多模态生理信号的处理方法、装置、电子设备及存储介质与流程

1.本技术涉及健康工程领域，具体而言，本技术涉及一种多模态生理信号的处理方法、装置、电子设备及存储介质。


背景技术：

2.心血管疾病的防控很大程度上是依赖测量出的血压，因此，血压的测量就显得十分重要。
3.为了尽可能不间断测量心血管疾病患者的血压，为此产生了可穿戴式血压测量设备，可穿戴式血压测量设备主要包括基于单模态传感器测量设备和基于双模态传感器测量。
4.单模态传感器测量设备和双模态传感器测量测量，大多局限于单个或两个维度(单个维度例如光电容积信号以及生物阻抗信号等的任意一种信号，两个维度例如光电容积信号结合脉搏波传输时间以及生物阻抗信号结合横截面积变化等)测量的信号来确定血压值，都存在较大误差，另外，通过单模态传感器测量设备和双模态传感器测量设备测量的血压都是单次的血压，单次测量的血压无法准确确定血压的变化，不利于检测心血管疾病患者的血压。


技术实现要素：

5.本技术实施例提供了一种血压测量的方法、装置、电子设备、计算机可读存储介质及计算机程序产品，可以解决现有的单次的单模态或双模态测量的生理信息不准确的问题。所述技术方案如下：
6.根据本技术实施例的第一方面，提供了一种血压测量方法，该方法包括：
7.获取连续的目标多模态生理信号，目标多模态生理信号包括目标温度信号、目标生物阻抗信号、目标心电信号、目标光电容积信号、目标压力信号以及目标超声信号中的至少三种目标生理信号；
8.根据连续的目标多模态生理信号确定目标对象的连续的生理信息。
9.在一个可能的实现方式中，获取连续的目标多模态生理信号，包括：
10.获取连续的、原始的多模态生理信号，原始的多模态生理信号包括原始的温度信号、原始的生物阻抗信号、原始的心电信号、原始的光电容积信号、原始的压力信号以及原始的超声信号中的至少三种原始生理信号；原始的多模态生理信号中包括运动噪声信号和工频噪声信号；
11.对于任意时刻的原始的多模态生理信号，对原始的多模态生理信号进行时分复用处理，得到复用后的多模态生理信号；
12.获取加速度计信号；加速度计信号包括参考工频噪声信号和参考运动噪声信号；
13.根据参考工频噪声信号以及参考运动噪声信号对复用后的多模态生理信号进行自适应滤波处理，对滤波处理后的多模态生理信号进行时分分用处理，得到目标多模态生
理信号。
14.在一个可能的实现方式中，生理信息包括第一血压信息；第一血压信息包括第一舒张压、第一脉压以及第一收缩压；根据连续的目标多模态生理信号确定目标对象的连续的生理信息，包括：
15.针对任意时刻，根据目标温度信号确定目标对象的血液温度；根据目标生物阻抗信号确定目标测量段的最大阻抗值；根据目标心电信号确定目标对象的心动周期；根据目标心电信号以及目标生物阻抗信号确定目标对象在心动周期内阻抗的变化对应的第一差值；根据目标心电信号以及目标光电容积信号确定脉搏波通过目标测量段所需的脉搏波传导时间；根据目标生物阻抗信号确定目标测量段的长度；目标测量段包括目标动脉段以及目标动脉段的周围组织；
16.根据心动周期、目标测量段的长度、阻抗最大值以及血液温度确定目标对象的第一舒张压；
17.根据第一差值以及脉搏波传导时间，确定目标对象的第一脉压；
18.将第一舒张压以及第一脉压的和作为目标对象的第一收缩压；
19.将各个时刻的第一舒张压、第一脉压以及第一舒张压在时间轴中呈现，分别得到连续的第一舒张压、连续的第一脉压以及连续的第一舒张压。
20.在一个可能的实现方式中，根据心动周期、目标测量段的长度、阻抗最大值以及血液温度确定目标对象的第一舒张压，包括：
21.将心动周期、目标测量段的长度、阻抗最大值以及血液温度代入第一目标公式，得到目标对象的第一舒张压；
22.第一目标公式为：
[0023][0024]
，其中，dbp为第一舒张压，exp为以e为底的指数函数，t为心动周期，l为目标测量段的长度，z
max
为最大阻抗值，t为血液温度，p0为收缩末期主动脉压，p0为常数，k1和b为校准参数，k1和b为常数。
[0025]
在一个可能的实现方式中，根据第一差值以及脉搏波传导时间，确定目标对象的第一脉压，包括：
[0026]
将第一差值以及脉搏波传导时间代入第二目标公式，得到目标对象的第一脉压；
[0027]
第二目标公式为：
[0028][0029]
，其中，pp为第一脉压，k2为校准参数，k2为常数，ptt为脉搏波传导时间，δz为第一差值。
[0030]
在一个可能的实现方式中，生理信息包括第二血压信息；第二血压信息包括第二舒张压、第二脉压以及第二收缩压；根据连续的目标多模态生理信号确定目标对象的连续的生理信息，包括：
[0031]
在任意时刻，根据目标超声信号确定动脉段的血管直径和血管厚度之间的比值；
[0032]
根据脉搏波传导时间以及比值分别确定目标对象的第二收缩压和第二舒张压；
[0033]
将第二舒张压以及第二舒张压的差作为目标对象的第二脉压；
[0034]
将各个时刻的第二舒张压、第二脉压以及第二舒张压在时间轴中呈现，分别得到连续的第二舒张压、连续的第二脉压以及连续的第二舒张压。
[0035]
在一个可能的实现方式中，根据脉搏波传导时间以及比值分别确定目标对象的第二收缩压和第二舒张压，包括：
[0036]
将脉搏波传导时间以及比值分别代入第三目标公式以及第四目标公式，得到第二收缩压和第二舒张压；
[0037]
第三目标公式为：
[0038]
sbp＝k3ln(r/ptt2)+a
[0039]
，其中，sbp为收缩压，r为目标动脉段的血管直径与血管厚度的比值，ln为以e为底的对数函数，ptt为脉搏波传导时间，k3和a为校准参数，k3和a为常数；
[0040]
第四目标公式为：
[0041]
dbp＝k4ln(r/ptt2)+c
[0042]
，其中，dbp为舒张压，r为目标动脉段的血管直径与血管厚度的比值，ln为以e为底的对数函数，ptt为脉搏波传导时间，k4和c为校准参数，k4和c为常数。
[0043]
在一个可能的实现方式中，根据连续的目标多模态生理信号确定目标对象的连续的生理信息，还包括：
[0044]
确定同一时刻的第一舒张压和第二舒张压的均值，将第一舒张压和第二舒张压的均值作为目标舒张压；
[0045]
确定同一时刻的第一脉压和第二脉压的均值，将第一脉压和第二脉压的均值作为目标脉压；
[0046]
确定同一时刻的第一收缩压和第二收缩压的均值，将第一收缩压和第二收缩压的均值作为目标收缩压。
[0047]
将各个时刻的目标舒张压、目标脉压以及目标收缩压在时间轴中呈现，分别得到连续的目标舒张压、连续的目标脉压以及连续的目标收缩压。
[0048]
在一个可能的实现方式中，分别得到连续的目标舒张压、连续的目标脉压以及连续的目标收缩压之后，还包括：
[0049]
通过加速度计信号确定目标对象的体位变化，根据体位变化对连续的目标舒张压、连续的目标脉压以及连续的目标收缩压进行校准；
[0050]
通过目标压力信号确定为目标对象的血压测量部位施加的压力的变化值，根据压力的变化值对连续的目标舒张压、连续的目标脉压以及连续的目标收缩压进行校准。
