НОСИМОЕ УСТРОЙСТВО, СПОСОБ И СИСТЕМА ДЛЯ ИЗМЕРЕНИЯ ПАРАМЕТРОВ КРОВИ Российский патент 2024 года по МПК A61B5/1455 A61B5/53 G01N33/49 

Область техники

[0001] Настоящее изобретение относится к устройствам и системам неинвазивного мгновенного или непрерывного, персонального контроля за состоянием здоровья человека, в частности, определения параметров крови, таких как концентрация гемоглобина (cHb), общая масса гемоглобина (tHb), показатель гематокрита (НСТ), общий объем эритроцитов (tEV), средней концентрации гемоглобина в эритроцитах (МСНС), объем плазмы (PV), в том числе при краевых значениях параметра, с помощью носимых устройств, таких как современные умные часы и фитнес-браслеты.

Кроме того, изобретение относится к способу определения параметров крови, реализуемому в носимых устройствах.

Предпосылки изобретения

[0002] Параметры крови являются маркерами состояния здоровья человека и их своевременный контроль делает возможным предотвращение, своевременное обнаружение и контроль протекания болезни, а также других нарушений в работе организма. Поэтому необходим непрерывный (постоянный) контроль параметров крови, из которых основными являются концентрация гемоглобина, гематокрит, общий объем эритроцитов, средняя концентрация гемоглобина в эритроцитах, объем крови, объем плазмы и т.п.

[0003] Ниже приведены условные обозначения некоторых основных параметров крови, используемые в настоящем описании:

[0004] RBC - красные кровяные тельца (эритроциты). Это форменные элементы крови, содержащие гемоглобин. Эритроциты представляют собой высокоспециализированные клетки крови, основная функция которых - участие в газообмене благодаря способности эритроцитов связывать кислород и углекислый газ и транспортировать их в кровотоке. Связывание кислорода обеспечивается за счет высокого содержания в эритроцитах гемоглобина. Эритроциты участвуют в гемостазе, поддержании кислотно-основного равновесия, иммунных реакциях и представляют собой самую многочисленную популяцию клеток крови. В физиологических условиях у мужчин число циркулирующих эритроцитов 4,1-5,2×10¹² клеток на литр, у женщин - 3,6-4,6×10¹² клеток на литр. Повышаться концентрация эритроцитов может из-за потери жидкости с потом, рвотой, поносом, то есть когда сгущается кровь. Снижение показателя обычно является признаком анемии, чаще всего железодефицитной.

[0005] Hb - гемоглобин (концентрация гемоглобина в цельной крови). Это основной дыхательный пигмент и главный компонент эритроцитов крови, выполняющий важные функции в организме человека: перенос вдыхаемого кислорода из легких в биологические ткани и органы, а углекислого газа из тканей и органов в легкие, где он выдыхается. Этопроисходит за счет способности кислорода обратимо связываться железом, атомы которого «встроены» в гемоглобин. При взаимодействии с биологическими тканями и органами эритроциты «освобождаются» от кислорода и «забирают» углекислый газ. Гемоглобин также играет существенную роль в поддержании кислотно-основного равновесия крови. Буферная система, создаваемая гемоглобином, способствует сохранению рН крови в определенных пределах. Именно гемоглобин, а точнее его железо, окрашивает эритроциты в красный цвет.

[0006] НСТ - гематокрит (гематокритное число, показатель гематокрита). Это соотношение объема форменных элементов и плазмы крови. Считается, что гематокрит отражает соотношение объема эритроцитов и объема плазмы крови, так как в основном объем форменных элементов крови составляют эритроциты. Кровь на 40-45% состоит из форменных элементов (эритроцитов, тромбоцитов, лейкоцитов) и на 60-55% из плазмы. Гематокрит зависит от количества RBC и значения MCV (среднего объема эритроцитов) и соответствует произведению RBC×MCV. В норме показатель гематокрита составляет 40-50% у мужчин и 35-44% у женщин.

[0007] Величина НСТ широко используют для суждения о степени анемии, при которой, как правило, обнаруживается уменьшение гематокрита до 20-25%, которое при анемии происходит параллельно с уменьшением количества эритроцитов. НСТ отражает лишь объем эритроцитов в крови, а не их общую массу в организме. Так, у пациентов с шоком за счет гемоконцентрации НСТ может быть нормальным или даже высоким, хотя общая масса эритроцитов значительно снижена в связи с потерей крови. Поэтому НСТ не может быть надежным параметром при оценке степени анемии сразу после кровопотери или гемотрансфузии.

[0008] Увеличение НСТ до 55-65% и выше характерно для истинной полицитемии, менее резкое увеличение до 50-55% наблюдается при симптоматических эритроцитозах. При гипергидратации (гидремии) объем плазмы увеличивается, а объем эритроцитов (в процентах) уменьшается, а значит, НСТ понижается.

[0009] Соотношение между объемами эритроцитов и плазмы меняется при дегидратации (токсикозы, поносы, рвота), когда кровь сгущается, т.е. объем плазмы уменьшается, а объем эритроцитов в процентном отношении увеличивается, а значит, гематокрит повышается.

Величина НСТ (в комплексе с другими показателями) используется для оценки степени острой кровопотери, а также для расчета эритроцитарных индексов и ряда биохимических показателей.

[0010] PLT - это абсолютное содержание кровяных пластинок (тромбоцитов) - форменных элементов крови, участвующих в гемостазе. Тромбоциты - это элементы крови, ответственные за формирование тромботического сгустка при кровотечениях. В норме значение PLT составляет 178-318×10⁹ клеток на литр. Превышение нормальных значений может свидетельствовать о физическом перенапряжении, анемии, воспалительных процессах, а может говорить о более серьезных проблемах в организме, среди которыхонкологические заболевания и болезни крови. А значительное их снижение может быть признаком гематологических заболеваний крови, вплоть до лейкозов. Также значение может снижаться на фоне приема противоопухолевых и цитостатических препаратов, гипофункции щитовидной железы.

[0011] WBC - белые кровяные тельца (лейкоциты). Это основные защитники нашего организма, представители клеточного звена иммунитета. Повышение общего количества лейкоцитов чаще всего свидетельствует о наличии воспалительного процесса, преимущественно бактериальной природы. Также может оказаться признаком так называемого физиологического лейкоцитоза (под воздействием боли, холода, физической нагрузки, стресса, во время менструации, загара). В норме содержание лейкоцитов у мужчин и женщин обычно составляет 4,5-11,0×10⁹ клеток на литр.

[0012] Снижение лейкоцитов - признак подавления иммунитета. Причиной чаще всего являются перенесенные вирусные инфекции, прием некоторых лекарств (в том числе нестероидных противовоспалительных и сульфаниламидов), похудение, гораздо реже -иммунодефициты и лейкозы.

[0013] Эритроцитарные индексы: MCV, МСН, МСНС:

[0014] MCV - средний объем эритроцитов. Эта величина измеряется в кубических микрометрах или фемтолитрах (фл) и в норме составляет 81-95 фл для мужчин и 82-98 фл для женщин. MCV эритроцитов уменьшается при железодефицитной анемии и повышается при В12 дефицитной анемии, при гепатитах, снижении функции щитовидной железы.

[0015] МСН - среднее содержание гемоглобина в отдельном эритроците в абсолютных единицах. Эта величина, составляющая в норме 26-32 пг, пропорциональна отношению «гемоглобин/количество эритроцитов». Повышается этот показатель редко, а вот снижение является признаком анемии или снижения функции щитовидной железы.

[0016] МСНС - средняя концентрация Нb в эритроцитах, составляющая в норме 300-380 г/л, отражает степень насыщения эритроцита гемоглобином. Снижение МСНС наблюдается при заболеваниях с нарушением синтеза гемоглобина. Тем не менее это наиболее стабильный гематологический показатель. Любая неточность, связанная с определением Нb, НСТ, MCV, приводит к увеличению МСНС, поэтому этот параметр используется как индикатор ошибки прибора или ошибки, допущенной при подготовке пробы к исследованию. В отличие от МСН, МСНС не зависит от клеточного объема и является чувствительным тестом при нарушении процессов гемоглобинообразования.

[0017] Кроме того, кровь характеризуют другие параметры, такие как различные тромбоцитарные индексы, лейкоцитарные индексы, эритроцитарные индексы и т.д.

[0018] Одним из самых важных параметров крови является гемоглобин, представляющий собой сложный белок, относящийся к группе гемопротеинов, белковый компонент в котором представлен глобином, небелковый - простетической группой. Простетическая группа в молекуле гемоглобина представлена 4-мя одинаковыми железопорфириновыми соединениями, которые называются темами. Молекула гема состоит из порфирина IX, связанного с железом двумя атомами азота ковалентными идвумя другими атомами азота координационными связями. Атом железа (II) расположен в центре гема и придает крови характерный красный цвет, степень его окисления не изменяется независимо от присоединения или отдачи кислорода.

[0019] Необходимо отметить, что концентрация НЬ в крови, как и всех других составных частей, зависит от количества воды в крови (гидремии). При сгущении крови (потере жидкости) может наступить относительное повышение концентрации Hb, маскирующее его абсолютное понижение. Это приводит к ошибкам в определении Hb. Например, в начальном периоде острой анемии вследствие кровопотери концентрация Hb будет сравнительно удовлетворительной благодаря сгущению крови, вызванному потерей жидкости. В сущности, в этом случае имеется тяжелая анемия, так как на самом деле абсолютное количество Hb в организме значительно уменьшено.

Таким образом, при определении Hb необходимо учитывать множество дополнительных факторов, особенно количества жидкости в организме (или воды в крови).

[0020] Как обсуждено выше, наиболее характерным свойством гемоглобина является обратимое присоединение газов, таких как O₂, CO₂ и др. В крови гемоглобин существует по меньшей мере в четырех формах: оксигемоглобин, дезоксигемоглобин, карбоксигемоглобин, метгемоглобин. В эритроцитах молекулярные формы гемоглобина способны к взаимопревращению, их соотношение определено индивидуальными особенностями организма.

[0021] Нормальные величины концентрации гемоглобина: у мужчин 130-165 г/л, у женщин 120-150 г/л, у детей 110-155 г/л, у беременных 110-120 г/л. Диагностически значимое снижение нижнего порога нормальных уровней гемоглобина встречается у мужчин возрастной группы 65-74 года. Концентрация гемоглобина повышается при увеличении количества эритроцитов и снижается, если их становится меньше. Снижение количества эритроцитов, а значит, пониженная концентрация гемоглобина в крови (низкий гемоглобин) может быть обусловлена уменьшением образования эритроцитов в костном мозге, их потери в результате кровотечения или разрушения внутри организма, несбалансированного питания, вредных привычек, нарушения синтеза гемоглобина, заболеваний желудочно-кишечного тракта, хронических болезней почек, цирроза печени, микседемы, гемолиза и т.п. Последствиями низкого гемоглобина являются сбои иммунной системы, ухудшение состояния кожи, негативное влияние на способность к материнству, тахикардия, одышка, провоцирование инсульта и сердечного приступа. При этом человек часто находится в состоянии анемии, когда организм не получает достаточно кислорода, что вызывает слабость, сонливость и быструю утомляемость.

[0022] Повышенная концентрация Нb свидетельствует о полицитемии, гемоконцентрации при дегидратации, ожогах, кишечной непроходимости, упорной рвоте, пребывания на больших высотах, чрезмерной физической нагрузки; сердечно-сосудистой патологии, обычно врожденной, приводящей к значительному венозному сбросу; заболеваниях легких, приводящих к снижению легочной перфузии, плохой аэрации легких, легочной артериальной фистуле; хроническом химическом воздействии нитритов, сульфонамидов, вызывающих образование мет- и сульфогемоглобина.

[0023] С концентрацией гемоглобина связано насыщение крови кислородом (оксигенация или SpO₂), которое представляет собой процентное содержание оксигемоглобина в крови, то есть отношение количества оксигемоглобина к общему количеству гемоглобина. Например, оксигенация 95-100% является нормальной, но может варьироваться, если у человека есть заболевания легких. Оксигенация <90% считается низкой и это называется гипоксемией, при этом организму требуется кислородная добавка. Причинами низкого насыщения крови кислородом являются анемия, апноэ во сне, курение, заболевания легких (астма, эмфизема легких и др.), вирусные инфекции (COVID-19 и др.), качество воздуха, пониженная емкость сердца, сильные обезболивающие. Последствиями низкой оксигенации являются головные боли, тахикардия, одышка, повреждение сердца и головного мозга. Следует отметить, что уровень оксигенации отражает степень насыщения крови оксигемоглобином, но не характеризует общее содержание гемоглобина в крови.

[0024] Таким образом, обсужденные выше параметры крови являются важными и значимыми показателями состояния здоровья человека и требуют непрерывного контроля.

[0025] Для определения параметров крови используют инвазивные и неинвазивные методы. Инвазивные методы представляют собой лабораторные методы, к которым относятся химические, спектрофотометрические, колориметрические методы. Например, для определения гемоглобина используют сапониновый метод, метод Сали, когда анализируют производные гемоглобина, образовавшиеся в процессе его окисления и присоединения к гему различных химических групп, приводящих к изменению валентности железа и окраски раствора. Химические и спектрофотометрические методы имеют высокую точность и рекомендуются в качестве эталонных, но из-за трудоемкости и значительной стоимости анализа для рутинных определений не применяются. Для рутинных лабораторных исследований наиболее предпочтительны колориметрические методы, как наиболее дешевые, простые и быстрые в исполнении.

[0026] Вместе с тем лабораторные методы оценки параметров крови связаны с венопункцией или взятием крови из пальца, могут вызывать боль и создавать потенциальный риск инфекции для пациентов. Кроме того, в этом случае необходим квалифицированный персонал и лабораторное оборудование для проведения анализов, а также необходимо утилизировать отходы. Более того, лабораторные методы не подходят для непрерывного контроля параметров крови.

[0027] На сегодняшний день существует множество устройств для неинвазивного измерения показателей крови, снижающих дискомфорт для пациентов. Однако они не всегда применимы для непрерывного контроля параметров крови.

[0028] В настоящее время для неинвазивного определения гематокрита все чаще используется биоимпедансометрия (BIA). При снижении уровня гематокрита отмечается изменение составляющих импеданса крови и сдвиг частотной характеристики импеданса в область более высоких частот. С помощью BIA-датчика, встроенного в носимое устройство, можно оценивать количество жировой, костной, мышечной тканей, содержание жидкости в организме, индекс массы тела и т.п.

[0029] Преимуществами измерения параметров крови с помощью носимых устройств, в частности, современных умных часов или фитнес-браслетов, являются мгновенное или непрерывное измерение, простота использования, возможность долгосрочного контроля параметров крови. В то же время оценка параметров крови с помощью носимых устройств недостаточно точная, особенно при измерении краевых значений параметров.

[0030] К неинвазивным методам оценки гемоглобина, оксигенации крови относится, например, пульсоксиметрия, обеспечивающая контроль процентного содержания гемоглобина, насыщенного кислородом, с помощью оценки тканей на пропускание оптического излучения (по амплитуде пульса) и частоты сердечных сокращений (ЧСС). Для неинвазивного определения оксигенации крови в рабочую область фотоплетизмографического (PPG) датчика помещают участок биологических тканей, содержащий артериальные сосуды. Традиционные оксиметры обычно имеют форму «прищепки» для помещения на палец, мочку уха пациента, то есть там, где возможно пропускание излучения через участок ткани, и анализируют излучение, проходящее сквозь палец, мочку уха, то есть измеряют участок биологической ткани на пропускание. В тканях, костях, венозной крови и артериальной крови человека происходит поглощение, отражение и рассеивание излучения, которое при исследовании кровотока определяется размером сосудов или объемом крови, проходящим через исследуемый участок тканей. Сужение и расширение сосуда под действием артериальной пульсации кровотока, которая обусловлена преимущественно изменением кровотока в артериях и артериолах, вызывают соответствующее изменение амплитуды сигнала, получаемого с выхода фотоприемника. Методика пульсоксиметрии основана на использовании принципов фотоплетизмографии. Гемоглобин служит своего рода фильтром для светового потока, причем «цвет» и «толщина» его могут меняться. «Цвет» фильтра зависит от процентного содержания оксигемоглобина. На этом базируется способность пульсоксиметра устанавливать степень оксигенации крови. На изменение «толщины» фильтра влияет рост объема крови в артериях и артериолах при каждой пульсовой волне. После измерения частоты пульса и амплитуды пульсовой волны, с помощью микропроцессора анализируют соотношение степени поглощения излучения разных длин волн, например, ИК- и красных волн, затем рассчитывают насыщение пульсирующего потока артериальной крови кислородом.

[0031] При этом сигнал с выхода датчика, пропорциональный поглощению света, проходящего через ткани, включает две составляющие: переменную (АС) составляющую, обусловленную изменением объема артериальной крови при каждом сердечном сокращении, и постоянную (DC) составляющую, определяемую оптическими свойствами кожи, костей, венозной крови и других тканей исследуемого участка, совокупное поглощение которых не изменяется в процессе распространения пульсовой волны.

[0032] Это традиционный подход для анализа сигнала в пульсоксиметрии, основанный на разделении постоянной и переменной составляющих временных рядов (DC-и АС-составляющих во временной области или компонент постоянного и переменного токов) PPG-сигнала (пульсового сигнала). При этом традиционно измеряют интегральную площадь кривой сигнала, а форму сигнала обычно не учитывают. Вместе с тем DC-составляющую используют для нормирования сигнала, поскольку пропускание сигнала зависит не только от коэффициентов поглощения/отражения/рассеивания кожи, костей, крови и других тканей, составляющих «фильтр» для сигнала, но и от толщины самого «фильтра».

[0033] Большинство известных методов описывает теорию и работу пульсоксиметров в режиме пропускания, поэтому в предшествующем уровне техники такие подходы описаны, исходя из соответствующих законов и уравнений, в частности, закона Бугера-Ламберта-Бера, определяющего ослабление параллельного монохроматического пучка света при распространении его в поглощающей среде. Однако в уровне техники недостаточно сведений, касающихся применения вышеописанного метода с AC/DC-составляющими в пульсоксиметре в режиме отражения. При этом очевидно, что работа устройства в режиме отражения требует иных подходов, в том числе дополнительно требует анализа формы пульсовой волны.

[0034] Однако существуют определенные трудности анализа АС-составляющих PPG-сигнала, состоящие в том, что АС-составляющая имеет сложную форму, которая зависит от длины волны и несет информацию о спектральных свойствах ткани.

[0035] Биоимпедансный анализ (BIA) - это контактный метод измерения электрической проводимости биологических тканей, дающий возможность оценки широкого спектра морфологических и физиологических параметров организма. В биоимпедансном анализе измеряют активное и реактивное сопротивления тела человека и/или его участков на различных частотах. На их основе рассчитывают показатели состава тела, такие как, например, количество жировой, костной, мышечной тканей, масса, объем и распределение жидкости в организме, индекс массы тела.

[0036] В основе BIA лежит определение электрического импеданса биологических объектов. Импедансом называют комплексное (полное) электрическое сопротивление. Эта величина имеет два компонента: активное и реактивное сопротивления. Активное, или омическое, сопротивление характеризует способность биологических тканей к тепловому рассеянию электрического тока. Реактивное сопротивление характеризуется смещением фазы тока относительно напряжения за счет емкостных свойств клеточных мембран, способных накапливать электрический заряд на своей поверхности. Физическая сущность метода биоимпедансометрии заключается в измерении полного электрического сопротивления организма при помощи биоимпедансного анализатора. Поскольку разные ткани имеют различное сопротивление, можно точно измерять и определять содержание в организме жидкости, жировой, костной и мышечной тканей. При этом используют две пары электродов и зондирующий синусоидальный ток постоянной частоты и небольшой мощности (не более 500-800 мкА).

[0037] Электрический ток может протекать, огибая клетки и сквозь клетки. Границыклеток образованы мембранами, которые по своим электрическим свойствам являются конденсаторами, зависящими от частоты переменного тока. Эквивалентная схема биообъекта содержит сопротивление внеклеточной жидкости, сопротивление клеточной жидкости и емкость мембран.

