生物医学传感器复习资料

第一章第一章 传感器与生物医学测量传感器与生物医学测量 1 1 国家标准 国家标准 GB7665 GB7665 87 87 关于传感器的定义 传感器的组成部分及其作用 关于传感器的定义 传感器的组成部分及其作用 定义 传感器定义 传感器是能感受规定的被测量并按照一定的规律转换成 可用输出信号的器件或装置 它通常由敏感元件敏感元件和转换元件转换元件组 成 传感器的组成 传感器的组成 敏感元件 转换元件 信号调节转换电路 辅 助电源 传感器的作用 传感器的作用 将一种能力转化为另一种能量形式 2 2 生物医学测量仪器的三个主要部分及其所起作用 生物医学测量仪器的三个主要部分及其所起作用 传感器和电极 放大器和测量电路 数据处理和显示装置 现代生物医学测量仪器已包括治 疗仪器组成完整的生物医学仪器 也包括基于网络的 数据传输部分 3 3 常见生理参数的测量范围 心电 脑电 肌电 常见生理参数的测量范围 心电 脑电 肌电 心电图心电图ECGECG 所用传感器 体表电极 幅值 50uv 5mv 频率 0 05 100Hz 脑电图脑电图EEGEEG 头皮电极 2 200uv 0 5 100Hz 肌电图肌电图EMG EMG 针电极 20uv 1mv 10Hz 20kHz 4 4 通过人体的低频电流 直流 通过人体的低频电流 直流 1KHz1KHz 对人体的作用有三个 对人体的作用有三个 方面 方面 产生焦耳热 刺激神经 肌肉等细胞 使离子 大分子等振动 运动 取向 第二章第二章 生物电信号的特征生物电信号的特征 1 1 什么是膜电位 静息时细胞膜内外常见离子浓度情况如何 什么是膜电位 静息时细胞膜内外常见离子浓度情况如何 膜电位 膜电位 membranemembrane potentialpotential 在可兴奋组织 如神经 肌肉或腺组织 的细胞 膜内外 存在着不同的带电离子 膜外呈正电 膜内呈负电 存在着一定的电位差 平时呈现静息电位 细胞膜内介质的静息 电位约为 50mV 100mV 细胞内带负电 细胞外带正电 静息电位 静息电位 resting potential 是指细胞未受刺激时的膜电位 即处于静息状态 下 细胞膜两侧存在的电位差 静息时静息时 K 的膜内浓度比膜外高30倍 Na 的膜外浓度比膜内高10 15倍 CL 的膜外浓度比膜内高4 7倍 Ca2 的膜外浓度比膜内高104倍 蛋白质阴离子的膜内浓度比膜外高等 由此可知 膜内外的K Na CL Ca2 等离子之间各有一定的浓度差形成浓度梯度 2 2 能斯特 能斯特 Nernst Nernst 方程以及利用能斯特方程求静息时方程以及利用能斯特方程求静息时K K 的平的平 衡电位衡电位 k k 式中 为扩散电位差 生理学上为膜两边的 跨膜电位 例子 已知人体神经细胞内 外K 的有效浓度分别为 K I 和 K o 单位为mol L 则根据Nernst方程式计算出 K 的平衡电位 k k k 1 38x10 23 J K 1 T为绝对温度 K Z 1 e 1 60 x10 19C在人体体温 37 下 若将各项值代入 则Nernst方程式可 化为 代入表2 1给出参数 得 k 89mV 理论计算值与实测结果 86mV 很接近 3 3 细胞膜的模拟等效电路 细胞膜的模拟等效电路 细胞膜等效电路为电容和电阻并联形式 例子 若细胞膜面积S 5x10 6cm2 厚度d 10 6cm 3 26 膜的电容值 1 3pF 1 3 10 12F 法拉 d S C 4 若已知膜电位为V 86mV 代入公式Q CV 可求得应带的电量为Q 1 3 10 12 0 086 1 1 10 13库仑 C 这些电量应是Q e 个K 离子所有 已知e 1 6 10 19库仑 即K 离子的电量 得参与扩散的K 离子数应为 Q e 6 9 105 已知典型的细胞体积为10 9 cm3 K 离子的浓度约为0 14克分子 升 