柯氏音电子血压测量仪及其主动降噪拾音装置、系统、方法与流程

本发明涉及柯氏音电子血压测量仪领域，具体涉及一种用于柯氏音电子血压测量仪的主动降噪拾音装置及方法、系统。

背景技术：

目前，各种类型的电子血压测量仪由于使用操作方便，被大量的使用在医疗机构的临床及家庭中，其中示波（震荡波）法电子血压测量仪占据了家庭持有电子血压测量仪的80%以上。那么老式的柯氏音汞柱血压测量仪，由于操作麻烦几乎要退出市场。其实柯氏音汞柱血压测量仪，因其运用柯氏音的原理及方法（柯氏音法被世界卫生组织（who）和国际高血压联盟（ish）等协会认可的技术标准），所测量的结果（除去人的“听力”与“视觉”的误差）是十分准确的。而当前市场中各种类型电子血压测量仪所采用的技术，有的是示波（震荡波）法、有的是容积补偿法以及容积描记法等技术。但这些技术及测量方法与柯氏音法相比均存在不同的程度的差距，即所测得结果误差较大。比如示波（震荡波）血压测量仪的技术及测量原理：把气囊袖带依着肱动脉位置缠绕在膀臂上，气囊袖带上的冲放气导管的另一端接入示波法血压测量仪主机外接端口。其外接端口在主机内连接着智控充气泵、智控泄气阀、压力传感器。血压测量时，智控充气泵对袖带气囊充气，冲到气压设置值时自动停止充气并自动开启泄气阀进行缓慢放气。当袖带气囊中压力低于肱动脉血液对肱动脉壁压力时，血管由闭合转为开启，血液开始流动，血液流动时且伴随着一定幅度的振荡波，振荡波依机械波的形式通过放气导管传播到主机内的压力传感器，压力传感能实时检测到袖带气囊的压力及传播来的振荡波。再继续放气，振荡波越来越大。随着袖带气囊压力逐渐减少导致袖带与臂膀中的肱动脉接触越来越松，因此压力传感器所检测的压力及波动越来越小。选择波动最大的时刻为参考点，以这点为基础，向前寻找是峰值0.45的波动点，这一点为收缩压，向后寻找是峰值0.75的波动点，这一点所对应的压力为舒张压。0.45和0.75分别是收缩压、舒张压的归一化幅度系数，其幅度系数法被大多数生产血压仪厂家采用。但由于本幅度系数是根据大数据统计推理规律得到的一个固定经验数值，是针对多数群体，对于特殊人群(如老年人、心律不齐患者等)的血压测量值是不准确的。

