双波长频分光电脉搏波测量电路培训资料

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双波长频分式血氧饱和度检测仪设计报告摘要：该检测仪是一种可以实现 ...

双波长频分式血氧饱和度检测仪设计报告摘要：该检测仪是一种可以实现无创检测动脉血氧饱和度的仪器。

而本篇设计报告将以两种血红蛋白的光谱特性和郎伯——比尔定律为切入点阐述双波长、频分式的概念以及透射法检测血氧饱和度的原理，并对处理各种相关信号的电路进行分析。

一基础概念和方法1．关于血氧饱和度血氧饱和度指血液中被氧结合的氧合血红蛋白(HbO 2)的容量占全部可结合的血红蛋白(Hb)容量的百分比，亦指血红蛋白实际结合的氧气占血红蛋白所能结合氧气最大量的百分比，即血液中血氧的浓度，它是呼吸循环的重要生理参数。

其定义式为式中，CHbO 2和CHb 分别表示组织中氧合血红蛋白和脱氧血红蛋白的浓度，SaO 2表示血氧饱和度值。

2．脉搏波和光电容积脉搏波描记法心脏收缩时，有血液进入原已充满血液的动脉中使得该处血管壁扩张；心脏停止收缩时，原来扩张的血管也随之收缩，并驱动血液向前流动，从而又使前面的血管壁扩张。

由于此过程类似于波在介质中的传播，故称为脉搏波，它包含了许多重要的生理信息，也因此成为提取信息的重要媒介。

下图即为脉搏波的波形光电容积脉搏波描记法是通过光电手段在活体组织中检测血液容积变化的无创检测方法。

正常生理情况下，动脉血管搏动而静脉和毛细血管不搏动。

若用一束光照射手指，静脉、毛细血管、动脉血的非脉动部分和非血液成分组织对光的吸收保持恒定，而动脉血的脉动部分对光的吸收则会呈周期性变化：光吸收量最大，透射光强度最小，反之亦然。

正如下图所示3．动态光谱理论动态光谱指各个单波长对应的单个光电脉搏波周期上吸光度的最大值与最小值之差值构成的光谱。

当动脉血管充盈度最低时出射光强最大，吸光度最小，对应光电脉搏波波峰；而充盈度最高时出射光强最小，吸光度最大，对应光电脉搏波波谷。

故而动态光谱可认为是由光电脉搏波中，血液吸光度最大值与最小值构成的光谱。

下图即为动态光谱检测的原理图：二理论基础：郎伯——比尔（Lambert—Beer）定律1.郎伯——比尔定律郎伯——比尔定律可用下式表示为入射光强，I为透射光强，α为吸光物质的吸光系数，c为吸光物质的浓度，l为吸光物质的传输距离（吸收层厚度）。

双波长频分光电脉搏波测量电路(最终报告)

课程报告（设计报告+调试报告）课程名称：测控电路课题项目：双波长频分光电脉搏波测量电路课题仪器：红外发光二极管、红外发光二极管、OPT101等系别：光电信息与通信工程学院专业：测控技术与仪器班级/学号:学生姓名:实验日期:成绩：指导教师：目录一、题目介绍(一)设计背景(二)设计目的(三)设计原理(四)设计任务(五)预期目标二、设计部分(一)总体方案设计(二)各部分电路具体分析1、正弦波的产生2、发光二极管3、光敏二极管4、带通滤波器5、解调6、差模放大器（AD620）7、单片机三、测试部分1、正弦波的产生2、发光二极管3、光敏二极管（OPT101）4、带通滤波器5、解调6、差模放大器（AD620）7、低通滤波8、单片机（用单片机产生1KHz和10KHz的方波，1号管脚1KHz，2号管脚10KHz）9、噪声分析10、实际输出波形四、实验心得五、参考文献六、附录附录一：全电路仿真图附录二：PCB布线图附录三：元器件清单一、题目介绍(一) 设计背景过去人们测量脉搏时常用的方法是使用测量脉搏的听诊器，或者使用吸附在人体上的电极等老式测量方法，这些方法无疑都不便于室外场所使用。

所以需要设计一个便于测量脉搏的仪器——双波长频分光电脉搏波测量电路。

它采用红光及红外线来进行检测采集人体的脉搏，检测的部位为被检测人的任意一个手指。

(二) 设计目的1、掌握光电传感器的选择及其接口电路的设计，特别是主动驱动方式的光电传感器的设计；2、了解频分方式的信号调试、分离与解调，并针对信号的特点设计相应的信号处理电路，理解对测量系统的一般要求（精度、测量范围、响应速度），了解电路参数的测量。

