增强和分析来自连续无创血压设备的信号的装置和方法

摘要

公开了一种增强血压信号的系统和方法。通过光体积描记(PPG)系统测量手指中的动脉的容量，所述PPG系统产生PPG信号。这个PPG系统放置于指套内，并且所述指套压力由所述PPG信号控制。PPG信号中具有频率高于预定阈值频率的部分或分量接着例如通过将高频率分量乘以校准因数而被修改或增强。接着使用所述指套压力和所修改的PPG信号来计算血压信号。接着可以生成血压轮廓曲线，并使用所述曲线计算多种参数。

说明书

相关申请的交叉引用

本申请要求2009年10月29日提交的美国临时专利申请序号No. 61/256,081、以及美国临时专利申请序号No.61/256,110的优先权，以上两个 美国临时专利申请的全部内容通过引用合并于此。

技术领域

本发明一般地涉及测量血压的方法，更具体地涉及增强血压信号的连续 无创(non-invasive)动脉血压(CNAP)测量。

背景技术

脉搏轮廓分析(pulse contour analysis，PCA)是计算来自血压脉搏、特 别是来自脉搏波的轮廓的参数的处理。PCA由测量血压(BP)开始。

血压可以通过许多方法测量。作为一个示例，标准无创血压计 (non-invasive sphygmomanometer，NBP)可以放置于上臂或手腕上。NBP 将压力施加于动脉，导致其收缩并限制血流。当压力解除时，血流在动脉中 恢复，可以测量心脏的收缩和舒张血压。NBP间歇并且不连续地测量BP， 所以它不能用于PCA。

用于测量血压的另一种设备是用于测量光体积描记 (photo-plethysmographic，PPG)信号的具有红外光源和光检测器的指套 (finger cuff)，该信号也可以从脉搏血氧仪(pulse oximetry)得知。该PPG 信号被提供到在指套中产生反向压力的控制系统中。众所周知，当PPG信 号保持恒定时，该反向压力等于动脉内压。因而，测量了该间接等于动脉内 压的反向压力。这种方法被叫做“血管卸载技术(Vascular Unloading  Technique)”，并且该连续压力信号可以用于PCA。

例如也可以使用诸如动脉内导管的有创设备(invasive device)来测量血 压。动脉内传感器具有较高的频率传输(高达200Hz)并且因此可以用于 PCA。

可以从包括每搏输出量(stroke volume，SV)、心输出量(cardiac output， CO)、搏出量变化(stroke volume variation，PPV)、脉压变化(pulse pressure  variation，PPV)、以及总外周阻力(total peripheral resistance，TPR)的脉搏 波的轮廓来计算某些示例参数。此外，PCA可以用于洞察人体血管性能(例 如动脉硬度)的其它测量。因而，希望测量的血压信号尽可能精确。

有创设备具有过于令人不安和使患者疼痛的缺点，但是来自无创设备的 信号有信号的逼真度或精确度的问题。

发明内容

公开了增强血压信号逼真度的系统和方法。在一个实施例中，公开了一 种用于确定血压轮廓曲线的方法，包括：将光体积描记(PPG)系统放置于 人体手指的动脉处，所述PPG系统基于所述动脉的容量产生PPG信号，所 述PPG系统包括至少一个光源和至少一个光检测器，修改所述PPG信号中 具有频率高于预定阈值频率的分量，以及使用所修改的PPG信号计算血压 信号。

在另一个实施例中，公开了一种用于确定血压轮廓曲线的计算设备。所 述计算设备包括：压力指套，放置于人体手指的动脉处，所述指套包括具有 至少一个光源和至少一个光检测器的PPG系统；压力传感器；以及控制器， 用于控制所述指套中的压力。所述PPG系统基于所述动脉的容量产生PPG 信号，并且使用所述PPG信号计算压力信号，以及将所述压力信号施加于 指套和手指。所述计算设备修改所述PPG信号中具有频率高于预定阈值频 率的分量，并使用所述指套压力以及所修改的PPG信号来计算血压信号。

在又一个实施例中，公开了一种用于消除连续无创动脉血压设备的不需 要的信号内容的方法。所述方法包括：将具有光体积描记(PPG)系统的指 套放置于人体手指的动脉处，所述PPG系统基于所述动脉的容量产生PPG 信号，从所述PPG信号中消除所述PPG信号的不需要的部分，并从所述PPG 信号的剩余部分重建所述PPG信号。

