CN211934039U - 测量血压的电子设备 - Google Patents

Abstract

本申请提供一种测量血压的电子设备。本申请的测量血压的电子设备，包括测量组件、气囊和流体管路；测量组件中的流体泵和压力传感器分别通过第一流体管路以及第二流体管路和气囊连通，第一流体管路的第一管口和第二流体管路的第二管口位于气囊同侧，且第一管口和第二管口中的一者的开口方向背离另外一者，使得第一管口和第二管口相互远离。这样减少了气囊气流对压力传感器的干扰，提高了血压的测量精度。

Description

测量血压的电子设备

技术领域

本申请涉及电子设备领域，尤其涉及一种测量血压的电子设备。

背景技术

随着现代人对于健康关注度的提升，越来越多的可佩戴设备或者是其它电子设备上集成了血压测量功能，以随时随地的监测人体的血压等生理指标。

目前，具有血压测量功能的设备一般通过示波法进行测量。具体的，示波法是利用气囊压迫受测者的动脉，而受测者动脉内的血压会冲击气囊，使气囊内部的气压产生压力波动，获取到气囊内部气压的波动情况后，即可计算得到受测者的血压等指标。例如在现有的一种终端设备中，具体包括有气囊、充气用的流体泵以及用于测量气囊内压力的传感器等组成部分。其中，流体泵和压力传感器分别通过对应的气流通道和气囊连通，且流体泵对应的供气端口与传感器对应的进气端口一般并列设置，以分别实现向气囊内供气，以及使气囊内气流流通至传感器的功能。

然而，由于可佩戴设备的尺寸一般较为紧凑，所以各气流通道的端口之间间距较小，在测量过程中，流体泵向气囊内供气时可能产生气流冲击，从而干扰到传感器的测量，影响测量精度。

实用新型内容

本申请提供一种测量血压的电子设备，具有较好的血压测量精度。

本申请提供一种测量血压的电子设备，包括测量组件、气囊和连接在测量组件与气囊之间的流体管路；测量组件包括流体泵和压力传感器，流体泵通过第一流体管路和气囊连通，压力传感器通过第二流体管路和气囊连通，第一流体管路具有和气囊连通的第一管口，第二流体管路具有和气囊连通的第二管口，第一管口和第二管口位于气囊的同一侧，且第一管口和第二管口中的一者的开口方向背离另外一者，以使第一管口和第二管口相互远离。这样当测量血压的电子设备中的流体泵向气囊内部提供流体时，来自流体泵的流体会朝向背离压力传感器的管口的方向流动，且流体泵的管口和压力传感器的管口之间具有一定的间距，所以压力传感器的管口不会直接受到流体冲击，受到的冲击和影响较小，能够避免流体冲击对压力传感器的检测造成影响，具有较好的血压测量精度。

作为一种可选的实施方式，第一流体管路和第二流体管路中的一者形成外管段，另一者形成内管段，外管段套设在内管段的外侧，且内管段的外壁和外管段的内壁之间具有间隙。采用内外嵌套方式的流体管路，其和气囊连接的部位所占的空间较小，能够让气囊以及整个测量血压的电子设备具有更为紧凑的结构，有利于测量血压的电子设备的小型化和便携性。

作为一种可选的实施方式，第一流体管路和第二流体管路中的至少一者具有伸入气囊的内部的内置管段，以使第一管口和第二管口中的至少一者位于气囊的内部。这样内置管段延伸至气囊内部，两个管口之间可以具有较大的间距，只需要控制伸入气囊内部的第一管口或者第二管口的方向，即可令这两者相互远离，流体管路的结构较为简单。

作为一种可选的实施方式，第一管口和第二管口中的一者伸入气囊内部并悬空设置，另一者与气囊的内壁齐平。这样在气囊内部空间有限的情况下，将其中一个管口设置于和气囊内壁平齐的位置，能够让第二管口和第一管口之间尽量远离，有助于减少第一管口冲出的气流对第二管口的影响。

作为一种可选的实施方式，内置管段包括弯折段，内置管段的位于弯折段之前的管段与位于弯折段之后的管段之间具有夹角。这样一方面流体泵的气流从第一管口冲出时，不会直接冲击到第二管口；另一方面，由于第一流体管路具有延伸段，所以第一管口会和第二管口之间具有一定的间距。这样可以保证第二管口可以实现较为平稳的进气，进而让压力传感器进行检测时，受到较小的干扰。

作为一种可选的实施方式，内置管段的位于弯折段之间的管段与位于弯折段之后的管段相互垂直。这样气流在第一流体管路内的气流速度得以减小，降低了第一管口对第二管口的影响。

作为一种可选的实施方式，内置管段位于第一流体管路，第二流体管路延伸至与气囊内壁齐平的位置。

作为一种可选的实施方式，内置管段为软质管段，且内置管段和气囊的内壁贴合。这样，内置管段可以跟随气囊的膨胀或收缩而产生相应的移动和形变，而不会从气囊的内壁上脱离。此外，第一流体管路可以随气囊的形变而相应展开或塌陷，而不会在气囊内部形成硬质突起，使受测者佩戴较为舒适。

作为一种可选的实施方式，内置管段为硬质管段；内置管段悬空设置于气囊内部，且第一管口与气囊的内壁之间具有间距。这样让内置管段具有一定的刚性，在伸入气囊的内壁之后，可以维持该形态，并和气囊内壁保持较为一定的间距；而不会因自身弯曲、软塌而贴合到气囊的内壁上。

作为一种可选的实施方式，第一流体管路的各管段为一体式结构。这样整个第一流体管路可以统一制作成型，减少了装配和制造难度。

作为一种可选的实施方式，内置管段位于第二流体管路，第一流体管路延伸至与气囊内壁齐平的位置。

作为一种可选的实施方式，内置管段悬空设置于气囊内部，且第二管口与气囊的内壁之间具有间距；或者，内置管段与气囊的内壁贴合。这样和第一流体管路类似，第二流体管路的内置管段可以伸入至气囊内部的不同位置。

作为一种可选的实施方式，测量血压的电子设备佩戴于人体时，第二管口在气囊内部的位置与人体的动脉位置相对应。由于动脉距离第二管口的距离较近，因而第二管口处的气压变化对动脉中血液冲击的响应较为及时，而压力传感器的检测也较为快速和直接；同时，第二管口处的气压变化受到气囊其它部位的影响也较少，提高了检测的精确性。这样第二管口可以采集靠近动脉位置的气囊压力变化情况，从而让压力传感器的检测具有较快的响应速度和较高的精确度。

作为一种可选的实施方式，内置管段为硬质管段。这样即使气囊由于内部空间缩小而压迫第二流体管路，第二流体管路的内置管段也会保持原先的形状以及横截面积，从而维持第二流体管路中气体的正常流通，避免气囊塌陷而阻碍到压力传感器的正常检测。

作为一种可选的实施方式，第二流体管路的各管段为一体式结构。这样第二流体管路可以统一制作成型，减少了装配和制造难度。

作为一种可选的实施方式，测量血压的电子设备还包括流体阀和第三流体管路，第三流体管路的第一端和流体阀连通，第二端用于和气囊连通。通过流体阀，可以对充气的气囊进行放气，从并让压力传感器检测放气时的气囊压力变化情况，从而获得血压测量值。

作为一种可选的实施方式，第三流体管路的第二端和第一流体管路连通。这样流体管路和气囊连通处占用的空间较小，能够有效利用气囊较为有限的表面空间，有利于气囊和整个测量血压的电子设备的小型化和紧凑化；同时，第三流体管路中的气流，不会干扰到第二流体管路，因此对压力传感器的检测影响也较小。

作为一种可选的实施方式，第一流体管路的至少部分管段为可塌陷的软质管段，第三流体管路的第二端和第二流体管路连通。这样即使第一流体管路在流体泵未工作时因压力变化而发生塌陷现象，第三流体管路也可以正常通气，保证放气操作。

作为一种可选的实施方式，测量血压的电子设备还包括主体和腕带，腕带连接于主体，测量组件设置在主体的壳体内部，气囊设置在腕带上。这样测量血压的电子设备可以通过腕带佩戴在佩戴者的腕部、上臂或者是其它人体肢体部位，从而对佩戴者的血压进行测量。

测量血压的电子设备具体包括气囊和测量组件，在测量组件中包括有处理单元、流体泵和压力传感器，流体泵和传感器均和处理单元之间电性连接；流体管路包括连通在流体泵和气囊之间的第一流体管路，以及连通在压力传感器和气囊之间的第二流体管路。其中，第一流体管路具有和气囊连通的第一管口，而第二流体管路具有和气囊连通的第二管口，第一管口和第二管口中的一者的开口方向会背离另一者，以使第一管口和第二管口相互远离。这样当测量血压的电子设备中的流体泵向气囊内部提供流体时，由第一管口冲出的流体会朝向背离第二管口的方向流动，且第一管口和第二管口之间具有一定的间距，所以第二管口不会直接受到流体冲击，受到的冲击和影响较小，能够避免流体冲击对压力传感器的检测造成影响，具有较好的血压测量精度。

