一种无创血压测量方法、装置、计算机设备和存储介质与流程

1.本发明属于电数字数据处理领域，尤其涉及一种无创血压测量方法、装置、计算机设备和存储介质。


背景技术：

2.血压是血液在血管内流动时作用于血管壁的压力，它是推动血液在血管内流动的动力，它是人体重要的生理参数之一。目前主流的无创血压测量方法采用示波法测量，该方法的主要原理是：通过对绑在肢体上的袖带快速加压，阻断动脉血流，在袖带慢速放气过程中检测源于血管壁的搏动振荡波包迹，并找出包迹与动脉血压之间的固有关系，确定动脉的收缩压、舒张压以及平均压。
3.该方法目前主要存在以下缺点：根据脉搏波振动幅值变化系数确定收缩压和舒张压是基于经验数据，因而测量的准确性降低；该方法是先通过对袖带加压完全阻断动脉血流，然后再放气计算脉搏波振荡幅值变化系数确定血压值，对动脉血流的完全阻断容易影响收缩压的测量结果。


技术实现要素：

4.本发明实施例的第一目的在于提供一种无创血压测量方法，能够解决常规示波法电子血压测量方法存在的以下问题：一、根据脉搏波振动幅值变化系数确定收缩压和舒张压是基于经验数据，因而测量的准确性降低；二、先通过对袖带加压完全阻断动脉血流，然后再放气计算脉搏波振荡幅值变化系数，确定血压值，动脉血流的完全阻断可能会影响收缩压的测量结果。
5.本发明实施例是这样实现的，一种无创血压测量方法，所述方法包括以下步骤：
6.改变袖带绑扎部位动脉血管的跨壁压，改变的跨壁压的最大值小于等于第一压力阈值；
7.获取受试者的跨壁压信息，获取受试者的心音信息和桡动脉脉搏波信息；
8.识别所述心音信息中的第二心音特征点，识别所述桡动脉脉搏波信息中的降中峡特征点；
9.根据所述第二心音特征点和降中峡特征点在时间序列上的差异，获得脉搏波传导时间；
10.建立所述脉搏波传导时间与跨壁压信息的对应关系，生成脉搏波传导时间(ptt)的变化趋势；
11.通过所述脉搏波传导时间的变化趋势确定受试者的动脉舒张压和动脉收缩压，并输出所述动脉舒张压和动脉收缩压。
12.本发明实施例的第二目的在于提供一种无创血压测量装置，用于如上所述无创血压测量方法，所述无创血压测量装置包括：施压模块、信息获取模块、特征识别模块、ptt计算模块和血压值输出模块；
13.所述施压模块，用于改变袖带绑扎部位动脉血管的跨壁压；
14.所述信息获取模块，用于获取受试者的跨壁压信息、获取受试者的心音信息和桡动脉脉搏波信息；
15.所述特征识别模块，用于识别所述心音信息中的第二心音特征点，识别所述桡动脉脉搏波信息中的降中峡特征点；
16.所述ptt计算模块，用于建立所述脉搏波传导时间与跨壁压信息的对应关系，生成脉搏波传导时间的变化趋势；
17.所述血压值输出模块，通过所述脉搏波传导时间的变化趋势确定受试者的动脉舒张压和动脉收缩压，并输出所述动脉舒张压和动脉收缩压。
18.进一步地，所述无创血压测量装置还包括：微处理器、与所述微处理器电性连接的心音检测模块、桡动脉检测模块以及控制模块；
19.所述信息获取模块、特征识别模块、ptt计算模块和血压值输出模块均预置在微处理器中；
20.所述心音检测模块，用于采集受试者的心音信号，并作为心音信息传输给信息获取模块，由特征识别模块处理获得第二心音特征点；
21.所述桡动脉检测模块，用于采集受试者的桡动脉脉搏波信号，并作为桡动脉脉搏波信息传输给信息获取模块，由特征识别模块处理获得降中峡特征点；
22.所述微处理器通过所述控制模块控制所述施压模块的运行。