[0051]
在一个可能的实现方式中，根据连续的目标多模态生理信号确定目标对象的连续的生理信息之后，还包括：
[0052]
若连续的生理信息对应的数值超过相应的预设阈值或预设阈值范围，则进行本地报警呼救或发送报警信息至紧急联系人或救护中心中的至少一种。
[0053]
根据本技术实施例的第二方面，提供了一种血压测量装置，该装置包括：
[0054]
多模态生理信号获取模块，用于获取连续的目标多模态生理信号，目标多模态生理信号包括目标温度信号、目标生物阻抗信号、目标心电信号、目标光电容积信号、目标压
力信号以及目标超声信号中的至少三种目标生理信号；
[0055]
生理信息确定模块，用于根据连续的目标多模态生理信号确定目标对象的连续的生理信息。
[0056]
根据本技术实施例的第三方面，提供了一种电子设备，该电子设备包括存储器、处理器及存储在存储器上的计算机程序，处理器执行程序时实现如第一方面所提供的方法的步骤。
[0057]
根据本技术实施例的第四方面，提供了一种计算机可读存储介质，其上存储有计算机程序，该计算机程序被处理器执行时实现如第一方面所提供的方法的步骤。
[0058]
根据本技术实施例的第五方面，提供了一种计算机程序产品，该计算机程序产品包括计算机指令，该计算机指令存储在计算机可读存储介质中，当计算机设备的处理器从计算机可读存储介质读取该计算机指令，处理器执行该计算机指令，使得该计算机设备执行实现如第一方面所提供的方法的步骤。
[0059]
本技术实施例提供的技术方案带来的有益效果是：
[0060]
本技术实施例通过获取连续的目标多模态生理信号，目标多模态生理信号包括目标温度信号、目标生物阻抗信号、目标心电信号、目标光电容积信号以及目标超声信号中的至少三种目标生理信号；根据连续的目标多模态生理信号确定目标对象的连续的生理信息。本技术实施例通过获取联系的多模态生理信号来确定连续的生理信息，使得获得的生理信息更加准确，更有利于及时发现异常的生理信息，使得患者可以及时得到救治。
附图说明
[0061]
为了更清楚地说明本技术实施例中的技术方案，下面将对本技术实施例描述中所需要使用的附图作简单地介绍。
[0062]
图1为本技术实施例提供的一种多模态生理信号的处理方法的流程示意图；
[0063]
图2为本技术实施例提供为降低工频干扰和运动噪声的自适应滤波器的连接关系图；
[0064]
图3为本技术实施例提供的原始的多模态生理信号的传输示意图原始；
[0065]
图4为本技术实施例提供的对信号进行降噪获取ptt信息的示意图；
[0066]
图5为本技术实施例提供的一种血压测量方法的交互示意图；
[0067]
图6为本技术实施例提供的一种多模态生理信号的处理装置的结构示意图；
[0068]
图7为本技术实施例提供的一种电子设备的结构示意图。
具体实施方式
[0069]
下面结合本技术中的附图描述本技术的实施例。应理解，下面结合附图所阐述的实施方式，是用于解释本技术实施例的技术方案的示例性描述，对本技术实施例的技术方案不构成限制。
[0070]
本技术领域技术人员可以理解，除非特意声明，这里使用的单数形式“一”、“一个”、“所述”和“该”也可包括复数形式。应该进一步理解的是，本技术实施例所使用的术语“包括”以及“包含”是指相应特征可以实现为所呈现的特征、信息、数据、步骤、操作、元件和/或组件，但不排除实现为本技术领域所支持其他特征、信息、数据、步骤、操作、元件、组
件和/或它们的组合等。应该理解，当我们称一个元件被“连接”或“耦接”到另一元件时，该一个元件可以直接连接或耦接到另一元件，也可以指该一个元件和另一元件通过中间元件建立连接关系。此外，这里使用的“连接”或“耦接”可以包括无线连接或无线耦接。这里使用的术语“和/或”指示该术语所限定的项目中的至少一个，例如“a和/或b”可以实现为“a”，或者实现为“b”，或者实现为“a和b”。
[0071]
为使本技术的目的、技术方案和优点更加清楚，下面将结合附图对本技术实施方式作进一步地详细描述。
[0072]
心血管疾病是全球死亡和残疾的主要原因，世界卫生组织在2017年研究中表明，心血管疾病占世界总死亡人数的31.8％。其中，在心血管疾病多种致死因素中，高血压居首位，是最重要的危险因素，由于高血压存在导致的心血管患者死亡人数在2017年超过1000万，与1990年相比增加了300多万，大大高于其他危险因素，因此在日常生活中的连续无创血压监测十分重要。此外，超过三分之二的心脏猝死发生在医院外。因此迫切需要可穿戴医疗设备在日常生活中频繁，准确且无扰地监测个体的心血管风险因子。然而，目前适用于长期和全面心血管监测的设备和方法十分有限。其中动脉血压是心血管疾病的主要危险因子，尽管目前基于袖带的动脉血压测量是非侵入式的，但这些装置会在袖带充气过程中引起消费者不适，并且仅提供间歇性的暂态动脉血压数值。无袖带连续血压信息目前还无法使用便携式或可穿戴设备进行长期准确测量，所以使用可穿戴设备实现对更多重要的心血管参数进行测量的需求十分迫切。
[0073]
对于传统单次血压测量值，常用于参与评估的指标已较为完备。无袖式、无扰式连续血压测量，区别于单次血压测量，连续血压通过测量收缩压、舒张压及一段时间内逐拍血压变化，提供了更为丰富的生理信息，为诊断和治疗高血压提供了额外的信息，可用于心血管系统的评估以及疾病早期诊断。
[0074]
发表于《circulation》杂志上的一项新研究预测，实现并维持2017年acc/aha发布的降压治疗目标，即从以前的140/90mmhg降低到130/80mmhg，可能在未来十年内达到预防300万起心血管疾病事件的作用。另一项研究显示：全球将近50％的高血压者患者未得到诊断，其中一部分原因是「隐匿性高血压」(诊室血压《140/90mmhg，而家庭血压≥135/85mmhg)。隐匿性高血压尤其存在于成年人群体中，其隐匿性高血压发生率接近10％，由之导致的脑卒中、心肌梗死等疾病的发病率和正常高血压一样高；但隐匿性高血压往往需要24小时动态血压监测观察，才能使它暴露。此外，在covid-19大流行期间，众所周知，covid-19是一种涉及多器官的传染性疾病，具有传染率高，不良后果严重，经济负担高，并通过空气传播和飞沫传播成人和儿童、新生儿、孕妇和老年人，影响所有年龄组等特点。在covid-19导致的多种并发症中，其中前两位高发并发症是高血压和心血管疾病，分别占20.7％和9.6％，该两种疾病也是covid-19严重程度的预后因素。可知高血压是covid-19患者预后不良的有力预测指标，包括更高的死亡率、重症covid-19、急性呼吸窘迫综合征、需要icu入院和进行性疾病。
[0075]
所以，针对心血管疾病的监测至关重要，但是该早期检测不能仅依赖就医，也需要患者具有自主健康管理意识，对健康状况进行自测。为了时刻测量心血管疾病患者的血压，为此产生了可穿戴式血压测量设备，可穿戴式血压测量设备主要包括基于单模态传感器测量设备和基于双模态传感器测量。其中，基于单模态传感器测量设备测量的是光电容积信