或每立方厘米约有0 14 6 1023 1000 1020 个离子 照此计算 每一细胞内就有 1020 10 9 1011 个K 离子 其中只有6 9 105 个K 离子向膜外扩散 4 4 什么是动作电位 动作电位在去极化和复极化过程中各个 什么是动作电位 动作电位在去极化和复极化过程中各个 时期的特点 包括时程 电位幅度 时期的特点 包括时程 电位幅度 K K NaNa CaCa2 2 离子运动情况 离子运动情况 心肌细胞受到窦房结发来的电脉冲剌激时 阈剌激 受剌激部 位膜电位将发生短暂的电位变动 最初膜电位升高 接着慢慢恢 复到原来静息电位水平 这个过程经历300ms时程 膜电位的变 动 生理学上称为 动作电位动作电位 1 1 去极化 去极化 去极化即除极 是动作电位的0期 当可兴奋的细 胞受到外界剌激 如给它以电剌激 剌激电流从膜内流向膜外 因 此膜的极化状态减弱 称之为去极化 去极化 表现 去极化达到一定临界水平表现 去极化达到一定临界水平 即阈电位即阈电位 便产生兴便产生兴 奋 奋 这时细胞膜的极化现象消除极化现象消除 出现膜内为正 膜外膜内为正 膜外 为负为负的反极化状态 在短时间内由 50mV 50mV 100mV100mV变到 20mV 20mV 40mV 40mV 构成动作电位上升支 去极相去极相 快钠通道 快钠通道 开开 放放 Na 通过快钠通道 向膜内迅速扩散 使膜电位升 高得很快 最快变化率可达800v s 上升幅度大 80mV至 30mV 特点 特点 对于心肌细胞 此期历时很短 仅1 2ms 2 2 复极化 复极化 是从去极化电位达到正峰值后开始 一直恢复到静息 lg3 2mV K K e T O I k lg51 61mV K K O I k lg51 61mV K K O I k 电位水平状态之间的过程 动作电位的产生 动作电位的产生 取决于细胞膜两取决于细胞膜两 边的电压和膜对于边的电压和膜对于NaNa K K 随时间变化的通透性 随时间变化的通透性 1 1期期 亦称快速复极初期 亦称快速复极初期 NaNa 向内扩散减慢减慢 而K K 的向外扩散 则缓慢地上升上升 两者达到动态平衡 膜外CL 浓度高于膜内4 7倍 而且此时膜内电位为正 高于膜外 故CL 借助于浓度差和电位差两者的作用而大量向内扩散 使细胞内的细胞内的 电位逐渐降低 电位逐渐降低 1 1期占时平均约期占时平均约10ms10ms 2 2期期 缓慢复极期或平台期 胞外缓慢复极期或平台期 胞外CaCa2 2 浓度比细胞内高高得多 此期慢钙通道 早已开放 并且开得很大 Ca2 在浓度梯度作 用下经过慢通道而缓慢地向内扩散 少量少量NaNa 缓慢内流 缓慢内流 使膜电膜电 位复极受阻位复极受阻 因而使复极过程停滞在0 0电位电位水平 2 2期占时约期占时约100100 msms 3 3期期 快速复极末期快速复极末期 是复极化的主要过程 主要是由K K 的外流的外流而造成的 由于K K 外流的增加外流的增加和慢通道的失活慢通道的失活 CaCa2 2 和 和NaNa 内流减少内流减少 因而K 外流不再与Ca2 和Na 内流平衡 致使膜电位较快 地下降下降而形成复极3期 此期历时约此期历时约100100 150ms150ms 从0 0 3 3期期 对应着心肌的收缩期 不需消耗外部能量心肌的收缩期 不需消耗外部能量 故称为 被动传输被动传输 过程 4 4期期 舒张期舒张期 或或 静息期静息期 要依靠钾钾 钠泵钠泵的作用 将向外扩散的K 和向内扩散的Na 逆浓度梯度分别驱 回膜内和膜外 恢复到静息期的极化状态 对应心肌的舒张期心肌的舒张期 使膜复极化完毕膜复极化完毕和膜电位恢复到静息水膜电位恢复到静息水 平 平 它需要外界供给能量需要外界供给能量才能维持 故称为 主动传输主动传输 过程 5 5 动作电位的主要特征参量 动作电位的主要特征参量 动作电位幅度动作电位幅度 APA APA 静息膜电位静息膜电位 