一种血压测量计算方法与流程

1.本发明涉及血压测量技术领域，具体为一种血压测量计算方法。


背景技术：

2.血压是人体的一项重要生理参数，在临床诊断中具有十分重要的价值。随着电子技术的不断发展，电子血压计成为目前市面上使用最为广泛的血压计。市场上的电子血压计基本以上臂式电子血压计为主，这类血压计能够实现较为准确的血压测量，但从设备体积或重量来看不具有便携性，尤其是对于需要连续实时监测的用户来说使用起来不那么方便。因此，很多家用的电子血压计使用的是腕式的电子血压计，使用起来更加方便。随着血压检测的深入研究，腕式血压计逐步演变成为血压手表、腕带血压计等，可以更加便携地实现血压地实时监测。
3.腕式的电子血压计通常包括基于ppg信号的腕式血压计、基于ppg和ecg信号的腕式血压计以及基于示波法的腕式血压计等。基于ppg信号的腕式血压计通常利用光电传感器采集手腕部位的脉搏波波形，通过特定算法估算血压数值，其准确性有待验证。基于ppg和ecg信号的腕式血压计通过光电传感器采集手腕部位的脉搏波ppg和心电ecg信号结合起来分析ppg和ecg波峰的时间差，其成本相对偏高且采集更加复杂。基于示波法的腕式血压计其准确性高于基于ppg信号的腕式血压计，其采集方法与成本较基于ppg与ecg方法更优。
4.该方法通过压力传感器获取测试部位即腕部的压力信号，在理想情况下，气囊内气体的压力可以通过气囊以及皮肤等腕部组织可以无损耗地传递到桡动脉，所以从压力信号中能够提取比较准确的脉搏波信号。但是在实际测量过程中，受到如腕围大小、佩戴松紧、动脉深度以及气囊压迫能力等各种因素的影响，导致气囊内的压力与真实压迫于桡动脉的压力存在偏差，最终导致测量计算得到的血压值与实际的标准血压值偏差过大。例如，如果佩戴过松或动脉较深或气囊压迫能力较弱，则气囊内的压力值高于真实压迫于桡动脉的压力值，那么测量的血压值就会偏高；如果佩戴过紧或动脉较浅或气囊压迫能力太强，则气囊内的压力值低于真实压迫于桡动脉的压力值，那么测量的血压值就会偏低。
5.因此，对于腕式电子血压计来说，如何降低上述差异带来的影响是提高测量准确度的关键。


技术实现要素：

6.本发明的目的是为了提供一种血压测量计算方法，可以降低由于佩戴的贴合程度、动脉深浅程度以及气囊组件的压迫能力造成的血压测量的误差，提高血压测量的精度。
7.为了实现上述发明目的，本发明采用了以下技术方案：一种血压测量计算方法，应用于血压测量装置，所述血压测量装置包括气囊组件和气泵，所述计算方法包括：所述血压测量装置控制气泵向气囊组件充气，并在充气过程中持续检测所述气囊组件内的压力信号；所述血压测量装置通过所述压力信号，获取脉搏波信号和静压力信号；所述血压测量装置通过所述压力信号确定至少一个特征值；所述血压测量装置通过所述脉搏波信号确定原
始血压值；所述血压测量装置通过所述特征值和所述原始血压值确定测量部位的最终血压值。
8.通过提取压力信号中的特征值，利用相应的特征值对计算出的原始血压值进行相应的补偿后，补足由于佩戴的贴合程度、动脉深浅程度以及气囊组件的压迫能力造成的误差，提升血压测量的准确度。
9.在一种可能的设计中，所述血压测量装置通过所述压力信号确定至少一个特征值，包括所述血压测量装置通过所述静压力信号确定特征值，或所述血压测量装置通过所述脉搏波信号确定特征值。
10.特征值可以通过静压力信号获得，也可以通过脉搏波信号获得，通过分离后的静压力信号和脉搏波信号能够获得不同的特征值，以便获取不同状态下的特征值。
