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第一章 传感器与生物医学测量
（1）国家标准(GB7665—87)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，它通常由敏感元件和转换元件组成。
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：将一种能力转化为另一种能量形式。
（2）生物医学测量仪器的三个主要部分及其所起作用。
n 传感器和电极
n 放大器和测量电路
n 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）常见生理参数的测量范围（心电，脑电，肌电）
心电图ECG:（所用传感器）体表电极 (幅值)50uv—5mv
(频率)0.05—100Hz
脑电图EEG:头皮电极 2—200uv 0.5—100Hz
肌电图EMG:针电极 20uv—1mv 10Hz—20kHz
（4）通过人体的低频电流（直流～1KHz）对人体的作用有三个方面。
n 产生焦耳热；
n 刺激神经、肌肉等细胞；
n 使离子、大分子等振动、运动、取向。

第二章 生物电信号的特征
（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？
膜电位（membrane potential）：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（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:
n K+的膜内浓度比膜外高30倍;
n Na+的膜外浓度比膜内高10-15倍;
n CL-的膜外浓度比膜内高4～7倍;
n Ca2+的膜外浓度比膜内高104倍;
n 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）能斯特(Nernst)方程以及利用能斯特方程求静息时K+的平衡电位εk 。（式中ε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εk:

k=1.38x10-23 J·K-1)，T为绝对温度(K)，Z=+1，e=1.60x10-19C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εk =-89mV,理论计算值与实测结果（－86mV）很接近。
（3）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,ε=3.26
膜的电容值：=1.3pF=1.3×10-12F(法拉)
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）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，K+、Na+ 、Ca2+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”。
1.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。）
n 表现：去极化达到一定临界水平,即阈电位,便产生兴奋。这时细胞膜的极化现象消除,出现膜内为正、膜外为负的反极化状态:在短时间内由-50mV—100mV变到+20mV—+40mV,构成动作电位上升支(去极相)。快钠通道“开放”，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)。
n 特点：对于心肌细胞,此期历时很短,仅1～2ms。
2.复极化：是从去极化电位达到正峰值后开始,一直恢复到静息电位水平状态之间的过程。（动作电位的产生,取决于细胞膜两边的电压和膜对于Na+、K+随时间变化的通透性。）
1期:亦称快速复极初期，Na+向内扩散减慢,而K+的向外扩散则缓慢地上升,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,使细胞内的电位逐渐降低。1期占时平均约10ms 。
2期:缓慢复极期或平台期，胞外Ca2+浓度比细胞内高得多，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Na+缓慢内流，使膜电位复极受阻。因而使复极过程停滞在0电位水平。2期占时约100ms。
3期:“快速复极末期”，是复极化的主要过程。主要是由K+的外流而造成的。由于K+外流的增加和慢通道的失活,Ca2+和Na+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而形成复极3期。此期历时约100～150ms。
从0－3期,对应着心肌的收缩期。不需消耗外部能量,故称为"被动传输"过程。
4期:“舒张期”或“静息期”，要依靠钾-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,使膜复极化完毕和膜电位恢复到静息水平。它需要外界供给能量才能维持,故称为“主动传输”过程。

（5）动作电位的主要特征参量:
n 动作电位幅度(APA)
n 静息膜电位(RP)
n 动作电位时程(APD):从去极化到复极化后静息电位的时间间隔。常用APD90（达到峰电位百分之九十的时间）。
n 有效不应期(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）相对不应期与绝对不应期：
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。
*（7）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 生物医学传感器基础
（1）生物医学传感器根据主要特点分为哪几类。