[0038] Удельное сопротивление биологических тканей, определяемое для заданной частоты тока, может существенно изменяться под влиянием физиологических и патофизиологических факторов: почки и легкие изменяют электропроводность при различном крове- и воздухонаполнении, мышечные ткани - при различной степени сокращения мышц, кровь и лимфа - при изменении концентрации белков и электролитов, очаги повреждения (по сравнению с нормальной тканью) - в результате отеков или ишемий различной природы, опухолей и других причин. Это позволяет использовать биоимпедансометрию для количественной оценки состояния органов и систем организма при различных заболеваниях, а также для выявления изменений в тканях, вызываемых лекарственными, ортостатическими, физическими и другими нагрузками.

[0039] BIA состава тела заключается в первую очередь в оценке количества жидкости в организме, поскольку именно жидкая среда создает активную составляющую проводимости. Оценку объема жидкости в организме по импедансу осуществляют с использованием физических и/или эмпирических моделей (см., например, Гайворонский И.В. и др., Биоимпедансометрия как метод оценки компонентного состава тела человека (обзор литературы), Вестник СПбГУ, Медицина, 2017, том 12, выпуск 4).

[0040] Существующие устройства для неинвазивного оптического измерения параметров крови, например гемоглобина, имеют достаточно высокую точность для пользователей с нормальным уровнем гемоглобина и низкую точность определения низкого и высокого уровня гемоглобина, особенно для женщин. В то же время именно люди с низким и высоким уровнем гемоглобина нуждаются в наиболее частом контроле гемоглобина.

[0041] В патенте US 10231657 В2 (Masimo Corporation) раскрыт датчик скрининга общего гемоглобина. Индексная система общего гемоглобина выводит значение общей массы гемоглобина (tHb) с использованием излучателя с индексным набором светодиодов. Пациент не проходит тест индекса tHb, если значения измерений tHb имеют тенденцию к снижению и/или значения tHb падают ниже заданного порогового значения индекса. Если пациент не проходит тест индекса tHb, датчик с высоким разрешением выводит конкретное значение измерения tHb, используя набор светодиодов с высоким разрешением. При этом количество светодиодов с высоким разрешением в таком наборе больше количества светодиодов индексного набора.

Недостатками такого решения являются: использование только PPG-датчика в конфигурации на пропускание, отсутствие учета клеточного строения крови (содержания жидкости, состава тела), кроме того, устройство не является носимым.

[0042] В заявке на патент US 2011/0080181 A1 (Tanita Seisakusho КК) раскрыто устройство для биометрических измерений. Устройство измеряет импеданс различныхчастей тела и осуществляет оценку гематокрита путем анализа разностей импеданса на двух различных частотах и детектированной частоты пульса.

Недостатками такого решения являются: проведение только биоимпедансного анализа, оценка только гематокрита, отсутствие учета воды и молекулярного строения крови, высокая частота (более 10 МГц) и необходимость детектирования пульса для корректировки частоты.

[0043] В заявке на патент US 2015/0260705 A1 (Kwangju Institute of Science & Technology) раскрыты способ и устройство для измерения гематокрита крови. Устройство измеряет импеданс части тела в двух точках вдоль кровотока и осуществляет оценку гематокрита текущей крови путем анализа разностей импеданса в этих двух точках.

Недостатками такого решения являются: проведение только биоимпедансного анализа, оценка только гематокрита, отсутствие учета воды и молекулярного строения крови, необходимость детектирования кровотока, специфическое размещение электродов.

[0044] В заявке на патент US 2022/0265178 A1 (Bao Tran) раскрыты умные часы, предназначенные для детектирования пользовательской активности и соответствующей корректировки оценки уровня глюкозы.

Недостатками такого решения являются: наличие множества PPG- и BIA-датчиков, осуществление только распознавания активности и характера активности, отсутствие конкретного учета воды или строения крови, отсутствие определения параметров крови.

[0045] В заявке на патент US 2019/0209056 A1 (Lo Chien-Ming) раскрыты способ и устройство для оптического детектирования болезни Кавасаки и результата лечения. При этом проводят анализ оптического сигнала на трех различных длинах волн, оценку и сравнение характеристик сигнала и уровней гемоглобина у испытуемого и здорового пациентов.

Недостатками такого решения являются: использование только PPG-сигнала, фокусирование только на детектировании болезни, недостаточный учет жидкости, отсутствие учета клеточного строения крови, а значит, плохая эффективность при определении краевых значений.

[0046] В заявке на патент US 2021/0000397 A1 (Robert Ricky Steuer) раскрыты способ и устройство для неинвазивной фотометрической диагностики составляющих крови. При этом раскрыты способ и устройство, использующие только одну длину волны (800 нм, изобестическая) или добавляющие еще две длины волны для определения фотооптических параметров in vivo и расчета параметров крови, таких как НСТ, Hb, PV и т.д.

Недостатками такого решения являются: использование только PPG-сигнала, использование от 1 до 3 длин волн, недостаточный учет воды, отсутствие учета клеточного строения крови, а значит, плохая эффективность при определении краевых значений.

[0047] В недавних публикациях, таких как WO 2023/003980 А1 и WO 2023/287789 A1 (Masimo Corporation), раскрыты носимые устройства в виде умных часов для контроля физиологических параметров пользователя, которые могут размещаться на запястье, при этом группы источников и детекторов излучения расположены на одной стороне устройств. Вместе с тем при описании физических принципов работы PPG-датчика, авторы публикаций ссылаются на закон Бугера-Ламберта-Бера, как отмечено выше в отношении других решений уровня техники. Однако при работе в режиме отражения такой подход не работает и дает некорректный результат. Кроме того, обработка сигнала выполняется методами традиционной обработки сигналов пульсоксиметрии, т.е. основное внимание в этих публикациях уделено устройству датчика, без описания конкретных методов обработки сигналов, тем более в отношении измерения специфических компонентов крови, таких как гемоглобин. В стандартном режиме, когда датчик находится в часах на руке, как правило, возможно измерение частоты пульса, вариабельности частоты и оксигенации крови. Для измерения специфических параметров может использоваться внешний датчик, подключаемый к порту часов и размещаемый, например, на пальце руки пользователя. Таким образом, в указанных публикациях не раскрыты особенности обработки сигналов, полученных в режиме на отражение, позволяющие измерять специфические параметры крови, такие как концентрация гемоглобина. Т.е. в этих публикациях нет сведений о формах PPG-сигнала на разных длинах волн, разности в оптических путях излучения на этих длинах волн, разности в типах сосудов и тканей, с которыми преимущественно взаимодействует излучение разных длин волн и, соответственно, о способе учета отличий в оптических путях и типах сосудов и тканей через форму PPG-сигнала и способе описания формы этого сигнала посредством амплитудно-фазовых характеристик гармоник.

Недостатками такого решения являются: использование только PPG-сигнала, отсутствие учета жидкости в организме и клеточного строения крови, а значит, плохая эффективность при измерении краевых значений.

[0048] Таким образом, основная проблема данной области техники заключается в отсутствии способа и удобного для использования носимого устройства для мгновенного или непрерывного контроля параметров крови, таких как гемоглобин, гематокрит, объем эритроцитов, объем плазмы, объем крови и т.д., в котором осуществляется коррекция определяемых значений параметров крови на основе молекулярного и клеточного строения крови.

[0049] Следовательно, существует потребность в носимом устройстве и способе определения параметров крови, обеспечивающих точное измерение даже краевых значений и подходящих для непрофессионального применения. Иными словами, требуется устройство для неинвазивного, ненавязчивого, мгновенного или непрерывного контроля различных параметров крови.

[0050] Возможные продукты, в которых используется способ по изобретению, представляют собой носимые электронные устройства, такие как умные часы или смарт-браслеты, стационарные диагностические приборы, бытовые приборы и гаджеты для персонального медицинского контроля.

Сущность изобретения

[0051] Принимая во внимание изложенные выше технические проблемы, далее со ссылкой на описание и представленные ниже чертежи предлагаемое изобретение будетописано в качестве примера, а не ограничения.

[0052] Данное краткое изложение сущности изобретения предшествует подробному описанию конкретных примерных вариантов осуществления, чтобы дать общее представление аспектов заявленного изобретения, которые будут дополнительно объяснены далее, и никоим образом не предназначено для определения или ограничения объема настоящего изобретения.

[0053] Задачей настоящего изобретения является создание носимых устройств с функцией определения параметров крови пользователя на основе данных, собираемых от датчиков носимых устройств. В частности, в настоящем изобретении используются PPG- и BIA-датчики. Принципы измерения биоимпеданса, используемые для этого электронные устройства, электрические схемы, включающие в себя модули конфигурирования цепей тока-напряжения, модули измерения тока-напряжения, BIA-датчики подробно описаны в публикациях международных патентных заявок WO2020/138667 A1 («Electronic device configured to compensate for error in bioimpedance value» (Электронное устройство, выполненное с возможностью компенсации ошибки в значении биоимпеданса)) от 02.07.2020 г. и WO2022/265446 A1 («Device and method for human body impedance analysis insensitive to high contact impedance and parasitic effects» (Устройство и способ для анализа импеданса тела человека, нечувствительные к высокому импедансу контакта и к паразитным эффектам)) от 22.12.2022 г. того же заявителя, как и у настоящей заявки, содержимое которых включено в настоящий документ посредством ссылки во всей своей полноте.

[0054] В рамках настоящего изобретения проведено обширное исследование корреляции между электрическими (извлеченными из зарегистрированных ВIА-сигналов) и оптическими (извлеченными из PPG-сигналов) характеристиками и параметрами крови. Решение задачи прогнозирования параметров крови с учетом молекулярного и клеточного строения крови пользователя было основано на выявлении эмпирических закономерностей в обучающих данных, помещенных в общую базу данных, машинным способом. База данных может постоянным образом обновляться, и, кроме того, происходит уточнение прогнозирующей модели (алгоритма прогнозирования) путем машинного обучения. В настоящем изобретении прогнозирующая модель создана для носимого на запястье устройства, поскольку обучение прогнозирующей модели было основано на данных, снятых датчиками носимого на запястье устройства.

[0055] BIA-датчик детектирует электрическую проводимость биологических тканей, давая возможность оценки широкого спектра морфологических и физиологических параметров организма. Импеданс - комплексное электрическое сопротивление цепи переменному току. Для биологического объекта импеданс носит составной (комплексный) характер Z=R+i*X, где R - активная омическая составляющая, X - реактивная емкостная составляющая импеданса. Импеданс характеризуется модулем и фазовым углом. В емкостную составляющую импеданса вносит вклад и область контакта электродов с биологической тканью. Импеданс контакта (контакта электрода с биологической тканью) учитывает физические и химические процессы, протекающие в области контакта электродов с биологической тканью (например, поляризацию электрода, состояние кожи (влажная или сухая) и др.).

[0056] Из уровня техники известно, что при прохождении постоянного электрического тока через участок мышечной ткани электрическое сопротивление зависит лишь от проводимости внеклеточной среды. С точки зрения биофизики, это легко объяснимо, так как клеточные мембраны, состоящие из фосфолипидов, обладают весьма низкой проводимостью. Переменный синусоидальный ток распространяется и по внутриклеточному пространству, с повышением частоты плотность тока во внеклеточном и внутриклеточном пространствах стремится выровняться.

[0057] В области низких частот переменного тока импеданс практически совпадает с величиной активного сопротивления, а реактивное сопротивление близко к нулю. При увеличении частоты тока реактивное сопротивление возрастает до определенного максимума, соответствующего характеристической частоте fc. При дальнейшем увеличении частоты реактивное сопротивление уменьшается, и в пределе импеданс будет снова равен активному сопротивлению. При изменении частоты синусоидального тока меняется угол между векторами импеданса и активного сопротивления. Этот угол получил название фазового угла, вычисляется как арктангенс отношения реактивного и активного сопротивлений: ϕ(град)=(180/π)arctg (X/R) и зависит лишь от проводимости внеклеточной среды.

[0058] Из уровня техники известно, что переменная составляющая сопротивления тела человека определяется в основном электропроводностью крови, а также степенью кровенаполнения сосудов (Полищук В.И., Терехова А.Г. Техника и методика реографии и реоплетизмографии, Москва, Медицина, 1983, 176 с.). Степень кровенаполнения не зависит от частоты зондирующего тока, а так как используется отношение амплитуд переменных составляющих сопротивления на частотах 20-40 кГц и 200-300 кГц, то это отношение будет определяться электрическими свойствами крови. Переменный ток частотой ниже 40 кГц распространяется преимущественно по сосудам, клетки являются для него непроводящей средой, так как их удельное сопротивление значительно выше удельного сопротивления жидких сред на этих частотах. Таким образом, электропроводность крови определяется электропроводностью плазмы, эритроциты являются непроводящей средой. На частотах ниже 20 кГц увеличивается сопротивление кожи, выше 40 кГц - часть тока, проходящего через клетки, что искажает результат. На частотах 200-300 кГц эритроциты начинают принимать участие в актах проводимости (Иванов Г.Г., Мещеряков Г.Н., Кравченко И.Р. и др., Биоимпедансметрия в оценке водных секторов организма, Анестезиология и реаниматология, 1999, 3, с. 59). Верхний предел ограничения обуславливается тем, что свыше 300 кГц изменений электропроводности не наблюдается.

[0059] Оптические характеристики биологической ткани получают с помощью PPG-сигналов на по меньшей мере двух длинах волн. PPG-датчик детектирует свет на упомянутых по меньшей мере двух длинах волн с получением набора детектированных PPG-сигналов во временной области. Затем с помощью встроенного в умные часы процессора, который используется и для последующих этапов обработки оптических сигналов, выбирают опорный PPG-сигнал на определенной длине волны. Опорный PPG-сигнал выбирают среди всех доступных сигналов на разных длинах волн на основе наилучшего отношения сигнал/шум, самой высокой амплитуды и минимальных шумов (чаще всего это сигнал на длине волны зеленого света). Затем PPG-сигналы преобразуют из временной области в частотную область, используя преобразование Фурье или другие частотные преобразования, например, преобразование Гильберта-Хуанга и др.

[0060] В частотной области определяют положение первой гармоники (основной составляющей) f₀ по опорному PPG-сигналу и используют его для анализа сигналов на других длинах волн. Исходя из положения первой гармоники f₀, определяют амплитудно-фазовые характеристики гармоник всех полученных оптических сигналов. Таким образом для всех комбинаций длин волн PPG-сигнала и гармоник получают набор характеристик который однозначно описывает форму пульсовой волны на каждой длине волны X.

[0061] Таким образом, в результате обработки зарегистрированных PPG- и BIA-датчиками сигналов формируют набор характеристик молекулярного и клеточного строения (структуры) крови, который используют для прогнозирования параметров крови (гемоглобина, гематокрита, общего объема эритроцитов, объема плазмы, числа эритроцитов и т.п.). Указанный набор характеристик включает в себя по меньшей мере один параметр импеданса тела пользователя, например, величины (Z) модуля импеданса тела пользователя, фазового угла (ϕ) импеданса тела пользователя на определенных частотах (по меньшей мере на двух частотах из диапазонов 20-40 кГц и 200-300 кГц соответственно), общего количества воды (объема жидкости) в организме (TBW), отношения количества внутриклеточной жидкости (ICW) к количеству внеклеточной жидкости (ECW), величину первой гармоники (f₀), величину амплитудно-фазовых характеристик (t_λ⁰) гармоник (по меньшей мере амплитуда и полная энергия по меньшей мере двух гармоник в пределах спектральной полосы, заданной относительно центральной частоты, положение которой определяется опорной частотой, соответствующей ЧСС) по меньшей мере двух PPG-сигналов с различными длинами волн.

[0062] Под молекулярным строением подразумевается наличие и концентрация молекул красителя (гемоглобина, или другого компонента) в крови. Под клеточным строением подразумевается пространственное распределение молекул красителя в потоке крови. Поскольку краситель (в частности, гемоглобин) не распределен однородно по всему объему ткани, а локализован в структуре определенных клеток крови (эритроцитов), характер взаимодействия красителя с зондирующим излучением (как оптическим, так и электрическим), зависит как от концентрации красителя, так и от его пространственного распределения. Оптический сигнал PPG-датчика преимущественно чувствителен к молекулярному строению крови, т.е. концентрации красителя. При этом характер обратно рассеянного излучения (в первую очередь, но не только, угловое распределение), детектируемого PPG-датчиком, зависит от пространственного распределения красителя. Но поскольку PPG-датчик не обладает угловой селективностью, разделить влияние молекулярного и клеточного строения крови на сигнал PPG-датчика в явном виде не представляется возможным. При этом сигнал BIA-датчика преимущественно чувствителен к клеточному строению крови при практическом полном отсутствии чувствительности к ее молекулярному строению. Таким образом, учет характеристик клеточного строения крови (неоднородности пространственного распределения красителя) через сигнал BIA-датчика позволяет корректно определять концентрацию красителя (молекулярное строение крови). Иными словами, можно сформулировать следующее утверждение, что набор характеристик, извлекаемых из оптического сигнала PPG-датчика, описывает как молекулярное, так и клеточное строение крови, а набор характеристик, выделяемых из электрического сигнала BIA-датчика, описывает клеточное строение крови.

[0063] Предлагаемые носимое устройство, способ и система обеспечивают возможность персонального, непрофессионального применения и возможность мгновенного или непрерывного определения параметров крови, например, концентрации гемоглобина (cHb), общей массы гемоглобина (tHb), гематокрита (НСТ), общего объема крови (BV), объема плазмы (PV), средней концентрации гемоглобина в эритроцитах (МСНС) и т.д. с высокой точностью даже при оценке краевых значений определяемых параметров.

Краткое описание чертежей

[0064] Вышеописанные и другие признаки и преимущества настоящего изобретения будут пояснены в последующем описании со ссылкой на прилагаемые чертежи. Приведенные конкретные примерные варианты осуществления заявленного изобретения, рассматриваемые вместе с чертежами, не предназначены для ограничения объема изобретения. Исходя из изучения представленного описания, специалистам будут очевидны дополнительные варианты осуществления, модификации или эквиваленты настоящего изобретения, и все такие варианты осуществления, модификации и эквиваленты считаются включенными в настоящее изобретение.

[0065] Чертежи предоставлены исключительно для помощи в понимании описания, и их не следует никоим образом рассматривать в качестве ограничения объема изобретения. На чертежах изображено следующее:

Фиг. 1 схематично иллюстрирует зависимость формы PPG-сигнала от длины волны и пользователя.

Фиг. 2А схематично иллюстрирует спектры поглощения цельной крови при разных концентрациях гемоглобина; фиг. 2Б схематично иллюстрирует спектры поглощения биологической ткани (кровь+другие компоненты) при одинаковой концентрации гемоглобина.

Фиг. 3А схематично иллюстрирует первый традиционный подход к обработке PPG-сигнала; фиг. 3Б схематично иллюстрирует второй традиционный подход к обработке PPG-сигнала.

Фиг.4А иллюстрирует эффект использования первого традиционного подхода к обработке PPG-сигнала применительно к определению концентрации гемоглобина по фиг. 3А; фиг. 4Б иллюстрирует эффект использования второго традиционного подхода к обработке PPG-сигнала применительно к определению концентрации гемоглобина по фиг. 3Б. На фиг. 4Б термин «критическая точка» означает набор критических точек для формы кривой сигнала на каждой из указанных длин волн.

Фиг. 5 схематично иллюстрирует этап преобразования PPG-сигнала из временной в частотную область.

Фиг. 6 иллюстрирует ключевые этапы преобразования PPG-сигнала.

Фиг. 7 иллюстрирует ключевую особенность этапа преобразования по фиг.5.

Фиг. 8 иллюстрирует особенность преобразования PPG-сигнала в частотную область.

Фиг. 9 иллюстрирует особенности анализа сигнала в частотной области.

Фиг. 10А, Б иллюстрируют блок-схему и схематическое изображение носимого устройства с функцией определения параметров крови. Фиг. 10В иллюстрирует расположение электродов BIA-датчика в часах Samsung.

Фиг. 11 иллюстрирует примерную схему для измерения BIA-сигналов в носимом устройстве по фиг.10.

Фиг. 12 иллюстрирует график отклонений значений гемоглобина, измеренных неинвазивными устройствами уровня техники для множества волонтеров, от уровней гемоглобина, измеренного с помощью лабораторного анализа, в зависимости от среднего значения этих попарных измерений.