上面所提到的示波（震荡波）法等几种电子血压测量仪都是绕开柯氏音法原理及其技术而采用其它的技术、方法制造的；以前也曾有人申报过相关柯氏音法血压测量仪的专利，但经过多年在市场上始终看不到此类型产品（估计是干扰柯氏音的环境噪声还没有解决）。那么，为什么市场上见不到基于柯氏音的原理制造的电子柯氏音血压测量仪呢。它可是被世界卫生组织（who）和国际高血压联盟（ish）等协会认可的黄金标准。其实，所有的电子血压测量仪制造商都知道柯氏音的原理确定测量血压准确度的关键性，但是，有一个技术坎无法逾越只好另辟蹊径绕着走。其技术门坎就是环境噪声干扰着柯氏音。在获取柯氏音信号中掺杂着其它的环境噪声信号，测量仪数据处理中心无法辨认出真正的柯氏音信号，即使采取通用的降噪措施也不能彻底根除，从而导致误判第一声及最后一声的柯氏音，严重影响着测量仪的测量准确度。所谓的第一声柯氏音及最后一声柯氏音，它们是判断和界定心动周期内动脉血管壁所承受的最高压强值（收缩压值）和最低压强值（舒张压值）的金标准：把用于采集柯氏音的袖带紧紧地缠绕在膀臂上，袖带中有听诊器头，听诊器头内置声音换能器，缠绕袖带时务必将听诊器头的树脂薄膜面对准肱动脉位置。启动智能充气泵，向袖带中气囊充气至个体压强自动设限值。血压测试仪控制中心指令袖带高压气囊匀速泄气，使袖带压强逐渐降低，在降至或微微小于由心室收缩机能向主动脉泵射血流所产生的血流对动脉血管壁瞬时最大压强时，被袖带挤压完全闭合的动脉血管开始回弹出一点点缝隙的血流通道，于是被挤压的动脉血管开始有血液流动，这一股流动的血流所传播的“噗—通”心动声音即为柯氏音。此柯氏音通过肱动脉壁、膀臂肌肉及表层皮肤传播出来，此声音被袖带中听诊器头的树脂薄膜采集到，而后，该声音在听诊器头腔体内，经过数次折射、反射产生共鸣放大，直至能被腔体内壁孔中的声音换能器采集到并转换为电信号。在肱动脉血管被高压袖带挤压完全闭合期间，因为肱动脉血管道内的血流被完全阻断，所以袖带中听诊器头采集不到柯氏音，只能采集到来自听诊器头外部微弱的环境噪声。当袖带气囊气压降到肱动脉血管中开始有血流流动时，听诊器头内声音换能器所采集到第一声柯氏音时，所对应袖带上的压强数值即为动脉收缩压数值。此时袖带上的压强值就是心室收缩期中对动脉血管壁产生最强的压强值。也只有其强大的压强力量才能克服了袖带的压力，使自己管道中产生了一点点的血流通过。泄气阀继续缓慢放气，袖带上压强继续降低，被挤压的动脉血管的截面积逐渐获得恢复，传播通过该血管面积的声能也逐步增多，通过该段血管中的血流也逐渐增大，随之袖带内的听诊器头采集到的“噗—通”的柯氏音也逐渐地增大。当袖带上压强再继续下降到某一值时，此时袖带内听诊器头采集到的“噗—通”的柯氏音开始变小。此时声音开始变小的原因是由于袖带上压强的降低，而导致袖带内听诊器头树脂薄膜与皮肤接触不良，其接触面阻碍了声波的传播。当袖带上的压强继续下降到导致袖带内听诊器头采集不到“噗—通”的柯氏音时的前一声音，即最后一声柯氏音所对应的袖带压强定义为动脉血管舒张压强。因为，此时袖带上压强与动脉血管上的压强相同，它们中间没有外力作用，所以导致听诊器头的树脂薄膜与皮肤之间存在空气，产生严重接触不良，那么听诊器头就采集不到“噗—通”的柯氏音了。通过上面的阐述，清晰地表明了有效的柯氏音用来判断及界定收缩压值和舒张压值的重要性。实际上，在医疗场所不存在理想的静音环境，即使杜绝了周围环境噪声的干扰，而袖带本身的毛勾面魔术贴在袖带气囊充气和泄气期间也发出吱吱的声音，尽管听诊器头的金属壁起到一定的屏蔽作用，但听诊器头内的声音换能器仍旧能采集到大小不同的外来的噪声信号。

在现有专利及论文中均提出一种消除噪声的方法，但不能测量到有效的柯氏音信号也不能有效地消除外界干扰。现已申请号为201810714397.9为例进行说明：

1：收音罩为喇叭形的中空腔体，这种结构在血压计应用中不能听到柯氏音，因为一般测量血压时，血压计袖带缠绕在上臂弯肘上方，一般都穿有一层或多层衣服，这个喇叭形的中空腔体开口上没有类似医用听诊器头上封闭的谐振膜，经实际测试根本听不到柯氏音，即便后级再放大处理，也只是噪声和干扰信号，得不到有效的柯氏音信号。

2：承载件和收音罩叠加在一起，高度过高，放到血压计袖带的底部，导致血压计袖带不能紧密缠绕上臂,也就不能有效地阻断肱动脉血流，也就没法测量到有效的柯氏音；同时血压计袖带的压力，也不能和肱动脉血流的压力一致，也量不到肱动脉血流的真实压力。

