Измеритель пульса
В. Ефремов, М. Нисневич
ВРЛ 90
Для самоконтроля пульса будет полезен предлагаемый небольшой цифровой прибор, к датчику которого достаточно приложить палец и через 12 с светодиодное табло покажет результат.
Технические характеристики
Диапазон измерений, удар/мин ……………………………….……. 40. 199
Максимальная погрешность измерения, удар/мин ………. ………… ±5
Время измерения, с .…………..………………………………..……………. 12
Габариты, мм . ………………………………. ………………. … 147 х 57 х 50
Масса, г ……………………………………..…………………….…………. 300
Напряжение источников питания, В ……..…………………. ……….. 18 и 9
Ток, потребляемый от источника питания с напряжением 18 В, мА . 18
Диапазон рабочих температур, °С ……………………………. ….. — 10. +40
Питание прибора осуществляется от 3 батарей “Крона-ВЦ”, энергии которых хватает для работы в течение 4 месяцев при 25 ежедневных замерах пульса. За интервал времени, равный 12 с, подсчитывается число ударов сердца, затем это число умножается на 5 и результат появляется на светодиодных индикаторах. Результат не всегда получается кратным 5, так как хотя каждый импульс, соответствующий удару сердца, заменяется 5 импульсами, которые заносятся в счетчики, но при отсутствии жесткой синхронизации такой способ подсчета импульсов обеспечивает выдачу на индикаторы практически всех чисел от 40 до 199.
Функциональная схема измерителя пульса представлена на рис. 1.
Сигнал, излучаемый ИК-светодиодом, отражается от пальца и улавливается фотодиодом датчика, который подключен ко входу усилителя А1. Далее, пройдя через фильтр низких частот, сигнал поступает на второй усилительный каскад А2, на выходе которого его амплитуда достигает значения, достаточного для работы схемы формирователя D1. Последний представляет собой триггер Шмитта и вырабатывает импульсы, соответствующие ударам пульса, которые, пройдя через дифференцирующую цепь R1C1, запускают ждущий одновибратор D2. Одновибратор D2 выполняет две функции: блокирует триггер D1 и запускает схему цифрового пересчета. Блокирование триггера D1 делает считывание сигналов пульса более надежным, так как после прохождения импульса в течение следующих 200 мс триггер Шмитта не реагирует на другие входные сигналы. Кроме того, выходной импульс одновибратора D2 в режиме “Счет” через схему совпадений D3 запускает два ждущих одновибратора D4 и D5. Одновибратор D4 задает время измерения пульса, а другой одновибратор D5 вырабатывает сигналы, осуществляющие пересчет. В результате подачи сигналов одновибратора D5 и генератора G1 на вход схемы совпадения D8, на ее выходе формируются пачки импульсов, каждая из которых состоит из 5 импульсов. Таким образом осуществляется умножение на 5. Эти пачки импульсов поступают на вход счетчика D10 и по окончании времени измерения, определяемого одновибратором D4, на счетчике фиксируется число, равное количеству ударов пульса в минуту. По окончании счета триггер D7 сбрасывается в нулевое состояние и запрещает прохождение импульсов через D3. Одновременно с помощью триггера D9 открывается ключ К1 и загорается светодиодное табло. Чтобы начать новый цикл измерения пульса, надо снова нажать кнопку “Сброс” — тем самым гасятся светодиодные индикаторы и очищается счетчик D10, а затем нажать кнопку “Счет”.
Принципиальная схема измерителя пульса изображена на рис. 2.
ИК-датчик содержит излучающий светодиод VD1 и приемный фотодиод VD2. Усилительная часть собрана на операционных усилителях (ОУ) К140УД6, имеющих низкое значение разности входных токов (дельта Iвх 20000, Iвх
Источник
Схема цифрового измерителя частоты пульса
Самый распространенный способ измерения частоты пульса (ЧП) -путем подсчета количества ударов за определенный промежуток времени. Однако этот способ не подходит в условиях, когда необходим оперативный контроль ЧП, например при занятиях спортом.
Ранее публиковались описания измерителей ЧП с применением редких и дорогостоящих ЦАПов и аналоговым видом индикации. Я сомневаюсь, чтобы кто-нибудь решился, например, во время кросса таскать с собой большой микроамперметр (маленький нельзя — низкая точность и дрожит стрелка) и кучу батареек (для двухполярного питания).
