TW202500079A - 基於二維體積描記圖像的差分血壓估計 - Google Patents

Abstract

所公開的一些方法涉及：經由控制系統控制光源系統將多個光脈衝發射到生物組織中，生物組織包括在生物組織內的深度處的血液和血管。這樣的方法可以涉及：由控制系統接收來自壓電接收器的與從生物組織的部位發射的聲波對應的訊號，聲波對應於來自血液和血管的由多個光脈衝引起的光聲發射。這樣的方法可以涉及：由控制系統基於訊號中的心率波形生成體積描記圖像；以及通過將所述體積描記圖像與參考體積描記圖像進行比較來確定血壓差分。

Description

基於二維體積描記圖像的差分血壓估計

本申請要求於2023年3月7日提交且標題為「DIFFERENTIAL BLOOD PRESSURE ESTIMATION BASED ON TWO-DIMENSIONAL PLETHYSMOGRAPHY IMAGES」（「基於二維體積描記圖像的差分血壓估計」）的第18/179,873號美國專利申請的優先權，特此通過引用並出於所有目的將其併入。

本公開總體上涉及非侵入性血壓估計和血管監測。

正在研究各種不同的感測技術和演算法，以便用於各種生物醫學應用，包括健康和全面健康監測。這種推動在一定程度上是由於傳統量測設備對於持續性的、非侵入性的和非臥床性的監測的可用性的限制。例如，血壓計是利用可充氣袖帶向感興趣區域（例如，圍繞受試對象的上臂）施加反壓力的傳統血壓監測設備的示例。由可充氣袖帶施加的壓力被設計為限制動脈流動，以便提供對收縮壓和舒張壓的量測。這樣的傳統血壓計固有地影響受試對象的生理狀態，這可能在血壓量測中引入誤差。這樣的血壓計還可能影響受試對象的心理狀態，其本身可能表現為生理狀態變化，從而在血壓量測中引入誤差。例如，這樣的設備往往主要用於孤立場合，例如在受試對象去醫生辦公室或者正在醫院環境中接受治療時。自然而然地，一些受試對象在這樣的場合下感到焦慮，而這種焦慮可能影響（例如，增加）該用戶的血壓和心率。

出於這些以及其他原因，這樣的設備無法提供血壓和用戶總體健康狀況隨時間推移的準確估計或「圖像（picture）」。雖然植入性或其他方式的侵入性設備可以提供對血壓隨時間推移的更好估計，但是這樣的侵入性設備通常比非侵入性設備涉及更大的風險，並且通常不適合非臥床性使用。

本公開的系統、方法和設備各自具有若干方面，其中沒有單一方面單獨負責本文所公開的期望屬性。

本公開中所描述的主題的一個創新方面可以在裝置或者包括該裝置的系統中實現。該裝置可以包括超音波接收器（例如，壓電接收器）、光源系統和控制系統。所述控制系統可以包括一個或多個通用單晶片或多晶片處理器、數位訊號處理器（DSP，digital signal processor）、專用積體電路（ASIC，application specific integrated circuit）、現場可程式化閘陣列（FPGA，field programmable gate array）或其他可程式化邏輯器件、離散閘或電晶體邏輯、離散硬體組件，或者其組合。

所述控制系統可以被配置為控制光源系統將多個光脈衝發射到生物組織中。所述生物組織例如可以包括在生物組織內的深度處的血液和血管。所述控制系統可以被配置為接收來自壓電接收器的與從所述生物組織的部位發射的聲波對應的訊號。所述聲波例如可以對應於來自血液和血管的由所述多個光脈衝引起的光聲發射。所述控制系統可以被配置為：基於所述訊號中的心率波形生成體積描記圖像；以及通過將所述體積描記圖像與參考體積描記圖像進行比較來確定血壓差分。

根據一些實現方式，所述控制系統還可以被配置為在顯示器上顯示所述血壓差分。根據一些實現方式，所述參考體積描記圖像可以對應於第一心率週期，並且所述體積描記圖像對應於第二心率週期。根據一些實現方式，所述控制系統還可以被配置為對所述體積描記圖像和所述參考體積描記圖像進行時間歸一化。根據一些實現方式，所述體積描記圖像可以包括深度時間維度和脈搏時間維度。

根據一些實現方式，所述控制系統還可以被配置為：識別真實基準血壓；以及基於所述真實基準血壓和所述血壓差分來確定絕對血壓。根據一些實現方式，所述控制系統還可以被配置為在顯示器上顯示所述絕對血壓。根據一些實現方式，所述真實基準血壓可以包括基於袖帶的血壓。

根據一些實現方式，所述控制系統還可以被配置為：基於第一原始體積描記訊號生成所述參考體積描記圖像；以及基於第二原始體積描記訊號生成所述體積描記圖像。根據一些實現方式，所述光源系統可以被配置為以10 Hz和1 MHz之間的脈衝重複頻率發射所述多個光脈衝。

本公開中所描述的主題的其他創新方面可以在諸如生物計量方法的方法中實現。所述方法可以涉及：經由控制系統控制光源系統將多個光脈衝發射到生物組織中。所述生物組織例如可以包括在生物組織內的深度處的血液和血管。所述方法可以涉及：由所述控制系統接收來自壓電接收器的訊號，所述訊號對應於從所述生物組織的部位發射的聲波。所述聲波例如可以對應於來自所述血液和所述血管的由所述多個光脈衝引起的光聲發射。所述方法可以涉及：由所述控制系統基於所述訊號中的心率波形生成體積描記圖像。所述方法可以涉及：由所述控制系統通過將所述體積描記圖像與參考體積描記圖像進行比較來確定血壓差分。

根據一些實現方式，所述方法還可以涉及：在顯示器上顯示所述血壓差分。根據一些實現方式，所述參考體積描記圖像可以對應於第一心率週期，並且所述體積描記圖像對應於第二心率週期。根據一些實現方式，所述方法還可以涉及：對所述體積描記圖像和所述參考體積描記圖像進行時間歸一化。根據一些實現方式，所述體積描記圖像可以包括深度時間維度和脈搏時間維度。

根據一些實現方式，所述方法還可以涉及：識別真實基準血壓；以及基於所述真實基準血壓和所述血壓差分來確定絕對血壓。根據一些實現方式，所述方法還可以涉及：在顯示器上顯示所述絕對血壓。根據一些實現方式，所述真實基準血壓可以包括基於袖帶的血壓。

根據一些實現方式，所述方法還可以涉及：基於第一原始體積描記訊號生成所述參考體積描記圖像；以及基於第二原始體積描記訊號生成所述體積描記圖像。根據一些實現方式，所述光源系統可以被配置為以10 Hz和1 MHz之間的脈衝重複頻率發射多個光脈衝。

本文所描述的方法中一些或全部可以由一個或多個設備根據儲存在非暫時性媒體上的指令（例如，軟體）來執行。這樣的非暫時性媒體可以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，random access memory）設備、唯讀記憶體（ROM，read-only memory）設備等。因此，本公開中描述的主題的一些創新方面可以在一個或多個非暫時性媒體中實現，在媒體上儲存有軟體。所述軟體可以包括用於控制一個或多個設備執行所公開的一種或多種方法的指令。

一種這樣的方法可以經由控制系統控制光源系統將多個光脈衝發射到生物組織中。所述生物組織例如可以包括在生物組織內的深度處的血液和血管。所述方法可以涉及：由所述控制系統接收來自壓電接收器的訊號，所述訊號對應於從所述生物組織的部位發射的聲波。所述聲波例如可以對應於來自所述血液和所述血管的由所述多個光脈衝引起的光聲發射。所述方法可以涉及：由所述控制系統基於所述訊號中的心率波形生成體積描記圖像。所述方法可以涉及：由所述控制系統通過將所述體積描記圖像與參考體積描記圖像進行比較來確定血壓差分。

根據一些實現方式，所述方法還可以涉及：在顯示器上顯示所述血壓差分。根據一些實現方式，所述參考體積描記圖像可以對應於第一心率週期，並且所述體積描記圖像對應於第二心率週期。根據一些實現方式，所述方法還可以涉及：對所述體積描記圖像和所述參考體積描記圖像進行時間歸一化。根據一些實現方式，所述體積描記圖像可以包括深度時間維度和脈搏時間維度。

根據一些實現方式，所述方法還可以涉及：識別真實基準血壓；以及基於所述真實基準血壓和所述血壓差分來確定絕對血壓。根據一些實現方式，所述方法還可以涉及：在顯示器上顯示所述絕對血壓。根據一些實現方式，所述真實基準血壓可以包括基於袖帶的血壓。

根據一些實現方式，所述方法還可以涉及：基於第一原始體積描記訊號生成所述參考體積描記圖像；以及基於第二原始體積描記訊號生成所述體積描記圖像。根據一些實現方式，所述光源系統可以被配置為以10 Hz和1 MHz之間的脈衝重複頻率發射多個光脈衝。

在下面的附圖和描述中闡述本公開中所描述的主題的一種或多種實現方式的細節。根據該描述、附圖和申請專利範圍，其他特徵、方面和優點將變得顯而易見。注意，附圖的相對尺寸可能不是按比例繪製的。

