现代医学电子仪器原理与设计考试重点

医学仪器概述人体系统的特征人体是一个复杂的自然系统，分为器官自控制系统、神经控制系统、内分泌系统和免疫系统。器官自控制系统具有不受神经系统和内分泌系统控制的机制，如心脏的收缩与舒张。神经控制系统是一种由神经进行快速反应的控制调节机制，如人的喜怒哀乐。内分泌系统通过循环系统的路径将信息传到全身细胞进行控制。免疫系统识别异物，排斥异物。人体控制功能的特点负反馈机制、双重支配性、多重层次性、适应性、非线性。生物信号的基本特性不稳定性、非线性、概率性、信号弱、噪声强、频率范围低。生物信号类型电信号机体的各种生物电（心电、脑电、肌电、神经元放电等）生物电电极利用材料的物理变化物理传感器非电信号利用化学反应把化学成分、浓度转换成电信号化学传感器利用生物活性物质选择性识别来测定生化性质生物传感器医学电子仪器从功能上来说主要有生理信号检测和治疗两大类。医学电子仪器的基本构成1）生物信号采集系统包括被测对象、传感器或电极2）生物信号处理系统包括信号与处理和信号处理预处理一般包括过压保护、放大、识别（滤波）、调制\解调、阻抗匹配3）生物信号的记录与处理方式有直接描记式记录器（模拟量）、存储记录器(模拟量或数字量)、数字式显示器（数字量）4）辅助系统包括控制和反馈、数据存储和传输、标准信号产生和外加能量源控制和反馈分为开环和闭环两种调节控制系统。手动控制、时间程序控制均属开环控制；通过反馈回路对控制对象进行调节的自动控制系统称为闭环系统。外加能量源是指仪器向人体施加的能量（X射线、超声波等），用其对生物做信息检测，而不是靠活组织自身的能量。医学仪器的主要技术特性准确度---越小越好，不存在准确度为零的仪器，准确度也称为精度准确度=（理论值-测量值）/理论值*100%是衡量仪器测量系统误差的一个尺度精密度可以表示在相同条件下用同一种方法测量所得数值的接近程度。输入阻抗---越大越好，外加输入变量与相应应变量之比生物放大电极应大于输入电阻的100倍电极-皮肤接触电阻2~150K引线和保护电阻10~30K体表电极10~150K灵敏度输出变化量与引起它变化的输入变化量之比。当输入为单位输入量是，输出量的大小即为灵敏度的量值。5）频率响应仪器保持线性输出时允许其输入频率范围的变化，是衡量系统增益随频率变化的尺度6）信噪比信号功率PS与噪声功率PN之比7）零点漂移仪器的输入量在恒定不变（或无输入信号）时，输出量偏离原来起始值而上下漂动、缓慢变化的现象8)共模抑制比衡量放大差模信号和抑制共模信号的能力8、医学仪器的特殊性1）噪声特性—限制噪声比放大噪声更有意义2）个体差异与系统性—因人而异，选择适当的检测方法，，保持人体的系统性相对稳定3)生理机能的自然性—检测时应防止仪器因接触而造成被测对象生理机能的变化，可进行无损测量4）接触界面的多样性-采用各种办法来保证仪器与人体有一个合适稳定的接触界面5）操作与安全性-医学仪器的操作必须简单、方便、适用和可靠；应确保电气安全、辐射安全、热安全和机械安全，使操作者和受检者均处于绝对安全的条件下；避免误操作危害检测对象9、医学仪器的分类1）基本分类方法--根据检测的生理参数、根据转化原理的不同、根据生理系统中的应用、根据临床的专业2）按用途分类—诊断用仪器和理疗用仪器诊断用仪器--生物电诊断与监护仪器、生理功能诊断与监护仪器、人体组织成分的电子分析检验仪器、人体组织结构形态的影像诊断仪器理疗用仪器--电疗机、光疗机、磁疗机、超声波治疗机10、模型的任务—建立模型结构和提供数据11.