Вимірювальний канал частоти серцевих скорочень

Мета дослідження ЧСС - дати характеристику періодичним коливанням об'єму кровоносних судин, пов'язаних з динамікою їх кровонаповнення та тиску упродовж одного серцевого циклу [1-2].

Дослідження ЧСС є актуальною задачею у медицині - для оцінки психофізіологічного стану людини та у фізичній культурі - для визначення фактичної та розрахунку оптимальної інтенсивності фізичного навантаження [2].

Мета роботи. Технічна задача полягає у розробці прототипу пристрою вимірювання частоти серцевих скорочень та його випробуванні шляхом порівняння показів розробленого пристрою із показами медичних та спортивних пульсометрів.

Виклад основного матеріалу

Для відбору вимірювальної інформації обраний метод фотоплетизмографії [3], який базується на вимірюванні оптичної щільності та являє собою безперервну графічну реєстрацію змін об' єму судин, що відображає динаміку їх кровонапов- нення. Носієм вимірювальної інформації є сигнал, який відображає зміну яскравості світла, відбитого від шкіри, в результаті змін фіксованих компонентів - структури шкіри, та мобільних - кров. На фотоплетизмограмах (рис. 1) реєструються хвилі І, ІІ, та ІІІ порядку [4].

Рис. 1. Загальний вигляд фотоплетизмограми.

Хвилі І порядку відносять до швидких та співвідносяться з частотою серцевих скорочень. Вони відображають рух крові у точці вимірювання під час систоли - скорочення серцевого м' язу - та діастоли - його розслаблення. Хвилі ІІ порядку співпадають з дихальними хвилями, а хвилі ІІІ порядку мають період декількох дихальних хвиль.

Задача полягає у динамічному виділенні та реєстрації частоти хвилі І порядку. сигнал датчик вимірювальний пульсометр

З метою вирішення поставленої задачі побудований послідовний вимірювальний канал, узагальнена структура якого наведена на рис. 2.

Рис. 2. Структура вимірювального каналу Д - датчик; ПУ - пристрій узгодження;

ПВ - пристрій виведення інформації

АЦП - аналого-цифровий перетворювач;

МК - мікроконтролер;

Нижче наведений опис структурних компонент вимірювального каналу ЧСС. Як датчик використано оптопару TCRT1000 - екранований оптичний датчик рефлекторного типу. До його складу входять інфрачервоний світлодіод та фототранзистор, виконані в одному корпусі і конструктивно розташовані по одній стороні (рис. 3).

Рис. 3. Схематичне зображення оптичного датчика рефлекторного типу

Збірник наукових праць Харківського національного університету Повітряних Сил, 2017, 1(50) ISSN 2073-7378

Датчик такого типу дозволяє виявляти пульс на різних частинах тіла людини - пальці, шиї, зап'ясті. Промінь світла з інфрачервоного світлодіода засвічує досліджувану область, а відбитий сигнал сприймається фототранзистором. В залежності від об'єму крові в судині, поглинається більше або менше світла, що відповідно впливає на інтенсивність відбитого променя.

Сигнал з виходу датчика потрапляє на вхід пристрою узгодження, який представлений у вигляді аналогового фільтру (рис. 4, а).

Рис. 4. Аналоговий фільтр: а - електрична принципова схема; б - перетворення сигналів

Перетворення сигналу [5] виконується у три етапи. Перший етап складається з пасивного фільтра верхніх частот (елементи C1, R1) та активного фільтра нижніх частот (елементи C2, R2-R3, DA1A). Пасивний RC-фільтр верхніх частот, розрахований на граничну частоту 0,7 Гц, призначений для пригнічення низькочастотних хвиль ІІ і ІІІ порядків сигналу з виходу датчика. Активний фільтр нижніх частот виконаний на чотириканальному rail-to-rail операційному підсилювачі MCP6004 та розрахований на коефіцієнт підсилення 100 і граничну частоту 2,34 Гц. Це дозволяє підсилити хвилю І порядку сигналу, яка співвідноситься з частотою серцевих скорочень, та одночасно усунути високочастотні шуми, в тому числі, мережеву заваду 50 Гц (рис. 4 б). Другий етап перетворення сигналу (елементи C3, R4 та C4, R5-R6, DA1B) функціонально дублює перший, а третій реалізований схемою неін- вертуючого підсилювача з коефіцієнтом підсилення 2 (елементи R8-R9, DA1C). Така схема дозволяє забезпечити загальний коефіцієнт підсилення інформативного параметру вхідного сигналу - частоти, співвідносної з частотою серцевих скорочень, на рівні 100 * 100 * 2 = 20000 та перетворення його в імпульси 0.. .5 В для подальшої цифрової обробки [6]. Світлодіод HL1 спрацьовує з частотою серцебиття. На рис. 4 б показані етапи перетворення сигналу аналоговим фільтром без збереження масштабу по амплітуді.

В якості мікроконтролера використано МК ATmega2560 з тактовою частотою 16 МГц, представленого на платі Arduino Mega 2560 - відкритої про- грамовано-апаратної платформи [7-8]. Імпульсний сигнал з виходу пристрою узгодження надходить на цифровий вхід мікроконтролера. Алгоритм програмної обробки передбачає виконання наступних операцій:

1) вимірювання тривалості поточного імпульсу вхідного сигналу;

2) розрахунок поточного значення частоти вхідних імпульсів fiMn ,

3) розрахунок частоти серцевих скорочень за формулою (1):

f4CC = 60 * ймп,

4) повторення пп. 1-3 для 10 вхідних імпульсів з подальшим усередненням значень f4cc з метою компенсації нестабільності значень тривалості імпульсів сигналу;

5) виведення розрахованого значення частоти серцевих скорочень на пристрій виведення інформації - графічний LCD дисплей Nokia 5510 з роздільною здатністю 84х48 пікселів;

6) динамічне повторення пп. 1-5 з надходженням кожного наступного імпульсу в діапазоні скануючого вікна шириною 10 імпульсів.

Наведений алгоритм дозволяє безперервно оцінювати поточне значення частоти серцевих скорочень людини протягом тривалого часу, а також накопичувати вимірювальну інформацію для подальшого моніторингу та аналізу змін її фізичного стану.

Прототип пристрою ЧСС зібраний на макетній платі та протестований методом прямого зіставлення результатів з декількома типами медичних пульсометрів, умовно прийнятих за еталонні. Вимірювання виконані для різних за інтенсивністю фізичних навантажень. Результати тестування показали відхилення одержаних значень від еталонних не більше, ніж на 5%.