号、超声波信号、生物抗阻信号以及心电信号中的任意一种信号，通过对任意一种信号的测量来计算患者的血压值；基于双模态传感器测量设备测量血压主要有3类测量方式：光电容积信号测量考虑脉搏波传输时间的方式、超声波信号测量考虑血管之间变化的方式、生物阻抗信号测量考虑血管横截面积变化的方式。
[0076]
无论基于单模态传感器测量设备和基于双模态传感器测量测量，多数测量局限于单个或两个维度的测量来确定血压值，这两种测量方式都是存在较大误差的，无法准确确定血压值和血压值的变化，不利于检测心血管疾病患者的血压。
[0077]
本技术提供的血压测量方法、装置、电子设备、计算机可读存储介质以及计算机程序产品，旨在解决现有技术的如上技术问题。
[0078]
下面通过对几个示例性实施方式的描述，对本技术实施例的技术方案以及本技术的技术方案产生的技术效果进行说明。需要指出的是，下述实施方式之间可以相互参考、借鉴或结合，对于不同实施方式中相同的术语、相似的特征以及相似的实施步骤等，不再重复描述。
[0079]
本技术实施例中提供了一种多模态生理信号的处理方法，如图1所示，该方法包括：
[0080]
步骤s101，获取连续的目标多模态生理信号，目标多模态生理信号包括目标温度信号、目标生物阻抗信号、目标心电信号、目标光电容积信号、目标压力信号以及目标超声信号中的至少三种目标生理信号。
[0081]
本技术实施例可通过多模态传感器获取连续的多模态生理信号，该多模态传感器可以是可穿戴设备，多模态传感器可以集温度传感器、生物阻抗传感器、心电传感器、光电容积传感器、压力传感器、超声传感器以及加速度计传感器中的至少三种传感器于一体，当前，该多模态传感器也可以包括其他的传感器，本技术实施例对此不作限制。
[0082]
其中，温度传感器用于采集原始的温度信号，生物阻抗传感器用于采集原始的生物阻抗信号，电传感器用于采集原始的心电信号，光电容积传感器用于采集原始的光电容积信号，压力传感器用于采集原始的压力信号，超声传感器用于采集原始的超声信号，加速度计传感器用于采集原始的加速度计信号，通过传感器获得的信号均为原始的信号。
[0083]
同理，本技术实施例可通过多模态传感器采集连续的、原始的多模态生理信号，对原始的多模态生理信号进行处理后得到目标多模态生理信号。
[0084]
本技术实施例目标多模态生理信号包括目标温度信号、目标生物阻抗信号、目标心电信号、目标光电容积信号、目标压力信号以及目标超声信号中的至少三种目标生理信号。
[0085]
步骤s102，根据连续的目标多模态生理信号确定目标对象的连续的生理信息。
[0086]
本技术实施例在获得连续的目标多模态生理信号后，可根据目标多模态生理信号中的至少三种生理信号确定目标对象的连续的生理信息，生理信息可以是血压、心率等，本技术实施例对具体的生理信息不作限制，可以是任意的生理信息。
[0087]
本技术实施例通过连续的目标多模态生理信号确定目标对象的连续的生理信息，可将连续的生理信息制成连续的生理信息图，用于判断生理信息的变化。
[0088]
本技术实施例通过获取连续的目标多模态生理信号，目标多模态生理信号包括目标温度信号、目标生物阻抗信号、目标心电信号、目标光电容积信号以及目标超声信号中的
至少三种目标生理信号；根据连续的目标多模态生理信号确定目标对象的连续的生理信息。本技术实施例通过获取联系的多模态生理信号来确定连续的生理信息，使得获得的生理信息更加准确，更有利于及时发现异常的生理信息，使得患者可以及时得到救治。
[0089]
本技术实施例提供了一种可能的实现方式，获取连续的目标多模态生理信号，包括：
[0090]
获取连续的、原始的多模态生理信号，原始的多模态生理信号包括原始的温度信号、原始的生物阻抗信号、原始的心电信号、原始的光电容积信号、原始的压力信号以及原始的超声信号中的至少三种原始生理信号；原始的多模态生理信号中包括运动噪声信号和工频噪声信号；
[0091]
对于任意时刻的原始的多模态生理信号，对原始的多模态生理信号进行时分复用处理，得到复用后的多模态生理信号；
[0092]
获取加速度计信号；加速度计信号包括参考工频噪声信号和参考运动噪声信号；
[0093]
根据参考工频噪声信号以及参考运动噪声信号对复用后的多模态生理信号进行自适应滤波处理，对滤波处理后的多模态生理信号进行时分分用处理，得到目标多模态生理信号。
[0094]
对于可穿戴设备而言，运动一直存在于我们日常活动中，除了在日常活动中监测生理信号，运动噪声和外部环境也为一种严重的噪声源，它会降低信号完整性，因此降低该类噪声信号尤其运动噪声信号以获得高质量信号对于可穿戴信号和系统至关重要。
[0095]
本技术实施例通过多模态传感器直接获得的多模态生理信号，是原始的多模态生理信号，原始的多模态生理信号中包括运动噪声信号干扰和工频噪声信号干扰，因此需要对原始的多模态生理信号进行滤波处理。
[0096]
本技术实施例中的目标血液温度信号、目标生物阻抗信号、目标心电信号、目标压力信号、目标光电容积信号以及目标超声信号等目标生理信号是通过对相应的原始的信号进行预处理以及自适应滤波后得到的信号，预处理包括对信号进行两次放大，具体地，先进行前置放大处理，进行前置放大处理后，输入到主放大器进行后续放大处理，随后根据信号的频率特点进行滤波操作，降低噪声干扰得到携带生理信息的信号频带，该信号频带即为目标生理信号，目标生理信号是模拟信号，后续可通过模数转换单元将目标信号转换为数字信号，进行无线传输到pc端或者手机端进行显示，使得后续可根据各种信号对应的数字信号获得相应的生理数据。在该信号传输过程中，由于生理信号强度依旧很弱，考虑通过高频率和高能量的载波信号进行信号调制处理，从而实现特定距离得高效保真传输。
[0097]
对于任意时刻获取的原始的多模态生理信号后，对该原始的多模态生理信号先进行时分复用处理，得到复用后的多模态生理信号，对原始的多模态生理信号进行复用处理可使得多模态信号占用一条通道，无需使用多种通道。
[0098]
本技术实施例的复用后的多模态生理信号中依然存在运动噪声信号干扰和工频噪声信号干扰，因此需要对复用后的多模态生理信号进行滤波处理，以得到降噪的多模态生理信号。
[0099]
本技术实施例通过加速度计传感器获得加速度计信号；加速度计信号包括参考工频噪声信号和参考运动噪声信号。
[0100]
根据参考工频噪声信号以及参考运动噪声信号对复用后的多模态生理信号进行
自适应滤波处理，对滤波处理后的多模态生理信号进行时分分用处理，得到目标多模态生理信号。
[0101]
在非平稳环境中，多模态系统利用加速度计信号作为噪声监测通道，其中加速度计放在任意不会受到心脏活动干扰的位置，如可穿戴手表表面，作为用于自适应降噪处理的噪声参考信号，为参考输入，该噪声参考信号可以反映真实的运动情况，而不是凭经验产生的噪声，原始输入为原始的多模态生理信号，考虑针对原始输入信号与参考输入采样频率的差异性，进行后续调试。
[0102]
本技术实施例可通过第一阶段降低工频干扰噪声信号，第二阶段用于降低运动噪声.