RP RP 动作电位时程动作电位时程 APD APD 从去极化到复极化后静息电位的 时间间隔 常用APDAPD90 90 达到峰电位百分之九十的时间 有效不应期有效不应期 ERP ERP 细胞膜从去极化开始后 必须经过一 定时间 才能下一次去极化 产生可传播动作电位 该 时间间隔称为有效不应期 6 6 相对不应期与绝对不应期 相对不应期与绝对不应期 绝对不应期绝对不应期是指动作电位去极化进程中 无论用如何强的刺 激都不会引起新的动作电位 相对不应期相对不应期是指绝对不应期以后的一段短时间 用很强阈上 刺激可在该处引起动作电位 但其动作电位最大振幅变小 这 个时期为相对不应期 连续刺激产生兴奋的最小时间间隔是取决于不应期大小 不应期大小 7 7 动作电位的特性 动作电位的特性 1 全反应或无反应 2 无衰减传导 3 兴奋响应的不应期 第三章第三章 生物医学传感器基础生物医学传感器基础 1 1 生物医学传感器根据主要特点分为哪几类 生物医学传感器根据主要特点分为哪几类 2 2 医用电极按工作性质可分为哪两类 医用电极按工作性质可分为哪两类 分为检测电极检测电极和刺激电极刺激电极两大类 检测电极检测电极是敏感元件 用来测定生物电位的 需用电极 把这个部位的电位引导到电位测量仪器上进行测量 这 种电极称为检测电极 剌激电极剌激电极是对生物体施加电流或电压所用的电极 剌 激电极是个执行元件 3 3 什么是电极电位 电极的极化和极化电位又是什么 什么是电极电位 电极的极化和极化电位又是什么 电极电位电极电位 金属与溶液之间的界面电位差称为电极电位 又称半 电池 half cell 电势 电极的极化电极的极化 是指电极与电解质溶液的双电层界面在有电流通过 时 电极 电解质溶液界面电位从原有平衡电位变化为新电极电位 该极 化电位与通过电流密度有关 极化电位极化电位 就是电极在通过电流后的电极电位 分阳极极化电位 和阴极极化电位 极化现象极化现象 将有电流通过的电极电位与无电流的平衡电极电位的 偏离现象称为极化现象 4 4 制作 制作Ag AgClAg AgCl电极的方法电极的方法 电解法电解法和烧结法烧结法 1 电解法电解法制作Ag AgCl电极装置 由反应式可知 要镀AgC1层的银电极作为阳极 表面积较大的银板作为阴极 供给镀银 1 5V电池作为电源 串联电阻R用以限制峰值电流 电流表I用来 观察电流以便控制电极反应速度 电流密度约以5mA cm2为宜 2 2 烧结法烧结法制作 Ag AgCl电极 将净化的纯银丝放在模具内 再填满银和氯化银粉末的混合物 用扳压机加压 压成圆柱体 然后再从模具中取出 在400 的温 度下烘几个小时 便制成一个银导线四周包围着烧结的Ag和AgCl 圆柱体的Ag AgCl电极 这种方法制作的Ag AgCl电极不怕磨损 便于保存 成本低 Ag AgClAg AgCl电极称为可逆变电极电极称为可逆变电极 5 5 传感器静态特性表征的重要指标 传感器静态特性表征的重要指标 静态特性静态特性 当传感器输入 输出不随时间而变化时 其输出 输入特性 指标有 指标有 1 1 灵敏度 灵敏度 传感器输出量的变化和输入量的变化之比 x y S 2 2 线性度 非线性误差 线性度 非线性误差 测量系统的标定曲线对理论拟合直 线的最大偏差与满量程之比 3 3 回程误差 迟滞性 回程误差 迟滞性 回程误差表明的是在正反行程期间输 出 输入特性曲线不重合的程度 4 4 重复性 重复性 传感器在输入量按同一方向作全量程多次测试时所 得特性曲线不一致性程度 5 5 精度 精度 指传感器输出结果的可靠程度 此外 传感器的静态参数指标还有分辨力 零点漂移 温度漂 移 测量范围等 第四章第四章 物理传感器与检测技术物理传感器与检测技术 1 1 电阻应变效应 电阻应变效应 拉伸金属导体产生应变 在拉伸比例极限内 金属导体电阻相对 变化率与轴向应变成正比 即 其中 R R 无应变电阻值 