11.在一种可能的设计中，所述血压测量装置控制气泵向所述气囊组件充气的充气过程包括第一充气阶段和第二充气阶段；所述血压监测装置通过第一充气阶段的压力信号中的静压力信号，获取用于判断所述血压测量装置与所述测量部位贴合程度的第一特征点和第一特征值；其中，当所述第一特征值大于第一特征上阈值或所述第一特征值小于第一特征下阈值时，所述血压测量装置与所述测量部位贴合过度；当所述第一特征值在所述第一特征下阈值和第一特征上阈值之间时，所述血压测量装置与所述测量部位贴合适中。
12.当用户在利用所述血压测量装置进行血压测量的过程中，通过第一特征值对血压测量装置的佩戴贴合程度进行判断，并针对用户在佩戴不够规范出现的或者个别用户在规范佩戴的情况下仍旧出现的血压测量偏差进行补偿。
13.其中，不同用户个体的测量部位，即手腕，的形状和粗细都存在差异，血压测量装置上用于固定的装置通常为表带，此类表带通常使用带有均匀间隔的插孔和表扣控制表带使用的长短。表带的插孔和表扣格数是根据大多数人的手腕类型制定的，因此会使得个别用户在规范佩戴的前提下不能选择到最佳位置，出现稍微放松表带会使得贴合得比较松弛，而稍微勒紧表带会使得贴合过紧的情况。
14.在上述方案中，还有一种可能的设计，所述血压测量装置控制气泵向所述气囊组件充气的充气过程包括第一充气阶段和第二充气阶段；在所述充气过程中，所述静压力信号达到预设压力阈值之前为第一充气阶段，所述第一特征点为所示静压力信号达到所述预设压力阈值时的点；当所述血压测量装置与所述测量部位贴合适中时，所述血压测量装置控制所述充气过程进入第二充气阶段；当所述血压测量装置与所述测量部位贴合过度是，所述血压测量装置结束充气，停止测量。
15.当第一特征值小于第一特征下阈值或者第一特征值大于所述第一特征上阈值时，说明血压测量装置在测量部位佩戴地过于宽松或者过紧。在血压测量装置佩戴不正确的情况下，不宜进行下一步测量操作，应该停止继续测量，并通过血压测量装置向用户发出相应佩戴错误的提醒。能够直接避免因为用户佩戴错误导致的血压测量不准确的问题。
16.在一种可能的设计中，所述血压测量装置通过所述脉搏波信号确定特征值，包括所述血压测量装置检测到的压力信号中出现稳定的初始脉搏波信号时，获取用于判断所述测量部位的动脉的位置深浅的第二特征点和第二特征值；其中，当所述第二特征值大于第二特征上阈值或所述第二特征值小于第二特征下阈值时，所述测量部位的动脉位置较深或较浅；当所述第二特征值在所述第二特征下阈值和第二特征上阈值之间时，所述测量部位
的动脉位置适中。
17.不同用户的动脉位置深浅不同，如果动脉位置较深，血压测量装置施加于测量部位的压力会比实际的血压压力值高；如果动脉的位置较浅，则血压测量装置施加于测量部位的压力会比实际的血压压力值低，导致测量出的血压值出现偏差，因此需要通过第二特征值，针对用户测量部位的动脉位置的不同进行补偿，以求得到准确的最终血压值。
18.在上述技术方案中，还有一种可能的设计，所述血压测量装置检测到的压力信号中出现稳定的初始脉搏波信号时，包括当脉搏波信号中连续出现n个脉搏波，所述n个脉搏波的幅值皆大于预设幅值，且幅值之间的差值均小于m时，所述压力信号中出现稳定的初始脉搏波信号。
19.在一种可能的设计中，所述血压测量装置通过所述脉搏波信号确定特征值，还包括所述脉搏波信号的幅值达到第一幅值阈值时，所述血压测量装置获取用于判断气囊组件压迫能力的第三特征点和第三特征值；其中，所述第三特征值小于第三特征下阈值时，所述气囊组件的压迫能力较低；当所述第三特征值大于第三特征上阈值时，所述气囊组件的压迫能力较高；当所述第三特征值在所述第三特征下阈值和第三特征上阈值之间时，所述气囊组件的压迫能力适中。