為了描述本公開的各個方面的目的，以下描述涉及一些實現方式。然而，本領域通常知識者將容易認識到，本文的教導可以以多種不同的方式應用。本公開中所提供的一些構思和示例特別適用於血壓監測應用。然而，一些實現方式也可以適用於其他類型的生物感測應用以及其他流體流動系統。所描述的實現方式可以在任何設備、裝置或包括本文所公開的裝置的系統中實現。此外，要想到，所描述的實現方式可以被包括在各種各樣的電子設備中或者與各種各樣的電子設備相關聯，所述各種各樣的電子設備諸如但不限於：行動電話，啟用多媒體網際網路的蜂窩電話，行動電視接收器，無線設備，智慧型電話，智慧卡，諸如手鐲、臂帶、腕帶、戒指、頭帶、補丁（patch）等的可穿戴設備，藍牙（Bluetooth®）設備，個人資料助理（PDA，personal data assistant），無線電子郵件接收器，手持式或便攜式計算機，上網本，筆記本，智慧書，平板，印表機，影印機，掃描儀，傳真設備，全球定位系統（GPS，global positioning system）接收器/導航儀、相機，數位媒體播放器，遊戲控制台，手錶，時鐘，計算器，電視監控器，平板顯示器，電子閱讀設備（例如，電子閱讀器），行動健康設備，計算機監控器，自動顯示器（包括里程錶和速度計顯示器等），駕駛艙控制和/或顯示器，相機視圖顯示器（諸如車輛中的後視相機的顯示器），建築結構，微波爐，冰箱，立體聲系統，盒式錄音機或播放器，DVD播放器，CD播放器，VCR，收音機，便攜式記憶體晶片，洗衣機，烘乾機，洗衣機/烘乾機，停車計時器，汽車門，自主或半自主車輛，無人機，物聯網（IoT，Internet of Things）設備等。因此，所述教導不旨在限於參考附圖描繪和描述的特定實現方式；相反，所述教導具有廣泛的適用性，這對於本領域通常知識者來說將是顯而易見的。

還應注意，除非另有說明，否則本文所使用的連詞「或」在適當的情況下旨在為包含性的含義；也就是說，片語「A、B或C」旨在包括如下可能性：單獨A；單獨B；單獨C；A和B，而沒有C；B和C，而沒有A；A和C，而沒有B；以及A和B和C。類似地，提及項目列表「中的至少一個」的片語指那些項目的任意組合，包括單個成員。例如，片語「A、B或C中的至少一個」旨在涵蓋如下可能性：A中的至少一個；B中的至少一個；C中的至少一個；A中的至少一個和B中的至少一個；B中的至少一個和C中的至少一個；A中的至少一個和C中的至少一個；以及A中的至少一個、B中的至少一個和C中的至少一個。

各個方面總體上涉及血壓監測，並且更具體地，涉及使用體積描記的非侵入性血壓監測。一些方面更具體地涉及基於二維（2D，two-dimensional）體積描記圖像的差分血壓估計。在一些示例中，可以進行光聲體積描記（PAPG），以獲得原始2D PAPG資料。在一些示例中，可以處理該原始2D PAPG資料，以對與心率週期對應的體積描記圖像進行提取和歸一化（normalize）。在一些示例中，與給定心率週期相關聯的血壓差分可以通過將對應於該心率週期的體積描記圖像與對應於參考心率週期的體積描記圖像進行比較來確定。在一些示例中，可以基於差分血壓和與參考心率週期相關聯的真實基準（ground truth）血壓來確定絕對血壓。

在一些示例中，可以使用接受體積描記圖像作為輸入的原始2D資料深度學習網路（DLN，deep learning network）來進行體積描記圖像的比較。在一些示例中，原始2D資料DLN可以基於體積描記圖像生成差分血壓估計。在一些示例中，DLN的輸出可以作為輸入傳遞給融合神經網路（NN，neural network）。在一些示例中，融合NN還可以接受一維（1D，one-dimensional）心率波形（HRW，heart rate waveform）DLN的輸出作為輸入。在一些示例中，心率波形可以從原始2D PAPG資料提取並按心率週期分割，並且1D HRW DLN可以基於對應於給定心率週期和參考心率週期的心率波形分割來生成第二差分血壓估計。在一些示例中，融合NN可以基於原始2D資料DLN和1D·HRW·DLN的輸出來確定血壓差分。

可以實現本公開中所描述的主題的具體實現方式，以實現以下潛在優點中的一個或多個。根據一些實現方式，使用深度學習網路基於從原始2D PAPG資料獲得的體積描記圖像來估計差分血壓，可以生成更準確的差分血壓估計。在一些實現方式中，可以通過使用融合神經網路進行血壓估計來獲得更準確的血壓估計，所述融合神經網路接受由原始2D資料深度學習網路經由PAPG圖像構建和分割生成的預測因子以及由第二深度學習網路經由心率波生成和分割生成的預測因子兩者作為輸入。在一些實現方式中，通過使用差分血壓預測來校準血壓估計，可以進一步提高血壓估計的準確性。

本文所描述的便攜式監測設備的一些實現方式還被設計為消耗相對少的功率，使得能夠在延長的持續時間（例如，若干小時、若干天、若干周或者甚至一個月或更長）上持續穿戴和監測諸如血壓這樣的感興趣的生物訊號，而不用外部校準、再充電或其他中斷。持續監測比例如在醫院或醫生辦公室環境中獲得的孤立量測提供更大的預後和診斷價值。本文所描述的便攜式或「非臥床性（ambulatory）」監測設備的一些實現方式也被設計有小形狀因子和能夠耦接到受試對象（本文中也稱為「患者」、「人」或「用戶」）的殼體，從而是可穿戴的、非侵入性的並且不限制非臥床性使用。換句話說，本文所描述的非臥床性監測設備的一些實現方式不限制受試對象的手臂或腿的自由無拘束的運動，使得即使在受試對象是移動的或以其他方式從事體力活動時也能夠對諸如血壓這樣的心血管特性進行持續或週期性的監測。這樣的設備不僅不干擾受試對象的日常活動或其他期望的活動，還可以通過這樣的非干擾鼓勵持續穿戴。在一些實現方式中，還可能期望受試對象可以不知道非臥床性監測設備的（多個）感測設備何時實際執行量測。

此外，所公開的一些實現方式相比於諸如基於光學體積描記（PPG）的那些先前部署的非侵入性血壓監測設備提供優點。基於PPG的血壓監測設備不是最優的，因為PPG疊加與所有被照明的血管（動脈、靜脈等）的血容量對應的資料，所有被照明的血管中的每個均展現出獨特的隨時間推移的血容量變化，從而產生與血壓不密切相關並且易於飄移的混合訊號。相反，所公開的一些設備應用深度辨別的光聲體積描記（PAPG）方法，其可以將動脈心率波形與靜脈心率波形和其他心率波形區分開。基於深度辨別的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。

對於各種各樣的醫療條件，持續血壓監測是患者護理的重要組成部分。根據一些方法，可以使用諸如導管這樣的植入的或其他侵入性的設備來建立持續血壓監測。然而，侵入性的血壓監測設備可能負面地影響患者的舒適度，可能造成感染風險，並且可能不適合非臥床性使用。在許多情況下，可能期望對患者的血壓監測進行持續的、非侵入性的和非臥床性的監測。

一些非侵入性血壓監測設備可以使用體積描記監測血壓。在一般意義上，體積描記涉及量測器官、身體的一部分或整個身體的體積的變化。使用體積描記的血壓監測通常包括基於對身體的一部分中的血液的容量變化的量測來估計血壓。

光學體積描記（PPG）是一種類型的可以用於血壓監測的體積描記。PPG涉及：將光發送到諸如手指的組織這樣的人體組織的區域上；量測從該組織反射的光；以及分析反射光量測以檢測照明區域的血液的容量變化。

圖1A示出基於PPG的血壓監測設備的示例。圖1A示出循環系統的動脈、靜脈、小動脈、小靜脈和毛細血管（包括手指115內部的那些）的示例。在圖1A所示的示例中，心電圖感測器檢測到心臟116附近的近端動脈脈搏。

根據圖1A中所示的示例，包括一個或多個發光二極體（LED，light-emitting diode）的光源發送了光（在一些示例中，綠色、紅色和/或近紅外（NIR，near-infrared）光），該光穿透了照明區中的手指115的組織。可以使用光檢測器所檢測到的來自這些組織的反射，檢測手指115的照明區的血液的與心率波形對應的容量變化。

如圖1A的心率波形曲線圖118所示，毛細血管心率波形119相對於動脈心率波形117形狀不同並且具有相移。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能是由基於PPG的血壓監測設備檢測到的心率波形121的一部分。

圖1B示出心動週期期間的血壓變化的兩個疊加曲線圖的示例。曲線圖123對應於通用導管量測的血壓，這是一種足夠可靠的方式，被視為「真實基準」，血壓估計方法可以與其進行比較。在該示例中，曲線圖125對應於通過基於PPG的方法估計的血壓。在圖1B所示的示例中，曲線圖123和曲線圖125之間的區域指示根據基於PPG的方法的血壓估計中的誤差。

通過比較圖1A的心率波形曲線圖118和圖1B的血壓曲線圖，可以意識到，基於PPG的血壓監測設備不是最優的，因為PPG疊加了與所有被照明的血管的血容量對應的資料，每個被照明的血管展現出不同的且時移性的血容量變化。

可以用於更準確地監測血壓的替代類型的體積描記是光聲體積描記（PAPG）。如同PPG，PAPG涉及：將光發送到諸如手指的組織這樣的人體組織的區域上。然而，PAPG涉及：量測從所述組織反射的聲波（與光相反）；以及分析所反射的聲波量測，以檢測照明區域的血液的容量變化。

圖1C示出基於PAPG的血壓監測設備的示例。圖1C示出圖1B中所示出的手指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1C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1A所示，光源發送了光（在一些示例中，綠色、紅色和/或近紅外（NIR）光），該光穿透了照明區域中的手指115的組織。

在圖1C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，並且發射聲波。在該示例中，所發射的聲波包括超音波。根據該實現方式，由超音波接收器檢測該聲波發射，在該示例中，超音波接收器是壓電接收器。壓電接收器所檢測到的來自被照明的組織的光聲發射可以用於檢測手指115的照明區域的血液的與心率波形對應的容量變化。在一些示例中，超音波接收器可以對應於下面參考圖2描述的超音波接收器202。

圖1A的基於PPG的系統與圖1C的基於PAPG的方法之間的一個重要差異在於，圖1C中所示的聲波比圖1A中所示的反射光波行進得慢得多。因此，基於圖1C中所示的聲波的到達時間的深度辨別是可能的，而基於圖1A中所示的光波的到達時間的深度辨別可能是不可能的。該深度辨別允許所公開的一些實現方式將從不同血管接收的聲波分離。

