基于AT89C51单片机控制的动态血压监测系统设计

沙益夫

目前，我国平均每5个家庭就有2例高血压患者，慢性高血压的患病率增至4.8%，在老年人中更高达11.8%[1]。高血压容易引发心脑血管和肾脏疾病等多种病变，严重者甚至导致猝死。临床医学实践表明，对于高血压的防治，最有效的手段是预防和保健，在对高血压患者进行经常性监测的基础上，可尽早发现异常病变情况，及时进行治疗，以控制病情的进一步发展。大量的临床研究证明，将血压控制在一定范围内，不但能延缓靶器官的损害，而且能够降低脑卒中、冠心病和心脏性猝死的发生率[2]。然而，便捷、准确地获取人体血压值及波动情况是有效控制血压的基础。

连续间隔一段时间的血压测量值称为动态血压，动态血压测量在临床治疗上有着重要的指导意义，能有效避免单次测量的偶然性，包括：①因情绪波动、运动、饮食等因素造成的影响；②获取更多组数据，能真实的描述血压在全天内的变化情况；③提高检出率，可及时发现早期无症状的轻高血压或临界高血压患者；④动态血压在多数情况下可用来测定药物治疗效果，为选择药物，调整剂量与给药时间提供支持；⑤动态血压对判断预后有重要意义。与常规血压相比，24 h血压偏高者其病死率及第一次心血管病发病率，均高于24 h血压偏低者，尤其是年龄＜50岁，舒张压＜105 mmHg者[3]。

1 动态血压测量原理

动态血压的测量包括直接测量法和间接测量法。直接测量法是一种有创测量法，通过在血管内放置导管测得血压，在对心脏手术及深度昏迷休克等危重病患者进行大型手术时，对血压进行实时变化的监测具有很重要的临床价值，需要采用有创血压监测技术来实现；间接测量法又称无创测量法，是通过充气袖带来阻断上臂动脉血流，从而间接测得血压[4]。间接测量法又可分为听诊法和示波法[5]。示波法又称测振法，是通过建立平均压、收缩压、舒张压与动脉压力波的关系来测量血压，而本研究设计采用示波法原理。

2 动态血压监测系统设计

本研究设计的动态血压测量系统，通过运用单片机对袖带的充放气进行控制，袖带内的压力传感器将袖带的静态压力和动脉压力波转化为微弱的电信号输出，此电信号分为两路进行放大滤波后通过模数转换器转为数字信号，最后进入单片机，通过主程序的运算处理，最终在液晶显示器上面显示出收缩压与舒张压的测量值。系统原理如图1所示。

图1 动态血压监测系统原理示图

3 动态血压监测系统元器件选择

3.1 压力传感器

人体的血压信号一般是介于μV级与mV级之间的低频小信号，信噪比较低，因此如何获取稳定、准确的血压信号显得尤为重要，也对压力传感器提出了很高的要求。本研究设计选用摩托罗拉公司生产的MPX5050GP作为压力传感器，其具有体积小、灵敏度高、线性度好以及性能稳定的特点，内置运算放大器，可对测量结果进行放大[6]。正常工作时，传感器将所探测的压力信号转换为电压信号，然后通过电阻补偿网络对该电压信号进行补偿，使之与所探测的压力信号满足一定的线性关系，最后经运算放大器对该电压信号进行放大输出。

3.2 单片机

单片机是本研究设计的核心部件，主要运用于对信号的处理和对外部其他硬件的控制。设计选用AT89C51作为主控制器，为一款带4 K字节闪存(flash memory，FLASH)存储器的低电压、高性能8位金属氧化物半导体(complementary metal-oxide semiconductor，CMOS)微处理器。该器件采用ATMEL高密度非易失存储器制造技术制造，可与工业标准的MCS-51指令集和输出管脚相兼容[7]。

