление окружающего света не является неограниченно хорошим. Малая часть изменения солнечного света оказывается в сигнале, используемом для обнаружения HR. Это устанавливает более низкий предел к необходимой интенсивности LED.

Контроллер 19 использует выходной сигнал 23 от A/D преобразователя 15. Первая цель контроллера 19 состоит в том, чтобы иметь достаточный, но не слишком высокий уровень сигнала, идущего на обнаружение HR. Он может делать это путем регулировки интенсивности LED с помощью сигнала 20 управления LED и/или путем регулировки усилителя с программируемым коэффициентом усиления в A/D преобразователе 15 с помощью сигнала 22 управления преобразователем. Таким образом, контроллер 19 имеет некоторую свободу использовать любой из этих двух сигналов 20, 22 управления для получения правильного уровня выходного сигнала. Например, если уровень сигнала слишком низок, то он может или увеличить усиление, или увеличить интенсивность LED.

Вторая цель контроллера 19 состоит в том, чтобы количество света LED, попадающего на фотодетектор, было не слишком маленьким по сравнению с величиной солнечного света. В противном случае быстрые изменения солнечного света могут быть слишком доминирующими по сравнению со светом LED, и выходной сигнал может быть нарушен. Чтобы достичь этой второй цели, у контроллера 19 есть две возможности. Во-первых, он может попытаться удерживать интенсивность LED в пределах диапазона интенсивности LED и регулировать с использованием усиления. Только если усиление находится на одном из краев диапазона усиления, тогда LED позволено выйти за пределы его диапазона интенсивности.

Поведение варианта выполнения контролирующего устройства 1' (с использованием вышеупомянутой первой возможности для достижения второй цели контроллера 19) показано на схеме, изображенной на фиг. 9. Интенсивность LED нарисована как функция затухания света LED в ткани. Контролирующее устройство 1' пытается удержать интенсивность LED в пределах диапазона R (между двумя горизонтальными пунктирными линиями). С небольшими изменениями затухания света LED разбираются путем адаптации интенсивности LED. В частности, интенсивность LED меняется только тогда, когда сигнал выходит за пределы желаемого диапазона сигнала, так что число адаптаций интенсивности LED минимизируется. Это делается потому, что адаптация интенсивности LED приводит к помехам в сигнале. С большими изменениями, которые могут привести к выходу интенсивности LED за пределы диапазона, разбираются путем изменения усиления усилителя с программируемым коэффициентом усиления в AD преобразователе 15. Только когда усиление на максимуме, интенсивность LED увеличивается выше диапазона. Аналогично, когда усиление на минимуме, интенсивность LED уменьшается ниже диапазона.

На фиг. 9 индексы A и B должны указывать конкретные различные усиления. Идея фиг. 9 состоит в том, чтобы показать последовательность m усилений: Gm; Gm-1; Gm-2; …, G2; G1, при этом Gm является максимальным усилением, а G1 является минимальным усилением. В варианте выполнения для усилений верно следующее: G3=2; G2=1; G1=0,5.

Настоящее изобретение может, например, применяться в спортивных часах для бега или в потребительских продуктах контроля образа жизни, которые, например, используют браслет вокруг запястья и имеют целью детектирование физиологические параметров, связанных с частотой сердечных сокращений. Дополнительно, оно может использоваться в медицинских приложениях и дома, и в больнице. В принципе, изобретение может использоваться для любой системы, где должна измеряться реакция на собственное возбуждение и где присутствуют аддитивные сигналы помех. Например, изобретение может применяться в системах, измеряющих уровень SpO2 (хотя такие системы, как правило, используют две длины волны, принцип настоящего изобретения, как правило, применим).

Настоящее изобретение не ограничено использованием одного источника света и/или светом на одной длине волны, но может также применяться в устройствах и способах, использующих более одного источника света для испускания световых импульсов и/или света более одной длины волны, например, диапазона длин волн или нескольких отдельных длин волн.

Хотя изобретение было проиллюстрировано и подробно описано на чертежах и в вышеприведенном описании, такую иллюстрацию и описание следует считать иллюстративными или приведенными в качестве примера, а не ограничивающими; изобретение не ограничено раскрытыми вариантами выполнения. Специалисты в данной области техники при осуществлении заявленного изобретения могут предусмотреть и создать другие варианты в соответствии с раскрытыми вариантами выполнения после изучения чертежей, раскрытия и прилагаемой формулы изобретения.

В формуле изобретения слово «содержащий» не исключает другие элементы или этапы, а единственное число не исключает множественное. Один элемент или другой блок может выполнять функции нескольких пунктов, перечисленных в формуле изобретения. Тот факт, что некоторые средства перечислены в различных зависимых пунктах формулы изобретения не означает, что сочетание этих средств не может быть использовано с достижением преимущества.