Рис. 1. Схема измерителя ЧП
Существует мнение, что “цифровой способ индикации требует усложнения схемы”, но если вспомнить, что существуют микросхемы ПЗУ, в которые можно попросту “записать” всю таблицу соответствия “число импульсов — частота пульса”, то окажется, что цифровой способ требует упрощения схемы.
Схема такого измерителя ЧП приведена на рис. 1. Входной каскад выполнен на компараторе DA1, поэтому он имеет довольно высокую чувствительность. Схема рассчитана на работу совместно с электродинамическим или пьезоэлектрическим датчиками (в последнем случае параллельно датчику следует подключить резистор на 10. 100 Ом). С выхода компаратора сигнал поступает на одновибратор, выполненный на элементах DD5.1 и DD5.2. Применение одновибратора необходимо из-за особенностей функционирования сердца. На рис. 2 приведен фрагмент из самой настоящей электрокардиограммы вполне здорового человека.
Рис. 2. Фрагмент электрокардиограммы
Видно, что в промежутке между ударами пульса (Тп- сокращение желудочков) находится еще один импульс (сокращение предсердий) с меньшей амплитудой, однако достаточной для срабатывания компаратора. Если же применить одновибратор, то схема попросту “пропустит” этот импульс (а без него — будет измерять или ТИМП1 или ТИМП2). Так как при увеличении ЧП уменьшается Тп, то для нормальной работы устройства следует также уменьшать длительность импульса одновибратора (уменьшая сопротивление резистора R10).
Кварцевый генератор и делитель частоты собран на микросхеме DD1. С вывода 4 счетчика DD1.2 частота 1024 Гц поступает на вход DD2, а с его выходов-на вход регистра памяти DD3. По сигналам одновибратора сначала записывается информация в регистр, и только потом — стирается в счетчике. К выходу регистра подключено ПЗУ DD4, которое управляет индикаторами. Для упрощения схемы применена динамическая индикация (на выводе 1 DD1.1 частота 64 Гц), но из-за этого в два раза снижается точность измерения.
Микросхема DD4 подключена к питанию несколько необычно: только через вход программирования (вывод 22). В таком режиме работоспособность большинства микросхем полностью сохраняется, при этом несколько уменьшается потребляемый ток (62 мА против 93 мА). При питании от батарей (4,5 В) экономия 30 мА — это немало.
Из-за ограниченного числа разрядов индикатора пришлось пойти на небольшую хитрость. Так, если на индикаторе число “57”, то это значит, что ЧП равна 56,75. 57,25, а если “57” — 57,25. 57,75.
Карта программирования ПЗУ приведена в табл. 1. Так как в исходном состоянии в микросхеме КР556РТ5 записаны “единицы”, то информация в таблице — в инверсном виде. Так, при записи кода “47’ логический “0” нужно записать по выводам 9,10,11,16 микросхемы. Сигнал на выводе 17 ПЗУ высвечивает или единицу в старшем, или запятую в младшем разрядах.
Налаживание
Для уменьшения чувствительности компаратора следует припаять резистор между выводами 4 и 9 DA1. Если счетчик DD2 не будет “обнуляться” в старших разрядах на выводах 1,2,3, следует уменьшить сопротивление R7, а если не будет записываться информация в регистр (на индикаторе “1 -1 ” при исправной DD2), следует увеличить емкость С4 и, если и это не поможет, увеличить емкость СЗ или сопротивление R7. Если на индикаторе число “1—”, значит ЧП выше 199 или ниже 30 ударов в минуту. Если цифра измерителя отличается от реаль-
Табл. 1. Карта программирования ПЗУ
ной в два или более раз, следует подобрать R10. Вместо него желательно впаять 2. 3 резистора разных номиналов (для каждого значения ЧП — свой резистор) и переключать их. Подобрать их можно с помощью секундомера и НЧ-генератора, имитирующего работу сердца (рис. 3). Генератор можно собрать на микросхеме DD1 навесным монтажом. К выходу DA1 подключается светодиод HL1, а к выходу DD5.1 — HL2 (на схеме не показаны). Подключив генератор к схеме и установив частоту около 30 мерцаний светодиода HL1 в минуту, следует подобрать резистор R10 так, чтобы продолжительность горения HL2 была несколько больше, чем HL1. Частоту генератора следует увеличивать до того момента, пока продолжительность горения HL2 и не сравняются с HL1. В этот момент следует отключить R10 и вместо него подключить следующий. Вместо постоянных резисторов желательно применить переменный, но в этом случае светодиоды следует “навсегда” припаять к плате.