3：承载件和收音罩为两完全不同结构的腔体，这两个不同的腔体对外界干扰信号的影响是不一样的，所以内部放置声音换能器5和声音换能器4接收到的外界同一个干扰声音时，声音换能器5和声音换能器4的输出波形完全不一样，相当于有两个不同的声音在干扰，也就不能用干扰去消除干扰信号啦。

4：lms自适应滤波器只能滤掉部分噪声，不能滤除干扰信号，举例来说当外部有人说话的声音或走路的脚步声，这个滤波器滤不掉这中干扰声。这种干扰的声音只能放在后处理消除。而且由于lms自适应滤波器是数字处理方式，滤波器阶数越多，信号延迟越多，和实际测量的柯氏音信号有时间偏差，对应的压力也就有一定的误差，造成测量不准确。

5：声音换能器5可以用多个听不同方位的干扰声，这也不需要；我们只需要关注能够干扰到柯氏音测量的干扰声音就可以，不需要采集没有干扰到我们的干扰声音，采集到也是多余的，不能利用没干扰到我们信号的干扰来消除干扰。

6：每一个声音换能器用一个音频编解码器，增加系统的功耗和成本。由于血压计主要面对家用，对价格比较敏感，过高的成本也没法接受。功耗过大，经常换电池或充电也不方便使用。

7：采用单个收音罩时，只能放在某一个上臂上测量血压，因为血压计袖带还有一个气压管子连到主机，这个气压管在袖带的接头处尽量靠近上臂肱动脉处，以便气压压力能够迅速传到主机的压力传感器上，由于肱动脉分别在两个上臂内侧，柯氏音声音换能器必须对准肱动脉，这样的结构势必只能适应一个上臂效果才好。

技术实现要素：

为了解决上述存在的问题，本发明提出一种主动降噪的方法：即主动地采集相同的噪声，依噪声去消除噪声，净化出一种有效的柯氏音信号，给予制造电子柯氏音血压测量仪提供关键性的技术支撑。

本发明按以下技术方案实现：

用于柯氏音电子血压测量仪的主动降噪拾音装置，包括袖带、气囊，该气囊设置在袖带中，且气囊的中部连接有导气管；在所述袖带、气囊之间且位于导气管接头两侧各设有一个听诊器头，且每一个听诊器头内放置一个声音换能器；其中任一个听诊器头对准上臂肱动脉处，该听诊器头内的声音换能器用于拾取柯氏音和外界干扰音，剩余一个听诊器头不处在上臂肱动脉，拾取不到柯氏音只能拾取外界干扰音；通过两个相同的听诊器头采集相同的外界干扰音，产生两个同相位、同频率、同幅度的信号用于相抵消，以获得有效的柯氏音信号。

进一步，两个听诊器头相对称的布置在导气管接头两侧；当用右臂量血压时用听诊器头ⅰ对准右臂肱动脉，听诊器头ⅱ的声音换能器采集外界干扰音；当用左臂量血压时用听诊器头ⅱ对准左臂肱动脉，听诊器头ⅰ的声音换能器采集外界干扰音；两种状态下导气管接头距离肱动脉一样的距离，消除这样测量袖带放在左臂或右臂导气管接头位置的变化带来的压力误差，方便了放置血压计袖带。

进一步，所述声音换能器放置在听诊器头的树脂膜腔室中，导线护套的前部引出两根导线，用以连接声音换能器；所述导线护套的顶部设有缺口，作为树脂膜振幅调节缝；所述导线护套通过导线固定压板固定在听诊器头上。