模型的有效性用符合程度来度量，分为三的级别—复制有效、预测有效、结构有效12、模型的分类1）物理模型--几何相似模型、力学相似模型、生理特性相似模型、等效电路模型2）数学模型—主要方法有黑箱方法和推导方法3）描述模型13、生物医学仪器的设计思路原理分析电路分析测量信号分析仪器性能指标特殊性要求||||四个环节四个模块四个特点八大性能指标、五点特殊性||||检测检测信号弱见7和8小点处理处理噪声强转换显示输入阻抗高显示辅助随机性14、设计原则影响因素—信号因素、环境因素、医学因素、经济因素、时代因素15、设计步骤1）生理模型的构建2）系统设计3）实验样机设计4）动物实验研究5）临床实验6）在得到该产品的“检验报告”和“临床报告”后，即可向政府管理部门提交仪器认证与注册的有关申请，经审查符合国家相关产品的认证及注册的相关规定后，就可以授权该产品“中华人民共和国医疗器械注册证”和“医疗器械产品生产制造认可表”。第二章生物信息测量中的噪声和干扰1、构成生物信号测量的基本条件：抗干扰和低噪声2、干扰形成的条件：干扰源，耦合通道（引入方式）与敏感电路（接受电路）干扰源：能产生一定的电磁能量而影响周围电路正常工作的物体或设备主要干扰是近场50赫兹干扰源，因为生物电信号中大都包含有50赫兹的频率成分，而且生物电信号的强度远小于50赫兹的干扰。周围的220伏交流电源是最直接的50赫兹干扰源。3、电磁兼容性设计：包括抑制来自外部的干扰和抑制系统本身对外界其他设备产生的干扰4、干扰耦合的途径：传导耦合、经公共阻抗耦合、电场和磁场耦合、近场感应耦合、生物电测量中电场的电容性耦合、生物电测量中磁场的感应耦合5、场的特性取决于：“场源”的性质、场源周围的介质及观察点与源之间的距离。近场时，场的特性主要取决于长远的性质；近场：到场源的距离小于λ/2pai远场时，场的特性主要取决于场传播时所通过的介质；远场（辐射场）：到场源的距离大于λ/2pai（约1/6波长）电场E对磁场H的比为波阻抗。远场时，E/H=377欧等于介质特性阻抗，呈现平面波近场时，E/H<377欧（源为大电流低电压）近场为磁场，以电感性耦合形成干扰；E/H>377欧（源为小电流高电压）近场为电场，以电容性耦合形成干扰6、近场感应耦合分为电容性耦合和电感性耦合电容性耦合：一个导体上的电压或干扰成分通过分布电容使其他导体上的电位受到影响减小电容性耦合的方法：采用屏蔽导线（常用的有效方法）；增大两导线之间的距离，尽量避免两导线平行，以减少分布电容C来减少干扰电感性耦合产生的原因：在系统内部，线圈或变压器的漏磁是形成干扰的主要原因；在系统外面，多数是由于两根导线在长距离平行架设中形成的干扰电压。减小us达到抑制电感性耦合的目的的方法：远离干扰源，削弱干扰源的影响；采用绞合线的走线方式；尽量减小耦合通路，即减小面积A和cosθ值屏蔽和接地是抑制电磁场干扰的有效方法合理接地分类：安全接地又称保护接地；工作接地，即对信号电压设立基准电压。10、安全接地:把仪器的外壳用导线与大地连通目的：为了在任何情况下，使人经常接触的机壳保持零电位原因：由于杂散阻抗形成漏电通路，甚至产生绝缘击穿分类：电源接地、保护接地、等电位接地多台仪器接地的正确方法：一点接地注意：公共地线不能太长，不能绕圈；使用粗地线，减小地线电阻11、工作接地方式：一点接地和多点接地一点接地分为串联形式和并联形式串联形式虽然不合理，但由于简单、方便，在电路电平相差不多时仍可使用并联形式适用于低频信号，不适用于高频信号12、一般来说1M赫兹一下可以采用一点接地，频率高于10M赫兹时采用多点接地。在1M赫兹至10M赫兹范围，如用一点接地，其地线长度不得超过波长的1/20，否则应采用多点接地。13、低频的电子系统接地的三个分开的地线：低平信号地线、功率地线、机壳地线14、屏蔽：在两个空间区域加以金属隔离，用以控制从一个区域到另一区域电场或磁场的传播。用屏蔽体把干扰源包围起来，是电磁场不向外扩散，称为主动屏蔽；屏蔽体用以防止外界电磁辐射，称为被动屏蔽。