附图说明

此处参考附图对本发明的示例实施例进行了描述，其中：

图1示出用于测量血压的使用光体积描记(PPG)系统控制指套(cuff) 压力的血管卸载技术(VUT)控制系统的现有技术。

图2描述不同的恒定指套压力下的PPG信号v(t)之间的传递函数。

图3示出在搜索(开环)和测量(闭环)模式下的余留PPG信号v(t) 的脉冲示例。

图4示出以不同的控制增益和概念使用不同频率范围的框图。

图5是校准方法的框图。

图6示出由于动脉的血管收缩导致的余留PPG信号v(t)中的变化。

图7描述具有一个时间变化输入信号和若干输入参数的脉冲轮廓分析 (PCA)的现有技术。

图8是新的PCA方法和设备的框图。

图9示出可以根据本申请所述的系统和方法使用的计算设备示例。

具体实施方式

描述了测量和增强血压(BP)信号的系统和方法。这个修改的更精确的 信号因而可以用以更精确地计算患者的多种参数，例如，诸如每搏输出量、 心输出量、总外周阻力、以及动脉硬度。该方法提取已知的“血管卸载技术” 的光体积描记(PPG)信号的交流(AC)分量。这个信号与被测压力信号结 合，用作脉搏轮廓分析(Pulse Contour Analysis，PCA)的第二输入。

图1示出典型的VUT系统100及其控制原理。VUT系统100用于获得 PPG信号，其可以用以控制指套压力，该指套压力等于连续动脉血压。VUT 系统100包括位于指套102内的“光体积描记(PPG)”系统，该系统具有 一个或多个光源104和一个或多个光检测器106。将PPG信号提供到在指套 102中产生压力的控制系统114。

在操作中，人体手指108放置于指套102中。指套102测量手指108的 动脉110中的血量。在心脏收缩期，当手指108中的血量增加时，控制器114 增加指套102的压力p_cuff(t)，直至通过指套的压力而挤出过量的血量。另一 方面，在心脏舒张期，手指中的血量减少，并且因此控制器144减小p_cuff(t)， 所以动脉中的总血量保持恒定。由于血量随时间保持恒定，即v(t)随时间保 持恒定，指套压力p_cuff(t)和动脉内压p_art(t)之间的压力差为零。因此，p_art(t) 等于指套压力p_cuff(t)，p_cuff(t)例如可以利用压力计(压力测量仪)测量。因此， 动脉内压p_art(t)本身是间接测量的，并且获得反映测量区域(即，手指)中 的动脉血量变化的PPG信号v(t)。由于PPG信号保持恒定，反向压力消除 了动脉血量变化，并且动脉的直径也是恒定的。因此，在测量期间保证了动 脉注入，而在静脉中从指尖返回的血量略微减少。

由于多种原因，这样的间接测量可能不精确。例如，由于指套中的压力 可能不能实时追踪动脉中的压力，v(t)不是真正恒定的。因而，当指套压力 追踪动脉内的压力时，v(t)呈现类似于交流(AC)的分量(称作V_AC(t))。VUT 方法由于其产生压力信号而依靠它们的阀系统。典型地，这样的阀系统的上 限截止频率限定于15-40Hz。因此，指套中的反向压力p_cuff(t)通常比产生 v_AC(t)的信号源慢。如从指套到组织(tissue)的连结、从泵到阀系统和从阀 系统到指套的空气供应等的附加因素限制了控制系统。这些因素限制了VUT 并导致剩余的v_AC(t)。

此外，脉压取决于从根据“PhysioCal”标准或者经验地选择的最大PPG 信号幅度v_max(t)而计算的控制回路增益。这些增益不能为无穷大，这对于 v_AC(t)等于零时是必要的。当从v_max(t)计算时，控制器增益可以不是最优的。

图2中示出了对于恒定指套压力(p_C1，p_T，p_C2)(分别为线2b，2a，2c) 的p_cuff(t)、p_art(t)和v_AC(t)之间的基本机制。典型的S型p-v传输曲线取决于 p_cuff而产生不同的PPG信号v(t)。众所周知，v_AC(t)的幅度取决于p_cuff并且最 高为p_cuff＝平均BP。对于不同的p_cuff有不同的v(t)形状。

