人的血压的收缩压和舒张压指的是什么?
人的血压的收缩压和舒张压指的是什么?
测量血压时会有两个值：收缩压（大的那个）、舒张压（小的那个） 收缩压：一个心动周期内 心室收缩和动脉血压上升达到的最大值 舒张压：一个心动周期内 心室舒张时动脉血压下降达到的最大值 两者的差值为脉压 三个指标改变（高低）都是不正常的 1.增大：由于每搏输出量增加引起收缩压比舒张压增大的多 导致脉压增大 或者老年人大动脉弹性下降 动脉硬化导致收缩压上升而舒张压下降 脉压增高 缩小：心率加快 舒张压上升比收缩压多 外周阻力上升 同上 外周阻力是指小动脉和微动脉的阻力 体循环平均充盈压下降 收缩压比舒张压下降的多 2.人体在运动完可以出现收缩压高舒张压正常现象 表明心脏供血能力增加 收缩能力增加 也可为病理变化 3.说明心室舒张能力减弱 或者大动脉血管病变 个别人运动后也可出现此类现象 心室舒张不好 长期会导致心力衰竭
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一个标准大气压＝1.013*10^5Pa能支持76CM汞柱即760mm汞柱.所以老资料上把1标准大气压＝760mm汞柱. 再问： 帅哥- - 能帮我把这道题的答案算出来么 我比对一下 Thanks! 再答： 760mm/1.013*10^5Pa=80/X 760mm汞柱/80mmHg=Y 自己算一下，X,Y即可再问：
P=ρgh=13.6×103kg/m3×10N/kg×80×10-3m=1.088×104Pa；因为1个标准大气压的值约为1.01×105Pa，所以一个标准大气压的值约为此人舒张压的 1.01×105Pa1.088×104Pa≈9.3倍．故答案为：1.088×104；9.3．
现在在中国很少用Pa来表示血压了,因为大家不习惯并且mmHg比KPa要好记,我大约记得是1KPa=7.5mmHg,所以80mmHg=10.6666667kPa.
正常成人呼吸约每分钟16～20次,脉搏每分钟60～100次,正常成人安静时,收缩压为90140mmHg,舒张压为60～90mmHg,脉压差为30,40mmHg.采纳哦
ong7796对收缩压与舒张压的解释已经足够清楚了,我就不多说了.提一些个人见通常一个20～30岁的青壮年,常态血压应该控制在115-70至120-80较好.冰水的刺激会使血管收缩（某些是因为刺激了血管紧张素造成,另一些则是因瞬间不适引起身体的自发反应）,所以血压相应地升高,收缩压和舒张压都会上升.深呼吸会使得因运动等
110mmHG,70mmHG,参考营养与食品卫生,我是这个专业的
评论 ┆ 举报最佳答案此答案由提问者自己选择,并不代表百度知道知识人的观点回答：wa4545学长4月7日 20:07 1．血压：血液在动脉中流动的压力叫血压,常测部位为右上臂动脉血压,以毫米汞柱为计算单位. 2．高压：心脏收缩时产生的最高压力称为收缩压,也就是大家所说的高压； 3．低压：心脏舒张时血压降至最低,称为舒张
按照世界卫生组织(WHo)建议使用的血压标准是：凡正常成人收缩压应小于或等于140mmHg(18．6kPa),舒张压小于或等于90mmHg (12kPa).如果成人收缩压大于或等于160mmHg(21．3kPa),舒张压大于或等于95mmHg(12．6kPa)为高血压；血压值在上述两者之间,亦即收缩压在141—159m
血压的正常参考值为：收缩压90～140mmhg(毫米汞柱)舒张压60～90mmhg1个标准大气压约为760mmhg得出:收缩压是1个标准大气压的1/8～1/5舒张压是1个标准大气压的1/12～1/8
收缩压12-18.7Kpa舒张压8-12Kpa换算是千帕乘以7.5为毫米汞柱数. 再问： 怎么算的 再答： 毫米汞柱=千帕X7.5再问： 过程 再答： 一气标准大气压为760mmHg （标准状态下实际测得）而一标准大气压规定为1.013X10^5 Pa可以这样换算：P=1.013X10^5 Pa=760mmHg 或10
1mmHg(毫米汞柱)＝0．133kPa(千帕斯卡)年龄　 收缩压mmHg（kPa） 　　舒张压mmHg（kPa） 成人　 　　90~140（12.18.7）　 60~90（8.12.0）
按照世界卫生组织(WHo)建议使用的血压标准是：凡正常成人收缩压应小于或等于140mmHg(18．6kPa),舒张压小于或等于90mmHg (12kPa).如果成人收缩压大于或等于160mmHg(21．3kPa),舒张压大于或等于95mmHg(12．6kPa)为高血压；血压值在上述两者之间,亦即收缩压在141—159m
一般情况下人的血压的正常值大约:80/120(毫米汞柱),我们算个平均:100毫米汞柱,而标准大气压大约是760毫米汞柱 所以人的血压的正常值大约是标准大气压的100/760=5/38≈1/8
常血压：收缩压
血压：血液在血管中流动时对血管壁的侧压力心室收缩时,主动脉压力急剧升高,在收缩期的中期达到最高,这时的动脉血压称为收缩压心室舒张时,主动脉压力下降,在心舒末期动脉血压的最低值称舒张压
