TW202237026A - 基於光聲體積描記法的非侵入式血壓估計和血管監測 - Google Patents

Abstract

一些所公開的方法涉及：經由控制系統來控制光源系統以脈衝重複頻率將多個光脈衝發射到生物組織中，生物組織包括該生物組織內各深度處的血液和血管。此類方法可涉及：由控制系統從壓電接收器接收與從生物組織的各部分發射的聲波相對應的信號，該聲波對應於由該多個光脈衝引起的來自血液和血管的光聲發射。此類方法可涉及：由控制系統檢測這些信號中的心率波形，由控制系統確定所檢測到的心率波形中對應於靜脈心率波形的第一子集，以及由控制系統確定所檢測到的心率波形中對應於動脈心率波形的第二子集。

Description

基於光聲體積描記法的非侵入式血壓估計和血管監測

本申請要求於2020年12月7日提交的題為“NON-INVASIVE BLOOD PRESSURE ESTIMATION AND BLOOD VESSEL MONITORING BASED ON PHOTOACOUSTIC PLETHYSMOGRAPHY（基於光聲體積描記法的非侵入式血壓估計和血管監測）”的美國專利申請No. 17/247,323的優先權，該申請通過援引並且出於所有目的納入於此。

本公開一般涉及非侵入式血壓估計和血管監測。

正在研究各種不同的感測技術和算法以用於各種生物醫學應用，包括健康和保健監測。這種推動一部分是由於傳統測量設備在針對連續、非侵入式和流動監測的可用性方面的限制而造成的結果。例如，血壓計是傳統血壓監測設備的示例，血壓計利用可充氣袖口對感興趣區域（例如，圍繞受試者的上臂）施加反壓。可充氣袖口所施加的壓力被設計成限制動脈血流以提供對收縮壓和舒張壓的測量。這種傳統血壓計固有地影響受試者的生理狀態，這會引起血壓測量的誤差。這種血壓計還會影響受試者的心理狀態，而這本身會表現為生理狀態變化，並且由此引起血壓測量的誤差。例如，這種設備通常主要在孤立時機使用，例如，當受試者訪問醫生辦公室或在醫院環境中接受治療時。自然地，一些受試者在此類時機期間經受焦慮，並且這種焦慮會影響（例如，增加）用戶的血壓以及心率。

出於這些和其他原因，此類設備可能無法提供對血壓、以及一般而言用戶健康隨時間推移的準確估計或“描畫”。雖然植入式或其他侵入式設備可以提供血壓隨時間推移的更好估計，但這種侵入式設備一般比非侵入式設備涉及更大風險並且一般不適合於流動使用。

本公開的系統、方法和設備各自具有若干方面，其中沒有一個單獨全權負責本文中所公開的期望屬性。

本公開中所描述的主題內容的一個創新性方面可以在一種裝置中或在包括該裝置的系統中實現。該裝置可包括超音波接收器（例如，壓電接收器）、光源系統和控制系統。在一些示例中，光源系統可被配置用於以10Hz至1 MHz之間的脈衝重複頻率發射多個光脈衝。在一些實現中，行動設備（諸如可穿戴設備）可以是或者可以包括該裝置的至少一部分。

控制系統可包括一個或多個通用單晶片或多晶片處理器、數位信號處理器（DSP）、特殊應用積體電路（ASIC）、現場可程式閘陣列（FPGA）或其他可程式邏輯器件、分立的閘或電晶體邏輯、分立的硬體組件或其組合。控制系統可被配置用於控制光源系統以脈衝重複頻率將多個光脈衝發射到生物組織中。生物組織可例如包括該生物組織內各深度處的血液和血管。

控制系統可被配置用於從壓電接收器接收與從生物組織的各部分發射的聲波相對應的信號。該聲波可例如對應於由該多個光脈衝引起的來自血液和血管的光聲發射。控制系統可被配置用於檢測這些信號中的心率波形。控制系統可被配置用於確定檢測到的心率波形中對應於靜脈心率波形的第一子集。控制系統可被配置用於確定檢測到的心率波形中對應於動脈心率波形的第二子集。

根據一些實現，控制系統可被進一步配置用於從心率波形中提取心率波形特徵。根據一些此類實現，控制系統可被進一步配置用於至少部分地基於所提取的心率波形特徵來進行血壓估計。

在一些示例中，從壓電接收器接收信號可涉及：通過應用第一至第 N捕獲時間延遲並在第一至第 N捕獲時間窗口期間接收第一至第 N信號來獲得深度區別信號，其中 N是大於一的整數。在一些此類示例中，第一至第 N捕獲時間窗口中的每個捕獲時間窗口可出現在第一至第 N捕獲時間延遲中的對應捕獲時間延遲之後。根據一些實現，控制系統可被配置用於至少部分地基於深度區別信號來確定所檢測到的心率波形的第一子集和所檢測到的心率波形的第二子集。

根據一些實現，控制系統可被進一步配置用於從所檢測到的心率波形的第二子集中提取血液動力學特徵集合，並用於至少部分地基於該血液動力學特徵集合來進行第一血壓估計。在一些此類實現中，控制系統可被進一步配置用於從所檢測到的心率波形的第一子集和所檢測到的心率波形的第二子集確定動脈-靜脈相移（AVPS）資料，並用於至少部分地基於AVPS資料來進行第一血壓估計。

在一些示例中，控制系統可被進一步配置用於從心率波形中提取心率波形特徵並用於至少部分地基於所提取的心率波形特徵來進行第二血壓估計。在一些此類實現中，控制系統可被進一步配置用於至少部分地基於第一血壓估計和第二血壓估計來進行第三血壓估計。

在一些實現中，控制系統可被進一步配置用於從心率波形確定AVPS資料並用於至少部分地基於AVPS資料來進行第一血壓估計。在一些此類實現中，控制系統可被進一步配置用於從心率波形中提取心率波形特徵並用於至少部分地基於所提取的心率波形特徵來進行第二血壓估計。根據一些此類實現，控制系統可被進一步配置用於至少部分地基於第一血壓估計和第二血壓估計來進行第三血壓估計。

本公開中所描述的主題內容的其他創新性方面可以在方法（諸如生物測定方法）中實現。該方法可涉及經由控制系統來控制光源系統以脈衝重複頻率將多個光脈衝發射到生物組織中。在一些實例中，生物組織可包括該生物組織內各深度處的血液和血管。該方法可涉及由控制系統從壓電接收器接收與從生物組織的各部分發射的聲波相對應的信號。在一些實例中，該聲波可對應於由該多個光脈衝引起的來自血液和血管的光聲發射。該方法可涉及由控制系統檢測這些信號中的心率波形。該方法可涉及由控制系統確定檢測到的心率波形中對應於靜脈心率波形的第一子集。該方法可涉及由控制系統確定檢測到的心率波形中對應於動脈心率波形的第二子集。

在一些示例中，該方法可涉及由控制系統從心率波形中提取心率波形特徵。該方法可涉及由控制系統至少部分地基於所提取的心率波形特徵來進行血壓估計。

在一些實現中，從壓電接收器接收信號可涉及：通過應用第一至第 N捕獲時間延遲並在第一至第 N捕獲時間窗口期間接收第一至第 N信號來獲得深度區別信號，其中 N是大於一的整數。在一些此類示例中，第一至第 N捕獲時間窗口中的每個捕獲時間窗口可出現在第一至第 N捕獲時間延遲中的對應捕獲時間延遲之後。根據一些實現，該方法可涉及至少部分地基於深度區別信號來確定所檢測到的心率波形的第一子集和所檢測到的心率波形的第二子集。

根據一些實現，該方法可涉及從檢測到的心率波形的第二子集中提取血液動力學特徵集合，以及至少部分地基於該血液動力學特徵集合來進行第一血壓估計。在一些此類實現中，該方法可涉及從所檢測到的心率波形的第一子集和所檢測到的心率波形的第二子集確定AVPS資料，以及至少部分地基於AVPS資料來進行第一血壓估計。

在一些示例中，該方法可涉及從心率波形中提取心率波形特徵，以及至少部分地基於所提取的心率波形特徵來進行第二血壓估計。在一些此類實現中，該方法可涉及至少部分地基於第一血壓估計和第二血壓估計來進行第三血壓估計。

根據一些實現，該方法可涉及由控制系統從心率波形確定AVPS資料並由控制系統至少部分地基於AVPS資料來進行第一血壓估計。根據一些此類實現，該方法可涉及由控制系統從心率波形中提取心率波形特徵並由控制系統至少部分地基於所提取的心率波形特徵來進行第二血壓估計。根據一些此類實現，該方法可涉及由控制系統至少部分地基於第一血壓估計和第二血壓估計來進行第三血壓估計。

本文所描述的方法中的一些或全部可由一個或多個設備根據儲存在非暫態媒體上的指令（例如，軟體）來執行。此類非暫態媒體可包括諸如本文所描述的那些記憶體設備，包括但不限於隨機存取記憶體（RAM）設備、唯讀記憶體（ROM）設備等。相應地，本公開中所描述的主題內容的一些創新方面可以在一種或多種其上儲存有軟體的非暫態媒體中實現。軟體可包括用於控制一個或多個設備執行一個或多個所公開方法的指令。

一種此類方法可涉及經由控制系統來控制光源系統以脈衝重複頻率將多個光脈衝發射到生物組織中。在一些實例中，生物組織可包括該生物組織內各深度處的血液和血管。該方法可涉及由控制系統從壓電接收器接收與從生物組織的各部分發射的聲波相對應的信號。在一些實例中，該聲波可對應於由該多個光脈衝引起的來自血液和血管的光聲發射。該方法可涉及由控制系統檢測這些信號中的心率波形。該方法可涉及由控制系統確定檢測到的心率波形中對應於靜脈心率波形的第一子集。該方法可涉及由控制系統確定檢測到的心率波形中對應於動脈心率波形的第二子集。

在一些示例中，該方法可涉及由控制系統從心率波形中提取心率波形特徵。該方法可涉及由控制系統至少部分地基於所提取的心率波形特徵來進行血壓估計。

在一些實現中，從壓電接收器接收信號可涉及：通過應用第一至第 N捕獲時間延遲並在第一至第 N捕獲時間窗口期間接收第一至第 N信號來獲得深度區別信號，其中 N是大於一的整數。在一些此類示例中，第一至第 N捕獲時間窗口中的每個捕獲時間窗口可出現在第一至第 N捕獲時間延遲中的對應捕獲時間延遲之後。根據一些實現，該方法可涉及至少部分地基於深度區別信號來確定檢測到的心率波形的第一子集和檢測到的心率波形的第二子集。

根據一些實現，該方法可涉及從所檢測到的心率波形的第二子集中提取血液動力學特徵集合並至少部分地基於該血液動力學特徵集合來進行第一血壓估計。在一些此類實現中，該方法可涉及從所檢測到的心率波形的第一子集和所檢測到的心率波形的第二子集確定AVPS資料並至少部分地基於AVPS資料來進行第一血壓估計。

在一些示例中，該方法可涉及從心率波形提取心率波形特徵並至少部分地基於所提取的心率波形特徵來進行第二血壓估計。在一些此類實現中，該方法可涉及至少部分地基於第一血壓估計和第二血壓估計來進行第三血壓估計。

根據一些實現，該方法可涉及由控制系統從心率波形確定AVPS資料並由控制系統至少部分地基於AVPS資料來進行第一血壓估計。根據一些此類實現，該方法可涉及由控制系統從心率波形中提取心率波形特徵並由控制系統至少部分地基於所提取的心率波形特徵來進行第二血壓估計。根據一些此類實現，該方法可涉及由控制系統至少部分地基於第一血壓估計和第二血壓估計來進行第三血壓估計。

本公開中所描述的主題內容的一種或多種實現的細節在附圖及以下描述中闡述。其他特徵、方面、以及優點將可從此說明、附圖、以及申請專利範圍書中變得明白。應注意，以下附圖的相對尺寸可能並非按比例繪製。

以下描述針對某些實現以用於描述本公開的各個方面。然而，本領域普通技術人員將容易認識到，本文的教示可按眾多不同方式來應用。本公開中提供的一些概念和示例特別適用于血壓監測應用。然而，一些實現還可適用於其他類型的生物感測應用，以及其他流體流動系統。所描述的實現可以在任何設備、裝置、或包括如本文所公開的裝置的系統中實現。另外，構想了所描述的實現可被包括在各種電子設備中或與各種電子設備相關聯，這些電子設備諸如但不限於：行動電話、啟用因特網的多媒體蜂巢電話、行動電視接收器、無線設備、智慧型電話、智能卡、可穿戴設備（諸如手環、臂帶、腕帶、戒指、頭帶、貼片等）、藍牙®設備、個人資料助理（PDA）、無線電子郵件接收器、手持式或便攜式計算機、上網本、筆記型電腦、智慧型本、平板設備、印表機、影印機、掃描器、傳真設備、全球定位系統（GPS）接收器/導航器、相機、數位媒體播放器、遊戲控制台、腕表、時鐘、計算器、電視監視器、平板顯示器、電子閱讀設備（例如，電子閱讀器）、行動健康設備、計算機監視器、汽車顯示器（包括里程計和速度表顯示器等）、駕駛艙控件和/或顯示器、相機視圖顯示器（諸如交通工具中後視相機的顯示器）、建築結構、微波爐、冰箱、立體聲系統、盒式錄音機或播放機、DVD播放機、CD播放機、VCR、收音機、可攜式記憶體晶片、洗衣機、烘乾機、洗衣機/烘乾機、停車計費表、汽車門、自主或半自主交通工具、無人機、物聯網（IoT）設備等等。由此，這些教示並非旨在限於參照附圖描繪和描述的具體實現；相反，這些教示具有廣泛的適用性，如對本領域普通技術人員而言將是顯而易見的。

還要注意，除非另有指示，否則如本文所使用的連詞“或”在恰適的情況下旨在是包含性的含義，即，短語“A、B或C”旨在包括以下可能性：單獨A；單獨B；單獨C；A和B但不包括C；B和C但不包括A；A和C但不包括B；以及A和B和C。類似地，引述一列項目中的“至少一者”的短語指代這些項目的任何組合，包括單個成員。作為示例，短語“A、B或C中的至少一者”旨在涵蓋以下可能性：至少一個A；至少一個B；至少一個C；至少一個A和至少一個B；至少一個B和至少一個C；至少一個A和至少一個C；以及至少一個A、至少一個B和至少一個C。