（三）设计原理人体心室周期性的收缩和舒张导致主动脉的收缩和舒张，使血流压力以波的形式从主动脉根部开始沿着整个动脉系统传播，这种波称为脉搏波。

脉搏波所呈现出的形态、强度、速率和节律等方面的综合信息，很大程度上反映出人体心血管系统中许多生理病理的血流特征。

光电脉搏测试报告

光电脉搏检测电路测试报告电路总体设计思路：电路总体要求：1．稳定提取人体手指信号2．对频率在0.5-20Hz内信号进行有效放大3．将50Hz干扰尽量滤除4．将脉搏波信号放大至伏量级进行观察单元电路测试与分析：1．光电传感电路电路主要功能：提取人体指端脉搏信号，将其转化为电信号输出。

测试方法：测试者平稳的将手指轻压光敏三极管上方，尽量覆盖它的透明部分，用发光二极管或其他光源照射手指。

测试结果：输出端得到约为4V直流信号，在其基础上有交流信号的变化，幅值约为1mV。

测试分析：光发射部分：测试时采用了实验室的台灯照射手指，因其功率较大，实验效果较好。

光接受部分：光敏三极管阻值随光照发生变化，从有到无变化范围为20-400k欧姆，通电后光敏三极管两端分压范围约为1-4V。

手指轻压在金属封装的光敏三极管上，基本遮住了光接受部分，减少了环境光的干扰，通电时从输出端测得信号为3.96V直流信号基础上含有交流信号，交流信号幅值为0.940mV频率为50Hz，即为光电传感器转化得到的人体脉搏信号，由于信号微弱，被工频干扰所覆盖。

2．前级处理、放大电路电路主要功能：去除直流低频信号，抑制高频信号，对50Hz工频干扰进行初步衰减，同时对有用的脉搏信号进行了初步的放大。

测试方法：用实验室信号发生器输入同一幅值的正弦信号，通过调节输入不同的频率用示波器进行输出信号幅值的观察。

测试结果：输入信号幅值为80mV理论放大10倍，截止频率为23Hz。

实验数据如下：f(Hz) 5.786 7.035 9.17 14.11 16.05 18.02 20.9 23.41 30.81 40.29 50.02 100 V(V) 0.45 0.506 0.562 0.6 0.597 0.584 0.564 0.543 0.479 0.405 0.348 0.19 可见，实际放大7.5倍左右，截止频率在30多Hz，在50Hz有4.35倍的放大。

光电容积脉搏波描记法原理、应用及其电路设计

供电源与电流监控。
北京：北京航空航天大学出版社，１９９８．
［５］曹全新．航空电子综合仿真系统研究【Ｊ】．
测控技术，２００７．
员座椅、机械师座椅和万向机械臂等组成，如
图２所示。
（５）其他机柜：包括无线电设备激励柜、
作者简介
赵永红，女，现为中航通飞研究院有限公司主
ＮＩ．ＲＩＧ、航电设备柜。模拟座舱中的操纵系统和模拟件等通过Ｉ／非航电系统ＭＩ
０计算机与飞行仿真系统进行铰接，航电系统、４总结顶部控制板等真件直接与飞行仿真系统交联，
＜＜上接１３１页
主控台上安装的试验软件主要包括：ＩＣＤ开发与管理工具；硬线连接管理软件；试验健
实现仿真模型与参试设备的半物理仿真。数据服务器能够将Ｉ／Ｏ接口采集的数据连同时钟同
台和条件。
康监控管理软件；自动化测试软件；航电仿真步信息进行保存。参考文献管理软件；综合配线／配电管理软件；ＩＯ资源（２）Ｉ／ｏ接口柜：在试验台与真件设备［１】飞机设计手册．第１７分册［Ｍ］．北京：航配置与数据激励软件；试验数据采集监控管理间搭建桥梁，为仿真模型提供硬件接口资源，
空工业出版社，２００１．
【２】新航空概论【Ｍ】．北京：航空工业出版
社，２０１０．
［３］莫伊尔等著．范秋丽等译．民用航空电子
系统［Ｍ］．北京：航空工业出版社，２００９． … ４王行仁．飞行实时仿真系统及技术［Ｍ］．

光电脉搏测量仪

光电脉搏测量仪设计报告一、设计意义从脉搏波中提取人体的生理病理信息作为临Array床诊断和治疗的依据，历来都受到中外医学界的重视。

目前医院的护士每天都要给住院的病人把脉记录病人每分钟脉搏数，方法是用手按在病人腕部的动脉上，根据脉搏的跳动进行计数。

为了节省时间，一般不会作1分钟的测量，通常是测量10秒钟时间内心跳的数，再把结果乘以6即得到每分钟的心跳数，即使这样做还是比较费时，而且精度也不高，因此，需要有使用更加方便，测量精度更高的设备。