23.本发明实施例的第三目的在于提供一种计算机设备，包括存储器和处理器，所述存储器中存储有计算机程序或指令，所述计算机程序或指令被所述处理器执行时，使得所述处理器执行所述无创血压测量方法的步骤。
24.本发明实施例的第四目的在于提供一种计算机可读存储介质，所述计算机可读存储介质上存储有计算机程序或指令，所述计算机程序或指令被处理器执行时，使得所述处理器执行所述无创血压测量方法的步骤。
25.本发明实施例提供的一种无创血压测量方法，该方法无需基于经验数据来推断血压值，在改变跨壁压的过程中通过计算出的ptt的变化趋势，配合跨壁压的变化来确认受试者的动脉收缩压和动脉舒张压(也可称收缩压和舒张压)，避免阻断血流对血压测量结果的影响，同时通过ptt的变化趋势可以更加准确计算出舒张压和收缩压，准确度更高。
附图说明
26.图1为本发明实施例提供的一种无创血压测量方法的流程框图；
27.图2为本发明实施例中识别所述心音信息中的第二心音特征点，识别所述桡动脉脉搏波信息中的降中峡特征点的流程图；
28.图3为本发明实施例中通过所述脉搏波传导时间的变化趋势确定受试者的动脉舒张压和动脉收缩压的流程图；
29.图4为本发明实施例中脉搏波传导时间(ptt)的计算原理图；
30.图5为本发明实施例中脉搏波传导时间与袖带的压力关系图；
31.图6为本发明实施例提供的一种无创血压测量装置的结构框图；
32.图7为本发明实施例提供的另一种无创血压测量装置的结构框图；
33.图8为一个实施例中计算机设备的内部结构框图。
34.图中：100-施压模块；200-信息获取模块；300-特征识别模块；400-ptt计算模块；500-血压值输出模块；1-袖带；2-气阀；3-充气泵；4-气压传感器；5-桡动脉检测模块；6-心音检测模块；7-微处理器；8-控制模块；9-显示模块。
具体实施方式
35.为了使本发明的目的、技术方案及优点更加清楚明白，以下结合附图及实施例，对本发明进行进一步详细说明。应当理解，此处所描述的具体实施例仅仅用以解释本发明，并不用于限定本发明。
36.图1为本发明实施例提供的一种无创血压测量方法的流程图，具体可以包括如图8所示的步骤s101-步骤s111：
37.步骤s101，改变袖带1绑扎部位动脉血管的跨壁压，改变的跨壁压的最大值小于等于第一压力阈值；
38.本步骤中，跨壁压的改变，可以利用加压袖带1的方式实现，例如：使用如图7所示的结构实现；也可以采用其他常规能够实现跨壁压的增加或减小的方式；改变了跨壁压，则脉搏波传导的路径会跟随袖带绑扎部位动脉血管内径的变化而发生变化，脉搏波传导时间也发生变化；其原理满足下式(1)：
[0039][0040]
其中，设定袖带1绑扎部位动脉血管的内压为p1，袖带压力为p2；ε为动脉血管的杨氏弹性模量，h为血管壁厚度，r0为自然状态下血管内径，r随着袖带压力p2增加而减小。
[0041]
步骤s103，获取受试者的跨壁压信息，获取受试者的心音信息和桡动脉脉搏波信息；
[0042]
其中，跨壁压信息可以通过袖带压力信息来表征，可以通过设置在袖带1内的气压传感器4进行采集或获取；
[0043]
步骤s105，识别所述心音信息中的第二心音特征点，识别所述桡动脉脉搏波信息中的降中峡特征点；
[0044]
本步骤中，第二心音特征点记为s2，s2表征主动脉瓣关闭，心脏停止射血的时间点；降中峡特征点记为f，f的生理意义是心脏停止射血的时间点；同理，第一心音特征点记为s1；具体可参见图4。
[0045]
