光伏式光电检测电路图大全（四款模拟电路设计原理图详解） - 光电测量电路

光伏式光电检测电路图（一）

光电检测电路的基本构成

光电探测器所接收到的信号一般都非常微弱，而且光探测器输出的信号往往被深埋在噪声之中，因此，要对这样的微弱信号进行处理，一般都要先进行预处理，以将大部分噪声滤除掉，并将微弱信号放大到后续处理器所要求的电压幅度。这样，就需要通过前置放大电路、滤波电路和主放大电路来输出幅度合适、并已滤除掉大部分噪声的待检测信号。其光电检测模块的组成框图如图1所示。

光电二极管的工作模式

光电二极管一般有两种模式工作：零偏置工作和反偏置工作，图2所示是光电二极管的两种模式的偏置电路。图中，在光伏模式时，光电二极管可非常精确的线性工作；而在光导模式时，光电二极管可实现较高的切换速度，但要牺牲一定的线性。事实上，在反偏置条件下，即使无光照，仍有一个很小的电流（叫做暗电流或无照电流1。而在零偏置时则没有暗电流，这时二极管的噪声基本上是分路电阻的热噪声；在反偏置时，由于导电产生的散粒噪声成为附加的噪声源。因此，在设计光电二极管电路的过程中，通常是针对光伏或光导两种模式之一进行最优化设计，而不是对两种模式都进行最优化设计。

一般来说，在光电精密测量中，被测信号都比较微弱，因此，暗电流的影响一般都非常明显。本设计由于所讨论的待检测信号也是十分微弱的信号，所以，尽量避免噪声干扰是首要任务，所以，设计时采用光伏模式。

电路设计

主放大器设计

众多需要检浏的微弱光信号通常都是通过各种传感器来进行非电量的转换，从而使检测对象转变为电量（电流或电压）。由于所测对象本身为微弱量，同时受各种不同传感器灵敏度的限制，因而所得到的电量自然是小信号，一般不能直接用于采样处理。本设计中的光电二极管前置放大电路主要起到电流转电压的作用，但后续电路一般为A／D转换电路，所需电压幅值一般为2 V。然而，即使是这样，而输出的电压信号一般还需要继续放大几百倍，因此还需应用主放大电路。其典型放大电路如图4所示。

滤波器设计

为使电路设计简洁并具有良好的信噪比，设计时还需要用带通滤波器对信号进行处理。为保证测量的精确性，本设计在前置放大电路之后加人二阶带通滤波电路，以除去有用信号频带以外的噪声，包括环境噪声及由前置放大器引人的噪声。这里采用的有源带通滤波器可选通某一频段内的信号，而抑制该频段以外的信号。该滤波器的幅频特性如图5所示。图5中，f1、f2分别为上下限截止频率，f0为中心频率，其频带宽度为：B=f2-f1=f0/Q式中，Q为品质因数，Q值越大，则随着频率的变化，增益衰减越快。这是因为中心频率一定时，Q值越大，所通过的频带越窄，滤波器的选择性好。 有源滤波器是一种含有半导体三极管、集成运算放大器等有源器件的滤波电路。这种滤波器相对于无源滤波器的特点是体积小、重量轻、价格低、结构牢固、可以集成。由于运算放大器具有输人阻抗高、输出阻抗低、高的开环增益和良好的稳定性，且构成简单而且性能优良。本设计选用了去处放大器来进行设计。

本设计选用了去处放大器来进行设计。

图6所示的二阶带通滤波器是一种二阶压控电压源（VCVS）带通滤波器，其滤波电路采用有源滤波器完成，并由二阶压控电压源（VCVS）低通滤波器和二阶压控电压源高通滤波器串接组成带通滤波器。

完整的检测电路设计

本光电检测系统设计的完整电路如图7所示。为方便表示，电路中的R2、R3即为前面等效电路模型中的RT、RF。前级部分由光电转换二极管与前级放大器组成，这也是光电检测电路的核心部分，其器件选用高性能低噪声运算放大器来实现电路匹配并将光电流转换成电压信号，以实现数倍的放大。然而，虽然前级放大倍数可以设计得很大，但由于反馈电阻会引入热噪声而限制电路的信噪比，因此前级信号不能无限放大。