可以實現本公開中所描述的主題內容的特定實現以達成以下潛在優點中的一者或多者。本文所描述的可攜式監測設備的一些實現還被設計成消耗相對少的功率，從而能夠在延長的時間歷時內（例如，數小時、數天、數周、或者甚至一個月或更久）連續佩戴和監測感興趣的生物信號（諸如血壓）而無需外部校準、再充電或其他中斷。與例如在醫院或醫生辦公室環境中獲得的孤立測量相比，連續監測提供更大的預後和診斷價值。本文所描述的可攜式或“流動”監測設備的一些實現還被設計成具有小的形狀因子並具有可以耦合到受試者（本文中也被稱為“病人”、“人”或“用戶”）的外殼以便可穿戴、非侵入、且不限制流動使用。換言之，本文所描述的流動監測設備的一些實現不限制受試者手臂或腿部的自由無阻礙運動，從而即使當受試者在行動或以其他方式進行身體活動時也能夠連續或週期性監測心血管特性（諸如血壓）。此類設備不僅不會干擾受試者的日常或其他期望活動，而且還可以借助於這種無干擾來鼓勵連續佩戴。在一些實現中，可以進一步期望受試者可能不知道流動監測設備的感測裝置何時實際執行測量。

此外，一些所公開的實現提供了與先前部署的非侵入式血壓監測設備（諸如基於光體積描記法（PPG）的那些設備）相比的優點。基於PPG的血壓監測設備不是最優的，這是因為PPG疊加與所有被照射血管（動脈、靜脈等等）的血量相對應的資料，其中每個血管隨時間推移展現出獨特的血量變化，從而產生與血壓並非緊密相關且容易漂移的混合信號。相比之下，一些所公開的設備應用深度區別光聲體積描記法（PAPG）方法，這些方法可以將動脈心率波形與靜脈心率波形以及其他心率波形區分開。基於深度區別PAPG方法的血壓估計可以比根據基於PPG的方法的血壓估計準確得多。一些所公開的方法具有應用多於一種基於深度區別PAPG方法的血壓估計方法的附加潛在優點，從而提供潛在更可靠的血壓估計。附加地或替換地，一些所公開的方法具有提供一個或多個根據脈搏傳導時間（PTT）的基於PAPG的血壓估計方法的附加潛在優點。

如本文所使用的，術語“脈壓”是指對於給定心動週期的收縮壓與舒張壓之間的差值。脈壓一般不被受試者身體外圍區域中的動脈中的靜水壓的局部變化所影響。如本文所使用的，術語“跨壁壓”是指在特定時間且在沿特定動脈的特定位置處該動脈內的壓力與緊靠該動脈外部的壓力之間的壓力差。不同於脈壓，跨壁壓取決於靜水壓。例如，如果感測設備與受試者的手腕耦合，則改變手腕的高度會導致在手腕處測量的跨壁壓的顯著變化，而脈壓一般會相對不受影響（假定受試者的狀態在其他方面沒有變化）。如本文所使用的，術語“絕對動脈壓”是指在特定時間在沿特定動脈的特定位置處該動脈中的實際壓力。通常，絕對動脈壓與跨壁壓相對一致，只要沒有顯著的外部壓力被施加到動脈（諸如來自由可充氣袖口或其他外部設備施加的反壓）。對於許多意圖和目的，可假定跨壁壓約等於絕對動脈壓，並且如此，術語“絕對動脈壓”和“跨壁壓”在恰適的情況下在後文可互換地使用，除非另外說明。如本文所使用的，術語“血壓”是指代受試者動脈系統中的壓力的一般術語。如此，術語跨壁壓、絕對動脈壓、脈壓、收縮壓和舒張壓在下文都可以一般性地被稱為血壓。

圖1A示出了在示例心動週期期間示例動脈中的血壓信號的標繪100。雖然標繪100是血壓與時間的標繪，但標繪100還指示動脈伸展波形。如上面指示的，血液流動與時間的標繪將展現出類似於血壓與時間的標繪100的特徵，儘管這些特徵的具體形狀會略有不同。如本領域普通技術人員將領會的，每個心動週期102包括收縮期（“心室收縮”）104和舒張期（“心室舒張”）106，在收縮期104期間心臟的左心室收縮並將血液泵入動脈系統，在舒張期106期間左心室鬆弛並填充血液以為下一收縮期做準備。由於每個心動週期102產生相應的壓力脈搏，因此與每個壓力脈搏相關聯的動脈伸展波形也包括具有收縮期和舒張期特性的特徵。例如，收縮期104特徵性地包括響應於在給定心動週期102期間從左心室注入血液而使壓力快速上升達到局部最大值或峰值108（“收縮壓”）。相反，舒張期106特徵性地包括在給定的心動週期102期間由於左心室的鬆弛而使血壓明顯下降達到局部最小值110（“舒張壓”）。事實上，舒張期106的結束部分一般可以用指數衰減的血壓來表徵，該指數衰減的血壓漸近地接近比典型舒張壓低的壓力112（在本文中被稱為“無窮遠壓力（infinity pressure）”）（血壓永遠不會達到無窮遠壓力，這是因為下一心動週期的收縮期中斷該指數衰減，如圖所示）。

圖1B示出了基於光體積描記法（PPG）的血壓監測設備的示例。圖1B示出了循環系統的動脈、靜脈、小動脈、小靜脈和毛細血管的示例，包括手指115內的那些血管。在圖1B中所示的示例中，心電圖感測器已檢測到心臟116附近的近端動脈脈搏。下面描述了根據由兩個感測器測量的動脈脈搏來測量動脈脈搏傳導時間（PTT）的一些示例，其中一個感測器在一些實現中可以是心電圖感測器。

根據圖1B中所示的示例，包括一個或多個發光二極體（LED）的光源發射了光（在一些示例中，綠、紅、和/或近紅外（NIR）光），該光穿透了被照射區域中的手指115的組織。由光電檢測器檢測到的來自這些組織的反射可被用於檢測手指115的被照射區域中與心率波形相對應的血量變化。

如圖1B的心率波形圖形118中所示，毛細血管心率波形119相對於動脈心率波形117具有不同形狀且具有相移。在該簡單示例中，所檢測到的心率波形121是毛細血管心率波形119和動脈心率波形117的組合。在一些實例中，一個或多個其他血管的響應也可以是由基於PPG的血壓監測設備檢測到的心率波形121的一部分。

圖1C示出了在心動週期期間血壓變化的兩個疊加圖形的示例。圖形123對應於由導管測量的血壓，這是被視為“真值（ground truth）”的足夠可靠的方法，血壓估計方法可以與該真值進行比較。在該示例中，圖形125對應於由基於PPG的方法估計的血壓。在圖1C中所示的示例中，圖形123與圖形125之間的面積指示根據基於PPG的方法的血壓估計的誤差。

通過比較圖1B的心率波形圖形118和圖1C的血壓圖形，可以領會，基於PPG的血壓監測設備不是最優的，這是因為PPG疊加與所有被照射血管的血量相對應的資料，每個血管展現出不同且時移的血量變化。

根據圖1B中所示的示例，包括一個或多個LED的光源發射了光（在一些示例中，綠、紅、和/或近紅外（NIR）光），該光穿透了被照射區域中手指115的組織。由光電檢測器檢測到的來自這些組織的反射可被用於檢測手指115的被照射區域中與心率波形相對應的血量變化。

圖1D示出了基於光聲體積描記法（其在本文中可被稱為PAPG）的血壓監測設備的示例。圖1D示出了圖1B中所示的手指115內的動脈、靜脈、小動脈、小靜脈和毛細血管的相同示例。在一些示例中，圖1D中所示的光源可以是或者可以包括一個或多個LED或雷射二極體。在該示例中，如圖1B中一樣，光源發射了光（在一些示例中，綠、紅、和/或近紅外（NIR）光），該光穿透了被照射區域中手指115的組織。

在圖1D中所示的示例中，血管（以及血液本身的成分）被來自光源的入射光加熱並發射聲波。在該示例中，所發射的聲波包括超音波。根據該實現，聲波發射被超音波接收器（在該示例中為壓電接收器）檢測到。由壓電接收器檢測到的來自被照射組織的光聲發射可被用於檢測手指115的被照射區域中與心率波形相對應的血量變化。在一些示例中，超音波接收器可對應於下面參照圖2所描述的超音波接收器202。

圖1B的基於PPG的系統與圖1D的基於PAPG的方法之間的一個重要區別在於，圖1D中所示的聲波比圖1B中所示的反射光波行進得慢得多。相應地，基於圖1D中所示的聲波的抵達時間的深度區別是可能的，而基於圖1B中所示的光波的抵達時間的深度區別也許是不可能的。該深度區別允許一些所公開的實現分離從不同血管接收到的聲波。

根據一些此類示例，這種深度區別允許將動脈心率波形與靜脈心率波形和其它心率波形區分開。因此，基於深度區別PAPG方法的血壓估計可以比根據基於PPG的方法的血壓估計準確得多。一些所公開的方法具有應用多於一種基於深度區別PAPG方法的血壓估計方法的附加潛在優點，從而提供潛在地更加可靠的血壓估計。

圖2是示出根據一些所公開實現的裝置的示例組件的方塊圖。在該示例中，裝置200包括生物測定系統。此處，生物測定系統包括超音波接收器202、光源系統204和控制系統206。雖然圖2中未示出，但裝置200可包括基板。在一些示例中，裝置200可包括壓板。一些示例在下文描述。裝置200的一些實現可包括介面系統208和/或顯示器系統210。

本文公開了超音波接收器202的各種示例，其中一些示例可包括或被配置為（或可被配置為）超音波發射器，並且其中一些示例可能不包括或不被配置為（或不可被配置為）超音波發射器。在一些實現中，超音波接收器202和超音波發射器可被組合在超音波收發器中。在一些示例中，超音波接收器202可包括壓電接收器層，諸如PVDF聚合物層或PVDF-TrFE共聚物層。在一些實現中，單個壓電層可充當超音波接收器。在一些實現中，可在壓電層中使用其他壓電材料，諸如氮化鋁（AlN）或鋯鈦酸鉛（PZT）。在一些示例中，超音波接收器202可包括超音波換能器元件陣列，諸如壓電微機械超音波換能器（PMUT）陣列、電容微機械超音波換能器（CMUT）陣列等。在一些此類示例中，壓電接收器層、單層PMUT陣列中的PMUT元件或單層CMUT陣列中的CMUT元件可被用作超音波發射器以及超音波接收器。根據一些示例，超音波接收器202可以是或者可以包括超音波接收器陣列。在一些示例中，裝置200可包括一個或多個單獨的超音波發射器元件。在一些此類示例中，超音波發射器可包括超音波平面波發生器。

在一些示例中，光源系統204可包括發光二極體陣列。在一些實現中，光源系統204可包括一個或多個雷射二極體。根據一些實現，光源系統可包括至少一個紅外、紅、綠、藍、白或紫外發光二極體。在一些實現中，光源系統204可包括一個或多個雷射二極體。例如，光源系統204可包括至少一個紅外、紅、綠、藍、白或紫外雷射二極體。在一些實現中，光源系統204可包括一個或多個有機LED（OLED）。

在一些實現中，光源系統204可被配置用於發射各種波長的光，這些波長可選擇以實現更大程度地穿透到生物組織中和/或觸發主要來自特定類型的材質的聲波發射。例如，由於近紅外（近IR）光不如相對較短波長的光那樣被一些類型的生物組織（諸如黑色素和血管組織）強烈吸收，因此在一些實現中，光源系統204可被配置用於發射近IR範圍中的一個或多個波長的光，以獲得來自相對深的生物組織的光聲發射。在一些此類實現中，控制系統206可控制由光源系統204發射的光的波長在750至850 nm的範圍中（例如，808 nm）。然而，血紅素吸收近IR光不如血紅素吸收具有較短波長的光（例如，紫外光、紫光、藍光或綠光）那麼多。近IR光可以產生來自一些血管（例如，直徑1 mm或更大）的合適光聲發射，但不一定來自非常小的血管。為了實現一般來自血液以及特別是來自較小血管的較大光聲發射，在一些實現中，控制系統206可控制由光源系統204發射的光的波長在495至570 nm的範圍中（例如，520 nm或532 nm）。該範圍中的光的波長被生物組織更強烈地吸收，並且因此可能不會深入地穿透生物組織，但可以在血液中產生比近IR光相對更強的光聲發射。在一些示例中，控制系統206可以控制由光源系統204發射的光的波長優選地誘發血管、其他軟組織和/或骨骼中的聲波。例如，可選擇紅外（IR）發光二極體LED並發射IR光的短脈衝，以照射目標對象的一部分並產生聲波發射，該聲波發射隨後由超音波接收器202檢測。在另一示例中，可選擇IR LED和紅色LED或其他顏色（諸如綠色、藍色、白色或紫外線（UV））並依次從每個光源發射光的短脈衝，其中在從每個光源發射光之後獲得超音波圖像。在其他實現中，可依次或同時激發不同波長的一個或多個光源，以產生可由超音波接收器檢測的聲學發射。使用不同波長的光源並且在目標對象內的不同深度處（例如，如下面詳細討論的）獲得的來自超音波接收器的圖像資料可被組合以確定目標對象中材質的位置和類型。由於身體中的材質一般不同地吸收不同波長的光，因此可能出現圖像對比度。由於身體中的材質吸收特定波長的光，在光的足夠短脈衝具有足夠強度的情況下，這些材質可能有差異地發熱並產生聲波發射。可以用不同波長和/或每個所選波長的不同強度的光來獲得深度對比。即，可以使用變化的光強度和波長在固定RGD（其可與目標對象內的固定深度相對應）獲得連貫圖像，以檢測目標對象內的材質及其位置。例如，可以用光聲方式檢測目標對象（諸如手指）內的血管內的血紅素、血糖和/或血氧。

根據一些實現，光源系統204可被配置用於發射具有小於約100奈秒的脈衝寬度的光脈衝。在一些實現中，光脈衝可具有約10奈秒至約500奈秒或更多奈秒之間的脈衝寬度。根據一些示例，光源系統可被配置用於以10 Hz至100 kHz之間的脈衝重複頻率發射多個光脈衝。替換地或附加地，在一些實現中，光源系統204可被配置用於以約1 MHz至約100 MHz之間的脈衝重複頻率發射多個光脈衝。替換地或附加地，在一些實現中，光源系統204可被配置用於以約10 Hz至約1 MHz之間的脈衝重複頻率發射多個光脈衝。在一些示例中，光脈衝的脈衝重複頻率可對應於超音波接收器和基板的聲學共振頻率。例如，可從光源系統204以與感測器棧中的共振聲學腔的共振頻率相對應的頻率發射一組四個或更多個光脈衝，從而允許積聚所接收到的超音波以及較高的所得信號強度。在一些實現中，光源系統204可包括具有用於檢測所選材質的特定波長的經濾波的光或光源。在一些實現中，光源系統可包含諸如顯示器的紅色、綠色和藍色LED之類的光源，這些光源可以用其他波長（諸如IR和/或UV）的光源以及用更高光功率的光源來增強。例如，具有或沒有濾波器的高功率雷射二極體或電子閃光單元（例如，LED或氙氣閃光單元）可被用於目標對象的短期照射。