（2）医用电极按工作性质可分为哪两类:
分为检测电极和刺激电极两大类。
n 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。
n 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）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: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: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: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: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）制作Ag/AgCl电极的方法:电解法和烧结法
1.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.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/AgCl电极称为可逆变电极
（5）传感器静态特性表征的重要指标：
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：
1.灵敏度：传感器输出量的变化和输入量的变化之比。
2.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.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.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.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 物理传感器与检测技术
（1）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：无应变电阻值;dR：产生应变时电阻变化量;ε:轴向应变(ε=dL/L);k0:金属材料的灵敏系数。
（2）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。金属材料和半导体材料的灵敏系数k0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，压阻效应）？
金属材料和半导体材料的灵敏系数k0
n 它受两个因素影响：
n 1.是受力后材料几何尺寸变化所引起，即(1＋2m)项；
n 2.是受力后材料电阻率变化所引起的，即(dr/r)/e项。
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的，即尺寸效应是占主导地位的因素。
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发生了较大的变化,这种现象叫做压阻效应。占主导。

（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: 应变片灵敏系数是k值小于线材灵敏系数k0。k又称为"标称灵敏系数"。即，金属材料的灵敏系数更大。
（4）应变片电阻随温度变化必造成误差,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？
(a)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)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,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）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）。
电阻应变传感器采用直流电桥。（单臂直流电桥）

1.输出负载为RL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。
2.输出负载为∞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。，单臂电桥灵敏度最大为电源E的四分之一。
3．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ΔR1<<R1,将公式分母中ΔR1/R1忽略。实际上，忽略ΔR1/R1将带来误差。对于单臂工作，假设未忽略ΔR1/R1的桥路输出电压为UL’,忽略ΔR1/R1的桥路输出电压为UL,则
，
显然未忽略ΔR1/R1的桥路输出电压UL’与ΔR1/R1不是线性关系，而是非线性的关系。忽略ΔR1/R1的桥路输出电压才是线性关系。
根据定义，非线性误差e为：

（6）电容式传感器的三种类型及其原理。
电容式传感器可以分为三种类型：
变面积式:改变极板面积A；
变极距式:改变极板距离d；
变介电常数式:改变介电常数e 。
1．变面积型电容传感器：
（1）角位移式电容传感器：当动片有一角位移θ时，两极板间覆盖面积S就改变，因而改变了两极板间的电容量。
θ＝0时，；θ≠0时，
电容Cθ与角位移θ呈线性关系。
2、直线位移式电容传感器：设两矩形极板间覆盖面积为A，当其中一极板移动距离x时，则面积A发生变化，电容量也改变。
设两极板间覆盖面积A=L×b,当设定传感两极板间距d和介电常数er为常数时,初始电容:
若电容传感器上极板可动,下极板固定，设动极板相对定极板向右(或向左)平移ΔL时,其电容C与ΔL为线性关系:
电容的相对变化率为:ΔC/C0 = ΔL/L
ΔC与ΔL(动极板的位移)呈线性关系,变面积型电容传感器的输出特性为线性。
灵敏度S: S = ΔC/ΔL = ε0εr b/d 减小极距d,提高灵敏度。
n ΔL不能太大,否则边缘效应增加,产生非线性。
2.变极距型电容传感器：
n 上极板为固定极板；下极板为动极板（动片）。
n 动极板随被测参数的改变上下移动时，极距d改变，引起电容量的变化。
3.变介质型电容传感器：变介电常数型电容传感器是通过改变介电常数ε实现测量。
变介质式电容传感器:两固定极板间充以气体介质，其介电常数ε1。介质块可移动，其高度为d2,介电常数为ε2,介质块移入电容中的距离为x。两固定极板间距为(d1+d2)。无介质块时电容为C0, b为极板宽度。