Рис. 3. НЧ-генератор
Микросхему DD3 желательно заменить на КР1533ИР37 (цоколевка та же); при этом можно будет вообще убрать R7, R8, С2. С4, а между выходом одновибратира и объединенными входами счетчика и регистра подключить конденсатор емкостью 100. .200 пф: эта микросхема запоминает информацию по фронту импульса; быстродействие ТТЛ-схем на порядок (в 10 раз) выше быстродействия МОП-схемы, поэтому информация сотрется в счетчике. При применении ПЗУ с большей емкостью памяти (для повышения точности при ЧП > 90 ударов/мин.) счетчик К561ИЕ16 следует заменить на ИЕ20, а вместо КР1533ИРЗЗ(37) поставить две КР1533ТМ9.
Автор статьи -А. Колдунов. Статья опубликована в РЛ, №4,2001 г.
Источник
Как сделать прибор для измерения пульса
Простейшие приборы для измерения пульса делаются на основе инфракрасного светодиода и фотодиода, поэтому их точность и качество не очень. Сегодня мы хотим поговорить о усовершенствованной версии проекта, которая использует отражательный оптический датчик для фотоплетизмографии TCRT1000. Использование TCRT100 упрощает процесс сборки датчика, так как диодный излучатель и детектор располагаются бок о бок в общем освинцованном пакете, блокируя окружающий рассеянный свет, которые в противном случае мог бы повлиять на характеристики датчика. Также разработана печатная плата, которая несет на себе оба датчика сигнала и блока обработки сигнала. Выходной импульс может подаваться либо на канал АЦП или цифровой вход PIC микроконтроллера для дальнейшей обработки и получения частоты пульса в ударах в минуту на индикаторе.
Этот проект основан на принципе фотоплетизмографии (ФПГ), которая представляет собой неинвазивный метод измерения изменение объема крови в тканях с помощью источника света и детектора. Поскольку изменение объема крови синхронно с биением сердца, этот метод может использоваться для расчета частоты сердечных сокращений. Коэффициент пропускания и коэффициент отражения являются 2-мя основных параметрами фотоплетизмографии. Для ФПГ источник света и светодетектор помещается возле ткани для измерения результирующего света. Из-за ограниченной глубины проникновения света через ткани органов, ФПГ применим к ограниченной части тела, например для пальца или мочки уха. Тем не менее, благодаря высокой отражательной способности ФПГ, источник света и детектор света размещены на одной стороне части тела. Полученный сигнал по величине будет колебаться в зависимости от пульсового кровотока, вызванных биением сердца.
Электрическая схема
Датчик, используемый в данном проекте является TCRT1000 — это отражательный оптический датчик с инфракрасным излучателем света и фототранзистор, расположенные вместе и заключенные внутри модуля, так что есть минимальное воздействие окружающего видимого света. На схеме ниже указаны внешние цепи смещения для датчика TCRT1000. Количество света, отраженного назад от пальца, контролируется фототранзистором.
В схеме, выходной сигнал датчика проходит через rс фильтр высоких частот (ФВЧ), чтобы избавиться от постоянной составляющей. Отсечение частоты ФВЧ установлено на уровне 0.7 Гц. Следующий этап — активный фильтр низких частот (ФНЧ), который состоит из операционного усилителя ОУ. Коэффициент усиления и частота среза ФНЧ задаются 101 и 2.34 Гц, соответственно. Таким образом, комбинация ФВЧ и ФНЧ помогает удалить нежелательный сигнал постоянного тока и высокочастотные шумы 50 Гц электрической сети, в то же время как усиливая низкие амплитуды импульсного сигнала (переменной составляющей тока).