[0103]
图2所示为降低工频干扰信号的滤波器的连接关系图，由一个自适应滤波器和一个自适应陷波滤波器组成，分别名为y1和y2，并行放置，用于减少原始输入和参考输入信号中包含的工频干扰(pli)。
[0104]
所提出设计的原始输入和参考输入信号如下：
[0105][0106]
nr＝plir(k)+ar(k)(2)，
[0107]
其中，nr表示参考噪声信号，包括参考工频噪声信号，plir(k)以及参考运动噪声信号，pli
p
(k)为原始的多模态生理信号中的工频干扰信号，a
p
(k)为原始的多模态生理信号中的运动噪声干扰信号，x(k)为原始的多模态生理信号，sourcei(k)表示降噪后得到的目标生理信号，可以为目标温度信号、目标生物阻抗信号、目标心电信号、目标光电容积信号、目标压力信号以及目标超声信号中的任意一种生理信号，i表示原始的多模态生理信号中的任意一种原始的生理信号。
[0108]
如图3所示，其示例性示出了本技术实施例采集的原始原始的多模态生理信号的传输示意图，可通过先复用、再分用的方式进行信号传输，针对多模态信号的传输无需使用多种通道，仅通过设置时钟信号便可实现时序逻辑的信号单路输出。
[0109]
通过估计噪声参考信号并根据滤波器阶数的系数有效地减少多模态信号中的噪声尤其是工频干扰和运动噪声，获取降噪信号e(k)后通过时分分用控制单元将信号逐一分解，得到多模态有用信号，使得对多种生理信息尤其血压信息估计更加可靠；另一类将原始输入设计为多种模态生理信号中的一种，参考输入是除去作为原始输入的多模信号中的其他信号中的一种，考虑去除滤波器自身导致的相位误差后获取相位信息，该方法具备利用相位信息计算脉搏传输时间用来进行血压估计的潜力，实现设计降噪方法示意图如图4所示。
[0110]
本技术实施例中提供了一种可能的实现方式，生理信息包括第一血压信息；第一血压信息包括第一舒张压、第一脉压以及第一收缩压；根据连续的目标多模态生理信号确定目标对象的连续的生理信息，包括：
[0111]
针对任意时刻，根据目标温度信号确定目标对象的血液温度；根据目标生物阻抗信号确定目标测量段的最大阻抗值；根据目标心电信号确定目标对象的心动周期；根据目标心电信号以及目标生物阻抗信号确定目标对象在心动周期内阻抗的变化对应的第一差值；根据目标心电信号以及目标光电容积信号确定脉搏波通过目标测量段所需的脉搏波传
导时间；根据目标生物阻抗信号确定目标测量段的长度；目标测量段包括目标动脉段以及目标动脉段的周围组织；
[0112]
根据心动周期、目标测量段的长度、阻抗最大值以及血液温度确定目标对象的第一舒张压；
[0113]
根据第一差值以及脉搏波传导时间，确定目标对象的第一脉压；
[0114]
将第一舒张压以及第一脉压的和作为目标对象的第一收缩压；
[0115]
将各个时刻的第一舒张压、第一脉压以及第一舒张压在时间轴中呈现，分别得到连续的第一舒张压、连续的第一脉压以及连续的第一舒张压。
[0116]
本技术实施例在获得多模态生理信号后，可对多模态生理信号得到相应的生理数据，通过对这些生理数据进行处理，得到相应的生理信息。
[0117]
本技术实施例的生理信息可以为目标对象的血压信息，可通过4种生理信号确定第一血压信息，通过3种生理信号确定第二血压信息，可单独将第一血压信息或第二血压信息作为测量的目标血压信息，也可将第一血压信息和第二血压信息的加权平均值作为目标血压信息，本技术实施例对此不作限制。
[0118]
当然，也可通过其他数量或类型的信号确定其他的生理信息，本技术实施例对此不作限制。
[0119]
本技术实施例在获得目标温度信号后，将该目标温度信号转换为血液温度对应的数字信号，确定该数字信号对应的血液温度。
[0120]
本技术实施例在确定血液温度后，确定血液温度对应的血液黏度。
[0121]
温度信号反应皮肤，组织和血液的温度信息，血液温度信号确定的是血液中的温度信息，外周动脉的弹性由血压和血管平滑肌收缩决定，一项实验表明：在放松和收缩状态下，外周动脉的压力-直径关系不同。因此，温度变化也会影响血压调节。低温试验导致明显的小动脉血管收缩，尤其是外周动脉，改变外周血管阻力从而增加血压水平。在我们日常生活中，外部环境的变化如冬天从室内进入到室外环境，温度的突然变化会引起血压的变化，在温度变化的情况下准确追踪血压变化成为挑战。由于血液粘度在微循环中明显，因此血液粘度是外周血管阻力变化不可忽略的因素。粘度是流体本身性质的函数，通常取决于其组成成分和温度，因此本技术实施例考虑温度对血液粘度的变化。
[0122]
本技术实施例通过公式(3)确定血液温度和血液黏度之间的关系，公式(3)为：
[0123]
η＝0.23exp[(c
0-c1t)h-c2t](3)，
[0124]
其中，η是血液粘度，h为血细胞比容(可视作常数)，c0、c1以及c2为三个常数，t为血液温度。计算过程中的血细胞比容值为47％，对应于正常的健康值，c0、c1、c2为三个常数，分别为0.0332、1.08*10-4
和0.02。
[0125]
本技术实施例在确定出血液温度后，将血液温度代入上述公式可确定血液黏度。
[0126]
本技术实施例目标生物阻抗信号通过控制生物阻抗传感器的工作频率，组织的传感覆盖范围可以从几毫米到几厘米进行调整，得到不同的生物阻抗信号。其中，动脉血容量微小变化引起的动脉阻抗可通过动脉尺寸变化与动脉阻抗变化之间的关系获取。因此，通过生物阻抗信号所表示的阻抗可以确定动脉的半径变化与横截面积信息，通过校准后获取血压信息。此外，除了反应血容量变化外，改变工作频率，通过分析不同组织电阻抗的频率响应，可获取组织成分、电阻率和人体结构组成等信息，可用于联系获取血压信息。
[0127]
本技术实施例目标测量段包括目标动脉段以及目标动脉段的周围组织，本技术实施例假设目标测量段是由目标动脉段和周围组织得到的均匀的圆柱体建模的来的，在后续过程中将目标测量段看作动脉段。
[0128]
目标测量段的阻抗可视为目标动脉段中的血液和周围组织并联的模型，因此目标测量段阻抗和目标动脉段以及周围组织的阻抗之间的关系可以表示为公式(4)，
[0129][0130]
其中，z为目标测量段的阻抗，za和z
t
分别为目标动脉段和目标动脉段的周围组织的阻抗。
[0131]
阻抗和横截面积之间的关系可通过公式(5)来表示，公式(5)为：
[0132][0133]
在上述公式(5)中，z表示目标测量段的阻抗，σ为电导率，l为目标测量段的长度，a为目标测量段的横截面积。
[0134]
假设目标测量段中的目标动脉段以及周围组织的阻抗保持恒定，为受试者特定的常数，因此测量的阻抗变化δz可以通过动脉阻抗的变化来监测反应。当发生小的血容量变化时，可得动脉横截面积δaa的变化可以表示为测量的阻抗δz变化的函数，此外，δz与动脉的半径δr的变化成正比(排除平均动脉半径rm的变化)，如下公式(6)所示，
[0135][0136]
其中l和z0为目标测量段的长度和原始阻抗，σ为血液电阻率，δz为变化的阻抗，rm为动脉的半径，δr为动脉半径的变化。
[0137]
心动周期(cardiac cycle)，心脏舒张时内压降低，腔静脉血液回流入心，心脏收缩时内压升高，将血液泵到动脉，心脏每收缩和舒张一次构成一个心动周期。
[0138]
心电信号反应心脏在每个心动周期中产生的电活动变化，r-r间期(r-r interval)用于准确提供人体每心搏活动间期，且心电信号已被广泛用于诊断和监测心脏异常，特别是心肌梗死，本技术实施例可通过目标心电信号直接确定目标对象的心动周期。
[0139]
动脉windkessel模型描述了时变血压，动脉顺应性和总外周阻力之间的关系，将全身动脉系统建模为由电容器(表示动脉顺应性c)和电阻器(表示总外周阻力tpr)组成的等效集总电路。因此，基于动脉windkessel模型，主动脉瓣闭合后血压的指数衰减理论上可通过(7)来表示舒张压dbp，公式(7)为：
[0140][0141]
其中，dbp表示目标对象的舒张压，p0表示第一脉压，第一脉压为主动脉瓣闭合后的脉压，tpr表示总外周阻力，c表示动脉顺应性，短期内是恒定的，t为心动周期，exp为以e为底的指数函数。
[0142]
