血氧饱和度测量仪的设计
反射式血氧饱和度测试仪的设计
科技信息1、前言无创伤血氧饱和度检测已经广泛应用于临床患者的监护和手术中的麻醉监护。
随着人们健康意识的不断提高，日常的健康监护、康复监护甚至有些运动员的体征检测和在高危环境下作业人员的体征检测都需要用到血氧饱和度数据。
所以血氧饱和度的研究具有广泛的研究价值和应运前景。
目前在临床上我们广泛使用的血氧饱和度检测工具基本上都是生命参数测试仪，这类仪器体积庞大携带不方便而且需要固定电源，虽然这些年也出现了大量便携式的透射光法血氧计，并且技术已经相对成熟，国内外很多研究机构都对其软件和硬件做了充分的探讨，并且已经出现大量成熟的产品，但由于透射式血氧饱和度测试仪一般只能夹在手指上，测试位置比较单一，不能测试人体多个位置的血氧饱和度甚至很多时候都会影响到被测试者的日常活动，很不方便。
根据这些局限我们设计出了一种基于Zigbee的反射式血氧饱和度测试仪，并对以往的透射式的血氧饱和度测试仪电路进行了改进，使电路更简单，功耗更小，并通过Zigbee网络使血氧饱和度数据能够实现无线数据传输和远程监护的目的。
2、反射式血氧饱和度的检测原理透射式血氧饱和度检测中，光检测器与发光二极管分别置于被检测部位的两侧，通过发光二极管发出的光透过人体组织然后被光检测器接收，通过接收到的光强度来计算血氧饱和度值。
而反射式血氧饱和度检测仪的光检测器和发光二极管是在同一侧的，光波在通过人体组织时除了一部分被人体组织吸收以外，还会有另外一部分散射出来。
根据光的传播理论，光子的传播可用组织光学特性参数来描述，这些特性参数定量的描述了组织光学效应。
反射式血氧饱和度检测仪就是通过这部分散射光对血氧饱和度进行计算的，反射式血氧饱和度检测原理如图1所示：图1反射式血氧饱和度检测原理由于透射式和反射式都是利用人体对于光的吸收和未吸收量的比例来计算人体血氧饱和度值的，所以本质上没有太大差别，根据Lan-bert—Beer定律我们得到的透射式血氧饱和度计算公式在原理上与反射式的推导公式是相同的。
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）。
AFE4400+MSP430指甲式血氧仪设计方案
SPO2电路板1.基本原理1.1 基本原理说明采用振荡法测量脉搏血氧饱和度（SpO2）。
分透射法和反射法，反射法的光源与光敏元件的距离为4~10mm。
本方案采用透射法用于耳垂。
溶液中氧合血红蛋白（HbO2）和还原血红蛋白（Hb）对不同波长的光的吸收系数不同，如下图所示，在波长为600~700nm的红光区，Hb的吸收系数比HbO2的大；而在波长为800~1000nm的近红外光区，HbO2的吸收系数比Hb的大；在805nm附近是等吸收点。
基于这种光谱特性，两种波长的透射光强之比，与脉搏血氧饱和度（SpO2）近似成线性，有以下近似公式：，其中，I R/I IR为红光和近红外光透射光强之比；k1，k2为常数。
实践中用660nm的红光和880/905/940nm的近红外光，通过分时电路交替照射含动脉血管的部位，光电管检测透射光强并将两种波长的信号分离出来。
将两种波长对应信号，去除直流分量（表皮、肌肉、骨骼和静脉等引起的光吸收）；剩下交流分量（动脉血的HbO2和Hb浓度随着血液的脉动做周期性的改变引起的）。
交流分量的脉动规律与心脏的搏动一致，用来计算心率；两种交流分量之比用来计算脉搏血氧饱和度（SpO2）。
由于生物组织是一个各向异性、强散射、弱吸收的复杂光学介质；LED发出的光虽然单色性很好但是也还是有一定光谱宽度，不同批次的LED的峰值波长也会有不一致性；再加之以上的线性公式也只是近似值。