dRdR 产生应变时电阻变化量 轴向 应变 dL L k k0 0 金属材料的灵敏系数 2 2 电阻式传感器按材料不同分为两大类 电阻式传感器按材料不同分为两大类 金属电阻应变式传 感器 半导体压阻传感器 金属材料 金属材料和半导体材料半导体材料的灵敏系数灵敏系数k0k0受哪受哪 两个因素影响 占主导地位的分别是哪个因素 尺寸效应 压两个因素影响 占主导地位的分别是哪个因素 尺寸效应 压 阻效应 阻效应 金属材料和半导体材料的灵敏系数金属材料和半导体材料的灵敏系数k k0 0 它受两个因素影响 1 是受力后材料几何尺寸几何尺寸变化所引起 即 1 1 2 2 项 2 是受力后材料电阻率电阻率变化所引起的 即 d d 项 金属 金属 电阻率变化是因材料发生变化时 其自由电子活动能 力和数量均发生了变化的缘故 实际上也是因体积变化而造成实际上也是因体积变化而造成 的的 即尺寸效应尺寸效应是占主导地位的因素 半导体 半导体 半导体材料在机械应力的作用下 使得材料本身的 电阻率电阻率发生了较大的变化 这种现象叫做压阻效应 压阻效应 占主导 3 3 电阻应变片的结构种类 应变片的灵敏系数与金属材料的 电阻应变片的结构种类 应变片的灵敏系数与金属材料的 灵敏系数哪个更大 为什么 灵敏系数哪个更大 为什么 a 丝式应变计 b 短接式应变计 c 箔式应变计 应变片的灵敏系数应变片的灵敏系数 应变片灵敏系数是k值小于小于线材灵敏系数k0 k又称为 标称灵敏 系数 即 金属材料的灵敏系数更大 即 金属材料的灵敏系数更大 4 4 应变片电阻随温度变化必造成误差 应变片电阻随温度变化必造成误差 称这种误差为应变片称这种误差为应变片 的温度误差 在测量中应进行温度补偿 补偿的方法有哪两种的温度误差 在测量中应进行温度补偿 补偿的方法有哪两种 a a 同步补偿 同步补偿 把受力的应变片贴在受力件上 把补偿片贴在不受力但环境 温度相同的材料上 然后接入电桥线路相邻的桥臂相邻的桥臂上 因而相互 补偿 电桥输出将只反映应变的大小 而与温度无关 b b 差动补偿 差动补偿 将工作应变片贴在上表面 把补偿片贴在对应的下表面上 弯曲时 工作应变片电阻值减小 补偿片电阻值增大 两个电阻接在电桥 的相邻两臂 其结果 使电桥的输出增加一倍增加一倍 提高了输出灵敏度 上下温 度一致 补偿了环境温度造成的误差 5 5 电阻应变片传感器的测量电路 电桥原理 计算 非线性 电阻应变片传感器的测量电路 电桥原理 计算 非线性 误差的讨论等 误差的讨论等 电阻应变传感器采用直流电桥 单臂直流电桥 直流电桥 单臂直流电桥 1 1 输出负载为输出负载为R RL L时 时 根据戴维南定理 将直流电桥电桥等效为开 路电压Uo和等效电阻R0 分别为 如上 接有负载电阻RL 则负载电流IL为 为直流电桥的特性方程 特性方程 2 2 输出负载为输出负载为 时时 当RL 时 电桥输出开路 则输出电压为 直流电桥使用时 初始 条件是电桥保持平衡 即Uo 0 可以得到电桥平衡条件 R1R4 R2R3 平衡电桥桥路相邻两臂阻值之比相等使输出电流为零 桥臂比为1灵敏度最大 单臂电桥灵敏度单臂电桥灵敏度 最大为电源最大为电源E E的四分之一 的四分之一 3 3 非线性误差讨论 非线性误差讨论 以单臂工作为例讨论非线性误差 上述公式推导的条件是基 于 R R1 1 R t0 在导体内部 热端的自由电子具有较大的动能 向冷端移 动 从而使热端失去电子带正电荷 冷端得到电子带负电荷 这样 导体两端便产生了一个由热端指向冷端的静电场 该电 场阻止电子从热端继续跑到冷端并使电子反方向移动 最后也 达到了动态平衡状态 这样 导体两端便产生了电位差 我们 将该电位差称为温差电动势温差电动势 温差电动势的大小取决于导体的 材料及两端的温度 1414 生物传感器的分子识别元件和生物活性材料分别有哪些 生物传感器的分子识别元件和生物活性材料分别有哪些 分子识别元件 