外周阻力是指循环系统对血流的抵抗力。外周循环产生的阻力是全身血管阻力，也称为总外周阻力。外周电阻主要由可变收缩的小动脉产生和控制，也可能由毛细血管产生和控制以及粘度等其他因素也会引起对血液外周流动的阻力。根据poiseuille定律，血管的外周阻力可通过公式(4)确定：
[0143][0144]
其中，trp为总外周阻力，l是目标测量段的长度，aa是目标动脉测量段的横截面积，η是血液粘度。
[0145]
根据上述公式(5)可将目标动脉测量段的横截面积aa表示为aa＝l/σbza(l为目标测量段的长度、a为目标动脉测量段的横截面积、σb为血液电导率)。
[0146]
在上述公式中确定出目标测量段的长度l、目标动脉测量段的横截面积aa、以及血液黏度η之后，将l、aa以及η代入上述公式(8)即可确定总外周阻力，即：
[0147][0148]
其中，tpr表示总外周阻力，z表示目标测量段的阻抗，b表示校准参数，t表示血液温度，ρ为血液密度。
[0149]
本技术实施例在确定出总外周阻力tpr、以及心动周期t之后，将tpr以及t代入上述公式(4)得到目标对象的舒张压dbp，阻抗波形的最高点和最低点分别对应同一心动周期下两个血压水平。由于阻抗z通过横截面积(a)与dbp成反比，因此z
max
用于估计dbp，即：
[0150][0151]
其中，dbp为舒张压，p0为收缩末期主动脉压(p0为常数)，exp为以e为底的指数函数，k1为校准参数，z
max
为最大阻抗值，t为心动周期，l为动脉段的长度，t为血液温度。
[0152]
通过上述公式(10)可知，心动周期t、目标测量段的长度l、阻抗最大值z
max
以及血液温度t为未知量，因此，本技术实施例根据心动周期、目标测量段的长度、阻抗最大值以及血液温度可确定舒张压，将通过心动周期、目标测量段的长度、阻抗最大值以及血液温度确定的舒张压称作第一舒张压。
[0153]
血流的脉动性质产生压力脉冲波，该脉冲波从心脏向下通过动脉管壁传播，具有一定的速度，称为脉搏波速度pwv。通过在动脉系统中两个位点(目标测量段的起始位点和终止位点)之间的时间延迟δt，即脉搏波传导时间(ptt)，和脉搏波行进的距离d得到pwv，本技术实施例脉搏波进行的距离为目标测量段的长度l，则l、ptt以及pwv之间的关系可用公式(11)表示，公式(11)为：
[0154][0155]
其中，l表示传导距离(目标测量段的起始位置和终点位置之间的距离)，pwv为脉搏波速度，ptt为与脉搏波传导时间。
[0156]
在一些场景中，同一心动周期心电信号r波与外周脉搏波信号特征点之间的时间间隔，如光电容积信号峰值点，通常作为脉搏波传输时间(ptt)的测量应用于血压估计中。一些学者研究表明，由于高频分量在脉压中占主导地位，ptt可能仅反映高频分量，换句话说，ptt更能反应脉压的变化。因此，通过使用ptt估计脉压计算可能是提高无袖带连续血压信息估计精度的一种方法。
[0157]
在moens-korteweg(简称m-k)公式通过以下表达式对pwv进行了定量评估，也反应了脉搏波速度pwv与弹性模量e之间的关系，请参见公式(12)：
[0158][0159]
其中，pwv为脉搏波速度，e为弹性模量，ρ为血液密度，为常数，h为动脉壁的厚度，d为动脉的直径。
[0160]
由上述公式(11)和(12)可以确定出公式(13)：
[0161][0162]
在m
–
k方程中，弹性模量e由下述公式(14)给出：
[0163][0164]
其中，ro是动脉的血管外半径，δro表示动脉的血管外半径的变化值，δro的变化随着δp的改变而改变，δp即为要测量的目标对象的脉压，ri表示动脉的血管内半径，σ是泊松比。
[0165]
假设壁厚h保持不变，该研究中动脉半径r为ro，根据式(6)(13)(14)，pp与ptt和δr关系为表示式(15)：
[0166][0167]
即脉压pp与成正比，脉压pp与成正比，由此，可得到公式(16)：
[0168][0169]
其中，pp表示脉压，k2为校准参数，是常数，δz为阻抗的变化程度对应的第一差值，ptt表示脉搏波传导时间，因此为了确定脉压pp，还需确定阻抗的变化程度对应的第一差值。
[0170]
本技术实施例阻抗的变化程度对应的第一差值是心动周期内阻抗的最大值与阻抗的最小值之间的差值。
[0171]
本技术实施例在确定出阻抗的变化程度对应的第一差值δz以及传导时间ptt后，将δz以及ptt代入上述公式(10)中，即可得到目标对象的脉压。
[0172]
在上述公式(10)中，阻抗的变化程度对应的第一差值δz以及传导时间ptt为未知量，因此，本技术实施例可根据第一差值以及脉搏波的传导时间确定目标对象的脉压，本技术实施例将通过阻抗的变化程度对应的第一差值以及脉搏波的传导时间确定目标对象的脉压称作第一脉压。
[0173]
在测量目标对象的血压时，除了需要测量舒张压外，还测量目标对象的脉压和收缩压，收缩压时脉压和舒张压的和，因此，本技术实施例可将第一舒张压以及第一脉压的和作为目标对象的第一收缩压。
[0174]
即确定出第一舒张压dbp以及第一脉压pp后，将第一舒张压dbp和第一脉压pp的和作为第一收缩压sbp。
[0175]
第一收缩压可通过公式(17)确定，即：
[0176][0177]
其中，dbp为第一舒张压，pp为第一脉压，sbp为第一收缩压，exp为以e为底的指数函数，t为心动周期，l为目标测量段的长度，z
max
为最大阻抗值，t为血液温度，ptt为脉搏波传导时间，δz为阻抗的变化程度对应的第一差值，p0为收缩末期主动脉压，k1，k2，b为校准参数
[0178]
在实际测量血压中，连续血压呈现目标对象一段时间内的血压变化，连续的血压能够带来更多的研究意义。
[0179]
本技术实施例将各个时刻的第一舒张压、第一脉压以及第一舒张压在时间轴中呈现，分别得到连续的第一舒张压、连续的第一脉压以及连续的第一舒张压。
[0180]
本技术实施例中提供了一种可能的实现方式，根据心动周期、目标测量段的长度、阻抗最大值以及血液温度确定目标对象的第一舒张压，包括：
[0181]
将心动周期、目标测量段的长度、阻抗最大值以及血液温度代入第一目标公式，得到目标对象的第一舒张压；
[0182]
第一目标公式为：
[0183][0184]
，其中，dbp为第一舒张压，exp为以e为底的指数函数，t为心动周期，l为目标测量段的长度，z
max
为最大阻抗值，t为血液温度，p0为收缩末期主动脉压，p0为常数，k1和b为校准参数，k1和b为常数。
[0185]
上述第一目标公式即为推导出的公式(10)，本技术实施例在此不再进行过多赘述，可直接将将心动周期、目标测量段的长度、阻抗最大值以及血液温度代入第一目标公式，得到目标对象的第一舒张压。
[0186]
本技术实施例中提供了一种可能的实现方式，根据第一差值以及脉搏波传导时间，确定目标对象的第一脉压，包括：
[0187]
将第一差值以及脉搏波传导时间代入第二目标公式，得到目标对象的第一脉压；
[0188]
第二目标公式为：
[0189][0190]
，其中，pp为第一脉压，k2为校准参数，k2为常数，ptt为脉搏波传导时间，δz为第一差值。
[0191]
同前述实施例的说明，本技术实施例第二目标公式即为前述公式(16)，本技术实施例在此不再进行过多赘述，可直接将第一差值以及脉搏波传导时间代入第二目标公式，得到目标对象的第一脉压。
[0192]
本技术实施例中提供了一种可能的实现方式，生理信息包括第二血压信息；第二血压信息包括第二舒张压、第二脉压以及第二收缩压；根据连续的目标多模态生理信号确定目标对象的连续的生理信息，包括：
[0193]
在任意时刻，根据目标超声信号确定动脉段的血管直径和血管厚度之间的比值；
[0194]
根据脉搏波传导时间以及比值分别确定目标对象的第二收缩压和第二舒张压；
[0195]
将第二舒张压以及第二舒张压的差作为目标对象的第二脉压；
[0196]
将各个时刻的第二舒张压、第二脉压以及第二舒张压在时间轴中呈现，分别得到连续的第二舒张压、连续的第二脉压以及连续的第二舒张压。
[0197]