3.3 液晶显示器

本研究设计选用LCD1602液晶显示器，具有功耗低、超薄轻巧的特点[8]。LCD1602引脚如图2所示。

图2 LCD1602引脚示图

4 动态血压监测系统硬件设计

4.1 传感器与模数转换器电路

传感器输出的信号是静态压力与动脉压力波的混合信号，并夹杂着来自外界的高频干扰和低频分量，因此需对此信号进行滤波和放大[9]。传感器内部的补偿电路和运放电路，可对静态压力信号进行放大，但对动脉压力波信号的放大有限，因此需设计一个滤波器对动脉压力波信号做进一步的滤波放大。

设计的滤波器由2个截止频率RC网络组成，其特征角频率(W)的计算为公式1：

式中W为特征角频率；RC为容阻抗；f为转折频率。

根据特征角频率(W)计算，其转折频率(f)的计算为公式2：

式中f为转折频率；RC为容阻抗。

设定通过的动脉压力波频率为0.5～5 Hz，取R1=1 mΩ，C1=0.33 μF，R2=1 kΩ，C2=33 μF。此滤波器提取了动脉压力波信号，并对其进行放大。本研究设计的放大倍数为150倍，可将信号定位在模数转换器灵敏度较高的区域，提高采集精度。传感器与模数转换器电路如图3所示。

图3 传感器与模数转换器电路图

4.2 开关电路

开关电路通过一个开关连接到单片机的P2.6接口，通过开关的闭合与断开，改变该接口的电平高低，来控制系统的工作。当P2.6接口为高电平时系统不工作，当P2.6接口为低电平时系统工作。开关电路如图4所示。

图4 开关电路图

4.3 电源电路

电源电路设计选用4节1.5 V的5号干电池串联形成6 V电压，再利用7805三端稳压集成电路，最终输出适合系统要求的+5 V电压。电源电路如图5所示。

图5 电源电路图

4.4 液晶显示器电路

通过与单片机P0接口的连接来显示所测得的血压值。接地电压(virtual series series，VSS)接地，电源电压(virtual drain drain，VDD)接+5 V电源，发射极电源电压(virtual emitter emitter，VEE)连接变阻器调节液晶显示器的对比度[10]。RS为寄存器选择，高电平1时选择数据寄存器，低电平0时选择指令寄存器，与P3.5接口相连接。RW为读写信号线，高电平1时进行读操作，低电平0时进行写操作，与P3.6接口相连接。E为使能端，与单片机P3.7接口相连接，当E端由高电平跳变成低电平时，液晶模块执行命令[11]。液晶显示器电路如图6所示。

图6 液晶显示器电路图

5 动态血压监测系统软件设计

5.1 单片机主流程设计

系统首先检测单片机P3.6接口电平的高低，当开关闭合该接口电平被拉低时，系统开始工作[12]。单片机通过压力传感器采集袖带气压，并根据袖带气压下降的速度来控制放气阀排气，使袖带内气压以3～5 mmHg/s的速度匀速降压。同时采集动脉压力波信号，当动脉压力波振幅达到最大时，袖带气压即为动脉的平均压。波峰值前面0.5倍幅度值，即对应的是收缩压，波峰值后面0.8倍幅度值，即对应的是舒张压[13]。单片机通过液晶显示器输出测量结果，通过定时器定时，系统循环工作。单片机主流程如图7所示。

图7 单片机主流程示图

5.2 信号测量设计

信号测量设计测量的有静态压力和动脉压力波两种信号，其中静态压力信号通过传感器出来直接接模数转换器，而动脉压力波信号要经过滤波放大电路后才能接模数转换器进行模数转换，然后输入到单片机进行采样分析，最终测得收缩压与舒张压[14-15]。信号测量流程如图8所示。