20.在利用示波法测量血压的过程中，如果气囊组件的压迫能力较低，则脉搏波幅值上升或者下降的过程就会变得缓慢，即脉搏波幅值达到第一幅值阈值的时间较长，需要施加的压力偏高，此时对应的压力值相对偏高；如果气囊组件的压迫能力较高，则脉搏波上升或者下降的过程就会变得疾快，即脉搏波幅值达到第一幅值阈值的时间会较短，此时需要施加的压力偏低。
21.在上述技术方案中，还有一种可能的设计，所述第一幅值阈值由所述血压测量装置检测到的脉搏波信号中的最大幅值确定。
22.采用脉搏波幅值检测方法获得测量过程中的脉搏幅值变化曲线，从脉搏幅值变化曲线中能够得出脉搏波信号中的最大幅值，并且根据最大幅值来确定第三特征点和特征值。
23.在一种可能的设计中，所述血压测量装置通过所述特征值和所述原始血压值确定测量部位的最终血压值，包括所述血压测量装置通过所述特征值确定相应的补偿系数,其中，特征值对应的补偿系数由别对应舒张压和收缩压的两个数值构成；所述血压测量装置通过所述补偿系数和所述原始血压值确定补偿值；所述血压测量装置通过所述补偿值和所述原始血压值确定所述测量部位的最终血压值。
24.通过多个特征值对通过原始示波法得出的原始血压值进行补偿，从佩戴程度、动脉位置和气囊组件的压迫能力中的一个或者多个方面进行补偿，提高血压测量的准确性。
25.在一种可能的设计中，所述血压测量装置通过所述特征值确定相应的补偿系数，包括：所述血压测量装置根据第二特征值表征的所述测量部位的动脉位置的不同，确定不同的第二补偿系数；所述血压测量装置根据第三特征值表征的所述气囊组件的压迫能力的不同，确定不同的第三补偿系数。
26.根据第二特征值和第三特征值所表征的状态的不同，设定不同的补偿系数，能够进一步提高血压计算的准确性。即，对于第二特征值来说，当第二特征值小于第二特征下阈值时，确定的第二补偿系数为x1
dbp
,x1
sbp
；当第二特征值大于第二特征上阈值时，确定第二
补偿系数为x2
dbp
,x2
sbp
；当第二特征值位于第二特征下阈值和第二特征上阈值之间时，确定第二补偿系数为x3
dbp
,x3
sbp
。这其中，三组补偿系数的具体数值可以设置为完全相同、部分相同或者完全不同。第三特征值对应的第三补偿系数的确定与第二补偿系数的确定思路相同，不做赘述。
附图说明
27.图1为本发明中血压测量装置的一种实施方式的组成示意图。
28.图2为本发明中血压测量装置的另一种实施方式的组成示意图。
29.图3为本发明中血压测量装置佩戴在测量部位后的结构示意图。
30.图4为本发明中测量计算方法的总体流程图。
31.图5为本发明中原始压力信号图。
32.图6为本发明中静压力信号图。
33.图7为本发明中脉搏波信号图。
34.图8为本发明中血压测量计算方法中各个数据和公式的关系图。
35.图9为本发明中血压测量计算方法中步骤s3的具体步骤流程图。
36.图10为血压测量装置贴合度过紧的静压力信号和脉搏波信号的曲线结合图。
37.图11为血压测量装置贴合度适中的静压力信号和脉搏波信号的曲线结合图。
38.图12为血压测量装置贴合度偏松的静压力信号和脉搏波信号的曲线结合图。
39.图13为血压测量装置贴合度过松的静压力信号和脉搏波信号的曲线结合图。
40.图14为本发明中血压测量计算方法中步骤s32的具体步骤流程图。
41.图15为动脉较浅的情况下的静压力信号和脉搏波信号的曲线结合图。
42.图16为动脉较深的情况下的静压力信号和脉搏波信号的曲线结合图。
43.图17为压迫能力较好的情况下的静压力信号和脉搏波信号的曲线结合图。