因此实际应用中，采用以下的公式来作经验定标：，其中，k1，k2，k3为经验定标常数。
1.2 系统组成2.各单元电路详细设计及性能指标计算2.1 电源电路部分2.2 AFE（血氧)部分接收通道1）接收前端接收器是一个差分的电流-电压转阻放大器，将光电二极管的输入电流转换为适当的电压。
其反馈电阻R F可选择：1 MΩ, 500 kΩ, 250 kΩ, 100 kΩ, 50 kΩ, 25 kΩ, 10 kΩ。
反馈电阻R F和反馈电容C F，组成一个低通滤波器。
反射式血氧饱和度测试仪的设计
１ ＋Ｙｚ ＋， … ， — 一１
———■＝ 『—一 。 当Ｙ 值 大 于 Ａ时判 断 Ｙ … 是否 大于 Ａ， 若 大于则 … 为 误差 采 样， 若小 于则 ｚ 为误差采样 。此时我们 将剔除误 差值 ， 然 后我们利 用 中值滤波算法将 剩余 的采样值 按大小顺序 排列 ， 取得 这列数组 的中间 值即为发光管发光一次所获得 的光强度值 。若数组长度 为偶 数则取 中 间两个数 的平均值作 为最终的结果 。图６ 为我们利用一段 已知信 号来 检测限幅中值滤波算法的滤波效果 图。
图 ４多 模 式 工 作 流 程 图 当血 氧饱和度检测 仪启动 以后 首先进人正 常工作模式 ， 正常工作 模式 的运行 时问为２ 分钟 ， 然后判断 ２ 分钟 内的血氧值是否 出现过异常 情况 ， 如果正 常则进 入检测模式 ， 如果不正常则循环正常工作模式 。在 检测工作模式下计 算一次血氧值 ， 然后判断血氧值是否正常 ， 如果正常 则看检测工作模式 循环次数是否溢出 。在这里我们设定检测工作模式 的循 环次数是 ６ ０ 次， 即使血氧饱 和度值一 直处于 正常状态 ， 过一段 时 间后 也要跳 出检测 工作模式进 入正常工作模 式 ， 这样进一 步提高 了血 氧饱 和度测试 仪 的可 靠性 。如果循环次 数达到 ６ Ｏ 次则进入 正常工作 模式 ， 没有达到 ６ ０ 次则继 续进入检测工作模式 。如果在检测工作模式 下测得血氧值不正 常则 马上进入正常工作模式 。 下 面为我们对血 氧饱和度 测试仪 的功耗进 行 的测试 ， 采用 同样 的 硬件设备 ， 利用容量为 ３ ５ ０ ｍ Ａ ｈ 的锂离子 电池 ， 其初始电压为 ４ ． ５ ｖ ， 其中 块 血氧饱和度 测试仪一直 工作在正常模 式下 ， 即实 时的对血氧饱 和 度进 行采集 。另 一块工作在 多模式状态下 ， 在两种工作 状态下分别测 试其 在不 同时间 电压 的变化情 况 ， 如图５ 所示 为不同工作 状态下 的血 氧饱 和度测试仪 的电池 电压变化情况 与工作 时间的关 系。
毕业设计(论文)开题报告-基于单片机的血氧饱和度测量仪设计[管理资料]
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中国计量学院毕业设计（论文）开题报告学生姓名：韩昊学号：0600103229 专业：电气工程及其自动化班级：07电气2班设计（论文）题目：基于单片机的血氧饱和度测量仪设计指导教师：李璟二级学院：机电工程学院2011年 3月 15日一、选题的背景与意义1 研究背景随着社会的进步，人民生活水平逐渐提高，各类心脑血管疾病逐渐呈高发趋势。
在日常生活中及医疗过程中对人体的状态检测及监护病房中患者的体征信号监测，成为一个很现实的课题。
解决这些问题涉及到的一个重要测量参数是肌体的血氧饱和度。
血氧饱和度定义为人体动脉血管中氧合血红蛋白（HbO2）占全体血红蛋白总量的比例[1]。