15、屏蔽体：金属板、金属网屏蔽效果：用屏蔽后场强被衰弱的程度来描述损耗：反射损耗和吸收损耗反射损耗：入射波的一部分从金属表面反射回，取决于场的形式和波阻抗吸收损耗：入射波的另一部分穿过金属板并被衰减，与屏蔽体的厚度和电磁场频率成正比总屏蔽效果=吸收损耗+反射损耗+有关在薄层屏蔽体上多次反射的修正16、屏蔽效果：吸收损耗，钢比铜优越；反射损耗，铜>铝>钢17、发射损耗：低频平面波的大量衰减是来自反射损耗，在高频时的大量衰减是来自吸收损耗。远场时，屏蔽阻抗愈低，反射损害愈大；进场时，电场是高阻抗场，磁场是低阻抗场。18、选择屏蔽材料的原则：屏蔽电场或远场的平面波（辐射场），宜选择铜、铝、钢等高电导率的材料。低频磁场的屏蔽，宜选择玻莫合金、锰合金、磁钢、铁高磁导率材料。19、其他抑制干扰的措施：隔离、去耦、滤波、系统内部干扰的抑制隔离：用隔离的方法使两部分电路互相独立，不成电路，从而切断从一个电路进入另一个电路的干扰的通路，通常用光电耦合变压器耦合实现隔离去耦：用RC和RL滤波环节消除直流电源因负载变化引起的干扰。滤波：是一个低通滤波器，消除频率较高的干扰电压系统内部干扰的抑制：常用的方法是在电感或接点两端加一个耗散瞬变过程产生的电磁能的耗能电路（吸收电路）。20、系统噪声的特点不能采用屏蔽、合理接地方式减到次要程度，是系统测试精度的限制性因素降低系统噪声的方法：通过对噪声过程的分析，进行合理的低噪声电路设计，可以使噪声降到最低限度21、均方根值正弦响应的电压变表测量到的噪声电压必须乘以修正系数才能得到噪声电压的均方根值。22、S（f）为常数—白噪声谱密度随频率减小而上升—粉红色噪声功率谱密度随频率升高而增加—蓝噪声23、噪声的基本特性可以用统计平均量来描述，均方值表示噪声的强度，概率密度表示噪声在幅度域里的分布密度，功率谱密度表示噪声在频域里的特性24、噪声的主要类型：1/f噪声（闪烁噪声或低频噪声）、热噪声、散粒噪声1）1/f噪声属于粉红色噪声形成：凡两种材料之间不完全接触、形成起伏的电导率便产生1/f噪声1/f噪声的功率谱密度：S（f）=K/ff1~f2带宽内噪声的电压均方值：U2f=K㏑f2/f2）热噪声属于白噪声形成：由导体中载流子的随机热运动引起的电阻R的热噪声电压均方值：U2t=4kTR△f谱密度：S（f）=4kTRk=*10-23J/K,T是绝对温度3）散粒噪声属于白噪声形成：在半导体器件中，载流子产生与消失的随机性，使得流动的载流子数目发生波动，时多时少，由此引起电流瞬时涨落电流的均方值：I2=2qIDC△fS（f）=2qIDCq=*10-19C25、描述放大器噪声性能的参数输入端串联的阻抗为零的噪声电压发生器Un和与输入端并联的阻抗为无穷大的噪声电流发生器In，均由放大器内部的噪声源引起等效输入噪声Uin=U2ns+U2n+I2nR2s26、噪声系数F=总的输出噪声功率/源电阻产生的输出噪声功率=总的等效输入噪声功率/源的热噪声功率=输入信噪/输出信噪比对数形式NF=10lgF噪声系数是放大器引起的信号质量（信噪比）恶化程度的度量F=（Pns*Ap+Pn）/ApPns=1+Pn/ApPns信号处理生物电放大器前置级通常采用差动电路结构生物电放大器前置级基本要求：高输入阻抗、高共模抑制比、低噪声、低漂移、设置保护电路高输入阻抗原因：信号源阻抗—高内阻的微弱信号信号源阻抗—因人而异，因身体状况而异，与电极安放位置，电极本身物理状态有关（造成放大器增益不稳定）源阻抗—频率的函数，随频率的增加而下降，易产生低频失真源阻抗—电极阻抗还随电极中电流密度的大小而变化，易产生输出干扰高输入阻抗同时也是放大器高共模抑制比的必要条件为了抑制人体所携带的工频干扰以及测量的参数外的其他生理干扰，必须