На выходе из первого каскада идет аналогичный ФВЧ/ФНЧ для дальнейшей фильтрации и усиления. Таким образом, общий коэффициент усиления по напряжению достигается от двух каскадов 101 х 101 = 10201. Частота (F) этих импульсов связана с частотой сердечных сокращений (уд / мин):
Подстроечный потенциометр 5К ставится на выходе первого каскада в случае, если суммарное усиление должно быть менее 10201. Светодиод подключен к выходу второго каскада, он будет мигать, когда будет обнаружено сердцебиение. Заключительный каскад представляет собой простой неинвертирующий буфер, чтобы снизить выходное сопротивление. Это полезно, если канал АЦП микроконтроллера используется для чтения усиленного сигнала ФПГ.
Использование пульсомера
Поместите кончик указательного пальца на датчик. Не нажимайте слишком сильно на датчик. Через пару секунд схема стабилизирует сигнал и вы увидите как светодиод мигает синхронно с биением сердца. Выходной сигнал (Uвых) можно подать на вход АЦП микроконтроллера для измерения частоты пульса. Выходное напряжение сигнала можно также просмотреть на экране осциллографа. Следующая фотография показывает этот сигнал.
Источник
Easy Pulse — самодельный датчик для измерения частоты пульса. Часть 1 — Теория и схема
На страницах портала Радиолоцман в разделе Схемы не так давно публиковалась статья «Измеритель пульса на микроконтроллере PIC16F628A», в которой рассматривались схема и конструкция ИК датчика для определения частоты пульса по изменению объема крови в артерии пальца. Такой метод относится к фотоплетизмографии – методу непрерывной графической регистрации изменений объема крови, отражающих динамику кровенаполнения сосудов исследуемых органов, части тела человека или животного, основанного на измерении оптической плотности. Однако спецификации датчика в этой статье не было. Несмотря на это, схема датчика была проста для повторения, причем можно было использовать различные ИК светодиоды и фотодиоды, и для корректной работы потребовалось бы лишь подобрать номинал токоограничительного резистора и резистора обратной связи.
Внешний вид платы ИК-датчика Easy Pulse
В этой статье речь пойдет о модернизированной версии сенсора, получившей название Easy Pulse. В проекте используется специальный ИК-датчик TCRT1000, который упрощает схему и конструкцию, так как ИК-светодиод и фототранзистор расположены в одном компактном экранированном корпусе. Его конструкция позволит снизить помехи от внешней засветки и повысить эффективность датчика. Конструктивно датчик представляет собой компактную печатную плату, содержащую также схему преобразования и нормирования сигнала. На выходе датчика мы получаем цифровые импульсы, синхронизированные с пульсом (Рисунок 1). Датчик может подключаться к АЦП или к цифровому входу микроконтроллера для дальнейшей обработки и вычисления значения пульса (количество ударов сердца в минуту).
Теория
Проект основан на принципе фотоплетизмографии, который является неинвазивным методом измерения изменения объема крови в тканях с помощью источника света и фотодетектора. Поскольку изменение объема крови синхронно с биением сердца, этот метод может использоваться для расчета частоты сердечных сокращений. Существует два основных типа фотоплетизмографии: один основан на пропускании света, другой на отражении. В первом случае световой пучок пропускается сквозь часть тела человека (например, через палец или мочку уха), а фотодетектор определяет результирующую интенсивность света, поэтому источник излучения и приемник располагаются напротив друг друга. Во втором случае источник света и фотоприемник располагаются на одной стороне, и информацию о пульсе несет отраженный сигнал. Измерение пульса по такому методу может производиться на любой части человеческого тела. При любом методе измерений в интенсивности света, отраженного от объекта или прошедшего через часть тела, будут обнаружены флуктуации в соответствии с пульсирующим потоком крови, вызванных биением сердца.
На Рисунке 2 схематически изображен датчик для получения сигнала пульса от пальца человека. ИК-светодиод используется для освещения пальца субъекта. В зависимости от объема крови в пальце, поглощается больше или меньше света, следовательно, меняется интенсивность отраженного света. Графическое представление зависимости изменений сигнала во времени и есть сигнал фотоплетизмографии.
Метод пальцевой фотоплетизмографии (исследование отраженного сигнала).