44.图18为压迫能力的情况下的静压力信号和脉搏波信号的曲线结合图。
45.图19为本发明中血压测量计算方法中步骤s5的具体步骤流程图。
46.图20为本发明中血压测量计算方法中步骤s51的具体步骤流程图。
47.图21为本发明中血压测量计算方法中步骤s52的具体步骤流程图。
48.图22为本实施例中具体应用例的信号图。
49.附图标记：1、气囊组件；2、测量部位；21、动脉；3、表带。
具体实施方式
50.下面结合附图对本发明做进一步描述。
51.示波法测量血压通过脉搏波信号，确定脉搏的幅值曲线中平均压幅值(abp)，通过一定的比例系数，得到初始血压值，包括初始舒张压(dbp，舒张压)和初始收缩压(sbp，收缩压)。
52.初始血压值的计算公式组(1)如下：
53.a
sbp
＝a
abp
*x
sbp
54.a
dbp
＝a
abp
*x
dbp
55.其中，a
abp
表示幅值曲线中平均压幅值，x
sbp
表示sbp的比例系数，可以设置为0.4
‑
0.6，x
dbp
表示dbp的比例系数，可以设置为0.3
‑
0.5，a
dbp
表示计算出幅值曲线上的dbp对应的幅值，a
sbp
表示计算出的幅值曲线上的sbp对应的幅值，dbp0为初始dbp，是a
dbp
时间点在静压力信号上所对应的压力值；同理，sbp0为初始sbp，是a
sbp
时间点在静压力信号上所对应的压力值。
56.如图1所示为本发明中血压测量装置的一种实施方式的组成示意图，血压测量装置包括中心处理器、储存模块、气泵控制模块、气泵、压力传感器、气阀组件和与气阀组件连通的气囊组件1构成。中心处理器、储存模块、压力传感器、气泵控制模块、气泵和气阀组件之间可通过通讯线路连接，气泵、压力传感器、气阀组件和气囊组件1之间通过导管或者通气孔相互连通，形成用于气体流通的流通气道，起到测量血压的目的。
57.在本实施例中，中心处理器用于控制和处理信息，负责信号的检测和对其他各个模块的控制。
58.存储模块用于存储血压测量计算过程中需要用到的数据和阈值，包括但不限于第一特征下阈值、第一特征上阈值、第二特征下阈值、第二特征上阈值、第三特征下阈值、第三特征上阈值、第一幅值阈值和预设压力阈值等。本实施例中提及和应用到的阈值为对多次历史血压测量过程中获取的压力信号进行分析整合得到的，为本领域技术人员所悉知的信息处理方法，在此在不做赘述。
59.气泵控制模块用于控制气泵和气阀组件向气囊组件1充气的过程，在本实施例中，气泵、气阀组件、气囊组件1和压力传感器之间形成相互流通的流通气道，气囊组件1中设有一个以上数量的气囊，当气囊数量大于1时，需要通过气阀组件对气泵和不同气囊之间的气流通道的启闭进行控制，气阀组件与气囊组件1的连接会因为气囊的个数有所改变，为不确定连接关系，因此在图1中，气阀组件与气囊组件1之间，以及气囊组件1与压力传感器之间采用虚线进行连接表示。
60.如图2所示，为血压测量装置的另一种实施方式，气囊组件1采用确定数量的一个，无需气阀组件，因此，气泵和气囊组件1，气囊组件1与压力传感器之间的流通气道为确定的，采用实线连接表示。
61.下面结合附图对本实施例的血压测量计算方法进行详细描述。如图4所示为血压测量方法的流程示意图，该方法包括以下步骤s1
‑
s5。
62.s1、控制气泵向气囊组件1充气，并在充气过程中持续检测所述气囊组件1内的压力信号。
63.用户佩戴血压测量装置，使得气囊组件1贴近测量部位2，如图3所示，本实施例中所指的测量部位2为用户的腕部，特指腕部与手心同侧，即靠近桡动脉21的一侧。测量过程中，气泵控制模块控制气泵向气囊组件1充气使其膨胀，气囊组件1对腕部加压，压力传感器可以通过获取气囊组件1内的压力值来实现对腕部桡动脉21的压力值的检测，进而实现血压测量。