采用差动放大形式（高共模抑制比的条件）低频生物信号的特点：幅值低(微弱信号)，仅在微伏、毫伏级；高阻抗源，本身带来相当高的热噪声（输入信号质量差）；具有十分低的频率成分低噪声放大器前置级设计要求：正确设计放大器的增益分配，在前置级的噪声系数较小时可获得良好的低噪声性能；采用严格的装配工艺，对前置级电路加以特殊保护低漂移放大器前置级设计要求：采用差动输入电路形式，利用了电路的对称结构并对元器件参数进行严格挑选，所以能够有效的抑制放大器的温度变化造成的零点漂移保护电路包括：人体安全保护电路和放大器输入保护电路差动放大电路研究差动放大电路共模抑制比的诸影响因素，以及如何提高放大电路的输入阻抗理想闭环差模增益Ad=-RF/R1，共模增益为Ac1=0，放大器CMRR=0由外电路电阻失配限定的放大器的共模抑制比CMRRR=Ad/Ac1=(1+Ad)/4δ总共模抑制比CMRR=Ad/Ac=CMRRDCMRRR/（CMRRD+CMRRR）差动放大电路的共模抑制能力受到放大电路的闭环增益、外电路电阻匹配精度以及放大器本身的CMRRD等诸因素的影响。同相并联结构的前置放大电路1）第一级电压增益：Ad1=1+2R’F/Rw2）共模抑制比：CMRR12=Ad1/Ac1=CMRR1CMRR2/（CMRR1-CMRR2）与A1、A2器件的对称性有关3）第一级电路的外回路电阻的匹配关系不影响第一级回路的共模抑制比，但改变第一级回路的输出，改变第二级的共模抑制比。4）设计步骤：Ⅰ、器件选择，确定共模抑制比严格对称的A1、A2和高共模抑制比参数的A3Ⅱ、第二级差动放大电路中电阻的匹配精度高一些Ⅲ、前置级增益以及增益分配，Ad1值取得叫高些是有利于总的共模抑制能力的提高，而Ad2相应减小Ⅳ、放大器总的噪声系数主要取决于第一级浮地（浮置）：信号在传递的过程中，不是利用一个公共的接地点逐级地往下传送优点：不但保障了人体的绝对安全，而且消除了地线中的干扰电流实现电气隔离的方法：电磁耦合和光电耦合电磁耦合：因变压器不可能传递低频、直流信号，所以必须首先通过调制电路，把低频信号调制在高频载波上，经过变压器耦合，再解调，恢复生物信号第四章生物电测量仪器1、人体各种生物电信号的生理基础就是生物电位，分为静息电位和动作电位神经和肌肉细胞在静息情况下细胞膜内侧的电位较外侧为负，细胞在静息状态下膜内外两侧的电位差称为静息电位，也称膜电位，也称为处于极化状态神经或肌肉兴奋时发生的可传播的电位变化称为动作电位2、极化状态：细胞处于静息状态时，细胞膜外电位大于细胞膜内电位去极化：当给细胞一个刺激时，膜内电位迅速升高，并很快超过膜外电位超射：在去极化过程中，细胞膜外为负，细胞膜内为正复极化：经过短暂的超射后，细胞膜又很快恢复到原来的极化状态3、动作电位的幅度为静息电位加超射部分4、动作电位在传导过程中的两个特点：兴奋的“全或无”现象（动作电位的大小不会因为传导距离的增大而减弱）；兴奋在细胞上的传导不一定限于单方向（神经纤维若在中间段受到刺激，将有动作电位同时传向纤维两端）5、生物医学电极一般是经过一定处的金属板或金属丝、金属网等与电极直接接触的是电解质溶液金属与溶液之间形成电荷分布----双电层，产生一定的电位6、电极的极化：电极与电解质溶液界面形成双电层，在有电流流过时，界面电位发生变化的现象7、极化电极：在给电极施加电压或通入电流时，在电极-电解溶液界面上无电荷通过而有位移电流通过的电极8、电极阻抗：通常将电极-电解液界面的系统阻抗；与电流密度、电极面积及温度基本成反比，而与电极阻抗关系最大的是频率。频率增大时，电极阻抗明显减小；在低频时，电极阻抗较大且比较稳定。