微型超声波血压检测装置的制作方法

本说明书涉及医疗监护技术领域，尤其涉及一种微型超声波血压检测装置。

背景技术：

血压作为身体健康状况的重要指标得到人们越来越多的关注，尤其在可穿戴市场，人们对便携式血压监测产品表现出强烈需求。近年来市场上也不断涌现出各式各样的血压检测产品，主要有袖带式血压计、光学ppg血压计、ppg+ecg法血压计，以及处于研发阶段的超声波式血压计。但是袖带式血压计并不能完全满足可穿戴产品对体积、舒适度的要求，也无法连续监测血压，光学ppg和ppg+ecg式血压计精度太低，而超声波式血压计兼具使用舒适、连续监测、测量准确的优势。超声波式血压计的核心部件是超声换能器，而传统的超声换能器体积庞大，成本高昂，不适用于可穿戴产品。

技术实现要素：

鉴于现有技术的不足，本说明书的一个目的是提供一种微型超声波血压检测装置，具有小型化、低成本的优点，可以满足可穿戴应用场景的要求，适用于可穿戴产品。

为达到上述目的，本说明书实施方式提供一种微型超声波血压检测装置，包括：

至少一个体压电材料传感器，其中所述体压电材料传感器用于实现电能与机械能的转换，以及发射和接收超声波，所述体压电材料传感器发射和接收超声波的一面朝向检测对象；所述体压电材料传感器至少设置有第一电极引出端和第二电极引出端；

第一电路板，设置于所述体压电材料传感器的下方，所述体压电材料传感器与所述第一电路板之间设置有声阻隔层，以阻挡所述体压电材料传感器的超声波向所述第一电路板传播；以及，

控制器，通过所述第一电路板与所述体压电材料传感器的第一电极引出端和第二电极引出端电性连接。

作为一种优选的实施方式，所述体压电材料传感器的周侧设置有保护框结构。

作为一种优选的实施方式，所述体压电材料传感器具有检测面以及与所述检测面相背对的电性安装面；所述电性安装面朝向所述第一电路板。

作为一种优选的实施方式，所述第一电极引出端和所述第二电极引出端均设置于所述体压电材料传感器的电性安装面。

作为一种优选的实施方式，所述体压电材料传感器具有第一电极、第二电极和体压电材料，所述体压电材料设置于所述第一电极和所述第二电极之间，所述第一电极与所述第一电极引出端电性连通，所述第二电极与所述第二电极引出端电性连通。

作为一种优选的实施方式，所述体压电材料传感器还设置有声匹配层，所述声匹配层设置于所述体压电材料传感器朝向所述检测对象的表面。

作为一种优选的实施方式，所述声匹配层的阻抗值介于所述体压电材料传感器的声阻抗值与所述检测对象的声阻抗值之间。

作为一种优选的实施方式，所述体压电材料传感器还设置有皮肤耦合层，所述皮肤耦合层设置于所述声匹配层上；在所述检测装置检测时，所述皮肤耦合层直接与所述检测对象皮肤接触。

作为一种优选的实施方式，所述第一电路板为柔性电路板。

作为一种优选的实施方式，所述微型超声波血压检测装置还包括补强层，所述补强层设置于所述柔性电路板下，以支撑所述柔性电路板上的所述体压电材料传感器。

作为一种优选的实施方式，所述声阻隔层为空隙间隔层。

作为一种优选的实施方式，所述声阻隔层的声阻抗值大于所述体压电材料传感器的声阻抗值的100倍，或者小于所述体压电材料传感器的声阻抗值的1/100。

作为一种优选的实施方式，所述体压电材料传感器的长度至少大于所述检测对象的动脉直径。

作为一种优选的实施方式，所述体压电材料传感器中的体压电材料是具有压电、铁电效应的压电材料。

有益效果：本说明书实施方式所提供的微型超声波血压检测装置，通过设置体压电材料传感器、第一电路板、声阻隔层以及控制器，使体压电材料传感器发射和接收超声波的一面朝向检测对象，并在体压电材料传感器与第一电路板之间设置声阻隔层，可以阻挡压电材料传感器的超声波向第一电路板传播，从而使得超声波朝向检测对象传导，实现对检测对象的超声血压检测。本说明书实施方式所提供的微型超声波血压检测装置具有结构简单、性能优良、尺寸小、成本低、可量产的优点，可以满足可穿戴应用场景的要求，适用于可穿戴产品。