Фиг. 13 иллюстрирует графики значений гемоглобина, измеренных неинвазивными устройствами уровня техники для множества волонтеров с низким гемоглобином (верхний график) и с нормальным гемоглобином (нижний график).

Фиг. 14 иллюстрирует ключевые особенности (КО) определения параметров крови согласно настоящему раскрытию.

Фиг. 15 подробнее иллюстрирует КO1 согласно настоящему раскрытию.

Фиг. 16 подробнее иллюстрирует КО2 согласно настоящему раскрытию.

Фиг. 17 подробнее иллюстрирует построение прогнозирующей модели по К02 согласно настоящему раскрытию.

Фиг. 18 иллюстрирует результаты определения уровня гемоглобина с использованием прогнозирующей модели согласно настоящему раскрытию.

Фиг. 19 иллюстрирует вариант осуществления 1 согласно настоящему раскрытию.

Фиг. 20 иллюстрирует вариант осуществления 2 согласно настоящему раскрытию.

Фиг. 21 иллюстрирует потенциальный вариант осуществления 3 согласно настоящему раскрытию.

Фиг. 22 иллюстрирует результаты определения уровня гемоглобина в течение дня для волонтера с низким гемоглобином с помощью устройства уровня техники (верхний график) и с помощью носимого устройства, использующего прогнозирующую модельсогласно настоящему раскрытию (нижний график).

Фиг. 23 иллюстрирует относительное изменение объема крови, объема плазмы и объема эритроцитов у спортсмена в зависимости от количества дней тренировок.

Фиг. 24 схематично иллюстрирует особенности использования PPG- и В1А-датчиков в носимом устройстве.

Подробное описание вариантов осуществления изобретения

[0066] Предлагаемое изобретение представляет собой носимое устройство с функцией определения по меньшей мере одного параметра крови пользователя, содержащее по меньшей мере один фотоплетизмографический (PPG) датчик, выполненный с возможностью облучать ткань пользователя излучением по меньшей мере двух различных длин волн и регистрировать по меньшей мере два оптических PPG-сигнала на упомянутых по меньшей мере двух различных длинах волн в режиме отражения, биоимпедансный (BIA) датчик, содержащий две пары электродов и выполненный с возможностью пропускать переменный ток через тело пользователя и регистрировать соответствующие электрические сигналы, при этом носимое устройство выполнено с возможностью извлекать из зарегистрированных упомянутыми датчиками сигналов характеристики молекулярного и клеточного строения крови и формировать набор характеристик строения крови, определяющих состояние строения крови, определять значение по меньшей мере одного параметра крови пользователя, исходя из полученного набора характеристик молекулярного и клеточного строения крови и информации из заранее скомпилированной базы данных.

[0067] Согласно варианту осуществления, носимое устройство дополнительно содержит корпус, процессор, батарею и запоминающее устройство, размещенные в корпусе.

[0068] Согласно варианту осуществления, упомянутый по меньшей мере один параметр крови представляет собой концентрацию гемоглобина (cHb), общую массу гемоглобина (tHb), гематокрит (НСТ), общий объем эритроцитов (tEV), объем плазмы (PV).

[0069] Согласно варианту осуществления, определение значений параметров крови основано на сравнении сформированного набора характеристик строения крови с наборами характеристик строения крови из базы данных с помощью обученной прогнозирующей модели; при этом база данных представляет собой базу данных, в которой наборы характеристик строения крови сопоставлены с конкретными опорными значениями по меньшей мере одного параметра крови для множества пользователей, определенными лабораторным методом.

[0070] Согласно варианту осуществления, обучение прогнозирующей модели проводят по скомпилированной базе данных с помощью алгоритма машинного обучения или нейронной сети.

[0071] Согласно варианту осуществления, скомпилированная база данных содержит данные профиля множества пользователей.

[0072] Согласно варианту осуществления, носимое устройство выполнено свозможностью, при обработке PPG-сигналов и извлечении характеристик молекулярного строения крови, преобразовывать упомянутые по меньшей мере два PPG-сигнала из временной области в частотную область или частотно-временную область, выбирать из всех PPG-сигналов наиболее значимый сигнал и использовать его в качестве опорного сигнала, извлекать из опорного сигнала гармоники и использовать их в качестве координат, осуществлять разложение всех PPG-сигналов по упомянутым координатам с получением набора амплитудно-фазовых характеристик гармоник, описывать преобразованные PPG-сигналы относительно гармоник с получением набора характеристик молекулярного строения крови.

[0073] Согласно варианту осуществления, носимое устройство выполнено с возможностью, при обработке PPG-сигналов и извлечении характеристик молекулярного строения крови, определять величину основной (первой) гармоники (f₀), величину амплитудно-фазовых характеристик (t_λ⁰) гармоник по меньшей мере двух PPG-сигналов с различными длинами волн.

[0074] Согласно варианту осуществления, носимое устройство выполнено с возможностью, при обработке BIA-сигналов и извлечении характеристик клеточного строения крови, регистрировать падение напряжения на электродах с получением по меньшей мере одного параметра импеданса тела пользователя, такого как величина (Z) модуля импеданса тела пользователя, фазовый угол (ϕ) импеданса тела пользователя на разных частотах, и рассчитывать общее количество жидкости в организме (TBW), отношение количества внутриклеточной жидкости (ICW) к количеству внеклеточной жидкости (ECW).

[0075] Согласно варианту осуществления, упомянутые разные частоты находятся в диапазонах 20-40 кГц и 200-300 кГц соответственно.

[0076] Согласно варианту осуществления, упомянутый по меньшей мере один PPG-датчик содержит по меньшей мере один источник излучения, содержащий два или более с вето излучающих диода, и по меньшей мере один приемник излучения, предпочтительно представляющий собой широкополосный фотоприемник.

[0077] Согласно варианту осуществления, упомянутые различные длины волн могут находиться в диапазонах видимого излучения (приблизительно 400-800 нм), ближнего ИК-излучения (приблизительно 800-1700 нм) и коротковолнового ИК-излучения (приблизительно 1700-2500 нм). В варианте осуществления одна из упомянутых различных длин волн предпочтительно находится в диапазоне 495-570 нм, а более предпочтительно составляет 530 нм.

[0078] Согласно варианту осуществления, преобразование PPG-сигналов из временной области в частотную область содержит преобразование Фурье или преобразование Гильберта-Хуанга, а преобразование в частотно-временную область содержит вейвлет-преобразование, наиболее значимый сигнал характеризуется наилучшим отношением сигнал/шум, самой высокой амплитудой и/или наименьшими шумами, извлечение гармоник из опорного сигнала включает определение координаты основнойгармоники и вычисление координат других гармоник, описание PPG-сигналов относительно гармоник включает измерение для каждой гармоники амплитуды, площади кривой, ширины на половине высоты пика и/или отношения сигнал/шум с получением набора амплитудно-фазовых характеристик гармоник.

[0079] Согласно варианту осуществления, носимое устройство дополнительно содержит запоминающее устройство, выполненное с возможностью хранить базу данных.

[0080] Согласно варианту осуществления, носимое устройство дополнительно выполнено с возможностью коррелировать определенное значение параметра крови с использованием значения параметра крови, полученного лабораторным методом, обновлять базу данных и уточнять прогнозирующую модель с использованием алгоритма машинного обучения или нейронной сети.

[0081] Согласно варианту осуществления, носимое устройство дополнительно содержит устройство ввода и вывода, выполненное с возможностью вводить данные профиля пользователя и отображать определенное значение параметра крови, и модуль связи, выполненный с возможностью обмениваться информацией с удаленным сервером и/или облачным хранилищем.

[0082] Согласно варианту осуществления, носимое устройство выполнено с возможностью размещаться на запястье.

[0083] Согласно варианту осуществления, носимое устройство представляет собой смарт-устройство, предпочтительно умные часы или фитнес-браслет.

[0084] Предлагаемое изобретение также относится к способу определения по меньшей мере одного параметра крови пользователя, включающему этапы, на которых облучают ткань пользователя излучением по меньшей мере двух различных длин волн, детектируют фотоплетизмографические (PPG) сигналы во временной области на упомянутых по меньшей мере двух различных длинах волн в режиме отражения, преобразуют детектированные PPG-сигналы из временной области в частотную область, описывают преобразованные PPG-сигналы относительно гармоник с извлечением набора характеристик молекулярного строения крови, пропускают переменный ток через тело пользователя, регистрируют соответствующие биоимпедансные (BIA) электрические сигналы, вызванные пропусканием переменного тока, описывают зарегистрированные BIA-сигналы с извлечением набора характеристик клеточного строения крови, формируют набор характеристик молекулярного и клеточного строения крови, определяющих состояние строения крови, определяют значение по меньшей мере одного параметра крови пользователя, исходя из полученного набора характеристик молекулярного и клеточного строения крови и информации заранее скомпилированной базы данных.

[0085] Согласно варианту осуществления способа, на этапе описания PPG-сигналов и извлечения характеристик молекулярного строения крови выбирают из всех PPG-сигналов наиболее значимый сигнал и используют его в качестве опорного сигнала, извлекают из опорного сигнала гармоники и используют их в качестве координат, раскладывают все PPG-сигналы по упомянутым координатам и определяют величинуосновной гармоники (f₀), величину амплитудно-фазовых характеристик гармоник по меньшей мере двух PPG-сигналов с различными длинами волн, на этапе описания BIA-сигналов и извлечении характеристик клеточного строения крови получают по меньшей мере один параметр импеданса тела пользователя, такой как величина (Z) модуля импеданса тела пользователя, фазовый угол (ϕ) импеданса тела пользователя на разных частотах, и рассчитывают общее количество жидкости в организме (TBW), отношение количества внутриклеточной жидкости (ICW) к количеству внеклеточной жидкости (ECW).

[0086] Согласно варианту осуществления способа, на этапе определения значения параметров крови сравнивают сформированный набор характеристик строения крови с наборами характеристик строения крови из заранее скомпилированной базы данных, каждый из которых соответствует конкретному опорному значению по меньшей мере одного параметра крови для множества пользователей, определенному лабораторным методом, с помощью обученной прогнозирующей модели.

[0087] Согласно варианту осуществления способа, облучение осуществляют с помощью по меньшей мере одного источника излучения, представляющего собой два или более светоизлучающих диода, а детектирование PPG-сигналов осуществляют с помощью по меньшей мере одного приемника излучения, предпочтительно представляющего собой широкополосный фотоприемник.

[0088] Согласно варианту осуществления способа, преобразование PPG-сигналов из временной области в частотную область осуществляют путем преобразования Фурье или преобразования Гильберта-Хуанга, а преобразование в частотно-временную область осуществляют путем вейвлет-преобразования, наиболее значимый сигнал характеризуется наилучшим отношением сигнал/шум, самой высокой амплитудой и/или наименее затронут шумами, извлечение гармоник из опорного сигнала включает определение координаты основной гармоники и вычисление координат других гармоник, описание PPG-сигналов относительно гармоник включает измерение для каждой гармоники амплитуды, площади кривой, ширины на половине высоты пика и/или отношения сигнал/шум с получением набора амплитудно-фазовых характеристик гармоник.

[0089] Согласно варианту осуществления, способ дополнительно включает осуществление корреляции определенного значения упомянутого по меньшей мере одного параметра крови с использованием значения параметра крови, полученного лабораторным методом, обновление базы данных и уточнение прогнозирующей модели с помощью алгоритма машинного обучения или нейронной сети.

[0090] Предлагаемое изобретение дополнительно относится к системе для определения значения по меньшей мере одного параметра крови пользователя, содержащей вышеупомянутое носимое устройство и удаленный сервер и/или облачное хранилище, при этом система содержит средства обмена информацией между носимым устройством и удаленным сервером и/или облачным хранилищем.

[0091] Согласно варианту осуществления системы, база данных предназначена для хранения на запоминающем устройстве, удаленном сервере и/или в облачном хранилище ивыполнена с возможностью доступа к данным пользователя с внешних устройств через удаленный сервер и/или облачное хранилище.

[0092] Согласно варианту осуществления системы, на запоминающем устройстве, удаленном сервере и/или в облачном хранилище хранятся данные профиля пользователя и результаты предыдущих определений значения упомянутого по меньшей мере одного параметра крови.

[0093] Согласно варианту осуществления, система дополнительно содержит средства для доступа к данным профиля пользователя и результатам предыдущих определений значения упомянутого по меньшей мере одного параметра крови с других электронных устройств.

[0094] Предлагаемые носимое устройство, способ и система обеспечивают возможность неинвазивного, точного мгновенного или непрерывного контроля различных параметров крови, таких как, например, концентрация гемоглобина (cHb), общая масса гемоглобина (tHb), гематокрит (НСТ), общий объем эритроцитов (tEV), объем крови (BV), объем плазмы (PV) даже при краевых значениях контролируемых параметров и подходят для непрофессионального применения.

[0095] Далее со ссылкой на чертежи будут описаны особенности настоящего раскрытия и примерные варианты осуществления изобретения. Специалистам в данной области техники будет понятно, что различные примерные варианты осуществления не следует истолковывать как ограничивающие объем заявляемого изобретения, и что специалистами могут быть применены другие материальные и технические средства, эквивалентные или аналогичные перечисленным ниже, для выполнения различных операций, функций, этапов способа и т.п., описанных ниже. Настоящее подробное описание не предназначено для ограничения объема заявленного изобретения, который определяется только прилагаемой формулой изобретения.

[0096] Следует отметить, что далее для объяснения принципов настоящего изобретения в основном приведены примеры измерения уровня гемоглобина. Однако, настоящее изобретение не ограничивается этим и может использоваться для определения множества параметров крови (гемоглобина, гематокрита, общего объема эритроцитов, объема плазмы крови, числа эритроцитов и т.п.) пользователя путем прогнозирования на основании введенных характеристик молекулярного и клеточного строения крови (см. таблицу 1), которые включают в себя по меньшей мере один параметр импеданса тела пользователя, такой как величина (Z) модуля импеданса тела пользователя, фазовый угол (ϕ) импеданса тела пользователя на определенных частотах (по меньшей мере на двух частотах, таких как 20-40 кГц и 200-300 кГц), общее количество жидкости в организме (TBW), отношение количества внутриклеточной жидкости (ICW) к количеству внеклеточной жидкости (ECW), величину первой гармоники (f₀), величину амплитудно-фазовых характеристик (t_λ⁰) гармоник (по меньшей мере амплитуда и полная энергия по меньшей мере двух гармоник в пределах спектральной полосы заданной относительно центральной частоты, положение которой определяется опорной частотой, соответствующей ЧСС) по меньшей мере двух PPG-сигналов с различными длинами волн (I).

[0097] Амплитудно-фазовые характеристики представляют собой исходные характеристики, извлекаемые из PPG-сигнала на каждой используемой для измерения длине волны, а именно:

полная мощность (например, площадь под кривой) гармоник на частотах соответственно, где f₀ - опорная частота, соответствующая ЧСС; амплитуды гармоник на соответствующих частотах

р₀ - мощность постоянной составляющей.

Кроме того, для определения параметров крови используют различные производные характеристики (признаки):

[0098] Знание вышеуказанных параметров и характеристик, определяемых по PPG-и BIA-сигналам, обеспечивает возможность точного определения ряда важных параметров крови, например, концентрации гемоглобина (cHb), общей массы гемоглобина (tHb), гематокрита (НСТ), общего объема эритроцитов (tEV), объема крови (BV), объема плазмы (PV) и т.д., в том числе краевых значений указанных параметров.

[0099] В таблице 1 ниже показан пример совокупности входных данных, используемых для определения параметров крови, и источник их определения.

[0100] Далее со ссылками на чертежи будут обсуждены особенности измерения PPG- и В1А-сигналов.

[0101] На фиг. 1 схематично проиллюстрирована зависимость формы PPG-сигнала от длины волны и пользователя. Хорошо видно, что форма волны пульсового сигнала зависит не только от длины волны первичного излучения, но также и от конкретного пользователя. Основными факторами, влияющими на форму PPG-сигнала, являются поглощение и рассеивание излучения в ткани, в том числе крови, гидродинамика кровеносных сосудов, механическая деформация в ткани. При этом, например, концентрацию гемоглобина в крови пациента определяют по поглощению излучения в ткани, а точнее, как будет обсуждено далее, по пульсирующей (АС) составляющей поглощения в артериальной крови, а вклад, вносимый в сигнал за счет рассеивания излучения в ткани, гидродинамики кровеносных сосудов и механической деформации, является источником ошибок и должен быть устранен. С учетом особенностей процессов распространения оптического излучения в биологической ткани, которые будут обсуждаться далее, вышеуказанные процессы в качестве источников ошибок приводят к существенному изменению формы пульсовой волны в зависимости от длины волны, и при этом форма волны специфична в отношении оптических свойств ткани каждого индивидуального пользователя. Таким образом, для корректного измерения концентрации гемоглобина в крови (определяемой поглощением излучения в артериальной крови) необходимо анализировать форму PPG-сигнала. Здесь важными моментами являются следующие: необходимость спектроскопических измерений на множестве длин волн, необходимость учитывать, что на некоторых длинах волн PPG-сигнал может быть очень слабым, сигнал может иметь трудную для обработки форму, необходимость измерять слабый PPG-сигнал, имеющий сложную форму.

[0102] Следует также отметить различие в механизмах рассеивания и поглощения излучения в исследуемом объеме биологической ткани в режиме пропускания и в режиме отражения. В режиме пропускания, используемом в медицинских и лабораторных применениях, излучение от источника света до детектора света на двух разных длинах волн λ₁ и λ₂ проходит приблизительно одинаковый оптический путь через ткань пациента и взаимодействует с одними и теми же участками ткани, поэтому PPG-сигнал в этом режиме имеет похожую форму на разных длинах волн, например, 530 нм и 655 нм. В режиме отражения, используемом в носимых устройствах, например, в умных часах и фитнес-браслетах, излучение от источника света до детектора света на двух разных длинах волн λ₁ и λ₂ проходит различный путь и взаимодействует с разными участками ткани пациента. Например, излучение с длиной волны λ₁ взаимодействует только с кожей пациента и частично с мышечной тканью, включающей капиллярные кровеносные сосуды, в то время как излучение с длиной волны λ₂ взаимодействует с кожей пациента, с мышечной тканью, включая не только капиллярные кровеносные сосуды, но также венозные и артериальные сосуды, поэтому PPG-сигнал в режиме отражения имеет очень разную форму на разных длинах волн. Однако, для правильного измерения параметров крови требуется одинаковый исследуемый объем ткани, что трудно обеспечить в режиме отражения.

[0103] Принимая во внимание вышесказанное, основными проблемами спектрального анализа PPG-сигнала являются следующие:

- АС-составляющая пульсового сигнала имеет сложную форму, то есть это не гармонический и не синусоидальный сигнал;

- форма АС-составляющей зависит от длины волны излучения, то есть форма пульсового сигнала несет информацию в том числе о спектральных свойствах биологической ткани;

- ограниченность работы в режиме отражения.

[0104] При поиске решения важно учитывать значительно разные оптические пути для разных длин волн, что менее важно в режиме пропускания и критично для режима отражения (например, для умных часов), необходимость измерения одного и того же участка ткани, разную форму импульса, обусловленную разницей в рассеянии и поглощении излучения. Таким образом, для режима отражения предпочтительно анализировать форму PPG-сигнала.

[0105] На фиг. 2А схематично проиллюстрированы спектры поглощения цельной крови при разных концентрациях гемоглобина, полученные с помощью фотоплетизмографии (PPG) на некоторых длинах волн излучения. Штриховыми линиями изображены непрерывные спектры поглощения цельной крови при двух разныхконцентрациях гемоглобина, а кружками - поглощение, измеренное в нескольких дискретных точках. Из фиг. 2А видно, что в идеальных условиях, когда имеется цельная кровь в кювете, концентрацию гемоглобина можно определить путем измерения пропускания оптического излучения на любой одной длине волны. Однако, случай цельной крови является идеальным, и в реальных случаях невозможно осуществить измерения на цельной крови неинвазивным образом.

[0106] На фиг. 2Б схематично проиллюстрированы спектры поглощения при одинаковой концентрации гемоглобина, но при наличии в одном случае других компонентов крови или других тканей, включая меланин, липиды, белки и т.д. Из фиг. 2Б видно, что на некоторых длинах волн, например, на λ_m, происходит заметное поглощение оптического излучения за счет наличия других компонентов крови или других тканей. Таким образом, другие компоненты крови или другие ткани могут поглощать на тех же длинах волн, что и гемоглобин. Следовательно, невозможно определенно сказать, поглощение на длине волны λ_m изменилось из-за гемоглобина или чего-то еще.