步骤s107，根据所述第二心音特征点和降中峡特征点在时间序列上的差异，获得脉搏波传导时间；
[0046]
本步骤中，具体可以利用moens-korteweg公式(下式2)，可计算出脉搏波传导时间，记为ptt，满足：
[0047][0048]
其中，ρ为血液密度，由此可知ptt随着血管内径的减小而减小。当袖带压力p2达到舒张压dbp时，若袖带压力继续增加，动脉血管内径开始出现低于r0，杨氏模量ε增加，ppt
加速降低。
[0049]
因此，由图5所示可知，ptt与袖带压力p2的关系表现为：
[0050]
0＜p2＜dbp时，ptt随着p2的增大缓慢降低；
[0051]
dbp≤p2时，ptt随着p2增大开始加速降低；
[0052]
p2＝sbp时，由于血管内径接近0，ptt下降趋势不明显。
[0053]
步骤s109，建立所述脉搏波传导时间与跨壁压信息的对应关系，生成脉搏波传导时间的变化趋势；
[0054]
本步骤中，创造性的改进了血压测量原理，是利用袖带加压的方式改变动脉血管的跨壁压，通过改变了血管半径进而影响脉搏波传导时间，利用跨壁压p2与脉搏传导时间即ptt的关系确定动脉收缩压和动脉舒张压；其中所述脉搏波传导时间与跨壁压信息的对应关系，即是袖带压力的变化过程与脉搏波传导时间的变化过程。由于确定收缩压和舒张压的过程，不涉及脉搏波传导时间与动脉血压之间方程式关系，就不需要经验数据，可以提高测量的精确度。此外，数据的获取不同于传统的示波法血压测量方式：是先对袖带加压至血管完全阻塞，然后在袖带的放气过程中测量血压值；也就不存在动脉血流的完全阻断可能会影响收缩压的测量结果；如此，多方面的原理创新，带来了测量结果的精确性、便捷性效果。
[0055]
步骤s111，通过所述脉搏波传导时间的变化趋势确定受试者的动脉舒张压和动脉收缩压，并输出所述动脉舒张压和动脉收缩压。
[0056]
本步骤中，如上所述，脉搏波传导时间的变化趋势，可以理解的是通过加压方式改变动脉血管的跨壁压，改变了动脉血管的内径进而影响脉搏波传导时间，在此过程中，跨壁压的加压过程，是与脉搏波传导时间的变化一一对应的；
[0057]
本实施例中，所述的无创血压测量方法，无需基于经验数据来推断血压值，在改变跨壁压的过程中通过计算出的ptt的变化趋势，配合跨壁压的变化来确认受试者的动脉收缩压和动脉舒张压，避免阻断血流对血压测量结果的影响，同时通过ptt的变化趋势可以更加准确计算出舒张压和收缩压，准确度更高。
[0058]
在一个实施例的示例中，所述方法包括：
[0059]
当袖带压力为0时，根据采集的心音信号和桡动脉脉搏波信号计算脉搏波传导时间ptt(0)；采集的心音信号和桡动脉脉搏波信号，可以经过模数转换生成为：心音信息和桡动脉脉搏波信息；
[0060]
对袖带进行充气加压，记录当前袖带压力条件下脉搏波传导时间ptt(p)；
[0061]
脉搏波传导时间ptt会随着袖带压力增大而减小，当脉搏波传导时间ptt随袖带压力增加时，刚开始加速下降时刻的袖带压力为舒张压(或动脉舒张压)；随着袖带压力继续增加，脉搏波传导时间ppt变化最小时刻的袖带压力为收缩压(或动脉收缩压)。
[0062]
如图2所示，在一个实施例中，所述识别所述心音信息中的第二心音特征点，识别所述桡动脉脉搏波信息中的降中峡特征点的步骤，具体包括：
[0063]
s201，识别所述心音信息中的第一心音特征点，根据所述第一心音特征点判断出第二心音特征点；
[0064]
s203，以所述第二心音特征点为识别起始点，在所述桡动脉脉搏波信息中识别降中峡特征点。