二、关键技术脉搏检测中关键技术是传感器的设计与传感器输出的微弱信号提取问题, 本文设计的脉搏波检测系统以光电检测技术为基础，并采用了脉冲振幅光调制技术消除周围杂散光、暗电流等各种干扰的影响。

并利用过采样技术和数字滤波等数字信号处理方法，代替实现模拟电路中的放大滤波电路的功能。

本系统模拟电路简单，由ADC841芯片实现脉搏信号采集，信号处理和脉搏次数的计算等功能，因此体积小，功耗低，系统稳定性高。

本系统可实现脉搏波的实时存储并可实现与上位机(PC 机)的实时通讯, 因此可作为多参数病人中心监护系统的一个模块完成心率检测和脉搏波形显示。

三、硬件设计3.1 设计框图光电脉搏测量仪是利用光电传感器作为变换原件，把采集到的用于检测脉搏跳动的红外光转换成电信号，用电子仪表进行测量和显示的装置。

本系统的组成包括光电传感器、信号处理、单片机电路、数码显示、电源等部分。

脉搏测量仪硬件框图如图1所示。

当手指放在红外线发射二极管和接收三极管中间，随着心脏的跳动，血管中血液的流量将发生变换。

由于手指放在光的传递路径中，血管中血液饱和程度的变化将引起光的强度发生变化，因此和心跳的节拍相对应，红外接收三极管的电流也跟着改变，这就导致红外接收三极管输出脉冲信号。

该信号经放大、滤波、整形后输出，输出的脉冲信号作为单片机的外部中断信号。

单片机电路对输入的脉冲信号进行计算处理后把结果送到数码管显示。

双波长光电脉搏波检测

双波长光电脉搏波检测
双波长光电脉搏波检测是一种用于测量心率和心率变异性的非侵入性方法。

它利用两种不同波长的光，通过皮肤组织透射和反射，测量光的吸收变化来确定脉搏波的信息。

这种方法利用了血液中的血红蛋白对不同波长的光的吸收特性不同的特点。

在心脏收缩时，血液流动增加，血红蛋白的吸收能力也会随之变化。

通过测量皮肤上的反射光或穿透光的吸收变化，可以确定脉搏波的频率和幅度。

双波长光电脉搏波检测可用于监测心率和心率变异性，这对评估心血管健康和自主神经系统功能具有重要意义。

它可以应用于临床医疗、健康检测和运动监测等领域。

值得注意的是，双波长光电脉搏波检测是一种间接测量方法，测量结果可能受到许多因素的影响，如环境条件、感光元件质量等。

因此，在实际应用中需要结合其他临床指标进行综合评估。

光电脉搏测量电路测试报告

光电脉搏测量电路测试报告整个系统准备用四节1.5v 干电池供电，运放采用lm324，下面是其性能参数： LM324LM324四运放放大器是内含四个特性近似相同的高增益、内补偿放大器的单电源（也可以是双电源）运算放大器。

电路可以在+5V 或+15V 下工作，功耗低，每个运放静态功耗约0.8mA ，但驱动电流可达40 mA 。

LM324主要参数电压增益 100dB 单位增益带宽 1MHz 单电源工作范围 3V----30VDC 每个运放功耗（V+=5V 时） 1mV/op.Amp 输入失调电压 2mV （最大值7mV ）输入偏置电流 50nA----150 nA 输入失调电流 5nA----50 nA 输入共模电压范围 0----V+-1.5VDC （单电源时） V- ----V+-1.5VDC （双电源时）输出电压幅度 0----V+-1.5VDC （单电源时）输出电流 40mA 放大器间隔离度 -120dB （f0:1kHz----20kHz ）4.单元电路1．光发射电路：本电路的依据是电压电流转化电路，所以为了LED 能够稳定的工作，在输入部分放了一个稳压管从而提供稳定电压，使得发光二极管能得到较稳定的电流。