仅有压力传感器和单片机,还做不了血压计.你还必须有一个给测量点加压的气囊装置,包括气泵、泄气电磁阀等.测量开始,首先给气囊加压到最大值（比如250mmHg）,然后慢慢泄放气囊的压力并测量监视压力传感器读数,当读数出现明显跳动（与心跳同步的波动）时,此时气囊的压力平均值就是收缩压.然后继续泄放气囊压力并监视压力传感器,当
考虑心肌供血不足的表现,心肌供血不足会导致心肌缺氧,心脏功能减弱,是危害人类健康的头号大敌.保证新鲜蔬菜、水果供给,以提供维生素c、b族维生素和适量膳食纤维.适当增加海产品,如海带、紫菜、海蜇等,以便为机体提供丰富的碘.
病情分析：运动后血压肯定会升高,收缩压是心脏收缩时的血压,舒张压是心脏舒张时的血压,收缩压比舒张压高约40.正常人高于90-60,不高于140-90意见建议：你如果要测血压就要在安静状态下测
一般来说舒张压高就是低压高危害性比较大!因为血管外周阻力的改变对舒张压的影响更为明显.外周阻力加大,动脉血压流速减慢,舒张期末动脉存血加多,使舒张压升高,脉搏压减小.可见舒张压的高低可以反映外周阻力的大小.高血压病患者由于动脉硬化会使外周血管阻力过高,从而导致动脉血压特别是舒张压的显著升高. 正常人血压高压在110-1下载费用：20 金币 &
毕业设计（论文）-基于单片机的电子血压计设计 成都理工大学工程技术学院基于单片机的电子血压计设计摘要单片机以其卓越的性能，得到广泛的应用，以深入到各个领域，已经成为一种比较成熟的技术，在医学方面更是得到了较好的应用。血压是极为重要的健康指标，血压测量的准确与否直接关系到人们的健康。现代人患心血管疾病呈低龄化趋势，所以随时关注我们的血压状况对我们百利无害。本论文讨论了以 AT89C51 单片机为核心的电子血压计测量原理。气泵给气囊充气后通过感器传的电压经放大、滤波得到脉搏信号，计算出收缩压、舒张压和脉搏。重点介绍了单片机及滤波电路的设计。首先依据示波法和脉搏波理论设计了血压测量系统的总体设计方案。该方案硬件电路以 AT89C51 单片机为核心，包括信号采集处理电路，A/D 转换电路，控制按钮电路和显示电路等几大部分。本文对以上几个部分的软硬件设计作了详细的阐述，介绍了核心芯片的选型，外围电路的连接，芯片与芯片之间的连接电路，程序设计方法和相应的软件程序。讨论说明了各部分电路点的工作原理，以及其软硬件的具体设计。关键词：单片机，血压，血压计，示波法，脉搏波基于单片机的电子血压计设计IIAbstractSingle chip with its superior performance, are widely used to drill in various fields has become a mature technology, in medicine all the more yes get a better application. Blood pressure is extremely important health indicators, blood pressure measurement accuracy is directly related to people's health. Modern cardiovascular disease trends showed younger age, so keep an eye on our blood pressure Bailey us harmless. This paper studies in blood pressure measurement method and wave method, on the basis of pulse wave theory, discusses with AT89C51 measuring principle of electronic device. After the air to air pump, the voltage sensor through enlargement, filtering, calculate the pulse signal obtained systolic pressure, diastolic pressure and pulse. Mainly introduces the design and the entire circuit chip.First of all, and the pulse wave based on oscillometric blood pressure measurement system design theory design project. The program hardware with AT89C51 microcontroller as the core, including signal acquisition and processing circuit, A / D converter circuit, memory expansion circuits, LCD circuits, Automatic Filling and Releasing circuit, most of the keyboard circuit a few. In this