血压测量系统、血压测量方法、计算机装置及储存介质与流程

本发明涉及一种电子信息和生物医学领域，特别是涉及一种血压测量系统、血压测量方法、计算机装置及储存介质。

背景技术：

随着社会的发展，心血管疾病问题越来越多影响着很多人的健康。所以，针对心血管疾病的控制和管理，有着重要积极的意义。心血管疾病的治疗策略是以预防为主，这就要求心血管疾病高危人群时刻关注自己的心血管功能状态。血压是在人体血管内流动的血液对流经的血管壁产生的单位面积上的侧压强。人体血压分为收缩压、平均动脉压以及舒张压。在一个心动周期内，心室收縮会使得主动脉血压急剧升高并在收缩的中期达到最大值，此时的动脉血压值称为收缩压；而心室舒张会使得主动脉血压下降并在舒张末期达到最低值，此时的动脉血压值为舒张压；平均动脉压则为一个心动周期过程中动脉血压的平均值。血压作为人体重要的生理参数，是反应人体的心血管功能是否良好的重要指标之一。血压的高低与心血管病发病和死亡的风险之间有着密切的因果关系。因此，在日常生活中实时监控人体的血压参数，有助于了解心血管功能状态、降低患病风险，从而达到预防控制心血管疾病的效果。

血压测量方法主要分为有创测量方法和无创测量方法两大类。其中，有创测量法是将连接有压力传感器的导管直接插到人体的动脉血管内或心脏处。这种方法虽然能够准确的测量血压值，但是需要专业医务人员在指定场所操作，对人体有一定的损伤，一般用于重症监护室，并不适用于家庭的日常监护。而无创血压测量技术由于操作简单、无创伤，因此被广泛的用于日常家庭监护。目前，市场上现有的大部分产品均是基于无创血压测量技术而研发的，无创血压测量技术主要应用于市场产品的方法有三种：柯氏音法、恒定容积法和示波法。柯氏音法虽然被誉为无创血压测量的“金标准”，但是由于其操作人员需要专业培训，而在测量过程中容易受到操作者主观因素以及周围环境噪音的影响，因此多用于医院门诊等场所，不适合家庭日常监护。

无创血压测量发展至今，出现了许多测量技术。由于无创血压监测操作简便快捷，在临床上得到了广泛的应用，大大的提高了医务工作者的工作效率。示波法又称振荡法，在上世纪70年代发展起来，是目前电子血压计中应用最广泛的方法之一。该方法育测量过程与柯氏音法有些类似，但是并不是通过柯氏音的有无来判断血压。在使用示波法测量过程中，首先将袖带内压力加压到指定压力，检测脉搏波幅度值，若幅度值仍然较大，则继续加压直至脉搏波幅度值达到最小值，此时，动脉血管处于关闭状态；然后，开始线性放气，在放气过程中检测脉搏波幅度值，随着袖带内压力的逐渐降低，脉搏波幅度值缓慢增大，当压力降至收缩压ps附近时，脉搏波幅度值会有一个明显的增大。当脉搏波幅度值达到最大时，此时对应的袖带内压力即为平均压pm，血管壁处于去负荷状态；随着袖带内压力继续降低，脉搏波幅度值开始降低，当袖带内压力降至舒张压pd附近时，脉搏波幅度值会有一个明显的下降，之后随着压力的逐渐降低脉搏波幅度值缓慢下降。采用示波法测量，首先可以排除操作者的主观因素的影响，并且可以避免环境噪音的干扰，提高准确性；其次，在测量过程中，不仅可以得到收缩压和舒张压，还能够得到准确的平均压；最后，示波法测量便于计算机处理，便于存储和分析数据。当然，示波法也有困难需要克服。首先，示波法测得的信号是叠加在血压信号基础上的振荡波信号，削弱了反应血压变化的虞频成分，在反应血压突然变化的能力上有些不足其次，示波法测量极易受到人体运动干扰的影响，抗运动干扰能力有待提高。基于示波法测量血压的判定方法有很多，目前主要可以分为波形特征法和幅度系数法。

波形特征法，就是从脉搏波序列的包络线入手，通过分析其包络线中收缩压和舒张压附近的特征，确定收缩压和舒张压。典型的波性特征法有如下几个方法：(1)突变点法：突变点法认为，在袖带内压力逐渐降低过程中，脉搏波幅度会有一个明显增加处和一个明显降低处，分别对应着收缩压和舒张压对应着脉搏波幅度发生突变的点。该判别准则通过差分算法确定相邻脉搏波幅度的变化值，差值最大点为突变点。(2)包络线拐点判别法：江国泰和斋藤正男从力学原理的角度出发，提出了一个理想化的上臂活动组织传递模型，并证明收缩压和舒张压与脉搏波包络线的拐点相对应。虽然在理论上该方法可行，但是在设计仪器时候，寻找包络线的拐点会有很大的困难。因为拟合包络线选取的算法不同，拐点的位置也会发生变化。

