u 第八章：1：簡述發生電擊的原因和預防電擊的措施：答：電擊是指超過一定數量的電流通過人體而引起的各種傷害，如心室纖摻、心肌收縮及皮

u 第八章：

1：簡述發生電擊的原因和預防電擊的措施：

答：電擊是指超過一定數量的電流通過人體而引起的各種傷害，如心室纖摻、心肌收縮及皮膚損傷等。產生電擊的原因包括①人體與電源之間存在兩個接觸點；②兩點之間存在電位差；③電源的高壓足以產生生理效應。常見的電擊現象有：接地不良引起電擊；皮膚電阻減少；泄漏電流；心臟有導電通路等。

預防電擊的措施主要分兩種，一種是使病人與所有接地物體絕緣，一種是將人所能接觸到的導電表面都保持在同一電位。措施有：基礎絕緣；附加保護；保護接地；等電位化；輔助絕緣；醫用安全超低電壓；患者保護（人體小電流接地；右腿驅動電路；絕緣接觸部分；信號隔離器）

2;什么是微電擊？微電擊的直接危害？

進入人體內在心臟內部所加的電流所引起的電擊為微電擊，這種微弱的電流有可能引起心臟纖顫或心室纖顫。

3. 簡述宏電擊與微電擊的區別，醫院哪些部門最容易發生宏電擊？

區別：宏電擊是電流流經皮膚經過人體所引起的電擊，而微電擊則是電流流過心臟內部引起的電擊。

4. 一類和二類醫用電氣設備對電擊的防護分別有什么要求？

一類設備對電擊的防護不僅依靠基本絕緣，而且還有附加保護措施，接地保護線。二類設備對電擊的防護不僅依靠基本絕緣，而且還有如雙重絕緣或加強絕緣那樣的附加安全保護措施，但無保護接地的措施，三類設備的防觸電保護依靠安全特低電壓。

5. 簡述B/BF/CF型設備對電擊防護程度及應用情況

B型設備具有雙重防護措施的設備，BF型設備對電擊的防護能力和漏電流的允許值不低于B型設備；CF型設備由于可以直接接觸心臟部位，提供更高電擊防護等級，允許流過心臟的漏電流為BF型的十分之一。

B、BF型適用于患者體外或體內，不包括直接用于心臟。CF型主要是直接用于心臟。

普通心電診斷儀可定義為二類、BF型設備。

u 第七章

1. 心臟起搏器的作用是什么？心臟起搏器主要分幾大類？

作用：在心律失常的治療和預防中起到積極作用，還可用于某些疾病的診斷，如冠心病、竇房結功能不全、房室傳導阻滯等。（用一定形式的脈沖電流刺激心臟，使有起搏功能呢個障礙或房室傳導障礙等疾病的心臟按一定頻率應激收縮）分類：按照與病人關系分為感應式，經皮式和埋藏式；按照P波與R波的關系分類分為非同步型和同步型起搏器（P波同步和R波同步）；按照起搏電極分為單級型（陰極經靜脈送至右心室，陽極置于腹部皮下）和雙級型（陰陽極均與心臟直接接觸）；按照起搏方式分為單腔型（一個電極，安裝在右心房或右心室）、雙腔型（兩個電極，右心房和右心室尖部）和三腔型（置于右心房和左右心室）。房室順序型；雙灶按需型；程序控制型。

各類起搏器簡介：

（1）固定型起搏器

（2）R波同步型起搏器：R波抑制型和觸發型

（3）P波同步起搏器

（4）房室順序起搏器

（5）雙灶按需型起搏器

2. 心臟起搏器的主要參數？

起搏頻率：起搏器發放脈沖的頻率。

起搏脈沖幅度和寬度：起搏器發放脈沖的電壓強度，起搏脈沖寬度是指起搏器發放單個脈沖的持續時間。

感知靈敏度：起搏器被抑制或被觸發所需的最小的R波或P波的幅值。

反坳期：同步型起搏器對外界信號不敏感的時期。

3. 根據狀態機簡述固定型起搏器電路的工作原理？

固定型心臟起搏器的狀態機只包含單個工作狀態S?！皶r間到”表示觸發狀態機狀態轉換的事件，起搏表示狀態轉換發生的動作。固定型相當于一個周期固定的定時器，其定時周期、脈沖特性（幅值、波形和持續時間）都是由硬件電路決定。當定時器溢出，狀態機產生超時事件，隨后狀態機發生起搏事件，由起搏器釋放刺激脈沖。（固定型起搏器電路---多諧振蕩電路）