在前述实施例中，第一舒张压、第一脉压以及第一收缩压是通过4种目标生理信号确定的，本技术实施例同样可根据3种目标生理信号确定目标对象的血压信息，将通过3种目标生理信号确定的血压信息称作第二血压信息；第二血压信息包括第二舒张压、第二脉压以及第二收缩压。
[0198]
根据hughes方程，弹性模量e与压力p呈指数相关，
[0199]
e＝e0*e
γp
(18)，
[0200]
e0是零压力模量，γ是一个常数，通常介于0.016和0.018之间，与联立，可以得到通过超声获取血管直径与厚度的比值r，血压估计公式为：
[0201]
sbp＝k3ln(r/ptt2)+a(19)，
[0202]
dbp＝k4ln(r/ptt2)+c(20)，
[0203]
其中，sbp为第二收缩压，dbp为第二舒张压，r为目标动脉段的血管直径与血管厚度的比值，ptt为脉搏波传导时间，ln为以e为底的对数函数，k3、k4、a和c为校准参数，k3、k4、a和c为常数；
[0204]
通过产生一束高度定向的超声光束，可以提供4厘米的穿透深度，足以穿透深度在3厘米以内的任何血管，如桡动脉、臂动脉和颈动脉，超声波信号可获取血流与血管壁信息。由于束宽较细，小于上述动脉的尺寸，可以选择性地穿透目标血管，而不干扰邻近血管，准确反映血管直径和血液流速等信息。密集分布压阻元件可为血管扩张计算提供高分辨率信号，并能提供良好的信号以获得血管管径等准确的管壁扩张信息，反映血管管壁的机制。此外，利用超声波信号的多普勒效应，根据其原始发射频率和接受频率之间的变化关系，可计算获取血流速度信息，建立与血压信息之间的联系。
[0205]
在上述公式(19)和公式(20)中，目标动脉段的血管直径与血管厚度的比值r和脉搏波传导时间ptt为未知量，因此，本技术实施例可根据目标动脉段的血管直径与血管厚度的比值和脉搏波传导时间确定目标对象的收缩压和舒张压，本技术实施例将目标动脉段的血管直径与血管厚度的比值和脉搏波传导时间确定的收缩压和舒张压称作第二收缩压和第二舒张压。
[0206]
将第二舒张压以及第二舒张压的差作为目标对象的第二脉压；
[0207]
将各个时刻的第二舒张压、第二脉压以及第二舒张压在时间轴中呈现，分别得到连续的第二舒张压、连续的第二脉压以及连续的第二舒张压。
[0208]
本技术实施例中提供了一种可能的实现方式，根据脉搏波传导时间以及比值分别确定目标对象的第二收缩压和第二舒张压，包括：
[0209]
将脉搏波传导时间以及比值分别代入第三目标公式以及第四目标公式，得到第二收缩压和第二舒张压；
[0210]
第三目标公式为：
[0211]
sbp＝k3ln(r/ptt2)+a
[0212]
，其中，sbp为收缩压，r为目标动脉段的血管直径与血管厚度的比值，ln为以e为底的对数函数，ptt为脉搏波传导时间，k3和a为校准参数，k3和a为常数；
[0213]
第四目标公式为：
[0214]
dbp＝k4ln(r/ptt2)+c
[0215]
，其中，dbp为舒张压，r为目标动脉段的血管直径与血管厚度的比值，ln为以e为底的对数函数，ptt为脉搏波传导时间，k4和c为校准参数，k4和c为常数。
[0216]
同前述实施例的说明，本技术实施例第三目标公式即为前述公式(19)，第四目标公式即为前述公式(20)，本技术实施例在此不再进行过多赘述，可直接将目标动脉段的血管直径与血管厚度的比值和脉搏波传导时间代入上述第三目标公式和上述第四目标公式，得到目标对象的第二收缩压和第二舒张压。
[0217]
本技术实施例中提供了一种可能的实现方式，根据连续的目标多模态生理信号确定目标对象的连续的生理信息，还包括：
[0218]
确定同一时刻的第一舒张压和第二舒张压的均值，将第一舒张压和第二舒张压的均值作为目标舒张压；
[0219]
确定同一时刻的第一脉压和第二脉压的均值，将第一脉压和第二脉压的均值作为目标脉压；
[0220]
确定同一时刻的第一收缩压和第二收缩压的均值，将第一收缩压和第二收缩压的均值作为目标收缩压。
[0221]
将各个时刻的目标舒张压、目标脉压以及目标收缩压在时间轴中呈现，分别得到连续的目标舒张压、连续的目标脉压以及连续的目标收缩压。
[0222]
本技术实施例计算目标对象的血压的方法是多样的，可将同一时刻的第一舒张压和第二舒张压的均值作为目标舒张压，将同一时刻的第一收缩压和第二收缩压的均值作为目标收缩压，将同一时刻第一收缩压和第二收缩压的均值作为目标收缩压。
[0223]
当然，本技术实施例为目标对象所展示的舒张压可以是上述第一舒张压、第二舒张压或目标舒张压中的任意一种或几种，本技术实施例对此不作限制，脉压或收缩压同样如此。
[0224]
本技术实施例中提供了一种可能的实现方式，分别得到连续的目标舒张压、连续的目标脉压以及连续的目标收缩压之后，还包括：
[0225]
通过加速度计信号确定目标对象的体位变化，根据体位变化对连续的目标舒张压、连续的目标脉压以及连续的目标收缩压进行校准；
[0226]
通过目标压力信号确定为目标对象的血压测量部位施加的压力的变化值，根据压力的变化值对连续的目标舒张压、连续的目标脉压以及连续的目标收缩压进行校准。
[0227]
本技术实施例在确定出脉压、收缩压以及舒张压后，对这些血压进行自动校准，本方案提供多种校验方式，包括：
[0228]
利用加速度计监测体位变化，通过引起血液静压变化进行自校准；通过加载外加压力使跨壁压力接近零，利用压力传感器监测外部压力进行自校准；也可通过大数据分析，实现对受人体生理情况和外部环境影响产生的血压变化进行无袖带无扰式校准的功能。
[0229]
本技术实施例中提供了一种可能的实现方式，根据连续的目标多模态生理信号确定目标对象的连续的生理信息之后，还包括：
[0230]
若连续的生理信息对应的数值超过相应的预设阈值或预设阈值范围，则进行本地报警呼救或发送报警信息至紧急联系人或救护中心中的至少一种。
[0231]
本技术实施例在获得连续的生理信息后，实现时刻检测生理信息的变化，若连续的生理信息对应的数值超过相应的预设阈值或预设阈值范围，则进行本地报警呼救或发送报警信息至紧急联系人或救护中心中的至少一种。
[0232]
具体而言，例如血压中的收缩压的正常范围：90～139mmhg，可设置收缩压的预设阈值范围为90～139mmhg，当目标对象的收缩压的值不位于该预设阈值范围中，则进行本地呼救或发送报警信息。
[0233]
如图5所示，其示例性示出了本技术实施例提供的血压测量方法的结构示意图，包括信号采集模块5001、预处理模块5002、模数转换模块5003、降噪模块5004、第一血压信息确定模块5005、第二血压信息确定模块5006、目标血压信息确定模块5007、血压校准模块5008、血压显示模块5009以及报警模块5010，信号采集模块5001用于采集原始的信号，原始的信号包括原始的多模态生理信号以及加速度计信号，原始的多模态生理信号包括：原始的温度信号、原始的生物阻抗信号、原始的心电信号、原始的光电容积信号、原始的压力信号以及原始的超声信号中的至少三种原始生理信号；加速度计信号中包括参考工频噪声信号和参考运动噪声信号；预处理模块5002用于对上述原始的信号进行放大、原始滤波、等预处理，得到预处理后的多模态生理信号；对预处理后的多模态生理信号进行复用处理，得到复用后的多模态生理信号；模数转换模块5003，用于将采集的模拟信号转换为数字信号，模拟信号指上述目标多模态生理信号；降噪模块5004，用于根据参考工频噪声信号以及参考运动噪声信号对复用后的多模态生理信号进行自适应滤波处理，对滤波处理后的多模态生理信号进行时分分用处理，得到目标多模态生理信号；第一血压信息确定模块5005用于根据目标温度信号、目标生物阻抗信号、目标心电信号以及目标光电容积信号确定目标对象的第一血压信息，第一血压信息包括连续的第一舒张压、连续的第一脉压以及连续的第一收缩压；第二血压信息确定模块5006用于根据目标超声信号、目标心电信号以及目标光电容积信号确定目标对象的第二血压信息，第二血压信息包括连续的第二舒张压、连续的第二脉压以及连续的第二收缩压；目标血压信息确定模块5007用于确定同一时刻的第一舒张压和第二舒张压的均值，将第一舒张压和第二舒张压的均值作为目标舒张压；确定同一时刻的第一脉压和第二脉压的均值，将第一脉压和第二脉压的均值作为目标脉压；确定同一时刻的第一收缩压和第二收缩压的均值，将第一收缩压和第二收缩压的均值作为目标收缩压；将各个时刻的目标舒张压、目标脉压以及目标收缩压在时间轴中呈现，分别得到连续的目标舒张压、连续的目标脉压以及连续的目标收缩压；血压校准模块5008用于通通过加速度计信号确定目标对象的体位变化，根据体位变化对连续的目标舒张压、连续的目标脉压以及连续的目标收缩压进行校准；通过目标压力信号确定为目标对象的血压测量部位施加的压力的变化值，根据压力的变化值对连续的目标舒张压、连续的目标脉压以及连续的目标收缩压进行校准；显示模块5009，用于在手机、电脑或可穿戴设备的屏幕上显示估计的第一血压信息或第二血压信息或目标血压信息中的至少一种；报警模块5010，用于若第一脉压(或第二脉压或目标脉压)、第一舒张压(或第二舒张压或目标舒张压)或第一收缩压(或