paper, several parts of the above detailed description of hardware and software design, introduced the selection of core chips, the external circuit connection, the connection between the chip and the chip circuit, program design methods and corresponding software program. Discussion illustrates the point of all parts of the circuit works, and the specific design of its hardware and software.Keywords:Single-chip,blood pressure,Sphygmomanometer, Oscillometric 基于单片机的电子血压计设计IIImethod, pulse waveform目录摘要 ..........................................................................................................................IAbstract ...................................................................................................................II目录 ........................................................................................................................III前言 ..........................................................................................................................11 血压计设计原理 ..................................................................................................41.1 示波法测量血压原理 ...............................................................................41.1.1 引言 ................................................................................................41.1.2 示波法概述 ....................................................................................41.1.3 示波法原理 ....................................................................................51.2 设计的总体思路 .......................................................................................62 滤波电路设计 ......................................................................................................82.1 传感器 ........................................................................................................82.1.1 压力传感器简介 ............................................................................82.1.2 压力传感器的选用 ........................................................................92.2 滤波器设计 .............................................................................................102.2.1 滤波器 ..........................................................................................102.2.2 低通滤波器设计 ..........................................................................122.2.3 带通滤波器设计 ..........................................................................143 单片机系统设计 ................................................................................................193.1 单片机 AT89C51.....................................................................................193.2 时钟及复位电路设计 .............................................................................23基于单片机的电子血压计设计IV3.3 ADC0809 转换电路及内部结构及功能部件 ........................................243.4 自动充放气电路的设计 .........................................................................293.5 控制按钮电路与显示电路 .....................................................................303.5.1 控制按钮电路设计 ......................................................................303.5.2 显示电路 ......................................................................................314 软件设计 ............................................................................................................334.1 血压信号采集 .........................................................................................334.2 控制按钮及显示电路程序设计 .............................................................354.2.1 控制按钮程序设计 ......................................................................354.2.2 液晶显示程序设计 ......................................................................36总结 ........................................................................................................................38致谢 ........................................................................................................................39参考文献 ................................................................................................................40基于单片机的电子血压计设计V基于单片机的电子血压计设计0前言随着人们生活水平的不断提高，心血管疾病特别是高血压、动脉硬化疾病的发病率和死亡率较 30 年前有了明显提高，据统计全世界死亡人数中，约有三分之一死于此类疾病，很多病人由于没能及时发现病变延误了治疗而死于非命。因此，对人体的血压准确地测量，及时的预防和治疗心血管疾病，具有非常重要的意义。动脉血压一般也简称血压，表示血液在动脉血管内流动时对血管壁所施加的压力。动脉血压在循环系统中占有重要地位，它能促使血液克服阻力，向前流动。血压过低，则不能维持血液有效循环，以保证供应各器官组织的需要，特别是位置比心脏高的头部组织，如脑组织等，它们得不到足够的血液供应就要影响其正常活动。血压过高则增加心脏和血管的负荷，心脏必须加强收缩才能完成射血任务，严重时可引起心室扩大，心输出量减少，使循环功能发生障碍，血压过高还可导致血管破裂，严重时要影响生命。