幅度系数法又称为归一化法，即将脉搏波幅度值与最大脉搏波幅度值的比值，作为确定收缩压和舒张压的重要参数。该方法的关键在于确定收缩压和舒张压对应的比例系数，通过大量的实验数据统计，估算出该比例系数。收缩压或舒张压对应的脉搏波幅度与最大脉搏波幅度之间的比值约为75％-80％。比例系数法针对特定的人群而言有一定的效果，釆用的是经过大量的实验统计而得出的经验公式，无统一的标准。但是，针对个体性差异而言，幅度系数法无法很好的适应，准确度降低。

针对波形特征法和幅度系数法各自的缺陷，许多学者在此基础上提出了改进的方法。系数差分比值法，在寻找突变点的时候，不是以单纯的相邻脉搏波差值作为依据，而是根据脉搏波幅度的相对变化值，这样可以避免平均压附近由于脉搏波幅度值本身很大而造成的差值较大所带来的影响。但是，这样一来，在脉搏波幅度值很小的时候相对变化值又会很大，造成收编压变高舒张压偏低的结果。针对这个问题，系数差分比值法参考幅度系数法，在一定的范围内寻找相对变化值较大的脉搏波，有效的提高了准确性。虽然改进的系数差分比值法，在一定程度上提高了单纯的突变点法以及幅度系数法的准确性，但是由于各种干扰因素的存在，测得的脉搏波幅度与真实值有可能存在误差，同时脉搏波序列中也可能存在奇异点，所以该方法仍然存在一定的缺陷。

基于高斯拟合的血压判定方法。该方法首先提取脉搏波幅度值，然后将波峰序列进行高斯拟合，求出其包络线，然后利用其提出的经验公式，求出血压值。该方法由于釆用了高斯拟合包络线，可以避免波峰离散带来的误差，但是脉搏波波峰序列的包络线并不是一个对称图形，因此用一个高斯钟形曲线进行拟合，同样会引入误差。

示波法是目前市场产品中应用最广泛的无创血压测量技术。示波法有效的排除了操作者主观因素的影响以及环境噪音的干扰，但是容易受到受测者手臂运动的干扰，特别是在动态血压测量系统等穿戴式血压监测设备上，运动干扰尤其影响其测量准确性。虽然穿戴式生理参数监测设备的抗运动干扰技术已经有了一定的基础，但是针对血压测量过程中的抗运动干扰研究仍然较薄弱，处还于起步摸索阶段。

技术实现要素：

鉴于以上所述现有技术的缺点，本发明的目的在于提供一种血压测量系统、血压测量方法、计算机装置及储存介质，用于解决现有技术中在动态血压测量系统等穿戴式血压监测设备上，运动干扰尤其影响其测量准确性使得血压测量结果准确率不高的问题。

为实现上述目的及其他相关目的，本发明提供一种血压测量系统，包括：具有气囊的套件，用于固定在待测部位；气路模块，连接所述套件；用于向所述气囊充气和放气；压力信号采集模块，连接所述套件，用于采集所述套件中的压力信号；加速度采集模块，用于实时采集所述待测部位运动的加速度数据并输出相应的加速度数字信号；处理模块，通信连接所述压力信号采集模块、所述气路模块且通信连接于所述加速度采集模块，用于将所述压力信号利用所述加速度数字信号作为自适应滤波参考信号经过自适应滤波法进行滤波得到滤波处理压力信号，根据检测到的所述滤波处理压力信号的峰值序列达到的最大峰值点将所述峰值序列分为两部分，分别经过高斯拟合得到用来判定收缩压的第一包络线和用来判定舒张压的第二包络线，进而得到修正峰值序列，再根据所述修正峰值序列得到收缩压和舒张压。

于本发明的一实施例中，所述自适应滤波法利用nlms自适应滤波算法进行滤波。

于本发明的一实施例中，所述nlms自适应滤波算法包括：

在n时刻的依照以下步骤：

e(n)＝d(n)-y(n)；

y(n)＝w^t(n)x(n)；

其中，e(n)是误差信号，d(n)为期望信号，y(n)为期望输出值；μ是步长因子；w(n)为时刻n的滤波系数矢量估值；w(n+1)为更新滤波系数矢量估计值p(n)＝x^t(n)x(n)，是输入信号的功率估计值；x(n)＝[x(n)，x(n-1)，...，x(n-n+1)]为n时刻的输入加速度信号；α为正常数。

于本发明的一实施例中，还包括：安全模块，耦接所述气路模块且耦接于压力信号采集模块，用于当检测到压力信号过高时，进行强制放气；或通信模块，耦接所述处理模块，用于将所述血压值向外部系统发送。