（7）变面积型电容传感器能测量角位移和直线位移么？改变利用介质块移动进行为什么可以测量位移？
差动式变面积型传感器特点：有3个电极,上面的为可动电极,也是公共电极,它与两个固定电极分别形成电容C1和C2。
当可动电极向右(或向左)移动时,电容C1减小(或增加),而电容C2增加(或减小),差动输出灵敏度提高,非线性得到改善,克服极板的边缘效应，获得较大直线位移或角位移测量。初始位置必须保持可动极板与两固定极板构成的电容C1和C2为相同值。
（8）什么是压电效应，试分析说明石英晶体为何具备压电性能，常见的压电材料有哪些？
某些晶体，在一定方向受到外力作用时，内部将产生极化现象，相应地在晶体的两个表面产生符号相反的电荷；当外力作用除去时，又恢复到不带电状态。当作用力方向改变时，电荷的极性也随着改变，这种现象称为压电效应。
从晶体上沿XYZ轴线切下一片平行六面体的薄片称为晶体切片。当沿着X轴对压电晶片施加力时，将在垂直于X轴的表面上产生电荷，这种现象称为纵向压电效应。沿着y轴施加力的作用时，电荷仍出现在与X轴垂直的表面上，这称之为横向压电效应。当沿着Z轴方向受力时不产生压电效应。
常见的压电材料有：石英晶体、压电陶瓷、压电半导体等。
（9）压电传感器实际的等效电路：
压电传感器在受外力作用时，在两个电极表面将要聚集电荷，且电荷量相等，极性相反。这时它相当于一个个以压电材料为电介质的电容器，其电容量为：（式中，ε0为真空介电常数：ε为压电材料的相对介电常数；h为压电元件的厚度；A为压电元件极板面积。）
因此可以把压电式传感器等效成一个与电容相并联的电荷源，如图a所示，也可以等效为—个电压源，如图b所示。

压电传感器与测量仪表联接时，还必须考虑电缆电容CC，放大器的输入电阻Ri和输入电容Ci以及传感器的泄漏电阻Ra。下图画出了压电传感器完整的等效电路。

（10）光电传感器一般由光源、光学通路和光电元件三部分组成。

（11）什么是外光电效应，什么是内光电效应，基于它们的器件有哪些。
外光电效应是指，在光线作用下物体内的电子逸出物体表面向外发射的物理现象。基于外光电效应的光电元件有光电管、光电倍增管等。
内光电效应是指在光的作用下，激发的载流子（电子和空穴）保留在物体内部，使物体的电导率发生变化或产生光电动势的现象。内光电效应又分为光电导效应和光生伏特效应两类。
光电导效应是指，半导体材料在光照下电导率变化的现象。基于此原理的光电导体有光敏电阻。
光生伏特效应是指光线作用能使半导体材料产生一定方向电动势的现象。基于光生伏特效应的器件主要有光电池，光敏二极管，光敏晶体管，光敏场效应管等。
光生伏特效应又可分为势垒效应（结光电效应）和侧向光电效应。
（12）热电偶的工作原理：
当有两种不同的导体或半导体A和B组成一个回路，其两端相互连接时，只要两结点处的温度不同，一端温度为T，称为工作端或热端，另一端温度为T0 ，称为自由端（也称参考端）或冷端，回路中将产生一个电动势。这种现象称为“热电效应”，两种导体组成的回路称为“热电偶”，这两种导体称为“热电极”，产生的电动势则称为“热电动势”。

（13）热电动势由两部分电动势组成，分别是如何形成的？
热电动势由两部分电动势组成，一部分是两种导体的接触电动势，另一部分是单一导体的温差电动势。
当A和B两种不同材料的导体接触时，由于两者内部单位体积的自由电子数目不同(即电子密度不同)，因此，电子在两个方向上扩散的速率就不一样。电子扩散时在接触界面上会形成一个阻碍扩散作用的电场。该电场的方向与扩散进行的方向相反。当扩散作用与阻碍扩散作用相等时，便处于一种动态平衡状态。在这种状态下，A与B两导体的接触处就产生了电位差，称为接触电动势。接触电动势的大小与导体的材料、接点的温度有关，与导体的直径、长度及几何形状无关。
对于导体A或B，将其两端分别置于不同的温度场t、t0中(t> 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。温差电动势的大小取决于导体的材料及两端的温度
（14）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）：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。

