生物医学传感器设计实验报告血氧

东南大学生物科学与医学工程学院

《血氧信号的检测》

生物医学传感器设计报告

专业：生物医学工程

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设计课题一、传感器性能指标的检测 (4)

一、实验原理 (4)

1.金属热电偶传感器： (4)

2. 热敏电阻： (4)

3. 光电传感器： (5)

二、实验数据及分析 (5)

1.热电偶传感器： (5)

2.热敏电阻传感器： (7)

3.光电传感器： (8)

4.血氧探头： (8)

设计课题五：血氧信号的检测 (9)

一、背景概述 (9)

1. 血氧饱和度的定义： (9)

2. 生理意义： (9)

3. 测量原理： (10)

二、设计方案 (11)

1. 测量信号特征： (11)

2. 可能存在的信号干扰： (11)

3. 硬件调试： (11)

4. 电路要求： (12)

5. 设计思路: (12)

三、分级电路及仿真 (13)

1、血氧探头发光驱动：见“硬件调试”。 (13)

2、前置放大电路： (13)

1、低通滤波电路： (14)

3、50Hz陷波器： (15)

4、高通滤波器： (17)

电路图： (17)

5、交流分离电路： (18)

6、直流分离电路： (20)

电路图： (20)

7、控制电路： (20)

四、实验数据记录及分析 (21)

1、测试中所用仪器 (21)

2、实验过程 (21)

3、实验数据 (23)

五、实验总结 (23)

参考文献： (24)

附录 (26)

一、器材清单： (26)

二、电路原理： (26)

三、原始数据： (27)

生物医学传感器设计

设计课题一、传感器性能指标的检测

一、实验原理

1.金属热电偶传感器：

热电偶测温的基本原理是两种不同成份的材质导体组成闭合回路，当两端存在温度梯度时，回路中就会有电流通过，此时两端之间就存在电动势——热电动势，这就是所谓的塞贝克效应。

塞贝克效应电势差的计算公式：

?-=2

1d ))()((T T A B T T S T S V

A S 与

B S 分别为两种材料的塞贝克系数。如果A S 与B S 不随温度的

变化而变化，上式即可表示成如下形式：

))((12T T S S V A B --=

热电偶传感器就是利用这种效应制成的热敏传感器。它具有测温范围宽、性能稳定、准确可靠等优点，应用广泛。

2.热敏电阻：

热敏电阻器是敏感元件的一类，由半导体陶瓷材料组成。按照温度系数不同分为正温度系数热敏电阻器（PTC ）和负温度系数热敏电阻器（NTC ）。正温度系数热敏电阻器（PTC ）在温度越高时电阻值越大，负温度系数热敏电阻器（NTC ）在温度越高时电阻值越低。本次实验采用正温度系数热敏电阻器。 热敏电阻的主要特点是：

①灵敏度较高，其电阻温度系数要比金属大10～100倍以上，能检测出10-6℃的温度变化；

②工作温度范围宽，常温器件适用于-55℃～315℃，高温器件适用温度高于315℃（目前最高可达到2000℃），低温器件适用于-273℃～55℃；

③体积小，能够测量其他温度计无法测量的空隙、腔体及生物体内血管的温度；

④使用方便，电阻值可在0.1～100kΩ间任意选择；

⑤易加工成复杂的形状，可大批量生产；

⑥稳定性好、过载能力强。

用于生物医学的热敏电阻的电阻率约为0.1~100?.m，通常做成珠状、圆盘状、薄片状、杆状和环状的器件，具有尺寸小、灵敏度高和很好的长期稳定性等特点，应用很广。

3.光电传感器：

光电传感器是采用光电元件作为检测元件的传感器。它首先把被测量的变化转换成光信号的变化，然后借助光电元件进一步将光信号转换成电信号。光电传感器一般由光源、光学通路和光电元件三部分组成。它可用于检测直接引起光量变化的非电量，如光强、光照度、辐射测温、气体成分分析等；光电式传感器具有非接触、响应快、性能可靠等特点，因此在工业自动化装置和机器人中获得广泛应用。