控制系統206可包括一個或多個通用單晶片或多晶片處理器、數位信號處理器（DSP）、特殊應用積體電路（ASIC）、現場可程式閘陣列（FPGA）或其他可程式邏輯器件、分立的閘或電晶體邏輯、分立的硬體組件、或其組合。控制系統206還可以包括一個或多個記憶體設備（和/或被配置用於與一個或多個記憶體設備通信），諸如一個或多個隨機存取記憶體（RAM）設備、唯讀記憶體（ROM）設備等。相應地，裝置200可具有包括一個或多個記憶體設備的記憶體系統，儘管該記憶體系統在圖2中未示出。控制系統206可被配置用於接收和處理來自超音波接收器202的資料，例如，如下所述。如果裝置200包括超音波發射器，則控制系統206可被配置用於控制該超音波發射器。在一些實現中，控制系統206的功能性可在一個或多個控制器或處理器之間被劃分，諸如在行動設備的專用感測器控制器和應用處理器之間被劃分。

裝置200的一些實現可包括介面系統208。在一些示例中，介面系統208可包括無線介面系統。在一些實現中，介面系統208可包括用戶介面系統、一個或多個網路介面、控制系統206與記憶體系統之間的一個或多個介面、和/或控制系統206與一個或多個外部設備介面（例如，連接埠或應用處理器）之間的一個或多個介面。

根據一些示例，裝置200可包括包含一個或多個顯示器的顯示器系統210。例如，顯示器系統210可包括一個或多個LED顯示器，諸如一個或多個有機LED（OLED）顯示器。

裝置200可以在各種不同的上下文中使用，其中的許多示例在本文中公開。例如，在一些實現中，行動設備可包括裝置200。在一些實現中，可穿戴設備可包括裝置200。例如，可穿戴設備可以是手環、臂帶、腕帶、戒指、頭帶、耳塞或貼片。

圖3是提供一些所公開操作的示例的流程圖。圖3的方塊（以及本文所提供的其他流程圖的方塊）可以例如由圖2的裝置200或由類似裝置來執行。與本文所公開的其他方法一樣，圖3中概述的方法可以包括比所指示的方塊更多或更少的方塊。此外，本文所公開的方法的方塊不一定按所指示的次序來執行。在一些實例中，圖3中所示的一個或多個方塊可以併發地執行。

此處，方塊305涉及控制光源系統發射光。在一些此類實現中，裝置200的控制系統206可以控制光源系統204發射光。根據該實現，方塊305涉及控制光源系統將多個光脈衝發射到生物組織中，該生物組織包括該生物組織內各深度處的血液和血管。在一些此類示例中，方塊305涉及控制光源系統以脈衝重複頻率發射多個光脈衝。在一些示例中，脈衝重複頻率可以在10Hz至1 MHz的範圍中或者包括10Hz和1 MHz的範圍中。

在一些實現中，控制系統可被配置用於選擇該多個光脈衝的一個或多個光波長，例如，如上所述。根據一些示例，控制系統可被配置用於選擇與一個或多個所選波長相關聯的光強度。例如，控制系統可被配置用於選擇一個或多個光波長以及與每個所選波長相關聯的光強度以生成來自目標對象的一個或多個部分的聲波發射。在一些示例中，控制系統可被配置用於選擇該一個或多個光波長以評估目標對象的一個或多個特性，例如評估血氧濃度。在一些示例中，方塊305可涉及控制光源系統發射穿透裝置（諸如裝置200）的基板和/或其他層的光。

根據該實現，方塊310涉及從超音波接收器接收對應於聲波的信號，該聲波是從生物組織的各部分響應于被光源系統所發射的光照射而發射的。在該實現中，聲波對應於由該多個光脈衝引起的來自生物組織的血液和/或血管的光聲發射。在該示例中，超音波接收器是或者包括壓電接收器。在一些實例中，包括生物組織的目標對象（諸如手指、手腕或另一身體部位）可被置於超音波接收器的表面上或被置於包括超音波接收器的設備的表面上。在一些實現中，超音波接收器可以是圖2中示出且在上文描述的超音波接收器202。在一些示例中，一個或多個塗層或聲學匹配層（例如，用於匹配人體皮膚的聲學阻抗）可駐留在超音波接收器的表面或者包括超音波接收器的設備的表面（例如，設備的蓋玻璃或壓板的表面）上。

在該示例中，方塊315涉及檢測從超音波接收器接收的信號中的心率波形。根據該實現，方塊320涉及確定所檢測到的心率波形中對應於靜脈心率波形的第一子集。在該示例中，方塊325涉及確定所檢測到的心率波形中對應於動脈心率波形的第二子集。本文公開了方塊315、320和325的各個詳細示例。

根據一些示例，控制系統可被配置用於通過獲得深度區別信號來辨別靜脈心率波形和動脈心率波形。圖4A示出了被選擇為接收從不同深度範圍發射的聲波的距離閘窗口（RGW）的示例。捕獲時間延遲或距離閘延遲（其在圖4B中被標記為“RGD”）是從圖形400中所示的光激發信號405的起始時間t _l開始測量的。RGD可例如被選擇為與光聲發射從最淺的感興趣目標到達接收器所需的時間相對應，例如，如下面參照圖5A和5B所描述的。相應地，RGD可取決於被用於接收光聲發射的裝置的特定佈置，包括目標對象與接收器之間的（諸）層的厚度以及目標對象與接收器之間的（諸）層的聲速。圖形401描繪了RGD之後的時間，在此時間期間所發射的聲波可在RGW的捕獲時間窗口（也被稱為距離閘窗口或距離閘寬度）期間由超音波接收器接收並採樣。在一些實現中，RGW可以是10微秒。其他實現可具有更大或更小的RGW。

在一些示例中，深度區別信號可通過將在RGW期間接收的聲波劃分成多個較小時間窗口的過程來獲得。每個時間窗口可對應於目標對象內從其接收聲波的深度範圍。在一些示例中，每一層的深度範圍或厚度可以是0.5 mm。假定聲速為1.5 mm/微秒，則每一0.5 mm層將對應於約0.33微秒的時隙。然而，深度範圍可根據特定實現而不同。

根據一些替換示例，從壓電接收器接收信號涉及：通過應用第一至第 N捕獲時間延遲並在第一至第 N捕獲時間窗口期間接收第一至第 N信號來獲得深度區別信號，第一至第 N捕獲時間窗口中的每個捕獲時間窗口出現在第一至第 N捕獲時間延遲中的對應捕獲時間延遲之後，其中 N是大於一的整數。控制系統可被配置用於至少部分地基於深度區別信號來確定所檢測到的心率波形的第一子集和所檢測到的心率波形的第二子集。

圖4B示出了多個捕獲時間延遲被選擇以接收從不同深度發射的聲波的示例。在這些示例中，每個捕獲時間延遲（其在圖4B中被標記為距離閘延遲或RGD）是從圖形400中所示的光激發信號405的起始時間t _l開始測量的。圖形410描繪了可由超音波感測器陣列以捕獲時間延遲RGD ₁接收並在捕獲時間窗口RGW ₁（也被稱為距離閘窗口或距離閘寬度）期間採樣的所發射聲波（接收到的波(1)是一個示例）。這種聲波一般會從接近或位於生物測定系統的壓板上的目標對象的相對較淺部分發射。

圖形415描繪了由超音波感測器陣列以捕獲時間延遲RGD ₂（其中RGD ₂＞ RGD ₁）接收並在捕獲時間窗口RGW ₂期間採樣的所發射聲波（接收到的波(2)是一個示例）。此類聲波一般會從目標對象的相對較深部分發射。

圖形420描繪了以捕獲時間延遲RGD _n（其中RGD _n＞ RGD ₂＞ RGD ₁）接收並在捕獲時間窗口RGW _n期間採樣的所發射聲波（接收到的波(n)是一個示例）。此類聲波一般會從目標對象的更深部分發射。距離閘延遲通常是時鐘週期的整數倍。128 MHz的時鐘頻率例如具有7.8125奈秒的時鐘週期，並且RGD的範圍可以從10奈秒以下到2000奈秒以上。類似地，距離閘寬度也可以是時鐘週期的整數倍，但通常比RGD短得多（例如，小於約50奈秒）以捕獲返回信號而同時保持良好的軸向分辨率。在一些實現中，捕獲時間窗口（例如，RGW）可以在175奈秒至320奈秒或更多奈秒之間。在一些示例中，RGW可以是更多或更少奈秒，例如在25奈秒至1000奈秒的範圍中。

圖5A和5B示出了被配置成接收從不同深度發射的聲波的裝置的示例。圖5A和5B中所示的裝置是圖2中所示的裝置200的示例。與本文示出和描述的其他實現一樣，圖5A和5B中所解說的元件類型、元件佈置和元件尺寸僅作為示例來示出。

根據該示例，裝置200包括超音波接收器202、光源系統204（其在該示例中包括LED）和控制系統（其在圖5A和5B中未示出）。根據該實現，裝置200包括分束器501，LED安裝在該分束器501的一側502上。在該實例中，手指506放在分束器501的毗鄰側504上。

圖5A示出了從光源系統204發射的光，其中一部分光被分束器501反射並進入手指506。針對該實現和其他實現的距離閘延遲可例如被選擇為與光聲發射從最淺的感興趣目標到達接收器所需的時間相對應。例如，在手指506與超音波接收器202（圖5A中的RX）之間使用12.7mm分束器的裝置200的一種配置中，手指表面信號將在聲波行進通過整個分束器所需的時間抵達。使用硼矽玻璃的聲速5500m/s作為分束器的大致聲速並且在分束器大小為12.7mm的情況下，該時間變成12.7mm / 5500m/s或即2.3us。因此，2.3µs的距離閘延遲對應於手指506的表面。為了行進到手指506內1mm，例如使用組織的現在為1.5mm/us的聲速，該時間變成1mm/1.5mm/µs或即約0.67µs。因此，約2.97µs（2.3µs + 0.67µs）的距離閘延遲將使超音波接收器202開始對從手指506的外表面以下約1mm深度反射的聲波進行採樣。

圖5B示出了由進入手指506的光引起的與來自手指506內的組織（例如，血液和血管）的光聲發射相對應的聲學信號。在圖5B中所示的示例中，聲學信號源自手指506內的不同深度（深度508a、508b和508c）。相應地，分別從深度508a、508b和508c到超音波接收器202的行進時間t1、t2和t3也不同：在該實例中，t3 ＞ t2 ＞ t1。因此，可選擇多個捕獲時間延遲以接收從深度508a、508b和508c發射的聲波，例如，如圖4B中示出並在上文描述的。

圖6示出了能夠執行圖3的方法的裝置的橫截面視圖的示例。圖6中所示的裝置200是上面參照圖2所描述的裝置200的另一示例。與本文示出和描述的其他實現一樣，圖6中所解說的元件類型、元件佈置和元件尺寸僅作為示例來示出。

圖6示出了目標對象（在該實例中，手指506）被入射光照射並且隨後發射聲波的示例。在該示例中，裝置200包括光源系統204，該光源系統204可包括發光二極體陣列和/或雷射二極體陣列。在一些實現中，光源系統204可以能夠發射各種波長的光，這些波長可選擇以觸發主要來自特定類型的材質的聲波發射。在一些實例中，入射光波長、諸波長和/或（諸）波長範圍可被選擇以觸發主要來自特定類型的材質（諸如血液、血管、其他軟組織或骨骼）的聲波發射。為了達到足夠的圖像對比度，光源系統204的光源604可能需要具有比一般用於照射顯示器的光源更高的強度和光功率輸出。在一些實現中，具有每脈衝1–100毫焦耳或更大（例如，每脈衝10毫焦耳）的光輸出、具有在100奈秒至600奈秒的範圍中的脈衝寬度的光源可能是合適的。在一些實現中，所發射光的脈衝寬度可在10奈秒至700奈秒之間。

在該示例中，入射光611已從光系統204的光源604透射通過感測器棧605並進入上覆的手指506中。感測器棧605的各個層可以包括玻璃或其他材質（諸如對光源系統204所發射的光基本上透明的塑料或藍寶石）的一個或多個基板。在該示例中，感測器棧605包括與光源系統204耦合的基板610，根據一些實現，光源系統204可以是顯示器的背光。在替換實現中，光源系統204可耦合到前光。相應地，在一些實現中，光源系統204可被配置用於照射顯示器和目標對象。

在該實現中，基板610耦合到用於超音波接收器202的薄膜電晶體（TFT）基板615，在該示例中超音波接收器202包括感測器像素602的陣列。根據該示例，壓電接收器層620覆蓋超音波接收器202的感測器像素602，並且壓板625覆蓋壓電接收器層620。相應地，在該示例中，裝置200能夠使入射光611透射通過感測器棧605的一個或多個基板，包括具有基板615的超音波接收器202以及也可被視為基板的壓板625。在一些實現中，超音波接收器202的感測器像素602可以是透明的、部分透明的或基本上透明的，以使得裝置200可以能夠使入射光611透射通過超音波接收器202的元件。在一些實現中，超音波接收器202和相關聯的電路系統可以形成在玻璃、塑料或矽基板之上或之中。

根據一些實現，裝置200可包括超音波發射器627，諸如圖6中所示的超音波發射器627。超音波發射器可以是或者可以不是超音波接收器202的一部分，這取決於具體實現。在一些示例中，超音波接收器202可包括能夠發射和接收超音波的PMUT或CMUT元件，並且壓電接收器層620可以用聲學耦合層來替代。在一些示例中，超音波接收器202可以包括像素輸入電極和部分地由TFT電路系統形成的感測器像素的陣列、壓電材料（諸如PVDF或PVDF-TrFE）的上覆壓電接收器層620、以及位於壓電接收器層上的上電極層（有時被稱為接收器偏壓電極）。在圖6中所示的示例中，裝置200的至少一部分包括可用作平面波超音波發射器的超音波發射器627。超音波發射器627可例如包括壓電發射器層，其中發射器激發電極設置在壓電發射器層的每一側。

此處，入射光611引起手指506內的光學激發以及所得到的聲波產生。在該示例中，所產生的聲波613包括超音波。通過吸收入射光產生的聲學發射可由超音波接收器202檢測。可獲得高信噪比，這是因為所得到的超音波是由光激發引起的而不是由所發射超音波的反射引起的。