以1N4678为稳压器件，在Vi ＝3V 的情况下，为得到1.8V 的稳压输出，则需要串联R2＝300Ω。

又因为实验室中的发光二极管在20mA 左右，所以I ＝1.8/R1，计算出R1＝900Ω。

2．光电转换VoViR2R1此电路是以电流电压转换电路为基础设计出来的。

电路特点：光电二极管输出短路电流与输出光强有良好的线性关系。

反馈电路为一个一阶低通滤波器，在放大的同时可以进行滤波，这样有效的抑制工频干扰。

右图相对左图加了一个RC 回路，这是因为光电池的电流非常小，运放偏置电流可能会对其造成影响，故设计成右图。

以提高电路可靠性。

我使用的光电池是2DU-34,经测量光电流在普通台灯照射下只能达到0.1μA 左右。

光电脉搏测量仪电路图、PCB图、全部程序

附录附录一：电路图附录二：PCB图附录三：主要程序#include "STC89.h"#include <intrins.h>#include <stdlib.h>//*******宏定义****************************#define uint unsigned int#define uchar unsigned charsbit Key_A = P1^0;sbit Key_B = P1^1;sbit Key_C = P1^2;sbit Key_M = P1^3;sbit Beep = P0^0;sbit SEG1 = P0^6;sbit SEG2 = P0^5;sbit SEG3 = P0^4;sbit SEG4 = P0^7;//*******变量定义************************************************ uchar code table[]={0x05,0xDD,0x46,0x54,0x9C,0x34,0x24,0x5D,0x04,0x14}; uchar Heart_Rate1[]={0,0,0};//甲的心率uchar Heart_Rate2[]={0,0,0};//乙的心率uchar Heart_Rate3[]={0,0,0};//丙的心率uchar Heart_Rate_Temp[] = {0,0,0,0,0};uchar Heart_Rate_Temp2[] = {0,0,0,0,0};uchar Heart_count = 0;uchar Heart_Current = 0;uchar Heart_Save = 0;uchar Heart_High;uchar Heart_Low;uint Ms_5count;uint Ms_5count_temp;uint Ms_5count_old;uchar Error_count = 0;uchar Error_count2 = 0;uchar Disp_wei_count;uchar Disp_Buf;uchar Status;uchar Status_temp;uchar Record;uchar Times_Count;bit Flag_Disp_en = 0;bit Flag_Count = 0;bit Flag_Save = 0;//*******函数声明************************************************ void init(void);void delay(uint z);void display(uchar disdata);void Key_Scan(void);void BEEP(void);void Auto_Save(void);uchar Isp_Read(uint addr);void Isp_Write(uint addr,uchar Data);void Isp_Erase(uint addr);void Isp_Idle();//*******主函数*************************************************** void main(){init();Flag_Disp_en = 1;Heart_High = Isp_Read(0x2600);Heart_Low = Isp_Read(0x2800);while(1){Key_Scan();//按键扫描//计算及处理采集回来的5次心率if(Flag_Count){uchar ii,jj;uint temp;Flag_Count = 0;//用冒泡排序法，将采集回来的5次数据从小到大排序for(ii = 0;ii<4;ii++){for(jj = 0;jj<4;jj++){if(Heart_Rate_Temp[jj]>Heart_Rate_Temp[jj+1]){temp = Heart_Rate_Temp[jj];Heart_Rate_Temp[jj] = Heart_Rate_Temp[jj+1];Heart_Rate_Temp[jj+1] = temp;}}}temp = 0;ii = 0;jj = 0;//去掉首尾两个数据，取中间三个数据的平均值for(ii = 1;ii<3;ii++){if(Heart_Rate_Temp[ii] > 0){temp = temp + Heart_Rate_Temp[ii];jj++;}}Heart_Current = temp/jj; //取平均值//判断是否超出了范围，如果超出了，打开蜂鸣器，否则关闭if(Heart_Current>Heart_High || Heart_Current<Heart_Low) {Error_count2++;if(Error_count2>3){Error_count2 = 0;Beep = 0;}}else{Error_count2 = 0;Beep = 1;}//自动记录数据Times_Count++;if(Times_Count>4)Times_Count = 0;Heart_Rate_Temp2[Times_Count] = Heart_Current;if(Times_Count == 4){uchar xx,yy;uint temp2;for(xx = 0;xx<4;xx++){for(yy = 0; yy<4; yy++){if(Heart_Rate_Temp2[yy]>Heart_Rate_Temp2[yy+1]){temp2 = Heart_Rate_Temp2[yy];Heart_Rate_Temp2[yy] = Heart_Rate_Temp2[yy+1];Heart_Rate_Temp2[yy+1] = temp2;}}}temp2 = 0;xx = 0;yy = 0;//去掉首尾两个数据，取中间三个数据的平均值for(xx = 1;xx<3;xx++){if(Heart_Rate_Temp2[xx] > 0){temp2 = temp2 + Heart_Rate_Temp2[xx];yy++;}}Heart_Save = temp2/yy;Flag_Save = 1;}}//保存时的处理if(Flag_Save){BEEP();Flag_Disp_en = 0;Auto_Save();delay(500);Flag_Disp_en = 1;BEEP();delay(600);Flag_Disp_en = 0;delay(600);Flag_Disp_en = 1;BEEP();delay(600);Flag_Disp_en = 0;delay(600);Flag_Disp_en = 1;BEEP();delay(600);Flag_Disp_en = 0;delay(600);Flag_Disp_en = 1;BEEP();delay(800);Record++;Heart_Current = 0;Status = 0;Flag_Save = 0;Ms_5count = 0;EX0 = 1;TR0 = 1;}//显示处理部分switch(Status){case 0: Disp_Buf = Heart_Current ; //显示当前的心率break;case 1: Disp_Buf = Heart_Rate1[Record]; //显示甲的心率break;case 2: Disp_Buf = Heart_Rate2[Record]; //显示乙的心率break;case 3: Disp_Buf = Heart_Rate3[Record]; //显示丙的心率break;case 4: Disp_Buf = Heart_High; //显示上限break;case 5: Disp_Buf = Heart_Low; //显示下限break;default:break;}}}。