4. 畫出R波抑制型心臟起搏器的原理框圖，并簡述R波抑制型心臟起搏器的一般結構和原理。

（1）.感知放大器：心臟經起搏導管傳送到起搏輸入器的R波信號很小，進行放大才能實現R波抑制的目的，感知放大器的作用是有選擇的放大來自心臟的R波，以推動下一級微控制器工作，并限制T波和其他干擾波的放大，用以辨認心臟的自身搏動。

（2）微控制器:主要功能是檢測感知放大器輸出信號并通過片上定時器為起搏器提供穩定的不應期；

（3）脈沖發生器：產生合乎心臟生理要求的矩形電脈沖，是在微控制電路控制作用下工作的，要求電路容易起振，頻率，幅度脈沖等可調。

5. 簡要畫出DDD狀態機并說明其原理。

DDD起搏器（雙腔起搏房室順序型雙腔感知房室雙腔感知以及觸發和抑制雙重反應起搏器）

四種工作狀態：心房感知，心室感知，心室起搏，心房起搏。

DDD型起搏器在完成心房起搏之后處于AVI間期（房室起搏延遲，PR間期，心房事件與對應心室事件之間的時間間隔），若在此期間內沒有感知到心室自發活動（VS），則釋放心沖室起搏脈（VP），反之，則抑制心室起搏脈沖的釋放并將AVI和LRL（速率下限，心率最小值）定時器復位。若在VAI（室房間期，心室事件與對應心房事件的時間間隔，R波到下一個P波間期，LRL=AVI+VAI）間期內，起搏器沒有感知到心房事件（AS），則釋放心房起搏脈沖（AP），進入下一次起搏周期；如果感知到心房事件，則抑制（AP），之后同樣進入AVI間期，若在此期間感知到心室活動，則抑制（VP）并復位AVI定時器，隨后若在VAI間期檢測到到心房自發活動，則抑制（AP）并復位VAI定時器，若在AVI沒有感知到心室自發活動。則釋放（VP）。

速率下限（LRL）：表示在心房或者心室發生連續起搏或感知事件的最長時間間隔，定義了心率的最小值。

速率上限（URI）：表示兩個起搏或者感知事件的最小時間間隔。

心室不應期（VRP）：起搏器對外界心室事件無響應的間期。

室后心房不應期（PVARP）：表示發生心室事件之后產生的心房不應期。心房事件不會被感知。

6. 心臟除顫器的作用及原理

心臟除顫器是一種用于電擊來搶救和治療心律失常病人的而醫療設備。

作用：用較強的脈沖電流通過心臟來消除心律失常，是之恢復竇性心律的方法。心臟起搏與心臟除顫復律的區別：后者電擊復律時作用于心臟的是一次瞬時高能脈沖，一般持續時間是4-10ms，電能在40-400J內。顫動機制：源于心肌的無序電興奮，導致正常心臟跳動中協調的機械收縮特性喪失。除顫機制：用強電擊來使絕大多數心肌細胞同時去極化，壓制快速興奮波的產生，這樣細胞就可以重新極化，回到各自相位。除顫的電擊必須有足夠強的電流和足夠長的持續時間來影響大多數的心臟細胞，強度持續時間關系。

原理：采用RLC阻尼放電的方法。

除顫波形：單相除顫波形和雙相除顫波形

除顫電流要素：（1）電流均值，除顫的有效成分；（2）峰值電流：損害心肌功能的主要成分。

7、心臟除顫器主要分哪幾類？主要性能指標？

按是否與R波同步來分：

（1）非同步型除顫器；與R波不同步

（2）同步型除顫器：

按電極板放置的位置來分：

（1）體內除顫器；

（2）體外除顫器

主要性能指標：

（1）最大儲能值：除顫電擊之前，除顫器內的電容必須先儲存電能。W=1/2CU^2

（2）釋放電能量：除顫器實際向病人釋放電能的多少

（3）釋放效率：釋放能量和儲存電能之比

（4）最大儲能時間：電容充電到最大儲能所需的時間

（5）最大釋放電壓：除顫器以最大儲能值向一定負荷釋放能量時在負荷上的最高電壓值

8、什么是高頻電刀？

高頻電刀事實上是一個大功率的信號發生器，信號的宏觀形態由函數發生器產生，經射頻調制后，在經功率放大器放大輸出到電極。電極有雙極和單極之分，雙極電極一般用于局部電凝和功率較小的場合，而單極電極可提供手術切除時的高功率輸出。典型波形對應三種功能。