注意PPG信号的反向特性。来自光源104的光被血液吸收。手指中的 血液越多(即，在心脏收缩期间)，穿过手指照射的光越少，并由光检测器 106检测的光也越少。

真实的平均BP如下计算(对于模拟信号和时间序列)：

$\mathrm{meanBP}=\frac{1}{T}·{\int }_{t=0}^T{p}_{\mathrm{art}}\left(t\right)\mathrm{dt}=\frac{1}{N}·\underset{i=0}{\overset{N-1}{\Sigma }}{p}_i---\left(1\right)$

其中T是脉冲间隔(秒)并且N是跳动样本p_i的数量。

在实际测量开始前，在VUT设备的搜索模式中使用恒定的p_cuff检测平 均BP。当PPG幅度v_AC(t)最大时，p_cuff表示平均BP。这个起始的p_cuff是所 谓的起始置位点(setpoint)p_T0。

在测量模式期间，控制系统的回路关闭，也就意味着p_cuff关于v(t)交替 变化并且取决于控制器增益g。根据VUT原理，v_AC(t)的幅度减小到最小。 理想地，v_AC(t)为零，但这是不可能的，因为增益是实际值并且不为无穷大， 并且存在阀截止频率。

图3示出p_cuff围绕置位点p_T交替变化并由v(t)控制的机制。控制条件是 保持v(t)恒定，并且因此保持手指内的血量恒定。这仅可以对v_AC(t)的最小幅 度实现。注意控制系统的反向特性。由于PPG信号的反向特性，v(t)的增加 会降低p_cuff，并且v(t)的减小会增加p_cuff。

在某些实施例中，具有多于一个控制回路是有利的。图4示出这样的控 制系统的框图。在这个典型实施例中，v(t)分成不同的频率范围。用具有截 止频率f_VLF和f_LF的滤波器获得脉动(pulsatile)v_AC(t)、低频v_LF(t)和超低频 v_VLF(t)。更有利的是三个频率范围具有不同的增益g_AC、g_LF和g_VLF。这允许 应用到v(t)的增益有最佳增益。

可以将剩余的脉动PPG信号v_AC(t)、以及其它v(t)的频带、以及控制系 统的状态变量(例如增益、截止频率等)用于多变量传递函数T，其可以用 于将被测p_cuff(t)增强为p₊₊(t)。等式(2)是当使用n个控制回路时更普遍的 公式：

p₊₊(t)＝p(t)+T[v₁(t)，v₂(t)...v_n(t)；g₁，g₂...g_n；f_C1，f_C2...f_Cn](2)

已经示出了低于0.1Hz的频率范围对p₊₊(t)没有贡献。用于在图4中描述的 实施例的等式(2)将作如下简化，因为仅v_AC(t)和v_LF(t)对有意义的信号有 贡献：

p₊₊(t)＝p(t)+T[v_AC(t)，v_LF(t)；g_AC，g_LF；f_LF，f_VLF]    (3)

当采用正确的置位点时可以使用线性函数。可以如图2-4中所见，在正确的 置位点，p_T是斜率最大的点，并且因此达到最大的脉动v_AC(t)、低频v_LF(t) 和超低频v_VLF(t)。可以近似线性插值：

p₊₊(t)＝p(t)+T[v_AC(t)·g_AC v_LF(t)·g_LF]                (4)

其中T表示线性插值后的剩余传递函数。在一个示例中，T可以是不同的线 性化的v(t)*增益倍数之间的不同比例因数的矢量。

由于生理原因，当在不同的位置(即手指、上臂、腕、腿等)上测量时， 脉冲波形不同。这样，因为在手指动脉110中的血压测量不同于在人体其它 区域测量的血压，所以手指动脉血压设备与标准设备相比缺乏精确性。