（15）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，灵敏度和选择性等主要功能。固定方法：现已经成为生物工程中一门重要技术
n 物理方法：夹心法、吸附法、包埋法；
n 化学方法: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,因而又出现了采用集成电路工艺制膜技术，如光平板印刷法、喷射法等。

第五章 生物医学测量的干扰和噪声
（1）什么是干扰和噪声，它们是怎么形成的？
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。干扰的形成可从三个方面分析:干扰源、耦合引入方式与接受干扰的敏感电路。
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）抑制电磁场干扰的两种主要方法：合理接地与电磁屏蔽
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全接地，称为保护接地;二是所设计电路系统的工作接地;三是输入回路或敏感回路的接地。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，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和低频电磁场屏敝两种。
（3）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/f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：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其分辨能力将是热噪声。
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）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精度的影响，信噪比越高，表明测量误差越小。）
噪声系数：实际是放大器引起信号质量（信噪比）恶化程度的量度。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，Ap＝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F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。
噪声系数也可以表示为：噪声系数是放大器输入端总噪声功率ΣPNI和输入源的噪声功率之比。
多级放大器的总噪声系数：总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：，，
（5）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，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，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 生物电放大基础及心电图的测量
（1）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）差动放大电路的共模抑制比CMRR的计算：
共模抑制比的定义是：放大器差模增益AD和放大器共模增益AC的比，即：（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＝5kΩ，而放大器输入阻抗为5MΩ，CMRR＝103=60dB。
（3）同向并联差动放大电路的共模抑制比CMRR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：
第一级共模增益：
第一级电路的共模抑制比：
（例如，设CMRR1和CMRR2 分别为80dB、90dB，则第一级放大电路的共模抑制比CMRR12是83dB。如果严格挑选A1、 A2 ，使其共模抑制比分别为80dB和80.5dB，则第一级放大电路CMRR12 可高达160dB。）
对于第二级，由于差动增益和共模抑制比分别为：
，
两级放大电路的总差模增益为：
两级放大电路总共模抑制比：
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20kΩ和23kΩ。放大器输入阻抗实际有80MΩ，放大器中所用电阻的精度δ＝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: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：
由两个电极阻抗不平衡引起共模输出电压U‘OC为：
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A3，由电阻失配造成的共模抑制比：