在該示例中，裝置200包括控制系統，儘管圖6中未示出該控制系統。根據一些示例，控制系統可被配置用於通過獲得深度區別信號來辨別靜脈心率波形和動脈心率波形。根據一些此類示例，從壓電接收器接收信號涉及：通過選擇捕獲時間窗口以接收從目標對象（諸如手指、手腕、耳朵等等）內的不同深度範圍發射的聲波來獲得深度區別信號。在一些示例中，深度區別信號可通過將在RGW期間接收的聲波劃分成多個較小時間窗口的過程來獲得，例如，如上所述。每個時間窗口可對應於目標對象內從其接收聲波的深度範圍。根據一些替換示例，從壓電接收器接收信號涉及：通過應用第一至第 N捕獲時間延遲並在第一至第 N捕獲時間窗口期間接收第一至第 N信號來獲得深度區別信號，第一至第 N捕獲時間窗口中的每個捕獲時間窗口出現在第一至第 N捕獲時間延遲中的對應捕獲時間延遲之後，其中 N是大於一的整數。控制系統可被配置用於至少部分地基於深度區別信號來確定靜脈心率波形和動脈心率波形（圖3的“所檢測到的心率波形的第一子集”和“所檢測到的心率波形的第二子集”）。

圖7示出了靜脈心率波形和動脈心率波形的示例。在圖7中，圖形700示出了使用PAPG技術（如上面參照圖3-6所描述的那些PAPG技術）獲得的動脈心率波形的示例。在該示例中，已從手指內的4.0 mm至4.5 mm之間的深度獲得深度區別動脈心率波形。

在圖7中，圖形710示出了使用諸如本文所公開的那些PAPG技術獲得的靜脈心率波形的示例。根據該示例，已從相同手指內的6.5 mm至7.0 mm之間的深度獲得深度區別靜脈心率波形。在圖形700和710中所示的示例中，深度區別PAPG波形不會與來自其他深度的波形交叉污染（如果使用PPG技術獲得波形將會是這種情況）。

圖形705示出了經由導管獲得的動脈心率波形的示例。圖形715示出了經由導管獲得的靜脈心率波形的示例。如參照圖1C所討論的，經由導管獲得的心率波形已知是高度可靠的且被本發明人視為“真值（ground truth）”，用於獲得心率波形的其他技術可與該“真值”進行比較。可以看到，圖形705的“真值”動脈心率波形與圖形700的使用PAPG技術獲得的動脈心率波形非常相似。同樣地，可以看到，圖形715的“真值”靜脈心率波形與圖形710的使用PAPG技術獲得的靜脈心率波形非常相似。這有力證明了所公開的PAPG方法的可行性。

通過參照圖形700和705，可以觀察到，動脈心率波形重複“階梯式下降”模式，如由箭頭720所示。通過參照圖形710和715，可以觀察到，靜脈心率波形重複“階梯式上升”模式，如由箭頭725所示。

圖8示出了確定靜脈心率波形和動脈心率波形的示例。圖8描繪了信號805a、805b和805n，這些信號對應於由來自包括血液和血管的生物組織的光聲發射引起的聲波。根據該示例，存在圖8中未示出的附加信號805c、805d等等。

對應於信號805a、805b和805n的光聲發射是由多個對應光脈衝802a、802b和802n引起的。在該示例中，存在圖8中未示出的附加光脈衝802c、802d等等。在該示例中，光脈衝802a、802b和802n在時間上被10,000微秒或0.01秒間隔開，對應於100 Hz的脈衝重複頻率。其他示例可涉及在10 Hz至100 kHz之間的範圍中（例如，在50 Hz至1000 Hz之間的範圍中）的其他脈衝重複頻率。根據一些示例，光脈衝802a、802b和802n可具有在2奈秒至5微秒的範圍中的歷時。在光源系統204包括一個或多個雷射二極體的一些示例中，光脈衝802a、802b和802n可具有在50奈秒至500奈秒的範圍中的歷時。在光源系統204包括一個或多個雷射器的一些示例中，光脈衝802a、802b和802n可具有在5奈秒至100奈秒的範圍中的歷時。

在該示例中，信號805a、805b和805n都是在發射對應光脈衝802a、802b和802n的時間（如由虛線806a、806b和806n表明的）的10微秒內接收的。然而，用於表示信號805a、805b和805n的時間尺度不同於用於表示光脈衝802a、802b和802n之間的10,000微秒時間區間的時間尺度。在該示例中，信號805a、805b和805n都是在對應於單個心率波形的時間區間內接收的。

矩形807a和809a表示在脈衝802a的時間之後在相同時間歷時的各RGW期間、但在不同時間歷時的RGD之後接收的聲波的樣本。對應於矩形807a的RGD小於對應於矩形809a的RGD。對應於矩形807a的RGD被選擇為接收由來自約2.0至2.5 mm之間的深度處的生物組織的光聲發射產生的聲波。對應於矩形809a的RGD被選擇為接收由來自約3.0至3.5 mm之間的深度處的生物組織的光聲發射產生的聲波。

矩形807a和809a中的每一者的高度表示在對應時間區間期間接收到的最大和最小信號振幅之差的絕對值（其在本文中可被稱為“峰對峰值”或“峰對峰信號值”）。矩形807b和807n表示在脈衝802b和802n的時間之後在與矩形807a的RGW相同的RGW期間且在與矩形807a的RGD相同歷時的RGD之後接收的聲波的樣本。矩形809b和809n表示在脈衝802b和802n的時間之後在與矩形809a的RGW相同的RGW期間且在與矩形809a的RGD相同歷時的RGD之後接收的聲波的樣本。矩形807b、807n以及809b和809n的高度表示在對應時間區間期間接收的峰對峰值。

矩形810a對應於矩形807a的峰對峰值。類似地，矩形810b和810n對應於矩形807b和807n的峰對峰值。可觀察到，矩形810a、810b和810n的高度隨時間減小。這對應於關於圖7的圖形700和705的動脈波形標注的“階梯式下降”效應。因此，可以得出結論，矩形807a、807b和807n對應於從動脈接收的波形的樣本。

矩形812a對應於矩形809a的峰對峰值。類似地，矩形812b和812n對應於矩形809b和809n的峰對峰值。可觀察到，矩形812a、812b和812n的高度隨時間增加。這對應於關於圖7的圖形710和715的靜脈波形標注的“階梯式上升”效應。因此，可以得出結論，矩形809a、809b和809n對應於從靜脈接收的波形的樣本。

圖9是表示五種所公開的PAPG算法的各方面的示圖。如本文所使用的，術語“算法”是指一種方法或者一組兩種或更多種方法。“算法”可以對應於或者可以不對應於特定的數學公式或特定的數學公式序列，這取決於具體實現。圖9的方塊（以及本文所提供的其他示圖的方塊）可以例如由圖2的裝置200或由類似裝置來執行。與本文所公開的其他方法一樣，圖9中概述的方法可以包括比所指示的方塊更多或更少的方塊。此外，本文所公開的方法的方塊不一定按所指示的次序來執行。在一些實例中，圖9中所示的一個或多個方塊可以併發地執行。

在該示例中，方塊905涉及獲得PAPG資料並檢測心率波形。根據一些示例，方塊905可涉及執行上面參照圖3所描述的方法的一個或多個方塊。在一些實現中，方塊905可涉及通過執行本文所公開的一種或多種方法來獲得深度區別信號。

在一些實例中，方塊905可涉及控制光源系統以脈衝重複頻率將多個光脈衝發射到生物組織中，生物組織包括該生物組織內各深度處的血液和血管。方塊905可涉及從壓電接收器接收與從生物組織的各部分發射的聲波相對應的信號。聲波可對應於由該多個光脈衝引起的來自血液和血管的光聲發射。方塊905可涉及檢測信號中的心率波形。

在一些示例中，方塊905可涉及通過應用第一至第 N捕獲時間延遲並在第一至第 N捕獲時間窗口期間接收第一至第 N信號來獲得深度區別信號，第一至第 N捕獲時間窗口中的每個捕獲時間窗口出現在第一至第 N捕獲時間延遲中的對應捕獲時間延遲之後，其中 N是大於一的整數。方塊905可涉及至少部分地基於深度區別信號來確定所檢測到的心率波形中對應於靜脈心率波形的第一子集和所檢測到的心率波形中對應於動脈心率波形的第二子集。

在一些實現中，方塊905可涉及獲得PAPG資料並檢測來自相對於用戶心臟的不同高度的心率波形。例如，方塊905可涉及：在用戶的手指或手腕處於與用戶心臟大致相同高度時獲得來自該手指或手腕的第一組PAPG資料，在用戶的手指或手腕處於高於用戶心臟的高度時（例如，在用戶正站立或以豎直姿勢坐著時用戶的手臂伸到高於用戶頭部的情況下）獲得來自該手指或手腕的第二組PAPG資料，以及在用戶的手指或手腕處於低於用戶心臟的高度時（例如，在用戶正站立或以豎直姿勢坐著時用戶的手臂向下伸展的情況下）獲得來自該手指或手腕的第三組PAPG資料。

根據一些示例，方塊905可涉及上面參照圖8所描述的或者下面參照圖10A和圖10B或圖11所描述的至少一些規程。在該示例中，方塊905的結果在方塊910儲存在資料庫中。根據圖9中所示的示例，方塊905的至少一些結果可用於方塊915和920的過程，並且在一些實例中可用於方塊925的過程。

在圖9中所示的示例中，方塊915涉及從心率波形中提取心率波形特徵並至少部分地基於所提取的心率波形特徵來進行血壓估計。方塊915可涉及心率波形分段以及檢測心率波形的收縮和舒張部分。方塊915可例如涉及峰谷檢測，這在本文中可被稱為“基準點”檢測。如本文所使用的，術語“心率波形特徵”包括此類檢測到的基準點。根據一些示例，方塊915還可涉及檢測與心率波形的各個部分的寬度相對應的各種類型的心率波形特徵、以及在一些實例中基於此類寬度值的各個組合的度量。下面參照圖11描述了一些詳細示例。

根據該示例，方塊920涉及基於血液動力學分析來進行至少一個血壓估計。在一些示例中，方塊920可涉及從對應於動脈心率波形的第二子集的心率波形中提取血液動力學特徵集合並至少部分地基於該血液動力學特徵集合來進行第一血壓估計。根據一些實現，方塊920可涉及從第一子集的心率波形和第二子集的心率波形確定動脈-靜脈相移（AVPS）資料並至少部分地基於AVPS資料來進行第一血壓估計。替換地或附加地，在一些示例中，血壓估計可僅基於AVPS資料。根據一些示例，方塊920可涉及至少部分地基於確定由動脈心率波形定義的曲線的一個或多個部分下方的面積來進行第一血壓估計。下面描述了一些詳細示例。

根據一些示例，方塊925涉及基於方塊915和920的方法的組合來進行血壓估計。一些此類示例可涉及至少部分地基於血液動力學特徵集合來進行第一血壓估計（方塊920），至少部分地基於所提取的心率波形特徵來進行第二血壓估計（方塊915），以及至少部分地基於第一血壓估計和第二血壓估計來進行第三血壓估計。然而，在一些示例中，方塊925可涉及至少部分地基於AVPS資料來進行第一血壓估計（方塊920），至少部分地基於所提取的心率波形特徵來進行第二血壓估計（方塊915），以及至少部分地基於第一血壓估計和第二血壓估計來進行第三血壓估計。

根據一些示例，第三血壓估計可以是第一血壓估計和第二血壓估計的平均。在一些此類示例中，第三血壓估計可以是第一血壓估計和第二血壓估計的加權平均。該平均可以例如根據第一血壓估計和第二血壓估計底層的方法感知到的可靠性進行加權。

圖10A和10B示出了資料採集和心率波形（HRW）確定過程的方塊的示例。圖10A和10B的至少一些方塊可例如由圖2的裝置200或由類似裝置來執行。與本文所公開的其他方法一樣，圖10A和10B中概述的方法可以包括比所指示的方塊更多或更少的方塊。圖10A和10B基於本發明人實現的原型過程，但圖10A和10B的至少一些方塊可用於商業實現。此外，本文所公開的方法的方塊不一定按所指示的次序來執行。在一些實例中，圖10A和10B中所示的一個或多個方塊可以併發地執行。在一些示例中，方塊1001中引述的“輸入硬體”可包括圖5A和5B中所示的裝置200的版本。

在該實現中，方塊1005涉及獲得來自相對於用戶心臟的不同高度的PAPG資料。根據該示例，方塊1005涉及：在用戶的手指處於與用戶心臟大致相同高度時獲得來自該手指的第一組PAPG資料，在用戶的手指處於高於用戶心臟的高度時（例如，在用戶正站立或以豎直姿勢坐著時用戶的手臂伸到高於用戶頭部的情況下）獲得來自該手指的第二組PAPG資料，以及在用戶的手指處於低於用戶心臟的高度時（例如，在用戶正站立或以豎直姿勢坐著時用戶的手臂向下伸展的情況下）獲得來自該手指的第三組PAPG資料。來自相對於用戶心臟的三個不同高度的PAPG資料對應於方塊1055中所示的被標記為“校準距離#1”、“校準距離#2”和“校準距離#3”的資料結構。

在該示例中，實況或“即時”信噪比（SNR）和/或手指位置校驗過程1010與資料獲取過程1005併發地執行。根據該實現，快速資料格式化方塊1011的輸出被提供給判定方塊1013，在該判定方塊中可評估SNR和/或手指位置。在一些此類示例中，判定方塊1013涉及確定是否已檢測到HRW。在該示例中，如果判定方塊1013指示肯定結果，則該過程繼續至方塊1015，而如果過程1010指示否定結果，則在方塊中提供用戶提示。

HRW生成方塊1035可涉及一種或多種HRW確定和生成方法。方塊1037涉及在本文中所稱的“峰對峰”HRW生成過程，該過程可如本文中他處所描述地進行。在該示例中，方塊1039涉及根據對與來自血液和血管的光聲發射相對應的檢測到的聲波的希爾伯特變換來生成HRW。希爾伯特變換從實際資料序列返回複數螺旋序列，有時被稱為解析信號。該信號包含實部和虛部。虛部是原始實際序列進行90°相移的版本。正弦因此被變換為餘弦，並且反之，餘弦被變換為正弦。經希爾伯特變換的序列具有與原始序列相同的振幅和頻率內容。該變換包括取決於原始序列的相位的相位資訊。希爾伯特變換在計算時間序列的瞬時屬性、特別是振幅和頻率中是有用的。方塊1039和其他方法（其可包括方塊1041的那些方法）涉及評估在與檢測到的聲波相對應的信號中返回的總能量。一些方法可涉及峰值能量的評估，而其他方法可涉及對檢測到的聲波所表示的曲線下方面積的積分或求和。一些此類方法可涉及絕對值梯形檢測技術，這是一種近似曲線下方面積的積分或求和的方法。在一些示例中，絕對值梯形檢測技術開始於其中y軸以0為中心的正弦波形。確定信號的絕對值，從而使任何負分量/週期為正或大於0。在確定絕對值之後，在一些示例中，經由梯形方法來應用數值積分。該方法通過將面積分解成具有更容易計算的面積的梯形來近似區間上的積分。該絕對值梯形檢測技術在指定的區間/窗口（對應於目標（例如，手指）內的深度範圍）內應用。在一些實現中，代替應用絕對值梯形檢測技術，可應用絕對均值檢測方法。根據一些此類示例，絕對均值檢測方法涉及確定感興趣區間/窗口/深度範圍中信號的絕對值的均值。