因此动脉血压不能过低也不能过高，维持一定相对稳定的水平，才能维持人体组织的正常功能。本课题是对电子血压计的研究，让人们随时可以在家里测量自己的血压，随时关注自己的血压情况，及早发现问题，能及时的去医院就诊，所以，及时、准确地掌握自己血压高、低压变化的情况，适时治疗和采取有效措施具有十一分积极的意义。 。血压测量技术的研究可以追溯到一个世纪以前。一百多年来，各种血压算法相互继承，相互作用，已经形成了一套完整的血压测量技术体系。血压测量技术可以分为直接法和间接法两种。直接法血压测量是将一根导管插入欲测部位的血管或心脏内，通过导管内的液柱同放在体外的应变式传感器、线性可变电感式差动变压器、电容式传感器等相连，从而测出导管端部的压力。另一种形式是把传感器放在导管的末端，直接测出端部所在点的血压值。这种方法的优点是测量准确，并能进行连续测量。但它必须经皮肤将导管插入血管内，所以是一种创伤性的方法。间接法是利用脉管内压力与血液阻断开通时刻所出现的血流变化间的关系，从体表测出相应的压力值。由于这种方法不需要剖切的外基于单片机的电子血压计设计1科手术，同时测量简便，所以在临床上得到广泛的应用，只是测量精度较低，难以准确测定心脏、静脉系统的压力。间接式血压测量的方法很多，其中最主要的一种方法是利用袖带充气加压阻断动脉后，随后缓慢放气，在袖带下或动脉的远端检测脉搏的变化或血流的变化作为收缩压和舒张压的判据；也可把袖带内压力波动的形式作为判据。间接法包括柯氏音法、示波法、超声法、双袖带法、恒定袖带压力法、脉搏延时法等多种方法。在这些方法的基础上，人们开发了很多自动及半自动的血压间接测量系统，即各种类型的数字血压计。以往测量血压都使用气压式血压计，这种血压计除医生外一般人不容易掌握，且自己为自己测量多有不便 。现代电子科学技术的发展使这一测量仪器也进人了电子时代——电子血压计。早期的电子血压计有在电子手表的功能上再附加测量血压功能，操作比较繁琐。电子血压计是利用现代电子技术与血压间接测量原理进行血压测量的医疗设备。电子式血压计，其优点为：使用简易，可一人独自操作；测量值便于记录，体积轻巧便于携带。电子式血压计具备了诸多优点，越来越受到普通家庭的欢迎，已经成为家庭自测血压的主要工具。它也越来越多地被用于医院等医疗机构。　医院的医生所使用的水银柱式血压计，只是压力测量的工具。认为水银柱式血压计是精确的血压计的观点是片面的，因为水银柱式血压计只是一个压力计而已，重点在于医生通过听诊器进行的听诊。目前国际上发达国家普遍禁止使用水银柱式血压计，而采用精度更高的电子压力计（表） 。一般自我测量血压时推荐使用符合国际标准(ESH 和 AAMI)的上臂式全自动电子血压计。不推荐使用半自动、手腕式和指套式电子血压计。自测血压时，也以 3 次读数的平均值记录，同时记录测量日期、时间、地点和活动情况。一般而言，自测血压值低于诊所血压值。目前尚无统一的自测血压正常值，推荐 135/85mmHg 为正常上限参考值。然而在中国，电子血压计并没有走进千家万户，人们对电子血压计的准确性存在着怀疑。俄国科学家柯罗特柯夫发现了在体表对应处能听到动脉内血流冲击血管壁产生的脉动音，为纪念他，把这种声音称为“柯氏音”( 或“柯氏声”) 。在用可加压袖带锁闭肱动脉血流，并缓慢释放袖带内压力， 当此外压力与血管内的“ 收缩压 ”相同或略低时， 开始有动脉血流，用听基于单片机的电子血压计设计2诊器监听到此时的“ 柯氏音 ”并同时观测到此时的袖带压力值，就可测出相对应的“ 收缩压” 与同样方法测出的 “舒张压”— —这就是已有近 100 年历史的“听诊法 ”汞柱式血压计的测量原理。所以，平常所说的“血压”，都是指用 “听诊法”在上臂肱动脉处测得的“无创血压 ”值；而无特别指明时， “血压计 ”都是指袖带法 “汞柱式血压计”。这种水银式血压计其优点为数值稳定，其缺点为无法一个人自行操作，必须专业医护人员操作，且肉眼观察误差极大，主观性强，体积较大不易携带。在血压测量方面，无创数字血压计多采用示波法测量技术。国内对血压测量技术也进行了一定的研究，但将其技术转化为产品的很少。目前，国内市场上的数字血压计多来自国外进口。进口的数字血压计具有准确性、重复性较好的优点，但其测量技术作为公司机密不予公开。本次设计利用示波法原理来设计一种血压计对血压测量，该血压计能够对平均压，收缩压，舒张压测量，分别对这三种血压计进行显示。论文主要包括研究包括：对示波法原理的学习与研究；设计滤波电路对从压力传感器输出的袖带压力信号、脉搏波信号的获取；设计A/D 转换电路对模拟信号数字化处理；设计液晶显示电路对其三种血压的显示；以及自动充放气电路和键盘电路。研究学习血压算法，编写血压判定程序对平均压、收缩压、舒张压的计算。基于单片机的电子血压计设计31 血压计设计原理1.1 示波法测量血压原理1.1.1 引言在硬件电路设计之前，必须知道本系统的软件算法分析是基于什么理论的，也就是说必须知道系统所需要提取的是什么信号。因此，本章首先对本系统血压所基于的示波法理论做一个说明。1.1.2 示波法概述现代人患心血管疾病呈现低龄化趋势，血压是最重要的健康指标，如果能经常测量自己的血压，就做到对自己的健康情况心理有数，早期发现问题，就能得到较好的治疗效果。