感受器 分子识别元件 感受器 由具有分子识别能力的生物活 性物质组成 如酶 微生物 动植物组织切片 抗原或抗体和 核酸等 构成 1515 生物传感器的固定方法 生物传感器的固定方法 生物活性单元的固定化技术是生物传感器的核心部件 他要保 持生物活性单元的固有特性 固定化技术决定了生物传感器的稳定性 灵敏度稳定性 灵敏度和选择性选择性等 主要功能 固定方法 现已经成为生物工程中一门重要技术 物理方法 夹心法 吸附法 包埋法 物理方法 夹心法 吸附法 包埋法 化学方法化学方法 共价连接法 交联法共价连接法 交联法 近年来 由于半导体生物传感器迅速发展 因而又出现了采采 用集成电路工艺制膜技术 用集成电路工艺制膜技术 如光平板印刷法 喷射法光平板印刷法 喷射法等 第五章第五章 生物医学测量的干扰和噪声生物医学测量的干扰和噪声 1 1 什么是干扰和噪声 它们是怎么形成的 什么是干扰和噪声 它们是怎么形成的 干扰 干扰 是用来描述一系统受另一系统的影响而在该系统中产生 误差电压和电流的现象 干扰是由外部引入的 干扰最严重的 是50Hz工频干扰 干扰的形成干扰的形成可从三个方面分析 干扰源 耦合干扰源 耦合 引入方式引入方式与接受干扰的敏感电路 接受干扰的敏感电路 噪声 噪声 是指被测信号中加入的随机扰动 它来自于测量系统内 部 是由构成测量系统材料及元器件所产生的 对于噪声虽然 不能精确预测 也不能完全消除 但可以适当加以控制 2 2 抑制电磁场干扰的两种主要方法 抑制电磁场干扰的两种主要方法 合理接地合理接地与电磁屏蔽电磁屏蔽 合理接地合理接地是抑制电场干扰的最好方法 合理接地原则就是正确的一 点接地 生物医学测量仪器的接地应从三方而考虑 一是仪器供电系统的安仪器供电系统的安 全接地全接地 称为保护接地 二是所设计电路系统的工作接地所设计电路系统的工作接地 三是输入回路或敏输入回路或敏 感回路的接地感回路的接地 接地不正确是生物医学测量失败的主要原因 所谓电磁场屏蔽电磁场屏蔽 是指在测量系统工作区域加以金属封闭隔离层 用以屏蔽从其他区域传播来的电场辐射干扰 电磁场屏蔽分为高频高频和低频电低频电 磁场屏敝磁场屏敝两种 3 3 生物医学测量系统中主要噪声类型 生物医学测量系统中主要噪声类型 1 f噪声 闪烁噪声 热噪声和散粒噪声 1 f1 f噪声 噪声 凡两种材料之间不完全接触 形成起伏的电导率便产生了1 f噪声 热噪热噪 是由导体中载流子的随机热运动引起的 最终限制任何一个测量系统最终限制任何一个测量系统 其分辨能力将是热噪声 其分辨能力将是热噪声 散粒噪声 散粒噪声 是由半导体器件中载流子扩散到基区的不一致 使流过的载流子 数目发生起伏 从而引起电流的无规则变化 4 4 噪声系数的定义及计算 噪声系数的定义及计算 信噪比S N是评价系统所测量的信号品质的参数 信噪比定义为信号的功 率Ps和信号中所含噪声功率PN之比 即 信噪比表示噪声对测量信噪比表示噪声对测量 N S P P N S 精度的影响 信噪比越高 表明测量误差越小 精度的影响 信噪比越高 表明测量误差越小 噪声系数 噪声系数 实际是放大器引起信号质量 信噪比 恶化程度的放大器引起信号质量 信噪比 恶化程度的 量度 量度 噪声系数F是指放大器输入 指信号源 的信噪比和输出 的信噪比的比值 即 式中 A NIP NO NOSO NISI OO II PA P PP PP NS NS F p PSO PSI为放大器信号功率增益 PNI PNO分别为输入源的噪声功率和输出总 噪声功率 上式表明 噪声系数噪声系数F F等于输出总噪声功率除以输入等于输出总噪声功率除以输入 源 电阻 产生的输出噪声功率 源 电阻 产生的输出噪声功率 噪声系数也可以表示为 噪声系数是放大器输入端总噪噪声系数是放大器输入端总噪 NI NI P P F 声功率声功率 P PNI NI和输入源的噪声功率之比 和输入源的噪声功率之比 多级放大器的总噪声系数 