在圖10A和10B中所示的示例中，HRW生成方塊1035涉及評估和輸出與深度區別資料和深度整合資料相關的HRW資料。深度區別資料可通過經由多個RGD對聲學資料進行採樣以獲取來自多個對應深度的資料來獲得，例如，如本文中他處所討論的。深度整合資料可通過在RGW期間接收與手指內的多個深度相對應的聲學資料、產生包括多個血管、毛細血管等的響應的未區分輸出來獲得。相應地，深度整合資料類似於經由PPG過程將獲得的資料。在該實現中，基於深度區別資料和深度整合資料兩者來計算HRW，並且從HRW生成方塊1035輸出HRW。

根據該示例，HRW生成方塊1035包括具有被輸出和保存的HRW資料的元資料。在該示例中，元資料包括與已從其獲取PAPG資料的人相對應的資料。這種元資料可包括年齡資料、體重資料、身高資料、身體質量指數資料、性別資料、關於正在服用的藥物的資料和/或關於已知健康問題（特別是涉及心臟和/或循環系統的健康問題）的資料等等。元資料可以用於或者可以不用於血壓計算的目的，這取決於具體實現。

在該示例中，深度區別HRW資料被輸入到自動動脈/靜脈HRW檢測方塊1045。在一些示例中，自動動脈/靜脈HRW檢測方塊1045可涉及上面參照圖7和8所描述的一些或全部過程。在該實現中，深度區別HRW資料還被輸入到手動動脈/靜脈HRW檢測方塊1043。在該示例中，手動動脈/靜脈HRW檢測方塊1043涉及檢測動脈和靜脈HRW的手動過程。手動動脈/靜脈HRW檢測方塊1043在發明人工作的研發階段期間已被用於確定“真值”動脈和靜脈HRW。不預期手動動脈/靜脈HRW檢測方塊1043是商業產品的必要組件。

根據該實現，動脈和靜脈直徑資料由HRW生成方塊1035確定和輸出。在心臟週期期間不改變其光學吸收的動脈或靜脈部分將不展現出HRW，而在該時間期間的確改變其光學吸收的那些動脈或靜脈部分將展現出HRW。例如，動脈或靜脈的內部部分在心臟週期期間可能不改變其光學吸收。然而，外部部分、特別是剛好在血管外部的區域當血管在HRW期間伸展時會突然包圍血管的外部部分。該過程改變光學吸收。一些實現具有足夠的分辨率並使用足夠窄的時間窗口來區分各個直徑的血管。例如，包含具有0.25 mm的分辨率並具有被設置為與0.25 mm的組織深度範圍相對應的時間窗口的接收器的實現可以區分0.5mm直徑的動脈與1.0mm直徑的動脈。一些實現利用相同的資料來確定血管在心動週期期間的伸展程度。相應地，在該示例中，動脈和靜脈伸展資料由HRW生成方塊1035確定和輸出。

在確定動脈和靜脈HRW之後，在該示例中，在方塊1047中計算動脈-靜脈相移（AVPS）。根據一些實現，隨後可進行至少部分地基於AVPS資料的血壓估計。

在方塊1050中，保存AVPS資料、元資料、深度區別HRW、深度整合HRW、動脈伸展資料、靜脈伸展資料、動脈直徑資料和靜脈直徑資料。方塊1055表示其中可以儲存此類資料的伺服器位置，以及其中可以儲存資料的資料位置1和2的示例。

圖11示出了一些所公開的方法的方塊的示例。圖11的方塊（以及本文所提供的其他流程圖的方塊）可例如由圖2的裝置200或由類似裝置來執行。與本文所公開的其他方法一樣，圖11中概述的方法可以包括比所指示的方塊更多或更少的方塊。此外，本文所公開的方法的方塊不一定按所指示的次序來執行。在一些實例中，圖11中所示的一個或多個方塊可以併發地執行。

在該示例中，方塊1105涉及對輸入的HRW資料進行濾波。在一些示例中，輸入的HRW資料可以是深度整合HRW資料，而在其他實例中，輸入的HRW資料可以是深度區別HRW資料。在該示例中，原始信號有噪聲並包括呼吸效應。根據該示例，方塊1105涉及向輸入的HRW資料應用具有0.1 Hz至10 Hz的通帶的帶通濾波器。其他示例可涉及應用具有不同通帶的帶通濾波器。在該示例中，方塊1105涉及向至少一些輸入的HRW資料應用DC偏移以消除呼吸效應。

在該實現中，從方塊1105輸出的經濾波的HRW資料被輸入到HRW平均化方塊1110。由於HRW在各個心跳之間的變化性，HRW平均化可以是有益的，這至少部分地因為平均化有助於消除隨機噪聲。根據一些實現，可以在方塊1105中對數十秒經濾波的HRW資料進行平均化（例如，10秒經濾波的HRW資料、20秒經濾波的HRW資料、30秒經濾波的HRW資料、40秒經濾波的HRW資料、50秒經濾波的HRW資料、60秒經濾波的HRW資料等等）。

根據該示例，方塊1115涉及HRW基準檢測，包括基於經平均的HRW資料的HRW峰谷檢測。在該示例中，方塊1115涉及檢測經平均的HRW資料中的收縮谷和舒張谷。在該實現中，方塊1120涉及HRW分段。根據該示例，方塊1120涉及至少部分地基於方塊1115的HRW基準檢測的輸出來將經平均的HRW資料分段成個體HRW。

在該實現中，方塊1125涉及從由方塊1120輸出的個體HRW分段中提取HRW特徵。可以在方塊1125中提取的HRW特徵的示例在圖12中解說並在下文描述。

根據該示例，方塊1130涉及基於由方塊1125輸出的所提取特徵來訓練神經網路以準備血壓估計（圖11中被解說為“BP估計A”）。在一些示例（但不是所有示例）中，元資料（例如，關於從其獲得原始HRW信號的人的元資料）也可被輸入到神經網路。在一些此類示例中，訓練神經網路可涉及訓練神經網路以使基於以下(1)與(2)之差的成本函數最小化：(1)基於已知是可靠的技術（例如，對於不遭受“白袍效應”的人，基於導管的技術或基於袖口的技術）對人的“真值”血壓測量，以及(2)基於由方塊1125輸出的所提取特徵對同一人的血壓估計。根據一些示例，神經網路除了輸入層和輸出層之外還包括神經元的至少兩個隱藏層。在一些此類示例中，輸入層中的神經元的數目對應於輸入的HRW特徵的數目。

在方法1100的一些替換實現中，方塊1130可涉及應用另一類型的人工智慧，諸如機器學習過程，該過程可以是受監督式學習過程、無監督式學習過程或強化學習過程。在一些此類替換實現中，方塊1130可涉及應用貝葉斯機器學習過程、線性回歸過程、邏輯回歸過程等等。

在方法1100的一些替換“運行時”示例中，先前訓練的神經網路可在方塊1130中至少部分地基於由方塊1125輸出的所提取特徵來提供血壓估計。

圖12示出了可根據圖11的方法的一些實現來提取的心率波形（HRW）特徵的示例。圖12的橫軸表示時間並且縱軸表示信號振幅。心動週期由HRW的毗鄰峰之間的時間來指示。收縮和舒張時間區間在橫軸下方指示。在心動週期的收縮期期間，當脈搏傳播通過沿動脈的特定位置時，動脈壁根據脈搏波形和動脈壁的彈性屬性而擴張。伴隨該擴張的是該特定位置或區域的血量的對應增加，並且隨著血量的增加，該區域中的一個或多個特性相關聯地改變。相反，在心動週期的舒張期期間，動脈中的血壓下降並且動脈壁收縮。伴隨該收縮的是該特定位置處血量的對應減小，並且隨著血量的減小，該區域中的一個或多個特性相關聯地改變。

圖12中所解說的HRW特徵與HRW曲線在各個“高度”（其由最大振幅的百分比指示）處收縮和/或舒張部分的寬度有關。例如，SW50特徵是HRW曲線在最大振幅的50%的“高度”處收縮部分的寬度。在一些實現中，用於血壓估計的HRW特徵可包括SW10、SW25、SW33、SW50、SW66、SW75、DW10、DW25、DW33、DW50、DW66和DW75 HRW特徵中的一些或全部。在其他實現中，附加的HRW特徵可被用於血壓估計。在一些實例中，這種附加的HRW特徵包括在一個或多個“高度”處SW和DW的總和及比率，例如，(DW75 + SW75)、DW75/SW75、(DW66 + SW66)、DW66/SW66、(DW50 + SW50)、DW50/SW50、(DW33 + SW33)、DW33/SW33、(DW25 + SW25)、DW25/SW25和/或(DW10 + SW10)、DW10/SW10。其他實現可使用另外其他HRW特徵來進行血壓估計。在一些實例中，這種附加的HRW特徵包括基於一個以上“高度”的總和、差值、比率和/或其他運算，諸如(DW75 + SW75)/(DW50 + SW50)、(DW50 + SW50/(DW10 + SW10)等等。

圖13是示出基於血液動力學特徵來進行血壓估計的示例方塊的流程圖。圖13的方塊（以及本文所提供的其他流程圖的方塊）可例如由圖2的裝置200或由類似裝置來執行。與本文所公開的其他方法一樣，圖13中概述的方法可以包括比所指示的方塊更多或更少的方塊。此外，本文所公開的方法的方塊不一定按所指示的次序來執行。在一些實例中，圖13中所示的一個或多個方塊可以併發地執行。

根據該示例，方塊1305涉及獲得上面參照圖10A和10B所描述的各種類型的資料。這種資料可包括動脈HRW資料、靜脈HRW資料、疊加的HRW資料（例如，深度整合HRW資料）、動脈直徑資料、靜脈直徑資料、動脈深度資料、靜脈深度資料、AVPS資料等等。

在一些示例中，收縮/舒張判定邏輯方塊1330可實現機器學習過程，該過程可以是受監督式學習過程、無監督式學習過程或強化學習過程。在一些示例中，收縮/舒張判定邏輯方塊1330可實現線性回歸過程。在其他示例中，收縮/舒張判定邏輯方塊1330可實現一種或多種其他類型的AI，諸如神經網路。

在“運行時”操作期間，在一些示例中，AVPS資料可被直接提供給經訓練的收縮/舒張判定邏輯方塊1330。其他實現可涉及在將AVPS資料提供給經訓練的收縮/舒張判定邏輯方塊1330之前對AVPS資料進行預處理。這種預處理可例如涉及平均化、濾波、求和、確定最小值和/或最大值等等。

根據該示例，血液動力學特徵提取方塊1310從方塊1305接收資料並確定多個血液動力學特徵。這種血液動力學特徵可以包括修正的歸一化脈量（mNPV）資料、呼吸資料、心率資料、心率變化性（HRV）資料、血管硬度指數資料、脈搏面積比資料、沖頂時間資料、AVPS資料等。在前述內容中，mNPV可以被定義為PAPG脈搏的峰對峰振幅與脈搏的DC分量的比率，或者被定義為所述比率的函數；血管硬度可以被測量為人的身高與PAPG脈搏的收縮峰和舒張峰之間的時間延遲的比率；脈搏面積比可以被定義為PAPG脈搏下方在拐點和脈搏結尾之間的面積與PAPG脈搏下方在脈搏起點和拐點之間的面積的比率；並且沖頂時間可以被測量為從脈搏起點到收縮峰的時間。雖然這些和其他血液動力學特徵不直接測量血壓，但已在血液動力學特徵與收縮壓/舒張壓之間建立了關係。可以訓練神經網路來建立這種關係。

在“運行時”操作期間，由血液動力學特徵提取方塊1310提取的 n個血液動力學特徵可被直接提供給經訓練的收縮/舒張判定邏輯方塊1330。在一些示例中，訓練過程的目標是通過使預測血壓與真值血壓之間的誤差最小化來找到訓練資料集上的測得血液動力學特徵與血壓之間的關係。存在實現此舉的許多方法。一些示例包括線性或非線性回歸、神經網路、支持向量機（SVM）等。在由圖13中的方塊1315表示的訓練過程期間， n個血液動力學特徵連同來自方塊1320的可靠“真值”血壓測量一起提供給方塊1315。如由圖形1322表明的，在一些示例中，訓練收縮/舒張判定邏輯方塊1330可涉及基於 n個血液動力學特徵中的每一者的單獨線性回歸分析，或者替換地基於所有血液動力學特徵。圖形1322下方示出的多項式Y ₁至Y _n僅是作為示例呈現的。一些實現可涉及基於一種或多種其他類型的函數（諸如較高階多項式函數、貝塞爾函數、三角函數等等）的分析。在由方塊1315表示的訓練過程期間，可執行基於AVPS資料以及來自方塊1320的“真值”血壓測量的單獨分析（例如，線性回歸分析）。

在圖13中所示的示例中，經訓練的收縮/舒張判定邏輯方塊1330被配置成基於由血液動力學特徵提取方塊1310提取的 n個血液動力學特徵來提供一個血壓估計並基於AVPS資料來提供另一血壓估計。在該示例中，血壓估計還基於校準資料1325。在一些示例中，校準資料1325可包括來自袖口式血壓測量設備或導管式血壓測量設備的血壓測量。替換地或附加地，在一些實現中，校準資料1325可包括基於從其獲得超音波資料的身體部位的兩個或更多個高度（例如，當從對應的手指或手腕獲得超音波資料時手臂的兩個或更多個高度）的血壓估計。一些此類實現還可涉及從感測器獲得資料，該感測器能夠測量或估計藉以獲得超音波資料的裝置（例如，本文所公開的裝置200的實現）相對於受試者心臟的高度。在一些示例中，這種高度估計設備可至少部分地基於來自光學感測器/相機的輸入。一些此類示例可納入經訓練的神經網路、或者人工智慧的另一實現，其被配置用於估計藉以獲得超音波資料的裝置相對於受試者心臟的高度。在一些示例中，高度估計設備可至少部分地基於來自壓力計或大氣壓力錶的輸入。替換地或附加地，高度估計設備可至少部分地基於來自一個或多個加速度計的輸入。在一些此類實現中，加速度計可被附連到受試者的上臂，其中加速度計的軸沿肱骨的長軸對準。替換地或附加地，一些此類實現可包括附連到受試者的手腕或手指的加速度計。在一些替換實現中，可指令受試者將該受試者的手臂保持在兩個或更多個特定位置，例如，受試者的手臂沿受試者身體側面放鬆的一個位置、以及受試者的手臂在肩部高度伸展的另一位置。