根據這樣的一些示例，這樣的深度辨別允許將動脈心率波形與靜脈心率波形和其他心率波形區分開。因此，基於深度辨別的PAPG方法的血壓估計能夠比根據基於PPG的方法的血壓估計準確得多。

圖2是示出根據所公開的一些實現方式的裝置的示例組件的方塊圖。在該示例中，裝置200包括生物計量系統。這裡，所述生物計量系統包括超音波接收器202、光源系統204和控制系統206。雖然未在圖2中示出，但是裝置200可以包括基板。在一些示例中，裝置200可以包括台板。下面描述一些示例。裝置200的一些實現方式可以包括介面系統208和/或顯示系統210。

本文公開了超音波接收器202的各種示例，其中一些可以包括超音波發送器，或者被配置（或可配置）為超音波發送器，而其中一些可以不包括超音波發送器。在一些實現方式中，超音波接收器202和超音波發送器可以組合在超音波收發器中。在一些示例中，超音波接收器202可以包括諸如PVDF聚合物層或PVDF-TrFE共聚物層這樣的壓電接收器層。在一些實現方式中，單個壓電層可以用作超音波接收器。在一些實現方式中，在壓電層中可以使用諸如氮化鋁（AlN）或鋯鈦酸鉛（PZT，lead zirconate titanate）這樣的其他壓電材料。在一些示例中，超音波接收器202可以包括諸如壓電微機械加工超音波換能器（PMUT，piezoelectric micromachined ultrasonic transducer）陣列、電容微機械加工超音波換能器（CMUT，capacitive micromachined ultrasonic transducer）陣列等的超音波換能器元件陣列。在一些這樣的示例中，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元件可以用作超音波發送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可以包括一個或多個單獨的超音波發送器元件。在一些這樣的示例中，（多個）超音波發送器可以包括超音波平面波發生器。

在一些示例中，光源系統204可以包括發光二極體陣列。在一些實現方式中，光源系統204可以包括一個或多個雷射二極體。根據一些實現方式，光源系統可以包括至少一個紅外、紅色、綠色、藍色、白色或紫外發光二極體。在一些實現方式中，光源系統204可以包括一個或多個雷射二極體。例如，光源系統204可以包括至少一個紅外、紅色、綠色、藍色、白色或紫外雷射二極體。在一些實現方式中，光源系統204可以包括一個或多個有機LED（OLED，organic LED）。

在一些實現方式中，光源系統204可以被配置為發射各種波長的光，這可以是可選擇的，以便實現到生物組織中的更大穿透和/或觸發主要來自特定類型的材料的聲波發射。例如，因為近紅外（近IR）光不像波長相對較短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，所以在一些實現方式中，光源系統204可以被配置為發射近IR範圍內的一個或多個波長的光，以便從相對深的生物組織獲得光聲發射。在一些這樣的實現方式中，控制系統206可以將由光源系統204發射的光的（多個）波長控制在750至850 nm的範圍內，例如808 nm。然而，血紅蛋白對近IR光的吸收不如血紅蛋白對波長較短的光（例如，紫外光、紫色光、藍色光或綠色光）的吸收多。近IR光可以從一些血管（例如，直徑為1 mm或更大）產生適當的光聲發射，但未必從非常小的血管產生適當的光聲發射。為了在總體上實現來自血液的更大的光聲發射，並且具體地實現來自較小血管的更大的光聲發射，在一些實現方式中，控制系統206可以將由光源系統204所發射的光的（多個）波長控制在495至570 nm的範圍內，例如520 nm或532 nm。該範圍內的光的波長被生物組織更強地吸收，因此可能不會穿透生物組織那麼深，但是相比於近IR光，可以在血液中產生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所發射的光的（多個）波長，以優先在血管、其他軟組織和/或骨骼中誘發聲波。例如，可以選擇紅外（IR）發光二極體LED，並且發射短脈衝的IR光，以照明目標對象的一部位並生成聲波發射，然後由超音波接收器202檢測該聲波發射。在另一示例中，可以選擇IR LED和紅色LED或諸如綠色、藍色、白色或紫外（UV）這樣的其他顏色，並且依次從每個光源發射短脈衝的光，並在從每個光源發射光之後獲得超音波圖像。在其他實現方式中，可以依次或者同時點亮不同波長的一個或多個光源，以生成可以由超音波接收器檢測到的聲發射。來自超音波接收器的用不同波長的光源在進入目標對象的不同深度（例如，如下面詳細討論的）處獲得的圖像資料可以組合，以確定目標對象中的材料的位置和類型。由於身體中的材料通常對不同波長的光的吸收不同，所以可以出現圖像對比度。當身體中的材料吸收特定波長的光時，它們可以不同程度地變熱，並且可以用具有足夠強度的足夠短的脈衝的光生成聲波發射。可以用不同波長和/或每個所選擇的波長不同強度的光來獲得深度對比度。也就是說，可以在固定的RGD（其可以對應於進入目標對象的固定深度）用變化的光強度和波長獲得連續圖像，以檢測目標對象內的材料和它們的位置。例如，可以光聲地檢測諸如手指這樣的目標對象內部的血管內的血紅蛋白、血糖和/或血氧。

根據一些實現方式，光源系統204可以被配置為發射脈衝寬度小於約100奈秒的光脈衝。在一些實現方式中，該光脈衝可以具有在約10奈秒和約500奈秒或更多之間的脈衝寬度。根據一些示例，光源系統可以被配置為以10 Hz和100 kHz之間的脈衝重複頻率發射多個光脈衝。可替代地或附加地，在一些實現方式中，光源系統204可以被配置為以約1 MHz和約100 MHz之間的脈衝重複頻率發射多個光脈衝。可替代地或附加地，在一些實現方式中，光源系統204可以被配置為以約10 Hz和約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以對應於超音波接收器和基板的聲學諧振頻率。例如，可以從光源系統204以對應於感測器堆棧中的諧振聲腔的諧振頻率的頻率發射一組四個或更多個光脈衝，從而允許所接收的超音波的累積和更高的合成訊號強度。在一些實現方式中，光源系統204可以包括具有特定波長以用於檢測所選擇的材料的光源或者經濾波的光。在一些實現方式中，光源系統可以包含諸如顯示器的紅色、綠色和藍色LED這樣的光源，其可以用其他波長（諸如IR和/或UV）的光源和更高光功率的光源來增強。例如，具有或不具有濾波器的高功率雷射二極體或電子閃光單元（例如，LED或氙閃光單元）可以用於目標對象的短期照明。

控制系統206可以包括一個或多個通用單晶片或多晶片處理器、數位訊號處理器（DSP）、專用積體電路（ASIC）、現場可程式化閘陣列（FPGA）或其他可程式化邏輯器件、離散閘或電晶體邏輯、離散硬體組件，或者其組合。控制系統206還可以包括諸如一個或多個隨機存取記憶體（RAM）設備、唯讀記憶體（ROM）設備等的一個或多個記憶體設備（和/或被配置為與之通訊）。因此，裝置200可以具有包括一個或多個記憶體設備的記憶體系統，儘管記憶體系統未在圖2中示出。控制系統206可以被配置為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包括超音波發送器，則控制系統206可以被配置為控制超音波發送器。在一些實現方式中，控制系統206的功能可以在諸如行動設備的應用處理器和專用感測器控制器這樣的一個或多個控制器或處理器之間劃分。

裝置200的一些實現方式可以包括介面系統208。在一些示例中，介面系統208可以包括無線介面系統。在一些實現方式中，介面系統208可以包括用戶介面系統、一個或多個網路介面、控制系統206和記憶體系統之間的一個或多個介面和/或控制系統206和一個或多個外部設備介面（例如，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可以包括顯示系統210，顯示系統210包括一個或多個顯示器。例如，顯示系統210可以包括一個或多個LED顯示器，諸如一個或多個有機LED（OLED）顯示器。

裝置200可以用於各種不同的環境中，本文公開其中的許多示例。例如，在一些實現方式中，行動設備可以包括裝置200。在一些實現方式中，可穿戴設備可以包括裝置200。可穿戴設備例如可以是手鐲、臂帶、腕帶、戒指、頭帶、耳塞或貼片。

圖3A是示出根據一些實現方式的示例血壓估計過程300的方塊圖。根據血壓估計過程300，PAPG設備302可以生成原始2D PAPG資料303。根據一些實現方式，PAPG設備302可以對應於圖2的裝置200。原始2D PAPG資料303可以用於304處的PAPG圖像構建，以創建PAPG圖像305。PAPG圖像305可以經受306處的PAPG圖像分析，以獲得PAPG圖像分割307。306處的PAPG圖像分析可以包括識別PAPG圖像305的對應於各種相應心率週期的區域，並且每個PAPG圖像分割307可以與對應於這樣的心率週期中的相應一個的PAPG圖像區域相關聯。

PAPG圖像分割307可以作為輸入提供給原始2D資料深度學習網路308。基於PAPG圖像分割307，原始2D資料深度學習網路308可以確定基於PAPG圖像的預測因子309。在各種實現方式中，基於PAPG圖像的預測因子309可以包括差分血壓估計、絕對血壓估計或兩者。根據各種實現方式，基於PAPG圖像的預測因子309可以包括諸如收縮動脈直徑、舒張動脈直徑、動脈擴張、動脈應變、動脈波速度（AWV，arterial wave velocity）和脈搏波速度（PWV，pulse wave velocity）這樣的屬性的直接或間接指標。