9、心电图是从体表记录的心脏电位变化曲线，反应心脏兴奋的产生、传导和恢复过程中的生物电变化10、纵轴—波形电压值，每1mm代表横轴—时间，每1mm代表P波：由心房的激动所产生，前一半主要由右心房产生，后一半主要由左心房产生。正常P波的宽度不超过，最高幅度不超过2.5mmQRS复合波：反应左、右心室的电激动过程。称QRS波群的宽度为QRS时限，代表全部心室肌激动过程所需要的时间，正常人最高不超过2.5mmT波：代表心室肌复极化过程的电位变化。在R波为主的心电图上，T波不应低于R波的1/10U波：位于T波之后，可能是反应激动后电位的变化，仍在探讨之中P-R段：从P波终点至QRS波群起点，这段正常人接近于基线P-R间期：从P波终点至QRS波群起点的相隔时间，代表从心房开始兴奋到心室开始兴奋的时间，即兴奋通过心房、房室结和房室束的传导时间。随着年龄的增长而有加长的趋势QRS间期：从R（Q）波开始至S波终了的时间间隔。代表两侧心室肌（包括心室间隔肌）的点激动过程S-T段：从QRS复合波的终点到T波起点的一段，代表心室肌复极化缓慢进行的阶段，正常人的S-T段是接近基线的，与基线间的距离一般不超过0.05mmQ-T间期：从Q波开始到T波结束的期间，代表心室去极化和复极化总共经历的时间，一般小于，受心率的影响较大11、心电图的导联为了对多次获得的心电图形进行对比和分析，对心电图的电极位置和引线与放大器的连接方式进行严格规定，人们将这种电极组和基连接到放大器的方式称为~12、国际标准十二导联：Ⅰ、Ⅱ、Ⅲ、aVR、aVL、aVF、V1~V6获取两个测试点电位差时用双极导联，有Ⅰ、Ⅱ、Ⅲ导联获取某一点相对参考点的电位时用单极导联，有aVR、aVL、aVF、V1~V613、标准导联的三种假设：1）人体的左肩、右肩及臀部三点与心脏的距离相等，构成等边三角形的三个顶点，肢体上任何一点的电位等于该肢体与体腔连处的电位2）等边三角形的中心为心脏，并与三角形在同一平面上3）体腔是一个均匀导电的、相对心脏来说是很大的球形容积导体14、导联Ⅰ：左上肢（LA）接放大器正输入端，右上肢（RA）接放大器负输入端导联Ⅱ：左下肢（LL）接放大器正输入端，右上肢（RA）接放大器负输入端导联Ⅲ：左下肢（LL）接放大器正输入端，左上肢（LA）接放大器负输入端标准导联时右下肢（RL）始终接ACM输出端，间接接地。（右腿驱动电路）标准导联特点：能广泛地反映出心脏的大概情况，但只能说明两肢间的电位差，不能记录到单个电极处的电位变化每瞬间都有VⅡ=VⅠ+VⅢVL、VR、VF分别表示左上肢、右上肢、左下肢电位15、探测心脏某一局部区域电位变化时，使参考电极在测量中始终保持为零电位称为单极导联将一个电极安放在左臂、右臂或左腿，称为探查电极，另一电极放在零电位，称为参考电极16、在三个肢体上各串联一只5K欧姆的电阻（称为平衡电阻），使三个肢端与心脏间的电阻数值互相接近，把它们连接起来获得一个接近零值的电极电位端称为Wilson中心电端17、将放大器的负输入端接到中心端，正输入端分别接到左上肢LA、右上肢RA、左下肢LL，便构成单极肢体导联的三种方式，记为18、在单极导联基础上，当记录某一肢体单极导联心电波形时，将该肢体与心电端之间所接的平衡电阻断开，改进成增加电压幅度的导联形式，称为单极皮肤加压导联，简称加压导联优点：加压导联所获得的心电波形形状不变，而波形幅度增加50%19、心电图机基本结构：输入部分、放大部分、记录部分、走纸部分、控制部分、电源部分20、输入部分包括电极、导联线、过压保护及高频滤波器、导联选择器导联作用：将电极上的心电信号送到放大器的输入端高频滤波器：采用RC高频滤波器，截止频率为10k赫兹左右，滤去不需要的高频信号导联选择器的功能：将同时接触人体各部位的电极的导联线，按需要换成某种导联方式21、放大部分的作用是将幅度为μV级、频率为~100赫兹的心电信号放大到可以观