圖14是提供基於HRW分析和血液動力學分析兩者來進行血壓估計的示例的流程圖。圖14的方塊（以及本文所提供的其他流程圖的方塊）可例如由圖2的裝置200或由類似裝置來執行。與本文所公開的其他方法一樣，圖14中概述的方法可以包括比所指示的方塊更多或更少的方塊。此外，本文所公開的方法的方塊不一定按所指示的次序來執行。在一些實例中，圖14中所示的一個或多個方塊可以併發地執行。

在該示例中，方塊1405涉及基於HRW分析來進行血壓估計（BP估計“A”）。方塊1405可例如涉及上面參照圖11所描述的操作中的至少一些操作或者類似過程。

在該示例中，方塊1410涉及基於血液動力學分析來進行另一血壓估計（BP估計“B”）。方塊1410可例如涉及上面參照圖13所描述的操作中的至少一些操作或者類似過程。在一些示例中，BP估計B可基於多個血液動力學特徵，而在其他示例中，BP估計B可僅基於AVPS資料和校準資料。

根據該示例，方塊1415涉及基於BP估計A和BP估計B來進行第三血壓估計（BP估計“C”）。在一些此類示例中，BP估計C可以是BP估計A和BP估計B的平均（例如，加權平均）。加權平均的加權可取決於基於HRW分析的血壓估計與基於血液動力學分析的血壓估計的準確性相比的相對準確性。例如，如果BP估計A的準確性被認為是BP估計B的兩倍，則BP估計A的加權可以是BP估計B的2倍。在一個這種示例中，如果BP估計A是120/80並且BP估計B是126/80，則BP估計C可以是((120 + 120 + 126)/3 = 122)/80。

在其他示例中，方塊1415可涉及基於用於產生BP估計A和BP估計B的方法的組合或融合來進行BP估計C。對於不同方法的融合存在許多可能辦法。在一些示例中，BP估計C可基於神經網路，該神經網路被訓練成基於HRW特徵和血液動力學特徵兩者來進行估計。這種類型的融合可被稱為特徵層級的融合。在一些替換示例中，融合可在結果層級上進行。在該情形中，來自不同方法的預測收縮血壓和舒張血壓可被組合以輸出所得到的血壓，例如，如上面簡單示例中所概述的。

圖15示出了可在用於至少部分地基於脈搏傳導時間（PTT）來估計血壓的系統中使用的設備的示例。與本文所提供的其他附圖一樣，元件的數目、類型和佈置僅僅作為示例來呈現。根據該示例，系統1500包括至少兩個感測器。在該示例中，系統1500包括至少心電圖感測器1505以及被配置成安裝在人1501的手指上的設備1510。在該示例中，設備1510是或者包括被配置成執行本文所公開的至少一些PAPG方法的裝置。例如，設備1510可以是或者可以包括圖2的裝置200或類似裝置。

如圖形1520中標注的，PAT包括兩個分量：射血前期（PEP，將電信號轉換為機械泵力和等容收縮以打開主動脈瓣所需要的時間）和PTT。PAT的起始時間可以基於QRS複合波（心室的電刺激的電信號特徵）來估計。如由圖形1520所示，在該示例中，脈搏抵達時間（PAT）的起點可根據由心電圖感測器1505測量的R波峰來計算，並且PAT的結尾可經由對設備1510所提供的信號的分析來檢測。在該示例中，PAT的結尾被假定為對應於設備1510檢測到的局部最小值的切線和在該最小值的時間之後感測器信號的最大斜率/一階導數的切線之間的交點。

存在許多基於PTT和/或PAT來用於血壓估計的已知算法，其中一些在Sharma, M.等人的 Cuff-Less and Continuous Blood Pressure Monitoring: a Methodological Review(“Sharma”), Multidisciplinary Digital Publishing Institute (MDPI) Technologies 2017, 5, 21（“無袖式和連續血壓監測：方法論回顧”，多學科數位出版協會（MDPI）技術2017, 5, 21）的表1中總結並在第5–10頁上的對應文本中描述，該表1和文本兩者都通過援引納入於此。

一些先前公開的方法涉及根據Sharma的表1中所示的一個或多個等式或其他已知等式、基於由包括PPG感測器的感測器系統測量的PTT和/或PAT來計算血壓。如上面提到的，一些所公開的基於PAPG的實現被配置成區分動脈HRW和其他HRW。相對於由PPG感測器測量的PTT和/或PAT，一些實現可提供對PTT和/或PAT的更準確測量。因此，即使在血壓估計是基於先前已知公式的情況下，所公開的基於PAPG的實現也可提供更準確的血壓估計。

系統1500的其他實現可能不包括心電圖感測器1505。在一些此類實現中，被配置成安裝在人1501的手腕上的設備1515可以是或者可以包括被配置成執行本文所公開的至少一些PAPG方法的裝置。例如，設備1515可以是或者可以包括圖2的裝置200或類似裝置。根據一些此類示例，設備1515可包括光源系統和兩個或更多個超音波接收器。下面參照圖17A描述了一個示例。在一些示例中，設備1515可包括超音波接收器的陣列。

在不包括心電圖感測器1505的系統1500的一些實現中，設備1510可包括光源系統和兩個或更多個超音波接收器。下面參照圖17B描述了一個示例。

圖16示出了動脈1600的一部分的圖形表示的橫截面側視圖，其中脈搏1602傳播通過該部分。圖16中的塊狀箭頭示出了血液流動和脈搏傳播的方向。如圖所示，傳播的脈搏1602引起動脈壁1604中的應變，這表現為動脈壁的直徑（以及因此橫截面積）擴大的形式（被稱為“伸展”）。實際傳播脈搏沿動脈（沿血液流動的方向）的空間長度 L通常與肢體長度相當，諸如從受試者的肩部到受試者的手腕或手指的距離，並且一般小於一米（m）。然而，傳播脈搏的長度 L可以在各個受試者之間顯著不同，並且對於給定的受試者,長度 L可取決於各種因素而在時間歷時內顯著不同。脈搏的空間長度 L一般將隨著與心臟的距離增加而減小，直至脈搏到達毛細血管。

如上所述，一些特定實現涉及用於基於對動脈伸展波形的估計來估計血壓或其他心血管特性的設備、系統和方法。術語“進行估計”、“進行測量”、“進行計算”、“進行推斷”、“進行推導”、“進行評估”、“進行確定”和“進行監測”在本文中可在恰適的情況下互換地使用，除非另有指示。類似地，從這些術語的詞根衍生的術語也可在恰適的情況下互換地使用；例如，術語“估計”、“測量”、“計算”、“推斷”和“確定”也可在本文中互換地使用。在一些實現中，傳播脈搏的脈搏波速度（PWV）可通過在脈搏從沿動脈的第一實體位置傳播到沿該動脈的另一更遠的第二實體位置時測量該脈搏的脈搏傳導時間（PTT）來估計。將領會，該PTT不同於上面參照圖15所描述的PTT。然而，PTT的任一版本可被用於血壓估計的目的。假定第一和第二實體位置之間的實體距離 ΔD是可確定的，則PWV可以被估計為脈搏所行進的實體空間距離 ΔD除以脈搏穿過該實體空間距離 ΔD所花的時間（PTT）的商。一般而言，位於第一實體位置處的第一感測器被用於確定起始時間（在本文中也被稱為“第一時間位置”），在該時刻脈搏抵達或傳播通過該第一實體位置。第二實體位置處的第二感測器被用於確定結束時間（在本文中也被稱為“第二時間位置”），在該時刻脈搏抵達或傳播通過該第二實體位置並繼續傳播通過動脈分支的其餘部分。在此類示例中，PTT表示第一和第二時間位置（起始時間和結束時間）之間的時間距離（或時間差）。

在兩個不同實體位置處執行動脈伸展波形的測量的事實意味著所估計的PWV不可避免地表示脈搏在第一實體位置和第二實體位置之間傳播通過的整個路徑距離 Δ D上的平均。更具體而言，PWV一般取決於數個因素，包括血液的密度ρ、動脈壁的硬度 E（或反之彈性）、動脈直徑、動脈壁的厚度、以及血壓。由於動脈壁彈性和基線靜止直徑（例如，在心室舒張期結束時的直徑）兩者在整個動脈系統中顯著變化，因此從PTT測量獲得的PWV估計固有地是平均值（在執行測量的兩個位置之間的整個路徑長度 ΔD上取平均）。

在用於獲得PWV的常規方法中，脈搏的起始時間已在心臟處使用心電圖（ECG）感測器獲得，該ECG感測器檢測來自心臟的電信號。例如，起始時間可以基於QRS複合波（心室的電刺激的電信號特徵）來估計。在此類辦法中，脈搏的結束時間通常使用位於第二位置（例如，手指）處的不同感測器來獲得。如本領域普通技術人員將領會的，在沿從心臟到手指的整個路徑長度上存在眾多動脈間斷、分支和變化。PWV沿從心臟到手指的整個路徑長度的各段可以變化達到或超過一個數量級。如此，基於這種長的路徑長度的PWV估計是不可靠的。

在本文所描述的各種實現中，PTT估計是基於與動脈伸展信號相關聯的測量（也被稱為“動脈伸展資料”或更一般而言被稱為“感測器資料”）來獲得的，該動脈伸展信號由沿感興趣的動脈分別靠近第一和第二實體位置的第一動脈伸展感測器1606和第二動脈伸展感測器1608中的每一者獲得。在一些特定實現中，第一動脈伸展感測器1606和第二動脈伸展感測器1608有利地位於靠近第一和第二實體位置，在這兩個實體位置之間感興趣動脈的動脈屬性（諸如壁彈性和直徑）可以被視為或假定為相對恒定。以此方式，基於PTT估計來計算的PWW更能代表沿動脈的特定分段的實際PWV。進而，基於PWV來估計的血壓 P更能代表真實血壓。在一些實現中，第一動脈伸展感測器1606與第二動脈伸展感測器1608之間的間隔距離 ΔD（以及因此沿動脈的第一位置和第二位置之間的距離）的幅值可以在約1釐米（cm）至數十釐米的範圍中——距離足夠長以區分第一實體位置處的脈搏抵達與第二實體位置處的脈搏抵達，但足夠接近以提供對動脈一致性的充分保證。在一些特定實現中，第一和第二動脈伸展感測器1606和1608之間的距離 ΔD可以在約1 cm至約30 cm的範圍中，並且在一些實現中小於或等於約20 cm，並且在一些實現中小於或等於約10 cm，並且在一些特定實現中小於或等於約5 cm。在一些其他實現中，第一和第二動脈伸展感測器1606和1608之間的距離 Δ D可以小於或等於1 cm，例如，約0.1 cm、約0.25 cm、約0.5 cm、或約0.75 cm。作為參考，典型PWV可以為約15公尺每秒（m/s）。使用其中第一和第二動脈伸展感測器1606和1608間隔開約5 cm的距離的流動監測設備並假定約15 m/s的PWV意味著約3.3毫秒（ms）的PTT。

第一動脈伸展感測器1606和第二動脈伸展感測器1608之間的距離 Δ D的幅值可以預程式化到納入這些感測器的監測設備內的記憶體中（例如，諸如上面參照圖2所描述的控制系統206的記憶體或者被配置用於與控制系統206通信的記憶體）。如本領域普通技術人員將領會的，在此類實現中，脈搏的空間長度 L可以大於從第一動脈伸展感測器1606到第二動脈伸展感測器1608的距離 ΔD。如此，雖然圖16中所示的圖形脈搏1602被示為具有與第一動脈伸展感測器1606和第二動脈伸展感測器1608之間的距離相當的空間長度 L，但實際上，每個脈搏通常可以具有大於以及甚至遠大於第一和第二動脈伸展感測器1606和1608之間的距離 ΔD的空間長度 L（例如，大了約一個數量級或更大）。

感 測架構和拓撲

在本文所公開的流動監測設備的一些實現中，第一動脈伸展感測器1606和第二動脈伸展感測器1608兩者是相同感測器類型的感測器。在一些此類實現中，第一動脈伸展感測器1606和第二動脈伸展感測器1608是相同的感測器。在此類實現中，第一動脈伸展感測器1606和第二動脈伸展感測器1608中的每一者利用對由傳播脈搏引起的動脈伸展信號具有相同靈敏度的相同感測器技術並具有相同的時間延遲和採樣特性。在一些實現中，第一動脈伸展感測器1606和第二動脈伸展感測器1608中的每一者被配置用於光聲體積描記法（PAPG）感測，例如，如本文中他處所公開的。一些此類實現包括光源系統和兩個或更多個超音波接收器，它們可以是圖2的光源系統204和超音波接收器202的實例。在一些實現中，第一動脈伸展感測器1606和第二動脈伸展感測器1608中的每一者被配置用於經由發射超音波信號並接收對應反射來進行超音波感測。在一些替換實現中，第一動脈伸展感測器1606和第二動脈伸展感測器1608中的每一者可被配置用於阻抗體積描記法（IPG）感測，在生物醫學上下文中也被稱為生物阻抗感測。在各種實現中，無論利用什麼類型的感測器，第一和第二動脈伸展感測器1606和1608中的每一者廣泛用於捕捉和提供動脈伸展資料，該動脈伸展資料指示由於脈搏傳播通過相應感測器鄰近的動脈部分而產生的動脈伸展信號。例如，動脈伸展資料可以按由感測器基於相應感測器感測的超音波信號或阻抗信號來生成或接收的電壓信號的形式從感測器提供給處理器。

如上所述，在心動週期的收縮期期間，當脈搏沿動脈傳播通過特定位置時，動脈壁根據脈搏波形和動脈壁的彈性屬性而伸展。伴隨該伸展的是特定位置或區域處血量的對應增加，並且隨著血量的增加，該區域中的一個或多個特性相關聯地改變。相反，在心動週期的舒張期期間，動脈中的血壓下降並且動脈壁收縮。伴隨該收縮的是特定位置處血量的對應減小，並且隨著血量的減小，該區域中的一個或多個特性相關聯地改變。