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光伏式光电检测电路图（二）

双光路光信号检测电路设计，包括以下几个部分，首先对光耦输出的两路光信号分别进行光电转换，通过光电探测器将光功率转换为电流。然后经过前置放大电路将微弱的电流信号转化成为电压形式。紧接着用带通滤波器将转化的电压信号滤去干扰和噪声以及二次放大。最后，将两路信号进行差分处理。其完整的检测电路如图2所示。

电转换电路设计

光电转换是实现光电检测的核心部分。它将决定整个检测系统的灵敏度、精度、动态响应等。常用的光电探测器件有光敏电阻、半导体光电管、光电池、真空光电管和光电倍增管、电荷耦合器件、光位置敏感器件等。

光纤传感器中，一般采用半导体二极管光电探测器其特点是结构简单，转换效率高，频带宽，可达10GHz．以CO气体检测为例，其在近红外光谱吸收的波长在1．567“m附近，因此选用InGaAsP材料的PIN光电二极管。型号为YSPD718，其响应度0．96A／W，暗电流《1．0nA．

光电二极管一般有2种模式工作：光伏模式和光导模式。该设计待检测信号十分微弱，所以，尽量避免噪声干扰是首要任务，为了消除暗电流的影响，设计时采用光伏模式。

置放大电路设计

光电探测器件紧密连接一个低噪声前置放大器，它的任务是：放大光电探测器件所输出的微弱电信号；匹配后置处理电路与探测器件之间的阻抗。对前置放大器的要求是：低噪声、高增益、低输出阻抗、足够的信号带宽和负载能力，以及良好的线性和抗干扰能力。根据以上要求以及综合各方面的因素考虑，最后选定运放OPAl29UB搭建前置放大电路。其输入偏置电流≤100fA，输入失调电压≤2mV，输入失调电压温漂≤10斗V／℃，噪声电压≤15nV／／Hz（10kHz时）。

对于具有恒流源特性的光电探测器，采用高阻负载将有利于获得大的信号电压，故希望采用高阻放大器。但高负载电阻与探测器分布电容和放大器输入电容将增加RC时间常量，影响系统的高频响应，并使其动态范围减小，通常采用跨阻放大器或并联反馈放大器克服这一缺点。设计采用的跨阻放大器的结构框图可以用图3表示。由基本放大器和一个跨接在输入输出端之间的电阻构成。这种放大器利用电阻兄提供电压并联负反馈，减小了放大器的输入阻抗，增加了带宽。其输出电压与输入光功率的关系为

带通滤波电路设计

为保证测量的精确性并具有良好的信噪比，该设计在前置放大电路之后加入二阶带通滤波电路，以除去有用信号频带以外的噪声，包括环境噪声及由前置放大器引入的噪声。

图4所示的二阶带通滤波器是～种二阶压控电压源（VCVS）带通滤波器，由低通滤波器和高通滤波器串接组成哺】。滤波电路中的放大器选用OP297EZ，其输入偏置电压≤50mV，输入失调电流《100pA，输入失调电压温漂≤O．6mV／oC．

在选用元件时，应当考虑由于元件参数值误差对传递函数存在影响。现在规定选择电阻值的容差为l％，电容值的容差为5％。在运放电路中的电阻不宜选择过大或过小。一般为几k欧一几十k欧。因此，选择低通级电路的电容值为103pF，高通级电路的电容值为0．1uF．

对于第一部分，即低通滤波器，系统要求的低通截止频率为，fH=10kHz，同时C=10^3pF，根据公式∞=1／RC计算，并选择标准电阻值R11=16k11．对于第二部分高通滤波器，系统要求的高通截止频率为^=100Hz，做同样的计算可以求得R17=R18=18k欧．为了使阻抗匹配，现选择R13=16k欧，R20=16kft，最后根据滤波器的放大倍数可以算出R14=16k欧，R19=16k欧．