[0065]
本实施例中，如图5所示，ptt随着血管内径的减小而减小；当袖带压力p2达到舒张压dbp时，若袖带压力继续增加，动脉血管内径开始出现低于r0，杨氏模量e增加，ppt加速降低。
[0066]
在本实施例的一个示例中，如图3所示，所述通过所述脉搏波传导时间的变化趋势确定受试者的动脉舒张压和动脉收缩压的步骤，具体包括：
[0067]
s301，将脉搏波传导时间的变化趋势划分为若干变化曲线段；
[0068]
s303，比较相邻变化曲线段的曲率，将所述曲率发生第一次突变时对应跨壁压信息的位置，标记为第一压力值，作为动脉舒张压；将所述曲率发生第二次突变时对应跨壁压信息的位置，标记为第二压力值，作为动脉收缩压。
[0069]
当然，比较相邻变化曲线段的曲率，也可以通过建立的脉搏波传导时间的变化趋势，通过识别图像的方式实现；在一些情况下，可以根据所述脉搏波传导时间的变化趋势，生成跨壁压的加压过程与脉搏波传导时间的变化的一一对应关系，进而制成参考表，对该参考表进行常规的数学计算，得到其中曲率发生突变的时刻，继而得到对应跨壁压信息的位置；当然本示例并不局限于此。
[0070]
在一个实施例中，在识别所述心音信息中的第二心音特征点，识别所述桡动脉脉搏波信息中的降中峡特征点的步骤中，对所述心音信息和桡动脉脉搏波信息进行降噪。
[0071]
本实施例中，对对所述心音信息和桡动脉脉搏波信息的降噪，可以利用傅里叶变化方程实现。
[0072]
如图6所示，在另一个实施例中，一种无创血压测量装置，用于如上所述无创血压测量方法，所述无创血压测量装置包括：施压模块100、信息获取模块200、特征识别模块300、ptt计算模块400和血压值输出模块500；
[0073]
所述施压模块100，用于改变袖带绑扎部位动脉血管的跨壁压；
[0074]
所述信息获取模块200，用于获取受试者的跨壁压信息、获取受试者的心音信息和桡动脉脉搏波信息；
[0075]
所述特征识别模块300，用于识别所述心音信息中的第二心音特征点，识别所述桡动脉脉搏波信息中的降中峡特征点；
[0076]
所述ptt计算模块400，用于建立所述脉搏波传导时间与跨壁压信息的对应关系，生成脉搏波传导时间的变化趋势；
[0077]
所述血压值输出模块500，通过所述脉搏波传导时间的变化趋势确定受试者的动脉舒张压和动脉收缩压，并输出所述动脉舒张压和动脉收缩压。
[0078]
在本实施例的一个示例中，所述心音检测模块6为听诊器，所述桡动脉检测模块5为触力传感器；相应的，信息获取模块200，可以是连接所述听诊器、触力传感器与微处理器7之间的传输线、无线网络或数据接口等。
[0079]
在本实施例的一个示例中，所述ptt计算模块400，可以基于上式(1)、式(2)进行搭建，以得到脉搏波传导时间(ptt)，并建立所述脉搏波传导时间与跨壁压信息的对应关系，生成脉搏波传导时间的变化趋势。血压值输出模块500可以是一种常规的数据输出总线，例如can总线、hdmi连接线等。
[0080]
例如，以上这些模块可以是被配置成实施以上方法的一个或多个集成电路，例如：一个或多个特定集成电路(application specific integrated circuit，asic)，或，一个