Любые ссылочные позиции в формуле изобретения не должны толковаться как ограничивающие объем изобретения.

1. Контролирующее устройство для фотоплетизмографии, содержащее:

- источник (2) света для испускания световых импульсов (3) в ткань (4) живого существа,

- светочувствительный датчик (5) для приема света (6) из упомянутой ткани и формирования сигнала (7, 9) датчика,

- блок (10) фильтра для фильтрации упомянутого сигнала (7, 9) датчика, причем упомянутый блок фильтра содержит переключаемый синфазный низкочастотный фильтр (11) для формирования синфазного сигнала (12) фильтра и переключаемый несинфазный низкочастотный фильтр (13) для формирования несинфазного сигнала (14) фильтра,

- блок (19) управления для управления упомянутым источником (2) света и упомянутым блоком (10) фильтра таким образом, что синфазный фильтр (11) включен только в течение второго периода (31) времени, когда источник (2) света включен, и таким образом, что несинфазный фильтр (13) включен во время первого и третьего периодов (30, 32) времени, когда источник (2) света выключен, причем первый и третий периоды (30, 32) времени обеспечивают локально увеличенную частоту дискретизации около второго периода (31) времени таким образом, что несинфазный сигнал (14) фильтра интерполирует сигнал помехи от окружающего света и шума синфазного сигнала (12) фильтра,

- блок (18) вычитания для вычитания несинфазного сигнала (14) фильтра из синфазного сигнала (12) фильтра.

2. Контролирующее устройство по п. 1,

в котором упомянутый блок (19) управления выполнен с возможностью управления упомянутым блоком (10) фильтра таким образом, что второй период (31) времени имеет такую же длительность, как сумма первого и третьего периодов (30, 32) времени.

3. Контролирующее устройство по п. 1,

в котором упомянутый блок (19) управления выполнен с возможностью управления упомянутым блоком (10) фильтра таким образом, что вклад сигнала помех в течение второго периода (31) времени является таким же, как вклад сигнала помех во время первого и третьего периодов (30, 32) времени.

4. Контролирующее устройство по п. 1,

в котором упомянутый блок (19) управления выполнен с возможностью управления упомянутым блоком (10) фильтра таким образом, что первый период (30) времени имеет такую же длительность, как третий период (32) времени.

5. Контролирующее устройство по п. 1,

в котором упомянутый блок (19) управления выполнен с возможностью управления упомянутым источником (2) света и упомянутым блоком (10) фильтра таким образом, что упомянутый первый период (30) времени расположен незадолго до того, как источник (2) света включается, а упомянутый третий период (32) времени расположен вскоре после того, как источник (2) света выключается.

6. Контролирующее устройство по п. 1,

в котором упомянутый блок (19) управления выполнен с возможностью управления упомянутым источником (2) света и упомянутым блоком (10) фильтра таким образом, что временной интервал между первым периодом времени и третьим периодом времени мал по сравнению с временным периодом самого быстрого сигнала помех, который должен быть подавлен.

7. Контролирующее устройство по п. 1,

в котором упомянутый блок (19) управления выполнен с возможностью управления упомянутым источником (2) света и упомянутым блоком (10) фильтра таким образом, что второй период времени меньше, чем продолжительность светового импульса.

8. Контролирующее устройство по п. 1,

дополнительно содержащее аналого-цифровой преобразователь (15), соединенный между упомянутым блоком (10) фильтра и упомянутым блоком (18) вычитания для аналого-цифрового преобразования упомянутого синфазного сигнала (12) фильтра и упомянутого несинфазного сигнала (14) фильтра до их вычитания или соединенный с выходом упомянутого блока (18) вычитания для аналого-цифрового преобразования выходного сигнала упомянутого блока (18) вычитания.

9. Контролирующее устройство по п. 1,

дополнительно содержащее усилитель (8), соединенный между упомянутым светочувствительным датчиком (5) и упомянутым блоком (10) фильтра для усиления упомянутого сигнала (7) датчика до его фильтрации.

10. Контролирующее устройство по п. 1,

в котором синфазный фильтр (12) выполнен с возможностью иметь ширину полосы частот, соответствующую ширине полосы частот сигнала (7) датчика.

11. Контролирующее устройство по п. 1,

в котором синфазный фильтр (11) и несинфазный фильтр (13) являются одинаковыми фильтрами.