在生物阻抗感測（或阻抗體積描記法）的上下文中，動脈中的血液具有比周圍或毗鄰皮膚、肌肉、脂肪、肌腱、韌帶、骨骼、淋巴或其他組織的電導率更大的電導率。血液的電納（以及由此介電常數）也不同於其他類型的周圍或附近組織的電納（以及介電常數）。當脈搏傳播通過特定位置時，血量的對應增加導致該特定位置處的電導率增加（並且更一般而言導納增加，或者等效地阻抗減小）。相反，在心動週期的舒張期期間，血量的對應減小導致特定位置處的電阻率增加（並且更一般而言阻抗增加，或者等效地導納減小）。

生物阻抗感測器一般通過經由兩個或更多個輸入電極以激發載波頻率向感興趣區域施加電激發信號並經由兩個或更多個輸出電極檢測輸出信號（或多個輸出信號）來起作用。在一些更具體的實現中，電激發信號是經由輸入電極被注入到感興趣區域中的電流信號。在一些此類實現中，輸出信號是表示感興趣區域中的組織對所施加的激發信號的電壓響應的電壓信號。檢測到的電壓響應信號受到被注入激發電流信號傳遞通過的各種組織的不同的、且在一些實例中時變的電屬性的影響。在生物阻抗感測器可操作用於監測血壓、心率或其他心血管特性的一些實現中，檢測到的電壓響應信號由底層動脈的時變阻抗（或反之導納）（其與用戶的心跳同步波動，如上所述）調幅和調相。為了確定各種生物特性，一般使用各種模擬或數位信號處理電路（其可以包括無源和有源組件兩者）從激發載波頻率分量中調變檢測到的電壓響應信號中的資訊。

在納入超音波感測器的一些示例中，對動脈伸展的測量可涉及例如經由一個或多個超音波換能器將超音波引向肢體中的動脈。此類超音波感測器還被配置成接收至少部分地基於所引導波的反射波。反射波可包括散射波、鏡面反射波、或散射波和鏡面反射波兩者。反射波提供關於動脈壁、以及由此動脈伸展的資訊。

在一些實現中，不管用於第一動脈伸展感測器1606和第二動脈伸展感測器1608的感測器類型如何，第一動脈伸展感測器1606和第二動脈伸展感測器1608兩者可以被佈置、組裝或以其他方式包括在單個流動監測設備的單個外殼內。如上所述，監測設備的外殼和其他組件可以被配置成使得當該監測設備貼附或以其他方式實體地耦合到受試者時，第一動脈伸展感測器1606和第二動脈伸展感測器1608兩者分別在間隔開距離 ∆ D的第一位置和第二位置處、以及在一些實現中沿各種動脈屬性可以被假定為相對恒定的一段動脈接觸或緊鄰用戶的皮膚。在各種實現中，流動監測設備的外殼是可穿戴外殼或者被納入可穿戴外殼或與其集成。在一些具體實現中，可穿戴外殼包括（或連接至）用於可移除非侵入式地附連到用戶的實體耦合機構。外殼可使用各種合適製造工藝（包括注塑成型和真空成型等等）中的任何工藝來形成。另外，外殼可以由各種合適材料（包括但不限於塑料、金屬、玻璃、橡膠和陶瓷、或者這些或其他材料的組合）中的任何材料製成。在特定實現中，外殼和耦合機構實現完全流動使用。換言之，本文所描述的可穿戴監測設備的一些實現是非侵入式的、沒有實體上的阻礙、並且一般不限制受試者手臂或腿部的自由無阻礙運動，從而即使在受試者是行動的或者以其他方式進行身體活動時也能夠連續或週期性監測心血管特性（諸如血壓）。如此，流動監測設備促成並實現長期佩戴和監測（例如，在數天、數周、或一個月或者更久的時間內而沒有中斷）一個或多個感興趣的生物特性，以在延長的時間歷時內獲得對此類特性的更好描畫以及一般而言對用戶健康的更好描畫。

在一些實現中，流動監測設備可以用綁帶或帶子圍繞用戶的手腕上定位，類似於手錶或健身/活動跟蹤器。圖17A示出了根據一些實現的被設計成佩戴在手腕上的示例流動監測設備1700。在所解說的示例中，監測設備1700包括與腕帶1704整體形成、耦合或以其他方式整合的外殼1702。在一些實例中，第一和第二動脈伸展感測器1706和1708各自包括上面參照圖2所描述的超音波接收器202的實例和光源系統204的一部分。在該示例中，流動監測設備1700耦合在手腕周圍，以使得外殼1702內的第一和第二動脈伸展感測器1706和1708各自沿橈動脈1710的一段定位（注意，當監測設備與受試者耦合時，感測器一般從外殼的面向受試者的外部表面或外表面看是隱藏的，但在外殼的內表面上暴露以使得感測器能夠通過受試者的皮膚從底層動脈獲得測量）。另外如圖所示，第一和第二動脈伸展感測器1706和1708以固定距離 ∆ D間隔開。在一些其他實現中，流動監測設備1700可以類似地被設計或適配用於使用綁帶或帶子圍繞前臂、上臂、腳踝、小腿、大腿或手指（所有這些在下文中被稱為“肢體”）進行定位。

圖17B示出了根據一些實現的被設計成佩戴在手指上的示例流動監測設備1700。在一些實例中，第一和第二動脈伸展感測器1706和1708可以各自包括上面參照圖2所描述的超音波接收器202的實例和光源系統204的一部分。

在一些其他實現中，本文所公開的流動監測設備可以被定位在用戶的感興趣區域上而無需使用綁帶或帶子。例如，第一和第二動脈伸展感測器1706和1708以及監測設備的其他組件可以被封裝在外殼中，該外殼使用粘合劑或其他合適的附接機制固定到用戶的感興趣區域的皮膚（“貼片”監測設備的示例）。

圖17C示出了根據一些實現的被設計成駐留在耳塞上的示例流動監測設備1700。根據該示例，流動監測設備1700耦合到耳塞1720的外殼。在一些實例中，第一和第二動脈伸展感測器1706和1708可以各自包括上面參照圖2所描述的超音波接收器202的實例和光源系統204的一部分。

從以下枚舉的示例實施例（“EEE”）將領會各個特徵和方面：

EEE1.一種生物測定系統，包括： 第一感測器，該第一感測器包括處於第一壓電接收器位置的第一壓電接收器； 第二感測器； 光源系統，該光源系統包括被配置用於發射光的一個或多個光源；以及 控制系統，其被配置用於： 控制光源系統將多個光脈衝發射到生物組織中，該生物組織包括該生物組織內各深度處的血液和血管； 從第一壓電接收器接收與從生物組織的各部分發射的第一聲波相對應的第一信號，該第一聲波對應於由該多個光脈衝中的至少第一光脈衝子集引起的來自血液和血管的第一光聲發射； 從第二感測器接收第二信號； 至少部分地基於第一信號和第二信號來確定脈搏傳導時間資料；以及 至少部分地基於脈搏傳導時間資料來進行血壓估計。

EEE2.如要求保護的EEE1所述的生物測定系統，其中，第二感測器包括處於第二壓電接收器位置的第二壓電接收器，其中第二信號對應於從生物組織的各部分發射的第二聲波，該第二聲波對應於由該多個光脈衝中的至少第二光脈衝子集引起的來自血液和血管的光聲發射，並且其中控制系統被進一步配置用於至少部分地基於第一信號和第二信號來確定脈搏傳導時間資料。

EEE3.如要求保護的EEE2所述的生物測定系統，其中，第一壓電接收器和第二壓電接收器是壓電接收器陣列的組件。

EEE4.如要求保護的EEE1所述的生物測定系統，其中，第二感測器包括心電圖感測器，其中第二信號包括來自心電圖感測器的心電圖感測器資料，並且其中控制系統被配置用於至少部分地基於第一信號和心電圖感測器資料來確定脈搏傳導時間資料。

結合本文中所公開的實現來描述的各種解說性邏輯、邏輯方塊、模組、電路和算法過程可實現為電子硬體、計算機軟體、或這兩者的組合。硬體與軟體的這種可互換性已以其功能性的形式作了一般化描述，並在上文描述的各種解說性組件、方塊、模組、電路和過程中作了解說。此類功能性是以硬體還是軟體來實現取決於具體應用和加諸於整體系統的設計約束。

用於實現結合本文中所公開的方面來描述的各種解說性邏輯、邏輯方塊、模組和電路的硬體和資料處理裝置可用設計成執行本文中描述的功能的通用單晶片或多晶片處理器、數位信號處理器（DSP）、特殊應用積體電路（ASIC）、現場可程式閘陣列（FPGA）或其他可程式邏輯器件、分立的閘或電晶體邏輯、分立的硬體組件、或其任何組合來實現或執行。通用處理器可以是微處理器，或者是任何常規的處理器、控制器、微控制器、或狀態機。處理器還可以被實現為計算設備的組合，例如DSP與微處理器的組合、多個微處理器、與DSP核心協作的一個或多個微處理器、或任何其他此類配置。在一些實現中，特定過程和方法可由專用於給定功能的電路系統來執行。

在一個或多個方面，所描述的功能可以在硬體、數位電子電路系統、計算機軟體、韌體（包括本說明書中所公開的結構及其結構等效物）中或在其任何組合中實現。本說明書中所描述的主題內容的實現也可實現為一個或多個計算機程式，即，編碼在計算機儲存媒體上以供資料處理裝置執行或用於控制資料處理裝置的操作的計算機程序指令的一個或多個模組。

如果在軟體中實現，則各功能可以作為一條或多條指令或代碼儲存在計算機可讀媒體（諸如非暫態媒體）上或藉其進行傳送。本文中所公開的方法或算法的過程可在可駐留在計算機可讀媒體上的處理器可執行軟體模組中實現。計算機可讀媒體包括計算機儲存媒體和通信媒體兩者，包括可被實現成將計算機程式從一地轉移到另一地的任何媒體。儲存媒體可以是可被計算機存取的任何可用媒體。作為示例而非限定，非暫態媒體可包括RAM、ROM、EEPROM、CD-ROM或其他光碟儲存、磁碟盤儲存或其他磁儲存設備、或能被用來儲存指令或資料結構形式的期望程式代碼且能被計算機存取的任何其他媒體。並且，任何連接也可被恰當地稱為計算機可讀媒體。如本文中所使用的磁碟（disk）和碟（disc）包括壓縮碟（CD）、雷射碟、光碟、數位影音光碟（DVD）、軟碟和藍光碟，其中磁碟（disk）往往以磁的方式再現資料而碟（disc）用雷射以光學方式再現資料。以上的組合應當也被包括在計算機可讀媒體的範圍內。附加地，方法或算法的操作可作為代碼和指令之一或者代碼和指令的任何組合或整合而駐留在可被納入計算機程式產品中的機器可讀媒體和計算機可讀媒體上。

對本公開中描述的實現的各種改動對於本領域普通技術人員可能是明顯的，並且本文中所定義的一般原理可應用於其他實現而不會脫離本公開的精神或範圍。由此，本公開並非旨在被限定于本文中示出的實現，而是應被授予與申請專利範圍、本文中所公開的原理和新穎性特徵一致的最廣範圍。措辭“示例性”在本文中排他地（如果有的話）用來意指“用作示例、實例、或解說”。本文中描述為“示例性”的任何實現不必然被解釋為優於或勝過其他實現。

本說明書中在分開實現的上下文中描述的某些特徵也可組合地實現在單個實現中。相反，在單個實現的上下文中描述的各種特徵也可分開地或以任何合適的子組合實現在多個實現中。此外，雖然諸特徵在上文可能被描述為以某些組合的方式起作用且甚至最初是如此要求保護的，但來自所要求保護的組合的一個或多個特徵在一些情形中可從該組合中去掉，且所要求保護的組合可以針對子組合、或子組合的變體。

類似地，雖然在附圖中以特定次序描繪了諸操作，但這不應當被理解為要求此類操作以所示的特定次序或按順序次序來執行、或要執行所有所解說的操作才能達成期望的結果。在某些環境中，多任務處理和並行處理可能是有利的。此外，上文所描述的實現中的各種系統組件的分開不應被理解為在所有實現中都要求此類分開，並且應當理解，所描述的程序組件和系統一般可以一起整合在單個軟體產品中或封裝成多個軟體產品。附加地，其他實現也落在所附申請專利範圍的範圍內。在一些情形中，申請專利範圍中敘述的動作可按不同次序來執行並且仍達成期望的結果。

將理解，除非任何特定描述的實現中的特徵被顯式地識別為彼此不兼容，或者周圍上下文暗示它們是互斥的並且不容易在互補和/或支持意義上組合，本公開總體構想和設想那些互補實現的特定特徵可被選擇性地組合以提供一個或多個綜合但略有不同的技術解決方案。因此，將進一步領會，以上描述僅作為示例給出，並且可以在本公開的範圍內進行詳細修改。

對本公開中描述的實現的各種改動對於本領域技術人員可能是明顯的，並且本文中所定義的一般原理可應用於其他實現而不會脫離本公開的精神或範圍。由此，所附申請專利範圍並非旨在被限定于本文中示出的實現，而是應被授予與本公開、本文中所公開的原理和新穎性特徵一致的最廣範圍。

另外，本說明書中在分開實現的上下文中描述的某些特徵也可組合地實現在單個實現中。相反，在單個實現的上下文中描述的各種特徵也可分開地或以任何合適的子組合實現在多個實現中。此外，雖然諸特徵在上文可能被描述為以某些組合的方式起作用且甚至最初是如此要求保護的，但來自所要求保護的組合的一個或多個特徵在一些情形中可從該組合中去掉，且所要求保護的組合可以針對子組合、或子組合的變體。

類似地，雖然在附圖中以特定次序描繪了諸操作，但這不應當被理解為要求此類操作以所示的特定次序或按順序次序來執行、或要執行所有所解說的操作才能達成期望的結果。此外，附圖可能以流程圖的形式示意性地描繪一個或多個示例過程。然而，未描繪的其他操作可被納入示意性地解說的示例過程中。例如，可在任何所解說的操作之前、之後、同時或之間執行一個或多個附加操作。此外，所描述和解說的操作中的各個操作自身可以包括並且統稱為數個子操作。例如，上述每個操作自身可以涉及對過程或算法的執行。此外，在一些實現中，所描述和解說的操作中的各個操作可以被組合或並行地執行。類似地，上述實現中各個系統組件的分離不應當被理解為在所有實現中都需要這種分離。如此，其他實現落在所附申請專利範圍的範圍內。在一些情形中，申請專利範圍中敘述的動作可按不同次序來執行並且仍達成期望的結果。