或多个数字信号处理器(digital signal processor，dsp)，或，一个或者多个现场可编程门阵列(field programmable gatearray，fpga)等。再如，当以上某个模块通过处理元件调度程序代码的形式实现时，该处理元件可以是通用处理器，例如中央处理器(central processing unit，cpu)或其它可以调用程序代码的处理器。再如，这些模块可以集成在一起，以片上系统(system-on-a-chip，soc)的形式实现。
[0081]
在上述实施例中，可以全部或部分地通过软件、硬件、固件或者其任意组合来实现。当使用软件实现时，可以全部或部分地以计算机程序产品的形式实现。该计算机程序产品包括一个或多个计算机指令。在计算机上加载和执行该计算机程序指令时，全部或部分地产生按照本发明实施例所描述的流程或功能。上述计算机可以是通用计算机、专用计算机、计算机网络、或者其他可编程装置；本实施例包括不限于此。
[0082]
如图6、图7所示，在一个实施例中，所述无创血压测量装置还包括：微处理器7、与所述微处理器7电性连接的心音检测模块6、桡动脉检测模块5以及控制模块8；
[0083]
所述信息获取模块200、特征识别模块300、ptt计算模块400和血压值输出模块500均预置在微处理器7中；
[0084]
所述心音检测模块6，用于采集受试者的心音信号，并作为心音信息传输给信息获取模块200，由特征识别模块300处理获得第二心音特征点；
[0085]
所述桡动脉检测模块5，用于采集受试者的桡动脉脉搏波信号，并作为桡动脉脉搏波信息传输给信息获取模块200，由特征识别模块300处理获得降中峡特征点；
[0086]
所述微处理器7通过所述控制模块8控制所述施压模块100的运行。
[0087]
如图7所示，在一个实施例中，所述施压模块100包括：袖带1、设置在所述袖带1内的气压传感器4；
[0088]
所述袖带1内设置有气压腔，所述气压腔的容积可变，所述气压传感器4通过测量所述气压腔的气压，以测量袖带1绑扎部位的动脉跨壁压；
[0089]
所述气压腔连接有充气泵3，所述充气泵3用于所述气压腔的增压；
[0090]
所述气压腔上设置有气阀2，所述气阀2用于所述气压腔的减压。
[0091]
本实施例中，微处理器7控制充气泵3对袖带1的气压腔进行充气，微处理器7通过气压传感器4获取并记录当前袖带压力条件下脉搏波传导时间ptt。
[0092]
如图4所示，通过桡动脉检测模块5采集受试者的桡动脉脉搏波信号，通过心音检测模块6采集心音信号，袖带1和充气泵3配合实现对动脉血管的跨壁压加压功能，阻断受试者手臂动脉血流；微处理器7通过采集的桡动脉信号和心音信号确定第二心音时间点与桡动脉降中峡的时间差，即ptt。微处理器7控制充气泵3充气，直至ptt不在变化。并根据充气过程中ptt的变化计算ptt的变化趋势，进而确定受试者的舒张压和收缩压。在充气的过程中确认受试者的收缩压和舒张压，可以避免阻断血流对血压测量结果的影响，同时通过ptt的变化趋势可以更加准确计算出舒张压和收缩压，提高受试者的使用体验、测试精确度。
[0093]
如图7所示，在一个实施例中，所述无创血压测量装置还包括：显示模块9；
[0094]
所述显示模块9与所述微处理器7电性连接，用于显示所述心音检测模块6的检测信息、所述桡动脉检测模块5的检测信息以及所述微处理器7处理的血压测量结果。
[0095]
本实施例中，所述的显示模块9，可以是显示屏，也可以是常规的示波器，也可以是其他具有图像显示功能的电子设备。
[0096]