12. Контролирующее устройство по п. 8,

в котором упомянутый блок (19) управления выполнен с возможностью управления интенсивностью света, испускаемого упомянутым источником (2) света, таким образом, что она находится в заданном диапазоне (R) интенсивности, и управления усилением упомянутого аналого-цифрового преобразователя (15) таким образом, что уровень сигнала выходного сигнала (23) упомянутого контролирующего устройства находится в пределах заданного диапазона.

13. Контролирующее устройство по п. 1,

в котором упомянутый блок (19) управления выполнен с возможностью управления упомянутым источником (2) света таким образом, что источник (2) света поочередно включается во время синфазных периодов (31) времени и выключается во время несинфазных периодов (30, 32) времени, и управления упомянутым блоком (10) фильтра таким образом, что синфазный фильтр (11) включен только во время синфазных периодов (31) времени, и так, что несинфазный фильтр (13) включен во время несинфазных периодов (30, 32) времени.

14. Контролирующее устройство по п. 1,

в котором упомянутый блок (19) управления выполнен с возможностью управления упомянутым блоком (10) фильтра и упомянутым источником (2) света таким образом, что сумма синфазных периодов времени номинально равна сумме несинфазных периодов времени.

15. Способ контроля для фотоплетизмографии, содержащий этапы, на которых:

- испускают световые импульсы (3) в ткань (4) живого существа,

- принимают свет (6) из упомянутой ткани (4) и формируют сигнал (7) датчика,

- производят фильтрацию упомянутого сигнала (7, 9) датчика, содержащую переключаемую синфазную низкочастотную фильтрацию для формирования синфазного сигнала (12) фильтра и переключаемую несинфазную низкочастотную фильтрацию для формирования несинфазного сигнала (14) фильтра,

- управляют упомянутым испусканием световых импульсов и упомянутой фильтрацией сигнала датчика таким образом, что синфазная фильтрация выполняется только в течение второго периода (31) времени, когда световой импульс испускается, и таким образом, что несинфазная фильтрация выполняется во время первого и третьего периодов (30, 32) времени, когда световой импульс не испускается, причем первый и третий периоды (30, 32) времени обеспечивают локально увеличенную частоту дискретизации около второго периода (31) времени таким образом, что несинфазный сигнал (14) фильтра интерполирует сигнал помехи от окружающего света и шума синфазного сигнала (12) фильтра,

- вычитают несинфазный сигнал (14) фильтра из синфазного сигнала (12) фильтра.



 

Похожие патенты:

Изобретения относятся к медицине. Способ определения сна, стадии сна и/или перехода между стадиями сна человека осуществляют с помощью системы для определения сна, стадии сна и/или перехода между стадиями сна.

Изобретение относится к области медицины, а именно спортивной медицины, и предназначено для оптимизации дифференцированного преподавания физической культуры студентам с учетом их физической работоспособности и тренированности.

Изобретения относятся к медицине. Способ получения и обработки показаний измерений, содержащих компонент, представляющий физический феномен в живом существе, осуществляют с помощью устройства для получения и обработки показаний измерений.

Изобретение относится к области извлечения информации из характеристических сигналов. Техническим результатом является повышение точности получения сигналов жизнедеятельности объекта.

Изобретения относятся к медицине. Способ определения частоты сердечных сокращений человека реализуют с помощью переносного устройства, входящего в состав системы для определения частоты сердечных сокращений.

Группа изобретений относится к медицине, а именно к терапии и кардиологии. Пациентам, возраст которых от 46 до 55 лет, определяют ЧСС, измеряют САД и определяют вагосимпатический баланс путем расчета LF/HF по оригинальной формуле.

Группа изобретений относится к медицинской технике, а именно к средствам обнаружения лихорадки. Устройство содержит блок для обеспечения значения частоты сердечных сокращений, блок для обеспечения физиологического значения, блок для определения характеристик частоты сердечных сокращений по значению частоты сердечных сокращений, блок для определения физиологических характеристик по физиологическому значению, блок для обнаружения лихорадки в зависимости от характеристик частоты сердечных сокращений и физиологических характеристик.

Изобретения относятся к медицине. Устройство измерения величины артериального давления человека включает блок измерения величины артериального давления, содержащий датчик давления, блок регистрации отклонений величины артериального давления, снабженный оптическим датчиком, контроллер и дисплей.

Изобретение относится к приспособлениям, используемым для оценки состояния человека с помощью снятия биологических сигналов с верхней части тела человека. Приспособление включает в себя элемент подушки для поддержания спины и элемент базовой подушки объединенные в одно целое при помощи мешкообразного элемента; элемент сенсорного приспособления, снимающего биологические сигналы со спины сидящего человека; элемент для поддержания таза/поясничной области, который амортизирует движения таза и уменьшает нагрузку на элемент подушки для поддержания спины.