[0107] Как видно из фиг. 2А и 2Б, идеальным случаем при анализе крови является измерение только поглощения крови, когда поглощение на любой длине волны соответствует изменениям концентрации гемоглобина крови. В реальном случае на практике измеряют поглощение целой биологической ткани, включающей кровь, при этом другие компоненты также могут поглощать излучение на тех же длинах волн, оказывая влияние на пульсовый сигнал. Следовательно, измерение поглощения на единственной длине волны может приводить к некорректному результату. Поэтому в данном случае необходим спектроскопический подход к измерениям, т.е. для корректного определения концентрации гемоглобина необходимо измерять спектр поглощения на нескольких длинах волн.

[0108] На фиг. 3А схематично проиллюстрирован первый традиционный подход к обработке PPG-сигнала, состоящий в измерении площади под кривой (AUC) АС-составляющей PPG-сигнала, т.е. определении интегральной площади формы PPG-сигнала. Считается, что измеренная таким образом интенсивность АС-составляющей пропорциональна оптическому пропусканию измеряемого объема ткани и может быть пересчитана в поглощение на этом участке согласно закону Бугера-Ламберта-Бера. Это самый простой подход к измерениям, применяемый обычно в режиме пропускания. Отображенные на фиг. 3А сигналы имеют примерно одинаковую интегральную площадь, но разные формы кривых. Поскольку при данном подходе информация о форме импульса не принимается во внимание, измерение оптического пропускания и поглощения в режиме отражения выполняется с большой ошибкой.

[0109] На фиг. 3Б схематично проиллюстрирован второй традиционный подход к обработке PPG-сигнала, состоящий в оценке формы кривой PPG-сигнала. Первый пик пульсовой волны, соответствующий анакротическому периоду пульсовой волны, образуется в период систолы («систолический пик» обозначен как SIS). Амплитудное значение анакротической фазы носит также название амплитуды пульсовой волны исоответствует ударному объему крови при сердечном выбросе, предоставляя таким образом косвенные сведения о степени инотропного эффекта. Второй пик пульсовой волны, соответствующий дикротическому периоду пульсовой волны, образуется за счет отражения объема крови от аорты и крупных магистральных сосудов и частично соответствует диастолическому периоду сердечного цикла («диастолический пик» обозначен как DIA). Дикротическая фаза предоставляет информацию о тонусе сосудов. Вершина пульсовой волны соответствует наибольшему объему крови, а ее противолежащая часть -наименьшему объему крови в исследуемом участке ткани. На нисходящем фронте каждой волны заметна впадина - дикротическая инцизура, которая соответствует закрытию аортального клапана («дикротическая вырезка» обозначена как DN). Характер пульсовой волны зависит от эластичности сосудистой стенки, частоты пульса, объема исследуемого участка ткани, ширины просвета сосудов и т.д. Считается, что частота и продолжительность пульсовой волны зависит от особенностей работы сердца, а величина и форма ее пиков - от состояния сосудистой стенки. Если на пульсовой волне отчетливо выражены систолический и диастолический пики, а также впадина между ними (верхний PPG-сигнал на фиг. 3Б, редкий случай идеальной кривой, характерной для молодых, здоровых людей с сильной сердечно-сосудистой системой), подход к определению оптических свойств ткани по форме кривой PPG-сигнала работает хорошо. В большинстве случаев указанные особенности пульсовой волны выражены нечетко (средний график на фиг. 3Б, характерно для взрослых относительно здоровых людей), такой подход во многих случаях работает, но подвержен ошибкам, поскольку требует индивидуальной настройки алгоритма для каждой кривой, а значит, трудно оптимизировать обработку. Однако, у некоторых пациентов систолический и диастолический пики, а также впадина между ними могут быть трудны для определения или вообще неразличимы (нижний график на фиг. 3Б, редкий случай плохой кривой, характерной для пожилых людей со слабой сердечно-сосудистой системой или молодых нездоровых людей). В этом случае форма кривой волнового сигнала характеризуется теми же параметрами, имеющими ясный физиологический смысл, как описано выше, но формализация алгоритма для нахождения этих точек затруднена и поэтому форма характеризуется неточно.

[0110] Дополнительно на фиг. 4А проиллюстрирован эффект использования первого традиционного подхода (определение AUC) к обработке PPG-сигнала по фиг. 3А на примере определения концентрации гемоглобина. На фиг. 4А штриховыми кривыми показаны спектры поглощения цельной крови с разной концентрацией X и Y гемоглобина, то есть зависимости поглощения от длины волны излучения, кружками обозначены значения поглощения, определенные по площадям PPG-сигнала, то есть по интегральным площадям АС-составляющих сигнала. При этом кружки для различных концентраций на представленных графиках расположены близко друг к другу и заметно смещены от истинных значений поглощения. Это означает, что определение концентрации гемоглобина по площадям АС-составляющей PPG-сигнала дает в результате некорректное значение концентрации. Более того, при таком подходе зачастую невозможно различить дверазличные концентрации гемоглобина крови.

[0111] Что касается использования второго традиционного подхода к обработке PPG-сигнала применительно к определению концентрации гемоглобина с использованием критических точек пульсового сигнала, как показано на фиг. 4Б, в одном случае при концентрации гемоглобина Y (верхняя кривая) подход позволяет осуществлять достаточно точные измерения, однако, в других случаях (нижняя кривая) вообще нельзя определить поглощение излучения на некоторых длинах волн вследствие невозможности различить критические точки на кривой PPG-сигнала, а значит, невозможно определить концентрацию гемоглобина по форме кривой пульсового сигнала.

[0112] В отличие от рассмотренных подходов, способ по настоящему изобретению можно применять при любой форме пульсового сигнала, как будет описано далее.

[0113] Для получения и последующей обработки PPG-сигнала сначала облучают ткань пользователя на по меньшей мере двух длинах волн с помощью источника света, например, светодиода или лазерного диода. Одна из упомянутых по меньшей мере двух различных длин волн предпочтительно находится в диапазоне 495-570 нм, то есть светодиод излучает зеленый свет, поскольку обычно именно зеленый свет обеспечивает наиболее информативный сигнал при определении, например, концентрации гемоглобина. Однако настоящее изобретение не ограничивается указанным диапазоном излучения и упомянутые различные длины волн могут находиться в любом из диапазонов видимого излучения (приблизительно 400-800 нм), ближнего ИК-излучения (приблизительно 800-1700 нм) и коротковолнового ИК-излучения (приблизительно 1700-2500 нм). Используют рефлектометрический метод, то есть облучают ткань пользователя и затем детектируют PPG-сигналы от ткани пользователя на упомянутых по меньшей мере двух различных длинах волн в режиме отражения. В примере, проиллюстрированном на фиг. 5, сигналы детектируют на шести длинах волн. Однако, число PPG-сигналов на различных длинах волн не ограничивается особым образом. При этом детектированные сигналы представлены во временной области (временные ряды). Вообще возможны несколько представлений сигнала: во временной области, когда f(t) выражается как функция времени, в частотной области, когда определен спектр (т.е. амплитуды различных гармоник), или частотно-временной области. Сигналы могут быть преобразованы из временной в частотную/частотно-временную область с помощью различного вида преобразований. Согласно варианту осуществления изобретения, инструментом, позволяющим представлять детектированный сигнал экспоненциальными составляющими, служит преобразование Фурье. Функция F(ω) есть прямое преобразование Фурье сигнала f(t). F(ω) представляет сигнал f(t) в частотной области. Временное представление определяет некоторый сигнал в каждый момент времени, тогда как частотное представление характеризует относительные амплитуды частотных составляющих сигнала, т.е. гармоник.

[0114] При выполнении преобразования Фурье на основе характеристик сигнала во временной области можно получить его амплитудно-фазовые характеристики гармоник (мгновенный спектр, спектральную плотность и т.д.). Например, преобразование Фурьепозволяет преобразовать каждый PPG-импульс в набор амплитуд и фаз, таким образом полученный набор характеристик содержит всю информацию, необходимую для модели машинного обучения, используемой для определения концентрации гемоглобина. При этом для расчетов набор характеристик сигнала удобно описать комплексными числами. Любое из указанных представлений полностью определяет сигнал. Вместе с тем, как было подробно объяснено в разделе «Предпосылки изобретения», обработка PPG-сигнала в частотной области позволяет избежать ряда недостатков предшествующего уровня техники.

[0115] Однако изобретение не ограничивается применением преобразования Фурье и могут использоваться другие преобразования. Например, преобразование сигналов из временной в частотную область также может быть выполнено путем преобразования Гильберта-Хуанга, а в частотно-временную область - путем вейвлет-преобразования или билинейного частотно-временного распределения.

[0116] Преобразование Гильберта-Хуанга (ННТ) представляет собой метод эмпирической модовой декомпозиции (EMD) нелинейных и нестационарных процессов, т.е. декомпозиции на амплитудно-временные составляющие, и последующий спектральный анализ Гильберта (HSA). ННТ представляет собой частотно-временной анализ сигналов и не требует априорного функционального базиса преобразования. Функции базиса получают адаптивно непосредственно из данных процедурами отсеивания функций «эмпирических мод». Мгновенные частоты вычисляют по производным фазовым функциям Гильбертовым преобразованием функций базиса. Основными информативными признаками преобразования Гильберт-Хуанга являются амплитуда, мгновенная частота и фаза эмпирических мод.

[0117] Вейвлет-преобразование (WT) - это интегральное преобразование, которое представляет собой свертку вейвлет-функции с сигналом. Вейвлет-преобразование переводит сигнал из временного представления в частотно-временное и является обобщением спектрального анализа, типичный представитель которого - классическое преобразование Фурье. Термин «wavelet» в переводе с английского означает «маленькая (короткая) волна». Вейвлеты - это обобщенное название семейств математических функций определенной формы, которые локальны во времени и по частоте, и в которых все функции получают из одной базовой (порождающей) посредством ее сдвигов и растяжений по оси времени. Алгоритмы вейвлет-преобразования позволяют учитывать локальные изменения PPG-сигналов и нести информацию в трехмерном формате - амплитуда, частота, время. Как правило, вейвлет-преобразования подразделяют на дискретное (DWT) и непрерывное (CWT). DWT используют для преобразований и кодирования сигналов, CWT - для анализа сигналов. Вейвлет-преобразования в настоящее время все чаще используют для огромного числа разнообразных применений, нередко заменяя обычное преобразование Фурье.

[0118] Билинейные частотно-временные распределения или квадратичные частотно-временные распределения возникают в подобласти анализа и обработки сигналов, называемой обработкой сигналов время-частота, а также при статистическом анализеданных временных рядов. Такие методы используют в случаях, когда частотный состав сигнала может меняться во времени. Такой анализ раньше назывался частотно-временным анализом сигналов, а теперь чаще называется частотно-временной обработкой сигналов из-за прогресса в использовании этих методов для решения широкого круга задач обработки сигналов. По сравнению с другими методами частотно-временного анализа, такими как, например, кратковременное преобразование Фурье, билинейное преобразование может не иметь большей ясности для большинства практических сигналов, но оно обеспечивает альтернативную основу для исследования новых определений и новых методов. Все билинейные распределения взаимно конвертируемы друг в друга.

[0119] В нижней части фиг. 5 проиллюстрированы PPG-сигналы на двух разных длинах волн во временной и частотной областях.

[0120] Настоящее изобретение позволяет охарактеризовать точную форму пульсовой волны по PPG-сигналам, включая слабые и/или сложные сигналы. Ключевыми этапами обработки PPG-сигналов, проиллюстрированными на фиг.6, являются:

- преобразование детектированных PPG-сигналов из временной области (временных рядов) в частотную (или частотно-временную) область;

- выбор из всех детектированных PPG-сигналов на разных длинах волн в частотной области наиболее значимого сигнала, который характеризуется наилучшим отношением сигнал/шум, самой высокой амплитудой и который наименее затронут шумами, и использование выбранного сигнала в качестве опорного сигнала;

- извлечение из опорного сигнала основной гармоники (основной составляющей) и на ее основе других гармоник опорного сигнала и использование их в качестве координат, по которым раскладывают остальную часть PPG-сигналов, то есть получают амплитудно-фазовые характеристики гармоник.

[0121] На фиг. 7 проиллюстрирована ключевая особенность этапа преобразования PPG-сигнала по фиг.5, состоящая в том, что при преобразовании PPG-сигнала из временной в частотную область информация о периодичности временного сигнала переносится в положение первой гармоники частотной области, а информация о форме сигнала (пики, впадины, вырезки) переносится в гармоники более высоких порядков. В конечном итоге получают наборы данных для каждой длины волны пульсового сигнала в частотной области, каждый из которых характеризуется конкретными характеристиками (например, амплитуды а₁₀, a₁₁…a_1n на частотах гармоник f₀, f₁,…f_n), как показано в нижней части фиг. 6. При этом положение, число, амплитуда, ширина полученных гармоник, которые являются легко измеряемыми характеристиками, полностью описывают пульсовую волну в частотной области. Таким образом, преобразование PPG-сигналов в частотную область позволяет извлекать амплитудно-фазовые характеристики гармоник сигналов.

[0122] Принимая во внимание вышесказанное, обработка PPG-сигналов в частотной области приводит к следующим преимуществам по сравнению с обработкой во временной области:

- конечное количество характеристик вместо непрерывных данных временныхрядов;

- однозначная связь между характеристиками и формой PPG-сигнала;

- наличие новой системы координат (частоты гармоник), определенной по одному из сигналов, которая позволяет разложить все сигналы единообразно по единой системе координат.

[0123] Если пытаться анализировать форму пульсовой волны по критическим точкам, то каждый сигнал придется обрабатывать независимо. В этом случае положение критических точек может «плавать», тем самым нарушается однозначность в описании формы сигнала на разных длинах волн. Кроме того, в случае слабых сигналов и сигналов с высоким уровнем шумов нахождение критических точек может быть в принципе невозможно. Благодаря вышеупомянутой системе координат (частоты и их положения), можно найти характеристики (например, амплитуды) этих частот даже в спектре сигнала с высоким уровнем шумов.

[0124] На фиг. 8 проиллюстрирована особенность преобразования PPG-сигнала в частотную область. Здесь показан опорный PPG-сигнал высокого качества на длине волны λ₂. и обычный PPG-сигнал низкого качества на других длинах волн λ_1, λ₃ и т.д. После преобразования сигнала высокого качества в частотную область положение и характеристики основной гармоники f₀ могут быть легко измерены. При аналогичном преобразовании сигнала низкого качества невозможно надежно определить положение основной гармоники f₀ в частотной области. Более того, интенсивные ложные пики, показанные на графике справа прерывистыми окружностями, скрывают необходимые характеристики. Однако преимуществом настоящего изобретения является устойчивость, а точнее говоря, независимость опорного PPG-сигнала от помех и сигналов низкого качества. После осуществления преобразования Фурье основная гармоника f₀ сигнала в частотной области представляет собой первую гармонику, соответствующую периодичности PPG-сигнала, т.е. ЧСС. В случае других частотно-временных преобразований основной составляющей является, например, частотная составляющая наибольшей мощности и наиболее стабильная во времени, не имеющая прямого отношения к физиологическим параметрам. Причем положение основной гармоники f₀ сигнала высокого качества в частотной области соответствует положению основной гармоники f₀ сигналов низкого качества.

[0125] Дополнительно следует отметить еще одну особенность PPG-сигнала во временной области, которая влияет на необходимость выбора подходящей длины волны для измерений. Согласно уровню техники, наилучший PPG-сигнал получают при использовании зеленого света (-530 нм). Однако это не всегда так. Пульсовый сигнал сильно зависит от цвета кожи человека, его национальности, загара, пигментации кожи и т.п. Выбор PPG-сигнала более высокого качества основан, как правило, на определении наибольшего отношения сигнал-шум. Например, для светлокожего человека наилучший PPG-сигнал действительно получают в зеленом свете, и используют его в качестве опорного сигнала. Однако темнокожие люди имеют свои особенности, главная из которыхсвязана с тем, что зеленый свет проникает на небольшую глубину в биологические ткани пациента. Поскольку в темной коже зеленый свет почти полностью поглощается меланином, он не достигает кровеносных сосудов. В то же время красный/ИК-свет проникает глубже в ткани, поскольку меланин намного меньше поглощает красный/ИК-свет по сравнению с зеленым светом и не влияет на PPG-сигнал. Следовательно, для темнокожих людей лучший результат даст использование в качестве опорного сигнала PPG-сигнала, полученного с помощью красного/ИК-света, а не зеленого света, как для светлокожих людей.

[0126] Таким образом, необходимы индивидуальные настройки для работы с PPG-датчиком, и соответствующую опорную длину волны желательно определять для каждого пользователя носимого устройства индивидуально.

[0127] На фиг. 9 дополнительно проиллюстрированы особенности анализа сигнала в частотной области. В качестве опорного PPG-сигнала выбран сигнал с длиной волны λ₂. На верхнем графике фиг. 9 отмечены характеристики первой f₀ и второй f₁ гармоник PPG-сигнала на длине волны λ₂, а именно амплитуды а₂₀ и a₂₁ указанных гармоник. Еще раз отметим, что в частотной области положения гармоник идентичны для сигналов всех длин волн видимого спектра излучения. Иными словами, положения гармоник анализируемого PPG-сигнала с длиной волны λ₁, показанного на нижнем графике, совпадают с положениями гармоник опорного PPG-сигнала с длиной волны λ₂. Следовательно, PPG-сигналы на всех длинах волн могут анализироваться одинаково и одновременно как только по опорному PPG-сигналу будут определены гармоники. При этом положения гармоник более высокого порядка однозначно связаны с положением основной гармоники следующими соотношениями: f₁=2f₀; f₂=3f₀ и т.д. Таким образом, зная положения гармоник опорного сигнала, можно легко определить положения, а значит, и амплитуды соответствующих гармоник анализируемого PPG-сигнала с длиной волны λ₁, например, амплитуды а₁₀ и а₁₁ первой и второй гармоник.

[0128] По вышеописанной методике, исходя из положения основной гармоники f₀ опорного PPG-сигнала, определяют характеристики, в частности, амплитуды всех PPG-сигналов на других длинах волн. Преимуществом такой методики является простая параметризация формы волны PPG-сигнала одновременно на всех длинах волн излучения.

[0129] Следует также отметить, что анализ сигнала в частотной области делает алгоритм определения характеристик молекулярного строения крови до некоторой степени устойчивым к артефактам движения при условии, что частота и длительность этих артефактов не совпадает с основным сигналом. Частота артефактов может совпадать с частотой PPG-сигнала, но артефакты движения нестационарны, т.е. их характеристики изменяются со временем, поэтому при накоплении сигнала возможно усилить по существу стационарные составляющие PPG-сигнала и подавить вклад артефактов движения в общий спектр сигнала.

[0130] Далее со ссылкой на фиг. 10А, 10Б будет показано схематическое изображение носимого устройства 201 с функцией определения параметров кровипользователя.

[0131] Со ссылкой на фиг. 10А будет описана блок-схема предпочтительного варианта осуществления носимого устройства 201, содержащего корпус 202, процессор (например, микропроцессор) 203, батарею 204, по меньшей мере один PPG-датчик 208, устройство 209 ввода, устройство 210 вывода, дисплей 211, запоминающее устройство 212, модуль 213 связи, включающий в себя модуль 223 беспроводной связи и модуль 224 проводной связи, и блок 218 биоимпедансных измерений. Устройство 209 ввода и устройство 210 вывода могут быть выполнены в виде единого устройства ввода и вывода. Носимое устройство 201 может содержать дополнительные датчики, например, инерционные датчики перемещения, гироскопы, акселерометры, датчик измерения электрокардиограммы (ЭКГ), датчик атмосферного давления, датчик влажности, датчик Холла, датчик внешней освещенности и т.д. В вариантах осуществления носимое устройство 201 может представлять собой смарт-устройство, в частности, умные часы или фитнес-браслет, медицинское носимое устройство для мониторинга состояния здоровья с функцией определения концентрации гемоглобина и др. Носимое устройство представляет собой электронное носимое устройство и может быть выполнено с возможностью установления проводного или беспроводного канала связи с внешними устройствами, например, устройствами 225, 226, такими как смартфоны, носимые фитнес-браслеты, голосовые помощники, смарт-телевизоры, умные часы и т.п., или сервером 227 и с возможностью передачи данных через сеть 228 или облачное хранилище 229.