第二收缩压或目标收缩压)中任意一项血压超过相应的预设阈值，则进行本地报警呼救或发送报警信息至紧急联系人或救护中心中的至少一种。
[0234]
上述具体实施方式和前述实施例一致，本技术实施例在此不再进行赘述。
[0235]
本技术实施例提供了一种多模态生理信号的处理装置60，如图6所示，该多模态生理信号的处理装置60可以包括：
[0236]
多模态生理信号获取模块610，用于获取连续的目标多模态生理信号，目标多模态生理信号包括目标温度信号、目标生物阻抗信号、目标心电信号、目标光电容积信、目标压力信号以及目标超声信号中的至少三种目标生理信号；
[0237]
生理信息确定模块620，用于根据连续的目标多模态生理信号确定目标对象的连续的生理信息。
[0238]
本技术实施例通过获取连续的目标多模态生理信号，目标多模态生理信号包括目标温度信号、目标生物阻抗信号、目标心电信号、目标光电容积信号以及目标超声信号中的至少三种目标生理信号；根据连续的目标多模态生理信号确定目标对象的连续的生理信息。本技术实施例通过获取联系的多模态生理信号来确定连续的生理信息，使得获得的生理信息更加准确，更有利于及时发现异常的生理信息，使得患者可以及时得到救治。
[0239]
本技术实施例提供了一种可能的实现方式，多模态生理信号获取模块还包括：
[0240]
原始的多模态生理信号获得子模块，用于获取连续的、原始的多模态生理信号，原始的多模态生理信号包括原始的温度信号、原始的生物阻抗信号、原始的心电信号、原始的光电容积信号、原始的压力信号以及原始的超声信号中的至少三种原始生理信号；原始的多模态生理信号中包括运动噪声信号和工频噪声信号；
[0241]
复用模块子模块，用于对于任意时刻的原始的多模态生理信号，对原始的多模态生理信号进行时分复用处理，得到复用后的多模态生理信号；
[0242]
参考噪声信号获得子模块，用于获取加速度计信号；加速度计信号包括参考工频噪声信号和参考运动噪声信号；
[0243]
目标多模态生理信号确定子模块，用于根据参考工频噪声信号以及参考运动噪声信号对复用后的多模态生理信号进行自适应滤波处理，对滤波处理后的多模态生理信号进行时分分用处理，得到目标多模态生理信号。
[0244]
本技术实施例提供了一种可能的实现方式，生理信息包括第一血压信息；第一血压信息包括第一舒张压、第一脉压以及第一收缩压；生理信息确定模块包括：
[0245]
数据获取子模块，用于针对任意时刻，根据目标温度信号确定目标对象的血液温度；根据目标生物阻抗信号确定目标测量段的最大阻抗值；根据目标心电信号确定目标对象的心动周期；根据目标心电信号以及目标生物阻抗信号确定目标对象在心动周期内阻抗的变化对应的第一差值；根据目标心电信号以及目标光电容积信号确定脉搏波通过目标测量段所需的脉搏波传导时间；根据目标生物阻抗信号确定目标测量段的长度；目标测量段包括目标动脉段以及目标动脉段的周围组织；
[0246]
第一舒张压确定子模块，用于根据心动周期、目标测量段的长度、阻抗最大值以及血液温度确定目标对象的第一舒张压；
[0247]
第一脉压确定子模块，用于根据第一差值以及脉搏波传导时间，确定目标对象的第一脉压；
[0248]
第一收缩压确定子模块，用于将第一舒张压以及第一脉压的和作为目标对象的第一收缩压；
[0249]
连续的第一血压信息获得模块，用于将各个时刻的第一舒张压、第一脉压以及第一舒张压在时间轴中呈现，分别得到连续的第一舒张压、连续的第一脉压以及连续的第一舒张压。
[0250]
本技术实施例提供了一种可能的实现方式，第一舒张压确定子模块具体用于将心动周期、目标测量段的长度、阻抗最大值以及血液温度代入第一目标公式，得到目标对象的第一舒张压；
[0251]
第一目标公式为：
[0252][0253]
，其中，dbp为第一舒张压，exp为以e为底的指数函数，t为心动周期，l为目标测量段的长度，z
max
为最大阻抗值，t为血液温度，p0为收缩末期主动脉压，p0为常数，k1和b为校准参数，k1和b为常数。
[0254]
本技术实施例提供了一种可能的实现方式，第一脉压确定子模块具体用于将第一差值以及脉搏波传导时间代入第二目标公式，得到目标对象的第一脉压；
[0255]
第二目标公式为：
[0256][0257]
，其中，pp为第一脉压，k2为校准参数，k2为常数，ptt为脉搏波传导时间，δz为第一差值。
[0258]
本技术实施例提供了一种可能的实现方式，生理信息包括第二血压信息；第二血压信息包括第二舒张压、第二脉压以及第二收缩压；生理信息确定模块还包括：
[0259]
比值确定子模块，用于在任意时刻，根据目标超声信号确定动脉段的血管直径和血管厚度之间的比值；
[0260]
第二收缩压和第二舒张压确定子模块，用于根据脉搏波传导时间以及比值分别确定目标对象的第二收缩压和第二舒张压；
[0261]
第二脉压确定子模块，用于将第二舒张压以及第二舒张压的差作为目标对象的第二脉压；
[0262]
连续的第二血压信息确定子模块，用于将各个时刻的第二舒张压、第二脉压以及第二舒张压在时间轴中呈现，分别得到连续的第二舒张压、连续的第二脉压以及连续的第二舒张压。
[0263]
本技术实施例提供了一种可能的实现方式，第二收缩压和第二舒张压确定子模块具体用于将脉搏波传导时间以及比值分别代入第三目标公式以及第四目标公式，得到第二收缩压和第二舒张压；
[0264]
第三目标公式为：
[0265]
sbp＝k3ln(r/ptt2)+a
[0266]
，其中，sbp为收缩压，r为目标动脉段的血管直径与血管厚度的比值，ln为以e为底
的对数函数，ptt为脉搏波传导时间，k3和a为校准参数，k3和a为常数；
[0267]
第四目标公式为：
[0268]
dbp＝k4ln(r/ptt2)+c
[0269]
，其中，dbp为舒张压，r为目标动脉段的血管直径与血管厚度的比值，ln为以e为底的对数函数，ptt为脉搏波传导时间，k4和c为校准参数，k4和c为常数。
[0270]
本技术实施例提供了一种可能的实现方式，生理信息确定模块还包括：
[0271]
目标舒张压确定子模块，用于确定同一时刻的第一舒张压和第二舒张压的均值，将第一舒张压和第二舒张压的均值作为目标舒张压；
[0272]
目标脉压确定子模块，用于确定同一时刻的第一脉压和第二脉压的均值，将第一脉压和第二脉压的均值作为目标脉压；
[0273]
目标收缩压确定子模块，确定同一时刻的第一收缩压和第二收缩压的均值，将第一收缩压和第二收缩压的均值作为目标收缩压；
[0274]
连续的目标血压信息确定子模块，用于将各个时刻的目标舒张压、目标脉压以及目标收缩压在时间轴中呈现，分别得到连续的目标舒张压、连续的目标脉压以及连续的目标收缩压。
[0275]
本技术实施例提供了一种可能的实现方式，该装置还包括：
[0276]
第一校准模块，用于通过加速度计信号确定目标对象的体位变化，根据体位变化对连续的目标舒张压、连续的目标脉压以及连续的目标收缩压进行校准；
[0277]
第二校准模块，用于通过目标压力信号确定为目标对象的血压测量部位施加的压力的变化值，根据压力的变化值对连续的目标舒张压、连续的目标脉压以及连续的目标收缩压进行校准。
[0278]
本技术实施例中提供了一种可能的实现方式，该装置还包括：
[0279]