64.s2、通过所述压力信号，获取脉搏波信号和静压力信号。
65.在步骤s1的实际测量过程中，通过压力传感器获得的气囊组件1的压力上升曲线，即压力信号，如图5所示为压力传感器检测到的原始的压力信号，原始的压力信号是有直流压力(静压力信号)和交流脉搏信号(脉搏波信号)组成。在本实施例的步骤s2中，血压测量装置通过巴特沃斯滤波或者小波滤波将静压力信号和脉搏波信号相互分离，分离出的两个
信号曲线分别如图6和7所示。
66.在原始的压力信号中，信号曲线的前面半段几乎没有脉搏震荡，这是由于气囊组件1内的压力与腕部桡动脉21的压力值存在一定的差异。随着压力逐渐加大，对桡动脉21产生压迫作用，脉搏震荡会越来越明显，直到气囊组件1内的压力与桡动脉21受到的压力相等时，脉搏震荡幅值最大，最后随着施加于桡动脉21的压力继续加大，脉搏震荡会逐渐减弱直至消失。图6为压力信号中的静压力部分，用于对应更加准确的压力值；图7为脉搏波信号曲线，在脉搏波震荡曲线的上方为脉搏幅值变化曲线，可以看出脉搏的震荡强度随着外部施加压力的增大，变现出先逐渐增强后逐渐减小的规律，符合示波法测量血压的基础规律。
67.s3、通过所述压力信号确定至少一个特征值。
68.在步骤s3中，可以通过所述压力信号确定特征值，也可以通过脉搏波信号中携带的信息确定特征值，从两种不同信号中确定的特征值所表征的含义各有不同。
69.如图9所示，步骤s3包括：
70.s311、通过静压力信号确定第一特征点和第一特征值。
71.s312、通过第一特征点和第一特征值判断血压测量装置是否与测量部位2贴合适中。
72.在确定血压测量装置和测量部位2的贴合适中时，继续充气测量血压，并进行步骤s32，；如果确定血压测量装置和测量部位2贴合过度时，进入到在步骤s33中，即控制气泵停止充气。
73.在本实施例中，通过第一特征点将整个充气过程分为第一充气阶段和第二充气阶段，第一特征点和第一特征点主要用于测试和判断血压测量装置与测量部位2的贴合程度，以判断是否需要进一步进行充气和测量，并且保证进一步充气测量后得到的最终血压值的准确性。
74.根据图9至附图12所示，不同的佩戴状况对脉搏波会产生不一样的影响。图11为血压测量装置贴合度适中的静压力信号和脉搏波信号的曲线结合图，为信号处理时的参考样本，充气前期气囊组件1没有对腕部产生力的作用，而是在加压过程中逐渐压迫腕部，实际上气囊内气体的压力与腕部受到的压力是比较接近的。
75.图10为血压测量装置贴合度过紧的静压力信号和脉搏波信号的曲线结合图，当用户在佩戴血压测量装置时，若将表带3勒得过紧，则会出现图10中的情况。在气泵刚开始进行充气的初期，气囊组件1对腕部已经产生了一个力的作用，也就提升了气囊组件1对测量部位2的压迫效率。相对图11中的曲线，气囊组件1内气体的实际压力比腕部(测量部位2)受到的压力小，导致压力曲线整体向左平移，平均压降低，初始dbp0与初始sbp0也随之降低。
76.而随着贴合度的逐渐宽松，如图12与图13所示，前期需要靠气囊充气加压来贴合腕部，这部分消耗掉的压力损失导致实际气囊内的压力大于腕部受到的压力，所以整体右移，最终导致测试得到的压力值偏高。
77.结合上述分析，可知，当贴合度不在适中范围内时，计算得到的初始压力值，即dbp0和sbp0，会与正确佩戴后进行测量的血压值偏差较大。