为实现上述目的及其他相关目的，本发明提供一种血压测量方法，应用于自适应滤波血压测量系统，所述系统包括：具有气囊的套件，用于固定在待测部位；气路模块，连接所述套件；用于向所述气囊充气和放气；压力信号采集模块，连接所述套件，用于采集所述套件中的压力信号；加速度采集模块，用于实时采集所述待测部位运动的加速度数据并输出相应的加速度数字信号；所述方法包括：将所述压力信号利用所述加速度数字信号作为自适应滤波参考信号经过自适应滤波法进行滤波得到滤波处理压力信号；根据检测到的所述滤波处理压力信号的峰值序列达到的最大峰值点将所述峰值序列分为两部分，分别经过高斯拟合得到用来判定收缩压的第一包络线和用来判定舒张压的第二包络线，进而得到修正峰值序列，再根据所述修正峰值序列得到收缩压和舒张压。

于本发明的一实施例中，所述自适应滤波法利用nlms自适应滤波算法进行滤波。

于本发明的一实施例中，所述nlms自适应滤波算法包括：

在n时刻的依照以下步骤：

e(n)＝d(n)-y(n)；

y(n)＝w^t(n)x(n)；

其中，e(n)是误差信号，d(n)为期望信号，y(n)为期望输出值；μ是步长因子；w(n)为时刻n的滤波系数矢量估值；w(n+1)为更新滤波系数矢量估计值p(n)＝x^t(n)x(n)，是输入信号的功率估计值；x(n)＝[x(n)，x(n-1)，...，x(n-n+1)]为n时刻的输入加速度信号；α为正常数。

为实现上述目的及其他相关目的，本发明提供一种计算机装置，包括：一或多个存储器，用于存储计算机程序；一或多个处理器，用于执行所述的血压测量方法。

为实现上述目的及其他相关目的，本发明提供一种计算机可读存储介质，其上存储有计算机程序，述计算机程序运行时实现所述的血压测量方法。

如上所述，本发明的血压测量系统、血压测量方法、计算机装置及储存介质，具有以下有益效果：解决了现有技术中在动态血压测量系统等穿戴式血压监测设备上，运动干扰尤其影响其测量准确性使得血压测量结果准确率不高的问题，本申请使抗运动干扰能力得到了大幅度的提高，增加了血压测量准确性。

附图说明

图1显示为本申请一实施例中的血压测量系统的结构示意图。。

图2显示为本申请一实施例中的血压测量系统的结构示意图。

图3显示为本申请一实施例中的血压测量方法的流程示意图。

图4显示为本申请一实施例中的计算机装置的结构示意图。

元件标号说明

10血压测量系统

11套件

12气路模块

13压力信号采集模块

14加速度采集模块

15处理模块

20血压测量系统

21套件

22气路模块

23压力信号采集模块

24加速度采集模块

25处理模块

26安全模块

27通信模块

40计算机装置

41存储器

42处理器

s301～s302步骤

具体实施方式

以下通过特定的具体实例说明本发明的实施方式，本领域技术人员可由本说明书所揭露的内容轻易地了解本发明的其他优点与功效。本发明还可以通过另外不同的具体实施方式加以实施或应用，本说明书中的各项细节也可以基于不同观点与应用，在没有背离本发明的精神下进行各种修饰或改变。需说明的是，在不冲突的情况下，以下实施例及实施例中的特征可以相互组合。

需要说明的是，在下述描述中，参考附图，附图描述了本申请的若干实施例。应当理解，还可使用其他实施例，并且可以在不背离本申请的精神和范围的情况下进行机械组成、结构、电气以及操作上的改变。下面的详细描述不应该被认为是限制性的，并且本申请的实施例的范围仅由公布的专利的权利要求书所限定。这里使用的术语仅是为了描述特定实施例，而并非旨在限制本申请。空间相关的术语，例如“上”、“下”、“左”、“右”、“下面”、“下方”、““下部”、“上方”、“上部”等，可在文中使用以便于说明图中所示的一个元件或特征与另一元件或特征的关系。

在通篇说明书中，当说某部分与另一部分“耦接”时，这不仅包括“直接连接”的情形，也包括在其中间把其它元件置于其间而“间接连接”的情形。另外，当说某种部分“包括”某种构成要素时，只要没有特别相反的记载，则并非将其它构成要素，排除在外，而是意味着可以还包括其它构成要素。

其中提到的第一、第二及第三等术语是为了说明多样的部分、成份、区域、层及/或段而使用的，但并非限定于此。这些术语只用于把某部分、成份、区域、层或段区别于其它部分、成份、区域、层或段。因此，以下叙述的第一部分、成份、区域、层或段在不超出本申请范围的范围内，可以言及到第二部分、成份、区域、层或段。

再者，如同在本文中所使用的，单数形式“一”、“一个”和“该”旨在也包括复数形式，除非上下文中有相反的指示。应当进一步理解，术语“包含”、“包括”表明存在所述的特征、操作、元件、组件、项目、种类、和/或组，但不排除一个或多个其他特征、操作、元件、组件、项目、种类、和/或组的存在、出现或添加。此处使用的术语“或”和“和/或”被解释为包括性的，或意味着任一个或任何组合。因此，“a、b或c”或者“a、b和/或c”意味着“以下任一个：a；b；c；a和b；a和c；b和c；a、b和c”。仅当元件、功能或操作的组合在某些方式下内在地互相排斥时，才会出现该定义的例外。