9.電刺激治療類儀器設計生理原理：

（1）頻率小于1KHz時的電流對人體細胞組織的作用主要是以刺激效應為主

（2）接受一連串刺激時，決定組織興奮的關鍵是組織絕對不應期的長短，通常為1ms，故刺激頻率一般在1KHz以下；

（3）當刺激頻率大于1MHz，無刺激作用，產生熱效應，如微熱治療儀、高頻電刀的應用等。

（4）大多數產生刺激興奮的最佳頻率是在100Hz左右（正弦波），常用方波作為刺激波形，應用于不同治療。

10、電刺激與電興奮的基本因素

（1）刺激波形為矩形，刺激能量為（與電流有關）

（2）強度閾：時間一定的引起組織興奮的最小強度；

（3）時間閾：強度一定的引起興奮的最短時間；

（4）強度-時間曲線：（曲線每一點的含義）；基強度（最低的基本強度閾值）；時值（基強度的兩倍對應興奮的最短刺激持續時間）

（5）電刺激的類型：

電刺激系統：脈沖發生器+導聯線+電極

分類：表面刺激；經皮刺激；植入刺激

11、心臟起搏器的工作原理：起搏、感知、輸出抑制和觸發器博。起搏是指心臟起搏器周期性釋放電脈沖使電極附近心臟組織去極化，并且去極化過程能夠在心臟腔室內傳導。感知是指心臟起搏器對于心臟自主電活動的響應。輸出抑制是指西藏你那個起搏器感知到心臟自主電活動時能夠抑制起搏脈沖的釋放。觸發起搏：設置為檢測心房的自主電活動并在延遲一段時間后向心室發送刺激脈沖。

12、心臟起搏器的電極類型：心內膜電極；心外膜電極；心肌電極

u 第六章

1、監護儀的基本原理：

基本原理：利用與人體接觸的傳感器與信號延長通路，并通過這個通路將監測到的人體生命特征信號傳送到模擬處理電路，再經過模數轉換后送入微處理器，借助軟件及相關算法獲得人體生命特征的參數，相關指標及波形，實現對人體生命特征的實時監護，包含特征識別、參數計算、自動診斷、數據顯示、存儲、回顧分析、傳輸、記錄以及報警等功能。

常規的生命信息監測原理與方法：

（1）基于直接電耦合的電生理信號測量及計算與識別方法；

（2）基于力耦合直接的血壓信號測量與計算方法；

（3）基于振蕩波和袖帶壓力耦合的間接無創血壓測量方法；

（4）基于光譜吸收的間接脈搏血氧信號測量及計算方法；

（5）基于直接高頻載波耦合的阻抗呼吸信號測量及計算方法；

（6）基于直接熱傳導的體溫信號測量及計算方法；

（7）基于直接光譜吸收的吸收末二氧化碳信號測量及計算方法。

2.基本組成

基本組成包括四個功能組件：生命體征測量組件；主機及系統；生命體征測量組件與主機的連接接口，傳感器、連接電纜與生命體征測量組件的接口。

阻抗式呼吸測量原理：惠斯通電橋平衡測量；

3、簡述監護儀的臨床應用的作用和適用范圍，及分類。

監護儀是放置在床邊，直接通過傳感器及連接電纜實現對受試者的生命信息進行實時監測的醫療設備，并具備報警、數據存儲等功能，根據其功能、性能和預期應用等，可分成多參數監護儀、單參數監護儀和中央監護儀等，同時有根據具體的應用科室細分成手術室、重癥監護室、急癥室以及門診室。