血氧饱和度是反映人体呼吸系统，血管运输氧能力，及新陈代谢重要的参数。
因此，脉搏血氧饱和度的监测技术已成为现代医疗必不可少的监测手段之一[2][3]。
在现代生理多参数监护仪中，都包含血氧饱和度监测这一模块。
电路结构简单，可靠性好，抗干扰能力强，特别是单片机的引入，使得其性能不断提高，应用范围愈来愈广[2]。
2 发展现状监测动脉血氧饱和度可以对肺的氧合血红蛋白携氧能力进行估计。
在临床实践中，估计动脉氧合的能力常采用的是取动脉血，在数分钟内测量动脉氧分压(Pa02)，并计算动脉血氧饱和度(Sa02)。
但这种方法需要动脉穿刺或者插管，对病人有痛苦，并且不能连续监测，在病人处于危险状况时，就不易使病人得到及时的治疗。
因此，一种采用无损光谱学方法连续检测人体的动脉血氧含量的方法应运而生[4]。
脉搏血氧测量仪是无创测量人体内动脉血氧饱和度的光电测量仪器。
脉搏血氧测量仪是基于以下两个基本的物理学原理进行的研究，一是光电比色原理;二是脉搏容积描记法原理。
利用这两个原理筛选出动脉的脉搏波中的血氧饱和度的计算参量[4][5]。
脉搏血氧测量仪可以进行连续的氧合估计，在对病危病人的手术中可以快速提供血氧信息，在对需要连续辅助样治疗的病人可以用于决定氧的需要量，社区医疗的监护过程中及时快速的对SpO2的监测，对中风病人和心肌梗塞等患者的及时发现及时治疗都有非常重要的意义[6]。
无创血氧饱和度检测仪的设计
无创血氧饱和度检测仪的设计摘要：介绍了无创血氧饱和度测量原理，即红外光根据人体组织中不同的血红蛋白氧合状态具有不同的光吸收谱特征，利用这些特征即可检测人体组织血氧饱和度。
系统采用单片机C8051F020为核心，设计了无创血氧饱和度检测仪的各硬件部分和软件流程图，并通过可控数字电位器替代了传统的反馈电阻实现了增益自动调节，克服了个体差异造成的血氧信号只通过固定增益影响了测量精度的缺点。
该系统结构稳定，功耗小，成本低，为临床测量提供连续有效的监测信息，适用于临床测量与研究，具有广阔的应用前景。
关键词：近红外光谱；血氧饱和度；自动增益；C8051F0200 引言氧是维持人体组织细胞正常功能、生命活动的基础。
人体的绝大多数组织细胞的能量转换都是在氧的参与下完成的。
所以，实时监护人体组织中氧的代谢及运输过程，可以间接获得细胞的代谢状态，在生命科学的研究领域有重要的意义。
要了解人体组织中氧的代谢及运输过程，即掌握动脉血管内的血氧运输代谢情况，人们通常采用两种有效实用的方法。
第一种方法：直接采集人体动脉血样进行血气分析。
它包括血液的pH，PO2，PCo2的测定值，还包括经计算求出的血氧饱和度等参数，但这种方法是有创测量，且对血液标本采集有一些限制要求，不能作为实时监护的方法。
第二种方法：利用无创血氧测量技术来检测动脉血氧饱和度。
它是利用近红外光在组织中血红蛋白氧合状态不同时具有独特的光吸收谱特征来检测组织血氧饱和度。
传统的无创血氧仪器通过光电检测传感器采集透射过血液组织中脉动光强信号，经过固定增益放大和滤波后送入单片机进行数据处理得出血氧饱和度值。
本文设计了基于C8051F020单片机配合可控数字电位器实现增益自动调节的无创血氧饱和度测试仪，解决了个体差异对血氧信号的影响，有效地提高了血氧饱和度的精度。
1 检测原理无创血氧饱和度的检测原理是根据Beer-Lambert定律，引出分光光度法进行物质定性分析和定量分析。
心率血氧检测仪设计实验总结报告
心率血氧检测仪设计实验总结报告一、引言心率和血氧浓度是人体健康状态的重要指标，因此设计一款能够准确测量心率和血氧浓度的检测仪至关重要。
本次实验旨在设计并制作一款心率血氧检测仪，通过测量用户的心跳信号和血氧饱和度，以提供准确的健康数据。