如图8所示，在一个实施例中，一种计算机设备，包括存储器和处理器，所述存储器中存储有计算机程序或指令，所述计算机程序或指令被所述处理器执行时，使得所述处理器执行所述无创血压测量方法的步骤s101-步骤s111；
[0097]
步骤s101，改变袖带绑扎部位动脉血管的跨壁压，改变的跨壁压的最大值小于等于第一压力阈值；
[0098]
步骤s103，获取受试者的跨壁压信息，获取受试者的心音信息和桡动脉脉搏波信息；
[0099]
步骤s105，识别所述心音信息中的第二心音特征点，识别所述桡动脉脉搏波信息中的降中峡特征点；
[0100]
步骤s107，根据所述第二心音特征点和降中峡特征点在时间序列上的差异，获得脉搏波传导时间；
[0101]
步骤s109，建立所述脉搏波传导时间与跨壁压信息的对应关系，生成脉搏波传导时间的变化趋势；
[0102]
步骤s111，通过所述脉搏波传导时间的变化趋势确定受试者的动脉舒张压和动脉收缩压，并输出所述动脉舒张压和动脉收缩压。
[0103]
在一个实施例中，一种计算机可读存储介质，所述计算机可读存储介质上存储有计算机程序或指令，所述计算机程序或指令被处理器执行时，使得所述处理器执行所述无创血压测量方法的步骤s101至步骤111；
[0104]
步骤s101，改变袖带绑扎部位动脉血管的跨壁压，改变的跨壁压的最大值小于等于第一压力阈值；
[0105]
步骤s103，获取受试者的跨壁压信息，获取受试者的心音信息和桡动脉脉搏波信息；
[0106]
步骤s105，识别所述心音信息中的第二心音特征点，识别所述桡动脉脉搏波信息中的降中峡特征点；
[0107]
步骤s107，根据所述第二心音特征点和降中峡特征点在时间序列上的差异，获得脉搏波传导时间；
[0108]
步骤s109，建立所述脉搏波传导时间与跨壁压信息的对应关系，生成脉搏波传导时间的变化趋势；
[0109]
步骤s111，通过所述脉搏波传导时间的变化趋势确定受试者的动脉舒张压和动脉收缩压，并输出所述动脉舒张压和动脉收缩压。
[0110]
图8示出了一个实施例中计算机设备的内部结构图。该计算机设备包括该计算机设备包括通过系统总线连接的处理器、存储器、网络接口、输入装置和显示屏。其中，存储器包括非易失性存储介质和内存储器。该计算机设备的非易失性存储介质存储有操作系统，还可存储有计算机程序，该计算机程序被处理器执行时，可使得处理器实现无创血压测量方法。该内存储器中也可储存有计算机程序，该计算机程序被处理器执行时，可使得处理器执行无创血压测量方法。计算机设备的显示屏可以是液晶显示屏或者电子墨水显示屏，计算机设备的输入装置可以是显示屏上覆盖的触摸层，也可以是计算机设备外壳上设置的按键、轨迹球或触控板，还可以是外接的键盘、触控板或鼠标等。
[0111]
应该理解的是，虽然本发明各实施例的流程图中的各个步骤按照箭头的指示依次
显示，但是这些步骤并不是必然按照箭头指示的顺序依次执行。除非本文中有明确的说明，这些步骤的执行并没有严格的顺序限制，这些步骤可以以其它的顺序执行。而且，各实施例中的至少一部分步骤可以包括多个子步骤或者多个阶段，这些子步骤或者阶段并不必然是在同一时刻执行完成，而是可以在不同的时刻执行，这些子步骤或者阶段的执行顺序也不必然是依次进行，而是可以与其它步骤或者其它步骤的子步骤或者阶段的至少一部分轮流或者交替地执行。
[0112]