在一些實現方式中，原始2D資料深度學習網路308可以對PAPG圖像分割207歸一化，以獲得經歸一化的PAPG圖像分割，並且可以基於經歸一化的PAPG圖像分割來確定基於PAPG圖像的預測因子309。在一些實現方式中，PAPG圖像分割307的歸一化可以包括幅度歸一化、時間歸一化或兩者。在一些實現方式中，原始2D資料深度學習網路308可以諸如經由快速傅立葉轉換（FFT，fast Fourier transform）或小波轉換對經歸一化的PAPG圖像分割進行轉換。在一些實現方式中，原始2D資料深度學習網路308可以使用長短期記憶（LSTM，long short-term memory）神經網路或卷積神經網路（CNN，convolutional neural network），基於經歸一化的PAPG圖像分割（或其轉換），確定基於PAPG圖像的預測因子309。

基於PAPG圖像的預測因子309可以作為輸入提供給融合神經網路330。根據基於PAPG圖像的預測因子309，融合神經網路330可以生成血壓估計332。在一些實現方式中，血壓估計332可以是絕對血壓。在一些實現方式中，融合神經網路330可以根據基於PAPG圖像的預測因子309和真實基準參數311來生成血壓估計332。在一些實現方式中，真實基準參數311可以指示一個或多個心率週期的真實基準血壓、真實基準血壓差分或兩者，並且融合神經網路330可以使用一個或多個這樣的心率週期作為參考心率週期來估計與其他心率週期相關聯的血壓差分。

在一些實現方式中，原始2D PAPG資料303還可以用於314處的心率波（HRW）生成，以獲得心率波形315。在一些實現方式中，314處的心率波形生成可以包括：從原始2D PAPG資料303提取HRW資料；對所提取的HRW資料進行帶通濾波，以獲得經濾波的HRW資料；以及對經濾波的HRW資料應用時間窗口平均，以獲得平均HRW資料，並且心率波形315可以對應於平均HRW資料。心率波形315可以經受316處的心率波形分析，以獲得心率波形分割317。316處的心率波分析可以包括識別對應於各種相應心率週期的心率波形315的區域，並且每個心率波形分割317可以與對應於這樣的心率週期中的相應一個的心率波形區域相關聯。在一些實現方式中，316處的心率分析可以包括：基於結合314處的心率波形生成而生成的平均HRW資料來執行HRW基準檢測，包括HRW峰穀檢測。在一些實現方式中，這可以涉及：檢測平均HRW資料中的收縮谷和舒張穀。在一些實現方式中，316處的心率分析可以包括：至少部分地基於HRW基準檢測的輸出，諸如至少部分地基於平均HRW資料中的收縮谷和舒張穀的檢測，將心率波形315分割成心率波形分割317。

心率波形分割317可以作為輸入提供給1D心率波形深度學習網路318。基於心率波形分割317，1D心率波形深度學習網路318可以確定基於PAPG HRW的預測因子319。在各種實現方式中，基於PAPG·HRW的預測因子319可以包括差分血壓估計、絕對血壓估計或兩者。根據各種實現方式，基於PAPG·HRW的預測因子319可以包括諸如收縮動脈直徑、舒張動脈直徑、動脈擴張、動脈應變、動脈波速度（AWV）和脈搏波速度（PWV）這樣的屬性的直接或間接指標。

在一些實現方式中，1D心率波形深度學習網路318可以對心率波形分割317進行歸一化，以獲得經歸一化的心率波分割，並且可以基於經歸一化的心率波分割來確定基於PAPG HRW的預測因子319。在一些實現方式中，心率波分割317的歸一化可以包括幅度歸一化、時間歸一化或兩者。在一些實現方式中，1D心率波形深度學習網路318可以諸如經由FFT或小波轉換對經歸一化的心率波分割進行轉換。在一些實現方式中，1D心率波形深度學習網路318可以使用長短期記憶（LSTM）神經網路或卷積神經網路（CNN），基於經歸一化的心率波分割（或其轉換），確定基於PAPG HRW的預測因子319。

在一些實現方式中，可以將基於PAPG HRW的預測因子319和基於PAPG圖像的預測因子309一起作為輸入提供給融合神經網路330。在一些實現方式中，融合神經網路330可以根據基於PAPG圖像的預測因子309、基於PAPG HRW的預測因子319和真實基準參數311來生成血壓估計332。在一些實現方式中，基於原始2D PAPG資料303，可以在320處執行動脈檢測，以確定動脈參數321。在一些實現方式中，動脈參數321可以包括動脈直徑參數、動脈擴張參數或兩者。在一些實現方式中，融合神經網路330可以根據基於PAPG圖像的預測因子309、基於PAPG HRW的預測因子319、真實基準參數311和動脈參數321來生成血壓估計332。

在一些實現方式中，圖2的裝置200的控制系統206可以執行圖3A中的框304、306、308、314、316、318、320和330中的一個或多個處的操作。在一些實現方式中，控制系統206可以執行框304、306、308、314、316、318、320和330中的一些處的操作，而框304、306、308、314、316、318、320和330中的其他處的操作可以由另一設備的控制系統執行。在一些實現方式中，例如，控制系統206可以執行框304、306、308、314、316、318、320和330中的一些處的操作以獲得資料、參數和/或資訊，所述資料、參數和/或資訊經由介面系統208傳遞給另一設備，以便由該另一設備用於執行框304、306、308、314、316、318、320和330中的其他框處的操作。在一些實現方式中，所述其他設備例如可以是諸如上文所列出的任何示例這樣的計算設備、行動健康設備、行動通訊設備或另一類型的設備。在一些實現方式中，另一設備可以是可穿戴設備。

圖3B描繪根據本公開的多個方面的示例體積描記圖像350。體積描記圖像350例如可以表示根據一些示例的結合圖3A的血壓估計方案300的實現方式所構建的PAPG圖像305。水平軸提供體積描記圖像350的脈搏時間維度的標度（在所描繪的示例中以秒為單位）。垂直軸提供體積描記圖像350的深度時間維度的標度（在所描繪的示例中以微秒（μs）為單位）。深度時間維度可以表示動脈直徑、擴張和應變，而脈搏時間維度可以表示動脈波速度（AWV）和脈搏波速度（PWV）。體積描記圖像350中的給定點處的強度可以對應於與動脈血紅蛋白所吸收的光量成比例的聲能的量。

圖4示出根據本公開的多個方面的示例方法400。方法400可以表示根據一些示例的可以例如由圖2的裝置200結合圖3A的血壓估計方案300的實現方式來執行的操作。在各種實現方式中，方法400可以包括比所指示的框更多或更少的框。此外，方法400的框未必以所指示的次序執行。在一些實例中，圖4所示的一個或多個框可以同時執行。

根據方法400，在405處，光源系統可以由控制系統控制，以將多個光脈衝發射到生物組織中，所述生物組織可以包括在所述生物組織內的深度處的血液和血管。例如，圖2的裝置200的控制系統206可以控制光源系統204將多個光脈衝發射到手指的組織中，如圖1C所描繪的。在一些示例中，光源系統可以被配置為以脈衝重複頻率發射多個光脈衝。在一些這樣的示例中，所述脈衝重複頻率可以在10 Hz和1 MHz之間或者包括10 Hz和1 MHz的範圍內。

在一些實現方式中，控制系統可以被配置為為所述多個光脈衝選擇一個或多個光波長，例如，如上所述。根據一些示例，控制系統可以被配置為選擇與所選擇的一個或多個波長相關聯的光強度。例如，控制系統可以被配置為選擇一個或多個光波長和與每個所選擇的波長相關聯的光強度，以從目標對象的一個或多個部位生成聲波發射。在一些示例中，控制系統可以被配置為選擇所述一個或多個光波長，以評估目標對象的一個或多個特性，例如以評估血氧位準。在一些示例中，框405可以涉及控制所述光源系統發射光，該光發送通過諸如裝置200這樣的裝置的基板和/或其他層。

在410處，可以從壓電接收器接收與從所述生物組織的多個部位發射的聲波對應的訊號，所述多個光脈衝在405處發射到所述生物組織中，其中，所述聲波對應於來自所述血液和所述血管的由所述多個光脈衝引起的光聲發射。例如，圖2的裝置200的控制系統206可以接收來自超音波接收器202（其可以是壓電接收器）的與從手指組織的多個部位發射的聲波對應的訊號，光脈衝在圖1C中發射到所述手指組織中，並且所述聲波可以對應於來自包括在所述手指組織內的深度處的血液和血管的光聲發射。在一些示例中，超音波接收器（諸如圖2的超音波接收器202）可以是或者包括壓電接收器。在一些示例中，包括所述生物組織的目標對象（諸如手指、手腕或另一身體部分）可以定位在超音波接收器的表面上或定位在包括超音波接收器的設備的表面上。在一些示例中，一個或多個塗層或聲匹配層（例如，用於匹配人類皮膚的聲阻抗）可以位於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，設備的蓋玻片或台板的表面）上。

在415處，可以基於訊號中的心率波形生成體積描記圖像。例如，圖2的裝置200的控制系統206可以實現圖3A的PAPG圖像構建器304，其可以基於控制系統206從超音波接收器202接收的訊號中的原始2D PAPG資料303來生成PAPG圖像305。在一些示例中，體積描記圖像可以包括深度時間維度和脈搏時間維度。

在420處，可以通過將在415處生成的體積描記圖像與參考體積描記圖像進行比較來確定血壓差分。例如，圖2的裝置200的控制系統206可以實現PAPG圖像分析器306和原始2D資料DLN 308，其可以組合工作，以通過將PAPG圖像構建器304所生成的體積描記圖像與參考體積描記圖像進行比較來確定血壓差分。在一些示例中，所述血壓差分可以顯示在顯示器上。在一些示例中，所述參考體積描記圖像可以對應於第一心率週期，並且所述體積描記圖像可以對應於第二心率週期。在一些示例中，可以基於第一原始體積描記訊號生成所述參考體積描記圖像，並且可以基於第二原始體積描記訊號生成所述體積描記圖像。在一些示例中，可以對所述體積描記圖像和所述參考體積描記圖像進行時間歸一化。