光电脉搏检测

方案一1.1课题研究背景及意义随着人们生活水平的提高，地球环境遭到破坏,多种疾病威胁着人们的生命,而心脏病的发作又是人们难以预防的突发致命疾病。

在医学上,通过测量人的心率，便可初步判断人的健康状况。

因此,心率计很快产生并得到发展.随着单片机技术的发展、人们的生活节奏加快，设计一种以使用方便为前提，能够快速测出人心率的心率计，不仅是临床者的需要，也是体育训练者和外出旅游者的需要.1.2国内外现状传统的脉搏测量采用诊脉方式，中医脉象诊断技术就是脉搏测量在中医上卓有成效的应用, 但是受人为的影响因素较大，测量精度不高。

为了克服上述测量方法的不足，国内外脉搏测试不再局限于传统的人工测试法或听诊器测试法。

1.3研究内容利用血液是高度不透明的液体，光照在一般组织中的穿透性要比在血液中大几十倍的特点，可通过光电传感器对脉搏信号进行检测,并通过单片机技术进行数据处理，实现智能化的脉搏测试技术。

生物医学传感器是获取生物信息并将其转换成易于测量和处理信号的一个关键器件。

光电式脉搏传感器作为是根据光电容积法制成的脉搏传感器，通过对手指末端透光度的监测，间接检测出脉搏信号。

光电式脉搏传感器具有结构简单、无损伤、可重复好等优点。

根据光电容积法原理，从改善光源、消除景光噪声、电磁屏蔽和提高信噪比四个方面出发，研究改进方法，对提高使用的灵活性和准确度有着重大意义.通过光电传感器对脉搏信号进行检测，并用单片机技术进行数据处理,实现智能化的脉搏测试技术。

第2章系统设计2.1光电式脉搏传感器的原理和结构2.1。

1 光电式脉搏传感器的原理人体心室周期性的收缩和舒张导致主动脉的收缩和舒张,使血流压力以波的形式从主动脉根部开始沿着整个动脉系统传播,这种波称为脉搏波。

脉搏波所呈现出的形态、强度、速率和节律等方面的综合信息,很大程度上反映出人体心血管系统中许多生理病理的血流特征。

根据郎伯-比尔（Lambert－beer）定律,物质在一定波长处的吸光度和它的浓度成正比，当恒定波长的光照射到人体组织上时，通过人体组织吸收、反射、衰减后测量到的光强在一定程度上反映了被照射部位组织的结构特征.血液是高度不透明的液体，光在一般组织中的穿透性要比在血液中大几十倍。

光电式指脉搏波心率检测仪实验报告

光电式指脉搏波心率检测仪实验报告一．实验目的①掌握光电法脉搏信号检测、心律检测显示原理，电路设计、制作、调试方法；②初步掌握电子电路读图、分析方法；③初步掌握电子电路设计、计算方法；④掌握电子电路连接、焊接、制作、调试技术；⑤掌握常用电子元器件的辨识、参数、使用注意事项；⑥初步了解电路的实验板电路制作和PCB板设计制作；⑦掌握电路制作常用工具及其使用。

二．实验器材电路板，各种电子元器件，电焊笔，焊锡丝，焊铁架，尖嘴钳，剥线钳，铜丝，镊子，十字螺丝刀，一字螺丝刀等三．实验原理人体手指末端微血管随动脉搏动发生容积变化，若用一束光透过指端的血管其输出光强也将随之变化；利用光敏元件可将光信号转换成电信号输出,即可获得指端容积脉搏波信号。

光电传感器根据其接收光的方向又分为反射式和透射式，透射式的光源与光敏接收器件的距离相等并且对称布置，从光源发出的光穿过皮肤进入深层组织，除被皮肤、色素、指甲、血液等吸收外，一部分被血液漫反射，其余则透射出来，这种方法可较好地指示心律的时间关系，并可用于脉搏测量，但不利于精确度量容积；反射式的测量原理与透射式的基本相同，所不同的是探测头中的发射光源和光敏器件位于同一侧，接收的是漫反射回来的光，此信号可精确地测得血管内容积变化。