附图说明

图1是本申请实施例提供的测量血压的电子设备为可穿戴设备时的外形示意图；

图2是图1中测量血压的的电子设备佩戴于人体腕部的位置示意图；

图3a是图1的测量血压的电子设备的一种内部结构示意图；

图3b是图1的测量血压的电子设备的另一种内部结构示意图；

图4是图1中的测量血压的电子设备中测量组件的内部部分结构框图；

图5a是图1中的测量血压的电子设备在未测量血压的侧视图；

图5b是图1中的测量血压的电子设备在血压测量状态下的侧视图；

图6a是测量血压的电子设备在测量时气囊压力的变化示意图；

图6b是测量血压的电子设备在测量时形成的气囊压力脉冲波的波形示意图；

图6c是测量血压的电子设备在测量时获得的压力脉冲波的包络曲线示意图；

图7是本申请实施例提供的一种测量血压的电子设备的结构示意图；

图8是图7中的流体在流体通路中的流动状态示意图；

图9是图7中的测量血压的电子设备中流体管路和气囊的连接区域的具体结构示意图；

图10是图7中第一流体管路和第二流体管路的嵌套结构示意图；

图11是图7中的测量血压的电子设备中第一管口和第二管口之间的相对位置示意图；

图12是本申请实施例提供的另一种测量血压的电子设备的结构示意图；

图13是图12中的测量血压的电子设备中流体管路和气囊的连接区域的具体结构示意图；

图14是本申请实施例提供的第三种测量血压的电子设备的结构示意图；

图15是图14中的流体在流体通路中的流动状态示意图；

图16是图14的测量血压的电子设备中流体管路和气囊的连接区域的具体结构示意图；

图17是图14的测量血压的电子设备在测量时第二管口的位置示意图；

图18是本申请实施例提供的第四种测量血压的电子设备的结构示意图；

图19是图18中的测量血压的电子设备的流体管路和气囊的连接区域的具体结构示意图。

附图标记说明：

1-气囊；2-测量组件；3-第一流体管路；4-第二流体管路；5-第三流体管路；

11-第一内壁；12、13-粘接剂；20-处理单元；21-流体泵；22-压力传感器；23-流体阀； 30-流体管路；31-第一管段；32-第二管段；41-第二弯折段；42-第三管段；43-第四管段；

110-RF电路；111-天线；120-存储器；130-其它输入设备；140-屏幕；141-显示面板；142- 触控面板；150-其它传感器；160-音频电路；170-I/O子系统；171-其它输入设备控制器；172- 传感器控制器；173-显示控制器；201-壳体；301-第一管口；321-第一延伸段；322-第二延伸段；323-第一弯折段；401-第二管口；431-第三延伸段；432-第四延伸段；433-第三弯折段； 501-主体；502-腕带；503-腕部；

100、200、300、400-测量血压的电子设备；

c-桡动脉。

具体实施方式

在对本申请实施例进行描述前，为便于理解本申请的技术方案，先对本申请实施例中涉及到的基本概念和术语进行解释说明：

血压(blood pressure，BP)：指血压在血管内部流动时，作用于单位面积血管侧壁上的侧压力。血压是推动血液流动的主要动力。人体的血压需要保持在正常波动范围内，过高或过低都会对人体健康产生不利影响。由于血管的不同，血压分别被称为动脉血压、静脉血压和毛细血压。一般人体测量时的血压为动脉血压。

示波法测量血压：通过血液在流动时，碰撞血管壁所造成的振动，获得源于血管壁的搏动包迹，并通过搏动包迹与动脉血压之间的关系，获得血压值。示波法具体可以包括幅度系数法和波形特征法等。具体在测量时，会将气囊等捆扎在人的肢体上，并向气囊内部加压，从而检测在气囊压迫下，由于人体内血液冲击而产生的振动或压力。

目前，随着人们对健康重视程度的提高，人们越来越注意血压等人体指标的测量。为了做到随时随地测量血压，电子血压计，或者是其它具有血压测量功能的电子设备得到了广泛应用。其中，为了兼顾设备的便携性和测量的准确度，电子血压计或者是带血压测量功能的电子设备多采用示波法对血压进行测量。以下为便于叙述，将电子血压计和带血压测量功能的电子设备统称为测量血压的电子设备进行说明。可以理解的是，测量血压的电子设备包括但不限于电子血压计、手机、或者智能可穿戴设备等。

以下以测量血压的电子设备为可穿戴设备为例进行说明。图1是本申请实施例提供的测量血压的电子设备为可穿戴设备时的外形示意图。图2是图1中的测量血压的电子设备佩戴于人体腕部的位置示意图。如图1和图2所示，测量血压的电子设备100为可穿戴设备时，其具有主体20和腕带10等组成部分；主体20可以通过腕带10等佩戴在佩戴者的腕部、上臂或者是其它人体肢体部位。此时，测量血压的电子设备可以执行血压测量功能，以及其它可穿戴设备的常用功能等。

图3a是图1的测量血压的电子设备的一种内部结构示意图。图3b是图1的测量血压的电子设备的另一种内部结构示意图。如图3a和图3b所示，为了通过示波法测量血压，测量血压的电子设备100的内部大致可以包括气囊1、测量组件2和连接在气囊1和测量组件2 之间的流体通路30等组成部分。其中，图3a中的测量血压的电子设备100中，气囊1会一直延伸至测量血压的电子设备100中壳体201的底部，且流体通路30由壳体201的底部与气囊1连接；而图3b中的测量血压的电子设备100中，气囊1仅会延伸至壳体201的侧方，流体通路30由壳体201的侧方与气囊1连接。

其中，气囊1是测量血压的电子设备100中直接作用于人体的部件。气囊1可以具有多种不同结构和形式，例如可以附着在袖带或者是腕带10上。此时，气囊1可以环绕并捆绑在受测者的肢体上，例如是捆绑在受测者的上臂或者是腕部。气囊1主要以软质材料构成，因而气囊1的内部充气时，气囊1的大小会发生变化，而气囊1的外壁会随之对受测者的肢体产生压迫。随着电子设备的类型不同，气囊1可以为独立结构，也可以依附于测量血压的电子设备的其它结构之上。例如当测量血压的电子设备为智能手表或者智能手环时，气囊1可以相应设置在智能手表的腕带上，或者是智能手环的环体上。示例性的，如图1和图2所示气囊1可以设置在腕带10的内侧面，也就是腕带10的与用户肢体接触的一面。

测量组件2作为测量血压的电子设备100内部的主要功能元件，具体可以位于可穿戴设备中的主体20内部，例如是收容于主体20的壳体201之中。测量组件2中可以包括处理单元20、流体泵21、压力传感器22以及流体阀23等各个组成部分。其中，处理单元20可以为具有控制和数据处理功能的部件，并利用各种接口和线路连接整个测量血压的电子设备100 的各个部分，执行测量血压的电子设备100的各种功能和处理数据，从而对测量血压的电子设备100的工作进行整体监控。示例性的，处理单元20可以为中央处理器(CentralProcessing Unit，CPU)、图形处理器(Graphics Processing Unit，GPU)、现场可编程门阵列(Field Programmable Gate Array，FPGA)或者是微控制单元(Micro Controller Unit，MCU)等。可选的，处理单元20可以为独立的模块，也可以和测量血压的电子设备的其它部件或者控制电路集成在一起。流体泵21、流体阀23以及压力传感器22均和测量组件2中的处理单元20 具有电连接，从而可以让处理单元20控制流体泵1和流体阀23的动作，以及接受压力传感器22所检测到的压力信号。而为了接收处理单元的控制信号，流体泵21和流体阀23均为电控元件，且与处理单元20之间电性连通。

其中，作为一种可选的方式，流体泵21可以包括电机211和泵体212等组成部分，其中，泵体212可以通过活塞或者叶轮驱动流体前进，而电机211和处理单元20保持电性连接。此外，本场景中，流体阀23可以为电磁阀，而压力传感器22可以为压电电阻式压力传感器等。因而电机211、压力传感器22以及流体阀23均可以和处理单元20具有电连接，并实现信号传输与控制。