一种增强VUT压力信号p_cuff(t)并因而增加信号的精确性的方法是将在 手指上测量的信号v与标准上臂血压计(NBP)进行校准。这样做的一个原 因是在手指动脉上测量的BP相对于上臂而言存在内在生理的和流体静力的 差别，因为上臂很接近心脏水平面而手指可以在任一地方。此外，BP的脉 压(PP)取决于控制循环增益，并且这些增益是来自控制系统而不是生理的 参数。当根据“physiocal”标准从最大v_AC(t)幅度确定增益时，这个幅度取 决于实际的血管张力(血管收缩或血管舒张)。这不具有关于BP的信息。当 通过增加增益直至系统开始以共振频率摆动而经验地选择增益时，这个(这 些)增益也取决于血管张力和系统条件。这同样不具有关于BP的信息。

最大v_AC(t)幅度仅表示搜索模式中的恒定指套压力等于平均BP。由于 这个值取决于实际的血管张力(血管收缩或血管舒张)，所以它本身大致相 当于“门牌号码”，并且因此取决于待测患者的植物神经系统的状态。

校准方法包括沿直线转换信号：

p₊₊(t)＝k*p_cuff(t)+d                             (5)

其中可以从NBP值如下计算k和d：

$k=\frac{\mathrm{SBP}-\mathrm{DBP}}{\mathrm{sBP}-\mathrm{dBP}}---\left(6\right)$

d＝SBP-k·sBP                                    (7)

其中SBP和DBP是从NBP校准设备(即，上臂血压测量指套)测量的心脏 收缩和心脏舒张的值，并且sBP和dBP是从未校准的指套测量的心脏收缩 和心脏舒张的值。

这种方法缺乏精确性，因为斜率k不仅是缩放的BP脉搏，而且是低血 压和高血压性发作。这个BP趋势不需要人工放大，因为平均BP是由改进 的VUT系统正确地检测的。高的k值会高估BP趋势，例如，k＝2时，40mmHg 的BP下降可能会显示为80mmHg。甚至这种方法也会显示负值。此外，这 种方法放大BP的自然节奏(例如，0.1Hz的Traube-Hering-Mayer波)，并且 使其看上去非常不像生理结果。

图5示出进一步改进由PPG系统测量的信号的精确度的方法。方法仅 包括将具有高于某个阈值(例如，0.3Hz)的频谱的信号分量乘以斜率k。低 于截止频率的信号分量保持不被放大。此外，加上偏置d。这样，放大公式 如下表示：

p₊₊(t)＝k*p_AC(t)+p_LF(t)+d                        (8)

其中p_AC(t)是被测血压的具有高于阈值频率的频率的分量，并且p_LF(t)是被测 血压的具有低于阈值频率的频率的分量。

脉冲波频谱本身高于实际的脉搏率或者脉搏频率。对于正常的每分钟跳 动60次的脉搏率，脉搏频率是1Hz，并且这个频率在人体中会回落至0.5Hz (每分钟跳动30次)。

当采用传递函数从而传递脉搏的波形(例如，从手指到上臂的波形)时， 这个传递函数以其可能的最低跳动频率的频率范围开始，最低跳动频率近似 为0.3Hz。低于这个频率的传递函数可以是恒定的。如果该传递函数取决于 脉搏频率，将会更有利。这可以通过将秒标准化为心脏跳动来实现。

p_brach(t)＝T_norm(p++(t))＝

p_brach(t)＝T_norm(k*p_AC(t)+p_LF(t)+d)＝

p_brach(t)＝p_LF(t)+d+T_norm(k*p_AC(t))        (9)

如从等式(9)可见，由于T_norm对于较低的频率是恒定的(例如是1)， 仅脉搏频谱p_AC(t)需要转换。这个算法可以是PCA方法的一部分并且在本发 明的设备中计算。

已知的检测和增强VUT信号的方法的另一个问题是，基本PPG系统不 能检测由血管收缩或血管舒张(血管舒缩变化-vasomotoric changes)引起的 血量的变化，其可以例如由药物引起。换句话说，本系统不能在由血管活动 (vasoactivity)引起的v(t)的变化相对于实际血压变化之间进行区分。因而， 为了进一步增强BP波形，可以使用算法来检测由于血管舒缩变化导致的血 管中(例如手指动脉中)的变化。该算法在低于0.02Hz的超低频(VLF) 带中增加了BP频带，其中血管舒缩活动起作用。这个VLF频带低于 Traube-Hering-Mayer波(0.1Hz)和呼吸频率(约0.2Hz)。注意在本文件中， 由于Traube-Hering-Mayer波和呼吸频率二者被看作是在所谓的LF回路内， 因此这两个生理频率被称为LF带。