多级放大器的总噪声系数 总的噪声系数总的噪声系数 21 3 1 2 1 11 PPP AA F A F FF 主要取决于第一级放大的噪声系数 主要取决于第一级放大的噪声系数 例如 两级放大器的噪声系数分别为F1 3dB F2 10dB 两级放大器功率增益分别为Ap1 4 Ap2 5 试求两级放大器 的总噪声系数F 解 23 1 dBF1010 2 dBF dB A F FF P 625 4 1 1 2 1 故 5 5 设计低噪声多级放大电路应该注意哪些方面 设计低噪声多级放大电路应该注意哪些方面 第一级放大器的噪声系数对总噪声系数贡献最大第一级放大器的噪声系数对总噪声系数贡献最大 所以努 力降低第一级噪声系数 是实现低噪声设计的原则 第一级放 大器必须选择低噪声器件 其次 如果第一级功率增益足够大如果第一级功率增益足够大 则后级的噪声影响可以忽略 故第一级放大器功率增益必须 足够大 还有就是必须采用滤波器限制带宽 因为大多数噪声 与频率带宽有关 多级放大器应尽可能为窄带放大器以降低噪 声水平 第六章第六章 生物电放大基础及心电图的测量生物电放大基础及心电图的测量 1 1 生物电放大器前置级提出的要求 生物电放大器前置级提出的要求 高输入阻抗 高共模抑制比 低噪声 低漂移以及设置隔 离及保护电路 2 2 差动放大电路的共模抑制比 差动放大电路的共模抑制比CMRRCMRR的计算 的计算 共模抑制比的定义是 放大器差模增益共模抑制比的定义是 放大器差模增益A AD D和放大器共模增和放大器共模增 益益A AC C的比 即 的比 即 dB A A CMRR Z Z A A CMRR C D S I C D lg20 可见 减少共模增益则可以提高系统的共模抑制比 可见 减少共模增益则可以提高系统的共模抑制比 例 如果 Zs 5k 而放大器输入阻抗为5M CMRR 103 60dB 3 3 同向并联差动放大电路的共模抑制比 同向并联差动放大电路的共模抑制比CMRRCMRR的计算 的计算 第一级是同相并联放大器 由A1 A2组成 第二级是差动放大电路 由A3组 成 具有共模抑制能力 第一级差模电压增益为 第一级差模电压增益为 W F D R R 1 2 1A 第一级共模增益 第一级共模增益 1 12 12 C1 11 A D IC OC A CMRRCMRRU U 第一级电路的共模抑制比 第一级电路的共模抑制比 21 21 1 1 12 CMRRCMRR CMRRCMRR A A CMRR C D 例如 设例如 设CMRRCMRR1 1和和CMRRCMRR2 2 分别为分别为80dB80dB 90dB90dB 则第一级放大电路的共模抑制比 则第一级放大电路的共模抑制比CMRRCMRR12 12是 是83dB83dB 如果严 如果严 格挑选格挑选A1A1 A2A2 使其共模抑制比分别为 使其共模抑制比分别为80dB80dB和和80 5dB80 5dB 则第一级放大电路 则第一级放大电路CMRRCMRR12 12 可高达可高达160dB160dB 对于第二级 由于差动增益和共模抑制比分别为 对于第二级 由于差动增益和共模抑制比分别为 1 D2 A R RF DR DR CMRRCMRR CMRRCMRR CMRR 3 两级放大电路的总差模增益为 两级放大电路的总差模增益为 1 D2D1D 2 1 AAA R R R R F W F 两级放大电路总共模抑制比 两级放大电路总共模抑制比 1231 3121 CMRRCMRRA CMRRCMRRA A A CMRR D D C D 例 如图所示为一个同相并联差动放大器作为ECG放大器的前置 级电路 如果所用器件共模抑制比均为100dB 假设输入回路中 两个电极的阻抗不对称 分别为20k 和23k 放大器输入阻 抗实际有80M 放大器中所用电阻的精度 0 1 其他参 数如图所示 求包括电极系统在内的放大电路的总共模抑制比 解解 