进一步，包括两个听诊器头、柯氏音放大电路、噪声放大电路和模拟减法器；两个听诊器头安装在袖带、气囊之间的导气管接头两侧，且每一个听诊器内放置一个声音换能器；其中一个听诊器头的声音换能器与柯氏音放大电路相连，用以采集肱动脉位置的柯氏音及外界干扰音，并把它们转换为电的信号输出到所述柯氏音放大电路的输入端；另一个听诊器头的声音换能器与噪声放大电路相连，用以采集外界干扰音，并把它转换为电的信号输出到所述噪声放大电路的输入端；所述模拟减法器分别与柯氏音放大电路、噪声放大电路的输出端相连，用以将两个同相位、同频率、同幅度的外界干扰音信号和放大的柯氏音信号经过减法电路的运算，两个外界干扰音信号相互抵消为零，只剩下有效的柯氏音信号从减法电路输出端输出再输入血压测量仪的控制中心。

进一步，所述柯氏音放大电路和噪声放大电路均由初级放大器、50hz陷波器、电压跟随器组成；两个声音换能器输出的信号分别经初级放大器放大，再经过50hz陷波器滤除50hz的干扰信号，输出信号经电压跟随器驱动后经过模拟减法器，两路信号经模拟减法器后，干扰部分消除，留下有效的柯氏音信号。

柯氏音电子血压测量仪，具有上述的用于柯氏音电子血压测量仪的主动降噪系统。

用于柯氏音电子血压测量仪的主动降噪方法，在袖带与气囊之间且位于导气管接头两侧各设有一个听诊器头，且每一个听诊器内放置一个声音换能器；其中任一个听诊器头对准上臂肱动脉处，该听诊器头中的声音换能器采集肱动脉位置的柯氏音及外界干扰音，剩余一个听诊器头不处在上臂肱动脉，拾取不到柯氏音只能拾取外界干扰音；通过两个相同的听诊器头采集相同的外界干扰音，产生两个同相位、同频率、同幅度的信号用于相抵消，以获得有效的柯氏音信号。

两个声音换能器输出的信号分别经初级放大器放大，再经过50hz陷波器滤除50hz的干扰信号，输出信号经电压跟随器驱动后经过模拟减法器，两路信号经模拟减法器，由于两路声音换能器输出的信号采用完全相同的电路处理方式，两路声音换能器接收的是同一个干扰声音，所以经过放大滤波处理后的输出信号，其干扰信号的幅度和相位也相同，只是有一路信号包含柯氏音和干扰，另一路只有干扰，这两路信号经模拟运放减法器后，干扰部分消除，留下有效的柯氏音信号。

本发明有益效果：

为提取出有噪声伴随着的有效柯氏音信号，本发明主动地去采集此相同的噪声，把采集到的噪声通过相关电路，依彼噪声抵消掉此噪声，提取出有用的有效柯氏音。有效柯氏音可使电子血压测量仪实现高准确度的血压测量值，彻底消除了由环境噪音因素而导致血压测量的误诊，保护了人民的身体健康。

由于两听诊器头材质、结构完全一样，两个听诊器头内的声音换能器参数也一样，又由于两个声音换能器离的较近，所以两个声音换能器听到外界的干扰音的输出的电信号幅度相位也一样，有利于后续的消除干扰的处理。

由于采用和医生测量血压时一样的听诊器听头，所以医生能听到柯氏音时，声音换能器也能听到，医生听不到柯氏音时声音换能器也听不到，也就没有柯氏音信号输出，恰好可用来根据柯氏音的有无来判断收缩压和舒张压。

两个听诊器头相对称的布置在导气管接头两侧，当用右臂量血压时用听诊器头ⅰ对准右臂肱动脉，用左臂量血压时用听诊器头ⅱ对准左臂的肱动脉处，两种状态下导气管接头距离肱动脉一样的距离，消除这样测量袖带放在左臂或右臂导气管接头位置的变化带来的压力误差，也方便放置血压计袖带。