察和记录的水平22、放大部分前置放大器的要求：高输入阻抗、高共模抑制比、低零点漂移、低噪声、宽的线性工作范围为满足要求，前置放大器常使用：1）场效应管恒流源差分放大器2）在差分对管的源极引入负反馈（可以改善线性工作范围）3）在前置放大器之前，加上缓冲隔离级23、放大部分1mV定标信号发生器作用：产生标准幅值为1mV的电压信号，作为衡量心电图波形幅值的标准24、放大部分时间常数电路实际上是阻容耦合电路，隔直通交；常接在前置放大器与后一级的电压放大器之间25、放大部分中间放大器作用：对心电信号进行电压放大，一般均采用差分式放大电路26、放大部分功率放大器作用：将中间放大器送来的心电信号电压进行功率放大，以便有足够的电流去推动记录器工作27、记录部分作用：将心电信号的电流变化转换为机械（记录笔）及热比温控电路28、走纸部分作用：使记录纸按规定速度随时间做匀速移动，记录笔随心电信号变化的幅度值，便被“拉”开描记出心电图29、心电图机的主要性能参数：高输入阻抗、灵敏度适当、低噪声和漂移、时间常数一般要求大于、线性误差小、极化电压、阻尼适中、频率响应好、高共模抑制比、走纸速度均匀、绝缘性能良好30、心电图机浮地前置放大电路、键控电路、主放大电路和供电电路等四部分组成31、主放大电路采用磁敏电位器式的位置反馈放大器和位置反馈记录器32、供电电路直流供电时，所用的直流电池是可充电式铅酸电池33、DC-DC交换原理34、电路原理分析35、威尔逊网络36、威尔逊网络连接原理图37、闭锁电路：导联转换的瞬间，由于各电极与皮肤之间的极化电压互不相等，在前置级放大器输入端形成极化电位差值的阶跃信号，使描笔偏移到正常记录范围之外，需要很长时间（与时间常数有关）描笔基线才能恢复到零电位，这样就影响后一导联的记录，严重时要损坏记录器和驱动电路。闭锁电路能及时将前置级放大器输出端短路，使描笔直接回到零电位38、DC-DC变换39、脑电图：临床上用双极或单极记录方法在头皮上观察大脑皮层的电位变化，记录到的脑电波称为脑电图40、脑电图的一般性质：41、脑电图的分类：根据频率与振幅的不同将脑电波分为α波、β波、θ波、δ波1）α波：在头颅枕部检测到，频率为8~13赫兹，振幅为20~100μV，在清醒/安静/闲时出现2）β波：在额部和颞部最为明显，频率为18~30赫兹，振幅为5~20μV，β波的出现一般意味着大脑比较兴奋3）θ波：频率为4~7赫兹，振幅为10~50μV，它在困倦时，中枢神经系统处于抑制状态时所记录的波形4）δ波：在睡眠、深度麻醉、缺氧或大脑有器质性病时出现，频率为1~赫兹，振幅为20~200μV42、诱发电位（EP）：指中枢神经系统感受外在或内在刺激过程中产生的生物电活动，是代表中枢神经系统在特定功能状态下的生物电位活动的变化43、特异性诱发电位：在给予刺激后经过一定的潜伏期，在脑的特定区域出现的电位反应，其特点是诱发电位与刺激信号之间有严格的时间关系；特异性诱发电位小；特异性诱发电位的形成和出现与特定的刺激有严格的对应关系，可以反应出神经系统的功能与病变44、非特异性诱发电位：在给予不同刺激时产生的相同的反应，这是一种普通的和暂时的情况；非特异性诱发电位幅度比较高；非特异性诱发电位没有任何意义，因此在临床诊断中不具有诊断价值自发的电位活动45、脑电信号特异性诱发电位脑诱发电位非特异性诱发电位46、临床上常用的诱发电位：模式反转视觉诱发电位、脑干听觉诱发电位、短潜伏期体感诱发电位1)视觉诱发电位：指向视网膜给予视觉刺激时，在两侧后头部所记录到的由视觉通路产生的电位变化2)听觉诱发电位：给予声音刺激，从头皮上记录到的由听觉通路产生电位活动3）体感诱发电位：指躯体感觉系统在受外界某一特定刺激后的一种生物电活动，它能反映出躯体感觉传导通路神经结构的功能47、脑电电极安防放部位：48、单极导联法：将作用电极（活动电极）置于头皮上，参考电极（无关电极）置于耳垂。