在一些示例中，可以識別真實基準血壓，並且可以基於所述真實基準血壓和所述血壓差分來確定絕對血壓。在一些示例中，所述絕對血壓可以顯示在顯示器上。在一些示例中，所述真實基準血壓可以是基於袖帶的血壓。

在一些示例中，所述控制系統可以被配置為通過獲得深度辨別訊號來辨別靜脈心率波形和動脈心率波形。圖5A示出被選擇用以接收從不同深度範圍發射的聲波的範圍閘道窗口（RGW，range-gate window）的示例。從曲線圖500中所示的光激發訊號505的開始時間t ₁起，量測獲取時間延遲或範圍閘道延遲（在圖5B中標記為「RGD」）。例如，可以選擇RGD以對應於自最淺的感興趣目標的光聲發射到達接收器所需的時間，例如，如下面參考圖6A和圖6B所述。因此，RGD可以取決於被用於接收光聲發射的裝置的具體佈置，包括目標對象和接收器之間的（多個）層的厚度以及目標對象和接收器之間的（多個）層的聲速。曲線圖501描繪RGD之後的時間，在該時間期間所發射的聲波可以由超音波接收器在RGW的獲取時間窗口（也稱為範圍閘道窗口或範圍閘道寬度）期間接收和取樣。在一些實現方式中，RGW可以是10微秒。其他實現可以具有更大或更小的RGW。

在一些示例中，可以通過將在RGW期間所接收的聲波劃分成多個更小的時間窗口的過程來獲得深度辨別訊號。每個時間窗口可以對應於自其接收到聲波的目標對象內部的深度範圍。在一些示例中，每層的深度範圍或厚度可以是0.5 mm。假設聲速為1.5 mm/微秒，每個0.5 mm層將對應於約0.33微秒的時隙。然而，深度範圍可以根據具體實現方式而變化。

根據一些替代的示例，從壓電接收器接收訊號涉及：通過應用第一至第 N獲取時間延遲並且在第一至第 N獲取時間窗口期間接收第一至第 N訊號來獲得深度辨別訊號，第一至第 N獲取時間窗口中的每個出現在第一至第 N獲取時間延遲中的對應的一個之後，其中 N是大於1的整數。控制系統可以被配置為至少部分地基於所述深度辨別訊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5B示出被選擇以接收從不同深度發射的聲波的多個獲取時間延遲的示例。在這些示例中，從曲線圖500中所示的光激發訊號505的開始時間t ₁起，量測每個獲取時間延遲（在圖5B中標記為範圍閘道延遲或RGD）。曲線圖510描繪所發射的聲波（接收的波（1）是一個示例），其可以由超音波感測器陣列以獲取時間延遲RGD ₁接收並且在RGW ₁的獲取時間窗口（也稱為範圍閘道窗口或範圍閘道寬度）期間取樣。這樣的聲波通常將從目標對象的相對較淺的部位發射，該目標對象接近於或定位在生物計量系統的台板上。

曲線圖515描繪發射的聲波（接收的波（2）是一個示例），其由超音波感測器陣列以獲取時間延遲RGD ₂（其中，RGD ₂＞RGD ₁）接收並且在RGW ₂的獲取時間窗口期間取樣。這樣的聲波通常將從目標對象相對較深的部位發射。

曲線圖520描繪發射的聲波（接收的波（n）是一個示例），其以獲取時間延遲RGD _n（其中，RGD _n＞RGD ₂＞RGD ₁）接收並且在RGW _n的獲取時間窗口期間取樣。這樣的聲波通常將從目標對象更深的部位發射。範圍閘道延遲通常是時脈週期的整數倍。例如，128 MHz的時脈頻率具有7.8125奈秒的時脈週期，RGD的範圍可以從10奈秒以下至2000奈秒以上。類似地，範圍閘道寬度也可以是時脈週期的整數倍，但往往比RGD短得多（例如，小於約50奈秒），以擷取返回訊號，同時保持良好的軸向解析度。在一些實現方式中，獲取時間窗口（例如，RGW）可以在175奈秒至320奈秒或更長之間。在一些示例中，RGW可以是更多或更少的奈秒，例如，在25奈秒至1000奈秒的範圍內。

圖6A和圖6B示出被配置為接收從不同深度發射的聲波的裝置的示例。圖6A和圖6B中所示的裝置是圖2中所示的裝置200的示例。與本文所示和所述的其他實現方式一樣，圖6A和圖6B中所例示的元件的類型、元件的佈置和元件的尺寸僅通過示例方式示出。

根據該示例，裝置200包括超音波接收器202、光源系統204（在該示例中包括LED）和控制系統（未在圖6A和圖6B中示出）。根據該實現方式，裝置200包括分束器601在其一側602上安裝有LED。在該實例中，手指606置於分束器601的相鄰側604上。

圖6A示出從光源系統204發射的光，其一部分被分束器601反射並進入手指606。例如，可以選擇用於該實現方式和其他實現方式的範圍閘道延遲，以對應於自最淺的感興趣目標的光聲發射到達接收器所需的時間。例如，在裝置200的在手指606和超音波接收器202（圖6A中的RX）之間使用12.7 mm分束器的一種配置中，手指表面訊號將在聲波行進通過整個分束器所花費的時間到達。使用5500m/s的硼矽酸鹽玻璃的聲速作為分束器的近似聲速並且在分束器尺寸為12.7mm的情況下，該時間變為12.7mm/5500m/s或2.3us。因此，2.3µs的範圍閘道延遲對應於手指606的表面。為了行進到手指606中1mm，例如，現在使用組織的聲速1.5mm/us，該時間變為1mm/1.5mm/µs或~0.67µs。因此，~2.97µs（2.3µs+0.67µs）的範圍閘道延遲將使超音波接收器202開始對從手指606的外表面下方約1mm的深度反射的聲波進行取樣。

圖6B示出對應於由進入手指606的光引起的來自手指606內的組織（例如，血液和血管）的光聲發射的聲訊號。在圖6B中所示的示例中，聲訊號源自手指606內的不同深度（深度608a、608b和608c）。因此，分別從深度608a、608b和608c至超音波接收器202的行進時間t1、t2和t3也不同，在該實例中，t3＞t2＞t1。因此，可以選擇多個獲取時間延遲來接收從深度608a、608b和608c發射的聲波，例如，如圖5B所示和上文所述。

圖7示出能夠執行圖4的方法的裝置的截面視圖的示例。圖7中所示的裝置200是上面參照圖2描述的裝置200的另一示例。與本文所示和所述的其他實現方式一樣，圖7中所例示的元件的類型、元件的佈置和元件的尺寸僅通過示例的方式示出。

圖7示出目標對象（在該實例中為手指606）被入射光照明並隨後發射聲波的示例。在該示例中，裝置200包括光源系統204，光源系統204可以包括發光二極體陣列和/或雷射二極體陣列。在一些實現方式中，光源系統204可以能夠發射各種波長的光，其可以是可選擇的，以觸發主要來自特定類型的材料的聲波發射。在一些實例中，可以選擇入射光波長、多個波長和/或（多個）波長範圍，以觸發主要來自諸如血液、血管、其他軟組織或骨骼這樣的特定類型的材料的聲波發射。為了實現足夠的圖像對比度，光源系統204的光源704可能需要具有比通常用於照明顯示器的光源更高的強度和光功率輸出。在一些實現方式中，光輸出為每個脈衝1–100毫焦耳或更多（例如，每個脈衝10毫焦耳）且脈衝寬度在100奈秒至600奈秒的範圍內的光源可能是適合的。在一些實現方式中，所發射的光的脈衝寬度可以在10奈秒和700奈秒之間。

在該示例中，入射光711已從光系統204的光源704發送通過感測器堆棧705並進到覆蓋的手指606中。感測器堆棧705的各層可以包括對於光源系統204所發射的光基本上是透明的玻璃或其他材料（諸如，塑料或藍寶石）的一個或多個基板。在該示例中，感測器堆棧705包括光源系統204耦接到的基板710，根據一些實現方式，基板710可以是顯示器的背光。在替代的實現方式中，光源系統204可以耦接到前光。因此，在一些實現方式中，光源系統204可以被配置為照明顯示器和目標對象。

在該實現方式中，基板710耦接到超音波接收器202的薄膜電晶體（TFT，thin-film transistor）基板715，超音波接收器202在該示例中包括感測器像素702的陣列。根據該示例，壓電接收器層720覆蓋超音波接收器202的感測器像素702，並且台板725覆蓋壓電接收器層720。因此，在該示例中，裝置200能夠將入射光711發送通過感測器堆棧705的一個或多個基板，感測器堆棧705包括具有基板715的超音波接收器202和也可以被視為基板的台板725。在一些實現方式中，超音波接收器202的感測器像素702可以是透明的、部分透明的或基本上透明的，使得裝置200可能能夠將入射光711發送通過超音波接收器202的元件。在一些實現方式中，超音波接收器202和相關聯的電路可以形成在玻璃、塑料或矽基板之上或之中。

根據一些實現方式，裝置200可以包括超音波發送器727，諸如圖7中所示的超音波發送器727。取決於具體的實現方式，超音波發送器可以是也可以不是超音波接收器202的一部分。在一些示例中，超音波接收器202可以包括能夠發送和接收超音波的PMUT或CMUT元件，並且壓電接收器層720可以用聲耦接層代替。在一些示例中，超音波接收器202可以包括部分地由TFT電路形成的像素輸入電極和感測器像素的陣列、諸如PVDF或PVDF-TrFE這樣的壓電材料的覆蓋壓電接收器層720以及有時被稱為接收器偏置電極的位於壓電接收器層上的上部電極層。在圖7中所示的示例中，裝置200的至少一部分包括可以用作平面波超音波發送器的超音波發送器727。超音波發送器727例如可以包括壓電發送器層，其中，發送器激發電極設置在壓電發送器層的每側上。