本领域普通技术人员可以理解实现上述实施例方法中的全部或部分流程，是可以通过计算机程序来指令相关的硬件来完成，所述的程序可存储于一非易失性计算机可读取存储介质中，该程序在执行时，可包括如上述各方法的实施例的流程。其中，本技术所提供的各实施例中所使用的对存储器、存储、数据库或其它介质的任何引用，均可包括非易失性和/或易失性存储器。非易失性存储器可包括只读存储器(rom)、可编程rom(prom)、电可编程rom(eprom)、电可擦除可编程rom(eeprom)或闪存。易失性存储器可包括随机存取存储器(ram)或者外部高速缓冲存储器。作为说明而非局限，ram以多种形式可得，诸如静态ram(sram)、动态ram(dram)、同步dram(sdram)、双数据率sdram(ddrsdram)、增强型sdram(esdram)、同步链路(synchlink)dram(sldram)、存储器总线(rambus)直接ram(rdram)、直接存储器总线动态ram(drdram)、以及存储器总线动态ram(rdram)等。
[0113]
以上所述实施例的各技术特征可以进行任意的组合，为使描述简洁，未对上述实施例中的各个技术特征所有可能的组合都进行描述，然而，只要这些技术特征的组合不存在矛盾，都应当认为是本说明书记载的范围。
[0114]
以上所述实施例仅表达了本发明的几种实施方式，其描述较为具体和详细，但并不能因此而理解为对本发明专利范围的限制。应当指出的是，对于本领域的普通技术人员来说，在不脱离本发明构思的前提下，还可以做出若干变形和改进，这些都属于本发明的保护范围。因此，本发明专利的保护范围应以所附权利要求为准。
[0115]
以上所述仅为本发明的较佳实施例而已，并不用以限制本发明，凡在本发明的精神和原则之内所作的任何修改、等同替换和改进等，均应包含在本发明的保护范围之内。

技术特征：
1.一种无创血压测量方法，其特征在于，所述无创血压测量方法包括以下步骤：改变袖带绑扎部位动脉血管的跨壁压，改变的跨壁压的最大值小于等于第一压力阈值；获取受试者的跨壁压信息，获取受试者的心音信息和桡动脉脉搏波信息；识别所述心音信息中的第二心音特征点，识别所述桡动脉脉搏波信息中的降中峡特征点；根据所述第二心音特征点和降中峡特征点在时间序列上的差异，获得脉搏波传导时间；建立所述脉搏波传导时间与跨壁压信息的对应关系，生成脉搏波传导时间的变化趋势；通过所述脉搏波传导时间的变化趋势确定受试者的动脉舒张压和动脉收缩压，并输出所述动脉舒张压和动脉收缩压。2.根据权利要求1所述的无创血压测量方法，其特征在于，所述识别所述心音信息中的第二心音特征点，识别所述桡动脉脉搏波信息中的降中峡特征点的步骤，具体包括：识别所述心音信息中的第一心音特征点，根据所述第一心音特征点判断出第二心音特征点；以所述第二心音特征点为识别起始点，在所述桡动脉脉搏波信息中识别降中峡特征点。3.根据权利要求1或2所述的无创血压测量方法，其特征在于，在识别所述心音信息中的第二心音特征点，识别所述桡动脉脉搏波信息中的降中峡特征点的步骤中，对所述心音信息和桡动脉脉搏波信息进行降噪。4.根据权利要求1所述的无创血压测量方法，其特征在于，所述通过所述脉搏波传导时间的变化趋势确定受试者的动脉舒张压和动脉收缩压的步骤，具体包括：将脉搏波传导时间的变化趋势划分为若干变化曲线段；比较相邻变化曲线段的曲率，将所述曲率发生第一次突变时对应跨壁压信息的位置，标记为第一压力值，作为动脉舒张压；将所述曲率发生第二次突变时对应跨壁压信息的位置，标记为第二压力值，作为动脉收缩压。5.