由于采用模拟信号处理方式，经处理的柯氏音信号和压力信号基本没有延迟，处理过的柯氏音能准确地对准相应的压力信号，提高测量精度。

附图说明

为了更清楚地说明本发明实施例或现有技术中的技术方案，下面将对实施例或现有技术描述中所需要使用的附图作一简单地介绍，显而易见地，下面描述中的附图仅仅是本发明的一些实施例，对于本领域普通技术人员来讲，在不付出创造性劳动性的前提下，还可以根据这些附图获得其他的附图。

图1为两个听诊器头设置在袖带中的结构图；

图2a为声音换能器和听诊器头的连接图，图2b为声音换能器和听诊器头的连接侧视图；

图3a为听诊器头的外形图，图3b为听诊器头的a-a面剖面图；

图4为本发明主动降噪系统原理框图；

图5为通过本发明的主动降噪方法后获得有效柯氏音信号实际测量波形。

图中：10-袖带，20-气囊，30-听诊器头，40-导气管，50-导线，60-导线护套，70-缺口，80-导线固定压板，90-树脂膜，100-声音换能器。

具体实施方式

为使本发明实施的目的、技术方案和优点更加清楚，下面将结合本发明实施例中的附图，对本发明实施例中的技术方案进行更加详细的描述。在附图中，自始至终相同或类似的标号表示相同或类似的零部件或具有相同或类似功能的零部件。所描述的实施例是本发明一部分实施例，而不是全部的实施例。下面通过参考附图描述的实施例是示例性的，旨在用于解释本发明，而不能理解为对本发明的限制。下面结合附图对本发明的实施例进行详细说明。

如图1、图2a、图2b、图3a、图3b所示，用于柯氏音电子血压测量仪的主动降噪拾音装置，包括袖带10、气囊20，该气囊20设置在袖带10中，且气囊20的中部连接有导气管40；在袖带10、气囊20之间且位于导气管40接头两侧各设有一个听诊器头30，且每一个听诊器头30内放置一个声音换能器100；其中任一个听诊器头30对准上臂肱动脉处，该听诊器头30内的声音换能器100用于拾取柯氏音和外界干扰音，剩余一个听诊器头30不处在上臂肱动脉，拾取不到柯氏音只能拾取外界干扰音。

需要说明的是，导线50是连接两个声音换能器100的电信号线，导气管40是袖带内的压力和血压计主机的压力传感器的连接气管。

实际使用时，让其中一个听诊器头30对准上臂肱动脉处，用于拾取柯氏音和外界干扰音，由于这样的结构，另一个听诊器头30不处在上臂肱动脉，因此，听不到柯氏音只能听到外界干扰音。由于两听诊器头30材质、结构完全一样，两个听诊器头30内的声音换能器100参数也一样，又由于两个声音换能器100离的较近，所以两个声音换能器100听到外界的干扰音的输出的电信号幅度相位也一样，有利于后续的消除干扰的处理。

由于采用和医生测量血压时一样的听诊器听头，所以医生能听到柯氏音时，声音换能器也能听到，医生听不到柯氏音时声音换能器也听不到，也就没有柯氏音信号输出，恰好可用来根据柯氏音的有无来判断收缩压和舒张压。

进一步方案：两个听诊器头30相对称的布置在导气管40接头两侧；当用右臂量血压时用听诊器头ⅰ对准右臂肱动脉，听诊器头ⅱ的声音换能器采集外界干扰音；当用左臂量血压时用听诊器头ⅱ对准左臂肱动脉，听诊器头ⅰ的声音换能器采集外界干扰音；两种状态下导气管接头距离肱动脉一样的距离，消除这样测量袖带放在左臂或右臂导气管接头位置的变化带来的压力误差，方便了放置血压计袖带。

优选方案：声音换能器100放置在听诊器头30的树脂膜腔室中，导线护套60的前部引出两根导线50，用以连接声音换能器100；导线护套60的顶部设有缺口70，作为树脂膜振幅调节缝；导线护套60通过导线固定压板80固定在听诊器头30上。