为了将流体泵21、压力传感器22以及流体阀23与气囊1连接在一起，在测量组件2和气囊1之间设置有流体通路30，流体通路30可以由硬质或者软质的密封管道而形成。其中，流体通路30和气囊1内部所流通的流体一般可以为气体。为了连接测量组件2中的不同部件，流体通路30可以包括和连通在气囊1和流体泵21之间的供气通路，连接在气囊1和流体阀 23之间的放气通路，以及连通在气囊1和压力传感器22之间的检测通路等，由于测量组件2 中的流体泵21、压力传感器22和流体阀23需要分别和气囊1连接，相应的，流体通路30 也可以具有多条，并且不同气体通路可连通不同元件。需要说明的是，图3中的流体通路，仅为表明测量组件2内各部件与气囊1之间的整体连接状态，而流体通路的具体形状和实现形式可以参照下面具体场景中的描述。

可以理解的是，流体通路30可以和测量血压的电子设备100中的其它部件结合在一起。例如可以在气囊1和测量组件2之间设置连接部件，且在连接部件内部开设流体通路30等。

可以理解的是，测量血压的电子设备除了执行血压测量操作之外，还可以具有其它功能。相应的，测量血压的电子设备中可以包括其它部件或结构，这些部件和结构可以部分或全部设置在测量组件2上。

以下以测量血压的电子设备为可佩戴设备为例，对测量血压的电子设备中其它可能存在的内部部分结构进行说明。图4是图1中的测量血压的电子设备中测量组件的内部部分结构框图。如图4所示，为了实现可穿戴设备的各种功能和操作，除了上述处理单元20、流体泵 21、压力传感器22等部件外，可佩戴设备的测量组件中还可以包括射频(RadioFrequency， RF)单元110、存储器120、其它输入设备130、屏幕140、其它传感器150、音频电路160、 I/O子系统170、以及电源180等部件。本领域技术人员可以理解，图4中示出的可佩戴设备结构并不构成对可佩戴设备的限定，可以包括比图示更多或更少的部件，或者组合某些部件，或者拆分某些部件，或者不同的部件布置。

为便于理解测量组件2的整体结构，下面结合图3对测量组件2中的各个构成部件进行具体的介绍：

RF单元110可用于收发信息或通话过程中，信号的接收和发送，特别地，将基站的下行信息接收后，给处理器180处理；另外，将设计上行的数据发送给基站。通常，RF单元110会和天线111连接，从而利用天线111与网络和其它设备通信。RF单元111包括但不限于至少一个放大器、收发信机、耦合器、低噪声放大器(Low Noise Amplifier，LNA)、双工器等。

存储器120可用于存储软件程序以及模块，处理单元20通过运行存储在存储器120的软件程序以及模块，从而执行可佩戴设备的各种功能应用以及数据处理。存储器120可主要包括存储程序区和存储数据区，其中，存储程序区可存储操作系统、至少一个功能所需的应用程序 (比如声音播放功能、图象播放功能等)等；存储数据区可存储根据可佩戴设备的使用所创建的数据(比如音频数据、电话本等)等。此外，存储器120可以包括高速随机存取存储器，还可以包括非易失性存储器，例如至少一个磁盘存储器件、闪存器件、或其它易失性固态存储器件。

为了使可佩戴设备进行显示和输入等交互操作。可佩戴设备中包括其它输入设备130、屏幕140、其它传感器150、音频电路160等。其中，其它输入设备130可用于接收输入的数字或字符信息，以及产生与移动终端100的用户设置以及功能控制有关的键信号输入。其它输入设备130与I/O子系统170的其它输入设备控制器171相连接，在其它设备输入控制器171的控制下与处理单元20进行信号交互。屏幕140可用于显示由用户输入的信息或提供给用户的信息以及可佩戴设备的各种菜单，还可以接受用户输入。具体的屏幕140可包括显示面板141，以及触控面板142等。此外，可佩戴设备所包括的其它传感器150，可以识别和感知可佩戴设备周围环境参数信息，以及佩戴者的人体生理信息等。具体的，其它传感器150可包光传感器、运动传感器、陀螺仪、气压计、湿度计、温度计、红外线传感器等，以用于感知可佩戴设备周围的环境参数信息。

I/O子系统170用来控制输入输出的外部设备，I/O子系统170中的显示控制器173从屏幕 140接收信号和/或者向屏幕140发送信号。屏幕140检测到用户输入后，显示控制器173将检测到的用户输入转换为与显示在屏幕140上的用户界面对象的交互，即实现人机交互。传感器控制器172可以从一个或者多个传感器150接收信号和/或者向一个或者多个传感器150发送信号。

此外，测量组件2中还包括给各个部件供电的电源180以及其它组件或结构，此处不再赘述。

具有上述整体结构的测量血压的电子设备对受测者进行血压测量时，首先会将气囊1捆绑于受测者的肢体上，然后通过流体泵21向气囊1内部充气，使得气囊1的外壁压迫受测者的血管。图5a是图1中的测量血压的电子设备在未测量血压的侧视图。图5b是图1中的测量血压的电子设备在血压测量状态下的侧视图。如图5a和图5b所示，以流体通路30通过壳体201的底部和气囊1连通的测量血压的电子设备结构为例，在进行血压测量时，随着气囊 1内部充气，气囊1的大小会发生变化，此时设置在腕带10内侧面的气囊1会在用户腕部40 的周向上对用户腕部40施力，从而压迫桡动脉c处的血管。相应的，桡动脉c处的血管内部的血液会冲击血管壁，并使气囊内部的气压产生一定的波动。图6a是测量血压的电子设备在测量时气囊压力的变化示意图。如图6a所示，气囊1在充气到达一定压力(图中160mmHg 处)后，会缓慢放气，以使气囊1内部压力逐渐下降，直至达到额定压力(图中的50mm Hg处)。在气囊1放气过程中，由于血液会在血压作用下冲击血管壁，受到该冲击作用，气囊1内部的气压并不是平滑变化，而是产生多个幅度较小的波动。而压力传感器22可通过检测通路检测到气压的波动，并将该波动发送至处理单元20进行后续处理。图6b是测量血压的电子设备在测量时形成的气囊压力脉冲波的波形示意图。如图6b所示，处理单元20在获得气压的波动后，即可通过信号处理计算，将叠加在气囊1压力上的波动信号提取出来，从而获得压力脉冲波。图6c是测量血压的电子设备在测量时获得的压力脉冲波的包络曲线示意图。如图6c所示，处理单元20将压力脉冲波进行包络处理，以及相应的换算后，即可得到受测者在测量过程中的血压变化，并从中提取收缩压和舒张压等血压信息。在测量完成后，处理单元20会控制流体阀23打开，从而让气囊1通过放气通路进行放气，解除对受测者的压迫。

由上述测量过程可知，测量血压的电子设备100在实现测量时，需要让流体泵21向气囊 1内部充气，并让压力传感器22通过检测通路和气囊1连通，以检测气囊1内部的压力变化情况。然而，在压力传感器22的整个测量过程中，气囊1内部会经历充气——放气的一个完整充放气过程。在该充放气过程中，尤其是充气过程中，流体泵21会通过供气管路向气囊1 内部加压，并在供气管路和气囊1内部产生一定的气流冲击。而在常规的电子血压计等测量血压的电子设备内部，由于供气管路的供气端口和检测管路的进气端口并列设置，且两个端口临近设置，所以流体泵21所产生的气流冲击，会影响到检测管路的进气端口附近的气压，从而干扰到压力传感器的正常检测，影响测量血压的电子设备100对血压的检测精确性。

为此，本申请提供一种测量血压的电子设备，其对受测者进行血压检测时，流体泵21充气而产生的气流冲击较小，电子设备内部的压力传感器22具有较高的测量精度。为对本申请的测量血压的电子设备进行进一步介绍，以下以不同场景为例，对测量血压的电子设备的具体结构和各种可能的实现形式分别进行详细说明。

场景一

图7是本申请实施例提供的一种测量血压的电子设备的结构示意图。如图7所示，本申请提供的测量血压的电子设备100，具体包括气囊1和测量组件2等不同组成部分，测量组件2位于测量血压的电子设备100的主体20内部，且测量组件2包括有处理单元20、流体泵21和压力传感器22，流体泵21和传感器22均和处理单元20之间电性连接，从而在处理单元20的控制下执行相应的动作或者检测操作；而为了实现气囊1和测量组件2之间的连接，测量血压的电子设备中还包括流体管路。流体管路具有多条，且分别连通在气囊1和不同部件之间。具体的，流体管路包括连通在流体泵21和气囊1之间的第一流体管路3，以及连通在压力传感器22和气囊1之间的第二流体管路4。其中，第一流体管路3具有和气囊1连通的第一管口301，而第二流体管路4具有和气囊1连通的第二管口401，第一管口301和第二管口401中的一者的开口方向会背离另一者，以使第一管口301和第二管口401相互远离。

此时，第一流体管路3和第二流体管路4中的至少一者会具有部分管段延伸至气囊1内部，因此，第一管口301和第二管口401中的至少一者会一直伸入气囊1内部。其中，第一流体管路3和第二流体管路4中延伸入气囊1内部的管段可以定义为内置管段。