78.在本实施例中，第一特征点为静压力信号的压力值达到预设压力阈值时的点，第一特征值即为压力值达到预设压力阈值时的平均速率，平均速率通过压力值与达到压力值的时间计算得到，公式为：
79.f1＝p1/t1
80.其中，f1表示第一特征值，即压力达到预设压力阈值时的平均速率，p1表示第一特征点对应的预设压力阈值，经过试验，可以设置为25
‑
55mmhg，t1为当压力达到p1时的时间。
81.也就是说，在步骤s312中，判断f1是否在合适的区间内，如果在合适的区间内，则进入步骤s32。
82.步骤s32，血压测量装置检测到的压力信号中出现稳定的初始脉搏波信号时，获取用于判断测量部位2的动脉21的位置深浅的第二特征点和第二特征值。
83.如图14所示，步骤32包括：
84.s321、判断脉搏波中出现稳定的脉搏波初始信号。
85.s322、根据稳定的初始信号，确定第二特征点和第二特征值。
86.如图15和16所示，不同用户测得的脉搏波也会有差异，个体的动脉21深浅程度差异也会影响到血压的测量结果偏差。图15为动脉21较浅的情况下的静压力信号和脉搏波信号的曲线结合图，在前期充气阶段(5
‑
10s内)便会出现较为稳定的脉搏波，其所对应的压力值在50mmhg以内。而如图16所示为位动脉21较深的情况下的静压力信号和脉搏波信号的曲线结合图，在充气时间10
‑
15s内才出现较为稳定的脉搏波，其对应的压力值在50
‑
100mmhg范围内。从图13和图14中可以看出，二者的abp存在较大差异，动脉21较深的情况下abp偏移量会较高。因此，需要对不同用户的动脉21位置的情况进行相应的计算补偿，以确保得到更加准确的血压值。
87.其中，在步骤s321中，可以设置特征条件，当脉搏波信号中连续出现5个脉搏波，5个脉搏波的幅值皆大于预设幅值10，且幅值之间的差值均小于2的时候，确定压力信号中出现了脉搏波初始信号。
88.在本实施例中，第二特征点为出现脉搏波初始信号的点，第二特征值(f2)可以选用出现稳定的脉搏波信号的时间(t2)，也可以选用出现稳定的脉搏波信号时对应的压力值(p2)，即f2＝t2或者f2＝p2。
89.在本实施例中，如图14所示，步骤s32还包括
90.s323、判断脉搏波信号是否达到第一幅值阈值。
91.在实际测量过程中，s323中的第一幅值阈值可以采用脉搏波幅值曲线中的最大幅值，也可以为最大幅值的系数倍。在本实施例中，系数可以设置在0.3
‑
0.7之间。
92.s324、通过第一幅值阈值确定第三特征值和第三特征点。
93.如图17和18所示，实际上气囊组件1对于腕部桡动脉21的压迫能力并不完全一致。压迫能力会随着气囊内气体体积变大而产生细小的位移或形变，导致实际压迫于腕部的压力小于气囊组件1内的实际压力，最后使得整体向右偏移，压力值偏高。如图17为压迫能力较好的情况下的静压力信号和脉搏波信号的曲线结合图，正常情况下脉搏波幅度上升过程与下降过程较为明显。而如图18为压迫能力的情况下的静压力信号和脉搏波信号的曲线结合图，随着压力的增加，脉搏波幅度呈现上升过程而无下降过程，脉搏震荡幅度上升到一定幅值以后维持基本稳定的状态，造成测量偏差。从图17和18可以看出，二者的abp存在较大差异，压迫能力较弱的情况下abp偏移量较高。因此，需要对气囊组件1的压迫能力进行相应的计算补偿，以确保得到更加准确的血压值。
94.在本实施例中，第三特征点为脉搏波幅值在上升段达到第一幅值阈值时的点，第
三特征值(f3)可以为达到第一幅值阈值时的时间(t3)，也可以为达到第一幅值阈值时的压力值(p3)，即f3＝t3或者f3＝p3。
95.s4、通过所述脉搏波信号确定原始血压值。