[0132] Носимое устройство 201 с PPG-датчиком 208 в режиме отражения способно детектировать свет, обратно-рассеянный и/или обратно-отраженный от биологических тканей пользователя, включая кожу, кости, кровь, кровеносных сосуды.

[0133] В носимых устройствах с PPG-датчиком используется режим отражения с целью удобного размещения устройства, например, на руке пользователя. При ношении на руке или другой части тела пользователя PPG-датчик находится в контакте с кожей. Однако на PPG-датчик, проводящий измерения в режиме отражения, могут влиять артефакты движения и колебания давления. Любое движение, например, физическая активность, может привести к артефактам движения, которые искажают PPG-сигнал и ограничивают точность измерения физиологических параметров. Колебания давления, воздействующие на датчик, такие как сила контакта между PPG-датчиком и местом измерения, то есть сила, с которой устройство прижимается к коже пользователя, могут деформировать геометрию артерии за счет сжатия. Таким образом, в режиме отражения на амплитуду переменной составляющей PPG-сигнала может влиять давление, оказываемое на кожу. Более подробно такие влияния на измерение PPG-сигнала описаны в статье Toshiyo Tamura, Current Progress of Photoplethysmography and Sp02 for Health Monitoring, Biomedical Engineering Letters (2019) 9, cc. 21-36 (https://doi.org/10.1007/sl3534-019-00097-w).

[0134] Электрическая схема PPG-датчика может содержать усилитель, фильтр верхних частот (около 0,1 Гц) для отсекания постоянной составляющей и получения пульсирующих изменений сигнала, фильтр нижних частот (около 30 Гц) для устранениявысокочастотного шума, а также микропроцессор. Используемый диапазон частот зависит от конструкции схемы. PPG-датчик может иметь беспроводной модуль для передачи данных на внешнее устройство.

[0135] Блок 218 биоимпедансных измерений (BIA-датчик) может включать в себя биоконтактную схему (цепь контакта с телом пользователя), содержащую 4 электрода, модуль измерения импеданса, содержащий модуль измерения тока-напряжения, модуль конфигурирования пути (цепи) тока-напряжения, модуль расчета импеданса, по меньшей мере один модуль компенсации токов утечки и, необязательно, микропроцессор.

[0136] В предпочтительном варианте осуществления настоящего изобретения, проиллюстрированном на фиг. 10Б, носимое устройство 201 выполнено в виде умных часов, которые предназначены для размещения на запястье пользователя. В других вариантах осуществления настоящего изобретения носимое устройство 201 может быть выполнено размещаемым на других частях тела пользователя, например, на пальце руки.

[0137] На фиг. 10Б проиллюстрировано носимое устройство 201 на виде сверху и виде снизу. Согласно этому варианту осуществления, корпус 202 носимого устройства 201 включает первую сторону 214 (или переднюю поверхность), вторую сторону (или заднюю поверхность) 215 и боковую поверхность 216, окружающую пространство между первой стороной 214 и второй стороной 215, и элементы 217 крепления, предназначенные для отсоединяемого крепления носимого устройства 201 на запястье, например, с помощью часового ремешка. Кроме того, носимое устройство, проиллюстрированное на фиг. 10Б, имеет четыре электрода BIA-датчика, два из которых 251, 253 интегрированы в кнопки управления устройства, а два других 252, 254 расположены на задней стороне 215 носимого устройства. На фиг. 10В проиллюстрировано реальное носимое устройство Samsung на виде со стороны задней крышки.

[0138] Фиг. 11 иллюстрирует примерную функциональную схему измерения BIA-сигналов в носимом устройстве 201 по настоящему изобретению, которую не следует рассматривать в качестве ограничения.

[0139] Носимое устройство 201 выполнено с возможностью определять параметры импеданса тела пользователя и их производные, например, величину (Z) модуля импеданса тела пользователя, фазовый угол (ϕ) импеданса тела пользователя на определенных частотах (по меньшей мере на двух частотах в пределах 20-40 кГц и 200-300 кГц соответственно), общее количество жидкости в организме (TBW), отношение количества внутриклеточной жидкости (ICW) к количеству внеклеточной жидкости (ECW), а также корректировать ошибку в значениях биоимпеданса, вызванную утечкой электрического сигнала вследствие паразитной составляющей (компонента).

[0140] На фиг. 11 проиллюстрирована схема измерения биоимпедансных сигналов, включающая в себя блок 218 биоимпедансных измерений и процессор 203 носимого устройства 201. Кроме того, блок 218 биоимпедансных измерений может содержать отдельный процессор. Более конкретно, обращаясь к фиг.11, носимое устройство 201 включает в себя биоконтактную схему 235, модуль 240 измерения тока-напряжения, модуль250 конфигурирования цепи тока-напряжения и процессор 203. По меньшей мере одно из биоконтактной схемы 235, модуля 240 измерения тока-напряжения или модуля 250 конфигурирования цепи тока-напряжения может быть элементом (например, биометрическим датчиком), включенным в блок 218 биоимпедансных измерений по фиг. 10А.

[0141] Согласно различным вариантам осуществления, биоконтактная схема 235 может включать в себя четыре электрода 251, 252, 253 и 254, четыре порта (разъема ввода/вывода) 236, 237, 238 и 239 и четыре элемента 231, 232, 233 и 234 схемы.

[0142] Электроды 251, 252, 253 и 254 расположены на поверхности корпуса носимого устройства 201 для вступления в контакт с биологическим телом, и таким образом могут электрически соединяться друг с другом через биологическое тело. Первый электрод 251 может быть электрически соединен с первым портом 236 через первый элемент 231 схемы. Второй электрод 252 может быть электрически соединен со вторым портом 237 через второй элемент 232 схемы. Третий электрод 253 может быть электрически соединен с третьим портом 238 через третий элемент 233 схемы. Четвертый электрод 254 может быть электрически соединен четвертым портом 239 через четвертый элемент 234 схемы.

[0143] Каждый из элементов 231, 232, 233 и 234 схемы может включать в себя электронные компоненты (например, емкости и резисторы) для удаления постоянной составляющей тока из электрического сигнала, протекающего от соответствующего порта в соответствующий электрод (или наоборот). Каждый из элементов 231, 232, 233 и 234 схемы может иметь Z_S1, Z_S2, Z_S3 и Z_S4 в качестве составляющих импеданса, заданных при проектировании схемы, и эти составляющие импеданса могут называться характеристическими импедансами. Составляющие Z_C1, Z_C2, Z_C3 и Z_C4 импеданса могут возникать между биологическим телом и электродами 251, 252, 253 и 254, соответственно, и могут называться импедансами контакта. Импедансы контакта могут изменяться согласно состоянию поверхности (состоянию кожи) биологического тела. Импеданс контакта может также изменяться в зависимости от частоты приложенного электрического сигнала. Составляющая Z_B импеданса, существующая между импедансами контакта, представляет собой компонент, подлежащий получению, и Z_B может называться биоимпедансом. Составляющие Zp₁, Zp₂, Zp₃ и Zp₄ импеданса, которые не предусмотрены при проектировании схемы, могут быть паразитными между электродами 251, 252, 253, 254 и землей (например, заземлением носимого устройства 201), соответственно, и составляющие импеданса могут называться паразитными импедансами. Электрические сигналы (например, ток и/или напряжение) могут утекать из биоконтактной схемы 235 к земле из-за паразитных составляющих, и как результат, вследствие утечки электрического сигнала может возникать ошибка в измеряемом биоимпедансе. Значение паразитного импеданса может быть получено с помощью устройства анализа импеданса.

[0144] Согласно различным вариантам осуществления, модуль 240 измерения тока-напряжения может включать в себя запитывающий порт 245, порт 246 для измерения тока, первый порт 247 для измерения напряжения, второй порт 248 для измерения напряжения, генератор 241 сигнала переменного тока, амперметр 242 и вольтметр 243.

[0145] Запитывающий порт 245 и порт 246 для измерения тока могут быть электрически соединены с биоконтактной схемой 235 через модуль 250 конфигурирования цепи тока-напряжения.

[0146] Генератор 241 сигнала переменного тока может генерировать электрический сигнал и может подавать этот электрический сигнал на биоконтактную схему 235 через запитывающий порт 245.

[0147] Амперметр 242 может принимать электрический сигнал с биоконтактной схемы 235 через порт 246 для измерения тока, измерять ток принятого электрического сигнала и передавать значение измерения тока на процессор 203.

[0148] Первый порт 247 для измерения напряжения и второй порт 248 для измерения напряжения могут быть электрически соединены с биоконтактной схемой 235 через модуль 250 конфигурирования цепи то ка-напряжения.

[0149] Вольтметр 243 может измерять напряжение между первым портом 247 для измерения напряжения и вторым портом 248 для измерения напряжения и может передавать значение измерения напряжения на процессор 203.

[0150] Согласно различным вариантам осуществления, модуль конфигурирования цепи тока-напряжения (здесь далее - модуль конфигурирования цепи) 250 может электрически соединять порты 236, 237, 238 и 239 биоконтактной схемы 235 с модулем 240 измерения то ка-напряжения под управлением процессора 203.

[0151] Согласно различным вариантам осуществления, процессор 203 может управлять модулем 250 конфигурирования цепи для конфигурирования цепи тока, устанавливаемой от одного из электродов 251, 252, 253, 254 до другого электрода. Процессор 203 может управлять модулем 250 конфигурирования цепи для конфигурирования цепи напряжения, устанавливаемой от одного из электродов 251, 252, 253 и 254 до другого электрода.

[0152] Процессор 203 может управлять модулем 250 конфигурирования цепи для конфигурирования цепи напряжения таким образом, чтобы один из двух электродов цепи напряжения совпадал с одним из двух электродов цепи тока, причем упомянутый другой из двух электродов цепи напряжения отличается от упомянутого другого из двух электродов цепи тока, и в цепь напряжения не включен биоимпеданс Z_B. Например, процессор 203 может конфигурировать цепь тока-напряжения в биоконтактной схеме 235 таким образом, чтобы первый электрод 251 был включен в цепь тока и цепь напряжения, а в цепь напряжения не был включен биоимпеданс Z_B.

[0153] Процессор 203 может принимать от амперметра 242 или вольтметра 243 значение тока или напряжения, измеренное в состоянии, в котором цепь тока-напряжения составляет биоконтактную схему 235. Процессор 203 может измерять импеданс первого электрода 251 (в том числе ошибку, вызванную паразитным импедансом Zp₁ между первым электродом 251 и землей) в цепи тока/напряжения путем использования принятых значений тока/напряжения. Процессор 203 может измерять импедансы остальных электродов 252, 253 и 254 таким же образом, как описано выше.

[0154] Согласно варианту осуществления, процессор 203 может передавать первый управляющий сигнал (например, включение биоимпеданса (в схему) ВЫКЛ, переключение полярности ВЫКЛ, и переключение то ка-напряжения ВЫКЛ) модулю 250 конфигурирования цепи для того, чтобы измерить импеданс контакта второго электрода 252. Например, в случае «включение биоимпеданса ВЫКЛ», биоимпеданс Z_B может быть не включен в цепь напряжения. Когда сигнал переключения полярности изменяется с состояния ВЫКЛ на состояние ВКЛ, в цепи тока могут меняться местами начальный электрод и конечный электрод. Например, в состоянии, в котором цепь тока установлена от первого электрода 251 до второго электрода 252, если сигнал переключения полярности изменяется с состояния ВЫКЛ на состояние ВКЛ, цепь тока может изменяться на цепь тока, установленную от второго электрода 252 до первого электрода 251. Когда сигнал переключения тока-напряжения изменяется с состояния ВЫКЛ на состояние ВКЛ, в цепи напряжения могут меняться местами начальный электрод и конечный электрод. Например, в состоянии, в котором цепь напряжения установлена от четвертого электрода 254 до второго электрода 252, если сигнал переключения тока-напряжения изменяется с состояния ВЫКЛ на состояние ВКЛ, цепь напряжения может изменяться с цепи напряжения, установленной от второго электрода 252 до четвертого электрода 254. Цепи, установленные согласно различным комбинациям включения биоимпеданса ВКЛ/ВЫКЛ, переключения полярности ВКЛ/ВЫКЛ и переключения тока-напряжения ВКЛ/ВЫКЛ, можно резюмировать, как показано в таблице 2 ниже.

[0155] Модуль 250 конфигурирования цепи может соединять первый порт 236 с записывающим портом 245 и соединять второй порт 237 с портом 246 для измерения тока в ответ на первый управляющий сигнал. Соответственно, в биоконтактной схеме 235 может быть сформирована первая цепь тока, установленная от первого электрода 251 до второго электрода 252. Модуль 250 конфигурирования цепи может соединять четвертый порт 239 с первым портом 247 для измерения напряжения и соединять второй порт 237 со вторым портом 248 для измерения напряжения в ответ на первый управляющий сигнал. Соответственно, в биоконтактной схеме 235 может быть сформирована первая цепь напряжения, установленная от четвертого электрода 254 до второго электрода 252. Процессор 203 может принимать от амперметра 242 и вольтметра 243 значения тока/напряжения, измеренные в состоянии, в котором биоконтактную схему 235 составляет первая цепь тока-напряжения, включающая в себя первую цепь тока и первую цепь напряжения. Процессор 203 может измерять импеданс второго электрода 252 (в том числе ошибку, вызванную паразитным импедансом Zp₂ между вторым электродом 252 и землей) путем использования принятых значений тока/напряжения.

[0156] Процессор 203 может изменять цепь тока-напряжения для того, чтобы измерить импеданс контакта четвертого электрода 254. Например, процессор 203 может передавать второй управляющий сигнал (например, включение биоимпеданса ВЫКЛ, переключение полярности ВЫКЛ и переключение тока-напряжения ВКЛ) на модуль 250конфигурирования цепи. Модуль 250 конфигурирования цепи может соединять третий порт 238 с запитывающим портом 245, соединять четвертый порт 239 с портом 246 для измерения тока и соединять второй порт 237 с первым портом 247 для измерения напряжения, и соединять четвертый порт 239 со вторым портом 248 для измерения напряжения в ответ на второй управляющий сигнал. Соответственно, в биоконтактной схеме 235 может быть сформирована вторая цепь то ка-напряжения, которая включает в себя вторую цепь тока, установленную от третьего электрода 253 до четвертого электрода 254, и вторую цепь напряжения, установленную от второго электрода 252 до четвертого электрода 254. Процессор 203 может принимать измеренные значения тока/напряжения от амперметра 242 и вольтметра 243 в состоянии, в котором биоконтактную схему 235 составляет вторая цепь тока-напряжения. Процессор 203 может измерять импеданс четвертого электрода 254 (в том числе ошибку, вызванную паразитным импедансом Zp₄ между четвертым электродом 254 и землей) путем использования принятых значений тока/напряжения.

[0157] Процессор 203 может изменять полярность тока для того, чтобы измерить импеданс контакта первого электрода 251. Например, процессор 203 может передавать третий управляющий сигнал (например, включение биоимпеданса ВЫКЛ, переключение полярности ВКЛ и переключение тока-напряжения ВЫКЛ) на модуль 250 конфигурирования цепи. Модуль 250 конфигурирования цепи может соединять второй порт 237 с запитывающим портом 245, соединять первый порт 236 с портом 246 для измерения тока и соединять третий порт 238 с первым портом 247 для измерения напряжения, и соединять первый порт 236 со вторым портом 248 для измерения напряжения в ответ на третий управляющий сигнал. Соответственно, в биоконтактной схеме 235 может быть сформирована третья цепь тока-напряжения, которая включает в себя третью цепь тока, установленную от второго электрода 252 до первого электрода 251, и третью цепь напряжения, установленную от третьего электрода 253 до первого электрода 251. Процессор 203 может принимать от амперметра 242 и вольтметра 243 значения тока/напряжения, измеренные в состоянии, в котором биоконтактную схему 235 составляет третья цепь тока-напряжения. Процессор 203 может измерять импеданс первого электрода 251 (в том числе ошибку, вызванную паразитным импедансом Zp₁ между первым электродом 251 и землей) путем использования принятых значений тока/напряжения.

[0158] Процессор 203 может изменять полярность тока и цепь тока-напряжения для того, чтобы измерить импеданс контакта третьего электрода 253. Например, процессор 203 может передавать четвертый управляющий сигнал (например, включение биоимпеданса ВЫКЛ, переключение полярности ВКЛ и переключение тока-напряжения ВКЛ) на модуль 250 конфигурирования цепи. В ответ на четвертый управляющий сигнал процессор 203 может соединять четвертый порт 239 с запитывающим портом 245, соединять третий порт 238 с портом 246 для измерения тока, соединять первый порт 236 с первым портом 247 для измерения напряжения и соединять третий порт 238 со вторым портом 248 для измерения напряжения. Соответственно, в биоконтактной схеме 235 может быть сформированачетвертая цепь то ка-напряжения, которая включает в себя четвертую цепь тока, установленную от четвертого электрода 254 до третьего электрода 253, и четвертую цепь напряжения, установленную от первого электрода 251 до третьего электрода 253. Процессор 203 может принимать от амперметра 242 и вольтметра 243 значения тока/напряжения, измеренные в состоянии, в котором биоконтактную схему 235 составляет четвертая цепь тока-напряжения. Процессор 203 может измерять импеданс третьего электрода 253 (в том числе ошибку, вызванную паразитным импедансом Z_P3 между третьим электродом 253 и землей) путем использования принятых значений тока/напряжения.

[0159] 235 Согласно различным вариантам осуществления, процессор 203 может корректировать значение измерения импеданса путем использования паразитных импедансов Zp₁, Zp₂, Zp₃ и Zp₄ и характеристических импедансов Zs₁, Zs₂, Zs₃ и Zs₄ (например, исключать ошибку измеренного значения, вызванную паразитным импедансом) для получения импедансов Z_C1, Z_C2, Z_C3 и Z_C4 контакта.

[0160] Согласно различным вариантам осуществления, процессор 203 может управлять модулем 250 конфигурирования цепи для конфигурирования цепи тока и цепи напряжения таким образом, чтобы один из двух электродов цепи напряжения совпадал с одним из двух электродов цепи тока, другой из двух электродов цепи напряжения отличался от другого из двух электродов цепи тока, а биоимпеданс Z_B был включен в обе из цепи тока и цепи напряжения. Процессор 203 может принимать от амперметра 242 и вольтметра 243 значения тока/напряжения, измеренные в состоянии, в котором биоконтактную схему 235 составляет цепь тока-напряжения. Процессор 203 может вычислять биоимпеданс Z_B путем использования принятых значений тока/напряжения, характеристических импедансов Z_S1, Z_S2, Z_S3 и Z_S4, паразитных импедансов Zp₁ Z_P2, Z_P3 и Z_P4 и импедансов Z_C1, Z_C2, Z_C3 и Zc₄ контакта.

[0161] Согласно варианту осуществления, процессор 203 может конфигурировать цепь тока-напряжения в биоконтактной схеме 235 таким образом, чтобы второй электрод 252 и биоимпеданс Z_B были включены в цепь тока и цепь напряжения. Например, процессор 203 может передавать пятый управляющий сигнал (например, включение биоимпеданса ВКЛ, переключение полярности ВЫКЛ и переключение то ка-напряжения ВЫКЛ) на модуль 250 конфигурирования цепи. В ответ на пятый управляющий сигнал модуль 250 конфигурирования цепи может соединять первый порт 236 с запитывающим портом 245, соединять второй порт 237 с портом 246 для измерения тока, соединять третий порт 238 с первым портом 247 для измерения напряжения и соединять второй порт 237 со вторым портом 248 для измерения напряжения. Соответственно, в био контактной схеме 235 может быть сформирована пятая цепь тока-напряжения, которая включает в себя пятую цепь тока, установленную от первого электрода 251 до второго электрода 252, и пятую цепь напряжения, установленную от третьего электрода 253 до второго электрода 252. Процессор 203 может принимать от амперметра 242 и вольтметра 243 значения тока/напряжения, измеренные в состоянии, в котором биоконтактную схему 235 составляет пятая цепь тока-напряжения. Процессор 203 может вычислять первый биоимпеданс Z_B1путем использования значения тока/напряжения, значение характеристического импеданса, значение паразитного импеданса и значение импеданса контакта, которые измеряют с помощью пятой цепи то ка-напряжения.