具体的，第一管口301和第二管口401可以均伸入气囊1内部，也可以是第一管口301 或者是第二管口401中的一者伸入气囊1内部，而另一者和气囊1的内壁连通。在第一管口 301和第二管口401均伸入气囊1内部时，第一管口301和第二管口401的开口方向可以相互背离；而仅仅是第一管口301和第二管口401中的一者伸入气囊1内部时，另一者由于和气囊1内壁连通，因而具有较为固定的开口方向，此时，只需要控制伸入气囊1内部的第一管口301或者第二管口401的方向，即可令这两者相互远离，流体管路3的结构较为简单。以下为便于叙述，均以第一管口301和第二管口401中的一者伸入气囊1内部，而另一者仅保持和气囊1内壁连通为例进行说明。

具体的，本实施例中，第一流体管路3中的部分管路会延伸至气囊1的内部，相应的，第一流体管路3中的第一管口301也会位于气囊1的内部；而第二流体管路4的管段则不会伸入气囊1内部，这样，第二流体管路4的第二管口401会延伸至和气囊1内壁连通的位置。此时，第二管口401的开口方向会朝向气囊1的内部，而为了让第一管口301和第二管口401保持相互远离，第一管口301的开口方向会背离第二管口401。

其中，为了让测量血压的电子设备具有较为紧凑的体积和较好的便携性，第一流体管路 3和第二流体管路4可以连接至气囊1的同一侧，也就是说，第一流体管路3和第二流体管路4大体会保持相互平行或者近似平行，且第一流体管路3和第二流体管路4沿相同或相近的方向和气囊1连通；此时，第二管口401的开口方向会和第二流体管路4的延伸方向保持一致。而为了让第一管口301的开口方向背离第二管口401，第一流体管路3的伸入气囊1内部的管段可以具有弯折段。这样，第一流体管路3的由弯折段至第一管口301的管段，会和第一流体管路3的其它管段之间具有夹角，从而能够让第一管口301朝向不同于第一流体管路3原先延伸方向的另一方向。显然的，由于第二流体管路4会和第一流体管路3沿着相同或相近的方向和气囊1连通，所以第二管口401和第一管口301之间也会存在夹角，即第一管口301和第二管口401的朝向是相互错开的。此时，第一管口301和第二管口401之间的连线方向，会与第一管口301的朝向之间也会具有夹角，该夹角的大小可以大于0°，并小于180°。

而为了进一步让第一管口301和第二管口401之间实现相互远离，第一管口301可以和第二管口401相互背离。此时，由于第一管口301的开口方向会朝向气囊1内的一侧，所以，可以将第二管口401设置在第一管口301的背离开口方向的一侧。示例性的，第一流体管路 3伸入气囊1内部后，可以朝向气囊1的第一侧，也就是图示的A方向弯折；这样，第一管口301也会朝向该方向。而第二流体管路4的第二管口401可以位于第一流体管路3的朝向气囊1第二侧的位置，即图示的B方向。可以理解的是，此时第一管口301和第二管口401 之间的连线方向，会与第一管口301的朝向之间具有大致为90°的夹角。由于第一管口301 的开口方向背离第二管口401，流体泵21向气囊1内部提供流体时，由第一管口301冲出的流体会朝向背离第二管口401的方向流动，而第二管口401不会直接受到流体冲击，因而受到的冲击和影响较小，能够避免流体冲击对压力传感器22的检测造成影响。

此外，由于第一管口301的开口方向背离第二管口401，第一流体管路3在气囊内部延伸时，可以加大第一管口301和第二管口401之间的间距，以减小第一管口301所冲出的气流对第二管口401的影响。

具体的，由前述可知，第一流体管路3的部分管段会一直延伸至气囊1的内部，且该部分管段具有弯折段，使得第一管口301的开口方向会不同于第一流体管路3原先的延伸方向。而第二流体管路4仅连接至气囊1的内壁处，而不会继续延伸到气囊1的内部，此时，第二管口401的朝向即可认为是伸向气囊1的内部，并和第二流体管路4的原先延伸方向保持一致。因此，第一管口301的开口方向，也就是流体泵21的出气方向会背离第二管口401，因而流体泵21的气流从第一管口301冲出时，不会直接冲击到第二管口401；另一方面，由于第一流体管路3具有延伸段，所以第一管口301会和第二管口401之间具有一定的间距。这样可以保证第二管口401可以实现较为平稳的进气，进而让压力传感器22进行检测时，受到较小的干扰。

可选的，第二管口401的边缘会和气囊1的内壁保持平齐。这样一方面便于第二管口401 和气囊1之间的定位和连接，另一方面，在气囊1内部空间有限的情况下，将第二管口401 设置于和气囊1内壁平齐的位置，能够让第二管口401和第一管口301之间尽量远离，有助于减少第一管口301冲出的气流对第二管口401的影响。

而在一种可选的实施方式中，第一流体管路3可以和第二流体管路4内外嵌套设置，即第一流体管路3和第二流体管路4在相同的位置和气囊1内部连通。

具体的，在测量血压的电子设备200中，为便于收容第一流体管路3，第二流体管路4 的临近气囊1的部分管段会具有较大的内径，从而让第一流体管路3设置在第二流体管路4 的该部分管段内部。这样，第一流体管段3形成了内管段，而第二流体管路4形成了外管段，且内管段和外管段之间能够形成供流体流动的间隙。而为了让第一流体管路3和第二流体管路4相互独立的通入流体，第一流体管路3和第二流体管路4互不连通。此时，由于第二流体管路4通过第二管口401和气囊1连通，因而相应的，第一流体管路3的第一端可以从第二管口401伸入气囊1内部，并构成第一管口301以及其它在气囊1内部延伸的管段；而第一流体管路3的另一端，则会穿透第二流体管路4的管壁，并用于和流体泵21连接。

为了便于理解，现对图7所示的测量血压的电子设备中的流体流动方向进行具体说明。图8是图7中的流体在流体通路中的流动状态示意图。如图8所示，流体泵21会驱使流体沿着第一流体管路3流动，并通过第一管口301进入气囊1的内部。而气囊1内具有较大的压力，所以气囊1内的流体会在压力作用下，通过第二管口401流入至第二流体管路4中，并一直抵达至压力传感器22处。这样压力传感器22即可对压力进行检测。而在气囊放气时，流体阀23打开，第一流体管路3的部分管段会作为供流体流出的管路，且流体的流动方向和气囊1充气时相反，让流体沿流体管路从流体阀23处流出。

图9是图7中的测量血压的电子设备中流体管路和气囊的连接区域的具体结构示意图。图10是图7中第一流体管路和第二流体管路的嵌套结构示意图。如图9和图10所示，可以定义第一流体管路3的设置于第二流体管路4内部的管段为第一管段31。可以理解的是，第一管段31和位于其外围的第二流体管路4的管段之间具有一定的间隙，从而可让流体经由该间隙流通至第二流体管路4之中。第一管段31和外围管段之间的间隙形状可以根据第一管段 31和第二流体管路4的相对位置而相应变化，例如第一管段31的周向上均和第二流体管路4 的内壁之间具有间隔，这样第一管段31和第二流体管路4之间会形成环形间隙，气囊1内部的气体可通过该环形间隙进入第二流体管路4，并抵达压力传感器22处。

这样让第一流体管路3和第二流体管路4的部分管段内外嵌套设置的方式，第一流体管路3和第二流体管路4会与气囊1上的相同部位连接，即第一流体管路3和第二流体管路4 所连接的均为气囊1上的同一连接点。和第一流体管路3与第二流体管路4并排设置的方式相比，采用内外嵌套方式的流体管路，其和气囊1连接的部位所占的空间较小，能够让气囊 1以及整个测量血压的电子设备具有更为紧凑的结构，有利于测量血压的电子设备的小型化和便携性。

而对于第一流体管路3来说，会有部分管段延伸至气囊1的内部，并向气囊1的一侧弯折。第一流体管路3的延伸至气囊1内部的管段可以为第二管段32，第二管段32和第一管段31依次相连，并在第二管段32的端部位置形成背离第二管口401设置的第一管口301。此时，第二管段32即为第一流体管路3的内置管段。第一管口301相对于气囊1的内壁可以具有多种不同位置，例如是靠近并紧贴气囊1内壁，或者是与气囊1内壁之间具有较远的间距等。本实施例中，以第一管口301与气囊1的内壁贴合为例进行说明。