由于电极阻抗不平衡 将造成两个电极的共模电压向差模电压的转化 因为总差模增益为总差模增益为 55 20 100 20 1002 1 2 1 1 21 R R R R AAA F W F DDD 由两个电极阻抗不平衡引起共模输出电压共模输出电压U U OC OC为 DIC I s OC AU Z Z U 因为A1 A2的共模抑制比精密对称 故同相并联级共模抑制比CMRR12为无穷 大 它不在输出端产生共模误差 对于差动放大级对于差动放大级A3A3 由电阻失配造成的共模抑制比 由电阻失配造成的共模抑制比 1500 104 51 4 1 3 2 DR ACMRR A3A3本身器件的共模抑制比本身器件的共模抑制比 5 10100 dBCMRRD 差动放大器的总共模抑制比差动放大器的总共模抑制比 1478 3 DR DR CMRRCMRR CMRRCMRR CMRR 由于由于A3A3的共模抑制比有限 所产生的共模输出电压 的共模抑制比有限 所产生的共模输出电压 2 3 D IC OC A CMRR U U 由电极回路和差动放大电路所产生的共模输出误差为 由电极回路和差动放大电路所产生的共模输出误差为 IC D D I S OCOCOC U CMRR A A Z Z UUU 3 2 所以整个电路的共模增益为 所以整个电路的共模增益为 3 2 CMRR A A Z Z U U A D D I S IC OC C 故总共模抑制比为 故总共模抑制比为 dB CMRR A A Z Z A A A CMRR D D I s D C D 8010101 3 2 4 4 心电图曲线与单个细胞的生物电位变化曲线有明显的区别 心电图曲线与单个细胞的生物电位变化曲线有明显的区别 这是为什么 这是为什么 单个心肌细胞电位变化是用细胞内电极记录方法得到的 即 一个电极放在细胞表面 另一个电极插入细胞膜内 所记录的 是细胞膜内 外电位差 包括膜的动作电位和静息电位 而心 电图在体表记录 是所有心肌电兴奋传导到体表的结果 心肌细胞电位变化反映的是单个细胞膜电位变化曲线 而ECGECG 反映的是一次心动周期中整个心脏的生物电位变化和传导过程反映的是一次心动周期中整个心脏的生物电位变化和传导过程 因此ECG是很多心肌细胞电活动综合效应在体表的反映 包括 窦房结和房室结组织 心房 浦肯野纤维和心室组织等表现的 电活动 如前图所示 心电图电极放置位置不同 记录的心电图曲线也就不同 5 5 临床上应用的是心电图标准十二导联系统 分别是 哪些 临床上应用的是心电图标准十二导联系统 分别是 哪些 属于单极导联 哪些属于双极导联 属于单极导联 哪些属于双极导联 临床上应用的是心电图标准十二导联系统心电图标准十二导联系统 分别记为 aVR aVL aVF V1 V6导联 其中 导联为标准肢体导联 aVR aVL aVF导联为肢体加压导联 V1 V6导联为胸前导联 其中 属于双极导联双极导联方式 aVR aVL aVF V1 V6则为单极导联单极导联方式 6 6 心脏各部分电激动与心电图在时间上是对应相关的 心电 心脏各部分电激动与心电图在时间上是对应相关的 心电 图各波形分别对应哪些部位的去极化和复极化过程 图各波形分别对应哪些部位的去极化和复极化过程 心房电激动心房电激动与P P波对应 心室电激动波对应 心室电激动与QRSQRS波群对应 心室波群对应 心室 复极化复极化与T T波对应波对应等 所以从体表记录的心电图能够反映心脏各 部分电兴奋的产生 传导和恢复过程中的生物电位变化 P P波波 由心房的激动心房的激动所产生 代表左 右心房去极化左 右心房去极化过程 前一半主要由右心房所产生 后一半主要由左心房所产生 正 常P波的宽度不超过0 11s 肢体导联最高电压不超过0 25mV QRSQRS波群波群 也称QRS综合波 包括三个紧捞相连的电位波动 第一个向下的波为Q波 接着是高而尖峭的向上的R波 最后是 一个向下的S波 