102:心動週期 104:收縮 106:舒張 115:手指 116:心臟 117:動脈心率波形 118:HR波形（HRW） 119:毛細血管心率波形 121:心率波形 123:圖形 200:裝置 202:超音波接收器 204:光源系統 206:控制系統 208:介面系統 210:顯示器系統 300:方法 305:方塊 310:方塊 315:方塊 320:方塊 325:方塊 400:圖形 401:圖形 405:光激發信號 410:圖形 415:圖形 420:圖形 501:分束器 502:側 504:側 506:手指 508a、508b、508c:深度 602:像素 604:光源 605:感測器 610:基板 611:入射光 613:聲波 615:基板 620:壓電接收器層 625:壓板 627:超音波發射器 700:圖形 710:圖形 720:箭頭 725:箭頭 802a…802n:脈衝 805a…805n:信號 806a…806n:虛線 807a…807n:矩形 807a…807n:矩形 809a…809n:矩形 810a…810n:矩形 812a…812n:矩形 905:方塊 910:方塊 915:方塊 920:方塊 925:方塊 1000:方法 1005:方塊 1015:方塊 1020:方塊 1011:方塊 1013:方塊 1014:方塊 1025:方塊 1037:方塊 1039:方塊 1041:方塊 1043:方塊 1045:方塊 1047:方塊 1050:方塊 1115:方塊 1120:方塊 1125:方塊 1110:方塊 1130:方塊 1305:方塊 1310:方塊 1315:方塊 1320:方塊 1330:方塊 1325:方塊 1405:方塊 1410:方塊 1415:方塊 1500:系統 1501:人 1505:感測器 1510:設備 1515:設備 1520:圖形

圖1A示出了在示例心動週期期間示例動脈中的血壓信號與時間的標繪。

圖1B示出了基於光體積描記法（PPG）的血壓監測設備的示例。

圖1C示出了在心動週期期間血壓變化的兩個疊加圖形的示例。

圖1D示出了基於光聲體積描記法（其在本文中可被稱為PAPG）的血壓監測設備的示例。

圖2是示出根據一些所公開實現的裝置的示例組件的方塊圖。

圖3是提供一些所公開操作的示例的流程圖。

圖4A示出了被選擇為接收從不同深度範圍發射的聲波的距離閘窗口（RGW）的示例。

圖4B示出了多個捕獲時間延遲被選擇以接收從不同深度發射的聲波的示例。

圖5A和5B示出了被配置成接收從不同深度發射的聲波的裝置的示例。

圖6示出了能夠執行圖3的方法的裝置的橫截面視圖的示例。

圖7示出了靜脈心率波形和動脈心率波形的示例。

圖8示出了確定靜脈心率波形和動脈心率波形的示例。

圖9是表示五種所公開的PAPG算法的各方面的示圖。

圖10A和10B示出了資料採集和心率波形（HRW）確定過程的方塊的示例。

圖11示出了一些所公開方法的方塊的示例。

圖12示出了可以根據圖11的方法的一些實現來提取的心率波形（HRW）特徵的示例。

圖13是示出基於血液動力學特徵來進行血壓估計的示例方塊的流程圖。

圖14是提供基於HRW分析和血液動力學分析兩者來進行血壓估計的示例的流程圖。

圖15示出了可在用於至少部分地基於脈搏傳導時間（PTT）來估計血壓的系統中使用的設備的示例。

圖16示出了動脈1600的一部分的圖形表示的橫截面側視圖，其中脈搏1602傳播通過該部分。

圖17A示出了根據一些實現的被設計成佩戴在手腕上的示例流動監測設備1700。

圖17B示出了根據一些實現的被設計成佩戴在手指上的示例流動監測設備1700。

圖17C示出了根據一些實現的被設計成駐留在耳塞上的示例流動監測設備1700。

各個附圖中相似的附圖標記和命名指示相似要素。

300:方法

305:方塊

310:方塊

315:方塊

320:方塊

325:方塊

Claims (30)

1. 一種生物測定系統，包括： 壓電接收器； 光源系統，其被配置用於以10Hz至1 MHz之間的脈衝重複頻率發射多個光脈衝；以及 控制系統，其被配置用於： 控制所述光源系統以所述脈衝重複頻率將多個光脈衝發射到生物組織中，所述生物組織包括所述生物組織內各深度處的血液和血管； 從所述壓電接收器接收與從所述生物組織的各部分發射的聲波相對應的信號，所述聲波對應於由所述多個光脈衝引起的來自所述血液和所述血管的光聲發射； 檢測所述信號中的心率波形； 確定所檢測到的心率波形中對應於靜脈心率波形的第一子集；以及 確定所檢測到的心率波形中對應於動脈心率波形的第二子集。
2. 如請求項1所述的生物測定系統，其中，所述控制系統被進一步配置用於： 從所述心率波形中提取心率波形特徵；以及 至少部分地基於所提取的心率波形特徵來進行血壓估計。
3. 如請求項1所述的生物測定系統，其中，從所述壓電接收器接收所述信號包括：通過應用第一至第 N捕獲時間延遲並在第一至第 N捕獲時間窗口期間接收第一至第 N信號來獲得深度區別信號，所述第一至第 N捕獲時間窗口中的每個捕獲時間窗口出現在所述第一至第 N捕獲時間延遲中的對應捕獲時間延遲之後，其中 N是大於一的整數。
4. 如請求項3所述的生物測定系統，其中，所述控制系統被配置用於：至少部分地基於所述深度區別信號來確定所檢測到的心率波形的所述第一子集和所檢測到的心率波形的所述第二子集。
5. 如請求項1所述的生物測定系統，其中，所述控制系統被進一步配置用於： 從所檢測到的心率波形的所述第二子集中提取血液動力學特徵集合；以及 至少部分地基於所述血液動力學特徵集合來進行第一血壓估計。
6. 如請求項5所述的生物測定系統，其中，所述控制系統被進一步配置用於： 從所檢測到的心率波形的所述第一子集和所檢測到的心率波形的所述第二子集確定動脈-靜脈相移（AVPS）資料；以及 至少部分地基於所述AVPS資料來進行所述第一血壓估計。
7. 如請求項6所述的生物測定系統，其中，所述控制系統被進一步配置用於： 從所述心率波形中提取心率波形特徵； 至少部分地基於所提取的心率波形特徵來進行第二血壓估計；以及 至少部分地基於所述第一血壓估計和所述第二血壓估計來進行第三血壓估計。
8. 如請求項1所述的生物測定系統，其中，所述控制系統被進一步配置用於： 從所述心率波形確定動脈-靜脈相移（AVPS）資料；以及 至少部分地基於所述AVPS資料來進行第一血壓估計。
9. 如請求項8所述的生物測定系統，其中，所述控制系統被進一步配置用於： 從所述心率波形中提取心率波形特徵； 至少部分地基於所提取的心率波形特徵來進行第二血壓估計；以及 至少部分地基於所述第一血壓估計和所述第二血壓估計來進行第三血壓估計。
10. 一種生物測定方法，包括： 經由控制系統來控制光源系統以脈衝重複頻率將多個光脈衝發射到生物組織中，所述生物組織包括所述生物組織內各深度處的血液和血管； 由所述控制系統從壓電接收器接收與從所述生物組織的各部分發射的聲波相對應的信號，所述聲波對應於由所述多個光脈衝引起的來自所述血液和所述血管的光聲發射； 由所述控制系統檢測所述信號中的心率波形； 由所述控制系統確定所檢測到的心率波形中對應於靜脈心率波形的第一子集；以及 由所述控制系統確定所檢測到的心率波形中對應於動脈心率波形的第二子集。
11. 如請求項10所述的生物測定方法，進一步包括： 由所述控制系統從所述心率波形中提取心率波形特徵；以及 由所述控制系統至少部分地基於所提取的心率波形特徵來進行血壓估計。
12. 如請求項10所述的生物測定方法，其中，從所述壓電接收器接收所述信號包括：通過應用第一至第 N捕獲時間延遲並在第一至第 N捕獲時間窗口期間接收第一至第 N信號來獲得深度區別信號，所述第一至第 N捕獲時間窗口中的每個捕獲時間窗口出現在所述第一至第 N捕獲時間延遲中的對應捕獲時間延遲之後，其中 N是大於一的整數。
13. 如請求項12所述的生物測定方法，進一步包括：由所述控制系統至少部分地基於所述深度區別信號來確定所檢測到的心率波形的所述第一子集和所檢測到的心率波形的所述第二子集。
14. 如請求項10所述的生物測定方法，進一步包括： 由所述控制系統從所檢測到的心率波形的所述第二子集中提取血液動力學特徵集合；以及 由所述控制系統至少部分地基於所述血液動力學特徵集合來進行第一血壓估計。
15. 如請求項14所述的生物測定方法，進一步包括： 由所述控制系統從所檢測到的心率波形的所述第一子集和所檢測到的心率波形的所述第二子集確定動脈-靜脈相移（AVPS）資料；以及 由所述控制系統至少部分地基於所述AVPS資料來進行所述第一血壓估計。
16. 如請求項15所述的生物測定方法，進一步包括： 由所述控制系統從所述心率波形中提取心率波形特徵； 由所述控制系統至少部分地基於所提取的心率波形特徵來進行第二血壓估計；以及 由所述控制系統至少部分地基於所述第一血壓估計和所述第二血壓估計來進行第三血壓估計。
17. 如請求項10所述的生物測定方法，進一步包括： 由所述控制系統從所述心率波形確定動脈-靜脈相移（AVPS）資料；以及 由所述控制系統至少部分地基於所述AVPS資料來進行第一血壓估計。
18. 如請求項17所述的生物測定方法，進一步包括： 由所述控制系統從所述心率波形中提取心率波形特徵； 由所述控制系統至少部分地基於所提取的心率波形特徵來進行第二血壓估計；以及 由所述控制系統至少部分地基於所述第一血壓估計和所述第二血壓估計來進行第三血壓估計。
19. 一種或多種其上儲存有軟體的非暫態媒體，所述軟體包括用於控制一個或多個設備執行生物測定方法的指令，所述生物測定方法包括： 經由控制系統來控制光源系統以脈衝重複頻率將多個光脈衝發射到生物組織中，所述生物組織包括所述生物組織內各深度處的血液和血管； 由所述控制系統從壓電接收器接收與從所述生物組織的各部分發射的聲波相對應的信號，所述聲波對應於由所述多個光脈衝引起的來自所述血液和所述血管的光聲發射； 由所述控制系統檢測所述信號中的心率波形； 由所述控制系統確定所檢測到的心率波形中對應於靜脈心率波形的第一子集；以及 由所述控制系統確定所檢測到的心率波形中對應於動脈心率波形的第二子集。
20. 如請求項19所述的一種或多種非暫態媒體，其中，所述生物測定方法進一步包括： 由所述控制系統從所述心率波形中提取心率波形特徵；以及 由所述控制系統至少部分地基於所提取的心率波形特徵來進行血壓估計。
21. 如請求項19所述的一種或多種非暫態媒體，其中，從所述壓電接收器接收所述信號包括：通過應用第一至第 N捕獲時間延遲並在第一至第 N捕獲時間窗口期間接收第一至第 N信號來獲得深度區別信號，所述第一至第 N捕獲時間窗口中的每個捕獲時間窗口出現在所述第一至第 N捕獲時間延遲中的對應捕獲時間延遲之後，其中 N是大於一的整數。
22. 如請求項21所述的一種或多種非暫態媒體，其中，所述生物測定方法進一步包括：由所述控制系統至少部分地基於所述深度區別信號來確定所檢測到的心率波形的所述第一子集和所檢測到的心率波形的所述第二子集。
23. 如請求項19所述的一種或多種非暫態媒體，其中，所述生物測定方法進一步包括： 由所述控制系統從所檢測到的心率波形的所述第二子集中提取血液動力學特徵集合；以及 由所述控制系統至少部分地基於所述血液動力學特徵集合來進行第一血壓估計。
24. 如請求項23所述的一種或多種非暫態媒體，其中，所述生物測定方法進一步包括： 由所述控制系統從所檢測到的心率波形的所述第一子集和所檢測到的心率波形的所述第二子集確定動脈-靜脈相移（AVPS）資料；以及 由所述控制系統至少部分地基於所述AVPS資料來進行所述第一血壓估計。
25. 如請求項24所述的一種或多種非暫態媒體，其中，所述生物測定方法進一步包括： 由所述控制系統從所述心率波形中提取心率波形特徵； 由所述控制系統至少部分地基於所提取的心率波形特徵來進行第二血壓估計；以及 由所述控制系統至少部分地基於所述第一血壓估計和所述第二血壓估計來進行第三血壓估計。
26. 如請求項19所述的一種或多種非暫態媒體，其中，所述生物測定方法進一步包括： 由所述控制系統從所述心率波形確定動脈-靜脈相移（AVPS）資料；以及 由所述控制系統至少部分地基於所述AVPS資料來進行第一血壓估計。
27. 如請求項26所述的一種或多種非暫態媒體，其中，所述生物測定方法進一步包括： 由所述控制系統從所述心率波形中提取心率波形特徵； 由所述控制系統至少部分地基於所提取的心率波形特徵來進行第二血壓估計；以及 由所述控制系統至少部分地基於所述第一血壓估計和所述第二血壓估計來進行第三血壓估計。
28. 一種生物測定系統，包括： 壓電接收器； 光源系統，其被配置用於以10Hz至1 MHz之間的脈衝重複頻率發射多個光脈衝；以及 控制構件，所述控制構件用於： 控制所述光源系統以所述脈衝重複頻率將多個光脈衝發射到生物組織中，所述生物組織包括所述生物組織內各深度處的血液和血管； 從所述壓電接收器接收與從所述生物組織的各部分發射的聲波相對應的信號，所述聲波對應於由所述多個光脈衝引起的來自所述血液和所述血管的光聲發射； 檢測所述信號中的心率波形； 確定所檢測到的心率波形中對應於靜脈心率波形的第一子集；以及 確定所檢測到的心率波形中對應於動脈心率波形的第二子集。
29. 如請求項28所述的生物測定系統，其中，所述控制構件包括用於以下操作的構件： 從所述心率波形中提取心率波形特徵；以及 至少部分地基於所提取的心率波形特徵來進行血壓估計。
30. 如請求項28所述的生物測定系統，其中，從所述壓電接收器接收所述信號包括：通過應用第一至第 N捕獲時間延遲並在第一至第 N捕獲時間窗口期間接收第一至第 N信號來獲得深度區別信號，所述第一至第 N捕獲時間窗口中的每個捕獲時間窗口出現在所述第一至第 N捕獲時間延遲中的對應捕獲時間延遲之後，其中 N是大於一的整數。

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