具体如图9所示，作为内置管段的第二管段32包括伸入气囊1内侧的第一延伸段321和第二延伸段322，第一延伸段321和第二延伸段322沿出气方向依次设置，第一延伸段321 和第一管段31连接，第一管口301位于第二延伸段322的末端，且第一延伸段321和第二延伸段322通过第一弯折段323连接。第一弯折段323会弯向气囊1的一侧，例如是图中的A侧，从而使第一管口301的开口方向朝向A侧。而气囊1可以具有多个面向不同方向的内壁，可以将气囊1的与流体管路连通的一侧内壁设为第一内壁11。第一延伸段321在刚伸入气囊1内壁后，即会向A侧弯折，这样，第二延伸段322与第一管口301均会贴在第一内壁11上，并可以得到第一内壁11的支撑。当测量血压的电子设备工作时，流体会从第一管口301中高速冲出，此时，第二延伸段322和第一管口301能够得到第一内壁11的支撑，避免了第一流体管路3伸入气囊1内的延伸部分(包括第一延伸段321和第二延伸段322在内的管段)在气流等流体冲击下产生抖动、震颤甚至出气方向改变等现象，增强了测量血压的电子设备工作时的稳定性，也提高了测量的精确性。此外，本领域技术人员可以理解的是，第二延伸段 322具有不同的延伸长度时，第一管口301可以在气囊1内部具有不同的位置。例如第一管口301可以沿气囊1内壁方向延伸，并与不同于第一内壁11的其它方向内壁贴合。

其中，为了降低第一管口301对第二管口401的影响，第一延伸段321和第二延伸段322 之间可以保持垂直或者近似垂直的角度。本实施例中，第一延伸段321和第二延伸段322相互垂直设置。此时，第一延伸段321的延伸方向可以和第一管段31的延伸方向平行，也即和第二流体管路4平行，而第二延伸段322则向与第一延伸段321垂直的A侧延伸。可以理解的是，第二延伸段322的延伸方向，与第一延伸段321以及第二管口401的朝向均相互垂直。图11是图7中的测量血压的电子设备中第一管口和第二管口之间的相对位置示意图。如图 11所示，从气囊1的长度方向，也就是沿C方向来看，由于第一管口301通过第二管段32而延伸至气囊1的内部，因而第一管口301会与第二管口401之间具有一定间距。此时，第二延伸段322的长度a，即可近似等于第一管口301和第二管口401之间的间距。

在图7至图11所示的结构中，第二弯折段312会和第一内壁11连接，从而让第一管口 301得到第一内壁11的支撑。具体的，第二弯折段312可以通过粘接剂12粘接在第一内壁11上，或者通过其它固定结构与第一内壁11固定在一起。其中，第二弯折段312可以是整个管段均固定在第一内壁11上，也可以是和第一内壁11之间通过多个间隔设置的固定点固定，只要第二弯折段312能够可靠、稳固的固定在第一内壁11上，且第一管口301在经受流体冲击时不会发生抖动或朝向改变等现象即可。

在第一管口301和气囊1的内壁贴合设置时，由于气囊1由较为柔软的材料制成，为了避免第一流体管路3干涉到气囊1的正常形变，作为一种可选的方式，可以让第一流体管路 3中伸入气囊1内部的延伸段，也就是第二管段32为可以产生弹性形变的软质管段(如图6 中虚线表示的管壁边界)。这样，第二延伸段322和第一管口301可以跟随气囊1的膨胀或收缩而产生相应的移动和形变，而不会从气囊1的第一内壁11上脱离。此外，第一流体管路3可以随气囊1的形变而相应展开或塌陷，而不会在气囊1内部形成硬质突起，使受测者佩戴较为舒适。

其中，第二管段32可以由多种不同的软性材料构成，例如第二管段32可以为乳胶管或者橡胶管等，此处不加以限制。

在第一流体管路3和第二流体管路4内外嵌套设置时，为了避免第一流体管路3和第二流体管路4在内部流体压力下相互影响，可选的，可以让第一流体管路3中的第一管段31，以及第二流体管路4的位于气囊外侧的管段为不易产生形变的硬质管段。这样即使第一流体管路3中具有较大的气流冲击，第一流体管路3的管壁也能够维持原来的形状，从而让第二流体管路4具有较为稳定的状态，避免第二流体管路4内的流体受到第一流体管路3或者是外界环境的作用力而产生压力改变现象，从而提高压力传感器的检测准确性，有利于血压值的正确测量和显示。此外，让第一流体管路3和第二流体管路4的位于气囊1外侧的管段为硬质管段，也有利于维持测量组件2和气囊1之间的管路连接，提高测量血压的电子设备的结构强度。

本领域技术人员可以理解的是，第一流体管路3和第二流体管路4的位于气囊1外侧的管段，在保证流体管路内部具有较为稳定的状态的同时，也可以具有一定的弹性应变能力。此时，第一流体管路3和第二流体管路4的该部分管段可以兼具良好的支撑性能以及一定的弹性形变能力，从而在工作时能够吸收一部分气流冲击的能量，使气流管路在工作时具有较为平稳的工作状态，保证测量血压的电子设备的正常工作。其中，可选的，第一流体管路3 和第二流体管路4的位于气囊1外侧的管段，可以由骨架橡胶或者其它具有一定支撑能力的柔性材料而形成。

为了对进入第二流体管路4中的气流进行缓冲，减少气流冲击对压力传感器的干扰，第二流体管路4的内部也可以具有用于缓冲气流的结构。其中，作为一种可选的实施方式，第二流体管路4可以具有至少一个第二弯折段41。

具体的，由于第二流体管路4具有第二弯折段41，所以第二流体管路4的位于第二弯折段41之前的管段，以及位于第二弯折段41之后的管段之间会具有一定夹角。在气流流经第二流体管路4的过程中，会在遇到第二弯折段41时，与第二弯折段41的管壁发生碰撞，并消耗气流的冲击能量，从而减轻气流到达压力传感器时的冲击。

其中，为了实现较好的缓冲效果，第二弯折段41可以具有比较大的弯折角度。可选的，第二弯折段41的弯折角度可以保持在90度左右，即位于第二弯折段41前后的管段之间保持相互垂直。这样气流在流过第二弯折段41时，气流方向改变较大，能够对气流冲击实现较好的缓冲和衰减。

可选的，第二弯折段41的数量可以为一个或者一个以上。当第二弯折段41的数量为多个时，可以通过多个不同第二弯折段41，使气体进入第二流体管路4后多次变向，以多次消耗气体的冲击能量，具有较好的缓冲效果。

此外，在测量血压的电子设备的检测过程中，气囊1在充气并压迫受测者的肢体之后，会缓慢放气，以使压力传感器在该过程中检测由于气压冲击而产生的压力波动。为了实现气囊1的放气操作，测量血压的电子设备中包括有用于放气的流体阀23，相应的，流体管路中包括连通在流体阀23和气囊1之间的第三流体管路5。气囊1在需要放气时，即可打开流体阀23，使气囊1中的气体通过第三流体管路5和流体阀23而流出。本实施例中，为了实现流体阀23的控制，流体阀23可以为电磁阀，且流体阀23和测量血压的电子设备中的处理单元电性连接，从而通过处理单元的控制指令来控制流体阀的打开或关闭。

其中，第三流体管路5也会具有和其它流体管路类似的结构。例如在一种可选的实施方式中，第三流体管路5可以通过第三管口和气囊1连通。

由于测量血压的电子设备在进行气囊1的放气操作时，第三流体管路5中的气流会较为平缓，且气流速度较慢，所以第三流体管路5的气流对压力传感器的检测精度具有较小的影响，第三流体管路5的设置方式和结构受到的限制也较少。此时，作为一种可选的方式，第三管口可以和第二管口401具有较为相近的结构。具体的，和第二管口401类似，第三管口也可以延伸与气囊1的内壁连通的位置，例如是第一内壁11上，此时，第三管口的边缘可以和第一内壁11保持平齐。

此外，由于第三流体管路5中的气流影响较小，所以在另一种可选的方式中，第三流体管路5也可以和其它流体管路共用部分管路，例如是和第一流体管路3或者是第二流体管路 4共用管路等。示本实施例中，由于第一流体管路3的第一管口301以及部分管段由软质材料构成，当第一流体管路3所连通的流体泵21不工作时，第一管口301以及所连接的管段可能会出现软塌现象，影响气囊内气体进入第一流体管路3。因此，为了让第三流体管路5可以正常通气，本实施例中以第三流体管路5和第二流体管路4共用部分管段，例如是第二流体管路4的与气囊1相连通的管段为例进行说明。此时，第三流体管路5和第二流体管路4分别会和流体阀23以及流体泵21连通，且第三流体管路5和第二流体管路4会在向气囊1 延伸的过程中合并为同一条管段，并通过第一管口301和气囊1连通。

此时，由于第三流体管路5和第二流体管路4均会利用第二管口401和气囊1连通，所以流体管路和气囊1连通处占用的空间较小，能够有效利用气囊1较为有限的表面空间，有利于气囊和整个测量血压的电子设备的小型化和紧凑化。