二、实验过程在实验过程中，我们首先进行了相关资料的搜集和复习，了解了心率和血氧浓度的测量原理。
然后，我们根据心率和血氧浓度的特点，选取了光电传感器作为测量的基础原件。
接着，我们进行了硬件电路的设计和连接。
将光电传感器与模拟信号处理芯片相连接，并将其与单片机相连接，以便采集和处理传感器输出的信号。
然后，我们设计了一个显示模块，用于显示心率和血氧浓度的数据。
在软件方面，我们使用C语言编写了相应的程序，通过单片机读取光电传感器的数据，并进行信号处理。
然后，将处理后的数据显示在LCD屏幕上。
此外，我们还编写了一些算法，以提取和计算心率和血氧浓度的数值。
最后，我们对设计好的心率血氧检测仪进行了实验验证。
通过将其与商业化的心率血氧检测仪进行比对，我们发现设计的检测仪输出的数据与商业仪器的数据非常接近，验证了设计的准确性和可靠性。
三、实验结果实验结果显示，设计的心率血氧检测仪能够准确测量用户的心率和血氧浓度。
与商业化的心率血氧检测仪相比，其数据的偏差较小，在实用性和准确性方面表现良好。
四、实验总结通过本次实验，我们设计并制作出一款准确测量心率和血氧浓度的检测仪。
这款检测仪结构简单，使用方便，而且具有较高的准确性和可靠性。
尽管实验过程中遇到了一些问题和困难，但通过团队的合作和努力，最终获得了满意的实验结果。
不过，我们也意识到设计中还存在一些改进的空间。
例如，我们可以增加更多的传感器来测量其他生理参数，以提供更全面的健康数据。
此外，我们还可以通过优化算法，进一步提高信号处理的效果和速度。
综上所述，本次实验设计的心率血氧检测仪在实际应用中具有良好的准确性和可靠性。
希望在今后的研究和开发中，能够进一步完善和优化这款检测仪，为人们的健康监测提供更好的支持。
实验一与实验二_血氧饱和度检测仪设计实验
YJ-02型医学电子教学仪器综合试验箱第一部分综合实验箱简介 (2)第二部分实验项目 (4)实验一温度测试 ............................................................. 错误!未定义书签。
实验二心血管参数测试........................................... 错误!未定义书签。
实验三肺功能参数测试 ........................................... 错误!未定义书签。
实验四握力测试 .............................................................. 错误!未定义书签。
实验五血压测试 ............................................................. 错误!未定义书签。
实验六心电测试 ............................................................. 错误!未定义书签。
实验七血氧饱和度测试 (4)实验八脉搏波波速测试 (12)第三部分附录 .....................................错误!未定义书签。
一、心血管参数测试.......................................................... 错误!未定义书签。
二、肺功能参数测试.......................................................... 错误!未定义书签。