无创血压测量发展至今，出现了许多测量技术。由于无创血压监测操作简便快捷，在临床上得到了广泛的应用，大大的提高了医务工作者的工作效率。示波法又称振荡法，示波法是目前市场产品中应用最广泛的无创血压测量技术。在使用示波法测量过程中，首先将袖带内压力加压到指定压力，检测脉搏波幅度值，若幅度值仍然较大，则继续加压直至脉搏波幅度值达到最小值，此时，动脉血管处于关闭状态；然后，开始线性放气，在放气过程中检测脉搏波幅度值，随着袖带内压力的逐渐降低，脉搏波幅度值缓慢增大，当压力降至收缩压ps附近时，脉搏波幅度值会有一个明显的增大。当脉搏波幅度值达到最大时，此时对应的袖带内压力即为平均压pm，血管壁处于去负荷状态；随着袖带内压力继续降低，脉搏波幅度值开始降低，当袖带内压力降至舒张压pd附近时，脉搏波幅度值会有一个明显的下降，之后随着压力的逐渐降低脉搏波幅度值缓慢下降。采用示波法测量，首先可以排除操作者的主观因素的影响，并且可以避免环境噪音的干扰，提高准确性；其次，在测量过程中，不仅可以得到收缩压和舒张压，还能够得到准确的平均压；最后，示波法测量便于计算机处理，便于存储和分析数据。当然，示波法也有困难需要克服。

但是示波法有效的排除了操作者主观因素的影响以及环境噪音的干扰，但是容易受到受测者手臂运动的干扰，特别是在动态血压测量系统等穿戴式血压监测设备上，运动干扰尤其影响其测量准确性。虽然穿戴式生理参数监测设备的抗运动干扰技术已经有了一定的基础，但是针对血压测量过程中的抗运动干扰研究仍然较薄弱，处还于起步摸索阶段。

因此，本申请提高那个一种血压测量系统，用于解决解决现有技术中在动态血压测量系统等穿戴式血压监测设备上，运动干扰尤其影响其测量准确性使得血压测量结果准确率不高的问题，使得抗运动干扰能力得到了大幅度的提高，增加了血压测量准确性。

所述系统包括：包括：具有气囊的套件，用于固定在待测部位；气路模块，连接所述套件；用于向所述气囊充气和放气；压力信号采集模块，连接所述套件，用于采集所述套件中的压力信号；加速度采集模块，用于实时采集所述待测部位运动的加速度数据并输出相应的加速度数字信号；处理模块，通信连接所述压力信号采集模块、所述气路模块且通信连接于所述加速度采集模块，用于将所述压力信号利用所述加速度数字信号作为自适应滤波参考信号经过自适应滤波法进行滤波得到滤波处理压力信号，根据检测到的所述滤波处理压力信号的峰值序列达到的最大峰值点将所述峰值序列分为两部分，分别经过高斯拟合得到用来判定收缩压的第一包络线和用来判定舒张压的第二包络线，进而得到修正峰值序列，再根据所述修正峰值序列得到收缩压和舒张压。

下面以附图1为参考，针对本申请得实施例进行详细说明，以便本申请所述技术领域的技术人员能够容易地实施。本申请可以以多种不同形态体现，并不限于此处说明的实施例。

如图1所示，为本申请实施例中的一种血压测量系统10的结构示意图。

包括：具有气囊的套件11，用于固定在待测部位；所述套件11包括一个气囊，所述气囊具有一定空间可以储藏气体或用于充气和放气；所述套件可以套在待测部位以用于固定，所述套件可以根据待测部位的大小及形状来自由调节松紧可以围成圈状以保证相对封闭的固定范围，并保证气囊在套件一侧给待测位置一压力。所述待测位置可以为任一可测量血压的位置，例如手臂区域或腿部区域等。

所述气路模块12，连接所述套件11，用于向所述气囊充气和放气；所述气路模块12包括可以向所述气囊进行或放气的装置，优选的，可以采用气泵和气阀，来进行充气和放气的动作，所述气泵是从一个封闭空间排除空气或从封闭空间添加空气的一种装置，所述气阀用来控制气体进出的装置。需要注意的是，所述气路模块12连接所述套件11，这里的连接指用螺钉、螺栓、铆钉，或胶等紧固件将两种分离型材或零件连接成一个复杂零件或部件的过程，不仅限于其中一种方式。