[0162] Согласно варианту осуществления, процессор 203 может изменять цепь тока-напряжения таким образом, чтобы четвертый электрод 254 и биоимпеданс Z_B были включены в цепь тока и цепь напряжения. Например, процессор 203 может передавать шестой управляющий сигнал (например, включение биоимпеданса ВКЛ, переключение полярности ВЫКЛ и переключение тока-напряжения ВКЛ) на модуль 250 конфигурирования цепи. Модуль 250 конфигурирования цепи может управлять в ответ на шестой управляющий сигнал модулем 250 конфигурирования цепи для соединения третьего порта 238 с запитывающим портом 245, соединять четвертый порт 239 с портом 246 для измерения тока, соединять первый порт 236 с первым портом 247 для измерения напряжения и соединять четвертый порт 239 со вторым портом 248 для измерения напряжения. Соответственно, в биоконтактной схеме 235 может быть сформирована шестая цепь тока-напряжения, которая включает в себя вторую цепь тока, установленную от третьего электрода 253 до четвертого электрода 254, и шестую цепь напряжения, установленную от первого электрода 251 до четвертого электрода 254. Процессор 203 может принимать от амперметра 242 и вольтметра 243 значения тока/напряжения, измеренные в состоянии, в котором биоконтактную схему 235 составляет шестая цепь тока-напряжения. Процессор 203 может вычислять второй биоимпеданс Z_B2 путем использования значения тока/напряжения, значения характеристического импеданса, значения паразитного импеданса и значения импеданса контакта, которые измеряют с помощью шестой цепи тока-напряжения.

[0163] Согласно варианту осуществления, процессор 203 может изменять полярность тока таким образом, чтобы первый электрод 251 и биоимпеданс Z_B были включены в цепь тока и цепь напряжения. Например, процессор 203 может передавать седьмой управляющий сигнал (например, включение биоимпеданса ВКЛ, переключение полярности ВКЛ и переключение тока-напряжения ВЫКЛ) на модуль 250 конфигурирования цепи. Модуль 250 конфигурирования цепи может управлять в ответ на седьмой управляющий сигнал модулем 250 конфигурирования цепи для соединения второго порта 237 с запитывающим портом 245, соединять первый порт 236 с портом 246 для измерения тока, соединять четвертый порт 239 с первым портом 247 для измерения напряжения и соединять первый порт 236 со вторым портом 248 для измерения напряжения. Соответственно, в биоконтактной схеме 235 может быть сформирована седьмая цепь тока-напряжения, которая включает в себя третью цепь тока, установленную от второго электрода 252 до первого электрода 251, и седьмую цепь напряжения, установленную от четвертого электрода 254 до первого электрода 251. Процессор 203 может принимать от амперметра 242 и вольтметра 243 значения тока/напряжения, измеренные в состоянии, в котором биоконтактную схему 235 составляет седьмая цепь тока-напряжения. Процессор 203 может вычислять третий биоимпеданс Z_B3 путем использования значениятока/напряжения, значения характеристического импеданса, значения паразитного импеданса и значения импеданса контакта, которые измеряют с помощью седьмой цепи тока-напряжения.

[0164] Согласно варианту осуществления, процессор 203 может изменять полярность тока и цепь тока-напряжения таким образом, чтобы третий электрод 253 и биоимпеданс Z_B были включены в цепь тока и цепь напряжения. Например, процессор 203 может передавать восьмой управляющий сигнал (например, включение биоимпеданса ВКЛ, переключение полярности ВКЛ и переключение тока-напряжения ВКЛ) на модуль 250 конфигурирования цепи. В ответ на восьмой управляющий сигнал модуль 250 конфигурирования цепи может соединять четвертый порт 239 с запитывающим портом 245, соединять третий порт 238 с портом 246 для измерения тока, соединять второй порт 237 с первым портом 247 для измерения напряжения и соединять третий порт 238 со вторым портом 248 для измерения напряжения. Соответственно, в биоконтактной схеме 235 может быть сформирована восьмая цепь тока-напряжения, которая включает в себя четвертую цепь тока, установленную от четвертого электрода 254 до третьего электрода 253, и восьмую цепь напряжения, установленную от второго электрода 252 до третьего электрода 253. Процессор 203 может принимать от амперметра 242 и вольтметра 243 значения тока/напряжения, измеренные в состоянии, в котором биоконтактную схему 235 составляет восьмая цепь тока-напряжения. Процессор 203 может вычислять четвертый биоимпеданс Z_B4 путем использования значения тока/напряжения, значения характеристического импеданса, значения паразитного импеданса и значения импеданса контакта, которые измеряют с помощью восьмой цепи тока-напряжения.

[0165] Первая-восьмая цепи тока-напряжения, которые могут быть сконфигурированы в биоконтактной схеме 235, как описано выше, могут быть резюмированы в таблице 2 ниже.

[0166] Согласно варианту осуществления настоящего изобретения, процессор 203 выполнен с возможностью получать упомянутые по меньшей мере два PPG-сигнала от упомянутого по меньшей мере одного PPG-датчика 208, сохранять их на запоминающем устройстве 212 и загружать их из запоминающего устройства 212 для выполнения операций обработки.

[0167] Процессор 203 выполнен с возможностью выполнять фильтрацию упомянутых по меньшей мере двух PPG-сигналов с различными длинами волн от артефактов движения, разделять упомянутые по меньшей мере два PPG-сигнала с различными длинами волн на АС- и DC-составляющие временных рядов и преобразовывать эти временные ряды (сигнал во временной области) в частотную область или частотно-временную область с последующим извлечением их амплитудно-фазовых характеристик гармоник, причем преобразование упомянутых временных рядов в частотную область может содержать преобразование Фурье или преобразование Гильберта-Хуанга, а преобразование упомянутых временных рядов в частотно-временную область может содержать вейвлет-преобразование или билинейное частотно-временное распределение.

[0168] Процессор 203 выполнен с возможностью получать дополнительные данные (например, данные с упомянутых дополнительных датчиков носимого устройства 201), сохранять их на запоминающем устройстве 212 носимого устройства 201, а также загружать их из запоминающего устройства 212 для выполнения операций, при необходимости.

[0169] Процессор 203 носимого устройства 201 выполнен с возможностью передавать информацию о значениях параметров крови пользователя, определенной на основании показаний датчиков 208, на устройство 210 вывода для информирования пользователя.

[0170] Процессор 203 выполнен с возможностью загружать данные, принятые с помощью модуля 213 связи в запоминающее устройство 212, и/или загружать данные из запоминающего устройства 212 в модуль 213 связи для передачи их на внешнее устройство (например, устройства 225, 226, сервер 227 или облачное хранилище 229).

[0171] Батарея 204 выполнена с возможностью подавать питание на по меньшей мере один компонент носимого устройства 201.

[0172] Со ссылкой на фиг. 10Б проиллюстрировано, что упомянутый по меньшей мере один PPG-датчик 208 носимого устройства 201 расположен на его задней поверхности. Таким образом, при работе поверхность излучения PPG-датчика соприкасается с запястьем руки пользователя. В носимом устройстве 201 может быть предусмотрено несколько PPG-датчиков.

[0173] Упомянутый по меньшей мере один PPG-датчик 208 выполнен с возможностью измерения по меньшей мере двух PPG-сигналов с различными длинами волн. В варианте осуществления настоящего изобретения, показанном на фиг. 10Б, упомянутый по меньшей мере один PPG-датчик 208 размещен со стороны задней поверхности 215 корпуса 202 (поверхности, обращенной к коже пользователя). В одном варианте осуществления настоящего изобретения (не показан) носимое устройство 201 может содержать два PPG-датчика 208, каждый из которых содержит по одному источнику 236 излучения и одному приемнику 237 излучения, причем источники 236 излучения этих двух PPG-датчиков излучают свет различных длин волн. В этом варианте осуществления настоящего изобретения два PPG-датчика 208 способны обеспечить снятие по меньшей мере двух PPG-сигналов с различными длинами волн. В варианте осуществления настоящего изобретения, показанном на фиг. 10Б, носимое устройство 201 содержит один PPG-датчик 208, содержащий два источника 236 излучения и два приемника 237 излучения, причем эти источники 236 излучения излучают свет различных длин волн. В этом варианте осуществления настоящего изобретения один PPG-датчик 208 способен обеспечить снятие по меньшей мере двух PPG-сигналов различных длин волн. В варианте осуществления настоящего изобретения источник 236 излучения может содержать светоизлучающий диод (светодиод). Между источниками и/или приемниками излучения могут быть предусмотрены фотобарьеры для уменьшения шумов и исключения перекрестных помех.

[0174] Устройство 209 ввода выполнено с возможностью принимать данные, которые могут использоваться другим компонентом (например, процессором 203) носимого устройства 201, вводимые извне (например, пользователем носимого устройства 201). В одном из вариантов осуществления настоящего изобретения устройство 209 ввода может быть выполнено с возможностью ввода профиля пользователя. Процессор 203 носимого устройства 201 может получать профиль пользователя от устройства 209 ввода, сохранять профиль пользователя в запоминающем устройстве 212, считывать его из запоминающего устройства 212 и использовать при необходимости. Также в носимом устройстве 201 может быть предусмотрен голосовые ввод и вывод данных.

[0175] Данные профиля пользователя могут включать пол, возраст, рост, вес пользователя. Также устройство ввода и вывода может содержать экран для отображения информации, например, определенной концентрации гемоглобина. Экран может быть выполнен с возможностью использования экранной клавиатуры для ввода данных.

[0176] Устройство 210 вывода может быть выполнено с возможностью выводитьинформацию пользователю на первой стороне 214 носимого устройства 201. Устройство 210 вывода может включать в себя дисплей 211, который может быть выполнен с возможностью отображать выводимую информацию и расположен на первой стороне 214 носимого устройства 201. Дополнительно, дисплей 211 может быть выполнен с возможностью использования экранной клавиатуры для ввода данных, например, профиля пользователя.

[0177] Запоминающее устройство 212 в предпочтительном варианте осуществления может быть выполнено с возможностью хранения:

базы данных с наборами характеристик строения крови, включающих характеристики молекулярного и клеточного строения крови, сопоставленными с различными параметрами крови, измеренными лабораторными методами;

данных профиля пользователя;

наборов измерительных данных, содержащих характеристики молекулярного и клеточного строения крови и включающих:

величину первой гармоники (f₁), величину амплитудно-фазовых характеристик (t_λ⁰) гармоник по меньшей мере двух PPG-сигналов с различными длинами волн,

по меньшей мере один параметр импеданса тела пользователя, такой как величина (Z) модуля импеданса тела пользователя, фазовый угол (ϕ) импеданса тела пользователя на разных частотах, общее количество жидкости в организме (TBW), отношение количества внутриклеточной жидкости (ICW) к количеству внеклеточной жидкости (ECW);

даты сбора каждого набора измерительных данных;

времена сбора каждого набора измерительных данных;

параметры крови, определенные посредством процессора для каждого набора измерительных данных, и т.д.

[0178] Также запоминающее устройство 212 может хранить различные дополнительные данные, например, снимаемые с дополнительных датчиков носимого устройства 201. Кроме того, запоминающее устройство 212 может хранить различные инструкции, которые, при исполнении на процессоре 203, побуждают процессор 203 управлять компонентами носимого устройства 201, связанными с процессором 203, и выполнять различные обработки данных или вычисления.

[0179] Для передачи данных от носимого устройства или к нему может использоваться модуль 213 связи. Согласно варианту осуществления, модуль 213 связи может включать в себя модуль 223 беспроводной связи (например, модуль сотовой связи, модуль беспроводной связи ближнего действия или модуль связи глобальной навигационной спутниковой системы (GNSS)) или модуль 224 проводной связи (например, модуль связи локальной сети (LAN) или модуль связи по линии электропередачи). Таким образом, модуль 213 связи может поддерживать установление беспроводного канала связи между носимым устройством 201 и внешним устройством (например, устройством 225, устройством 226, сервером 227 или облачным хранилищем 228) и осуществление связи через установленный канал связи. Модуль 213 связи может включать в себя один или болеепроцессоров связи, которые работают независимо от процессора 203 и поддерживают прямую (например, проводную) связь или беспроводную связь. Соответствующий один из этих модулей связи может осуществлять связь с внешним электронным устройством через первую сеть 228 (например, сеть связи ближнего действия, такую как Bluetooth™, беспроводная связь (Wi-Fi) или передача данных по стандарту в инфракрасном диапазоне (IrDA)) или вторую сеть 229 (например, сеть связи на большие расстояния, такая как сотовая сеть, Интернет или компьютерная сеть, например, локальная сеть или глобальная сеть (WAN)). Эти различные типы модулей связи могут быть реализованы в виде единого компонента (например, одной микросхемы) или могут быть многокомпонентными (например, множеством микросхем).

[0180] На фиг. 12 показан график отклонений значений гемоглобина, измеренных различными неинвазивными устройствами уровня техники для множества волонтеров (прибором фирмы Massimo Corp.или носимым устройством Samsung), от уровней гемоглобина, измеренных лабораторным методом с помощью забора венозной крови (опорные значения), в зависимости от среднего значения этих попарных измерений. Данные получены на основе 840 измерений, выполненных на 140 волонтерах, среди которых были мужчины и женщины с разным уровнем гемоглобина. Указанные данные собирали в медицинском центре, а протокол сбора данных был рассмотрен и одобрен этической комиссией Саратовского государственного медицинского университета (Россия). Как видно из фиг. 12, ошибка измерения уровня гемоглобина неинвазивными устройствами возрастает при высоком и низком уровнях гемоглобина, причем при низких уровнях гемоглобина неинвазивные устройства выдают завышенные результаты измерения, а при высоких уровнях гемоглобина - заниженные результаты по сравнению с полученными при лабораторном анализе образцов венозной крови.

[0181] На фиг. 13 показаны графики значений уровня гемоглобина, измеренных указанными устройствами уровня техники для множества волонтеров с низким гемоглобином (верхний график) и с нормальным гемоглобином (нижний график). Здесь сплошными кружками показаны опорные данные уровней гемоглобина, полученные лабораторным методом. Очевидно, что при нормальном уровне гемоглобина результаты измерений неинвазивными устройствами уровня техники достаточно корректны, однако, при проведении измерений на волонтерах с низким уровнем гемоглобина ошибка измерения значительно возрастает, при этом значения, получаемые неинвазивными устройствами, завышены. Аналогичная ситуация возникает при проведении измерений на волонтерах с высоким уровнем гемоглобина, при этом в данном случае значения, получаемые неинвазивными устройствами, занижены.

[0182] Проблема состоит в том, что именно люди с высоким и низким гемоглобином нуждаются в частом, а иногда и непрерывном контроле его уровня. Таким образом, очевидна необходимость корректировки уровней гемоглобина, измеряемых неинвазивными устройствами, особенно при высоких и низких уровнях гемоглобина в крови пользователей таких устройств.

[0183] На фиг. 14 показаны ключевые особенности (КО) измерения параметров крови в соответствии с настоящим раскрытием. Как обсуждено выше на примере определения гемоглобина, использование только оптических методов не обеспечивает возможность точного измерения параметров крови при краевых значениях. Поэтому для более полного учета строения крови используют также биоимпедансный анализ. Таким образом, первой ключевой особенностью (КO1) настоящего раскрытия является одновременное использование биоимпедансного (BIA) и фотоплетизмографического (PPG) датчиков, с помощью которых получают сигналы, характеризующие молекулярное и клеточное строение крови. Такой подход позволяет всесторонне описать биофизическое состояние крови неинвазивно: характеристики клеточного строения - с помощью сигналов биоимпеданса, характеристики молекулярного строения - с помощью оптических сигналов. Результатом КO1 является регистрация сигналов BIA- и PPG-датчиков для дальнейшего определения характеристик молекулярного и клеточного строения крови.

[0184] Второй ключевой особенностью (КO2) настоящего раскрытия является извлечение из зарегистрированных упомянутыми датчиками сигналов характеристик молекулярного и клеточного строения крови для компилирования базы данных. Сбор обучающего набора данных осуществляют по разнообразной популяции с широким диапазоном вариаций параметров крови. База данных включает в себя набор характеристик молекулярного и клеточного строения крови, определенных с помощью BIA- и PPG-датчиков, сопоставленных с опорными параметрами крови, определенными лабораторными методами анализа. Таким образом формируют базу данных.

[0185] Третьей ключевой особенностью (КО3) настоящего раскрытия является точная оценка НЬ и других параметров крови с использованием прогнозирующей модели, которая строится и обучается с использованием скомпилированной базы данных. Используя прогнозирующую модель, можно точно оценить параметры крови для пользователей, не включенных в обучающий набор данных.

[0186] В результате с помощью настоящего раскрытия возможна автоматическая, точная и неинвазивная оценка параметров крови (например, Hb, НСТ, tEV, МСНС, BV, PV и т.д.) во всем диапазоне измерений, включая крайние случаи пониженного или повышенного значения параметра крови.

[0187] На фиг.15 показана КO1 настоящего раскрытия. Сначала с помощью носимого устройства со встроенными BIA- и PPG-датчиками одновременно регистрируют электрические BIA-сигналы, характеризующие клеточное строение крови, и оптические PPG-сигналы, характеризующие молекулярное строение крови конкретного пользователя. Оценка значения параметра крови, например, уровня гемоглобина только с помощью оптического датчика выполняется с ошибкой, особенно при краевых значениях, поэтому необходим дополнительный учет характеристик клеточного строения крови, например, количества плазмы, вне- и внутриклеточной жидкости, пространственного распределения гемоглобина и т.п.

[0188] Далее из зарегистрированных BIA- и PPG-датчиками сигналов извлекаютхарактеристики молекулярного и клеточного строения крови и определяют текущее состояние строения крови пользователя. Таким образом, конкретный набор свойств крови, содержащий характеристики молекулярного и клеточного строения крови, соответствует конкретному значению параметра крови (BPV), например, Hb, НСТ, tEV, МСНС, BV, PV и т.д.

[0189] На фиг. 16 показана KO2 настоящего раскрытия, состоящая в компилировании базы данных для неинвазивного, персонального контроля параметров крови. В настоящем изобретении это обеспечивается следующим образом. В результате машинного обучения нейронной сети заранее создается прогнозирующая модель. Для обучения прогнозирующей модели, позволяющей определять различные параметры крови, компилируют базу данных. Для этого, как было описано со ссылкой на фиг. 15, для каждого из множества пользователей носимого устройства получают конкретный набор свойств крови, содержащий характеристики молекулярного и клеточного строения крови, который соответствует конкретному значению параметра крови (BPV). Дополнительно для каждого из множества пользователей опорным методом определяют опорное значение параметра крови, например, проводя анализ крови каким-либо лабораторным методом. После этого коррелируют соответствующие определенные с помощью носимого устройства наборы свойств крови множества пользователей с опорными значениями параметра крови, определенными лабораторным методом, и компилируют базу данных, в которой для каждого пользователя набор свойств крови включает состояние строения крови, зарегистрированное PPG- и BIA-датчиками, вместе с профилем пользователя и опорным значением параметра крови. Таким образом компилируют базу данных, в которой, как показано на фиг. 16, каждому набору свойств крови (А, В,…N), т.е. молекулярному и клеточному строению крови, закодированному в характеристиках, соответствует опорное значение(я) параметра крови (BPV_A, BPV_B,…BPV_N). Таким образом, база данных содержит все возможные комбинации наборов свойств крови с конкретными опорными значениями параметров крови. Скомпилированную таким образом базу данных используют для машинного обучения прогнозирующей модели. Прогнозирующая модель, используемая в процессоре носимого устройства, обеспечивает определение параметров крови пользователя на основе наборов свойств, характеризующих молекулярное и клеточное строение крови, получаемых при обработке PPG- и BIA-сигналов для конкретного пользователя носимого устройства.

Таким образом, могут быть выровнены ошибки, допускаемые при неинвазивном измерении значения параметра крови.