一般医院使用的水银血压计，是基于柯氏法，专业医生可以用听诊器听到动脉血管的不同声音，来判断收缩压和舒张压的值。但科氏法存在一些固有的缺点：一是确定舒张压比较困难；二是此法凭人的视觉和听觉，带有主观因素，除非专业医生，一般人很难测准血压。以前也出现了多种科氏法电子血压计，试图实现血压的自动检测，但很快发现这类血压计未能克服柯氏法的固有缺点，误差大，重复性差。目前，国外大多数无损自动血压自动检测仪器都采用示波法。示波法（Oscillometric method） ，也称为振动法或测振法。示波法是 70 年代发展起来的新方法。此法也需要用袖带阻断动脉血流， 但在放气过程中，不是检测柯氏音，而是检测袖带内气体的振荡波。这些振荡波起源于血管壁的搏动，理论计算和实践均证明此振荡波与动脉收缩压、平均压及舒张压有一定函数关系。示波法的优点是：1）排除了操作者主观因素影响，亦不受环境噪音干扰；2）可以精确测量出动脉平均压。示波法是血压无创测量方法基于单片机的电子血压计设计4中唯一能测量平均压的方法。3）重复性、一致性比较好；4）准确性比较高。 其主要缺点是：1）易受外界振动的影响，如人为的振动袖带、气管的振动、人的身体运动等。2）易受放气速度和气管的刚性度影响。示波法目前已成为一种广泛接受和有效的自动无创血压检测方法。本文对血压的测量也采用了示波法技术。1.1.3 示波法原理示波法一开始是用于测量平均压的，随着对其研究的深入，人们发现从示波法出发，还可以推导出人体的收缩压、舒张压等基本生理参数。示波法血压测量中采用充气袖带来阻断动脉血流，当动脉血流被阻断时，由于近端血液的脉动，在袖带内可以检测出动脉血流产生的气压振动波。首先，将袖带充气到高于收缩压 20mmHg 左右，然后使袖带缓慢放气。当袖带内压力等于收缩压（PS）时，振动波幅度增大，随着袖带内压力不断降低，振动波幅度不断增大，当袖带内压力等于平均压(PM)时，动脉管壁处于去负荷状态，振动波幅度达到最大。当袖带内压力小于平均压时振动波幅值逐渐减小，袖带内压力小于舒张压(PD)以后，动脉管壁在舒张期已充分扩张，管壁刚性增加，而振动波维持在较小的水平。示波法是根据不同袖带压力下的脉搏波幅度变化特征(如图 1.1 示),来识别动脉收缩压、平均压、舒张压等。在袖带放气过程中袖带内的变化曲线如图 1.2 所示。基于单片机的电子血压计设计5图 1.1 示波法测量血压原理示意图为了详细研究降压曲线，让信号通过二个不同频带的模拟通道，分别得到图 1.2(b)和图 1.2(c)的曲线。其中，图 1.2(b)滤除了图1.2(a)降压曲线的直流成份，并放大了交流成份，得到了脉动波，便于研究变化。图 1.2(c)滤除了图 1.2(a)交流成份，反映出了静压的变化规律。图 1.2 袖带放气过程中袖带内的变化曲线根据示波法得到的袖带压力信号图 1.2(c)和动脉压力波图 1.2(b)结合算法可以求出血压。1.2 设计的总体思路本论文讨论的是基于单片机的电子血压计设计，是以单片机为核心的电子控制系统在医学上的应用。根据示波法为前提来测量血压，而示波法需要对袖带进行充放气来获取压力信号和脉搏波，所以必须用单片机来控制充气与放气。要使单片机与血压产生联系就必须要使用传感器，自然地就会用到压力传感器。通过压力传感器传送得到的电信号还不能被单片机分析应用，这就需要对电信号的处理与转换。电信号通过放大电路和滤波电路处理后，在经 A/D 转换器转换成数字信号供单片机分析计算得出结果存储，从而通过显示电路显示出来。根据示波法测量的原理以及血压计的智能化要求，血压计总体框图如图 1.3 所示。基于单片机的电子血压计设计6图 1.3 血压计设计系统总体框图测量中将袖带套在人体上臂，靠肘关节一侧，由单片机控制气泵向袖带充气，同时通过压力传感器采集压力信号并设定充气的最大值，当袖带压达到预定值时停止充气，此时，肱动脉血管受压迫停止脉动，然后通过单片机控制放气阀进行缓慢放气，使袖带压力逐步减小，当袖带压下降到肱动脉收缩压以下时，肱动脉开始搏动，并随着袖带压的下降不断加强。袖带压力和肱动脉上的脉动信号经压力传感器转换为电压信号，对此电压信号进行放大与两路滤波处理，可以得到幅值适当的一路袖带压信号和一路脉搏波信号，将其经过 A/D 转换，转换后的数字信号送入单片机进行分析处理，计算结果并进行显示。袖 带 压力传感器 滤波电路袖带压力信号 脉搏波信号显示器 键 盘单片机A/D 转换电路充气泵放气阀基于单片机的电子血压计设计72 滤波电路设计2.1 传感器现代控制技术即是对大量信息的采集、分析处理，然后进行相应的控制一门技术。目前，传感技术已经被广泛应用于工业生产、日常生活、生物工程、医疗领域等。随着传感技术的不断发展，出现了各种各样的传感器，它们正在快速地向智能化，微型化及多功能化等方向发展。常用的传感器有光电传感器、温度传感器、压力传感器、超声传感器、霍尔传感器。本论文讨论对血压的测量选用的压力传感器。2.1.1 压力传感器简介通常所说的压力传感器也包括压强传感器，主要用于测量接触力，广泛应用于各种工业自控环境。压力传感器的种类繁多，如电阻应变片压力传感器、半导体应变片压力传感器、压阻是压力传感器、电感式压力传感器、电容式压力传感器、谐振式压力传感器及电容式加速度传感器等。