需要说明的是，导线护套60为一体压制成型，其内有导线50，导线护套60的前部引出两根导线50用以连接声音换能器100，然后将声音换能器100放在听诊器头30内，即处在树脂膜90下方，导线护套60抵在听诊器头30侧部的开口处，导线护套60通过导线固定压板80固定在听诊器头30上。导线护套60中部两侧各设有一个螺纹孔，导线固定压板80上也设有两个螺纹孔，通过螺钉实现固定在听诊器头30上。

如图4所示，用于柯氏音电子血压测量仪的主动降噪系统，包括两个听诊器头、柯氏音放大电路、噪声放大电路和模拟减法器；两个听诊器头安装在袖带、气囊之间的导气管接头两侧，且每一个听诊器内放置一个声音换能器；其中一个听诊器头的声音换能器与柯氏音放大电路相连，用以采集肱动脉位置的柯氏音及外界干扰音，并把它们转换为电的信号输出到所述柯氏音放大电路的输入端；另一个听诊器头的声音换能器与噪声放大电路相连，用以采集外界干扰音，并把它转换为电的信号输出到所述噪声放大电路的输入端；所述模拟减法器分别与柯氏音放大电路、噪声放大电路的输出端相连，用以将两个同相位、同频率、同幅度的外界干扰音信号和放大的柯氏音信号经过减法电路的运算，两个外界干扰音信号相互抵消为零，只剩下有效的柯氏音信号从减法电路输出端输出再输入血压测量仪的控制中心。

进一步方案：柯氏音放大电路和噪声放大电路均由初级放大器、50hz陷波器、电压跟随器组成；两个声音换能器输出的信号分别经初级放大器放大，再经过50hz陷波器滤除50hz的干扰信号，输出信号经电压跟随器驱动后经过模拟减法器，两路信号经模拟减法器后，干扰部分消除，留下有效的柯氏音信号。

优选方案：两个听诊器头相对称的布置在导气管接头两侧；当用右臂量血压时用听诊器头ⅰ对准右臂肱动脉，听诊器头ⅱ的声音换能器采集外界干扰音；当用左臂量血压时用听诊器头ⅱ对准左臂肱动脉，听诊器头ⅰ的声音换能器采集外界干扰音；两种状态下导气管的接头距离肱动脉一样的距离，消除这样测量袖带放在左臂或右臂导气管接头位置的变化带来的压力误差，方便了放置血压计袖带。

以下通过公式方式对上述过程作进一步的说明：

声音换能器ⅰ不仅在听诊器头内能采集到肱动脉上柯氏音还能采集到听诊器头外边的环境噪音，若在声音换能器ⅰ不远的位置再置放条件相同的声音换能器ⅱ，那么这两个声音换能器所采集到的噪声均来自于一个噪声源，完全具有相同的相位、相同的频率。