4、

u 第五章

1、簡述血壓直接測量的原理，并說明直接測量方法在傳感器置于體內體外兩種情況的優缺點。

定義：經體表插入各種導管或監測探頭到心腔或血管腔內直接測定血壓的方法，采用方法一般為測量時導管在x線透射監視下，經外周靜脈或動脈導入心臟或大血管預測部位，并將導管與電子壓力傳感器相連，直接測定血壓。

臨床充液導管式：血管外傳感器

導管尖端式：血管內傳感器，包括導管頂端壓力傳感器和光纖壓力傳感器

（1）血管外傳感器：測量原理：由于流體具有壓力傳遞作用（耦合），血管內壓力將通過導管內的液體傳遞到外部的壓力傳感器上，從而可獲得血管內實時壓力變化的動態波形，通過特定的計算方法可獲得被側部位血管的收縮壓、舒張壓和平均動脈壓。測量方法：用導管或錐形針經皮插入血管，其測量點接近刺入點、導管或針與體外壓力傳感器相連。導管插入術，將一根長導管通過動脈或靜脈達到測量點，此點可在血管內或心臟中，測量壓力傳感器置于體外。（系統組成：導管+三通活栓+壓力傳感器）

（2）血管內傳感器：原理：將壓力傳感器置于導管頂端直接測量出接觸點的壓力，將壓力傳感器植入血管或心臟。設計中大多按惠斯通電橋方式連接以解決溫漂造成的影響。

優點：血管外傳感器中的導管傳感系統的頻率響應特性由于受到系統耦合液體特性的限制，而導管頂端壓力傳感器在壓力源和傳感器件之間不需要通過導管內液體連接，因此測量壓力可以得到更高的頻響和消除時延的影響。

直接測量法的優缺點：連續，提供連續的血壓波形；可靠，適用于危重低血壓病人；準確，是臨床血壓測量標椎；創傷性:操作不當可能導致血栓、感染、出血、凝血功能障礙等。費用較高。

2、簡述血壓直接測量方法中測量誤差的主要來源及消除方法？

（1）測壓導管選擇不當，導管內液體的慣性、彈性及摩擦影響測量系統動態特性，導管管徑應與測壓部位尺寸相匹配，過粗難以插入還可能引起血管痙攣。

（2）測壓端口方向不同：測壓端口與血液流動的方向可能存在相同、向背或傾斜等不同情況，導致不同測壓，測壓管正對血流方向，測壓管中的壓力值為：E=P+RGH+1/2RV^2;P2=P+1/2p（密度）v^2，相背的壓力值為：P2=P-1/2p（密度）v^2，垂直時，測壓管壓力值為P，與理論值相等。

（3）導管進入測壓部位，影響血液正常流通，甚至堵塞，造成測壓誤差；

消除方法：

3、血壓測量所需帶寬

（1）采樣頻率必須大于被采樣信號帶寬的兩倍（奈奎斯特采樣定理）

（2）可以將高于10次的諧波忽略，例如心率為2Hz，帶寬只需要20Hz；

（3）血壓導數的測量增加帶寬要求，最多保留12次諧波。

4、簡述柯氏音法、超聲法、測振法無創測量血壓的基本原理

柯氏音法：通過充氣球先給袖帶充氣，當袖帶內壓力超過動脈收縮壓時，動脈血管封閉，血流不通，然后打開針型閥緩慢放氣，當收縮壓高于袖帶內壓力時，部分動脈打開，血液噴射形成渦流或湍流，它使血管振動并傳到體表即為柯氏音。（影響因素：手臂高于心臟水平，血壓降低，低于心臟水平，血壓升高，袖帶過寬，血壓降低，過窄血壓升高，過緊血壓降低，過松血壓升高）

超聲法：利用超聲波對血流和血管壁的多普勒效應來檢測收縮壓和舒張壓。

測振法：對手臂施壓會引起脈搏波振動幅度發生變化。在血壓檢測部位施加一外力，當外力超過某一值后，在減壓過程中根據檢測到的脈搏波和壓力值計算出血壓值。

血壓連續無創測量：

恒定容積法：

脈搏傳遞時間測量法：（PTT）

u 第四章

1、證明標椎導聯和加壓導聯之間存在下述關系：

VⅠ=VL-VR ，VⅡ=VF-VR ; VⅢ=VF-VL ，，，，VⅡ=VⅠ+VⅢ/

2、心電圖產生機理和心臟基本結構

正常人體內，竇房結發出的興奮首先傳到右心房，使右心房開始收縮，同時興奮經房間束傳導左心房，引起左心房收縮。興奮隨后沿著結間束傳到房室結，再由房室結通過房室束及其左右分支肯式纖維傳導到心室。由于從心房到心室具有特殊途經，使由心房傳下來的興奮能在較短時間內到達心室部分，引起心室機動。