這裡，入射光711在手指606內引起光學激發並且生成合成聲波。在該示例中，所生成的聲波713包括超音波。吸收入射光所生成的聲發射可以由超音波接收器202檢測到。由於合成超音波是由光學刺激而非發送的超音波的反射引起的，所以可以獲得高訊雜比。

在該示例中，裝置200包括控制系統，儘管未在圖7中示出該控制系統。根據一些示例，該控制系統可以被配置為通過獲得深度辨別訊號來辨別靜脈心率波形和動脈心率波形。根據這樣的一些示例，從壓電接收器接收訊號涉及：通過選擇獲取時間窗口以接收從諸如手指、手腕、耳朵等的目標對象內的不同深度範圍發射的聲波來獲得深度辨別訊號。在一些示例中，例如，如上所述，可以通過將在RGW期間接收的聲波劃分成多個更小的時間窗口的過程來獲得深度辨別訊號。每個時間窗口可以對應於從其接收到聲波的目標對象內部的深度範圍。根據一些替代的示例，從壓電接收器接收訊號涉及：通過應用第一至第 N獲取時間延遲並且在第一至第 N獲取時間窗口期間接收第一至第 N訊號來獲得深度辨別訊號，第一至第 N獲取時間窗口中的每個出現在第一至第 N獲取時間延遲中的對應的一個之後，其中 N是大於1的整數。該控制系統可以被配置為至少部分地基於深度辨別訊號來確定靜脈心率波形和動脈心率波形。

圖8是例示根據一些實現方式的示例心率波生成過程800的方塊圖。根據心率波生成過程800，原始2D PAPG資料803可以經受804處的一維快速傅立葉轉換以獲得與原始2D PAPG資料803相關聯的譜幅度參數805。基於譜幅度參數805，可以在806處進行水平投影以獲得1D列（row）807。可以在808處執行心率檢測以基於1D列807來識別頻率809。頻率809可以用作810處的感興趣區域（ROI，region-of-interest）選擇的基礎，810處的選擇可以導致頻帶811的選擇。基於譜幅度參數805和頻帶811，可以在812處進行垂直投影以獲得1D行（column）813。可以在814處進行活動像素識別，以基於1D行813來確定深度帶815。深度帶815可以用作816處的動脈/靜脈（A/V，artery/vein）評分的輸入，816處的動脈/靜脈評分可以生成A/V得分817。在818處的活動像素分組可以基於A/V得分817來確定A/V帶819。可以在820處根據A/V帶819的確定來進行心率波生成，以產生心率波形821。

在一些實現方式中，圖2的裝置200的一些或所有組件可以被佈置、組裝或以其他方式包括在單個非臥床性監測設備的單個殼體內。在一些示例中，可以配置非臥床性監測設備的殼體和其他組件，使得當非臥床性監測設備被固定或以其他方式實體地耦接到受試對象時，光源系統204將沿著動脈的一段將光脈衝發射到組織中，可以假定各種動脈屬性沿著動脈的該段是相對恆定的。在各種實現方式中，非臥床性監測設備的殼體是可穿戴殼體，或者被結合到可穿戴殼體中或與可穿戴殼體整合。在一些特定的實現方式中，可穿戴殼體包括（或連接）實體耦接機構，以便可移除地非侵入性地附接到用戶。該殼體可以使用各種適合的製造製程中的任一種來形成，包括注射成型和真空成型等。此外，該殼體可以由各種適合的材料中的任一種形成，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。在各種實現方式中，該殼體和耦接機構能夠允許完全的非臥床性使用。換句話說，本文所描述的可穿戴的監測設備的一些實現方式是非侵入性的，不是物理抑制的，並且通常不限制受試對象的手臂或腿的自由無拘束的運動，使得即使在受試對象是移動的或以其他方式從事身體活動時也能夠對諸如血壓這樣的心血管特性進行持續或週期性的監測。因此，該非臥床性監測設備可以便於並使得能夠長期穿戴和監測（例如，若干天、若干周或一個月或更長，而不中斷）一個或多個感興趣的生物特性，以獲得這樣的特性在延長的持續時間內的更好的圖像，並且通常獲得用戶健康的更好的圖像。

在一些實現方式中，圖2的裝置200的一些或所有組件可以被佈置、組裝或以其他方式包括在非臥床性監測設備的殼體內，該非臥床性監測設備可以用繃帶或束帶定位在用戶的手腕周圍，類似於手錶或健身/活動追蹤器。圖9A示出根據一些實現方式的被設計為穿戴在手腕周圍的示例非臥床性監測設備900。在所例示的示例中，監測設備900包括與繃帶或束帶904一體形成的、耦接的或者以其他方式整合的殼體902。在該示例中，非臥床性監測設備900圍繞手腕耦接，使得殼體902內的光源系統將沿著動脈905的一段將光脈衝發射到組織中。

在一些其他實現方式中，圖2的裝置200的一些或所有組件可以被佈置、組裝或以其他方式包括在非臥床性監測設備的殼體內，該非臥床性監測設備可以類似地被設計為或適合於使用繃帶或束帶定位在前臂、上臂、腳踝、小腿、大腿或手指周圍。圖9B示出根據一些實現方式的被設計為圍繞手指穿戴的示例非臥床性監測設備910。在所例示的示例中，監測設備910包括與繃帶或束帶914一體形成的、耦接的或者以其他方式整合的殼體912。在該示例中，非臥床性監測設備910圍繞手指耦接，使得殼體912內的光源系統將沿著動脈915的一段將光脈衝發射到組織中。

在其他實現方式中，圖2的裝置200的一些或所有組件可以被佈置、組裝或以其他方式包括在非臥床性監測設備的殼體內，該非臥床性監測設備可以被定位在用戶的感興趣區域上而不使用繃帶或束帶。例如，圖2的裝置200的一些或所有組件可以佈置、組裝或以其他方式包括在殼體內，該殼體使用黏合劑或其他適合的附接機構固定到用戶的感興趣區域的皮膚（「貼片」監測設備的示例）。

圖9C示出根據一些實現方式的被設計為駐留在耳塞上的示例非臥床性監測設備920。根據該示例，非臥床性監測設備920耦接到耳塞930的殼體。在該示例中，非臥床性監測設備920被定位成使得殼體922內的光源系統將沿著動脈925的一段將光脈衝發射到組織中。

在以下編號的條款中描述實現方式示例：

條款1.一種生物計量系統，包括：壓電接收器；光源系統，被配置為發射多個光脈衝；以及控制系統，被配置為：控制光源系統將多個光脈衝發射到生物組織中，所述生物組織包括在所述生物組織內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部位發射的聲波對應的訊號，所述聲波對應於來自所述血液和所述血管的由所述多個光脈衝引起的光聲發射；基於所述訊號中的心率波形生成體積描記圖像；以及通過將所述體積描記圖像與參考體積描記圖像進行比較來確定血壓差分。

條款2.如條款1所述的生物計量系統，其中，所述控制系統被配置為在顯示器上顯示所述血壓差分。

條款3.如條款1至2中的任一項所述的生物計量系統，其中，所述參考體積描記圖像對應於第一心率週期，並且所述體積描記圖像對應於第二心率週期。

條款4.如條款1至3中的任一項所述的生物計量系統，其中，所述控制系統被配置為對所述體積描記圖像和所述參考體積描記圖像進行時間歸一化。

條款5.如條款1至4中的任一項所述的生物計量系統，其中，所述體積描記圖像包括深度時間維度和脈搏時間維度。

條款6.如條款1至5中的任一項所述的生物計量系統，其中，所述控制系統被配置為：識別真實基準血壓；以及基於所述真實基準血壓和所述血壓差分來確定絕對血壓。

條款7.如條款6所述的生物計量系統，其中，所述控制系統被配置為在顯示器上顯示所述絕對血壓。

條款8.如條款6至7中的任一項所述的生物計量系統，其中，所述真實基準血壓包括基於袖帶的血壓。

條款9.如條款1至8中的任一項所述的生物計量系統，其中，所述控制系統被配置為：基於第一原始體積描記訊號生成所述參考體積描記圖像；以及基於第二原始體積描記訊號生成所述體積描記圖像。

條款10.如條款1至9中的任一項所述的生物計量系統，其中，所述光源系統被配置為以10 Hz和1 MHz之間的脈衝重複頻率發射所述多個光脈衝。

條款11.一種生物計量方法，包括：經由控制系統控制光源系統將多個光脈衝發射到生物組織中，所述生物組織包括在所述生物組織內的深度處的血液和血管；由所述控制系統接收來自壓電接收器的訊號，所述訊號對應於從所述生物組織的部位發射的聲波，所述聲波對應於來自所述血液和所述血管的由所述多個光脈衝引起的光聲發射；由所述控制系統基於所述訊號中的心率波形生成體積描記圖像；以及由所述控制系統通過將所述體積描記圖像與參考體積描記圖像進行比較來確定血壓差分。

條款12.如條款11所述的生物計量方法，包括：由所述控制系統在顯示器上顯示所述血壓差分。

條款13.如條款11至12中的任一項所述的生物計量方法，其中，所述參考體積描記圖像對應於第一心率週期，並且所述體積描記圖像對應於第二心率週期。

條款14.如條款11至13中的任一項所述的生物計量方法，包括：由所述控制系統對所述體積描記圖像和所述參考體積描記圖像進行時間歸一化。

條款15.如條款11至14中的任一項所述的生物計量方法，其中，所述體積描記圖像包括深度時間維度和脈搏時間維度。

條款16.如條款11至15中的任一項所述的生物計量方法，包括：由所述控制系統識別真實基準血壓；以及由所述控制系統基於所述真實基準血壓和所述血壓差分來確定絕對血壓。

條款17.如條款16所述的生物計量方法，包括：由所述控制系統在顯示器上顯示所述絕對血壓。

條款18.如條款16至17中的任一項所述的生物計量方法，其中，所述真實基準血壓包括基於袖帶的血壓。

條款19.如條款11至18中的任一項所述的生物計量方法，包括：由所述控制系統基於第一原始體積描記訊號生成所述參考體積描記圖像；以及由所述控制系統基於第二原始體積描記訊號生成所述體積描記圖像。

