要对重症病人进行腹腔压力测试，必须进行连续监控，所以我们采用了一种新方法来测量腹腔压力。系统原理框图如图1，注水泵通过导尿管往被测量人的膀胱注入生理盐水，这里使用的导尿管采用双通道导尿管，注水泵从一个通道往膀胱中灌水，注水速度保持在4ml/h，压力传感器从另一个通道测量流出的水的压力变化情况。传感器将压力变化情况转换成微弱的电压幅度变化（0～75mV），经过模拟放大器放大后得到变化范围在0～4.5V左右的电压变化值，再使用单片机控制A/D转换器对这个模拟电压进行采样，经过单片机进行数据处理后送显示器显示。这个过程使用注水泵不停的注入生理盐水，传感器也不间断的对压力值进行测量，显示器动态刷新测量结果，这样就可以实现长期动态监测。

图1  腹腔压力动态测量系统原理框图

      从测量原理来讲，与传统的测量方法相比有两个方面的改进。

      一方面，这里采用双通道导尿管代替了传统测量方法中的普通导尿管。使用双通道导尿管可以用一个通道来进行液体连续灌注，同时使用另一个通道来测量液体经过膀胱后流出时的压力。在传统方法中使用的导尿管只有一个通道，所以灌注的时候不能测量，只有灌注了一定的量之后（一般灌注50ml），撤掉灌注设备，然后接上测量设备开始测量液体从膀胱流出时的压力。

      另一方面，为了实现动态测量，我们采用了单片机（AT89S52）来控制整个系统的动态工作。AT89S52在系统中主要用来控制A/D转换器进行数据动态采集，把采集到的压力数据进行实时处理，控制显示器动态刷新显示结果。在传统方法中，由于只测量一次压力数值，所以一般不采用微处理器进行动态管理，测量设备软硬件都更简单。

      系统硬件设计

      系统采用AT89S52作为主控制器，控制数据采集、运算和显示。压力传感器采用NPC1210高精度压力传感器，压力传感器输出的是0～75mV微弱电压信号。传感器的输出信号经双绞屏蔽线传出，送入放大器进行放大。放大器选用ICL7650这种高精度运算放大器,它具有输入偏置电流小、失调小、增益高、共模抑制能力强、且价格低廉等优点，放大器电路如图2所示。

图2  放大电路

      对传感器输出的微弱电压信号放大60倍左右输出送A/D转换器。选用8位A/D转换器AD0809实现模拟信号到数字信号的转换，用AT89S52控制A/D转换器采集放大器输出的范围在0～4.5V的模拟电压信号。AT89S52与AD0809的接口电路如图3，得到的数字信号送AT89S52进行处理。后端采用3位共阳极数码管显示结果，由单片机P2口输出段码，P1口输出位码。

图3  AT89S52与AD0809的接口电路

      系统软件设计

      主要子程序模块包括:系统初始化、A/D转换程序、平均滤波子程序、标度变换子程序、二进制转BCD码子程序。主程序流程图如图4所示。为了防止病人由于咳嗽等偶然原因造成的腹腔压力陡变影响，在数据处理方面，采用了平均滤波方法以减小偶然误差。图5为平均滤波子程序流程图。该子程序采用平均滤波的方法进行数据处理，即将连续采样10次的数据去掉最大值和最小值之后进行累加求和，按8次采样值取平均数，即得有效采样值，存入发送缓冲区。

图4  主程序流程图

图5  平均滤波子程序流程图

      防止信号干扰的注意事项

      系统应用于对危重病人腹腔压力的监测，可靠性成为设计时要考虑的重点。系统使用高精度压力传感器检测压力变化，对干扰信号的抑制也就成为设计成败的关键。在设计中主要作如下考虑：

      (1)为了抑制因为电源电压波动引起的噪声影响，增加去藕电容、屏蔽罩和滤波电路。

      (2)各逻辑电路芯片中未使用的输入端，根据逻辑关系接至已使用芯片的输入端或者接地，或者接高电平，以减少外部干扰信号对系统的影响。

      (3)时钟脉冲信号配置适当靠近CPU，选择短而粗的引线。

      (4)对弱信号线进行屏蔽保护；电源线与信号线分开走线，以防止线间串扰。

      (5)合理布置地线:由于本系统的信号工作频率为11.0592MHz，数字地与模拟地分开，分别与电源端地线相连，而且尽量加大模拟电路的接地面积；接地线尽量加粗，以防止接地电位会随电流的变化而变化，使系统的定时信号电平不稳定，使系统的抗噪声性能变差。

      (6)任何信号线都不形成环路；走线尽量要短而直；尽量减少过孔量；尽量用45°折线而不用90°折线布线。

      (7)时钟线要垂直于I/O口线，可以减少I/O口线对时钟电路的干扰。

      (8)模拟信号输入线、参考电压端尽量远离数字电路信号线。

      (9)在软件设计时采用平均滤波的方法减小偶然误差。

      结论