通过导联选择器的开关分别与前置放大器的两个输入端G1和G2相连优点：能记录活动电极下脑电位变化的绝对值，其波幅较高且较稳定，异常波常较局限，有利于病灶的定位缺点：参考电极（无关电极）不能保持0电位，易产生其他生物电干扰三中连接方式：49、平均参考电极：将头皮上多个作用电极各通路通过1.5M欧的电阻后连接在一起的点作为参考电极。将作用电极与平均参考电极之间的连接方式称为平均导联50、双极导联法：只使用头皮上的两个作用电极而不使用参考电极优点：所记录的波形是两个电极部位脑电变化的电位差，可以大大减少干扰，并可以排除无关电极引起的误差缺点：波幅较低，也不够恒定；两作用电极的距离不宜太近，以免电位差值互相抵消，一般应在3~6cm51、与心电图不同的性能要求：第五章血压测量1、血液循环中的两个平行系统：从右心室泵出的血液通过肺动脉和吸入的氧气结合，氧合后的血液变成动脉血后进入左心房然后充盈左心室。心肌收缩使血液从左心室泵出，通过主动脉而送到全身。血液在毛细血管处进行物质交换以供应人体所必需的营养，、。回流的血液成为静脉血，通过静脉系统，最后从上、下腔静脉进入右心房以后周而复始地循环。另一方面，泵本身的工作是由心脏收缩来完成的。心肌接受冠状动脉来的血液，它像花冠一样围绕着心脏。冠状动脉硬化会使得心肌得不到充分的血液供应而梗塞，心肌的梗塞将使心脏失去泵血功能而导致死亡。心脏的周期性收缩合数张所产生的压差迫使血液在全身流通。血液由主动脉通过许多动脉杈之后到达各器官、脑和肢体。动脉系统的血管横截面积逐渐减小，动脉数增加到小动脉为止。然后进入经脉系统而返回右心房。血压的动脉性也随血管的直径减小而降低，同时血压值也逐渐减小到零。2、血压：血管内血液在血管壁单位面积上垂直作用的力3、临床上通常测量的有动脉血压和心室各腔室的压4、收缩压（SP）：心脏收缩时达到的最高压力；它把血液推进到主动脉，并维持全身循环5、舒张压（DP）：心脏扩张时达到的最低压力；它使血液回流到右心房6、脉压差：收缩压和舒张压的差；表示血压动脉量，一定程度上反应心脏的收缩能力7、平均压MP：血压波形在一周期内的积分，评价整个心血管系统的状况MP=DP+（SP-DP）/38、左心室压：反应左心室泵的作用，心室压力曲线的上升沿斜率（dp/dt）反映了心室收缩初期的力度，作为心血管系统的重要功能指征，在舒张期，左心室压一般低于1kPa（8mmHg）。舒张末端压则代表了在射血开始前对心室的灌注压力9、右心室压和肺动脉压：由右心室收缩引起，在正常血液循环中，这两种压力低于系统动脉压10、肺楔压的测量可以评估左心房的压力，它是将导管楔入动脉的某一分支处测得的压力，代表了毛细血管压与左心房压之间的压差11、中心静脉压：指右心房、上腔静脉或锁骨下静脉血液所给出的压力12、13、影响血压指标的因素：心脏的泵血功能、冠状动脉的供应状况、周围血管的阻力和弹性、全身的血容量及血液的物理状态、年龄、气候、饮食及情绪等因素14、在血液系统中，右心房压最稳定15、臂动脉：收缩压：90~140mmHg~平均值110~120mmHg~16kPa)正常舒张压:60~90mmHg（8~12kPa）平均值80mmHg脉动血压120/80分子代表SP，分母代表DP16、主动脉压：130mmHg/75mmHg;左心室压130mmHg/5mmHg;左心房压9mmHg/5mmHg；右心室压25mmHg/0mmHg;右心房压3mmHg/0mmHg;肺动脉压25mmHg/12mmHg毛细血管压~(20~30mmHg)；静脉压0~(0~20mmHg)17、临床上血压测量的方法：直接法和间接法直接（有创）测量方法是通过一个充满液体的导管将血管压力耦合到体外的传元件进行测量。