二、实验数据及分析

1.热电偶传感器：

电势差随温度变化表电势差随温度变化图

由图可知：随温度升高，热电偶电势差线性提高。

2.热敏电阻传感器：

热敏电阻随温度变化表

热敏电阻随温度变化图

由图可知：热敏电阻阻值随温度上升而线性提高

3.光电传感器：

由数据可知：无手指遮挡时，电压信号较强。

4.血氧探头：

设计课题五：血氧信号的检测

一、 背景概述

1.血氧饱和度的定义：

动脉血氧饱和度指在全部动脉血容量中，被血红蛋白结合的氧容量占全部可结合氧容量的百分比。血氧饱和度分数：

222100%O Hb

SaO O Hb Hb COHb MetHb

=

?+++是呼吸循环的重要生理参数。而

功能性氧饱和度为HbO 2（氧合血红蛋白）浓度与HbO 2（氧合血红蛋白）+Hb （还原血红蛋白）浓度之比： 222100%O Hb

SaO O Hb Hb

=

?+，有别

于氧合血红蛋白所占百分数。本设计采用计算功能性氧饱和度方法。

2.生理意义：

血氧饱和度是呼吸循环的重要生理参数。人体的新陈代谢过程是生物氧化过程，而新陈代谢过程中所需要的氧，是通过呼吸系统进入人体血液，与血液红细胞中的血红蛋白(Hb)，结合成氧合血红蛋白(HbO2)，再输送到人体各部分组织细胞中去。许多临床疾病会造成氧供给的缺乏，这将直接影响细胞的正常新陈代谢，

严重的还会威胁人的生命，所以动脉血氧浓度的实时监测在临床救护中非常重要。

一般情况下人体的血氧饱和度是正常的（动脉约98%，静脉约75%），人体手术后需要检测血氧饱和度，例如在急性心肌梗死患者恢复期测定混合静脉血氧饱和度可以有效判断左室收缩功能，2SaO 对急性心肌梗死患者左室功能的恢复有明显的预测作用。在腹部手术后利用血氧饱和度对于低氧血症监测。由于脉搏血氧饱和度仪发现的低血氧饱和度早于临床表现，且利用血氧饱和度监测比较直观，方便，无需反复抽血。可以针对性的加强术后低氧血症的预防及护理。

3.测量原理：

氧合血红蛋白和去氧合血红蛋白对不同波长入射光有着不同的吸收率，而皮肤、肌肉、骨骼和静脉血等其他组织对光的吸收是恒定不变的。当用两种特定波长的光线照射组织时，运用Lambert-Bear 定律并根据血氧饱和度的定义可推出动脉血氧饱和度的近似公式为：

2SaO =A+QB ，max 1max 1max 2max 2()

()(660)/(660)

()(905)/(905)()

I I AC DC Q I AC DC I λλλλ?=≈

? 式中：Q 为两种波长光线吸收率之比，A 、B 为常数，与仪器传感器结构、测量条件有关。实际应用中因为生物组织是一个各向异性、强散射、弱吸收的复杂光学介质，无法单纯以一个简单公式直接获取血氧饱和度，一般是通过测量双光束吸收率之比Q ，然后通过经验吸收比/ 定标曲线最终获取氧饱和度，而在选择双光束波长时，一般选

择入射光波长为660nm红光和905nm红外光。而我们本次实验的目的就是测出Q值，为后续实验做好准备。

二、设计方案

1.测量信号特征：

人体信号本身具有不稳定性、非线性和概率特性。脉搏波的频率属于低频，且信息微弱，噪声强，因而信噪比低。

脉搏波频率范围是0.1~3Hz，主要频率分量一般在2Hz内。

2.可能存在的信号干扰：

环境光对脉搏传感器测量的影响

测量过程人体运动的噪声

人体其他信号的干扰

检测电路的噪声

50Hz工频干扰

3.硬件调试：

首次进行实验时，了解了血氧探头和前置放大的工作原理：

当red U 为高电平时，ired U 为低电平，红光发光二极管亮；当ired U 高电平时，

red U 为低电平，红外发光二极管亮。

血氧传感探头是将光信号通过硅光管转化为电流信号。但是，电流信号处理起来不方便，所以需要将电流信号转换为电压信号，然后对电压信号进行处理。可以采用反相放大电路来完成电流电压转换。