有直接测量压力的，例如电阻式应变片传感器，也有测量压强，再通过受压面积换算为压力的，例如扩散硅压强传感器。压阻式压力传感器是应用最为广泛的压力传感器，它具有精度高、测量范围广、结构简单、价格低以其较好的线性和频率响应等特点。压阻式压力传感器主要由电阻应变片组成，多为金属电阻应变片和半导体应变片。将应变片通过特殊的粘合剂机密的粘合在产生力学应变基体上，当基体受力发生应力变化时，电阻应变片也随之发生形变，使其阻值发生变化，从而使加在应变片上的电压发生变化。应变片在受力时产生的阻值变化通常较小，所以一般都组成应变电桥，并通过基于单片机的电子血压计设计8后续的仪表放大器进行放大，再传输给处理电路。压电压力传感器是利用石英、钛酸钡和酒石酸钾钠等压电材料的正压电效应制成。压电传感器不能用于静态测量，因为经过外力作用后的电荷，只有在回路具有无限大的输入阻抗时才的保存。但实际情况并非如此，所以这决定了压电传感器只能够测量动态的应力。它在各个领域被广泛使用，如测量发动机内部燃烧压力与真空度，测量枪炮子弹在膛中击发瞬间的膛压的变化和炮口的冲击波压力，还有医学上的心室导管室微音器也是由压电压力传感器制成的。2.1.2 压力传感器的选用系统中需要用压力传感器模块将袖带内压力信号转换为相应的电信号。示波法测量血压对压力传感器的要求主要是线性度和方差。线性度高使得压力- 电信号转换公式简单，节约软硬件设计。方差小则滤波后脉动压力信号噪声小。常见的有根据金属应变片电容原理制成的压力传感器，它主要以手工生产为主，体积大，对生产经验要求高，所以，一致性，互换性较差。而根据硅晶片惠斯通原理制作的压阻式压力传感器，具有更小的体积小、重量轻、耗能低、响应时间短等优点，被广泛应用于医疗器械，消费类电子中。本次设计采用 MOTOROLA 公司生产的MPX5050GP 压阻式压力传感器，该传感器是被广泛应用的先进的单片硅片压力传感器，尤其是对于那些采用与 A/D 输入的微控制器或微处理器。此传感器结合了先进的微加工技术，薄膜金属化和双极处理，提供了一个正比于施加压力的准确的高层次模拟输出信号。其运行特性如下：压力范围：0~50Kpa（血压的测量范围通常为 0～300mmHg(0-50KPa)）电源电压：4.75Vdc~5.25Vdc ；一般采用 5Vdc 供电。电源电流：7mAdc响应时间：1ms准确性：2.5 %V工作温度：0~85 ℃该传感器不仅线性度好，而且还具有精度高、灵敏度高、抗干扰基于单片机的电子血压计设计9能力强等优点，这就保证了提取的脉搏波信号失真小，提高了后面血压的可靠性。传感器的转换函数如下所示：VOUT=VS*（0.018*P+0.04）其中，VS 为传感器供电电压，单位为 VP 为所需转换的压力信号，单位为 kPaVOUT 为转换后输出的电压幅值，单位为 V根据传递函数压力输入与输出信号如图 2.1 所示:图 2.1 压力输入(Kpa) 与输出信号幅值(V)2.2 滤波器设计从压力传感器输出的信号不仅包含了袖带压信号和脉搏波信号，而且也包含了大量的噪声。模拟信号处理电路的任务就是从噪声中提取袖带压信号和脉搏波信号，并将它们调整到适当的电平输出给 A/D转换电路。其电路结构如图 2.2 所示。图 2.2 模拟信号处理电路结构框图压力传感器输出电压信号低通滤波器袖带压信号带通滤波器脉搏波信号基于单片机的电子血压计设计102.2.1 滤波器滤波器是一种频域变换电路。它能让制定频段的信号顺利通过，甚至还能放大，而对非自定的信号予以衰减。仅采用 R、L 、C 元件组成的滤波器称无源滤波器，含有晶体管或运算放大器的称为有源滤波器，本设计采用的是有源滤波器。滤波器按照其频域特性可分为低通、高通、带通、带阻和全通五种，上述各种滤波器的理想特性如图 2.3 所示。图 2.3 滤波电路的理想特性低通滤波器主要用于使低频或直流信号通过，削弱高次谐波或较高频率的干扰和噪声。高通滤波器主要用于有效频率较高，而又必须消除低频、甚至直流信号的影响的场合。RC 耦合电路，就有效地隔离了零漂等慢变化和两级的直流信号。带通滤波器主要用于遴选出有用频段的信号，而削弱其他非有用频段的信号或干扰和噪声。带阻滤波器主要是摒除某指定频段的信号，而允许非指定频段所有的信号通过。按通带截止频率 f0 附近频域相频特性的不同，滤波电路可分为：巴特沃斯（Butterworth ） 、贝塞尔 (Bessel) 和切比雪夫(Chebyshev)三大类。)(ja ΩHΩΩΩΩ低 通带 通 带 阻高 通)(ja ΩH)(ja ΩH)(ja ΩH0 00c基于单片机的电子血压计设计11巴特沃思滤波器幅频特性单调下降；切比雪夫滤波器在通带或者在阻带频率有波动；贝塞尔滤波器通带内有较好的线性相位曲线。滤波器的主要技术参数如下：（1） 传递函数滤波器的电路特性可以由其传递函数 H(s)来表征：H(s)=X 0/X i对于图 2.4 所示的简单一阶有源低通滤波器而言，其传递函数H(s)=V 0(s)/V i(s)=1*A vp/(1+SCR)H(s)表现为增益的形式，也可以表示为 A v(s)。