在不同的导联中 这三个波不一定都出现 QR S综合波反映左 右心室去极化左 右心室去极化过程的电位变化 称QRS综合波 的宽度宽度为QRSQRS时限 时限 它代表全部心室肌激动过心室肌激动过程所需要的时间 在0 06 0 10s之间 正常人最高不超过0 10s R波幅度在0 5 2 5mV之间不等 QRS波群形态和电压异常可见于心室肥大 急性心肌梗死等 T T波波 代表心室复极化心室复极化过程中的电位变化 在R波为主的心电 图上 T波不应低于R波的1 10 T波历时0 05 0 25s 波的方 向与QRS波群的主波方向相同 T波异常可见于冠心病 电解质 紊乱 心室肥大等 第七章第七章 脑电图与肌电图脑电图与肌电图 1 1 脑电波的分类 各类型的波形有何特点 脑电波的分类 各类型的波形有何特点 根据频率与振幅的不同将脑电波分 波 波 波 波 波和波和 波波 1 1 波 波 波可在头颅枕部头颅枕部检测到 频率为8 13Hz 振幅为20 100 V 它是脑电波中最明显的波 整个皮层均可产生 正常人在 清醒 安静 闭目时 波即可出现 波幅由小到大 再由大 到小规律性变化 呈棱状图形 一般认为 波是大脑皮层处 于清醒安静状态时电活动的主要表现 2 2 波 波 波在额部额部和颞部颞部最为明显 频率为14 30Hz 振幅为5 20 V 是一种快波 当被试者睁眼视物 进行思考活动时 波即可出现 一般认为 波是大脑皮层处在紧张激动状态时 电活动的主要表现 3 3 波 波 波频率为4 7Hz 振幅为10 50 V 它是在困倦时 中中 枢神经系统枢神经系统处于抑制状态时所记录的波形 4 4 波 波 频率为0 5 3Hz 振幅为20 200 V 正常成人在清醒状态 下 几乎是没有 波的 但在睡眠 深度麻醉 缺氧睡眠 深度麻醉 缺氧或大脑有大脑有 器质性病变器质性病变时可出现 一般认为 高幅度的慢波 或 波 可能是大脑皮层大脑皮层处于抑制状态时电活动的主要表现 脑电图的波形随生理情况的变化而变化 一般来说 当脑 电图由高振幅的慢波变为低振幅的快波时 兴奋过程加强 反之 当脑电图由低振幅快波转化为高振幅的慢波时 则意味着抑 制过程进一步发展 2 2 脑电图的导联方式有哪两种 各有何优缺点 脑电图的导联方式有哪两种 各有何优缺点 单极导联方法单极导联方法和双极导联方法双极导联方法 单极导联法的优点单极导联法的优点 是 能记录活动电极下脑电位电极下脑电位变化的绝对值 其波幅较高且较稳定 异常波较局限异常波较局限 这有利于病灶的定位 缺点是缺点是 参考电极不能保持零电位 易混进其他生物电干 扰 例如 当振幅大的异常波出现于颞部时 耳垂电极由于靠 近颞部而受其电场的影响 这样有可能记录到与颞部电位数值 相近的异常电位 双极导联优点 双极导联优点 不使用参考电极 只使用头皮上的两个活 动电极 这样记录下来的是两个电极部位脑电变化的差值 因 此可以大大减小干扰 并可排除参考电极引起的误差 双极导联对于某一电极下面有局部病灶产生局部电活动 则能够比单极导联方式更突出地显现出来 双极导联适合记录 局部性异常波 并能消除参考电极活动化所造成的误差 双极导联缺点 双极导联缺点 不适合测量电极间距离很小 例如 在3cm 以内 的情况 因为距离小使记录的波幅较低 将来自较大范 围的脑电位视为共模干扰信号 结果电位差值互相抵消 所以 两电极的距离应在3 6cm 3 3 目前临床上常用的诱发电位有哪些 分别是由哪些刺激所 目前临床上常用的诱发电位有哪些 分别是由哪些刺激所 引起 引起 目前临床上常用的诱发电位有视觉诱发电位 visual evoked potential VEP 脑干听觉诱发电位 brainstem auditory evoked potential BAEP 体感诱发电位 somatosensory evoked potential SEP 和事件相关电位 event related potentia