所述压力信号采集模块13，连接所述套件11，用于采集所述套件中的压力信号；具体的，所述压力信号采集模块13可以感应、采集或处理相应的压力信号，所述压力信号采集模块13感应到来自所述套件11的压力信号并进行采集或处理所述压力信号，优选的，所述压力信号采集模块13包括一压力传感器，所述压力传感器可以感应套件中压力微小的变化；举例来说，所述压力传感器为mps-3117-006gc压力传感器，测量范围为0-300mmhg，是为测量血压而专门设计的，它采用恒流源供电，具有优越的温度系数，在血压测量应用中，在稳定性及抑制漂移等方面具有良好的表现。

所述加速度采集模块14，用于实时采集所述待测部位运动的加速度数据并输出相应的加速度数字信号；具体的，所述加速度采集模块14接收到待测部位的运动信号并进行感应因而得到相应的加速度数据，然后对加速度数据进行相应的转换和放大得到相应的加速度数字信号并进行输出；优选的，所述加速度采集模块14具有实现传感元件、转换元件、放大电路以及数字转换元件一种或多种功能的部件，当所述待测部位的运动使得所述传感元件发生形变，所述转换元件对所述传感元件的形变进行测量得到加速度数据，然后将所述加速度数据转化为可以测得的加速度电信号，所述加速度电信号经过放大电路的放大，信噪比得到了提高，最后进行数字转换成加速度数字信号输出，加速度采集模块可以利用加速度传感器完成上述功能。

所述加速度传感器可以应用压电式加速度运动传感器、压阻式加速度传感器以及电容式加速度传感器等传感器。压电式加速度运动传感器是利用压电元件的压电效应直接将机械能转换成为电能。压电式加速度运动传感器具有频率范围广、动态范围大、受外界干扰小等特点，但无法测量零频率的信号。压阻式加速度传感器的基本原理就是将加速度的变化转换成电阻值的变化，再通过恒定电流转化为相应的电压变化压阻式传感器具有线性度好，外围电路简单，同时精度高，尺寸小，并且易于安装等优点。电容式加速度传感器的基本原理是将电容的一个电极固定，然后用弹性膜片做另一个可以变化的电极，弹性膜片在外力作用下会发生位移，从而导致电容量发生变化，通过测量电容量的变化量进而测出加速度。电容式加速度传感器的优点是体积小，结构简单，影响稳定性的因素少、无内部和外部的各种摩擦和接触应力误差，对温度变化的固有敏感性很低，而且精度高，动态响应好，分辨率高，能实现非接触测量，被广泛应用于压力、位移、加速度、振动等低频检测领域。此外，电容式加速度运动传感器的芯片不仅体积微小，而且实现了直接数字量或者模拟量输出，非常方便与单片机或者其它微处理器相结合使用。需要注意的是，本申请中采用的加速传感器的种类不件限于压电式加速度运动传感器、压阻式加速度传感器以及电容式加速度传感器，还可以应用不同结构种类的加速度传感器，对此在本申请中不作限定。举例来说，所述加速度采集模块14包括lis3dh三轴加速度传感器，三轴加速度传感器可以数字输出x、y、z三个方向的加速度数据。

所述处理模块15，通信连接所述压力信号采集模块13、所述气路模块12且通信连接于所述加速度采集模块14，所述处理模块15接收来自所述压力信号采集模块13的压力信号，其中压力信号包括运动干扰信号，通过接收到来自所述加速度采集模块14的加速度数字信号作为自适应滤波参考信号，根据自适应滤波法把所述压力信号进行滤波，得到滤波处理压力信号；

根据得到的所述滤波处理信号检测到的波的峰值序列，以所述峰值序列的最大峰值点作为分界点将所述峰值序列分为两部分，将一部分进行高斯拟合得到第一包络线，根据所述第一包络线来判定收缩压，将另一部分进行高斯拟合得到第二包络线，根据所述第二包络线来判定舒张压；其中在一个心动周期内，心室收縮会使得主动脉血压急剧升高并在收缩的中期达到最大值，此时的动脉血压值称为收缩压；而心室舒张会使得主动脉血压下降并在舒张末期达到最低值，此时的动脉血压值为舒张压。平均动脉压则为一个心动周期过程中动脉血压的平均值。将原脉搏波序列的所对应的根据平均压确定特征点的查找范围，也就是的拟合曲线带入之前储存的时间会得到新的波峰序列也就是修正波峰序列，再根据脉搏波幅度会有一个明显增加处和一个明显降低处，分别对应着收缩压和舒张压对应着脉搏波幅度发生突变的点来求出收缩压进而舒张压，以此得到滤除干扰后的血压值。