参照后文的说明和附图，详细公开了本说明书的特定实施方式，指明了本说明书的原理可以被采用的方式。应该理解，本说明书的实施方式在范围上并不因而受到限制。

针对一种实施方式描述和/或示出的特征可以以相同或类似的方式在一个或更多个其它实施方式中使用，与其它实施方式中的特征相组合，或替代其它实施方式中的特征。

应该强调，术语“包括/包含”在本文使用时指特征、整件、步骤或组件的存在，但并不排除一个或更多个其它特征、整件、步骤或组件的存在或附加。

附图说明

为了更清楚地说明本说明书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简单地介绍，显而易见地，下面描述中的附图仅仅是本说明书的一些实施例，对于本领域技术人员来讲，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为本说明书实施方式中所提供的一种微型超声波血压检测装置的结构示意图；

图2为图1的结构展开图；

图3为图1中a-a面的剖面图；

图4为本说明书实施方式中所提供的另一种微型超声波血压检测装置的结构示意图；

图5为图4的结构展开图；

图6为图4中b-b面的剖面图；

图7为本说明书实施方式中所提供的一种体压电材料传感器表面的结构示意图；

图8为图7的底面示意图，也即电性安装面的结构示意图；

图9为本说明书实施方式中所提供的再一种微型超声波血压检测装置的结构示意图。

附图标记说明：

1、第一电路板；101、第一表面；102、第二表面；2、体压电材料传感器；201、电性安装面；202、检测面；203、侧面；3、第一围框；4、第二围框；5、粘合层；6、通孔；7、锡膏焊点；8、控制器；9、补强层；10、第一电极；11、第二电极；12、声匹配层；13、第一电极引出端；14、皮肤耦合层；15、保护框结构。

具体实施方式

为了使本技术领域的人员更好地理解本说明书中的技术方案，下面将结合本说明书实施例中的附图，对本说明书实施例中的技术方案进行清楚、完整地描述，显然，所描述的实施例仅仅是本说明书一部分实施例，而不是全部的实施例。基于本说明书中的实施例，本领域普通技术人员在没有做出创造性劳动的前提下所获得的所有其他实施例，都应当属于本说明书保护的范围。

需要说明的是，当元件被称为“设置于”另一个元件，它可以直接在另一个元件上或者也可以存在居中的另一个元件。当一个元件被认为是“连接”另一个元件，它可以是直接连接到另一个元件或者可能同时存在居中另一个元件。本文所使用的术语“垂直的”、“水平的”、“左”、“右”以及类似的表述只是为了说明的目的，并不表示是唯一的实施方式。

除非另有定义，本文所使用的所有的技术和科学术语与属于本实用新型的技术领域的技术人员通常理解的含义相同。本文中在本实用新型的说明书中所使用的术语只是为了描述具体的实施例的目的，不是旨在于限制本实用新型。本文所使用的术语“和/或”包括一个或多个相关的所列项目的任意的和所有的组合。

在本说明书中，将本实用新型实施例的组件在正常使用状态下，指向或面对使用者的方向定义为“下”，将与之相反，或者背对使用者的方向定义为“上”。

具体的，当本实用新型实施例的微型超声波血压检测装置被配置在手环、手表等可穿戴设备上时，将可穿戴设备与使用者皮肤接触或面对的方向定义为“下”，将与之相反，或者远离使用者的方向定义为“上”。

更具体的，将图1至图7、图9中所示意的向上的方向定义为“上”，将图1至图7、图9中所示意的向下的方向定义为“下”。

值得注意的是，本说明书中的对各方向定义，只是为了说明本实用新型技术方案的方便，并不限定本实用新型实施例的微型超声波血压检测装置在包括但不限定于使用、测试、运输和制造等等其他可能导致组件方位发生颠倒或者位置发生变换的场景中的方向。