A3本身器件的共模抑制比:
差动放大器的总共模抑制比:
由于A3的共模抑制比有限，所产生的共模输出电压：
由电极回路和差动放大电路所产生的共模输出误差为：

所以整个电路的共模增益为：
故总共模抑制比为：
（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，这是为什么？
①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。
②心肌细胞电位变化反映的是单个细胞膜电位变化曲线，而ECG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。
③心电图电极放置位置不同，记录的心电图曲线也就不同。
（5）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？
临床上应用的是心电图标准十二导联系统，分别记为Ⅰ、Ⅱ、Ⅲ、aVR、 aVL、 aVF、V1－V6导联。其中Ⅰ、Ⅱ、Ⅲ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Ⅰ、Ⅱ、Ⅲ属于双极导联方式; aVR、aVL、aVF、V1－V6则为单极导联方式。
（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。
心房电激动与P波对应，心室电激动与QRS波群对应，心室复极化与T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波:由心房的激动所产生，代表左、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。
QRS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。QRS综合波反映左、右心室去极化过程的电位变化，称QRS综合波的宽度为QRS时限，它代表全部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波:代表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 脑电图与肌电图
（1）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α波、β波、θ波和δ波。
(1) α波：
α波可在头颅枕部检测到，频率为8～13Hz，振幅为20~100μV，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，α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，α波是大脑皮层处于清醒安静状态时电活动的主要表现。
(2) β波：
β波在额部和颞部最为明显，频率为14～30Hz:，振幅为5~20μV，是一种快波。当被试者睁眼视物、进行思考活动时，β波即可出现。一般认为，β波是大脑皮层处在紧张激动状态时电活动的主要表现。
(3) θ波：
θ波频率为4~7Hz:，振幅为10～50μV。它是在困倦时，中枢神经系统处于抑制状态时所记录的波形。
(4) δ波：
频率为0.5～3Hz，振幅为20~200μV。正常成人在清醒状态下，几乎是没有δ波的，但在睡眠、深度麻醉、缺氧或大脑有器质性病变时可出现。一般认为，高幅度的慢波（δ或θ波）可能是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）脑电图的导联方式有哪两种？各有何优缺点？
单极导联方法和双极导联方法。
单极导联法的优点：是: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，异常波较局限，这有利于病灶的定位。
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：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：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）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：
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 potential，ERP）它们分别是由光刺激、声刺激和躯体感觉刺激而引起的.目前的大部分脑电图机配备有声光刺激器、电子刺激器、脑电频率分析器以及记录装置等辅助仪器。
（4）运动单位电位和不同程度肌肉收缩时的肌电图：
所谓运动单位就是用来表示肌肉基本功能的单位，由一个运动神经元和由它所支配的肌纤维构成。一个运动单位所包括的肌纤维数目有多有少，一般有10~1000根。运动单位为肌肉活动的最小单位，实际看到的肌肉收缩，是众多个运动单位共同参加活动的结果。正常肌肉在轻微主动收缩时，出现的动作电位称为运动单位电位。
正常肌肉的动作电位波形、电压及时程变异较大，原因是不同肌肉或同一肌肉的不同点运动单位的神经支配比例不同。
正常骨骼肌做轻度、中度或最大用力收缩时，参加活动的运动单位增多，可出现如下肌电波形：
(1)单纯相：
轻度用力收缩时，只出现几个运动单位电位相互分离的波形 ，如图所示。
(2) 混合相：
骨骼肌做中度用力收缩时，多个运动单位持续活动，肌纤维放电频率增加，有些较密集难以分出单个运动单位电位，有些部位较稀疏可以分出单个运动单位电位，称混合相。

(3) 干扰相：
骨骼肌做最大收缩时，参加活动的运动单位增加，几乎全部运动单位皆参加了活动，可产生节律的、
反复发生的动作电位，呈密集相互干扰的波形，称干扰相。干扰相振幅一般在2-5mV，此时波形及时程难以分析。现代肌电图机，对干扰相给出每秒翻转次数和平均电压两个参数。。
（5）运动神经传导速度(MCV)及其测定；感觉神经传导速度(SCV)
运动神经传导速度：是研究神经在传递冲动过程中的生物电活动。利用一定强度和形态(矩形)的脉冲电刺激神经干，在该神经支配的肌肉上，用同心针电极或皮肤电极记录所诱发的动作电位(M波)，然后根据刺激点与记录电极之间的距离，发生肌肉收缩反应与脉冲刺激后间隔的潜伏时间来推算在该段距离内运动神经的传导速度。这是一个比较客观的定量检查神经功能的方法。神经冲动按一定方向传导，感觉神经将兴奋冲动传向中枢，即向心传导，而运动神经则将兴奋传向远端肌肉，即离心传导。
感觉神经传导速度(SCV)：周围神经病变的早期，病人一般只有感觉的障碍，而没有运动的障碍和肌肉萎缩的现象。所以这时测定感觉神经传导速度便具有重要诊断意义。
将指环状电极套在食指上作为刺激电极，并在神经干一点或两点上记录神经的激发电位。用此法测得的感觉神经的电位比较小。一般不易测得，常需用叠加法才能得到，同运动神经传导速度一样，根据潜伏期，刺激点和采样点之间距离可以算出感觉神经传导速度。
测定运动神经传导速度时，记录的是肌肉活动电位。测定感觉神经传导速度时，记录的是神经活动电位。两者相比，神经活动电位比肌肉活动电位小得多，直接引入放大器进行测定比较困难，一般采用叠加方法来测定