四．实验电路图1.信号检测电路包括光电转换电路、滤波放大电路、以及滞回比较器电路。

如图1。

图1 信号检测电路1.1光电转换电路光电转换电路由光电传感器、1R 、2R 、4R 组成，1R 的作用是限流，提供光电转换器中发光二极管稳定的正向电流，使发光二极管发出稳定的光，光电三极管受到发光二极管的光照后，产生光电流，2R 的作用是分压，4R 的作用是将光电转化后的电流变化转化为电压的变化，便于进行进一步处理。

1.2前级放大由R 3、R 5、R 6以及N 1构成同相比例运算放大电路，此时测量N 1的输入电压及4R 的端电压约为0.1V （该电压因传感器的灵敏度不同稍有变化）。

双波长频分式血氧饱和检测电路

双波长频分式血氧饱和度信号检测电路设计报告08级生物医学（二）班李海波3008202330双波长频分式血氧饱和度信号检测电路设计报告摘要：本设计报告针对双波长频分式血氧检测系统展开，重点分析了双波长频分式的测量原理与方法关键词：脉搏波双波长频分血氧饱和度一离体血氧检测原理1.1郎伯—比尔定律这个定律揭示出了物质对光吸收的物理规律:公式中表示入射光的强度a为物质的吸光系数，不同物质对同一波长光的吸光系数不同，同种物质对不同波长的光的吸收系数也不一样。

（血氧饱和度的检测就是根据氧和血红蛋白与非氧和血红蛋白对同一波长的光吸光系数不同的原理来测量的）。

氧和血红蛋白（Hb）与非氧和血红蛋白（HbR）的吸收曲线1.2理想情况下的血氧饱和度检测（离体情况下的测量）如下图所示假如在一个固定直径的血管中只有两种物质吸光即氧和血红蛋白与非氧和血红蛋。

我们用表示氧和血红蛋白Hb表示总的血红蛋表示非氧和血红蛋在处的吸光系数。

根据血氧饱和度的定义：= 1即氧和血红蛋白与总的血红蛋白浓度之比。

在定义吸收度的物理量即A==acl=[]l 2则有== 3上式中为波长在处的吸光系数为一个常量，可以通过光敏二极管测得，因此要想获得血氧饱和度的值，必须知道两个参数c：血红蛋白的密度和l:光路长度显然还必须得到其他条件。

此时假如再用一个波长为的光波重复以上过程就得到了另一个形如3式的公式== 4联立3式和4式得到一个一元（将cl看做一个量，并且3式与4式中的cl要不变即要求）二次方程可以解出如下5式中Q为总的血红蛋白对两个波长的吸光度之比即Q== 65式说明依赖于血红蛋白对两个不同波长吸光度的比值，这样就消除了c与l的影响了。

以上推导限于血管直径l不变，并且只有血红蛋白吸收光波，这两点在实际测量中是不现实的。

二：实际人体血氧饱和度测量2.1 人体脉搏波与PPG原理实际在测量人体血氧饱和度的时候，人体的血管直径是变化的，即受到脉搏波的影响。

波分培训文档-较详细

零点（即色散为零的波长）在统均可。
1550nm窗口目前一般在0.17-0.25dB/km，典型值0.20dB/km；
G.652 1310nm附近的光纤。
色散：零色散波长的允许范围是1300nm到1324nm。在1550nm窗口的
色散系数是正的。在波长1550nm处，色散系数D的典型值是17ps/nm-
ETMX
ETMX单板客户侧接入4 路STM-16/OC-48/OTU1 光信号，将其复用为一路OTU2光信号，并转换为符合ITU-T G.694.1 建议标准波长的光信号。及其逆过程。
具有板内和板间的交叉功能，可以实现对客户侧业务进行灵活调度；支持客户侧SFP（小封装可插拔）光模块。
母板 STM-16/
km，最大值一般不超过20ps/nm-km；
色散位移光纤（DSF），零色散点 SDH系统可以，衰减：1310nm波段：<0.55dB/km，目前没有掌握典型值数据。
在1550nm附近，它相对于标准单 DWDM一般不采用。1550nm波段：<0.35dB/km，目前一般在0.19-0.25dB/km；
支持将10GE-LAN 信号收敛为可以适配OTU2 速率接口的信号；支持客户侧XFP光模块。
客户侧
10GE LAN/ 10GE WAN/ STM-64/ OC-192/ OTU2
光波长转换模块性能、告警监测 CPU
通信与控制模块
SCC
10.71G (G.694.1)
波分侧
LOG
LOG单板客户侧接入8 路GE/FC100 业务或4 路GE /FC100 / FC200 业务信号，将其汇聚成一路OTU2 信号，并转换为符合ITU-T G.694.1 建议标准波长的光信号。及其逆过程。