超声波测距技术原理上是利用超声波换能器发射超声脉冲信号，接收反射回来的超声波脉冲，根据接收脉冲信号的时间延时计算出反射界面的位置，实现测距的功能。该技术在医疗、军事、工业检测领域已经得到广泛的应用。将超声换能器贴合在人体皮肤表面，朝向动脉发射超声脉冲，并接收反射回波信号，监测动脉直径信息，再根据直径信息推算出血压大小。该技术被大量文献进行了报道，如janmmeindersandarnoldpghoeks，“simultaneousassessmentofdiameterandpressurewaveformsinthecarotidartery”等。动脉直径与血压的关系有清晰的数学物理模型支持，但是基于直径进行血压估算这种间接的血压测量方法存在固有误差，误差来源于血管弹性估算误差和血管截面积误差，这种方法需要定期校准。

血液流量也反映了血压信息，检测血流流量进行血压估算也是一种可行方法。这种方法利用了超声多普勒测速技术，利超声换能器发射超声脉冲，接收血液反射回来的脉冲信号，根据多普勒测速原理可以得到血液流速信息，再结合血管直径便得到血液流量信息。

基于超声波的血压检测技术核心部件是超声换能器，超声换能器主要有压电式超声换能器、电容式超声换能器、磁致伸缩式超声换能器，其中压电式超声换能器结构简单，性能优异，应用最为广泛。而传统的压电式超声换能器包含有吸声背衬、电极层、压电层、声匹配层、声透镜层等结构，体积庞大，成本高，无法直接应用在可穿戴产品中。因此本说明书实施方式提供一种微型超声波血压检测装置，具有小型化、低成本的优点，可以满足可穿戴应用场景的要求，适用于可穿戴产品。

请参阅图1至图9。本说明书实施方式提供的微型超声波血压检测装置，可以包括体压电材料传感器2、第一电路板1、声阻隔层以及控制器8。其中体压电材料传感器2至少有一个。体压电材料传感器2用于实现电能与机械能的转换，以及发射和接收超声波。体压电材料传感器2发射和接收超声波的一面朝向检测对象。体压电材料传感器2至少设置有第一电极引出端13和第二电极引出端。第一电路板1设置于体压电材料传感器2的下方。体压电材料传感器2与第一电路板1之间设置有声阻隔层，以阻挡所述体压电材料传感器的超声波向所述第一电路板传播。控制器8通过第一电路板1与体压电材料传感器2的第一电极引出端13和第二电极引出端电性连接。

本说明书实施方式所提供的微型超声波血压检测装置，通过设置体压电材料传感器、第一电路板、声阻隔层以及控制器，使体压电材料传感器发射和接收超声波的一面朝向检测对象，并在体压电材料传感器与第一电路板之间设置声阻隔层，可以阻挡压电材料传感器的超声波向第一电路板传播，从而使得超声波朝向检测对象传导，实现对检测对象的超声血压检测。本说明书实施方式所提供的微型超声波血压检测装置具有结构简单、性能优良、尺寸小、成本低、可量产的优点，可以满足可穿戴应用场景的要求，适用于可穿戴产品。

在本实施方式中，体压电材料传感器2可以包括第一电极10、第二电极11和体压电材料。体压电材料设置于第一电极10和第二电极11之间。第一电极10与第一电极引出端13电性连通，第二电极11与第二电极引出端电性连通。第一电极10和第二电极11位于体压电材料传感器2的上下表面且不共面，例如，第一电极10在体压电材料传感器2的上表面，第二电极11在体压电材料传感器2的下表面。

具体的，体压电材料传感器2具有检测面202以及与所述检测面202相背对的电性安装面201。电性安装面201朝向第一电路板1，为体压电材料传感器2的下表面，体压电材料传感器2通过电性安装面201接收外部电路的电力信号。检测面202朝向检测对象，为体压电材料传感器2的上表面。