條款20.如條款11至19中的任一項所述的生物計量方法，其中，所述光源系統被配置為以10 Hz和1 MHz之間的脈衝重複頻率發射多個光脈衝。

條款21.一個或多個非暫時性媒體，其上儲存有軟體，所述軟體包括用於控制一個或多個設備執行生物計量方法的指令，所述生物計量方法包括：經由控制系統控制光源系統將多個光脈衝發射到生物組織中，所述生物組織包括在所述生物組織內的深度處的血液和血管；由所述控制系統接收來自壓電接收器的訊號，所述訊號對應於從所述生物組織的部位發射的聲波，所述聲波對應於來自所述血液和所述血管的由所述多個光脈衝引起的光聲發射；由所述控制系統基於所述訊號中的心率波形生成體積描記圖像；以及由所述控制系統通過將所述體積描記圖像與參考體積描記圖像進行比較來確定血壓差分。

條款22.如條款21所述的一個或多個非暫時性媒體，其中，所述生物計量方法還包括：由所述控制系統在顯示器上顯示所述血壓差分。

條款23.如條款21至22中的任一項所述的一個或多個非暫時性媒體，其中，所述參考體積描記圖像對應於第一心率週期，並且所述體積描記圖像對應於第二心率週期。

條款24.如條款21至23中的任一項所述的一個或多個非暫時性媒體，其中，所述生物計量方法還包括：由所述控制系統對所述體積描記圖像和所述參考體積描記圖像進行時間歸一化。

條款25.如條款21至24中的任一項所述的一個或多個非暫時性媒體，其中，所述體積描記圖像包括深度時間維度和脈搏時間維度。

條款26.如條款21至25中的任一項所述的一個或多個非暫時性媒體，其中，所述生物計量方法還包括：由所述控制系統識別真實基準血壓；以及由所述控制系統基於所述真實基準血壓和所述血壓差分來確定絕對血壓。

條款27.如條款26所述的一個或多個非暫時性媒體，其中，所述生物計量方法還包括：由所述控制系統在顯示器上顯示所述絕對血壓。

條款28.如條款26至27中的任一項所述的一個或多個非暫時性媒體，其中，所述真實基準血壓包括基於袖帶的血壓。

條款29.如條款21至28中的任一項所述的一個或多個非暫時性媒體，其中，所述生物計量方法還包括：由所述控制系統基於第一原始體積描記訊號生成所述參考體積描記圖像；以及由所述控制系統基於第二原始體積描記訊號生成所述體積描記圖像。

條款30.如條款21至29中的任一項所述的一個或多個非暫時性媒體，其中，所述光源系統被配置為以10 Hz和1 MHz之間的脈衝重複頻率發射多個光脈衝。

除非另有指示，術語「估計」、「量測」、「計算」、「推斷」、「推導」、「評估」、「確定」和「監測」在適當的情況下可以在本文中可互換地使用。類似地，自這些術語的詞根的派生也可以在適當的情況下可互換地使用；例如，術語「估計」、「量測」、「計算」、「推斷」和「確定」在本文中也可互換地使用。

結合本文所公開的實現方式所描述的各種例示性的邏輯、邏輯塊、模組、電路和演算法過程可以實施為電子硬體、計算機軟體或兩者的組合。硬體和軟體的可互換性已在功能方面進行了一般性描述，並且在上述各種例示性的組件、塊、模組、電路和過程中例示。這樣功能是以硬體還是軟體實現取決於具體應用和強加給整個系統的設計約束。

用於實現結合本文所公開的方面所描述的各種例示性的邏輯、邏輯塊、模組和電路的硬體和資料處理裝置可以用通用單晶片或多晶片處理器、數位訊號處理器（DSP）、專用積體電路（ASIC）、現場可程式化閘陣列（FPGA）或其他可程式化邏輯器件、離散閘或電晶體邏輯、離散硬體組件或被設計為執行本文所述功能的它們的任意組合來實現或執行。通用處理器可以是微處理器或者任何傳統的處理器、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和微處理器的組合、多個微處理器、與DSP核結合的一個或多個微處理器、或者任何其他這樣的配置。在一些實現方式中，具體的過程和方法可以由特定於給定功能的電路執行。

在一個或多個方面，所描述的功能可以實現在包括本說明書中公開的結構及其結構等效物的硬體、數位電子電路、計算機軟體、韌體或者其任意組合中。本說明書中所描述的主題的實現方式也可以被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便由資料處理裝置執行或者控制資料處理裝置的操作的計算機程式指令的一個或多個模組。

如果在軟體中實現，則所述功能可以作為一個或多個指令或代碼儲存在諸如非暫時性媒體這樣的計算機可讀媒體上或者通過該計算機可讀媒體發送。本文所公開的方法或演算法的過程可以在可以駐留在計算機可讀媒體上的處理器可執行的軟體模組中實現。計算機可讀媒體包括計算機儲存媒體和通訊媒體兩者，包括被啟用以將計算機程式從一處傳送至另一處的任何媒體。儲存媒體可以是計算機可存取的任何可用媒體。通過示例而非限制的方式，非暫時性媒體可以包括RAM、ROM、EEPROM、CD-ROM或其他光碟儲存、磁碟儲存或其他磁性儲存設備，或者可以用於以指令或資料結構的形式儲存期望的程式代碼並且可以計算機可存取的任何其他媒體。此外，任何連接均可以被恰當地稱為計算機可讀媒體。如本文所使用的，磁碟和碟包括壓縮碟（CD，compact disc）、雷射碟、光碟、數位多功能碟（DVD，digital versatile disc）、軟碟和藍光碟，其中，磁碟通常以磁性的方式再現資料，而碟通過雷射以光學的方式再現資料。上述的組合也應當包括在計算機可讀媒體的範圍內。另外，方法或演算法的操作可以作為代碼和指令的一個或任何組合或者集合駐留在機器可讀媒體和計算機可讀媒體上，其可以被結合到計算機程式產品中。

對本公開中所描述的實現方式的各種修改對於本領域通常知識者來說可以是顯而易見的，並且在不脫離本公開的精神或範圍的情況下，本文所定義的一般原理可以應用於其他實現方式。因此，本公開並不旨在限於本文所示的實現方式，而是要符合與本文所公開的申請專利範圍、原理和新穎特徵一致的最寬範圍。詞語「示例性」（如果有的話）在本文排他性地用於表示「用作示例、實例或例示」。本文描述為「示例性」的任何實現方式未必被解釋為比其他實現方式更優選或更有利。

本說明書中在單獨實現方式的上下文中所描述的一些特徵也可以在單個實現方式中組合地實現。相反，在單個實現方式的上下文中所描述的各種特徵也可以在多個實現方式中單獨地或以任何合適的子組合來實現。此外，儘管上文可能將特徵描述為在某些組合中起作用，並且甚至最初被如此地要求保護，但是來自所要求保護的組合的一個或多個特徵在一些情況下可以從該組合中刪除，並且所要求保護的組合可以涉及子組合或子組合的變形。

類似地，雖然在附圖中以特定次序描繪了操作，但是這不應當被理解為要求以所示的特定次序或者順序次序執行這些操作，或者要求執行全部所例示的操作，以實現期望的結果。在一些情況下，多任務處理和並行處理可能是有利的。此外，上述實現方式中的各種系統組件的分離不應當被理解為在所有實現方式中需要這樣的分離，並且應當理解，所描述的程式組件和系統通常可以被一起整合在單個軟體產品中或者被封裝到多個軟體產品中。此外，其他實現方式在以下申請專利範圍的範圍內。在一些情況下，請求項中所述的動作可以以不同的次序執行，並且仍然實現期望的結果。

將理解，除非在任何具體描述的實現方式中的特徵被明確地識別為彼此不兼容，或者周圍的上下文暗示它們是互斥的並且不容易以互補和/或支援的意義組合，本公開的整體考慮和設想那些互補實現方式的特定特徵可以被選擇性地組合以提供一個或多個全面但稍微不同的技術解決方案。因此，將進一步意識到，以上描述僅通過示例的方式給出，並且可以在本公開的範圍內在細節中進行修改。

對本公開中所描述的實現方式的各種修改對於本領域通常知識者來說可以是顯而易見的，並且在不脫離本公開的精神或範圍的情況下，本文所定義的一般原理可以應用於其他實現方式。因此，以下申請專利範圍不旨在限於本文所示的實現方式，而是要符合與本公開、本文所公開的原理和新穎特徵一致的最寬範圍。

此外，本說明書中在單獨實現方式的上下文中描述的一些特徵也可以在單個實現方式中組合地實現。相反，在單個實現方式的上下文中描述的各種特徵也可以在多個實現方式中單獨地或以任何合適的子組合來實現。此外，儘管特徵可以在上文中被描述為在某些組合中起作用，並且甚至最初被如此要求保護，但是來自所要求保護的組合的一個或多個特徵在一些情況下可以從該組合中刪除，並且所要求保護的組合可以涉及子組合或子組合的變形。

類似地，雖然在附圖中以特定次序描繪了操作，但是這不應當被理解為要求以所示的特定次序或者順序次序地執行這樣的操作，或者要求執行全部所例示的操作，以實現期望的結果。此外，附圖可以以流程圖的形式示意性地描繪另一個示例過程。然而，未描繪的其他操作可以併入被示意性例示的示例過程中。例如，可以在任何所例示的操作之前、之後、同時或之間執行一個或多個附加操作。此外，所描述和例示的各種操作本身可以包括並且共同指代多個子操作。例如，上文所述的每個操作本身均可以涉及一個過程或演算法的執行。此外，在一些實現方式中，所描述和例示的各種操作可以組合或者並行執行。類似地，上述實現方式中的各種系統組件的分離不應當被理解為在所有實現方式中均要求這樣的分離。因此，其他實現方式在所附申請專利範圍的範圍內。在一些情況下，請求項中所述的動作可以以不同的次序執行，並且仍然實現期望的結果。