具体来说，判定舒张压和收缩压是通过观察典型的波形可知，脉搏波首先会被检测到一个徙哨的上升沿，所以本文通过检测上升沿来确定脉搏波的起点和终点。起点与终点之间的最大值，就对应着本次脉搏波的波峰。由于在测量过程中容易引入干扰，所以检测所得到的脉搏波序列并不能马上用于曲线拟合，需要通过适当的处理，去除一些奇异的脉搏波。也就是说，通过对幅度大小以及脉搏波间距之间进行比较，去除奇异的脉搏波。首先遍历一遍脉搏波序列，求得所有相邻脉搏波之间的间距，这些间距会集中聚集在某一点用围，距离该点太远的点，就认为是干扰点。如果当前脉搏波i的幅度小于前后脉搏波幅度平均值的80％或大于120％，则用平均值代替当前脉搏波幅度；如果脉搏波i距离脉搏波i-1较近，且脉搏波i距离脉搏波i+1较近，该点为干扰点，应当去除。然后选取合适的拟合曲线来拟合包络线，分别对脉搏波幅度最大值两侧的脉搏波序列做高斯曲线拟合。其中，将脉搏波峰值序列以最大峰值点为界分成两部分，前部分单独进行高斯拟合得到包络线1，用于求取收缩压，后半部分单独进行高斯拟合得到包络线2，用于求取舒张压，进而得到血压值。该方法不仅解决了个体适应性较差的问题，而且使用曲线拟合克服了波形特征法特征点查找过程中干扰信号的影响，提高了特征点查找的准确度，从而提高血压测量的准确度。

可选的，所述自适应滤波法利用nlms自适应滤波算法进行滤波；具体的，所述处理模块15接收来自所述压力信号采集模块13的压力信号，其中压力信号包括运动干扰信号，通过接收到来自所述加速度采集模块14的加速度数字信号作为自适应滤波参考信号，根据用nlms自适应滤波算法把所述压力信号进行滤波，得到滤波处理压力信号。所述nlms自适应滤波算法是通过自适应滤波器来实现的。

为了使自适应滤波器设计要想达到目标滤波效果，根据目前常见的自适应滤波算法最小军方误差算法(leastmeansquares,lms)、归一化均方误差算法、递推最小二乘算法(recursiveleastsquares，rls)以及频域的自适应滤波等等，比较典型的是lms和rls算法。但是，在需要使用自适应滤波器处理的大多数情况下，我们无法知道输入信号的特性，输入信号随时间变化的，不可能直接测量得到目标滤波。

为此，采用由lms算法的一种改进算法nlms(normalizedlms,nlms)算法，其核心思想是根据自适应滤波器的输入n时刻调整补偿因子μ，n与稳态误差成正比，μ与稳态误差成反比，当输入n的不断增大时，通过调节μ来减小稳态误差。

可选的，我们利用自适应滤波器运用nlms自适应滤波算法来进行滤波。所述nlms自适应滤波算法包括：

在n时刻的依照以下步骤：

e(n)＝d(n)-y(n)；

y(n)＝w^t(n)x(n)；

其中，e(n)是误差信号，d(n)为期望信号，y(n)为期望输出值；μ是步长因子；w(n)为时刻n的滤波系数矢量估值；w(n+1)为更新滤波系数矢量估计值p(n)＝x^t(n)x(n)，是输入信号的功率估计值；x(n)＝[x(n)，x(n-1)，...，x(n-n+1)]为n时刻的输入加速度信号；α为正常数。

具体的，所述算法的步骤为：首先初始化p(0)和w(0)，然后读取x(n)和d(n)，输入参考信号通过滤波得到y(n)，其中y(n)＝w^t(n)x(n)；再计算误差e(n)，其中e(n)＝d(n)-y(n)；再计算p(n)，其中p(n)＝x^t(n)x(n)，之后更新矩阵得到然后继续读取下一个时刻的x(n)和d(n)。

可选的，所述气路模块12包括：线性放气阀；所述线性放气阀采用调节方波的占空比来控制，通过在定时器timer_b的中断函数中设置代码，以控制气阀的关闭与开启。举例来说，所述代码为：

linearva_s；//线性阀关闭

for(j＝t；j＞0；j--)//调节j的大小从而调节放气速度，j越大放气越慢

{

_delay_cycles(80)；

}

linearva_o；//线性打开

以80个时刻为一个周期，考虑到使用时放气速度的差异，为了保证线性恒定的放气速度，通过实时采集的压力反馈来调节t值的大小，从而达到调整放气速度的目的。当放气速度过快时，增大t值，降低放气速度，反之亦然。

下面以附图2为参考，针对本申请的实施例进行详细说明，以便本申请所述技术领域的技术人员能够容易地实施。本申请可以以多种不同形态体现，并不限于此处说明的实施例。

如图2所示，为本申请一种血压测量系统20的结构示意图。其中所述套件21可以实现图1，的实施例中的套件11的功能，所述气路模块22可以实现图1的实施例中的气路模块12，所述压力采集模块23可以实现图1的实施例中的压力采集模块13的功能，所述加速度采集模块24可以实现图1的实施例中的加速度采集模块14的功能，所述处理模块25可以实现图1的实施例中的处理模块15的功能。

所述血压测量系统20还包括：安全模块26，耦接所述气路模块22且耦接于压力信号采集模块23，用于当经过压力信号采集模块23检测到压力信号过高时，令所述气路模块22进行强制放气，以保证当压力过高时使用者的安全。