在本实施方式中，第一电极引出端13和第二电极引出端可以设置于体压电材料传感器2的不同表面。在一种优选的实施方式中，第一电极引出端13和第二电极引出端均设置于体压电材料传感器2的电性安装面201。如图8所示，第一电极引出端13与第二电极11设置于体压电材料传感器2的同一面。即第一电极引出端13与第二电极11均设置于电性安装面201上。通过设置第一电极引出端13，可以使第一电极10通过电性安装面201与第一电路板1电性连接，从而仅通过电性安装面201即可实现第一电极10、第二电极11同时与第一电路板1电性连接，而无需考虑将检测面202与第一电路板1电性连接的问题，能够使结构更简单，满足可穿戴产品对小型化的要求。也即，只需在体压电材料传感器2(电性安装面201)的一侧设置一层第一电路板1，即可实现第一电极10、第二电极11与外部线路的电性连接。当然在其他的实施方式中，第一电极10和第二电极11可以分别设置在体压电材料传感器2的两面，两电极层各自设置电路板与外部线路电性连接；或者，第一电极10或第二电极11通过wirebonding(打线)的方式与第二电极11或第一电极10共用第一电路板1。此优选的实施方式中，整个微型超声波血压检测装置中线路板相对少，且线路结构紧凑，可以简化微型超声波血压检测装置声学匹配的复杂性，容易得到窄声束，提高超声测距的分辨率。

具体地将两个电极层的引出端设置在同一面的方式，可参考以下描述的两种方式：

第一种方式，如图7所示，第一电极引出端13通过设置在体压电材料传感器2侧面203的导电材料与第一电极10电性连通。

第二种方式，如图3和图6所示，第一电极引出端13通过设置通孔6与第一电极10电性连通。该通孔6贯穿体压电材料传感器2。通孔6的壁面上涂有导电材料。当然，通孔6内也可以填满导电材料。具体的，通孔6上端的导电材料与第一电极10电性连接，通孔6下端的导电材料与第一电极引出端13电性连接。

在本实施方式中，体压电材料传感器2中的体压电材料可以选用具有压电、铁电效应的压电材料，比如钛酸铅pt、锆钛酸铅pzt、钛酸钡bt、pvdf有机聚合物等，使体压电材料传感器2可以实现电能与机械能的相互转换。优选的，体压电材料传感器2由锆钛酸铅pzt制成，其能实现超声血压检测，且成本较低。第一电极10和第二电极11的材料可以是镍、铝、银、铜、金等导电金属，也可以是银浆、异方性导电胶膜acf等导电材料，用于传导发射激励信号和接收信号。对第一电极10与第二电极11施加交流电可以使体压电材料传感器2处于工作状态。在工作状态下，体压电材料传感器2将交流电信号转换成机械振动，从而产生稳定的超声波，可以向人体发射超声信号，并接收人体反射回来的超声信号，再将反射回的超声信号转化为电信号。

在本实施方式中，由于压电材料的声阻抗值往往远大于人体组织的声阻抗值，体压电材料传感器2在电激励下产生的机械振动无法迅速穿透进入皮肤组织，无法直接形成高强度的窄声波脉冲，所以体压电材料传感器2还设置有声匹配层12。如图9所示，该声匹配层12设置于体压电材料传感器2朝向检测对象的表面。

具体的，声匹配层12的阻抗值介于体压电材料传感器2的声阻抗值与检测对象的声阻抗值之间。声匹配层12的材质需要声衰减低、声阻抗适中，比如可以选用环氧树脂、塑料、橡胶等。为了调节声阻抗值，可以在声匹配层12中掺入固体颗粒，比如金属钨、铝、氧化锆、氧化铝等。设置单层声匹配层12时，声匹配层12的厚度取1/4波长的奇数倍。