光电脉搏检测电路

光电脉搏检测电路设计报告报告人：陈云指导教师：李刚2007年1月12日目录1.系统设计 (3)1.1设计目的 (3)1.2整体电路 (4)2.单元电路设计 (4)2.1光发射电路 (4)2.2光电转换电路 (5)2.3前级放大 (5)2.4滤波电路 (6)2.5后级放大 (6)3.系统测试 (6)3.1测试仪器 (7)3.2单元电路测试 (7)3.3系统整体测试 (9)4.总结 (9)参考文献 (9)光电脉搏检测电路摘要：本电路由光电池、LM324等构成，实现对光电脉搏信号的提取和放大。

采用目前效果较好光电池的电流转电压电路实现对脉搏的测量。

整个电路的简化能够有效减小器件间匹配和级联引起的干扰，提高脉搏测量精度。

在实验测试过程中，采用该光电式脉搏传感器对人体的脉搏进行实时测量，得到比较理想的脉搏波形，为实现脉搏信息的提取和分析提供了参考方案。

1．系统设计1．1设计目的1．近年来，随着生活水平的不断提高，人民对健康的观念和医疗的认识也在发生着变化，开始从单纯对疾病的治疗，逐渐转向积极预防和促进健康。

而现在社会的快节奏和高压力引起的“亚健康状态”人群的增加使得人们开始越来越注重家庭医疗保健和体育锻炼。

脉搏波中包含有丰富的人体生理信号，因此脉搏波的监测在医疗保健和体育锻炼监测中都有重要的意义和广泛的应用。

2．通过亲自动手设计分析制作电路，能让我们从质上对从人体上如何取得医学信号及怎样处理有了一定的了解。

系统组成框图如下：1．2整体电路2．单元电路设计根据设计思路将整体电路分成五大模块介绍。

光发射电路、光电转换电路、前级放大、滤波电路及后级放大。

2．1光发射电路光发射电路采用了常见恒流源电路，通过稳压管使流过R1的电流为一定值，进而保证流过LED的电流为恒定值。

电路参数如下：（以下参数均是结合实验室现有元件取用，与理论上有些误差）稳压管：2V三级管：8050LED：850nmR1：65Ω(20mA)R2：390Ω(5~10mA)2．2光电转换电路光电转换电路采用了电流转电压型电路，根据米勒定律光电池的负载电阻为R=Rf/(A+1)。

课程设计光电脉搏检测电路设计报告

光电脉搏检测电路设计报告脉搏波的概述1.脉搏波的定义脉搏波是以心脏搏动为动力源, 通过血管系的传导而产生的容积变化和振动现象。

当心脏收缩时, 有相当数量的血液进入原已充满血液的主动脉内, 使得该处的弹性管壁被撑开,此时心脏推动血液所作的功转化为血管的弹性势能; 心脏停止收缩时, 扩张了的那部分血管也跟着收缩, 驱使血液向前流动, 结果又使前面血管的管壁跟着扩张, 如此类推。

这种过程和波动在弹性介质中的传播有些类似, 因此称为脉搏波(pulse wave) 。

2.脉搏信息血液在人体内循环流动过程中，经历过心脏的舒张、内脏流量的涨落、血管各端点的阻滞、血管内波的折一反射以及血管壁的黏弹等过程。

脉搏波不仅受到心脏状况的影响，同时要受到内环境调控功能器官(脏器) 状态所需血液参数以及系统状态参数等的影响。

所以脉搏波所呈现出的形态、强度、速率和节律等方面的综合信息富含有关心脏、内外循环和神经等系统的动态信息，很大程度上反映出人体心血管系统中许多生理病理的血流特征。

3.脉搏测量的意义脉搏是临床检查和生理研究中常见的生理现象，包含了反映心脏和血管状态的重要生理信息。

人体内各器官的健康状态、病变等信息将以某种方式显现在脉搏中即在脉象中。

人体脉象中富含有关心脏、内外循环和神经等系统的动态信息。

通过对脉搏波检测得到的脉波图含有出许多有诊断价值的信息，可以用来预测人体某些器脏结构和功能的变换趋势，如:血管几何形态和力学性质的变异会引起脉搏波波形和波速等性质的改变，而脉搏的病理生理性改变常引发各种心血管事件，脉搏生理性能的改变可以先于疾病临床症状出现，通过对脉搏的检测可以对如高血压和糖尿病等引起的血管病变进行评估。