Изобретение относится к устройству и способу извлечения информации из обнаруженных характеристических сигналов. Техническим результатом является обеспечение получения требуемых характеристических сигналов с высокой точностью.

Изобретение относится к области медицины, а именно к ангиологии и кардиологии. Проводят измерение параметров магистральных артерий сердца и атеросклеротических бляшек, с использованием процедуры селективной рентгеноконтрастной ангиографии.

Изобретение относится к области медицины, а именно к гемостазиологии, и предназначено для выполнения низкочастотной пьезотромбоэластографии в норме, при патологии, а также при моделировании патологии у мелких лабораторных животных на аппаратно-программном комплексе для клинико-диагностических исследований реологических свойств крови АРП-01М «Меднорд» с помощью информационно-компьютерной системы (ИКС) «Гемо-3».

Изобретение относится к медицине, а именно к травматологии и ортопедии, и может быть использовано при планировании реконструкции заднего отдела стопы. На рентгенограмме стопы, выполненной в боковой проекции, ставят точку «а», соответствующую заднему краю суставной поверхности блока таранной кости, и точку «b», соответствующую переднему краю.

Изобретение относится к медицине и может быть использовано для прогнозирования слабости родовой деятельности. На сроке доношенной беременности определяют показатели крови: общий белок, уровень альфа-глицерофосфатдегидрогеназы в лимфоцитах.

Изобретение относится к области медицины, в частности к неотложной медицине и травматологии. Определяют состояние пациента путем измерения параметров крови и клинических показателей.

Изобретение относится к медицине, а именно к гинекологии, и может быть использовано для определения состояния здоровья женщины в периоде климактерия. Определяют степень тяжести симптомов приливов и степень тяжести симптомов потливости по 10-балльной визуально-аналоговой шкале.

Изобретение относится к области медицины, а именно спортивной медицины, и предназначено для оптимизации дифференцированного преподавания физической культуры студентам с учетом их физической работоспособности и тренированности.

Изобретение относится к медицине, а именно к стоматологии, и может быть использовано для оценки анатомо-топографического состояния мыщелковых отростков и выявления ранних стадий развития патологических процессов на магнитно-резонансных, конусно-лучевых компьютерных томограммах мыщелкового отростка нижней челюсти, а также на ортопантомограммах как в положении закрытого, так и в положении открытого рта пациента.

Группа изобретений относится к медицине и может быть использована для прогнозирования состояния человека в зависимости от параметров окружающей среды. Группа изобретений представлена способом и системой многопараметрической оценки влияния параметров окружающей среды на функционирование систем организма человека.

Группа изобретений относится к медицине и в целом относятся к системе и способу чрескожной доставки, имплантации и фиксации крепежного элемента в целевом участке. Имплантируемый крепежный элемент содержит проксимальный стабилизирующий элемент, проходящий от проксимального конца к дистальному концу, дистальный стабилизирующий элемент, проходящий от проксимального конца к дистальному концу, перемычку, проходящую от дистального конца проксимального стабилизирующего элемента к проксимальному концу дистального стабилизирующего элемента, и позиционирующую консоль, проходящую от проксимального конца дистального стабилизирующего элемента, причем проксимальный и дистальный стабилизирующие элементы имеют сжатую конфигурацию и выполнены с возможностью перехода к развернутой конфигурации.

Изобретение относится к области медицины, а именно к диагностике. Для определения концентрации глюкозы в крови регистрируют отношения измеренных натощак значений систолического и диастолического артериальных давлений на левой и правой руках: n01 - минимальное систолическое к максимальному диастолическому, n11 - максимальное систолическое к максимальному диастолическому, n00 - минимальное систолическое к минимальному диастолическому и n10 - максимальное систолическое к минимальному диастолическому, по которым оценивают соответствующие значения глюкозы: Р01 и Р11, Р00 и Р10, используя калибровочную характеристику с известными предельными параметрами. Формируют комплексную оценку всех результатов концентрации глюкозы и нормированный эквивалент их максимальной величины, отношение которых служит адаптивной нормированной точностью. За действительное значение принимают адаптивную меру нормированного эквивалента, представляемого средним арифметическим измеренных результатов концентрации глюкозы и расположенного в границах адаптивного диапазона, с погрешностью, регламентируемой адаптивной нормированной точностью. Способ повышает метрологическую эффективность, точность и достоверность определения концентрации глюкозы в крови за счет снижения методической и инструментальной погрешности путем введения регулируемой нормируемой меры точности, автоматически отслеживающей адаптивный диапазон. 1 табл., 1 ил.
Наверх