115:手指 116:心臟 117:動脈心率波形 118:心率波形曲線圖 119:毛細血管心率波形 121:心率波形 123:曲線圖 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:顯示系統 300:血壓估計過程/血壓估計方案 302:PAPG設備 303:原始2D PAPG資料 304:PAPG圖像構建器/操作 305:PAPG圖像 306:PAPG圖像分析器/操作 307:PAPG圖像分割 308:原始2D資料深度學習網路/操作 309:基於PAPG圖像的預測因子 311:真實基準參數 314:心率波（HRW）生成/操作 315:心率波形 316:心率波形分析/操作 317:心率波形分割 318:1D心率波形深度學習網路/操作 319:基於PAPG·HRW的預測因子 320:動脈檢測/操作 321:動脈參數 330:融合神經網路/操作 332:血壓估計 400:方法 405,410,415,420:步驟 500:曲線圖 501:曲線圖 505:光激發訊號 510:曲線圖 515:曲線圖 520:曲線圖 601:分束器 602:側 604:相鄰側 606:手指 608a:深度 608b:深度 608c:深度 702:感測器像素 704:光源 705:感測器堆棧 710:基板 711:入射光 713:聲波 715:基板 720:壓電接收器層 725:台板 727:超音波發送器 800:心率波生成過程 803:原始2D PAPG資料 804:一維快速傅立葉轉換 805:譜幅度參數 806:水平投影 807:1D列 808:心率檢測 809:頻率 810:感興趣區域（ROI）選擇 811:頻帶 812:垂直投影 813:1D行 814:活動像素識別 815:深度帶 816:動脈/靜脈（A/V）評分 817:A/V得分 818:活動像素分組 819:A/V帶 820:心率波生成 821:心率波形 900:非臥床性監測設備/監測設備 902:殼體 904:繃帶或束帶 905:動脈 910:非臥床性監測設備/監測設備 912:殼體 914:繃帶或束帶 915:動脈 920:非臥床性監測設備 922:殼體 925:動脈 930:耳塞

圖1A示出基於光學體積描記（PPG，photoplethysmography）的血壓監測設備的示例。

圖1B示出心動週期期間的血壓變化的兩個疊加曲線圖的示例。

圖1C示出基於光聲體積描記（在本文中可被稱為PAPG，photoacoustic plethysmography）的血壓監測設備的示例。

圖2是示出根據一些示例的裝置的示例組件的方塊圖。

圖3A是例示根據一些實現方式的示例血壓估計過程的方塊圖。

圖3B例示根據本公開的多個方面的示例體積描記圖像。

圖4例示根據本公開的多個方面的示例方法。

圖5A示出被選擇以接收從不同深度的範圍發射的聲波的範圍閘道窗口（RGW，range-gate window）的示例。

圖5B示出被選擇以接收從不同深度發射的聲波的多個獲取時間延遲的示例。

圖6A和圖6B示出被配置為接收從不同深度發射的聲波的裝置的示例。

圖7示出能夠執行圖4的方法的裝置的截面視圖的示例。

圖8是例示根據一些實現方式的示例心率波生成過程的方塊圖。

圖9A示出根據一些實現方式的被設計為圍繞手腕穿戴的示例非臥床性監測設備900。

圖9B示出根據一些實現方式的被設計為圍繞手指穿戴的示例非臥床性監測設備900。

圖9C示出根據一些實現方式的被設計為駐留在耳塞上的示例非臥床性監測設備900。

不同附圖中相同的附圖標記和名稱指示相同的元件。

400:方法

405,410,415,420:步驟

Claims (30)

1. 一種生物計量系統，包括： 壓電接收器； 光源系統，被配置為發射多個光脈衝；以及 控制系統，被配置為： 控制所述光源系統將所述多個光脈衝發射到生物組織中，所述生物組織包括在所述生物組織內的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部位發射的聲波對應的訊號，所述聲波對應於來自所述血液和所述血管的由所述多個光脈衝引起的光聲發射； 基於所述訊號中的心率波形生成體積描記圖像；以及 通過將所述體積描記圖像與參考體積描記圖像進行比較來確定血壓差分。
2. 如請求項1所述的生物計量系統，其中，所述控制系統被配置為在顯示器上顯示所述血壓差分。
3. 如請求項1所述的生物計量系統，其中，所述參考體積描記圖像對應於第一心率週期，並且所述體積描記圖像對應於第二心率週期。
4. 如請求項1所述的生物計量系統，其中，所述控制系統被配置為對所述體積描記圖像和所述參考體積描記圖像進行時間歸一化。
5. 如請求項1所述的生物計量系統，其中，所述體積描記圖像包括深度時間維度和脈搏時間維度。
6. 如請求項1所述的生物計量系統，其中，所述控制系統被配置為： 識別真實基準血壓；以及 基於所述真實基準血壓和所述血壓差分來確定絕對血壓。
7. 如請求項6所述的生物計量系統，其中，所述控制系統被配置為在顯示器上顯示所述絕對血壓。
8. 如請求項6所述的生物計量系統，其中，所述真實基準血壓包括基於袖帶的血壓。
9. 如請求項1所述的生物計量系統，其中，所述控制系統被配置為： 基於第一原始體積描記訊號生成所述參考體積描記圖像；以及 基於第二原始體積描記訊號生成所述體積描記圖像。
10. 如請求項1所述的生物計量系統，其中，所述光源系統被配置為以10 Hz和1 MHz之間的脈衝重複頻率發射所述多個光脈衝。
11. 一種生物計量方法，包括： 經由控制系統控制光源系統將多個光脈衝發射到生物組織中，所述生物組織包括在所述生物組織內的深度處的血液和血管； 由所述控制系統接收來自壓電接收器的訊號，所述訊號對應於從所述生物組織的部位發射的聲波，所述聲波對應於來自所述血液和所述血管的由所述多個光脈衝引起的光聲發射； 由所述控制系統基於所述訊號中的心率波形生成體積描記圖像；以及 由所述控制系統通過將所述體積描記圖像與參考體積描記圖像進行比較來確定血壓差分。
12. 如請求項11所述的生物計量方法，包括：由所述控制系統在顯示器上顯示所述血壓差分。
13. 如請求項11所述的生物計量方法，其中，所述參考體積描記圖像對應於第一心率週期，並且所述體積描記圖像對應於第二心率週期。
14. 如請求項11所述的生物計量方法，包括：由所述控制系統對所述體積描記圖像和所述參考體積描記圖像進行時間歸一化。
15. 如請求項11所述的生物計量方法，其中，所述體積描記圖像包括深度時間維度和脈搏時間維度。
16. 如請求項11所述的生物計量方法，包括： 由所述控制系統識別真實基準血壓；以及 由所述控制系統基於所述真實基準血壓和所述血壓差分來確定絕對血壓。
17. 如請求項16所述的生物計量方法，包括：由所述控制系統在顯示器上顯示所述絕對血壓。
18. 如請求項16所述的生物計量方法，其中，所述真實基準血壓包括基於袖帶的血壓。
19. 如請求項11所述的生物計量方法，包括： 由所述控制系統基於第一原始體積描記訊號生成所述參考體積描記圖像；以及 由所述控制系統基於第二原始體積描記訊號生成所述體積描記圖像。
20. 如請求項11所述的生物計量方法，其中，所述光源系統被配置為以10 Hz和1 MHz之間的脈衝重複頻率發射所述多個光脈衝。
21. 一個或多個非暫時性媒體，其上儲存有軟體，所述軟體包括用於控制一個或多個設備執行生物計量方法的指令，所述生物計量方法包括： 經由控制系統控制光源系統將多個光脈衝發射到生物組織中，所述生物組織包括在所述生物組織內的深度處的血液和血管； 由所述控制系統接收來自壓電接收器的訊號，所述訊號對應於從所述生物組織的部位發射的聲波，所述聲波對應於來自所述血液和所述血管的由所述多個光脈衝引起的光聲發射； 由所述控制系統基於所述訊號中的心率波形生成體積描記圖像；以及 由所述控制系統通過將所述體積描記圖像與參考體積描記圖像進行比較來確定血壓差分。
22. 如請求項21所述的一個或多個非暫時性媒體，其中，所述生物計量方法還包括：由所述控制系統在顯示器上顯示所述血壓差分。
23. 如請求項21所述的一個或多個非暫時性媒體，其中，所述參考體積描記圖像對應於第一心率週期，並且所述體積描記圖像對應於第二心率週期。
24. 如請求項21所述的一個或多個非暫時性媒體，其中，所述生物計量方法還包括：由所述控制系統對所述體積描記圖像和所述參考體積描記圖像進行時間歸一化。
25. 如請求項21所述的一個或多個非暫時性媒體，其中，所述體積描記圖像包括深度時間維度和脈搏時間維度。
26. 如請求項21所述的一個或多個非暫時性媒體，其中，所述生物計量方法還包括： 由所述控制系統識別真實基準血壓；以及 由所述控制系統基於所述真實基準血壓和所述血壓差分來確定絕對血壓。
27. 如請求項26所述的一個或多個非暫時性媒體，其中，所述生物計量方法還包括：由所述控制系統在顯示器上顯示所述絕對血壓。
28. 如請求項26所述的一個或多個非暫時性媒體，其中，所述真實基準血壓包括基於袖帶的血壓。
29. 如請求項21所述的一個或多個非暫時性媒體，其中，所述生物計量方法還包括： 由所述控制系統基於第一原始體積描記訊號生成所述參考體積描記圖像；以及 由所述控制系統基於第二原始體積描記訊號生成所述體積描記圖像。
30. 如請求項21所述的一個或多個非暫時性媒體，其中，所述光源系統被配置為以10 Hz和1 MHz之間的脈衝重複頻率發射所述多個光脈衝。

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