作为一种可选的实施方式，第三流体管路5的位于气囊1外侧的管段可以为不易产生变形的硬质管段。其中，第三流体管路5的材料可以为骨架橡胶或者其它具有一定支撑能力的柔性材料。

本实施例中，测量血压的电子设备具体包括气囊和测量组件，在测量组件中包括有处理单元、流体泵和压力传感器，流体泵和传感器均和处理单元之间电性连接；流体管路包括连通在流体泵和气囊之间的第一流体管路，以及连通在压力传感器和气囊之间的第二流体管路。其中，第一流体管路具有和气囊连通的第一管口，而第二流体管路具有和气囊连通的第二管口，第一管口和第二管口中的一者的开口方向会背离另一者，以使第一管口和第二管口相互远离。这样当测量血压的电子设备中的流体泵向气囊内部提供流体时，由第一管口冲出的流体会朝向背离第二管口的方向流动，且第一管口和第二管口之间具有一定的间距，所以第二管口不会直接受到流体冲击，受到的冲击和影响较小，能够避免流体冲击对压力传感器的检测造成影响，具有较好的血压测量精度。

场景二

测量血压的电子设备中，为了减少气流对压力传感器的影响，可以加大第一管口和第二管口之间的间距。例如，除了前述实施例中将第一管口和气囊的内壁贴合设置的方式之外，还可以让第一管口延伸至与气囊的内壁具有一定距离的位置。图12是本申请实施例提供的另一种测量血压的电子设备的结构示意图。如图12所示，本场景提供的测量血压的电子设备 200，其整体结构、功能和工作原理均和前述场景中的测量血压的电子设备类似，此处不再赘述。不同之处在于，本场景中的测量血压的电子设备200，第二流体管路4的第二管口401 会位于和气囊1内壁齐平的位置，而第一流体管路3的伸入气囊1内部的部分，其发生弯折和变向的部位距离气囊1内壁有一定间隔，从而令第一管口301和气囊1的内壁保持一定的间隔。

其中，需要说明的是，本场景中，采用了第一流体管路3和第二流体管路4内外嵌套设置的方式。其中，第一流体管路3和第二流体管路4的具体结构和嵌套方式可参照前述场景一的描述。

测量血压的电子设备200的第二流体管路4中，第二管口401并未伸入气囊1内部，而是保持和气囊1内壁相互平齐。示例性的，第二管口401的边缘可以和气囊1的第一内壁11相互平齐。此时，如果第一管口301也和气囊1的第一内壁11贴合设置，虽然第一管口301 的开口方向会和第二管口401背离，但第一管口301和第二管口401之间具有较近的间距。因此，可以让第一管口301和气囊1的该侧内壁，也就是第一内壁11之间具有一定间距，以增加第一管口301和第二管口401之间的距离。

图13是图12中的测量血压的电子设备中流体管路和气囊的连接区域的具体结构示意图。如图13所示，而对于第一流体管路3而言，第一流体管路3的第一管段31嵌套在第二流体管路4的内部，而第一流体管路3中延伸至气囊1内部的内置管段可以为第二管段32。第二管段32具有沿出气方向依次连接的第一延伸段321和第二延伸段322，而第一管口301即会位于第二延伸段322的末端，第一延伸段321和第二延伸段322之间通过第一弯折段323相连。在第二管段32中，第一延伸段321伸入气囊1内部后，会一直延伸至和气囊1的第一内壁11具有一定间距的位置，而位于第一延伸段321和第二延伸段322之间的第一弯折段323，也会和气囊1内壁具有间距。此时，第一弯折段323所连接的第二延伸段322，以及位于第二延伸段322末端的第一管口301都会和气囊1的第一内壁11之间存在相应的间距。而此时，由于第二管口401设置在气囊1内壁处，因而第一管口301和第二管口401之间可以形成一定间距，且第一管口301和第二管口401之间的间距可以由第二管段32中的各部分长度和方向而决定。具体的，和前述场景一相比，第一管口301和第二管口401之间的间距，不仅仅由第二延伸段322的长度a所决定，同时也取决于第一延伸段321的长度b。

可选的，第一延伸段321可以伸入至气囊1内部的中部区域，此时，第二管段32中的第一弯折段323距离气囊1内的各方向内壁均具有一定间距，这样第一管口301中冲出的气流，会对气囊1的内壁产生较小的冲击，因而位于气囊1内壁上的第二管口401所受到的冲击也较小，有利于提高测量精度。

示例性的，本实施例中，可以令第一延伸段321和第二流体管路4保持相互平行或者近似平行，而第二延伸段322和第一延伸段321之间形成大致垂直的弯折角度。此时，第一管口301、第二管口401以及第一弯折段323之间即可近似形成一个直角三角形，而第一管口301和第二管口401之间的间距会大于第二管段32中的各单独管段的长度。

此外，第一延伸段321和第二延伸段322也可以具有其它不同方向的朝向。例如第二延伸段322可以朝向远离第一内壁11的方向延伸，以加大第一管口301和第一内壁11之间的间距，本领域技术人员可以理解的是，第一延伸段321和第二延伸段322之间的弯折角度会大于或等于90度，以使第一管口301和第二管口401之间形成较大间距。

为了保证第一流体管路3的第一管口301与气囊1的内壁始终保持一定间距，作为一种可选的形式，可以让第一流体管路3的第二管段32为硬质管路。具体的，气囊1由可伸缩的材料构成，而第二管段32可以由骨架橡胶或者其它具有一定支撑能力的材料而形成。此时，气囊1能够随气压变化而收缩或膨胀，而第二管段32会具有一定的刚性，在伸入气囊1的内壁之后，可以维持该形态，并和气囊1内壁保持较为一定的间距；而不会因自身弯曲、软塌而贴合到气囊1的内壁上。

其中，为了简化第一流体管路3的制造工艺，可选的，包括第二管段32和第一管段31 在内的整个第一流体管路3可以均由骨架橡胶或者是其它具有相似特性的同一材料制成，具体如图12所示。这样第一流体管路3可以统一制作成型，减少了装配和制造难度。

此外，可选的，第二流体管路4也可以整体均由骨架橡胶或者是其它上述类似材料制成，从而让第一流体管路3和第二流体管路4均通过相同的工序完成制作，制造工艺较为简单，成本较低。

流体管路中包括连通在流体阀23和气囊1之间的第三流体管路5时，在一种可选的方式中，第三流体管路5也可以和其它流体管路共用部分管路，例如是和第一流体管路3或者是第二流体管路4共用管路等。示例性的，为减少流体阀23对压力传感器22的影响，本实施例中，以第三流体管路5和第一流体管路3共用部分管段，例如是第一流体管路3的与气囊1相连通的管段为例进行说明。此时，第三流体管路5和第一流体管路3分别会和流体阀23以及流体泵21连通，且第三流体管路5和第一流体管路3会在向气囊1延伸的过程中合并为同一条管段，并通过第一管口301和气囊1连通。由于第一流体管路3是硬质管段构成，不会发生软塌等不便通气的现象，所以可以保证第三流体管路5的正常通气，且因为第三流体管路5和第一流体管路3均会利用第一管口301和气囊1连通，所以流体管路和气囊1连通处占用的空间较小，能够有效利用气囊1较为有限的表面空间，有利于气囊和整个测量血压的电子设备的小型化和紧凑化。

本实施例中，测量血压的电子设备包括测量组件、气囊和流体管路等组成部分，且第一流体管路中的第一管口和第二流体管路第二管口的朝向相互背离；其中，第一流体管路的伸入气囊内部的部分，其发生弯折和变向的部位距离气囊内壁有一定间隔，从而令第一管口和气囊的内壁保持一定的间隔。这样第一管口中冲出的气流，会对气囊的内壁产生较小的冲击，因而位于气囊内壁上的第二管口所受到的冲击也较小，有利于提高测量精度。

场景三

为了减少流体泵的气流对压力传感器的影响，除了将第一流体管路延伸至气囊内部的方式外，还可以选择将第二流体管路延伸至气囊内部。图14是本申请实施例提供的第三种测量血压的电子设备的结构示意图。如图14所示，本场景提供的测量血压的电子设备400，其整体结构、功能和工作原理均和前述实施例相似，此处不再赘述。与前述实施例的场景不同的是，本场景中，第二流体管路4会具有部分管段延伸至气囊1的内部，而第一流体管路3则未伸入气囊1内部。

具体的，第一流体管路3的管段仅保持和气囊1连通，而不会伸入气囊1内部。这样，第一流体管路3的第一管口301会延伸至和气囊1内壁连通的位置。此时，第一管口301的开口方向会朝向气囊1的内部，而为了让第一管口30和第二流体管路4的第二管口401保持相互远离，相应的，可以让第二管口401的开口方向背离第一管口301。