[0190] На фиг. 17 и 18 показана КО3 настоящего раскрытия, состоящая в точной оценке НЬ и других параметров крови с использованием прогнозирующей модели. Построение прогнозирующей модели, как показано на фиг. 17, осуществляют на основе заранее скомпилированной базы данных, содержащей наборы характеристик молекулярного и клеточного строения крови, соотнесенные с опорными данными, т.е. значениями параметров крови, измеренными лабораторными методами. При сбореопорных данных, например, при определении концентрации гемоглобина используют лабораторный анализ капиллярной крови колориметрическим методом на основе гемоглобиназидного анализа. Для построения прогнозирующей модели может использоваться любой подходящий метод машинного обучения, например, регрессионная модель машинного обучения, а именно метод градиентного спуска и k-fold кросс-валидация для оценки эффективности прогнозирования. При этом минимизируют ошибку модели по базе данных и находят наилучшие параметры модели w_best.

[0191] Полученные данные наглядно демонстрируют, что параметры крови, в частности, концентрация гемоглобина, как показано на фиг. 18, в крови пользователя носимого устройства может быть спрогнозирована на основании по меньшей мере набора измерительных данных, снимаемых с датчиков носимого устройства, с высокой точностью относительно показаний, полученных лабораторным методом. Очевидно, что точность прогнозирования будет возрастать как по мере уточнения прогнозирующей модели, так и по мере накопления в базе данных информации с результатами измерений на пользователях. Таким образом, предполагается, что с помощью носимого устройства по изобретению можно будет определять значения параметров крови пользователей с высокой точностью (в пределах 1-3%).

[0192] Решение задачи прогнозирования значений параметров крови пользователя основано на выявлении эмпирических закономерностей в обучающих данных, помещенных в общую базу данных, машинным способом.

[0193] В варианте осуществления настоящего изобретения прогнозирующая модель создана для носимого устройства, расположенного на запястье, поскольку обучение прогнозирующей модели было основано на данных, снятых датчиками носимого устройства, расположенного на запястье. В других вариантах осуществления настоящего изобретения возможно обучение прогнозирующей модели с учетом размещения носимого устройства на других частях тела, например, на пальце. Описанная здесь прогнозирующая модель может быть реализована в виде программного обеспечения, включающего одну или более инструкций, которые могут исполняться процессором 203 носимого устройства 201 или внешними процессорами/устройствами обработки.

[0194] В вышеописанном процессе обучения прогнозирующей модели использовались данные профилей других пользователей (тестируемых субъектов), наборы измерительных данных, заранее измеренных у других пользователей, и наборы опорных данных, заранее измеренных лабораторным методом, как подробно описано выше.

[0195] Как обсуждено далее, база данных может постоянным образом обновляться, и, кроме того, происходит уточнение прогнозирующей модели путем машинного обучения.

В процессе машинного обучения могут быть использованы методы селекции и обработки характеристик и соответствующих дискретных частот:

- в методе Relief-F вычисляется и нормализуется вектор весов признаков (характеристик), а затем отбираются признаки, вес которых превышает значение заданного порога;

- метод Correlation-based Feature Selection (CFS) сочетает оценочную формулу с соответствующей корреляционной мерой и эвристической стратегией поиска;

- метод Fast Correlation Based Filter начинает работать с полным множеством признаков, использует меру симметричной неопределенности для определения зависимостей между признаками и позволяет выбрать подмножество путем поиска и последовательного исключения малоинформативных признаков;

- метод Sequential Forward Feature Selection (SFFS) на каждой итерации добавляет к набору признак, обеспечивающий наилучшую для данной итерации эффективность распознавания;

- метод взаимной информации (Mutual Information) определяет нелинейную корреляционную зависимость взамен вычисления корреляции Пирсона «признак-признак» и «признак-метка»;

- базовые алгоритмы машинного обучения (искусственного интеллекта);

- в качестве рабочего решения может использоваться комбинация указанных методов регрессии и любые производные методы регрессии, в основу которых входит базовый алгоритм:

- деревья решений (Decision Tree) / случайный лес (Rnom Forests);

- метод опорных векторов (Support Vector Machines);

- линейный анализ (Linear Analysis);

- методы глубокого обучения - искусственные нейросети.

[0196] Преимущественные эффекты от использования метода машинного обучения состоят в возможности определения параметров крови для пользователя, данные которого не включены в базу данных, и повышении точности определения параметров крови.

[0197] После построения прогнозирующей модели, ее можно использовать для прогнозирования значений параметров крови, таких как, например, уровень гемоглобина (Hb), гематокрит (НСТ), объем плазмы (PV), объем крови (BV), общий объем эритроцитов (tEV), средняя концентрация гемоглобина в эритроцитах (МСНС) и т.д. При этом, согласно настоящему раскрытию, для прогнозирования свойств крови используют данные, относящиеся как к молекулярному, так и к клеточному строению крови. В результате возможна более точная оценка параметров крови (cHb, tHb, НСТ, PV, BV, tEV, МСНС и т.д.), чем в традиционных методах уровня техники. В качестве примера на фиг. 18 показаны результаты измерения уровня гемоглобина носимым устройством, содержащим только оптический (PPG) датчик (верхний график), и носимым устройством, содержащим как PPG-датчик, так и BIA-датчик по настоящему изобретению (нижний график). На графиках по фиг. 18 по оси абсцисс показаны средние между двумя значениями гемоглобина, одно из которых определено лабораторным методом, а другое - носимым устройством уровня техники, а по оси ординат - разность между этими двумя значениями. Из верхнего графика по фиг.18 видно, что при определении уровня гемоглобина традиционным неинвазивным методом при низком гемоглобине у пользователя определяемые значения завышены, в то время как при высоком гемоглобине определяемые значения занижены. Таким образом, краевые значения уровня гемоглобина в этом случае определяются некорректно (показатель МАЕ=12,37, МАЕ (Mean Absolute Error) - средняя абсолютная ошибка, представляющая собой меру ошибок между парными измерениями одного и то же явления, то есть в данном случае между фактическими значениями концентрации гемоглобина, измеренными лабораторным методом, и прогнозируемыми значениями, полученными с помощью носимого устройства; МАЕ рассчитывается как сумма абсолютных ошибок, деленная на размер выборки). Из нижнего графика по фиг.18 видно, что использование носимого устройства по настоящему изобретению существенно снижает ошибки при определении высокого и низкого гемоглобина (показатель МАЕ=6,67).

[0198] Суммируя вышеизложенное, способ определения параметров крови осуществляют с помощью носимого устройства по настоящему изобретению следующим образом:

- с помощью PPG- и BIA-датчиков одновременно регистрируют соответственно оптические и электрические сигналы, т.е. фототок и импеданс, для множества пользователей;

- осуществляют сбор набора данных опорных значений параметров крови (BPV), определяемых с помощью исследования крови, для множества пользователей;

из зарегистрированных упомянутыми датчиками сигналов извлекают характеристики молекулярного и клеточного строения крови и сопоставляют их с различными значениями параметров крови (состояниями строения крови), определенными для множества пользователей;

- компилируют базу данных, включающую в себя i) опорные значения параметров крови; ii) характеристики молекулярного строения крови; iii) характеристики клеточного строения крови и, необязательно, iv) данные фенотипа пользователей;

- осуществляют построение и обучение прогнозирующей модели с использованием скомпилированной базы данных;

- точно прогнозируют параметры крови, например, уровня гемоглобина для новых пользователей без проведения исследования крови, путем сравнения набора характеристик молекулярного и клеточного строения крови нового пользователя, полученного с помощью упомянутых датчиков носимого устройства, с наборами из заранее скомпилированной базы данных.

[0199] Таким образом, настоящее изобретение обеспечивает возможность неинвазивной мгновенной или непрерывной точной оценки значений различных параметров крови (например, cHb, tHb, НСТ, tEV, BV, PV и т.д.), в том числе при краевых значениях оцениваемого параметра.

Вариант осуществления 1

[0200] Настоящий вариант осуществления, показанный на фиг. 19, относится к дополнительному использованию метода машинного обучения (machine leaning, ML) в заявленном способе. Как и в вышеописанном варианте осуществления сначала регистрируют PPG- и BIA-сигналы у пользователя с неизвестным значением параметракрови, например, cHb, tHb, НСТ, tEV, BV, PV, затем из зарегистрированных упомянутыми датчиками сигналов извлекают набор характеристик, описывающих молекулярное и клеточное строение крови пользователя. После этого путем сравнения полученного набора характеристик с наборами, входящими в базу данных, определяют требуемое значение параметра крови. В отличие от вышеописанного варианта осуществления, может возникнуть ситуация, когда при сравнении полученного набора характеристик с наборами, входящими в базу данных, невозможно будет однозначно определить значение параметра крови, поскольку полученный набор не будет однозначно соответствовать какому-либо набору из базы данных. В таком случае проводят лабораторный анализ крови пользователя и вносят полученный результат в базу данных, коррелируя его с полученным набором характеристик, и дополнительно с помощью метода машинного обучения уточняют прогнозирующую модель. Более того, в этом варианте осуществления в базу данных вносят также данные профиля пользователя, такие как история предыдущих измерений параметров крови, масса тела, мышечная масса, возраст и т.п., что позволяет дополнительно уточнить прогнозирующую модель. Преимущественный эффект состоит в улучшенной точности определения параметров крови для пользователя, данные которого не включены в базу данных.

Вариант осуществления 2

[0201] Настоящий вариант осуществления, показанный на фиг. 20, относится к дополнительному использованию информации о морфологии тела пользователя. Как обсуждено выше, молекулярное строение крови характеризуют по ВIА-сигналу, детектируемому у пользователя. В качестве характеристик такого сигнала используют величину импеданса тела (активную и реактивную составляющие), фазу импеданса тела, величину импеданса контакта, амплитуду переменной составляющей частоты и сопротивления тела человека. Клеточное строение крови характеризуют по PPG-сигналу, используя параметры формы волны детектируемого PPG-сигнала. В этом варианте осуществления, в отличие от варианта осуществления 1, вносимый в базу данных профиль пользователя может содержать различную информацию, включая количество жира и мышечной массы. Преимущественный эффект от использования такой информации о профиле пользователя состоит в улучшенной точности определения параметров крови для пользователя, данные которого не включены в базу данных.

Вариант осуществления 3

[0202] Настоящий вариант осуществления, показанный на фиг. 21, относится к потенциальному применению носимого устройства с локальным BIA-датчиком. В носимых устройствах уровня техники, использующих тетраполярную схему измерения, два электрода расположены со стороны задней крышки, а два электрода расположены на кнопках управления на боковой поверхности корпуса носимого устройства, как показано на фиг. 10В в отношении умных часов Samsung. Таким образом, при измерении с помощью BIA-датчика (время измерения составляет, как правило, около 15 секунд) два электрода контактируют с запястьем одной руки пользователя, а пальцы другой руки пользователяконтактируют с электродами на боковой поверхности, а значит, измерительный контур, по которому протекает ток, включает обе руки пользователя и верхнюю часть тела. В настоящем варианте осуществления все четыре электрода BIA-датчика могут быть расположены на задней крышке корпуса носимого устройства, т.е. контур протекания тока, подаваемого BIA-датчиком, примерно совпадает с путем распространения оптических сигналов от/до PPG-датчика, т.е. измерению подвергается одна и та же часть тела пользователя. Гетерогенность в структурных элементах клеток, биологических тканей, органов и всего человеческого организма, изменчивость в молекулярном составе, возникающая в результате динамики биохимических реакций, вклад компонентов, таких как ионы, белки и поляризованные мембраны, сильно влияют на интерпретацию результатов биоимпедансного анализа. Измерение параметров одного и того же объема биологической ткани пользователя при помощи BIA- и PPG-датчиков приводит к повышению точности определения параметров крови пользователя, что является преимущественным эффектом этого варианта осуществления. Эффект использования заявленного изобретения

[0203] На фиг. 18 и 22 в качестве примера показаны результаты определения уровня гемоглобина у пользователей носимого устройства. Для построения графика на фиг. 18 использовали 30 измерений, выполненных на 10 пользователях (5 мужчин и 5 женщин). При этом верхний график по фиг. 18 построен на основе измерений, выполненных носимым устройством, имеющим только PPG-датчик, а нижний график - на основе измерений, выполненных носимым устройством по изобретению, имеющим как PPG-датчик, так и ВIА-датчик.

[0204] Как уже отмечалось, из верхнего графика по фиг.18 понятно, что при определении уровня гемоглобина носимым устройство, имеющим только PPG-датчик (традиционный способ), при низком гемоглобине у пользователя определяемые значения завышены, в то время как при высоком гемоглобине определяемые значения занижены. Таким образом, краевые значения уровня гемоглобина в данном случае определяются некорректно (показатель МАЕ=12,37). Из нижнего графика по фиг. 18 видно, что использование носимого устройства по настоящему изобретению приводит к существенному снижению ошибки при определении высокого и низкого гемоглобина, т.е. при определении краевых значений (показатель МАЕ=6,67).

[0205] На фиг. 22 показаны графики изменения значений уровня гемоглобина для пользователя с низким гемоглобином в течение дня. Кроме того, для этого пользователя проводили исследование крови лабораторным методом для получения опорного (корректного) значения параметра крови, в данном случае - уровня гемоглобина. Опорные значения уровня гемоглобина отмечены на фиг. 22 сплошными кружками. Из верхнего графика по фиг. 22 понятно, что определение уровня гемоглобина при использовании традиционного способа измерения с помощью только оптического датчика носимого устройства проводится с ошибкой, причем определяемые значения завышены по сравнению с опорными значениями, полученными лабораторным методом. В то же времяиспользование для определения гемоглобина носимого устройства по настоящему изобретению приводит к существенному снижению ошибки определения даже при измерении краевых значений параметра (см. нижний график по фиг. 22).

[0206] В таблице 3, в качестве примера, приведены результаты измерения параметров крови, таких как концентрация гемоглобина (cHb), общая масса гемоглобина (общий гемоглобин) (tHb), гематокрит (НСТ), общий объем крови (BV), объем плазмы (PV), в том числе при краевых значениях параметров, в соответствии с принципами настоящего раскрытия с учетом молекулярного и клеточного строения крови для двух разных волонтеров с различными физиологическими параметрами (волонтер №1: вес 68 кг, рост 182 см, пол мужской; волонтер №2: вес 48 кг, рост 167 см, пол женский). Зная точные значения концентрации гемоглобина (cHb) и гематокрита (НСТ), можно вычислить среднюю концентрацию гемоглобина в эритроцитах (МСНС):

МСНС=(cHb×100)/НСТ

Референсные измерения уровня гемоглобина для определения опорных (эталонных) значений проводились по образцу капиллярной крови при помощи анализатора для определения гемоглобина модели HemoCue Hb 201+, который имеет высокую корреляцию с лабораторным анализом крови. Значения концентрации гемоглобина (cHb), полученные при помощи HemoCue Hb 201+для волонтера 1 и волонтера 2, составляют 148 г/л и 102 г/л соответственно.

Референсные измерения общего количества жидкости в организме и отношение количества внутриклеточной жидкости (ICW) к количеству внеклеточной жидкости (ECW) проводились при помощи анализатора состава тела InBody 770. Значения общего количества жидкости в организме (TBW) и отношение количеств внутриклеточной и внеклеточной жидкостей (ICW/ECW), полученные при помощи InBody 770 для волонтера 1 и волонтера 2, составляют 42,9 л, 1,65 и 28,3 л, 1,62 соответственно. Из уровня техники известно, что плазма крови в среднем составляет 20% от внеклеточной жидкости. Следовательно, исходя из показателей TBW и ICW/ECW, можно рассчитать объем плазмы (PV), который для волонтера 1 и волонтера 2 составляет 3,24 л и 2,16 л соответственно.

Примеры использования изобретения

[0207] Изобретение может быть использовано для мгновенного измерения или непрерывного контроля параметров крови у пользователя носимого устройства, такого какумные часы или фитнес-браслет. При непрерывном контроле показателей крови у пользователя можно обнаруживать как кратковременные, так и долговременные отклонения от диапазона нормальных значений показателей крови. Кратковременные отклонения не критичны и могут быть устранены лично пользователем на основе выдаваемых рекомендаций. Например, при краткосрочном снижении концентрации гемоглобина, свидетельствующем чаще всего об анемии, может быть рекомендовано изменить диету, увеличить физическую активность, находиться чаще на свежем воздухе и т.п. В то же время долговременные отклонения могут свидетельствовать о серьезных проблемах со здоровьем и необходимости обращения к врачу. При этом полученные данные могут быть отправлены врачу дистанционно для сбора первичного анамнеза.

[0208] В качестве примера, при непрерывном контроле показателей крови пользователя, в частности, гемоглобина, алгоритм машинного обучения анализирует поступающие от датчиков данные и, с учетом данных профиля пользователя, могут выдаваться рекомендации по образу жизни пользователя, включая советы по питанию, физической активности. Такие рекомендации могут выдаваться в следующих случаях:

- контроль состояния здоровья, когда в течении многих месяцев уровень гемоглобина варьировался в ограниченных пределах, а затем начинает прослеживаться тенденция к повышению/снижению гемоглобина, что может быть вызвано переутомлением, болезнью и т.п.;

- отслеживание течения болезни; в этом случае в течение срока болезни уровень гемоглобина существенно снижается, но стремится к нормальным значениям при наступлении выздоровления, поэтому возможен контроль процесса выздоровления;

- контроль женского здоровья; при менструации уровень гемоглобина снижается, поэтому возможен контроль сроков и продолжительности менопаузы; при беременности уровень гемоглобина подвержен резким и частым изменениям, поэтому непрерывный контроль гемоглобина помогает беременным устанавливать оптимальный режим физической активности и отдыха, например, при низком гемоглобине нежелательны физические нагрузки.

[0209] Другим примером использования изобретения может служить контроль физической активности спортсменов. Как отмечено выше, основной функцией гемоглобина является связывание и транспорт кислорода к внутренним органам. Отклонение значения Hb от нормы приводит к снижению выносливости при занятиях спортом. Низкий Hb приводит к кислородному голоданию мышц (гипоксии или низкому количеству эритроцитов), результатом чего являются: вялость, периодические головокружения, усталость, боль в мышцах, одышка, учащенное сердцебиение. Высокий Hb приводит к обезвоживанию организма или большому количеству эритроцитов, результатом чего являются: вялость, носовые кровотечения, усталость, боль в мышцах. Такие состояния тяжело переносятся, особенно при физической нагрузке. Мышцам нужен кислород, чтобы получить достаточно энергии, при этом дефицит кислорода влечет за собой неспособность волокон адекватно сокращаться. Спортсмены могут не сразу заметить симптомыначавшейся анемии, что связано с повышенной выносливостью организма. Следовательно, необходимо знать концентрацию гемоглобина перед тренировкой, а лучше непрерывно контролировать ее. Поэтому динамика изменений показателей крови очень важна для планирования и анализа тренировок спортсменов и при тенденции, например, к повышению/снижению гемоглобина могут выдаваться персональные рекомендации в выборе режима спортивных тренировок, что актуально для начинающих спортсменов, атлетов после длительного перерыва в тренировках, триатлонистов, спортсменок и при проведении тренировок на высоте.

[0210] Так, эффективность физической активности пользователя отчасти определяется высокой способностью крови к переносу кислорода, анализ показателей крови помогает в определении причины усталости, состояния перетренированности и выдаче рекомендаций для быстрого восстановления и эффективных тренировок, а также помогает в правильном управлении питанием.

[0211] Спортсмен, использующий умные часы, переключает их в режим измерения показателя крови, например, гемоглобина. Учитывая поступающие непрерывно данные, профиль пользователя и геолокацию, алгоритм машинного обучения анализирует данные от датчика гемоглобина, которые затем предоставляются пользователю в виде показания концентрации гемоглобина. Исходя из контролируемой концентрации гемоглобина, могут быть предоставлены персональные рекомендации для тренировок, такие как режим, продолжительность, уровень нагрузки и т.д.

[0212] Кроме того, анализ показателей крови важен для контроля общего состояния здоровья человека. Например, кислородное голодание чревато последствиями для всех людей, поскольку недостаток кислорода в крови может негативно отражаться на работе мозга. В частности, гематокрит, уровень гемоглобина в крови, общая масса гемоглобина характеризуют общее количество кислорода, которое может доставляться в ткани организма, а общий объем эритроцитов и объем плазмы характеризуют общее количество кислорода, которое может транспортироваться кровью. Поэтому высокие значения этих показателей позволяют организму перераспределять кислород к наиболее нуждающимся органам и тканям при сохранении основного снабжения кислородом менее активных органов и тканей.

