计算所述脉搏波形数据中的每个所述脉搏周期中的脉搏反射波 传输时间RWTT，形成RWTT数组；
[0044] S4:根据所述RWTT数组和心率，分别建立RWTT数组与收缩压和舒张压的计算公 式，计算出收缩压和舒张压。
[0045] 本发明血压计算方法仅使用1个传感器测量指尖脉搏，简单、方便、快捷，通过分 析脉搏反射波与人体血压的相关基础理论，建立起RWTT与收缩压和舒张压的相关模型，并 根据两个血压模型计算出收缩压和舒张压，本方法计算出的收缩压和舒张压更加准确，误 差更小，适用的范围大。同时本发明将该项技术与光电容积脉搏传感器完美结合，利用手指 接触脉搏传感器获取脉搏波形并针对脉搏波形进行一系列的分析和计算，最终计算出血压 并同时获得心率数据。
[0046] 实施例2
[0047] 在实施例1所述的基于脉搏反射波传输时间的血压计算方法的基础上，还包括步 骤S5 :对最终计算出的收缩压和舒张压进行个人校正，用户在使用本发明的电子产品时需 要先录入身高与其用标准水银血压计的测量结果数据，使用个人身高数值并进行个人血压 自动校正，以获取精准测量结果。
[0048] 优选的还包括步骤S21 :对所述反射波增长点SPL2根据不同类型的脉搏波的轮廓 特征进行相应的校正，在本实施例中，所述反射波增长点SPL2的校正涉及的五种类型脉搏 波轮廓如图4所示，分四大类别，其中类别三有两种类型。类别一的反射波与主波之间呈现 沟谷（notch);类别二的反射波与主波之间没有沟谷，但呈现一小段较平坦的转折段；类别 三的反射波与主波之间没有沟谷，但有斜率的改变；类别三分两种类型，第一种类型主峰保 持原有形状，第二种类型主峰出现增宽，将相应部分的反射波覆盖；类别四的反射波部分进 一步靠近并融入主波，二者之间的斜率变化不明显。类别一脉搏波的二阶波形中，反射波增 长点SPL2不需要校正，即为反射波增长点所引发的波峰位置；类别二和类别三第一种类型 需对反射波增长点SPL2进行适当的微调；类别三第二种类型的反射波增长点SPL2需进行 较大调整，以上调整为对发射波增长点SPL2进行前或后的移动，为现有的技术手段。
[0049] 实施例3
[0050] 在以上实施例1和实施例2所述基于脉搏反射波传输时间的血压计算方法的基 础上，计算收缩压步骤具体为：根据所述RWTT数组，建立收缩压SYS公式，根据脉搏波传输 时间PTT-血压BP模型，血液由心室通过动脉网络传播到指尖的过程可以等效为脉搏波在 一个刚性管道中传播的过程，因此压力做的功等于动能和势能的总和，若我们规定在测量 时把手指放在与心脏等高的位置，则可以只考虑动能。根据相关的物理理论，可以推导出：
其中&为1. 5,可通过大量实验验证其准确性；此公式推出的 收缩压SYS的单位为kg/m3,通过换算可转换为毫米萊柱为单位。
[0051] 计算舒张压步骤具体为：舒张压的定义为动脉血压波形在舒张期衰减的最低点。 舒张期血压的衰减速度取决于一系列因素，包括在收缩期主动脉血压的累积和动脉系统阻 抗（与动脉系统尤其是小动脉血管壁的硬度相关）等；舒张压同样与BP有很高相关度， 即与PTT2和RWTT2均有着高相关度；因此根据所述RWTT数组，建立第一舒张压DIA公式：
/W其中Kdl为2. 7,Kd2为0. 5,HR为心率，此公式推出的舒张压 DIA的单位为毫米汞柱，本发明中参数的数值可根据使用环境进行变换，使用了本发明中计 算公式，仅将参数进行常规变换落入本发明的保护范围。
[0052] 实施例4
[0053] 在以上实施例所述基于脉搏反射波传输时间的血压计算方法基础上，计算舒张压 具体为：根据所述RWTT数组，建立第二舒张压DIA公式：
其中Kdl为2,Kd2为15,Kd3为66(Pnm-DC)，SL为标准化斜率，此公式推出的舒张压DIA的 单位为毫米汞柱。对于特定的个体而言，动脉血压衰减到的最低程度与其所允许的衰减时 间有关，也与其衰减斜坡的斜率有关；其中衰减时间与该血压波形的周期成正比，与瞬时心 率成反比；而衰减斜坡的斜率在测量所得的脉搏（血压）波形中与该波形信号的强弱（幅 值）有关，因此需要进行标准化（归一化）处理。
[0054] 标准化斜率SL的推导示意图见附图5,根据图示，1为每个波形周期的衰减时间， 表波峰，V_代表波谷；每个波形都参考基准波峰P_进行标准化，因此标准化后的波 谷VnOT为：
[0055]
[0056] 其中DC为传感器所采集到的脉搏电压波形经放大后的直流基准水平，以上Td、 V_、P_和DC都为脉搏周期的参数，都是现有技术中常用的参数。继而可推出标准化后的 衰减斜坡的斜率SL为：
[0057]