本场景中，同样可以采用第一管口301和第二管口401内外嵌套的设置方式。这样第一管口301和第二管口401会与气囊1的相同部位连通，以有效利用气囊1的有限的空间，从而减小气囊1以及整个测量血压的电子设备400的体积，有利于测量血压的电子设备400的小型化和便携化。

具体的，可以采用第二管口401设置在第一管口301的内侧，且第二管口401的外壁和第一管口301的内壁之间具有间隔的设置方式。此时，第二流体管路4的其中一端可以经由第一管口301伸入气囊的内部，并构成第二流体管路4的在气囊1内延伸的部分以及第二管口401；而第二流体管路4的另一端则会穿透第一流体管路3的管壁，并一直连通至压力传感器22。为了便于理解，现对图14中的流体流动方向进行具体说明。图15是图14中的流体在流体通路中的流动状态示意图。如图15所示，和前述场景类似，流体泵21会驱使流体沿着第一流体管路3流动，并通过第一管口301进入气囊1的内部。而气囊1内具有较大的压力，所以气囊1内的流体会在压力作用下，通过第二管口401流入至第二流体管路4中，并一直抵达至压力传感器22处。这样压力传感器22即可对压力进行检测。而在气囊放气时，流体阀23打开，此时，第一流体管路3的部分管段会作为流出管路，且流体的流动方向和气囊充气时相反，使流体沿流体管路从流体阀23处流出。

图16是图14的测量血压的电子设备中流体管路和气囊的连接区域的具体结构示意图。如图14至图16所示，第二流体管路4的部分管段会与第一流体管路3相互嵌套，而第二流体管路4的被第一流体管路3所环绕的管段可以设为第三管段42。而对于第二流体管路4来说，会有部分管段延伸至气囊1的内部，并向气囊1的一侧弯折。第二流体管路4的延伸至气囊1内部的内置管段可以为第四管段43，第四管段43会和第三管段42依次相连。

其中，在一种可选的实施方式中，作为内置管段的第四管段43可以包括第三延伸段431 和第四延伸段432，第三延伸段431和第四延伸段432沿着气流在第二流体管路4内的流动方向依次设置，且第三延伸段431和第四延伸段432之间通过第三弯折段433连接。

如图16所示，第二管口401位于第三延伸段431的末端，而第三延伸段431的背离第二管口401的一端则通过第三弯折段433和第四延伸段432连接。和前述场景一类似，第三弯折段433会弯向气囊1的一侧，例如是A侧，从而使第一管口301的开口方向朝向A侧。而气囊1可以具有多个面向不同方向的内壁，并可以将气囊1的与流体管路连通的一侧内壁设为第一内壁11。第四延伸段432在伸入气囊1内壁后，即会向A侧弯折。这样第二管口401 即可朝向和第一管口301不同的开口方向。其中，第二管口401和气囊1内壁可以具有多种不同的相对位置。例如在一种可选的实施方式中，例如图13和图14所示，可以让第三延伸段431与第二管口401均贴在第一内壁11上，并得到第一内壁11的支撑。此时，第二管口 401可以通过气囊1的内壁而得到较好的固定和定位，以避免第二管口401在气囊内部产生晃动等干扰检测精度的情况。可选的，第三延伸段431可以通过粘接剂13等固定在第一内壁 11上。

此外，为了增加第二管口401和第一管口301之间的距离，在另一种可选的方式中，也可以让第二管口401和第一内壁11之间具有一定的间距。当第二管口401和第一内壁11之间具有间距，而第一管口301处于和第一内壁11平齐的位置时，第二管口401和第一管口301之间具有较大的距离，因而第一管口301所冲出的气流，流至第二管口401的位置时速度会得以减缓，从而避免了气流冲击影响到压力传感器的正常检测，保证了测量的精确性。此时，第二流体管路4中第三延伸段431、第四延伸段432和第二管口401的具体结构可以具有类似于前述场景二中第一流体管路3的结构，此处不再赘述。

本实施例中，以第三延伸段431和第二管口401均贴在第一内壁11上的结构为例进行说明。其中，为了降低第一管口301对第二管口401的影响，第三延伸段431和第四延伸段432 之间可以保持垂直或者近似垂直的角度。本实施例中，第三延伸段431和第四延伸段432相互垂直设置。此时，第四延伸段432的延伸方向可以和第一管口301的延伸方向平行，而第三延伸段431则向与第四延伸段432垂直的方向延伸，并与第一管口301呈大致垂直的方向。

由于第二管口401所连接的第二流体管路4和压力传感器连通，因而作为一种可选的实施方式，第二管口401在气囊1内部的位置，可以和受测者的动脉位置相对应。

具体的，气囊1捆绑在受测者的肢体上时，受测者肢体上的动脉，会和气囊的某一部位靠近并贴合；第二管口401位于气囊1内部的该处部位时，由于动脉距离第二管口401的距离较近，因而第二管口401处的气压变化对动脉中血液冲击的响应较为及时，而压力传感器的检测也较为快速和直接；同时，第二管口401处的气压变化受到气囊1其它部位的影响也较少，提高了检测的精确性。这样第二管口401可以采集靠近动脉位置的气囊压力变化情况，从而让压力传感器的检测具有较快的响应速度和较高的精确度。

图17是图14的测量血压的电子设备在测量时第二管口的位置示意图。如图17所示，具体的，当测量血压的电子设备300设置在受测者的腕部时，第二管口401在气囊1上的位置，可以和受测者的桡动脉c的位置相对应。此时，气囊1可以环绕于受测者的腕部，第二流体管路4延伸至气囊1内部后，可以沿着环绕腕部的周向(可以是气囊的长度方向)延伸，以使第二管口401位于或邻近受测者的桡动脉c处。

此外，为了使第二流体管路4自身也能够缓冲气流冲击，作为一种可选的方式，第二流体管路4的位于气囊1外侧的部分也可以具有第二弯折段41。其中，由于第二流体管路4和第一流体管路3之间具有内外嵌套的管段，为避免两个流体管路之间相互干涉，第二流体管路4的第二弯折段41位于相互嵌套的管段之外。具体的，第二流体管路4的第二弯折段41可以位于第三管段42和压力传感器22之间。第二流体管路4的位于第二弯折段41之间的管段，以及位于第二弯折段41之后的管段之间存在一定夹角，以使经过第二弯折段41的气流与第二流体管路4的管壁发生碰撞，从而消耗气流能量并减轻冲击。

此外，由于第二管口401主要用于供气囊1中的气体进入第二流体管路4，而第二管口 401自身没有气流产生。当气囊1在放气收缩时，气囊1内部空间不断减小，此时，如果第二流体管路4的位于气囊1内部的第四管段43没有足够的支撑能力，则第二管口401可能会在气囊1的压迫下产生变形，第二管口401的管口截面积随之减小。此时，第二流体管路4 和气囊1内部的正常气体流动会受到干扰，并进一步影响到压力传感器的正常检测。

为了避免气囊1的变形影响到第二管口401的正常通气，作为一种可选的方式，第二流体管路4的位于气囊1内部的第四管段43为硬质管路。这样即使气囊1由于内部空间缩小而压迫第二流体管路4，第四管段43以及第二管口401也会保持原先的形状以及横截面积，从而维持第二流体管路4中气体的正常流通。具体的，第二流体管路4中的位于气囊1内部的延伸段可以为骨架橡胶，或者其它本领域技术人员常用的抗变形材料构成，此处不加以限制。

此外，和前述场景类似，为了让气囊1执行放气操作，测量血压的电子设备400中还包括有流体阀23以及连通流体阀23和气囊1的第三流体管路5。第三流体管路5的各种可能的实现形式和结构均和前述实施例中的第三流体管路类似，此处不再赘述。

其中，为了减少流体管路和气囊1之间的连接点，第三流体管路5可以和其它流体管路共用部分管段。本实施例中，作为一种可选的方式，第三流体管路5的第一端可以和第一流体管路3连接，从而和第一流体管路3共用一部分管段，并共同通过第一管口301和气囊连通；而第三流体管路5的第二端则和流体阀23连通。由于第三流体管路5和第一流体管路3均会利用第一管口301和气囊1连通，所以流体管路和气囊1连通处占用的空间较小，能够有效利用气囊1较为有限的表面空间，有利于气囊1和整个测量血压的电子设备300的小型化和紧凑化；同时，第三流体管路5中的气流，不会干扰到第二流体管路2，因此对压力传感器22的检测影响也较小。