Фотоплетизмограмма имеет несколько составляющих, она регистрирует волны первого, второго и третьего порядка. Волны второго и третьего порядка относятся к медленным колебаниям (их можно назвать постоянной составляющей). Волны 1-го порядка относятся к быстрым колебаниям и соотносятся с пульсом (можно назвать переменной составляющей). Они отражают движение объема крови в измеряемой точке во время систолы и диастолы и могут использоваться в качестве источника информации о пульсе. Для извлечения данного сигнала потребуются эффективные схемы усиления и нормирования сигнала.
Принципиальная схема
Как было сказано выше, в качестве ИК сенсора используется TCRT1000 – экранированный оптический отражательный датчик компании Vishay , в состав которого входят ИК-светодиод и фототранзистор. На Рисунке 3 изображена схема включения внешних компонентов, необходимых для управления датчиком. Подача высокого уровня на вход Enable включает ИК-светодиод, т.е. активирует сенсор TCRT1000. Палец человека сверху датчика действует как отражатель, фототранзистор фиксирует отраженный свет.
Схема включения внешних компонентов для управления оптическим датчиком TCRT1000.
На выходе датчика (VSENSOR) мы получим периодический физиологический сигнал, связанный с изменением интенсивности отраженного ИК-излучения, обусловленным пульсирующим объемом крови в пальце. Сигнал, таким образом, синхронизирован с частотой сердцебиения. Следующая схема (Рисунок 4) представляет собой первый этап преобразования сигнала от ИК-датчика, на котором выполняется подавление достаточно больших медленных волн (постоянной составляющей) и повышение слабых быстрых волн (переменной составляющей), которые несут информацию о пульсе.
Схема пассивного фильтра верхних частот и активного фильтра нижних частот – первый этап преобразования и нормирования сигнала от ИК-датчика TCRT1000.
На схеме выше видно, что сигнал с ИК-сенсора сначала проходит через пассивный фильтр верхних частот (ФВЧ), чтобы избавиться от постоянной составляющей. Частота среза фильтра (fc) равна 0.7 Гц. Далее сигнал проходит через активный фильтр нижних частот (ФНЧ), выполненный на операционном усилителе. Коэффициент усиления фильтра равен 101, частота среза – 2.34 Гц. Такое решение позволяет устранить нежелательный сигнал постоянной составляющей и высокочастотные шумы, в том числе, наводку сети переменного тока 50 Гц (60 Гц), и усилить нужный сигнал, несущий информацию о пульсе, в 101 раз.
Далее следует еще одна подобная схема фильтрации (ФВЧ, ФНЧ) и усиления сигнала (Рисунок 5). Таким образом, общий коэффициент усиления составляет 101 × 101 = 10201. В результате, две стадии фильтрации и усиления преобразуют входной сигнал фотоплетизмографии в ТТЛ импульсы, которые синхронны с сердцебиением. Частота этих импульсов (f) связана с частотой сердечных сокращений (BPM) формулой:
Beats per minute (BPM) = 60 × f
Потенциометр 5 кОм на выходе первой схемы фильтрации и усиления нужен для достижения общего коэффициента менее 10201. Светодиод на выходе второй схемы фильтрации и усиления будет мигать с частотой сердцебиения. Заключительный узел схемы представляет собой простой не инвертирующий буфер для понижения выходного сопротивления. Это важно, если для чтения сигнала используется АЦП микроконтроллера.
Вторая стадия фильтрации и усиления сигнала и выходной неинвертирующий буфер.
Все операционные усилители, используемые в схеме, находятся в одной четырехканальном микросхеме – MCP6004. Усилители имеют низкое энергопотребление и сохраняют работоспособность при напряжении питания в диапазоне от 1.8 до 6.0 В.
ИК-сенсор можно установить на плату, а можно вынести на шлейфе (Рисунок 6). Это придает гибкость при использовании, так как в таком случае его можно закрепить между двумя пальцами или на ладони.
ИК-сенсор может подключаться к плате при помощи шлейфа.
Диапазон напряжений питания платы сенсора, равный 3 – 5 В, позволяет использовать ее с семействами микроконтроллеров с напряжением питания 3.3 В или 5 В.
Часть 2 – Проверка основных параметров, работа с датчиком.
Перевод: Vadim по заказу РадиоЛоцман
Источник