差分放大电路设计

为了更好地抑制共模干扰，减小背景光辐射等外部干扰对测量系统的影响，必须对放大滤波之后的信号进行差分处理。

但是由于光路与电路的硬件时间延迟以及闭环系统相频特性等因素都会引起相位差。为了使两路输出信号在相位上保持一致，在滤波后差分前引入了RC移向环节，其完整的电路如图5所示，电容C25，C29和电阻R25，R26构成一组RC移向电路，同理，在另一光路中电容C26，C30和电阻R27，R28构成另一组RC移向电路。两路信号在移向后幅度和相位都保持一致，然后对其进行差分处理。综合各方面的因素考虑，最后选用INAll4作为差分放大器。其输入偏置电流≤2nA，输入失调电压≤50IzV，输入失调电压温漂≤0．25uV／.C，共模抑制比高达115dBmin．而且INAll4只需一个外部电阻就可设置l一10030之间的任意增益值，从而使得输出与后续信号处理电路想匹配的电压信号。其输出电压与输入电压之间的关系为

下图的检测电路是由放大器A，反馈电阻RF和CF组成，其输出电压为u1=SPRF，其中，S为光电二极管的灵敏度，P为入射光功率。在检测弱光信号时，RF为提高增益，RF的取值应选择尽可能大，放大器的输入偏置电流IB和输入失调电压VB对输出电压的影响分别为IBRF和，Rs为光电二极管内阻。可以看出，减小RF可以减少以上影响，但同时会减小电路的增益。解决这个问题需选择偏置电流和失调电压均很低的运算放大器。这里选用0PAlll型高精度运算放大器，其偏置电流约为0.8 pA，输入失调电压约100μV。经过计算，RF的值取在几百MΩ范围内时，上述影响可以近似忽略，能够满足电路的要求。

光伏式光电检测电路图（四）

图为光电检测电路。该检测电路是由放大器A，反馈电阻RF和CF组成，其输出电压为u1=SPRF，其中，S为光电二极管的灵敏度，P为入射光功率。在检测弱光信号时，RF为提高增益，RF的取值应选择尽可能大，放大器的输入偏置电流IB和输入失调电压VB对输出电压的影响分别为IBRF和

Rs为光电二极管内阻。可以看出，减小RF可以减少以上影响，但同时会减小电路的增益。解决这个问题需选择偏置电流和失调电压均很低的运算放大器。这里选用0PAlll型高精度运算放大器，其偏置电流约为0．8 pA，输入失调电压约100μV。经过计算，RF的值取在几百MΩ范围内时，上述影响可以近似忽略，能够满足电路的要求。

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脉搏信号提取原理

根据朗伯比尔（LamberBeer）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。手指组织可以分成皮肤、肌肉、骨骼等非血液组织和血液组织，其中非血液组织的光吸收量是恒定的，而在血液中，静脉血的搏动相对于动脉血是十分微弱的，可以忽略，因此可以认为光透过手指后的变化仅由动脉血的充盈而引起的，那么在恒定波长的光源的照射下，通过检测透过手指的光强将可以间接测量到人体的脉搏信号。

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光的接收方式可分为透射式和反射式两种。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，一部分由血液漫反射回，其余部分则透射出来，这种方法可较好地指示心律的时间关系，并可用于脉搏提取，但不能精确测量出血液容积量的变化;反射式的测量原理与透射式的基本相同，所不同的是测头当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，本系统采用了透射式来提取脉搏信号。

系统硬件设计

显示人体脉搏波形的检测系统如图1所示：

光电脉搏检测电路图（一）

光电检测电路

单片机P2.0、P2.1和P2.2三个端口分别通过开关三极管9014驱动三种不同波长的发光二极管周期性点亮。使用开关三极管可以保证发光二极管发光强度稳定。

光敏二极管使用时要反向接入电路中，即正极接电源负极，见图，根据PN结反向特性可知，在一定反向电压范围内，反向电流很小且处于饱和状态。此时，如果无光照射PN结，则因本征激发产生的电子-空穴对数量有限，反向饱和电流保持不变，在光敏二极管中称为暗电流。当有光照射PN结时，结内将产生附加的大量电子空穴对（称之为光生载流子），使流过PN结的电流随着光照强度的增加而剧增，此时的反向电流称为光电流。不同波长的光在光敏二极管的不同区域被吸收形成光电流。被表面P型扩散层所吸收的主要是波长较短的兰光，在这一区域，因光照产生的光生载流子（电子），一旦漂移到耗尽层界面，就会在结电场作用下，被拉向N区，形成部分光电流；波长较长的红光，将透过P型层在耗尽层激发出电子一空穴对，这些新生的电子和空穴载流子也会在结电场作用下，分别到达N区和P区，形成光电流；波长更长的红外光，将透过P型层和耗尽层，直接被N区吸收。在N区内因光照产生的光生载流子（空穴）一旦漂移到耗尽区界面，就会在结电场作用下被拉向P区，形成光电流。因此，光照射时，流过PN结的光电流应是三部分光电流之和。