报警模块，用于若连续的生理信息对应的数值超过相应的预设阈值，则进行本地报警呼救或发送报警信息至紧急联系人或救护中心中的至少一种。
[0280]
本技术实施例的装置可执行本技术实施例所提供的方法，其实现原理相类似，本技术各实施例的装置中的各模块所执行的动作是与本技术各实施例的方法中的步骤相对应的，对于装置的各模块的详细功能描述具体可以参见前文中所示的对应方法中的描述，此处不再赘述。
[0281]
本技术实施例中提供了一种电子设备，包括存储器、处理器及存储在存储器上的计算机程序，该处理器执行上述计算机程序以实现血压测量方法的步骤，与相关技术相比可实现：本技术实施例通过获取连续的目标多模态生理信号，目标多模态生理信号包括目标温度信号、目标生物阻抗信号、目标心电信号、目标光电容积信号以及目标超声信号中的至少三种目标生理信号；根据连续的目标多模态生理信号确定目标对象的连续的生理信息。本技术实施例通过获取联系的多模态生理信号来确定连续的生理信息，使得获得的生理信息更加准确，更有利于及时发现异常的生理信息，使得患者可以及时得到救治。
[0282]
在一个可选实施例中提供了一种电子设备，如图7所示，图7所示的电子设备4000包括：处理器4001和存储器4003。其中，处理器4001和存储器4003相连，如通过总线4002相连。可选地，电子设备4000还可以包括收发器4004，收发器4004可以用于该电子设备与其他电子设备之间的数据交互，如数据的发送和/或数据的接收等。需要说明的是，实际应用中
收发器4004不限于一个，该电子设备4000的结构并不构成对本技术实施例的限定。
[0283]
处理器4001可以是cpu(central processing unit，中央处理器)，通用处理器，dsp(digital signal processor，数据信号处理器)，asic(application specific integrated circuit，专用集成电路)，fpga(field programmable gate array，现场可编程门阵列)或者其他可编程逻辑器件、晶体管逻辑器件、硬件部件或者其任意组合。其可以实现或执行结合本技术公开内容所描述的各种示例性的逻辑方框，模块和电路。处理器4001也可以是实现计算功能的组合，例如包含一个或多个微处理器组合，dsp和微处理器的组合等。
[0284]
总线4002可包括一通路，在上述组件之间传送信息。总线4002可以是pci(peripheral component interconnect，外设部件互连标准)总线或eisa(extended industry standard architecture，扩展工业标准结构)总线等。总线4002可以分为地址总线、数据总线、控制总线等。为便于表示，图7中仅用一条粗线表示，但并不表示仅有一根总线或一种类型的总线。
[0285]
存储器4003可以是rom(read only memory，只读存储器)或可存储静态信息和指令的其他类型的静态存储设备，ram(random access memory，随机存取存储器)或者可存储信息和指令的其他类型的动态存储设备，也可以是eeprom(electrically erasable programmable read only memory，电可擦可编程只读存储器)、cd-rom(compact disc read only memory，只读光盘)或其他光盘存储、光碟存储(包括压缩光碟、激光碟、光碟、数字通用光碟、蓝光光碟等)、磁盘存储介质、其他磁存储设备、或者能够用于携带或存储计算机程序并能够由计算机读取的任何其他介质，在此不做限定。
[0286]
存储器4003用于存储执行本技术实施例的计算机程序，并由处理器4001来控制执行。处理器4001用于执行存储器4003中存储的计算机程序，以实现前述方法实施例所示的步骤。
[0287]
其中，电子设备包可以包括但不限于诸如移动电话、笔记本电脑、数字广播接收器、pda(个人数字助理)、pad(平板电脑)、pmp(便携式多媒体播放器)、车载终端(例如车载导航终端)等等的移动终端以及诸如数字tv、台式计算机等等的固定终端。图7所示的电子设备仅仅是一个示例，不应对本公开实施例的功能和使用范围带来任何限制。
[0288]
本技术实施例提供了一种计算机可读存储介质，该计算机可读存储介质上存储有计算机程序，计算机程序被处理器执行时可实现前述方法实施例的步骤及相应内容。与现有技术相比可实现：本技术实施例通过获取连续的目标多模态生理信号，目标多模态生理信号包括目标温度信号、目标生物阻抗信号、目标心电信号、目标光电容积信号以及目标超声信号中的至少三种目标生理信号；根据连续的目标多模态生理信号确定目标对象的连续的生理信息。本技术实施例通过获取联系的多模态生理信号来确定连续的生理信息，使得获得的生理信息更加准确，更有利于及时发现异常的生理信息，使得患者可以及时得到救治。
[0289]
需要说明的是，本公开上述的计算机可读介质可以是计算机可读信号介质或者计算机可读介质或者是上述两者的任意组合。计算机可读存储介质例如可以是——但不限于——电、磁、光、电磁、红外线、或半导体的系统、装置或器件，或者任意以上的组合。计算机可读存储介质的更具体的例子可以包括但不限于：具有一个或多个导线的电连接、便携
式计算机磁盘、硬盘、随机访问存储器(ram)、只读存储器(rom)、可擦式可编程只读存储器(eprom或闪存)、光纤、便携式紧凑磁盘只读存储器(cd-rom)、光存储器件、磁存储器件、或者上述的任意合适的组合。在本公开中，计算机可读存储介质可以是任何包含或存储程序的有形介质，该程序可以被指令执行系统、装置或者器件使用或者与其结合使用。而在本公开中，计算机可读信号介质可以包括在基带中或者作为载波一部分传播的数据信号，其中承载了计算机可读的程序代码。这种传播的数据信号可以采用多种形式，包括但不限于电磁信号、光信号或上述的任意合适的组合。计算机可读信号介质还可以是计算机可读存储介质以外的任何计算机可读介质，该计算机可读信号介质可以发送、传播或者传输用于由指令执行系统、装置或者器件使用或者与其结合使用的程序。计算机可读介质上包含的程序代码可以用任何适当的介质传输，包括但不限于：电线、光缆、rf(射频)等等，或者上述的任意合适的组合。
[0290]
本技术实施例还提供了一种计算机程序产品，包括计算机程序，计算机程序被处理器执行时可实现前述方法实施例的步骤及相应内容。与现有技术相比可实现：本技术实施例通过获取连续的目标多模态生理信号，目标多模态生理信号包括目标温度信号、目标生物阻抗信号、目标心电信号、目标光电容积信号以及目标超声信号中的至少三种目标生理信号；根据连续的目标多模态生理信号确定目标对象的连续的生理信息。本技术实施例通过获取联系的多模态生理信号来确定连续的生理信息，使得获得的生理信息更加准确，更有利于及时发现异常的生理信息，使得患者可以及时得到救治。
[0291]
本技术的说明书和权利要求书及上述附图中的术语“第一”、“第二”、“第三”、“第四”、“1”、“2”等(如果存在)是用于区别类似的对象，而不必用于描述特定的顺序或先后次序。应该理解这样使用的数据在适当情况下可以互换，以便这里描述的本技术的实施例能够以除图示或文字描述以外的顺序实施。
[0292]
应该理解的是，虽然本技术实施例的流程图中通过箭头指示各个操作步骤，但是这些步骤的实施顺序并不受限于箭头所指示的顺序。除非本文中有明确的说明，否则在本技术实施例的一些实施场景中，各流程图中的实施步骤可以按照需求以其他的顺序执行。此外，各流程图中的部分或全部步骤基于实际的实施场景，可以包括多个子步骤或者多个阶段。这些子步骤或者阶段中的部分或全部可以在同一时刻被执行，这些子步骤或者阶段中的每个子步骤或者阶段也可以分别在不同的时刻被执行。在执行时刻不同的场景下，这些子步骤或者阶段的执行顺序可以根据需求灵活配置，本技术实施例对此不限制。
[0293]
以上仅是本技术部分实施场景的可选实施方式，应当指出，对于本技术领域的普通技术人员来说，在不脱离本技术的方案技术构思的前提下，采用基于本技术技术思想的其他类似实施手段，同样属于本技术实施例的保护范畴。