这个VLF频带被来自生理的或药物感应的血管收缩或血管舒张的血管 舒缩变化扰乱。图6示出由于血管收缩导致的典型的v(t)变化，其用一个新 的S型传递函数来表示。p_cuff停留在置位点p_T1尽管置位点p_T2才是正确的。 幅度减小，但是血管收缩同样在波形中产生更显著的变化。这种行为用于重 建VLF频带。

这些血管活动可以导致生理BP变化。通过VLF频带的消除和重建增强 BP信号。当在找到起始置位点p_T0并且为搜索模式中的至少一个控制回路确 定至少一个增益系数之后关闭控制回路时，这个算法与其功能性一起开始。 p_T0等于实际的平均BP。

如上所述，控制系统的增益不能为无穷大并且因此v_AC(t)不为零。这样， p_cuff不准确地等于p_art。如果v_AC(t)是负的(心脏收缩部分)，p_cuff跟随p_art(p_cuff ＜p_art)。当v_AC(t)在其正(心脏舒张)半波时，p_cuff引导p_art(p_cuff＞p_art)。

考虑增益设置为零的示例。在这种状况下，可如图2a所见，p_T0和p_cuff处于平均BP，并且v_AC(t)具有其最大幅度。在负曲线下的区域等于跳动的正 半波下的区域。因而，与指示平均BP的p_cuff相比，p_art时而较大时而较小(as  often greater as lower)。这指示置位点p_T0是正确的。因此，这种现象可以用 于置位点追踪。

当交替信号的负半波和正半波相等时，下列公式成立：

$\underset{t=0}{\overset{T}{\int }}{v}_{\mathrm{AC}}\left(t\right)\mathrm{dt}=0---\left(10\right)$

当一个跳动中的v_AC(t)的积分不为零时，波形变化。图2描述了这种现 象：2a示出v_AC(t)的正半波和负半波相等，2b示出有低置位点和较大负半波 的信号，并且2c示出具有高置位点和较大正半波的信号。

等式(10)为第n个跳动计算控制偏差P_n，其指示置位点变化：

$P_n=\underset{t_{n-1}}{\overset{t_n}{\int }}{v}_{\mathrm{AC}}\left(t\right)\mathrm{dt}---\left(11\right)$

其中：P_n＝0-＞置位点正确

P_n＜0-＞置位点低

P_n＞0-＞置位点高

当增益不为零时，这种现象也是真实的，p_cuff引导并跟随p_art，并且v_AC(t) 被最小化。当S型p-v传递函数由于血管收缩变化而变化时，这种现象也是 真实的。

现在，比例控制偏差P用于VLF频带的重建。对此，同样需要积分部 分(integral part)I，并且第n个跳动的新置位点如下：

$p_{\mathrm{Tn}}=p_{T0}+g_I·\underset{0}{\overset{n}{\Sigma }}{P}_n+g_P·P_n---\left(12\right)$

根据脉动部分的增益g_AC、并根据生理节奏来确定控制回路增益g_I和g_P。

这个追踪(或重建)算法用允许高通滤波器(例如，数字滤波器)消除 VLF频带。所有(例如)低于0.02Hz的频谱都被消除，仅使用LF频带和脉 动交流分量。注意，通过将被测PPG信号v(t)减去v_VLF(t)而不是减去信号v_DC的直流(DC)分量而计算v_AC(t)。

图7示出具有一个单一时间变化输入信号、动脉内导管或无创设备、以 及若干输入参数的现有技术PCA。当对PCA使用VUT时，p_cuff不等于p_art。 这由剩余PPG信号v_AC(t)指示。此外，控制系统的状态变量指示血管舒缩变 化。也可以使用剩余的信息增强PCA算法。

不能使用标准PCA方法，因为其必须用如v_AC(t)的附加输入信号以及用 于确定置位点p_T(其等于平均BP)的信号来扩展。有意义的信号可以是指 示置位点是否由于血管舒缩变化而必须被校正的P_n。另外的状态变量可以用 于确定血管特性。