可选的，所述血压测量系统还包括：通信模块26，耦接所述处理模块25，用于将所述血压值向外部系统发送。所述外部系统可以为外部终端以及工作站等外部系统网络通信，具体的，接收来自所述处理模块25的血压值与各云端数据库、服务平台、外部终端以及监控系统等外部通信，举例来说与台式电脑、手机、笔记本电脑、平板电脑等外部终端通信。

与上述实施例原理相似的是，本申请提供一种血压测量方法，应用于自适应滤波血压测量系统，所述系统包括：具有气囊的套件，用于固定在待测部位；气路模块，连接所述套件；用于向所述气囊充气和放气；压力信号采集模块，连接所述套件，用于采集所述套件中的压力信号；加速度采集模块，用于实时采集所述待测部位运动的加速度数据并输出相应的加速度数字信号；所述方法包括：

将所述压力信号利用所述加速度数字信号作为自适应滤波参考信号经过自适应滤波法进行滤波得到滤波处理压力信号；

根据检测到的所述滤波处理压力信号的峰值序列达到的最大峰值点将所述峰值序列分为两部分，分别经过高斯拟合得到用来判定收缩压的第一包络线和用来判定舒张压的第二包络线，进而得到修正峰值序列，再根据所述修正峰值序列得到收缩压和舒张压。

以下结合附图提供具体实施例：

如图3所示，展示本申请实施例中的一种血压测量方法流程示意图。

所述方法包括：

步骤s301：将所述压力信号利用所述加速度数字信号作为自适应滤波参考信号经过自适应滤波法进行滤波得到滤波处理压力信号。

可选的，接收采集到的压力信号，其中压力信号包括运动干扰信号，通过接收加速度数字信号作为自适应滤波参考信号，根据自适应滤波法把所述压力信号进行滤波，得到滤波处理压力信号。

步骤s302：根据检测到的所述滤波处理压力信号的峰值序列达到的最大峰值点将所述峰值序列分为两部分，分别经过高斯拟合得到用来判定收缩压的第一包络线和用来判定舒张压的第二包络线，进而得到修正峰值序列，再根据所述修正峰值序列得到收缩压和舒张压。

可选的，根据得到的所述滤波处理信号检测到的波的峰值序列，以所述峰值序列的最大峰值点作为分界点将所述峰值序列分为两部分，将一部分进行高斯拟合得到第一包络线，根据所述第一包络线来判定收缩压，将另一部分进行高斯拟合得到第二包络线，根据所述第二包络线来判定舒张压；其中在一个心动周期内，心室收缩会使得主动脉血压急剧升高并在收缩的中期达到最大值，此时的动脉血压值称为收缩压；而心室舒张会使得主动脉血压下降并在舒张末期达到最低值，此时的动脉血压值为舒张压。平均动脉压则为一个心动周期过程中动脉血压的平均值。将原脉搏波序列的所对应的根据平均压确定特征点的查找范围，也就是的拟合曲线带入之前储存的时间会得到新的波峰序列也就是修正波峰序列，再根据脉搏波幅度会有一个明显增加处和一个明显降低处，分别对应着收缩压和舒张压对应着脉搏波幅度发生突变的点来求出收缩压进而舒张压，以此得到滤除干扰后的血压值。该方法不仅解决了个体适应性较差的问题，而且使用曲线拟合克服了波形特征法特征点查找过程中干扰信号的影响，提高了特征点查找的准确度，从而提高血压测量的准确度。

可选的，所述自适应滤波法利用nlms自适应滤波算法进行滤波；具体的，接收采集到的压力信号，其中压力信号包括运动干扰信号，通过接收加速度数字信号作为自适应滤波参考信号，根据用nlms自适应滤波算法把所述压力信号进行滤波，得到滤波处理压力信号。所述nlms自适应滤波算法是通过自适应滤波器来实现的。

为了使自适应滤波器设计要想达到目标滤波效果，根据目前常见的自适应滤波算法最小军方误差算法(leastmeansquares，lms)、归一化均方误差算法、递推最小二乘算法(recursiveleastsquares，rls)以及频域的自适应滤波等等，比较典型的是lms和rls算法。但是，在需要使用自适应滤波器处理的大多数情况下，我们无法知道输入信号的特性，输入信号随时间变化的，不可能直接测量得到目标滤波。

为此，采用由lms算法的一种改进算法nlms(normalizedlms，nlms)算法，其核心思想是根据自适应滤波器的输入n时刻调整补偿因子μ，n与稳态误差成正比，μ与稳态误差成反比，当输入n的不断增大时，通过调节μ来减小稳态误差。