[0213] В качестве примера оценена динамика относительного (%) изменения объема крови (средняя линия), объема плазмы (верхняя линия) и объема эритроцитов (нижняя линия) в зависимости от количества дней тренировок, что отражено на фиг. 23. Каждая точка представляет собой среднее изменение, зарегистрированное в группе субъектов в результате одного исследования. Данные были получены на основе 18 исследований, в которых сообщалось обо всех трех упомянутых васкулярных объемах (V. A. Convertino, «Blood Volume Response to Physical Activity and Inactivity)) (Реакция объема крови на физическую активность и ее отсутствие), Symposium on blood volume in clinical medicine, том 334, тема 1, cc. 72-79, июль 2007).

[0214] Как показано на фиг.24, оптические свойства клеток крови определяют спомощью PPG-датчика, который чувствителен к количеству Hb, меланина, лейкоцитов, лимфоцитов, однако обладает низкой чувствительностью к плазме и компонентам крови, таким как красные и белые кровяные тельца, тромбоциты, в то время как электрические свойства определяют с помощью BIA-датчика, который, наоборот, обладает высокой чувствительностью к плазме и компонентам крови и низкой чувствительностью к количеству Hb, меланина, лейкоцитов, лимфоцитов. Поэтому содержание Hb, меланина, лейкоцитов, лимфоцитов можно оценивать по соответствующим спектрам оптического поглощения в видимом диапазоне. В то же время путем варьирования частоты тока можно оценивать количество вне- и внутриклеточной жидкости, распределения жидкости в организме.

[0215] Таким образом, заявленное изобретение обеспечивает качественное определение параметров крови за счет одновременного использования PPG- и BIA-датчиков.

[0216] Дополнительными преимуществами использования заявленного изобретения являются низкое энергопотребление носимых устройств, а значит, длительный период непрерывного контроля параметров крови, и ненавязчивое взаимодействие с пользователем.

[0217] Настоящее изобретение расширяет функционал приложения Samsung Health в умных часах, предоставляя дополнительные параметры для комплексного анализа состояния здоровья пользователя. Умные часы могут выдавать следующие показатели: суточные колебания, текущие значения, непрерывный результат измерения в течение дня, средние значения за заданный период концентрации гемоглобина (cHb), общей массы гемоглобина (tHb), гематокрита (НСТ), общего объема эритроцитов (tEV), объема крови (BV), объема плазмы (PV) и других параметров крови.

[0218] Хотя изобретение описано с некоторыми иллюстративными вариантами осуществления, следует понимать, что сущность изобретения не ограничивается этими конкретными вариантами осуществления. Напротив, предполагается, что сущность изобретения включает в себя все альтернативы, модификации и эквиваленты, которые могут быть включены в сущность и объем формулы изобретения.

[0219] Кроме того, изобретение включает в себя все эквиваленты заявляемого изобретения, даже если пункты формулы изобретения изменятся в процессе рассмотрения.

Группа изобретений относится к медицине, в частности к носимому устройству, системе и способу определения по меньшей мере одного параметра крови пользователя. Производят извлечение наборов характеристик молекулярного строения крови с помощью по меньшей мере одного фотоплетизмографического (PPG) датчика и клеточного строения крови с помощью биоимпедансного (BIA) датчика. После чего формируют набор характеристик строения крови, определяющих состояние крови пользователя, и определяют значения по меньшей мере одного параметра крови пользователя, исходя из полученного набора характеристик молекулярного и клеточного строения крови и информации из заранее скомпилированной базы данных. Изобретение обеспечивает неинвазивный мгновенный или непрерывный контроль различных параметров крови, таких как, концентрация гемоглобина (cHb), общая масса гемоглобина (tHb), гематокрит (HCT), общий объем эритроцитов (tEV), объем плазмы (PV) в том числе при краевых значениях контролируемых параметров. 3 н. и 45 з.п. ф-лы, 24 ил., 3 табл., 1 пр.

1. Носимое устройство с функцией определения по меньшей мере одного параметра крови пользователя, содержащее:

по меньшей мере один фотоплетизмографический (PPG) датчик, выполненный с возможностью облучать ткань пользователя излучением по меньшей мере двух различных длин волн и регистрировать по меньшей мере два оптических PPG-сигнала на упомянутых по меньшей мере двух различных длинах волн в режиме отражения,

биоимпедансный (BIA) датчик, содержащий две пары электродов и выполненный с возможностью пропускать переменный ток через тело пользователя и регистрировать соответствующие электрические сигналы,

при этом носимое устройство выполнено с возможностью:

обрабатывать зарегистрированные упомянутыми датчиками сигналы, получать из них характеристики молекулярного и клеточного строения крови и формировать набор характеристик строения крови, определяющих состояние строения крови;

при обработке PPG-сигналов и получении характеристик молекулярного строения крови преобразовывать зарегистрированные PPG-сигналы из временной области в частотную область, выбирать из всех PPG-сигналов наиболее значимый сигнал, характеризующийся наибольшим отношением сигнал/шум, самой высокой амплитудой и/или наименьшими шумами, и использовать его в качестве опорного сигнала, извлекать из опорного сигнала гармоники и использовать их в качестве координат, осуществлять разложение всех преобразованных PPG-сигналов по упомянутым координатам, определять величину основной гармоники и величины амплитудно-фазовых характеристик других гармоник по меньшей мере двух PPG-сигналов с различными длинами волн и описывать преобразованные PPG-сигналы относительно гармоник с получением характеристик молекулярного строения крови;

при обработке BIA-сигналов и получении характеристик клеточного строения крови регистрировать падение напряжения на электродах с получением по меньшей мере одного параметра импеданса тела пользователя, такого как величина модуля импеданса тела пользователя, фазовый угол импеданса тела пользователя на разных частотах; и

определять значение по меньшей мере одного параметра крови пользователя исходя из полученного набора характеристик молекулярного и клеточного строения крови и информации из заранее скомпилированной базы данных.

2. Носимое устройство по п. 1, дополнительно содержащее корпус, процессор, батарею и запоминающее устройство, размещенные в корпусе.

3. Носимое устройство по п. 1 или 2, при этом упомянутый по меньшей мере один параметр крови представляет собой концентрацию гемоглобина, общую массу гемоглобина, гематокрит, общий объем эритроцитов, объем крови, объем плазмы.

4. Носимое устройство по любому из пп. 1-3, при этом

определение значений параметров крови основано на сравнении сформированного набора характеристик строения крови с наборами характеристик строения крови из базы данных с помощью обученной прогнозирующей модели;

база данных представляет собой базу данных, в которой наборы характеристик строения крови сопоставлены с конкретными опорными значениями по меньшей мере одного параметра крови для множества пользователей, определенными лабораторным методом.

5. Носимое устройство по п. 4, при этом обучение прогнозирующей модели проведено по скомпилированной базе данных с помощью алгоритма машинного обучения или нейронной сети.

6. Носимое устройство по п. 4 или 5, при этом скомпилированная база данных содержит данные профиля множества пользователей.

7. Носимое устройство по любому из пп. 1-6, при этом носимое устройство выполнено с возможностью, при обработке BIA-сигналов и получении характеристик клеточного строения крови, рассчитывать общее количество жидкости в организме (TBW) и отношение количества внутриклеточной жидкости (ICW) к количеству внеклеточной жидкости (ECW).

8. Носимое устройство по любому из пп. 1-7, при этом упомянутые разные частоты находятся в диапазонах 20-40 кГц и 200-300 кГц соответственно.

9. Носимое устройство по любому из пп. 1-8, в котором упомянутый по меньшей мере один PPG-датчик содержит по меньшей мере один источник излучения, содержащий два или более светоизлучающих диода, и по меньшей мере один приемник излучения, предпочтительно представляющий собой широкополосный фотоприемник.

10. Носимое устройство по любому из пп. 1-9, при этом одна из упомянутых различных длин волн находится в диапазоне 495-570 нм.

11. Носимое устройство по любому из пп. 1-10, при этом

преобразование PPG-сигналов из временной области в частотную область содержит преобразование Фурье или преобразование Гильберта-Хуанга;

извлечение гармоник из опорного сигнала включает определение координаты основной гармоники и вычисление координат других гармоник;

описание PPG-сигналов относительно гармоник включает измерение для каждой гармоники амплитуды, площади кривой, ширины на половине высоты пика и/или отношения сигнал/шум с получением набора амплитудно-фазовых характеристик гармоник.

12. Носимое устройство по любому из пп. 1-11, содержащее запоминающее устройство, выполненное с возможностью хранить базу данных.

13. Носимое устройство по любому из пп. 4-12, при этом носимое устройство выполнено с возможностью коррелировать определенное значение параметра крови с использованием значения параметра крови, полученного лабораторным методом, обновлять базу данных и уточнять прогнозирующую модель с использованием алгоритма машинного обучения или нейронной сети.

14. Носимое устройство по любому из пп. 6-13, дополнительно содержащее:

устройство ввода и вывода, выполненное с возможностью вводить данные профиля пользователя и отображать определенное значение параметра крови, и

модуль связи, выполненный с возможностью обмениваться информацией с удаленным сервером и/или облачным хранилищем.

15. Носимое устройство по любому из пп. 1-14, при этом носимое устройство выполнено с возможностью размещаться на запястье.

16. Носимое устройство по любому из пп. 1-15, при этом носимое устройство представляет собой смарт-устройство, предпочтительно умные часы или фитнес-браслет.

17. Способ определения по меньшей мере одного параметра крови пользователя, включающий этапы, на которых:

облучают ткань пользователя излучением по меньшей мере двух различных длин волн,

регистрируют по меньшей мере два фотоплетизмографических (PPG) сигнала во временной области на упомянутых по меньшей мере двух различных длинах волн в режиме отражения,

пропускают переменный ток через тело пользователя,

регистрируют соответствующие биоимпедансные (BIA) электрические сигналы, вызванные пропусканием переменного тока,

обрабатывают зарегистрированные PPG- и BIA-сигналы с получением из них характеристик молекулярного и клеточного строения крови и формируют набор характеристик молекулярного и клеточного строения крови, определяющих состояние строения крови; и

определяют значение по меньшей мере одного параметра крови пользователя исходя из полученного набора характеристик молекулярного и клеточного строения крови и информации из заранее скомпилированной базы данных,

при этом на этапе обработки PPG-сигналов и получения характеристик молекулярного строения крови преобразуют зарегистрированные PPG-сигналы из временной области в частотную область,

выбирают из всех PPG-сигналов наиболее значимый сигнал, характеризующийся наибольшим отношением сигнал/шум, самой высокой амплитудой и/или наименьшими шумами, и используют его в качестве опорного сигнала,

извлекают из опорного сигнала гармоники и используют их в качестве координат, раскладывают все преобразованные PPG-сигналы по упомянутым координатам, определяют величину основной гармоники, величины амплитудно-фазовых характеристик других гармоник по меньшей мере двух PPG-сигналов с различными длинами волн и описывают преобразованные PPG-сигналы относительно гармоник с получением характеристик молекулярного строения крови;

при этом на этапе обработки BIA-сигналов и получения характеристик клеточного строения крови регистрируют падение напряжения на электродах и получают по меньшей мере один параметр импеданса тела пользователя, такой как величина модуля импеданса тела пользователя, фазовый угол импеданса тела пользователя на разных частотах.

18. Способ по п. 17, при этом упомянутый по меньшей мере один параметр крови представляет собой концентрацию гемоглобина, общую массу гемоглобина, гематокрит, общий объем эритроцитов, объем крови, объем плазмы.

19. Способ по п. 17 или 18, в котором на этапе обработки BIA-сигналов и получения характеристик клеточного строения крови рассчитывают общее количество жидкости в организме (TBW) и отношение количества внутриклеточной жидкости (ICW) к количеству внеклеточной жидкости (ECW).

20. Способ по любому из пп. 17-19, в котором упомянутые разные частоты находятся в диапазонах 20-40 кГц и 200-300 кГц соответственно.

21. Способ по любому из пп. 17-20, в котором на этапе определения значения параметров крови сравнивают сформированный набор характеристик строения крови с наборами характеристик строения крови из заранее скомпилированной базы данных, каждый из которых соответствует конкретному опорному значению по меньшей мере одного параметра крови для множества пользователей, определенному лабораторным методом, с помощью обученной прогнозирующей модели.

22. Способ по любому из пп. 17-21, в котором облучение осуществляют с помощью по меньшей мере одного источника излучения, представляющего собой два или более светоизлучающих диода, а регистрацию PPG-сигналов осуществляют с помощью по меньшей мере одного приемника излучения, предпочтительно представляющего собой широкополосный фотоприемник.

23. Способ по любому из пп. 17-22, при этом одна из упомянутых по меньшей мере двух различных длин волн находится в диапазоне 495-570 нм.

24. Способ по любому из пп. 17-23, в котором преобразование PPG-сигналов из временной области в частотную область осуществляют путем преобразования Фурье или преобразования Гильберта-Хуанга.

25. Способ по любому из пп. 17-24, в котором извлечение гармоник из опорного сигнала включает определение координаты основной гармоники и вычисление координат других гармоник.

26. Способ по любому из пп. 17-25, в котором описание PPG-сигналов относительно гармоник включает измерение для каждой гармоники амплитуды, площади кривой, ширины на половине высоты пика и/или отношения сигнал/шум с получением набора амплитудно-фазовых характеристик гармоник.

27. Способ по любому из пп. 21-26, при этом прогнозирующая модель обучена по скомпилированной базе данных с помощью алгоритма машинного обучения или нейронной сети.

28. Способ по любому из пп. 17-27, при этом база данных выполнена с возможностью храниться на запоминающем устройстве, удаленном сервере и/или в облачном хранилище.

29. Способ по любому из пп. 21-28, дополнительно включающий осуществление корреляции определенного значения упомянутого по меньшей мере одного параметра крови с использованием значения параметра крови, полученного лабораторным методом, обновление базы данных и уточнение прогнозирующей модели с помощью алгоритма машинного обучения или нейронной сети.

30. Система для определения по меньшей мере одного параметра крови пользователя, содержащая удаленный сервер и/или облачное хранилище и носимое устройство, содержащее:

по меньшей мере один фотоплетизмографический (PPG) датчик, выполненный с возможностью облучать ткань пользователя излучением по меньшей мере двух различных длин волн и регистрировать по меньшей мере два оптических PPG-сигнала на упомянутых по меньшей мере двух различных длинах волн в режиме отражения,

биоимпедансный (BIA) датчик, содержащий две пары электродов и выполненный с возможностью пропускать переменный ток через тело пользователя и регистрировать соответствующие электрические сигналы,

при этом носимое устройство выполнено с возможностью:

обрабатывать зарегистрированные упомянутыми датчиками сигналы, получать из них характеристики молекулярного и клеточного строения крови и формировать набор характеристик строения крови, определяющих состояние строения крови;

при обработке PPG-сигналов и получении характеристик молекулярного строения крови преобразовывать зарегистрированные PPG-сигналы из временной области в частотную область, выбирать из всех PPG-сигналов наиболее значимый сигнал, характеризующийся наибольшим отношением сигнал/шум, самой высокой амплитудой и/или наименьшими шумами, и использовать его в качестве опорного сигнала, извлекать из опорного сигнала гармоники и использовать их в качестве координат, осуществлять разложение всех преобразованных PPG-сигналов по упомянутым координатам, определять величину основной гармоники и величины амплитудно-фазовых характеристик других гармоник по меньшей мере двух PPG-сигналов с различными длинами волн и описывать преобразованные PPG-сигналы относительно гармоник с получением характеристик молекулярного строения крови;

при обработке BIA-сигналов и получении характеристик клеточного строения крови регистрировать падение напряжения на электродах с получением по меньшей мере одного параметра импеданса тела пользователя, такого как величина модуля импеданса тела пользователя, фазовый угол импеданса тела пользователя на разных частотах; и

определять значение по меньшей мере одного параметра крови пользователя исходя из полученного набора характеристик молекулярного и клеточного строения крови и информации из заранее скомпилированной базы данных,

при этом система содержит средства обмена информацией между носимым устройством и удаленным сервером и/или облачным хранилищем.

31. Система по п. 30, при этом носимое устройство дополнительно содержит корпус, процессор, батарею и запоминающее устройство, размещенные в корпусе.

32. Система по п. 30 или 31, при этом упомянутый по меньшей мере один параметр крови представляет собой концентрацию гемоглобина, общую массу гемоглобина, гематокрит, общий объем эритроцитов, объем крови, объем плазмы.

33. Система по любому из пп. 30-32, при этом определение значений параметров крови основано на сравнении сформированного набора характеристик строения крови с наборами характеристик строения крови из базы данных с помощью обученной прогнозирующей модели;

база данных представляет собой базу данных, в которой наборы характеристик строения крови сопоставлены с конкретными опорными значениями по меньшей мере одного параметра крови для множества пользователей, определенными лабораторным методом.

34. Система по п. 33, при этом обучение прогнозирующей модели проведено по скомпилированной базе данных с помощью алгоритма машинного обучения или нейронной сети.

35. Система по п. 33 или 34, при этом скомпилированная база данных содержит данные профиля множества пользователей.

36. Система по любому из пп. 30-35, при этом носимое устройство выполнено с возможностью, при обработке BIA-сигналов и извлечении характеристик клеточного строения крови, рассчитывать общее количество жидкости в организме (TBW) и отношение количества внутриклеточной жидкости (ICW) к количеству внеклеточной жидкости (ECW).

37. Система по любому из пп. 30-36, при этом упомянутые разные частоты находятся в диапазонах 20-40 кГц и 200-300 кГц соответственно.

38. Система по любому из пп. 30-37, при этом упомянутый по меньшей мере один PPG-датчик содержит по меньшей мере один источник излучения, содержащий два или более светоизлучающих диода, и по меньшей мере один приемник излучения, предпочтительно представляющий собой широкополосный фотоприемник.

39. Система по любому из пп. 30-38, при этом одна из упомянутых различных длин волн находится в диапазоне 495-570 нм.

40. Система по любому из пп. 30-39, при этом

преобразование PPG-сигналов из временной области в частотную область содержит преобразование Фурье или преобразование Гильберта-Хуанга;

извлечение гармоник из опорного сигнала включает определение координаты основной гармоники и вычисление координат других гармоник;

описание PPG-сигналов относительно гармоник включает измерение для каждой гармоники амплитуды, площади кривой, ширины на половине высоты пика и/или отношения сигнал/шум с получением набора амплитудно-фазовых характеристик гармоник.

41. Система по любому из пп. 30-40, при этом носимое устройство содержит запоминающее устройство, выполненное с возможностью хранить базу данных.

42. Система по любому из пп. 33-41, при этом носимое устройство выполнено с возможностью коррелировать определенное значение параметра крови с использованием значения параметра крови, полученного лабораторным методом, обновлять базу данных и уточнять прогнозирующую модель с использованием алгоритма машинного обучения или нейронной сети.

43. Система по любому из пп. 35-42, при этом носимое устройство дополнительно содержит:

устройство ввода и вывода, выполненное с возможностью вводить данные профиля пользователя и отображать определенное значение параметра крови, и

модуль связи, выполненный с возможностью обмениваться информацией с удаленным сервером и/или облачным хранилищем.

44. Система по любому из пп. 30-43, при этом носимое устройство выполнено с возможностью размещаться на запястье.

45. Система по любому из пп. 30-44, при этом носимое устройство представляет собой смарт-устройство, предпочтительно умные часы или фитнес-браслет.

46. Система по любому из пп. 30-45, при этом база данных предназначена для хранения на запоминающем устройстве, удаленном сервере и/или в облачном хранилище и выполнена с возможностью доступа к данным профиля пользователя с внешних устройств через удаленный сервер и/или облачное хранилище.

47. Система по любому из пп. 31-46, при этом на запоминающем устройстве, удаленном сервере и/или в облачном хранилище хранятся данные профиля пользователя и результаты предыдущих определений значения упомянутого по меньшей мере одного параметра крови.

48. Система по п. 47, дополнительно содержащая средства для доступа к данным профиля пользователя и результатам предыдущих определений значения упомянутого по меньшей мере одного параметра крови с других электронных устройств.