图8表示PCA方法和设备的框图。VUT部分提供状态变量以及压力 p_cuff(t)、v_AC(t)、和P_n。

所述方法也可以包括用于计算增强的压力信号p₊₊的方法。此外，所述 方法计算PCA参数，如CO、SV、SVV、PPG、动脉硬度等，并且提供和显 示这些参数和p₊₊。另外，所述方法可以从标准NBP获得间歇的BP读数(如 心脏收缩BP、平均BP和心脏舒张BP)。此外，所述方法可以提供有来自为 了知道该设备的比例因数而具有IBP输入的另一个设备的激励电压。

与仅有一个压力或PPG输入的现有PCA相比，由于PCA方法具有多个 输入信号，现在的PCA方法是多端口网络或算法。

PCA方法处理这样的多个输入。所述方法的一个实施例是顺序模式，其 中首先计算p₊₊并且将其接着用于标准PCA。用这种方法，关于血管舒缩变 化的信息可能会丢失。因而，优选实施例使用线性和非线性多端口算法。另 外，这些算法可以计算来自输入时间序列的信号标记，其可以是(例如)在 曲线下的区域或曲线的一部分、信号的工作循环、比率(例如，(平均BP-心 脏舒张BP)/(系统BP-心脏舒张BP))、心脏舒张衰减、信号和对数信号 统计动量的线性回归等。这些标记可以与人体测量的患者信息(如身高、体 重、年龄、性别，等)和通过VUT控制系统及其状态变量而获得的信息一 起用于PCA参数的计算。所述计算可以由多元多项式方程实现。这种多元 方程的权重可以由生理的先验信息确定，或者利用使用训练集的机器学习方 法来训练。

也可以将所述方法结合使用高度校正系统来增强血压信号。这样的高度 校正系统可以包括充液管，其中液体的密度相当于血液的密度。管的一端放 置于心脏水平，且另一端放置于指套上。阻止液体漏出的自由浮动隔膜可以 连接于软管的心脏端。在手指端并且直接连接到液体的压力传感器测量流体 静压差。可以构建这个高度校正系统的压力传感器，使得产生传感器位置上 的频率或数字信号并将其提交到整体控制系统。

期望将上述增强或修正的信号提供到其它设备(例如商业可用的病人监 护仪)，因为所有这些设备都具有用于标准IBP压力的输入。因而，无创信 号可以显示于屏幕上并且可以分配到其它监视设备。为了测量动脉内血压 (IBP)，多数病人监护仪具有用于压力传感器的接口。IBP接口提供用于将 血压信号比例缩放为电压的激励电压。增强的信号也可以数字分配到另外的 设备或计算机，例如如图9所描述的。增强的信号可以应用于所有计算的值， 如SV、CO、SVV、PPV、TPR、动脉硬度等，也可以应用于增强的心脏收 缩、心脏舒张以及平均BP值。

为了确定缩放(scaling)范围和因数，病人监护仪提供激励电压。从说 明书中知道最小和最大压力。激励电压可以在本方法中作为输入，并且可以 将p₊₊(t)或p_brach(t)转换为电压a₊₊(t)，其仿真动脉内传感器的输出电压。转换 和增强的信号被传送到其它的设备。可以通过本设备、外部DAC的微处理 器/计算机的模拟输出、或者使用RC滤波器的PWM输出来提供a₊₊(t)，

图9是示出可以与本申请的系统和方法相关联的计算设备200示例的框 图。计算设备200可以执行本申请的方法，包括信号的修改、值的计算、以 及算法的执行。

在非常基本的结构201中，计算设备200典型地包括一个或多个处理器 201和系统存储器220。存储器总线230可以用于在处理器210和系统存储 器220之间进行通信。

取决于需要的结构，处理器210可以是包括但不限于微处理器(μP)、 微控制器(μC)、数字信号处理器(DSP)、或其任何组合的任何类型。处理 器210可以包括多于一级的缓存(诸如一级缓存211和二级缓存212)、处理 器内核213、以及寄存器214。处理器内核213可以包括算术逻辑单元(ALU)、 浮点单元(FPU)、数字信号处理内核(DSP内核)、或其任何组合。存储器 控制器215也可以用于处理器210，或者在某些实施方式中存储器控制器215 可以是处理器210的内部部件。