4. 电路要求：

基本任务：设计完成单路光交、直流检测电路，并能在示波器上显示相应波形，根据所得波形计算出Q 值。

提高任务：在完成基本任务基础上

设计控制电路用以控制血氧探头以一定的频率轮流输出红光、红外光两路光信号；

设计信号分离电路，将经过光电检测电路所检测出的含有红光、红外光混合信号分离出来；

结合基本任务完成血氧饱和度检测电路。

5. 设计思路: 总体电路结构：

从前置放大中获取信号后首先经过低通滤波除去高频噪音，之后再经过50Hz 工频陷波和高通滤波获得交流信号，另一方面，用直流分离电路取得直流信号。控制电路产生时钟信号，完成提高要求。

获得交流信号

控制电路：

1.555定时电路：使红光与红外光交替输出

2.非门：获得同步反相信号

3.模拟开关：分离电路

三、分级电路及仿真

1、血氧探头发光驱动：见“硬件调试”。

2、前置放大电路：

OP07是一种低噪声，非斩波稳零的双极性运算放大器，它具有非常低的输入失调电压，所以OP07在很多应用场合不需要额外的调零措施，OP07同时输入偏置电流低和开环增益高的特点，这是OP07十分适合于高增益和放大传感器的微弱信号等方面，这满足血氧心率检测放大电路的要求。

电路图：

仿真图：

放大倍数：模拟值：3倍

实际测得：3倍

1、低通滤波电路：

为降低元件灵敏度，获得较好的高频衰减特性和失真特性，我们采用四阶有源低通滤波器，可以去除电源和日光灯所产生的可见光所造成的干扰，也可避免高频干扰。

电路图：

单级低通滤波器截止频率：2

12121

f C C R R π=

作用：过滤输入信号中高频噪音。

模拟截止频率4.681Hz ，实际截止频率3.2Hz 。

波特图：

仿真图：

输入：4V 交流信号，8V 直流；输出：8V 直流

3、50Hz 陷波器：

最初设计：有源50Hz 工频陷波电路 电路图：

实际使用：无源50Hz 工频陷波器 电路图：

截止频率：z 76.4921

1

1H C R f ≈=

π 作用：消除50Hz 工频信号对脉搏交流信号干扰。

实验测得：截止频率51.240 Hz ，此时输入200mV 交流信号输出24mV 。

波特图：

仿真图：

模拟：输入50Hz交流信号，输出0

4、高通滤波器：

二阶高通滤波器可以滤除直流偏移电压，将有用信号提取出来，同时可以去除手指晃动所造成的漂移电压，以确保下一级电路不致于进入饱和区而无法正常运作。

电路图：

z 3387.021

2

176H C C R R f ≈=

π 56.1134≈+=R R A

作用：隔离低频及直流信号。

截止频率：理论计算值：0.3387Hz 模拟值：0.237Hz 实际测得：0.48Hz

波特图：

5、交流分离电路： 电路图：

作用：过滤信号中直流分量，获得交流信号。

仿真图：

输入：50mV3Hz交流信号，2V直流偏移量

输出：交流信号

波特图：

6、直流分离电路：

电路图：

作用：使示波器获得直流信号。

仿真图：

输入：2v直流，100HZ交流

输出：直流信号

7、控制电路：

控制电路由一个时基电路555定时器构成的多谐振荡器，由74LS04反向器构成下降沿触发器，由高电平触发的电子开关4066做为控制部分。时基电路555定时器构成的多谐振荡器。

电路图：