在本实施方式中，由于声匹配层12的弹性模量要远大于皮肤的弹性模量，直接将声匹配层12贴合皮肤会产生大量空气间隙，因此体压电材料传感器2还设置有皮肤耦合层14。如图9所示，该皮肤耦合层14设置于声匹配层12上。在检测装置检测时，皮肤耦合层14直接与检测对象的皮肤接触。皮肤耦合层14可以由弹性模量小于1mpa的高弹性固体材料制成。皮肤耦合层14的弹性模量接近皮肤的弹性模量，皮肤耦合层14直接与皮肤接触，可以排除贴合的气隙，增强超声波穿透率。皮肤耦合层14可以选用橡胶、有机硅胶、聚二甲基硅氧烷(pdms)等材料。

在本实施方式中，所述声阻隔层可以为空隙间隔层。该空隙间隔层可以为真空或者填充空气、氮气等气体，从而可以保证超声信号更好地从检测面202向检测对象发射。声阻隔层的材料可以为声阻抗与体压电材料传感器2相差预定值的材料，例如环氧树脂、塑料、硅橡胶等。通过使声阻隔层具有合适的厚度，可以减弱背向检测面202的透射声波能量。声阻隔层的材料也可以为声吸收材料，从而吸收衰减背向检测面202的透射声波能量。可以在体压电材料传感器2下表面的电极层下方布置声阻抗与体压电材料传感器2和第一电路板1差异较大的声阻隔层，选用合适的厚度，抑制声波背向传播，也可以减弱背向反射回来的声波对有用信号的干扰。

优选的，声阻隔层的声阻抗值大于体压电材料传感器2的声阻抗值的100倍，或者小于体压电材料传感器2的声阻抗值的1/100。

在一种优选的实施方式中，该声阻隔层可以位于第一电极10或第二电极11与第一电路板1之间。第一电极10或第二电极11与第一电路板1多点连接，用于实现电气连接以及多点支撑。第一电极引出端13和第二电极引出端可以通过预设高度的锡膏焊点7与第一电路板1电性连接，以实现第一电极10与第一电路板1、第二电极11与第一电路板1的电性连接，如图3和图6所示。在上下竖直方向上，锡膏焊点7的预设高度可以为20-60微米。体压电材料传感器2与第一电路板1可以通过smt(surfacemountedtechnology，表面组装技术)工艺连接。前述锡膏焊点7的预设高度为回流焊后(afterreflow)的高度。

此时体压电材料传感器2与第一电路板1之间无锡膏焊点7的区域填充有所述预设高度的空气，形成声阻隔层。锡膏焊点7形成悬空支撑结构，体压电材料传感器2的底面电极下表面不与其他结构大面积接触，仅与第一电路板1点接触，可以形成空腔背衬的效果，从而提高信号强度，同时避免下侧反射的超声波形成干扰。同时可以采用多点支撑结构，从而提高抗弯强度，提高可靠性，同时支撑点起到电学连接作用。

在另一种可行的实施方式中，第一电路板1可以位于第一电极10或第二电极11与声阻隔层之间，也即声阻隔层设在第一电路板1的第二表面102上。

在本实施方式中，第一电路板1上设置有导电线路，用于实现换能器与电路系统的电学连接。第一电路板1可以为柔性电路板fpc。具体的，第一电路板1具有相背对的第一表面101和第二表面102。如图3和图6所示，该第一表面101和第二表面102沿上下方向相背对。且该第一表面101位于第二表面102的上方。当然该第一表面101不限于位于第二表面102的上方，还可以是该第一表面101位于第二表面102的下方，对此本申请不做规定。

为了提高可靠性，该检测装置还可以包括补强层9。该补强层9设置于柔性电路板下，以支撑所述柔性电路板上的体压电材料传感器2。补强层9可以选用不锈钢板制成。该补强层9可以通过连接部设置于第一电路板1的第二表面102上。该连接部可以是胶水。当然，该连接部不限于为胶水，还可以是其他的材料，本说明书对此不做限定。