图8 信号测量流程示图

5.3 液晶显示设计

经过单片机处理所测得的收缩压与舒张压的值，通过与P0接口连接的液晶显示器进行数据输出。液晶显示流程如图9所示。

图9 液晶显示流程示图

6 动态血压监测系统临床应用效果

本研究临床试验通过与江苏鱼跃医疗设备股份有限公司生产的台式水银血压计做数据对比，进而判定血压测量系统的准确性及稳定性。该鱼跃牌水银血压计经本地计量部门鉴定，其结果符合“JJG270-2008血压计和血压表检定规程”中的相关要求。

根据世界卫生组织的标准，成年人的正常血压氛围值为：收缩压90～140 mmHg，舒张压60～90 mmHg。临床中对20名年龄为30～40岁的健康成年人进行测试，男性、女性各10名，每2 h测量一次血压值并记录，连续测量3 d。随机选取单一试验个体3 d的血压数据(如图10所示)，由图可知本系统所测量的血压值准确度高，稳定性好，见表1。

图10 试验20名个体3 d的血压测量均值示图

表1 临床原始检测记录

将20名试验个体3 d的血压均值绘制成图表，显示本系统所测量的血压值重复性好。其中舒张压1、收缩压1为鱼跃水银血压计3 d的测量均值，舒张压2、收缩压2为本系统3 d的测量均值。本次临床试验通过与鱼跃牌水银血压计做对比，对多名健康人体进行多次血压测量取均值，其测量结果准确性高，稳定性好，可重复性好，得到医护人员的一致好评。

7 结语

动态血压监测系统以AT89C51单片机为主控制器，通过对压力传感器、模数转换器、液晶显示器等元器件的软硬件设计，将人体的血压信号转换为数字信号并最终显示在液晶显示器上[16]。该动态血压监测系统具有体积小、使用方便、显示清晰、测量准确及可重复性好等优点，在多家医院进行临床应用得到一致好评。

[1]王艳双，鲍凯凯，陈建，等.基于LC压力传感器的无线血压测量系统[J].传感器与微系统，2017(2)：117-120.

[2]仇华炳，周丰丰.基于专利的国内外可穿戴式血压测量技术分析[J].中华医学图书情报杂志，2017，26(2)：6-13.

[3]张玉清.汞柱式血压计的常见故障及维修[J].医疗装备，2017，30(2)：55.

[4]童晓明，杨珍，张宝珍.监护仪不同袖带绑扎方法对血压测量及袖带破损的观察[J].护理与康复，2017，16(1)：47-49.

[5]姚翔.基于示波法的无创血压测量[J].中国医学装备，2007，4(7)：24-26.

[6]祝磊，阮宇静，曹凯敏，等.基于嵌入式的血压测量系统设计与实现[J].杭州电子科技大学学报(自然科学版)，2017(1)：71-75.

[7]马木提江·赛地拉.排除台式血压计检定障碍的措施研究[J].科技风，2017(1)：169.

[8]杨玉星.生物医学传感器与检测技术[M].北京：化学工业出版社，2005.

[9]刘坚强，王永才.基于示波的电子血压计的系统设计[J].单片机与嵌入式系统应用，2010(4)：63.

[10]张高雷.提高示波法电子血压计测量准确性的考虑[J].计量与测式技术，2010，37(2)：28.

[11]董雪峰.基于MPX5050GP的便携式数字血压计[J].电子世界，2006(8)：59-60.

[12]王洋，巫庆辉，庞艳伟.ADC0832在真空度数据检测中的应用[J].电子设计工程，2013，21(18)：179-181.

[13]谢维成，杨加国.单片机原理与应用及C51程序设计[M].北京：清华大学出版社，2009.

[14]顾涵.基于AT89S51单片机的电子血压计设计[J].常熟理工学院学报(自然科学)，2011，25(8)：97-100.

[15]张桂平.电子血压计测量原理及存在的问题[J].医疗保健器具，2005(5)：48-49.

[16]Qiao A，Wu S.[Theories of Pulse Wave in Arteries][J].Sheng Wu Yi Xue Gong Cheng Xue Za Zhi，2000，17(1)：95-100，106.