96.确定原始血压值采用的是示波法测量血压的常规手段，具体方式为前述的采用比例系数得到初始dbp和初始sbp。
97.其中，确定初始dbp和初始sbp后，根据初始dbp和初始sbp的位置，记录初始dbp和初始sbp在时间轴上对应的时间，即，p
dbp
和p
sbp
。
98.s5、通过所述特征值和所述原始血压值确定测量部位2的最终血压值。
99.如图19所示，步骤s5还包括：
100.s51、通过所述特征值确定相应的补偿系数，其中，特征值对应的补偿系数由别对应舒张压和收缩压的两个数值构成。
101.s52、所述血压测量装置通过所述补偿系数和所述原始血压值确定补偿值。
102.s53、所述血压测量装置通过所述补偿值和所述原始血压值确定所述测量部位2的最终血压值。
103.在步骤s51中，包括：
104.s511、所述血压测量装置根据所述第一特征值确定第一补偿系数。
105.其中，第一补偿系数包括s1
dbp
和s1
sbp
，s1
dbp
和s1
sbp
第一特征值分别对应dbp与sbp的第一补偿系数。
106.s512、所述血压测量装置根据第二特征值表征的所述测量部位2的动脉21位置的不同，确定相同或不同的第二补偿系数。
107.在本实施例中，当所述第二特征值大于第二特征上阈值或所述第二特征值小于第二特征下阈值时，所述测量部位2的动脉21位置较深或较浅；当所述第二特征值在所述第二特征下阈值和第二特征上阈值之间时，所述测量部位2的动脉21位置适中。
108.其中，第二补偿系数包括s2
dbp
和s2
sbp
，s2
dbp
和s2
sbp
第二特征值分别对应dbp与sbp的第二补偿系数。第二补偿系数根据动脉21的位置深浅的不同程度，设有不同的数值组。
109.s513、所述血压测量装置根据第三特征值表征的所述气囊组件1的压迫能力的不同，确定相同或不同的第三补偿系数。
110.在本实施例中，所述第三特征值小于第三特征下阈值时，所述气囊组件1的压迫能力较低；当所述第三特征值大于第三特征上阈值时，所述气囊组件1的压迫能力较高；当所述第三特征值在所述第三特征下阈值和第三特征上阈值之间时，所述气囊组件1的压迫能力适中。
111.其中，第三补偿系数包括s3
dbp
和s3
sbp
，s3
dbp
和s3
sbp
第三特征值分别对应dbp与sbp的第三补偿系数。第三补偿系数根据气囊组件1的压迫能力不同，设有不同的数值组。
112.结合图8至19进一步表述在本实施例的血压测量计算方法中各个数据和公式之间的关系图。
113.在步骤s52中，包括：
114.s521、根据所述第一特征值和第二特征值确定第一补偿值。
115.由于气泵在充气前期和出现脉搏波信号的前期，血压测量装置佩戴的贴合程度会影响后续气囊组件1对测量部位2动脉21的压迫程度，因此，需要将第一特征值和第二特征
值进行结合确定第一补偿值。
116.其中，第一补偿值包括第一收缩压补偿值和第一舒张压补偿值。
117.在计算第一补偿值时，如果第二特征值选用的参数不同，则所用的补偿方法也不相同。
118.如果第二特征值为压力值(p2)，则采用如下公式组(2)计算第一补偿值：
119.compensate1
sbp
＝f1*s1
sbp
+(f2
‑
dbp0)*st2
sbp
120.compensate1
dbp
＝f1*s1
dbp
+(f2
‑
dbp0)*st2
dbp
121.如果第二特征值为时间值(t2)，则采用如下公式组(3)计算第一补偿值：
122.compensate1
sbp
＝f1*s1
sbp
+(f2
‑
p