三、血压测量 ............................................................................ 错误!未定义书签。
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'血氧饱和度测量仪的设计"$>目录摘要 (3)~第一章绪论 (4)血氧饱和度的基本概念 (4)血氧饱和度测量仪课程设计的意义 (3)血氧饱和度测量仪课程设计的技术要求 (4)基本步骤 (5)理论依据 (5)硬件电路的设计 (6)软件设计 (6)-仿真及数值定标 (6)第二章实验方案设计及论证 (6)设计理论依据 (6). 双波长法的概念 (6)光电脉搏传感器 (7)传感器可能受到的干扰 (9)实验方案设计 (10)第三章硬件电路的设计 (10)(硬件原理框图 (10)各部分电路的设计 (11)第四章软件模块设计 (13)主程序流程图 (14)子程序流程图 (14)硬件调试 (16)第五章设计收获及心得体会 (17)第六章参考文献 (19)?附录程序清单 (20)^）摘要氧是维持人体组织细胞正常功能，生命活动的基础。
人体的绝大多数组织细胞的能量装换均需要氧的参加。
所以，实时监护人体组织中氧的代谢具有重要的意义。
人体的新陈代谢过程是生物氧化过程。
氧通过呼吸系统进入人体血液，与血液红细胞中的血红蛋白(Hb)结合成氧合血红蛋白(2HbO )，再输送到人体各部分组织细胞中去。
在全部血液中，被氧结合的2HbO 容量占全部可结合容量的百分比称为血氧饱和度2O Sa 。
许多临床疾病会造成氧供给的缺乏，这将直接影响细胞的正常新陈代谢，严重的还会威胁人的生命，所以动脉血氧浓度即2O Sa 。
的实时监测在临床救护中非常重要。
在本次关于血氧饱和度测量仪的设计中，是基于MCS —51单片机的设计，需要选测合适的光电脉搏传感器采集数据，并利用4为LED 数码显示测量值，利用键盘切换显示脉搏跳动的频率。
关键词：51单片机 血氧饱和度 比尔—朗伯定理%[第一章绪论血氧饱和度的基本概念血氧饱和度(SO2)是血液中被氧结合的氧合血红蛋白(HbO2)的容量占全部可结合的血红蛋白(Hb)容量的百分比，即血液中血氧的浓度，它是呼吸循环的重要生理参数。
而功能性氧饱和度为HbO2浓度与HbO2+Hb浓度之比，有别于氧合血红蛋白所占百分数。
因此，监测动脉血氧饱和度(SaO2)可以对肺的氧合和血红蛋白携氧能力进行估计。
正常人体动脉血的血氧饱和度为98% ，静脉血为75%。
（Hb为血红蛋白，hemoglobin，简写Hb）血氧饱和度测量仪课程设计的意义$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通过连续或间断地监测血氧饱和度可以对人体携带氧的能力进行估计, 同时,其又是判断人体呼吸系统、循环系统是否出现障碍或者周围环境是否缺氧的重要指标, 在手术麻醉、监护室急救病房、病人运动和睡眠研究、以及慢性呼吸循环系统疾病患者的监上都有着重要的作用。
传统的血氧饱和度测量方法是先进行人体采血，再利用血气分析仪进行电化学分析，测出血氧分压PO：，计算SaO2：。
这种方法比较麻烦，且不能进行连续的监测。
因此，一种采用无损光谱学连续检测人体的血氧含量的方法应运而生。
其基本原理是根据组织对光的固有特性，利用光在组织中传播的效应来获取和研究生物组织生理的、代谢的有用信息，安全、可靠、对肌体无损，具有广泛的研究应用前景和重要的实用价值。
血氧饱和度测量仪课程设计的技术要求通过MCS—51单片机（或其他单片机）制作一台数字显示的血氧饱和度测量仪。