[0058] 本实施例中第二舒张压DIA公式对于血压舒张期衰减速率异常的人士更加适用， 测量出的舒张压更加准确。
[0059] 实施例5
[0060] 在以上实施例所述的基于脉搏反射波传输时间的血压计算方法的基础上，所述步 骤S5具体为：将计算出的收缩压和舒张压与预先标准结果进行比对，为比对方便，可以使 用所计算得到的收缩压和舒张压的中值进行比对，在对比过程中，舒张压是差值，即用标准 结果减去计算结果得到差值；收缩压是除的关系，即标准结果除以计算结果，分别得到收缩 压校正参数Ks。和舒张压校正参数Kd。，将所述收缩压校正参数Ks。代入所述收缩压SYS公式 形成收缩压SYS校正公式，将所述舒张压校正参数Kd。代入所述第一舒张压DIA公式和第二 舒张压DIA公式，分别形成第一舒张压DIA校正公式和第二舒张压DIA校正公式。
[0061] 用户第一次使用本发明的电子产品时，可先用标准的水银血压计进行测量并将测 量结果输入提前输入；然后在5分钟内用本发明的电子产品进行测量，在产品进行计算过 程中，会首先使用收缩压SYS公式和第一（或第二）舒张压DIA公式进行计算，并将其结果 与用户输入的标准结果进行比对，得出校正参数Ks。与Kd。的值并永久存储。下次使用本发 明的电子产品测量时，产品会自动使用收缩压SYS校正公式与第一（或第二）舒张压DIA 校正公式进行计算。用户每一次执行上述校正过程后，产品所存储的校正参数Ks。与Kd。的 值会相应更新。
[0062] 所述收缩压SYS校正公式具体为
其中心为1. 5。
[0063] 第一舒张压DIA校正公式具体为： 其中Kdl ， 为2.7,Kd2为0.5,HR为心率。
[0064] 第二舒张压DIA校正公式具体为
其中Kdl 为2,Kd2为15,Kd3为66(Pnm-DC)，SL为标准化斜率。
[0065] 以上所有公式中的所述RWTT数组都可替换为10s时间所采集的所有脉搏周期所 计算得出的RWTT数组的中值RTM，从而算出10s时间内的收缩压和舒张压的中值。
[0066] 用RWTT数组计算，则算出来的是一组数据，可以理解为实时血压数据，这一组数 据之间可能会有偏差，或者由于采集的某个波形不够好导致某个数据的计算错误。用中值 RTM替换，则可得到10s内收缩压和舒张压的中值，确保正确稳定的测量结果。以上所有公 式中的所述心率HR和标准化斜率SL可替换为10s时间所采集的所有脉搏周期所计算得出 的心率HR和标准化斜率SL的中值或平均值。
[0067] 下面以一名身高为1. 7m的患者为例，提供本方法具体使用过程：在首次使用本发 明的电子产品前，该患者先用标准的水银血压计测得其血压数据为：收缩压120mmHg，舒张 压78mmHg。患者将该组标准数据输入本发明的电子产品，并在5分钟内用本发明的电子产 品进行测量。假设在首次测量中，产品在l〇s时间内测得的RWTT数组的中值为0.27s，心率 平均值为65,1平均值为0. 56s，SL平均值为1. 61 (假设P_= 2. 6V，DC= 2V，Kd3= 40); 将这些测量数据代入收缩压SYS校正公式与第一（或第二）舒张压DIA校正公式，并统一 使用毫米汞柱单位后得到：
[0068] 收缩压SYS= 118 ? 1。与
[0069] 第一舒张压DIA= 69. 5+1(此或
[0070] 第二舒张压DIA= 79+Kdc
[0071] 通过与标准血压数据的对比可以获得Ksc= 120/118 = 1. 017,Kdc= 78-69. 5 = 8. 5,或K&= 78-79 = -1 ;校正参数Ks。与Kd。的值永久存储，下次该患者使用本发明的电子 产品测量时，产品会自动使用收缩压SYS校正公式与第一（或第二）舒张压DIA校正公式 进行计算。该患者每一次执行上述校正过程后，产品所存储的校正参数Ks。与Kd。的值会相 应更新。
[0072] 比如该患者在第二次使用本发明的电子产品测量时，产品在10s时间内测得的 RWTT数组的中值为0. 26s，心率平均值为70,Td平均值为0. 6s，SL平均值为1. 33 (PnOT、DC、Kd3保持不变，因为是同一产品）；将这些测量数据，以及所存储的校正参数Ks。与Kd。的值代 入收缩压SYS校正公式与第一（或第二）舒张压DIA校正公式即可算出：
[0076] 实施例5
[0077] -种基于脉搏反射波传输时间的血压仪，如图3所示，包括脉搏传感器，所述脉搏 传感器可使用基于光电容积法的脉搏传感器，该类型脉搏传感器灵敏度高，更适用于手指 接触式传感设备。
[0078] 所述脉搏传感器依次连接有线性电流电压