一种无创血压测量装置，其特征在于，用于如权利要求1至4中任一项权利要求所述无创血压测量方法，所述无创血压测量装置包括：施压模块、信息获取模块、特征识别模块、ptt计算模块和血压值输出模块；所述施压模块，用于改变袖带绑扎部位动脉血管的跨壁压；所述信息获取模块，用于获取受试者的跨壁压信息、获取受试者的心音信息和桡动脉脉搏波信息；所述特征识别模块，用于识别所述心音信息中的第二心音特征点，识别所述桡动脉脉搏波信息中的降中峡特征点；所述ptt计算模块，用于建立所述脉搏波传导时间与跨壁压信息的对应关系，生成脉搏波传导时间的变化趋势；所述血压值输出模块，通过所述脉搏波传导时间的变化趋势确定受试者的动脉舒张压和动脉收缩压，并输出所述动脉舒张压和动脉收缩压。
6.根据权利要求5所述的无创血压测量装置，其特征在于，所述无创血压测量装置还包括：微处理器、与所述微处理器电性连接的心音检测模块、桡动脉检测模块以及控制模块；所述信息获取模块、特征识别模块、ptt计算模块和血压值输出模块均预置在微处理器中；所述心音检测模块，用于采集受试者的心音信号，并作为心音信息传输给信息获取模块，由特征识别模块处理获得第二心音特征点；所述桡动脉检测模块，用于采集受试者的桡动脉脉搏波信号，并作为桡动脉脉搏波信息传输给信息获取模块，由特征识别模块处理获得降中峡特征点；所述微处理器通过所述控制模块控制所述施压模块的运行。7.根据权利要求5所述的无创血压测量装置，其特征在于，所述施压模块包括：袖带、设置在所述袖带内的气压传感器；所述袖带内设置有气压腔，所述气压腔的容积可变，所述气压传感器通过测量所述气压腔的气压，以测量袖带绑扎部位的动脉跨壁压；所述气压腔连接有充气泵，所述充气泵用于所述气压腔的增压；所述气压腔上设置有气阀，所述气阀用于所述气压腔的减压。8.根据权利要求6所述的无创血压测量装置，其特征在于，所述无创血压测量装置还包括：显示模块；所述显示模块与所述微处理器电性连接，用于显示所述心音检测模块的检测信息、所述桡动脉检测模块的检测信息以及所述微处理器处理的血压测量结果；所述心音检测模块为听诊器，所述桡动脉检测模块为触力传感器。9.一种计算机设备，其特征在于，包括存储器和处理器，所述存储器中存储有计算机程序或指令，所述计算机程序或指令被所述处理器执行时，使得所述处理器执行权利要求1至4中任一项权利要求所述无创血压测量方法的步骤。10.一种计算机可读存储介质，其特征在于，所述计算机可读存储介质上存储有计算机程序或指令，所述计算机程序或指令被处理器执行时，使得所述处理器执行权利要求1至4中任一项权利要求所述无创血压测量方法的步骤。

技术总结
本发明适用于电数字数据处理领域，提供了一种无创血压测量方法、装置、计算机设备和存储介质，所述方法包括以下步骤：改变袖带绑扎部位动脉血管的跨壁压，改变的跨壁压的最大值小于等于第一压力阈值；获取受试者的跨壁压信息，获取受试者的心音信息和桡动脉脉搏波信息；识别所述心音信息中的第二心音特征点，识别所述桡动脉脉搏波信息中的降中峡特征点；根据所述第二心音特征点和降中峡特征点在时间序列上的差异，获得脉搏波传导时间；建立所述脉搏波传导时间与跨壁压信息的对应关系，生成脉搏波传导时间的变化趋势。本发明无需基于经验数据来推断血压值，而通过PTT的变化趋势可以更加准确计算出舒张压和收缩压。以更加准确计算出舒张压和收缩压。以更加准确计算出舒张压和收缩压。


技术研发人员：何子军 陈焱焱 徐玉兵 王彦彩 李冕 王翔 曹庆庆 王东 王志成
受保护的技术使用者：合肥中科博谐科技有限公司
技术研发日：2023.06.08
技术公布日：2023/9/9