可选的，我们利用自适应滤波器运用nlms自适应滤波算法来进行滤波。所述nlms自适应滤波算法包括：

在n时刻的依照以下步骤：

e(n)＝d(n)-y(n)；

y(n)＝w^t(n)x(n)；

其中，e(n)是误差信号，d(n)为期望信号，y(n)为期望输出值；μ是步长因子；w(n)为时刻n的滤波系数矢量估值；w(n+1)为更新滤波系数矢量估计值p(n)＝x^t(n)x(n)，是输入信号的功率估计值；x(n)＝[x(n)，x(n-1)，...，x(n-n+1)]为n时刻的输入加速度信号；α为正常数。

具体的，所述算法的步骤为：首先初始化p(0)和w(0)，然后读取x(n)和d(n)，输入参考信号通过滤波得到y(n)，其中y(n)＝w^t(n)x(n)；再计算误差e(n)，其中e(n)＝d(n)-y(n)；再计算p(n)，其中p(n)＝x^t(n)x(n)，之后更新矩阵得到然后继续读取下一个时刻的x(n)和d(n)。

如图4所示，展示本申请实施例中的计算机装置40的结构示意图。

所述计算机装置40包括：存储器41及处理器42；所述存储器41用于存储计算机程序；所述处理器42运行计算机程序实现如图3所述的血压测量方法。

可选的，所述存储器41的数量均可以是一或多个，所述处理器41的数量均可以是一或多个，而图4中均以一个为例。

可选的，所述电子装置40中的处理器42会按照如图3所述的步骤，将一个或多个以应用程序的进程对应的指令加载到存储器41中，并由处理器42来运行存储在存储器41中的应用程序，从而实现如图3所述血压测量方法中的各种功能。

可选的，所述存储器41，可能包括但不限于高速随机存取存储器、非易失性存储器。例如一个或多个磁盘存储设备、闪存设备或其他非易失性固态存储设备；所述处理器42，可能包括但不限于中央处理器(centralprocessingunit，简称cpu)、网络处理器(networkprocessor，简称np)等；还可以是数字信号处理器(digitalsignalprocessing，简称dsp)、专用集成电路(applicationspecificintegratedcircuit，简称asic)、现场可编程门阵列(field-programmablegatearray，简称fpga)或者其他可编程逻辑器件、分立门或者晶体管逻辑器件、分立硬件组件。

可选的，所述处理器42可以是通用处理器，包括中央处理器(centralprocessingunit，简称cpu)、网络处理器(networkprocessor，简称np)等；还可以是数字信号处理器(digitalsignalprocessing，简称dsp)、专用集成电路(applicationspecificintegratedcircuit，简称asic)、现场可编程门阵列(field-programmablegatearray，简称fpga)或者其他可编程逻辑器件、分立门或者晶体管逻辑器件、分立硬件组件。

本申请还提供计算机可读存储介质，存储有计算机程序，所述计算机程序运行时实现如图3所示的血压测量方法。所述计算机可读存储介质可包括，但不限于，软盘、光盘、cd-rom(只读光盘存储器)、磁光盘、rom(只读存储器)、ram(随机存取存储器)、eprom(可擦除可编程只读存储器)、eeprom(电可擦除可编程只读存储器)、磁卡或光卡、闪存、或适于存储机器可执行指令的其他类型的介质/机器可读介质。所述计算机可读存储介质可以是未接入计算机设备的产品，也可以是已接入计算机设备使用的部件。

综上所述，本发明血压测量系统、血压测量方法、计算机装置及储存介质，包括：具有气囊的套件，用于固定在待测部位；气路模块，连接所述套件；用于向所述气囊充气和放气；压力信号采集模块，连接所述套件，用于采集所述套件中的压力信号；加速度采集模块，用于实时采集所述待测部位运动的加速度数据并输出相应的加速度数字信号；处理模块，通信连接所述压力信号采集模块、所述气路模块且通信连接于所述加速度采集模块，用于将所述压力信号利用所述加速度数字信号作为自适应滤波参考信号经过自适应滤波法进行滤波得到滤波处理压力信号，根据检测到的所述滤波处理压力信号的峰值序列达到的最大峰值点将所述峰值序列分为两部分，分别经过高斯拟合得到用来判定收缩压的第一包络线和用来判定舒张压的第二包络线，进而得到修正峰值序列，再根据所述修正峰值序列得到收缩压和舒张压解决了现有技术中在动态血压测量系统等穿戴式血压监测设备上，运动干扰尤其影响其测量准确性使得血压测量结果准确率不高的问题，使得抗运动干扰能力得到了大幅度的提高，增加了血压测量准确性。所以，本发明有效克服了现有技术中的种种缺点而具高度产业利用价值。

上述实施例仅例示性说明本发明的原理及其功效，而非用于限制本发明。任何熟悉此技术的人士皆可在不违背本发明的精神及范畴下，对上述实施例进行修饰或改变。因此，举凡所属技术领域中具有通常知识者在未脱离本发明所揭示的精神与技术思想下所完成的一切等效修饰或改变，仍应由本发明的权利要求所涵盖。