要求如下：1.了解什么事血氧饱和度，掌握无创测量血氧饱和度的方法；2.选择光电脉搏传感器，设计血氧饱和度检测电路；3.利用4为LED数码显示测量值并可以切换显示脉搏跳动的频率；4.选测单片机构建信号采集系统；5.-6.需将完成的检测调理电路，通过软件仿真验证。
基本步骤理论依据无创血氧饱和度的检测原理是根据Beer-Lambert定律，引出分光光度法进行物质定性分析和定量分析。
根据这个理论基础，由氧合血红蛋白与还原血红蛋白对不同波长色光的吸光度不同和血氧饱和度的定义，推导出动脉血管中的血氧饱和度计算公式。
根据朗伯-比尔定律可以得出单色光透过某均匀溶液后透射光强I与溶液诸参数的关系是：ECD⨯I-=Ie式中：E表示该溶液对某特定单色光的吸光系数；C表示该溶液的浓度；D 表示光透过溶液所经光程长度。
若定义吸光度A为：A=ln(I0／I)=ECD 假如均匀组织为血管，当动脉血脉动时，D将有一个△D的改变，此时透射光I也将有一个△I的改变，此时吸光度A的改变△A为：△A=ln[I／(I-△I)]=EC×△D根据医学定义，由于含氧血红蛋白和还原血红蛋白处于同一血液溶液中，他们的含量之比即为浓度之比，这样血氧饱和度为：)1ln(ln 1][][][21222II I I I W w C C C Hb HbO HbO SpO ∆-=∆-=∆∆+=+=如下：现定义 式中：△W 即为该色光光电信号的交直流成份之比，由以上表达式再根据数学变换，当有两路光源透射过手指后最终可以推出血氧饱和度的计算表达式为：)()(1212222E E W W E E E W W E SpO -'-∆'∆-'-∆'∆= 式中：Ei 表示不同物质的吸光系数，对于一定波长和一定组织成分而言，Ei 是确定的常量。
将上式写为如下形式，并展开成二阶泰勒级数为：22Cx Bx A d W W c b W W aSpO ++=+∆'∆+∆'∆= 只要测量出色光光电信号的交直流成份之比△W ’／△W 与标准血氧计测量的血氧饱和度，利用最小二乘法二次曲线拟合技术，确定常数A ，B ，C 就可以得到血氧饱和度经验公式。
硬件电路的设计根据脉搏血氧饱和度的测量仪的测量原理，设计了以MCS —51单片机为核心的脉搏血氧饱和度仪的硬件电路，包括方波脉冲发生电路，光电驱动电路，滤波电路，放大电路，数码显示电路，解调电路，电源等。
软件设计（编程产生时序，控制光源驱动电路，ADC0809，数码显示，实现检测结果数字显示及控制整个硬件系统，编程实现信号的增益调节等。
仿真及数值定标在完成血氧饱和度测量仪硬件系统金额信号处理之后，对脉搏血氧饱和度测量仪进行实验以验证测量的精度。
为了能在实际应用中得到可信的结果，应对测量仪进行数值的定标，以取得最准确的定标参数。
第二章 实验方案设计及论证设计理论依据血氧饱和度测量仪的设计主要依据是比尔—朗伯定律，和双波长法以及光电脉搏传感器，采用无创血氧饱和度测量仪的设计理念。
双波长法的概念在单位时间内有两条波长不同的光束λ1和λ2交替照射同一个溶液，由检测器测出的吸收度是这两个波长下吸收度的差值△A。
△A与被测定物质的浓度成正比，这个方法称双波长分光光度法。
%双波长分光光度法的关键是正确选择两波长λ1、λ2，要求被测组分D在两波长处的△A足够大，而干扰组分G和背景在两波长应有相同的吸光度(△A=0)。
为满足上述要求，一般是将λ2选在待测组分的最大吸收波长，λ1是选在干扰组分等吸收波长。
可测定浑浊样品，也可测定吸收光谱相互重叠的混合物样品，也是当杂质使主峰产生肩峰时测定主峰物质的较好定量方法。