本实施例中，测量血压的电子设备包括测量组件、气囊和流体管路等组成部分，且流体管路中的第一管口和第二管口的朝向相互背离；其中，第二流体管路的部分管段嵌套在第一流体管路的内部，第二流体管路有部分管段延伸至气囊的内部，并向气囊的一侧弯折。这样当测量血压的电子设备中的流体泵向气囊内部提供流体时，由第一管口冲出的流体会朝向背离第二管口的方向流动，且第一管口和第二管口之间具有一定的间距，所以第二管口不会直接受到流体冲击，受到的冲击和影响较小，能够避免流体冲击对压力传感器的检测造成影响，具有较好的血压测量精度。

场景四

当第二流体管路的部分管段延伸至气囊的内部，而第一流体管路则未伸入气囊内部时，第二流体管路的伸入气囊内部的管段也可以延伸至与气囊内壁具有一定间距的位置。图18是本申请实施例提供的第四种测量血压的电子设备的结构示意图。如图18所示，本场景提供的测量血压的电子设备400，其整体结构、功能和工作原理均和前述场景三中的测量血压的电子设备相似，此处不再赘述。与前述场景三不同之处在于，本场景中的测量血压的电子设备，第一流体管路3的第一管口301位于和气囊1内壁齐平的位置，而第二流体管路4的伸入气囊1内部的部分，产生弯折的部位并未紧贴气囊1内壁，而是和气囊1的内壁具有一定间隔，这样第二管口401和气囊1的内壁会保持一定的间隔。

由于第一管口301并未伸入气囊1内部，而是保持和气囊1内壁相互平齐的位置。此时，为了加大第一管口301和第二管口401之间的间距，可以让第二管口401和气囊1的与流体管路连接的内壁，也就是第一内壁11之间具有一定间距。图19是图18中的电子设备的流体管路和气囊的连接区域的具体结构示意图。如图19所示，具体的，第二流体管路4的延伸至气囊1内部的第四管段43中，第四延伸段432伸入气囊1内部后，会一直延伸至和气囊1的第一内壁11具有一定间距的位置，而位于第四延伸段432末端的第三弯折段433，以及和第三弯折段433连接的第三延伸段431也会和气囊1内壁之间存在相应的间距。而此时，由于第一管口301设置在气囊1内壁处，因而第一管口301和第二管口401之间可以形成一定间距。具体的，和前述场景三相比，第一管口301和第二管口401之间的间距，同时会由第三延伸段的长度d以及第四延伸段的长度e所决定。

可选的，第四延伸段432可以伸入至气囊1内部的中部区域，从而令第三弯折段433距离气囊1内的各方向内壁均具有一定间距，此时，第二管口401也会位于气囊1内部的中部区域，距离第一管口301的距离较远，能够采集到较为准确的气压值。

示例性的，和前述场景二类似，本实施例中，可以令第四延伸段432和第一流体管路3 保持相互平行或者近似平行，且第三延伸段431和第四延伸段432之间形成大致垂直的弯折角度。

此外，第三延伸段431和第四延伸段432也可以具有其它不同方向的朝向。例如第四延伸段432可以朝向远离第一内壁11的方向延伸，以加大第二管口401和第一内壁11之间的间距，本领域技术人员可以理解的是，第三延伸段431和第四延伸段432之间的弯折角度可以大于或等于90度，以使第一管口301和第二管口401之间形成较大间距。

为了避免气囊1的变形影响到第二管口401的正常通气，和前述场景三类似，作为一种可选的方式，第二流体管路4的位于气囊1内部的第四管段43可以为硬质管路。这样即使气囊1由于内部空间缩小而压迫第二流体管路4，第四管段43以及第二管口401也会保持原先的形状以及横截面积，从而维持第二流体管路4中气体的正常流通。此外，第四管段43为硬质管路时，第二管口401也可以和气囊1的内壁之间始终保持间距，避免第二管口401的位置发生移动。具体的，第二流体管路4中的位于气囊1内部的延伸段可以为骨架橡胶，或者其它本领域技术人员常用的抗变形材料构成，此处不加以限制。

其中，可选的，整个第二流体管路4可以均由骨架橡胶或者是其它具有相似特性的同一材料制成，这样第二流体管路4可以统一制作成型，减少了装配和制造难度。

此外，可选的，第一流体管路3也可以整体均由骨架橡胶或者是其它上述类似材料制成，从而让第一流体管路3和第二流体管路4均通过相同的工序完成制作，制造工艺较为简单，成本较低。

本实施例中，测量血压的电子设备包括测量组件、气囊和流体管路等组成部分，且流体管路中的第一管口和第二管口的朝向相互背离；第二流体管路的部分管段嵌套在第一流体管路的内部，第二流体管路有部分管段延伸至气囊的内部，并向气囊的一侧弯折；其中，第二流体管路的伸入气囊内部的部分，其发生弯折和变向的部位距离气囊内壁有一定间隔，从而令第二管口和气囊的内壁保持一定的间隔。这样第二管口距离第一管口距离较大，受到气流冲击较小，有利于提高测量精度。

Claims (19)

1.一种测量血压的电子设备，其特征在于，包括测量组件、气囊和连接在测量组件与气囊之间的流体管路；所述测量组件包括流体泵和压力传感器，所述流体泵通过第一流体管路和所述气囊连通，所述压力传感器通过第二流体管路和所述气囊连通，所述第一流体管路具有和所述气囊连通的第一管口，所述第二流体管路具有和所述气囊连通的第二管口，所述第一管口和所述第二管口位于所述气囊的同一侧，且所述第一管口和所述第二管口中的一者的开口方向背离另外一者，以使所述第一管口和所述第二管口相互远离。

2.根据权利要求1所述的测量血压的电子设备，其特征在于，所述第一流体管路和所述第二流体管路中的一者形成外管段，另一者形成内管段，所述外管段套设在所述内管段的外侧，且所述内管段的外壁和所述外管段的内壁之间具有间隙。

3.根据权利要求1所述的测量血压的电子设备，其特征在于，所述第一流体管路和所述第二流体管路中的至少一者具有伸入所述气囊的内部的内置管段，以使所述第一管口和所述第二管口中的至少一者位于所述气囊的内部。

4.根据权利要求3所述的测量血压的电子设备，其特征在于，所述第一管口和所述第二管口中的一者伸入所述气囊内部并悬空设置，另一者与所述气囊的内壁齐平。

5.根据权利要求3所述的测量血压的电子设备，其特征在于，所述内置管段包括弯折段，所述内置管段的位于所述弯折段之前的管段与位于所述弯折段之后的管段之间具有夹角。

6.根据权利要求5所述的测量血压的电子设备，其特征在于，所述内置管段的位于所述弯折段之间的管段与位于所述弯折段之后的管段相互垂直。

7.根据权利要求3-6任一项所述的测量血压的电子设备，其特征在于，所述内置管段位于所述第一流体管路，所述第二流体管路延伸至与所述气囊内壁齐平的位置。

8.根据权利要求7所述的测量血压的电子设备，其特征在于，所述内置管段为软质管段，且所述内置管段和所述气囊的内壁贴合。

9.根据权利要求7所述的测量血压的电子设备，其特征在于，所述内置管段为硬质管段；所述内置管段悬空设置于所述气囊内部，且所述第一管口与所述气囊的内壁之间具有间距。

10.根据权利要求9所述的测量血压的电子设备，其特征在于，所述第一流体管路的各管段为一体式结构。

11.根据权利要求3-6任一项所述的测量血压的电子设备，其特征在于，所述内置管段位于所述第二流体管路，所述第一流体管路延伸至与所述气囊内壁齐平的位置。

12.根据权利要求11所述的测量血压的电子设备，其特征在于，所述内置管段悬空设置于所述气囊内部，且所述第二管口与所述气囊的内壁之间具有间距；或者，

所述内置管段与所述气囊的内壁贴合。

13.根据权利要求12所述的测量血压的电子设备，其特征在于，所述测量血压的电子设备佩戴于人体时，所述第二管口在所述气囊内部的位置与所述人体的动脉位置相对应。

14.根据权利要求11所述的测量血压的电子设备，其特征在于，所述内置管段为硬质管段。

15.根据权利要求14所述的测量血压的电子设备，其特征在于，所述第二流体管路的各管段为一体式结构。

16.根据权利要求1-6任一项所述的测量血压的电子设备，其特征在于，还包括流体阀和第三流体管路，所述第三流体管路的第一端和所述流体阀连通，第二端用于和所述气囊连通。

17.根据权利要求16所述的测量血压的电子设备，其特征在于，所述第三流体管路的第二端和所述第一流体管路连通。

18.根据权利要求16所述的测量血压的电子设备，其特征在于，所述第一流体管路的至少部分管段为可塌陷的软质管段，所述第三流体管路的第二端和所述第二流体管路连通。

19.根据权利要求1-6任一项所述的测量血压的电子设备，其特征在于，所述测量血压的电子设备还包括主体和腕带，所述腕带连接于所述主体，所述测量组件设置在所述主体的壳体内部，所述气囊设置在所述腕带上。

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