图 2.4 一阶有源低通滤波器（2）通带电压放大系数 Avp对于低通滤波器而言，Avp 就是 f=0 是，输出电压与输入电压之比，即Avp=1+R2/R1（3）通带截止频率 fp对于图 2.4 的电路而言，通带截止频率指的是滤波器输出电压下降到 Avp 对应输出电压的 0.7 倍时的频率，有时又称为 -3dB 频率。fp=f0=1/2 兀 RC式中，f0 称为特征频率。2.2.2 低通滤波器设计在放气过程中，袖带压力缓慢变化的，因此，袖带压信号是一种Vi RR2R132 1411UATL074CRlVo基于单片机的电子血压计设计12低频信号。本系统采用二阶压控电压源低通滤波器来获取袖带压力信号。常有的有源二阶滤波器电路有压控电压源二阶滤波电路，典型的压控电压源二阶滤波器如图 2.5 所示，和无限增益多路负反馈二阶滤波电路。压控电压源二阶滤波电路特点：运算放大器为同相接法，滤波器的输入阻抗很高，输出阻抗很低，滤波器相当于一个电压源。其优点：电路性能稳定，增益容易调节。无限增益多路负反馈二阶滤波电路特点是：运算放大器的开环增益无限大，反相输入端可视为虚地，输出端通过电容和电阻形成两条反馈支路。其优点：输出电压与输入电压的相位相反，元件较少，但增益调节不便。图 2.5 典型二阶 VCVS 低通滤波器在图 2.5 中，根据“ 虚短” 和 “虚断”的特点可得：U+ =U- =R3*U0/(R3+R4)AVP=U0/Ui=(R3+R4)/R3；AVP=1+R4/R3根据传感器的转换函数：V OUT=VS*（0.018*P+0.04）可得：V OUT在 0.2V~4.54V 之间的情况，所以 Avp=1，为了满足增益令 3R=?，即放大器反向输入端对地相当于开路。其传递函数为：H(s)=AVPb0/(s +b1s+b0):b0=1/R1R2C1C2;b1=(1/R1C1)*(1-2 AVP)+1/C2(1/R1+1/R2)基于单片机的电子血压计设计13为了减少输入偏置电流及其漂移对电路的影响，应使：R1+R2=R4R3/(R3+R4)将上式与 AVP=1+R4/R3 联立求解可得：R4=AVP(R1+R2)通带截止频率 f0=1/2 兀（ R1R2C1C2）1/2 选定归一化系数 B=1.414，C=1 ，电容 C1 可任意取值，取C1=22uF，由此可确定电路中各电阻值如下：电容 C1 可以任意取值，取 C1=22uF。由此可确定电路中各电阻值如下：=11uF =14534Ω=31689Ω 取 C2=10uF， 1R=15K， 2=30K。由于 R3=∞，所以 R4 为任意值均能满足 Avp=1，本设计中，令 R4=0 即短路，图 2.6(a)为本设计中采用的低通滤波器，图 2.6(b)为幅频特性曲线。图 2.6(a) 设计中采用二阶 VCVS 低通滤波器基于单片机的电子血压计设计14图 2.6(b)为幅频特性曲线2.2.3 带通滤波器设计传感器输出的压力信号并不是袖带压信号和脉搏波信号的简单叠加，其中还夹杂着不少的高频干扰和可观的直流或低频分量。如何选择一种最优滤波器滤除干扰，获得信息完整的脉搏波信号是保证后续处理结果准确性的前提与基础。一般认为，肱动脉处脉搏波信号的频率范围为 0.6～6.4Hz ，这个范围基本能够涵盖正常和异常情况下的脉搏波信号及其个体差异。为此我们将设计一个带通滤波器来实现对这段频带范围内信号的采集。带通滤波器的作用是允许某一段频带范围内的信号通过，而将此频带以外的信号阻断。从原理上说，将一个通带频率为 f2 的低通滤波器与一个通带频率为 f1 的高通滤波器串联起来，当满足条件 f2>f1 时，即可构成带通滤波器。其原理示意图见图 2.7 所示为此，我们设计截止频率为 0.6Hz 的高通滤波器和截止频率为 6.4Hz 的低通滤波器来提取脉搏波信号。20㏒10︱Au︱低通f220㏒10︱Au︱ 高通f120㏒10︱Au︱带通 基于单片机的电子血压计设计15f1 f2图 2.7 带通滤波器原理示意图 切比雪夫滤波器频率选择性较好，但在同样参数要求下，其传递函数极点分布于椭圆上，较分布于圆周上的巴特沃斯滤波器传递函数极点更接近单位。在大量实验的基础上，选用二阶巴特沃斯滤波器，滤波性能和稳定性较好，而且涵盖能够正常和异常情况下的血压信号及其个体差异。图 2.8 和图 2.9 分别是巴特沃斯滤波器和切比雪夫滤波器输出的脉动压力波。图 2.8 切比雪夫滤波器输出脉动波基于单片机的电子血压计设计16图 2.9 巴特沃思滤波器输出脉动波从图中可以看出切比雪夫滤波器输出的脉动波时域包络并不明显，无法计算出血压，而巴特沃思滤波器则能够清晰的得到抛物线状包络。所以我们采用巴特沃思滤波器来设计带通滤波器。①高通滤波器设计本设计采用巴特沃斯二阶压控电压源高通滤波器来滤除信号中的低频分量和直流分量，截止频率为 0.6Hz。电路结构图如图 2..10 所示：图 2.10 高通滤波器该滤波器的传递函数为：滤波器的截止频率 f0 为 0.6Hz。选定归一化系数 B=1.414，C=1，令电路增益 Avp=10，电容 C3 可任意取值，取 C3=22uF，由此可确定电路中各电阻电容值如下：基于单片机的
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