运放CA3140，输入偏置电流仅为10^2nA，可作为光电流放大器，利用放大器反向输入端的虚地特性，可在输出端得到与光敏二极管中的光电流成正比的光电压。如图3-11所示电路，由于引入电压并联负反馈，所以具有输出电阻低，输入电阻也低的特点。输出电阻低，使输出电压接近理想电压源，输入电阻低，使光电流流入放大电路中为恒定值。为了减少输出的非线性，光敏二极管的工作电压应大于5V，可通过电位器调节工作电压，旁边加一个旁路电容，滤出电源纹波的影响。为了减少光敏区的暗电流，光敏二极管加保护环结构，利用环极将器件表面漏电流旁路而使光敏区漏电流减少。用示波器观察输出端波形时，噪声信号比较多，用金属铝片做成一个方盒将反馈电阻屏蔽后，波形中噪声大大减少。

放大电路

带通滤波电路

由于人体脉搏信号是准周期信号，频率范围为0.1Hz-50Hz，主要频率分量一般在0.1Hz-40Hz之间，系统的频响范围取0.1—40Hz即可，故放大电路中的高低截止频率按此频率设计。先由高精度运放ICL7650组成的前置放大器将脉搏波信号放大30倍，再经过截止频率为40Hz的二阶低通滤波器（如图）后，脉搏波信号含有伏特级的直流信号和毫伏级的交流信号。

在图3-7中，截止频率f1/2πRC0=，取C=0.1uF，则RfC0=1/2π，将C=0.1uF，f0=40Hz代入f1/2πRC0=，得R=40K欧。电压放大倍数Au=1+Rf/R1，等效品质因数Q=1/（3-Au）。Q=1，滤波效果较好，因此Rf=R1，为使集成运放两个输入端对地的电阻平衡，应取R=R=K？f1601。

50Hz陷波电路

由于传感器的检测信号十分微弱，比外界某些干扰信号可能还要小得多，本系统中工频干扰是一个主要的噪声源，加在光敏管正极的直流负电压中所含50Hz交流成分直接通过光电检测电路进入系统中，放大后与脉搏信号幅度相当，甚至可能湮没脉搏信号，必须在A/D转换的前端，抑制工频信的干扰。为此采用带通滤波器和相加器组成的有源带阻滤波器滤除50Hz电信号的干扰。同样这类陷波电路元器件精度要求严，否则直接影响陷波频率Q值，如图所示陷波电路中选用性能较好的运放OP-07。

在图中，陷波频率f0=50Hz，取C=0.22uF，则R=1/2fC=14.5K？0π，为使陷波效果较好，等效品质因数Q取10。2（2）1uAQ？=Au=1+Rf/R1，因而取R=19K欧，R=20K欧。

光电脉搏检测电路图（二）

1、血氧心率信号采集及预处理电路

对有血氧探头检测的信号，先经过脉冲控制电路电路将其分成两路信号，然后经过放大电路，将微弱的血氧信号高保真放大，最后经过A/D转换后进行后期的处理。

1.1、脉冲控制电路

脉冲控制电路的基本设计思路是在一个心动周期时间内，控制660nm的红光和940nm的红外两种波长光周期性发光。

具体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，555定时的振荡频率：

T=TPH+TPL=0.7（R1+2R2）C（1）

T为555定时的振荡周期，TPH为充电时间，TPL为放电时间。根据这个公式算得脉冲控制电路的振荡频率为0.01s，模拟开关4066将由血氧探头测得的两路光（红光和红外），分成两路，分别进入放大电路。