取决于需要的结构，系统存储器220可以是包括但不限于易失性存储器 (诸如RAM)、非易失性存储器(诸如ROM、闪存等)或其任何组合的任 何类型。系统存储器220典型地包括操作系统221、一个或多个应用程序222、 以及程序数据224。例如，应用程序222可以设计为从PPG系统接收特定输 入并且以这些输入为基础做出决定。例如，应用程序可以设计为从PPG系 统、NBP、以及其它可能的系统接收输入。作为输出，应用程序222可以执 行以上所述的任何方法并且提供逼真度更高的BP信号。

计算设备200可以具有附加的特性或功能，以及使基本结构201之间的 通信更便捷的附加接口。例如，总线/接口控制器240可以用于使基本结构 201和一个或多个数据存储设备250之间经由存储接口总线241的通信更便 捷。数据存储设备250可以是可移动存储设备251、非可移动存储设备252、 或者其组合。可移动存储和非可移动存储设备的示例包括(仅举几例)磁盘 设备(诸如软盘驱动器和硬盘驱动器(HDD))、光盘驱动器(诸如压缩光盘 (CD)驱动器或数字通用盘(DVD)驱动器)、固态驱动器(SSD)、以及 磁带驱动器。计算机存储介质示例可以包括在任何用于信息存储的方法或技 术中执行的易失性和非易失性、可移动和非可移动介质，诸如计算机可读指 令、数据结构、程序模块、或其它数据。

系统存储器220、可移动存储251以及非可移动存储252是计算机存储 介质的全部示例。计算机存储介质包括但不限于RAM、ROM、EEPROM、 闪存或其它存储器技术，CD-ROM、数字通用盘(DVD)或其它光存储，磁 盒、磁带、磁盘存储或其它磁存储设备，或者可以用于存储需要的信息、并 且可以由计算设备200访问的任何其它介质。这种计算机存储介质中的任何 一个可以是设备200的部件。

计算设备200也可以包括用于使经由总线/接口控制器240从各种接口设 备到基本结构201的通信更便捷的接口总线242。示例的输出接口260包括 图形处理单元261和音频处理单元262，其可以配置为经由一个或多个A/V 端口263与诸如显示器或扬声器的各种外部设备通信。示例的外围接口260 包括串行接口控制器271或并行接口控制器272，其可以配置为经由一个或 多个I/O端口273与诸如输入设备(例如，键盘、鼠标、笔、语音输入设备、 触摸输入设备等)或其它外围设备(例如，打印机、扫描仪等)的外部设备 通信。示例的通信接口280包括网络控制器281，其可以布置为经由一个或 多个通信端口282使通过网络通信的一个或多个其它计算设备290之间的通 信更便捷。通信连接是通信介质的一个示例。通信介质典型地可以通过诸如 载波或其它传输机制的调制数据信号中的计算机可读指令、数据结构、程序 模块、或其它数据来实施，并且包括任何信息传递介质。“调制数据信号” 可以是具有以这种方式设置或改变以在信号中编码信息的一个或多个特征 的信号。通过举例的方式而不作为限制，通信介质可以包括诸如有线网络或 直接有线连接的有线介质，以及诸如声学、射频(RF)、红外(IR)的无线 介质和其它无线介质。此处使用的术语计算机可读介质包括存储介质和通信 介质二者。

计算设备200可以作为诸如手机、个人数据助理(PDA)、个人媒体播 放器设备、无线上网设备、个人耳机设备、特定应用程序设备、或包括任何 上述功能的混合设备的小型便携(或移动)电子设备来实施。计算设备200 也可以作为包括膝上型计算机和非膝上型计算机结构二者的个人计算机来 实施。

医生习惯于在心脏水平上获得的血压值。由于手指可以处于不同的流体 静压水平，手指和心脏水平之间的不同可以用这两个位置之间的充液管校 正。因而可以采用高度校正系统，从而消除手指传感器和心脏水平之间的流 体静压差。

尽管此处参照特定实施例和应用对本发明进行了上述描述，但本领域技 术人员应当理解，在本发明构思的精神之内仍然可以进行变形、修改和改变， 并且这也落入所附权利要求中说明的本发明的范围之内。