同时脉搏测量还为血压测量，血流测量及其他某些生理检测技术提供了一种生理参考信号。

设计目的与意义目的应用光电式传感器、放大滤波电路组成的脉搏测量电路通过示波器显示人体指端动脉脉搏信息意义通过观测到的脉搏的次数、跳动的波形为临床提供部分诊断价值的信息，为人体某些器脏结构和功能的变换趋势提供生理参考信号系统设计1.测量信号的特征人体信息本身具有不稳定性、非线性和概率特性。

频分双波长脉搏波检测电路-设计报告

频分双波长光电脉搏检测电路设计报告
1.设计背景
人体脉搏信号中包含丰富的生理信息，对临床诊断具有重大的意义。

以前脉搏波的测量是靠把脉，只能粗略估计血压和计算心率，又慢又不方便。

而光电法是一种简便有效的无创测量方法，但检测的信号常会受到背景光的干扰，对后级信号处理带来较大的不便。

本文利用光电效应设计了一个人体脉搏检测电路，能基本去除外界噪音影响，并在示波器上呈现出放大后的人体脉搏波。

对临床诊断有一定的帮助。

2.总体方案设计
用ICL8038集成函数发生器产生正弦波。

将正弦波输入血氧探头。

将血氧探头夹在人的手指上，探头会将发射到人手指上的红光和红外光用光电传感器接收并转化为2个电信号，即脉搏波，并且2个信号会调制到2个正弦信号的幅值上，最后从探头内输出。

输出的信号会分别经过带通滤波器，过滤信号外的噪声。

之后，信号分别经过前置放大电路，然后经过整流后进入各自的包络解调电路，将脉搏波从载波中解调出来。

最后将解调出的信号进行二次滤波后，分别输入两个级联的运放，进行信号放大。

最后输出到示波器。

3.方案中的各个单元电路设计
3.1脉搏波信号的检测、接收和调制，通过血氧探头完成，输入探头的2个正弦信号由函数发生
器产生
3.2探头输出的信号为调幅信，通过带通滤波器滤出，输出为滤波后的调制的信号
3.3使用一个仪用放大器将信号放大
3.4使用全波精密整流电路对放大后信号整流
3.5使用包络解调，得到脉搏波信号
3.6将脉搏波信号再次滤波
3.7将从滤波器输出的信号输入运放，级联放大，得到放大后的脉搏波信号。

实验光电式脉搏探测器ppt课件

结束
留意：当光敏三极管反接 (即，正表笔衔接光敏三极管的发射极，负表笔衔接光敏三极管集电极) 时，也可以测到一个随光线变化的电阻，但是，当强光照射时可以到达的最小电阻较大，约数十K ，而正向衔接时可以小至1 K 左右甚至更小。本实验所运用的光敏三极管的2根引脚中较长的一根为发射极。
器件的识别——红外光槽
张日欣生命科学与技术学院
教学实验中心 2021.3.
一、实验目的
了解血液的光吸收特性；了解根本的光电检测技术；熟习光电器件的根本用法；了解正常人脉搏波的根本形状和生理意义；熟习数字示波器的用法、掌握数字示波器与
PC计算机的接口及数据采集/分析技术。
二、根本原理
光学检测技术的原理是由于外周组织中密布着大量的血管，其中充溢了血液，由于血液对于光线有一定的吸收才干(参见以下图)，当外周血管中的血液量改动时，外周组织的光吸收/ 反射特性随之改动。心脏周期性地跳动，这种特性随之改动，运用仪器丈量外周组织对光线的吸收/反射性质的周期性变化就可以完成上述检测。
采用LM324的电路
#1
#2
#3
#4
实验内容1：红外线透射式脉搏波检测器
1.首先将直流稳压电源接成正负电源方式，并调整电压旋钮将输出电压调至±12v，封锁电源；
2.实验板如图：衔接好电源，留意实验板上的正负电源线的颜色，把对应的电源插头插到直流稳压电源上，检查无误后，翻开电源，实验板上两个指示灯亮，阐明衔接正确，否那么衔接有误，请检查电源衔接；
三、详细的检测方法1：透射法
运用LED作为丈量光源，其光线穿透受试者的手指，在对侧安放一个光敏器件，接纳穿透组织后的光线，并将这些光线转换电信号。由于光线穿透组织时有一部分光线被组织吸收，而组织的吸收率随血液的充盈程度而变化，所以穿越组织的光线被吸收的程度随之变化，导致光敏器件所接纳到的光强相应变化，输出的电信号也相应变化。运用电子线路放大这些变化的电信号就可以得到随着心跳而周期变化的脉搏波。