在本实施方式中，体压电材料传感器2的长度至少大于检测对象的动脉直径，用于形成均匀的超声波束，便于用户对准体压电材料传感器2与血管。利用超声波技术进行血管直径的测量，要求超声波束必须辐射血管横截面。在利用超声波换能器制作血压检测装置时，需阵列形式大面积布局超声波换能器，以保证声束辐射血管直径处。本实施方式中的微型超声波血压监测装置中体压电材料传感器直接采用单一体压电材料传感器2，发射均匀的平面波声束，实现血管截面的全覆盖，降低直径测量对换能器相对位置的敏感性，保证直径测量精准度。人体桡动脉直径范围在2-3mm，平面波束宽度必须大于动脉直径，且波束宽度越大，用户越容易将体压电材料传感器2对准动脉血管。例如平面波束宽度可以取值3-20mm，对应体压电材料传感器2的长度尺寸可以取值3-20mm，此时声波波长远小于换能器长度尺寸，衍射效应弱，波束宽度接近换能器长度尺寸。体压电材料传感器2的宽度尺寸大于1mm时，可以获得较均匀的单向平面波束。这种体压电材料传感器微型超声波的制作成本也会比阵列式pmut超声波换能器所制作的血压测量装置的制作成本低。

在本实施方式中，控制器8可以设置于第一电路板1的第一表面101上，且与第一电路板1电性连接。第一电路板1的第一表面101上设有导电线路，控制器8可以通过该导电线路与体压电材料传感器2电性连接。控制器8可以包括信号发送单元和信号接收单元，以控制体压电材料传感器2发送信号，并控制体压电材料传感器2将接收到的信号传输给控制器8。具体的，控制器8可以控制外部电路向体压电材料传感器2施加交流电，从而体压电材料传感器2可以发出超声信号，由检测面202经过皮肤达到人体中待测血管，经待测血管反射后，超声波信号返回体压电材料传感器2，体压电材料传感器2可以将接收的超声信号转化为电信号，再将该电信号传输给控制器8。

如图9所示，在本实施方式中，体压电材料传感器2的周侧设置有保护框结构15。体压电材料传感器2还包括位于电性安装面201和检测面202之间的侧面203。保护框结构15可以对侧面203进行固定，从而使体压电材料传感器2更好地振动产生超声波。保护框结构15还可以对侧面203进行保护，避免侧面203遭到磕碰。

在一种可行的实施方式中，如图1至图3所示，保护框结构15包括设置于第一表面101上的第一围框3。第一围框3设置在侧面203的周侧，第一围框3与侧面203之间设有间隔空间。保护框结构15还包括设在间隔空间内的粘合层5。粘合层5分别与侧面203、第一围框3以及第一表面101相连。该粘合层5可以是胶水。当然，该粘合层5不限于为胶水，还可以是其他的材料，本说明书对此不做限定。这种保护框结构成本较低。

在该实施方式中，该检测装置可以采用以下步骤制作。首先制作好体压电材料传感器2，对其第一电极引出端13和第二电极引出端刷锡膏。同时制作好第一电路板1、控制器8，利用smt工艺将控制器8与第一电路板1的第一表面101相连。然后可以将第一围框3与第一表面101相连，接着利用smt工艺将体压电材料传感器2的电性安装面201通过第一电极引出端13和第二电极引出端与第一电路板1的第一表面101相连，最后对体压电材料传感器2的侧面203进行点胶保护，第一围框3可以防止点胶在固化前发生窜流而溢出，从而避免污染第一电路板1。

在另一种可行的实施方式中，如图4至图6所示，保护框结构15包括设置于第一表面101上的第二围框4。第二围框4设置在侧面203的周侧，第二围框4与侧面203相贴合。具体的，第二围框4可以采用环氧树脂制成。这种保护框结构采用定制模具机械制作可以节省人力，提高封装精度。

在该实施方式中，该检测装置可以采用以下步骤制作。首先，可以采用敞开式模塑法(open-molding)制作好体压电材料传感器2，此时第二围框4紧贴体压电材料传感器2的侧面203，体压电材料传感器2的电性安装面201和检测面202均露出，其电性安装面201可以通过研磨技术(grinding)露出。并对第一电极引出端13和第二电极引出端刷锡膏。同时制作好第一电路板1、控制器8，利用smt工艺将控制器8与第一电路板1的第一表面101相连。然后利用smt工艺将体压电材料传感器2的电性安装面201通过第一电极引出端13和第二电极引出端与第一电路板1的第一表面101相连。