sbp
)*sp2
sbp
123.compensate1
dbp
＝f1*s1
dbp
+(f2
‑
p
dbp
)*sp2
dbp
124.在上述两组公式中，compensate1
sbp
为第一收缩压补偿值，compensate1
dbp
位第一舒张压补偿值。st2
dbp
和st2
sbp
分别为第二特征值采用压力值时的dbp与sbp分别对应第二特征值的补偿系数；sp2
dbp
和sp2
sbp
分别为第二特征值采用时间值时的dbp与sbp分别对应第二特征值的补偿系数。
125.s522、根据所述第三特征确定第二补偿值。
126.随着压力的增加，气囊组件1内气体体积逐渐变大，可能产生形变或位置导致压力值偏高，而舒张压dbp基本在前半段，受到后期的影响较小，所以需要对收缩压sbp进行第二次补偿，即步骤s522中的第二补偿值包括第二收缩压补偿值。
127.如果第三特征值为压力值(p3)时，则采用如下公式(4)计算第二收缩压补偿值：
128.compensate2＝c+(f3
‑
dbp0)*st3
dbp
+(sbp0‑
f3)*st3
sbp
129.其中，compensate2为第二收缩压补偿值，c为一个常数项，可通过测试数据线性拟合得出一个较为合适的值。st3
dbp
和st3
sbp
分别为第三特征采用压力值时的dbp与sbp分别对应第三特征值的补偿系数。
130.如果第三特征为时间值(t3)时，则采用如下公式(5)计算第二收缩压补偿值：
131.compensate2＝c+(f3
‑
p
dbp
)*sp3
dbp
+(p
sbp
‑
f3)*sp3
sbp
132.其中，compensate2为第二收缩压补偿值，c为一个常数项，可通过测试数据线性拟合得出一个较为合适的值。sp3
dbp
和sp3
sbp
分别为第三特征采用时间值时的dbp与sbp分别对应第三特征值的补偿系数。
133.在步骤s53中，采用一下公式组(6)确定最终血压值，
134.sbp＝sbp
o
+compensate1
sbp
+compensate2
135.dbp＝dbp0+compensate1
dbp
136.其中，sbp为得到的最终收缩压，dbp为测量计算得到的最终舒张压。
137.下面结合如图17对测量实施例进行应用例说明，图17中的血压标准值为sbp＝112，dbp＝67。
138.在图20中，倾斜向上的线性曲线为从原始压力信号中提取到的静压力信号；存在震荡起伏的信号为从原始压力信号中提取到的脉搏波信号；第三条为脉搏波幅值包络曲线，是根据脉搏波幅值变化进行拟合得到。
139.从图中可以看出，平均压值点为静压力信号曲线上的中间一点，平均压值为134.5mmhg。通过初始计算得到的sbp为149.23mmhg，dbp为84.97mmhg，与标准sbp和标准dbp
相比，整体向上偏移使得血压值偏高。
140.然后，通过提取特征值，第一特征速率f1为5.856；第二特征值采用压力值(f2)为68；第三特征值采用压力值(f3)为108.73mmhg。计算得出补偿值为：compensate1
sbp
＝
‑
16；compensate1
dbp
＝
‑
17；compensate2＝
‑
20。
141.经过修正，最后计算出的血压值为：sbp＝113；dbp＝68。
142.与标准血压值相比，可以看出明显缩小偏差，得到较为精确的血压值读数。
143.以上所述是本发明的优选实施方式，对于本领域的普通技术人员来说不脱离本发明原理的前提下，还可以做出若干变型和改进，这些也应视为本发明的保护范围。