于是有：noise1=（noisen+kin）*ksf=noisen*ksf+kin*ksf；

noise2=noisew*ksf。

式中：noise1——声音换能器ⅰ转换的噪声及柯氏音的信号；

noise2——声音换能器ⅱ转换的噪声信号；

noisen——声音换能器ⅰ采集到的噪声；

kin——声音换能器ⅰ采集到柯氏音；

ksf——声音换能器把声音转换成电信号的转换系数；

noisew——声音换能器ⅱ采集到的噪声。

柯氏音放大电路输出信号：

fs=(noisen+kin)*ksf*enks=noisen*ksf*enks+kin*ksf*enks；

上式：fs———柯氏音放大电路输出信号；

enks——柯氏音放大电路的放大倍数；

噪声放大电路输出信号；

fn=noisew*ksf*enns

上式：fn——噪声放大电路输出信号；

enns——噪声放大电路的放大倍数。

调节柯氏音放大电路的放大倍数和噪声放大电路的放大倍数，使得

noisen*ksf*enks=noisew*ksf*enns

即：noisen*ksf*enks-noisew*ksf*enns=0

将fs及fn的信号分别输入到减法运算电路的输入端u1和输入端u2，经过减法运算电路地运算后，从减法运算电路输出端uo输出的柯氏音信号：

fm=fs-fn=noisen*ksf*enks+kin*ksf*enks-noisew*ksf*enns

=kin*ksf*enks

上式：fm——从减法运算电路输出端输出的柯氏音信号。

上式表达出：由于采用主动降噪的措施，完全消除掉声音转换器ⅰ外界噪声的干扰，主动降噪电路把有效的柯氏音信号输出至血压测量仪的控制中心。

在上述方案中，由于两听诊器头材质、结构完全一样，两个听诊器头内的声音换能器参数也一样，又由于两个声音换能器离的较近，所以两个声音换能器听到外界的干扰音的输出的电信号幅度相位也一样，因此，柯氏音放大电路和噪声放大电路采用相同的电路进行处理。

本发明还提供一种柯氏音电子血压测量仪，具有上述的柯氏音电子血压测量仪主动降噪系统。

本发明还提供一种用于柯氏音电子血压测量仪的主动降噪方法，在袖带与气囊之间且位于导气管接头两侧各设有一个听诊器头，且每一个听诊器内放置一个声音换能器；其中任一个听诊器头对准上臂肱动脉处，该听诊器头中的声音换能器采集肱动脉位置的柯氏音及外界干扰音，剩余一个听诊器头不处在上臂肱动脉，拾取不到柯氏音只能拾取外界干扰音；通过两个相同的听诊器头采集的两个同相位、同频率、同幅度的外界干扰音信号用于相抵消，以获得有效的柯氏音信号。

两个声音换能器输出的信号分别经初级放大器放大，再经过50hz陷波器滤除50hz的干扰信号，输出信号经电压跟随器驱动后经过模拟减法器，两路信号经模拟减法器，由于两路声音换能器输出的信号采用完全相同的电路处理方式，两路声音换能器接收的是同一个干扰声音，所以经过放大滤波处理后的输出信号，其干扰信号的幅度和相位也相同，只是有一路信号包含柯氏音和干扰，另一路只有干扰，这两路信号经模拟运放减法器后，干扰部分消除，留下有效的柯氏音信号。

由于两听诊器头材质、结构完全一样，两个听诊器头内的声音换能器参数也一样，又由于两个声音换能器离的较近，所以两个声音换能器听到外界的干扰音的输出的电信号幅度相位也一样，有利于后续的消除干扰的处理。

由于采用和医生测量血压时一样的听诊器听头，所以医生能听到柯氏音时，声音换能器也能听到，医生听不到柯氏音时声音换能器也听不到，也就没有柯氏音信号输出，恰好可用来根据柯氏音的有无来判断收缩压和舒张压。

由于采用模拟信号处理方式，经处理的柯氏音信号和压力信号基本没有延迟，处理过的柯氏音能准确地对准相应的压力信号，提高测量精度。

图5给出了通过本发明的主动降噪方法后获得有效柯氏音信号的仿真图（在开着电视机说话的情况下进行试验，用以模拟嘈杂环境），其中，u1端输出的波形是图4中柯氏音放大电路输出的波形，其波形含柯氏音及环境噪声成分；u2端输出的波形是图4中噪声放大电路输出的波形，其波形只含环境噪声成分；u0端输出的波形是图4中减法电路输出的波形，由于采用主动降噪的措施，实现了比较有效的柯氏音波形输出。

由图5的仿真图显示：由于采用主动降噪的措施，完全消除掉声音转换器外界噪声的干扰，主动降噪电路把有效的柯氏音信号输出至血压测量仪的控制中心。

虽然已参照典型实施例描述了本申请，但应当理解，所用的术语是说明和示例性、而非限制性的术语。由于本申请能够以多种形式具体实施而不脱离发明的精神或实质，所以应当理解，上述实施例不限于任何前述的细节，而应在随附权利要求所限定的精神和范围内广泛地解释，因此落入权利要求或其等效范围内的全部变化和改型都应为随附权利要求所涵盖。