血氧探头内部电路图如图2所示：

1.2、放大电路设计

放大电路由输入跟随，OP07放大器构成，在血氧信号的采集和处理过程中，放大电路设计是个电路设计最关键的部位，因为它不仅可以提取有用的信号，还同时可以将干扰信号降低到最低水平。由血氧探头测得的血氧信号极其微弱，所以，考虑将放大电路放在探头输出端与4066控制器之间。输入跟随电路，就是输出电压等于输入电压，就是说，压跟随器的电压放大倍数恒小于且接近1。

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，如图为OP07构成的同向放大电路，电路连接很简单，放大倍数有1脚和6脚之间的电阻决定。公式为：

G=AU（1）

AU为电压放大倍数，因此放大电路采用OP07放大电路作为血氧测量放大电路。电阻R9用来调节放大倍数，为了防止失真，取放大倍数为10倍左右，电阻R9阻值约为10kΩ。电源输入端接0.01μF接地，用于屏蔽来自电源的干扰。前级用高精度运算放大器OPA4277作为输入跟随，用于提高输入阻抗、获取更多的心电信号。

光电脉搏检测电路图（三）

光电脉搏测量原理如图1所示，从光源发出的红外光一部分被手指组织吸收，一部分透射出来;红外接收管在光源的对称位置，检测到的透射光，反映出心律跳动情况。由于手指动脉在血液循环过程中呈周期性的脉动变化，红外接收三极管输出信号也是周期性脉动的变化。

系统硬件框图如图2所示，由光电传感器、信号处理、单片机AT89S51、数码显示、电源等部分组成。当手指放在红外线发射二极管和接收三极管中间时，随着心脏的跳动，血管中血液的流量将发生变化。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，并输出脉冲信号。该信号经放大、滤波、整形后输出，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LCD1602显示。

信号采集电路

图3是脉搏信号的采集电路，U0是红外发射和接收装置，由于红外发射二极管中的电流越大，红外光发射强度就越大，所以对Ｒ1阻值的选取要求较高。Ｒ1选择270Ω是基于红外接收三极管感应红外光灵敏度考虑的。当手指离开传感器或检测到较强的干扰光线时，输入端的直流电压会出现很大变化，为了使它不致泄漏到后级，用C1、C2串联组成的双极性耦合电容把它隔断。该传感器输出信号的频率很低，当脉搏为50次/min时，只有0．78Hz，200次/min时也只有3．33Hz，因此信号首先经Ｒ2、C3滤波以滤除高频干扰，再由耦合电容C1、C2加到线性放大输入端。集成运放741，Ｒ5、C4构成低通滤波器以进一步滤除残留的干扰，其截止频率为：

整形电路

波形整形电路如图4所示，U2是一个电压比较器，C1、Ｒ4构成一个微分器，U3和C2、Ｒ5将正、负相间的尖脉冲加到单稳态多谐振荡器U3的反向输入端，不会造成很大的触发误差。当有输入信号时，U3在比较器输入信号的下降沿输出高电平，使C2通过Ｒ5充电。大约持续20ms之后，因C2充电电流减小而使U3同相输入端的电位降低到低于反相输入端的电位（尖脉冲已过去很久），于是U3改变状态并再次输出低电平。该脉冲是与脉搏同步的，并由红色发光二极管LED的闪亮指示出来。同时，该脉冲电平通过Ｒ6送到单片机/INTO脚，由单片机控制心率的计算和显示。

单片机处理及电路

系统采用了AT89S51单片机作为核心元件，构成的最小单片机系统如图5所示，系统时钟采用外部振荡电路，由12MHz晶振和2个30pF电容构成;系统通过S键进行复位。每次脉冲到达时触发单片机产生中断并进行计时，其对1min内的脉冲数进行累加即为所测脉搏。LCD1602A第1、2脚接驱动电源，第3脚VL为液晶的对比度调节;通过在VCC和GND之间接一个10kΩ多圈可调电阻，中间抽头接VL，可实现液晶对比度的调节;液晶的控制线ＲS、Ｒ/W、E分别接单片机的P2．5、P2．6、P2．7;数据口接在单片机的P0口;BL+、BL－为液晶背光电源。

光电脉搏检测电路图（四）

脉搏检测电路应用运算放大器构成同相交流放大电路，对直流信号无放大，由于反馈电容的存在可以滤除50Hz的工频干扰，使得20Hz以内低频信号顺利通过，并进行多级放大，再经过施密特触发器整形

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