优点：测量值准确，并能进行连续测量缺点：必须经皮将导管放入血管内，是一种有创性的测量方法间接（无创）测压技术是利用脉管内压力与血液阻断开通时刻所出现的血液变化间的关系，从体表测量出相应的压力值。优点：不需要剖切的外科手术，测量简便，在临床上得到广泛的应用缺点：测量精度较低，不能进行连续测量，不能用以测量心脏、静脉系统的压力。18、1个标准大气压=760mmHg1mmHg=19、测量误差的来源:1）测压导管选择不当2）导管送至心脏部分的血管中或心脏内时，其测压端口方向不同，也会导致测压误差3）导管进入测压部位，可能影响血液的正常流通，甚至产生堵塞现象，从而造成测压误差4）传感器的感压面与插入体内的测压导管端口不是处在同一等压面上，其差值将直接导致测压误差，尤其是在测量数值较低的静脉压时，这个误差不能忽视5）连接导管腔与血压传感器的管道，若采用可塑性较强的一般输液管，其管腔可能因血压的高低而舒张和收缩，也可能因外部物品挤压管道或管道扭动、弯曲或管外的振动而导致测压误差，即产生所谓的导管鞭形畸变5)在血压监护系统中，所使用的连接三通接头制作各异、内腔粗细不匀，导致血液流动时的局部速度改变，也会影响测压精度7）系统内若存在残留气泡，该气泡对血压起缓冲作用，导致系统有效顺应性增大，而测压系统的固有频率fn降低，阻尼系数ξ增大，甚至导致血压波形的严重失真8）若导管系统的接头过多，也将影响测压的准确性。这是由于导管接头在系统内相当于一个液压阻尼器，使系统的频率响应降低9）在整个测压量程范围内存在不同程度的非线性，因而引起的测压误差10）血液压力由于需经压力管道才能在血压传感器中进行机电交换，因此血液压力波与显示的血压电信号间存在时间的滞后，从而导致延迟失真20、克服测量误差的方法:21、血压传感器标定原因：由于传感器特性的离散性，不同传感器配用相同测量电路时，所得结果显然不可能一致，为解决这一矛盾，就必须对传感器的灵敏度加以标定，并使不同灵敏度的传感器与同一测量电路相配时，仍可以得到同样的结果。22、柯式音法：通过充气球先给袖带充气，当袖带内压力超过动脉收缩压时，动脉血管封闭，血流不通。然后打开针形阀使袖带内的压力以2~3mmHg/s的速度放气，当收缩压高于袖带内压力时，部分动脉打开，血液喷射形成涡流或湍流，它使血管振动并传到体表即为柯式音。柯氏音的变化分为五个相，它由放在袖带下、动脉上的听诊器听到，最初听到的“砰”音（称为柯氏音Ⅰ相），代表收缩压；接着柯氏音声音增高（Ⅱ相），达到最大声强（Ⅲ相），由于湍流在低沉的杂音后可出现“砰”声（Ⅳ相），随后声音变得轻柔无力，最后声音完全消失（Ⅴ相）。无声时的压力，即提示为舒张压。袖带必须能对整个宽度产生平稳的压力，即在袖带充气时必须不膨胀或产生位移，以免产生误差读数23、柯式音法测量精度低的原因：1）血压的读数随传感器的部位和高度而变2）如用听诊器，则读数将受到使用者听力的影响3）放气速度不当4）出现的运动伪迹与引入系统的振动型式有关：如握拳、手臂弯曲和移动及身体的移动等。若病人在休克状态，因其脉搏微弱，柯氏音振动很低，所以血压测量对移动特别敏感5）无论对正常人还是对情绪紧张的人，触摸手臂（相当于压力效应）都能改变读数。另一方面，换气过度会有减小压力的效应6）错误的测量方法24、超声法:利用超声波对血流和血管壁运动的多普勒效应来检测收缩压和舒张压。具体操作：在上臂袖带下安放一个超声传感器。8M赫兹的振荡源加到发送晶片，它产生8M赫兹的超声波；当它遇到运动着的血管壁时，其回波发生频移，回波由接收晶片接收后，经放大和鉴频电路检波得到正比于频偏Δf的信号。它与血管壁运动速度和血流速度成比例，频偏值在40~500赫兹范围内。此值