在本实施方式中，该检测装置各层的厚度可以根据工作频率确定，比如工作频率为10m时，对应体压电材料传感器2的厚度为0.2mm左右，单层声匹配层12的厚度为1/4波长。声阻隔层、第一电路板1、补强层的厚度根据工艺可行性取值即可。整个检测装置的总厚度可以控制在2mm以内。

在一种可行的实施方式中，该体压电材料传感器2的长可以为7毫米，宽可以为2毫米。控制器8的长可以为4毫米，宽可以为4毫米。第一电路板1的长可以为14毫米，宽可以为4.8毫米。当然，在其他实施方式中，体压电材料传感器2、控制器8、第一电路板1的大小可以根据需要进行调节，本说明书不做唯一的限定。

在一种优选的实施方式中，在沿电性安装面201至检测面202的方向上，也即图中的上下方向上，体压电材料传感器2的厚度可以为300微米，第一电路板1的厚度可以为100微米，补强层9和连接部的总厚度可以为140微米。从而该换能器的总厚度可以为560微米。该实施方式提供的换能器的总厚度还可以小于560微米。第一围框3的厚度可以为200微米，第二围框4的厚度可以为290微米，控制器8的厚度可以为360微米。当然，在其他实施方式中，前述各部件厚度的具体大小可以根据需要进行调节，本说明书不做唯一的限定。

本说明书提供的微型超声波血压检测装置，能直接利用传统的机加工工艺制作，制作工艺简单，成本低，易量产，同时压电材料机电耦合系数较高，灵敏度高，皮肤穿透性强，具有良好的血压检测效果。

需要说明的是，在本说明书的描述中，术语“第一”、“第二”等仅用于描述目的和区别类似的对象，两者之间并不存在先后顺序，也不能理解为指示或暗示相对重要性。此外，在本说明书的描述中，除非另有说明，“多个”的含义是两个或两个以上。

本文引用的任何数值都包括从下限值到上限值之间以一个单位递增的下值和上值的所有值，在任何下值和任何更高值之间存在至少两个单位的间隔即可。举例来说，如果阐述了一个部件的数量或过程变量(例如温度、压力、时间等)的值是从1到90，优选从20到80，更优选从30到70，则目的是为了说明该说明书中也明确地列举了诸如15到85、22到68、43到51、30到32等值。对于小于1的值，适当地认为一个单位是0.0001、0.001、0.01、0.1。这些仅仅是想要明确表达的示例，可以认为在最低值和最高值之间列举的数值的所有可能组合都是以类似方式在该说明书明确地阐述了的。

除非另有说明，所有范围都包括端点以及端点之间的所有数字。与范围一起使用的“大约”或“近似”适合于该范围的两个端点。因而，“大约20到30”旨在覆盖“大约20到大约30”，至少包括指明的端点。

描述组合的术语“基本由…构成”应该包括所确定的元件、成分、部件或步骤以及实质上没有影响该组合的基本新颖特征的其他元件、成分、部件或步骤。使用术语“包含”或“包括”来描述这里的元件、成分、部件或步骤的组合也想到了基本由这些元件、成分、部件或步骤构成的实施方式。这里通过使用术语“可以”，旨在说明“可以”包括的所描述的任何属性都是可选的。

多个元件、成分、部件或步骤能够由单个集成元件、成分、部件或步骤来提供。另选地，单个集成元件、成分、部件或步骤可以被分成分离的多个元件、成分、部件或步骤。用来描述元件、成分、部件或步骤的公开“一”或“一个”并不说为了排除其他的元件、成分、部件或步骤。

应该理解，以上描述是为了进行图示说明而不是为了进行限制。通过阅读上述描述，在所提供的示例之外的许多实施方式和许多应用对本领域技术人员来说都将是显而易见的。出于全面之目的，所有文章和参考包括专利申请和公告的公开都通过参考结合在本文中。