光电脉搏传感器a.光电式脉搏传感器的原理b. 根据朗伯比尔(Lamber Beer) 定律, 物质在一定波长处的吸光度和他的浓度成正比。
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将在一定程度上反映了被照射部位组织的结构特征。
脉搏主要由人体动脉舒张和收缩产生的, 在人体指尖, 组织中的动脉成分含量高, 而且指尖厚度相对其他人体组织而言比较薄, 透过手指后检测到的光强相对较大,因此光电式脉搏传感器的测量部位通常在人体指尖。
c.光电脉搏传感器的结构d.从光源发出的光除被手指组织吸收以外, 一部分由血液漫反射返回。
其余部分透射出来。
光电式脉搏传感器按照光的接收方式可分为透射式和反射式2 种, 其中透射式的发射光源与光敏接收器件的距离相等并且对称布置,接收的是透射光, 这种方法可较好地反映出心律的时间关系, 但不能精确测量出血液容积量的变化; 反射式的发射光源和光敏器件位于同一侧, 接收的是血液漫反射回来的光, 此信号可以精确地测得血管内容积变化。
本文讨论的是透射式脉搏传感器, 侧重于脉搏信号的测量。
e. 光敏原件光电式脉搏传感器由于采用不同的光敏元件有着多种实现方法, 其中光敏元件主要有光敏电阻、光敏二极管、光敏三极管和硅光电池。
在传统的光电式脉搏传感器设计中, 通常采用的是独立光敏元件, 利用半导体的光电效应改变输出的电流, 通常光敏元器件输出的电流极低, 容易受到外界干扰, 而且对后续的放大器的要求比较严格, 需要放大器空载时的电流输出较小, 避免放大器空载输出电流对脉搏信号测量的干扰, 这样对于普通的放大器就不能直接应用在光敏元件的后端。
在本设计中，采用一种光敏元件OPT101 , 该元件将感光部件和放大器集成在同一个芯片内部, 这种集成化的设计方式有效地克服了后端运算放大器空载电流输出对光敏部件输出电流的影响, 而且芯片输出的电压信号可以通过外部的精密电阻进行调节, 有利于芯片适应整体的电路设计, 同时芯片的集成化设计也能够减小系统的功耗。
f.—g.发射光源光电式脉搏传感器主要由光源、光敏器件, 以及相应的信号调理控制电路构成。
为了充分利用器件的效果, 光源和光敏元件的选择是综合考虑的, 光源的波长应该落在光敏元件检测灵敏度较高的波段内, 图 4 为OPT101 的光波长响应曲线。
脉搏信号主要由动脉血的充盈引起, 而血液中还原血红蛋白( Hb) 和氧合血红蛋白( HbO2 ) 含量变化将造成透光率的变化, 当氧合血红蛋白和还原血红蛋白对光的吸收量相等时, 透射光的强度将主要由动脉血管的收缩和舒张引起, 此时能够比较准确地反映出脉搏信号。
图 5 为血红蛋白的光吸收曲线, 从图中可以看出, 血液中HbO2 和Hb 对于不同波长光的吸收系数的差异明显, 而且2 条曲线好几个不同的交点, 考虑到在805nm波长处, 血红蛋白的光吸收率比较低, 那么透射过手指的光强较大, 有利于光敏器件的接收, 因此发射光源的波长选择为805nm。
传感器可能收到的干扰在测量过程中, 前端测量到的脉搏信号十分微弱, 容易受到外界环境干扰, 因此需要对脉搏传感器的干扰噪声进行分析, 从光电式脉搏传感器设计的技术角度减少干扰, 使之能够准确测量到脉搏信号。
光电式脉搏传感器的干扰主要有测量环境光干扰、电磁干扰、测量过程运动噪声, 下面对上述情况结合实验测量做进一步的分析。
a.环境光对脉搏传感器测量的影响b. 在光电式脉搏传感器中, 光敏器件接收到的光信号不仅包含脉搏信息的透射光信号, 而且包含测量环境下的背景光信号, 由于动脉搏动引起的光强变化比背景光的变化微弱得多, 因此在测量过程当中要保持测量背景光的恒定, 减少背景光的干扰。