心電圖典型波形：P波：由心房的激動所產生，前一半右心房，后一半左心房產生。QRS波：反映左右心室激動過程，寬度代表全部心室肌激動過程所需要的時間；T波：代表心室肌復極化過程的電位變化；U波：位于T波之后，可能反映激動后電位變化。P-R段：從心房開始興奮到心室開始興奮的時間，即興奮通過心房、房室結和房室束的傳導時間。ST段：心室肌復極化緩慢進行的階段；QT：代表心室去極化和復極化總共經歷的時間。

心電圖機基本結構：

3、討論選擇威爾遜中心端電阻時應考慮的因素，說明電阻選得太小或太大的優缺點。

威爾遜提出在三個肢體上各串聯一只5千歐的電阻，使三個肢端與心臟間的電阻數值接近，因而把他們連接起來獲得一個接近零值的電極電位端，若電阻過小，三個肢體的電阻數值互相并不接近，這一點的電位并不為0，若電阻過大，相當于增大信號源內阻，減少心電信號幅度，干擾信號增大。

3、設計一個心電圖機用的電極脫落檢測電路并說明其原理

4、設計一右腿驅動放大電路，并標出所有電阻的數值，對流經身體的50Hz、1μA的電流，要求共模電壓必須減少到2mV，當放大器在12V飽和時，電流流過的電流不應大于5μA。

5、心電圖機前置放大器在設計上的要求：

高輸入阻抗；高共模抑制比；低零點漂移；低噪聲；寬的線性工作范圍。

6、腦電圖有什么基本特征，基本用什么方式表示？

腦電圖分類：根據頻率與振幅的不同將腦電波分為α波、β波、斯爾塔波和迪爾塔波。

7、什么是特異誘發電位，臨床上常見的誘發電位有哪幾種？

特異誘發電位是指在給予一定刺激后經過一定的潛伏期，在腦的特定區域出現的電位反應，其特點是誘發電位與刺激信號之間有嚴格的時間關系。臨床上常用的誘發電位有：（模式翻轉）視覺誘發電位：向視網膜給予視覺刺激時，在兩側后頭部所記錄的由視覺通路產生的電位變化；（腦干）聽覺誘發電位：給予聲音刺激，從頭皮上記錄到的由聽覺通路產生的電位活動，電位源于腦干聽覺電路；（短潛伏期）體感誘發電位：軀體感覺系統在受外界某一特定刺激后（脈沖電流）的一種生物電活動。

8、腦電圖機的導聯

（1）單級導聯法：作用電極置于頭皮，參考電極置于耳垂。

（2）雙極導聯法：只使用頭皮上的兩個作用電極而不使用參考電極，記錄波形為兩個電極部位腦電部位變化的電位差值。

（3）平均導聯法：屬于單級導聯一種，通過1.5M歐的電阻與作用電極相連而使得參考電位為0電位。

9、肌電圖

誘發肌電圖：肌肉的活動受周圍神經直接支配，因此可以用各種方法刺激周圍神經，引起神經興奮，神經再把這種興奮傳遞給終版，使肌肉收縮，產生動作電位，可以測定神經的傳導速度和各種反射以及神經興奮性和肌肉的興奮反應。

用于檢測肌肉生物電活動，判斷神經肌肉系統機能及形態變化，并有助于神經肌肉系統的研究或提供臨床診斷。

臨床上常用：運動神經傳導速度（MCV）；感覺神經傳導速度（SCV）；F波；H反射；連續電刺激。

u 第三章

1、設計一個差動增益為20、差動輸入電阻大于20K歐的基本差動放大器，并按照CMRRR=80dB確定各電阻的公差。

2、屏蔽驅動電路

作用：

3、公式計算

（1）差動電路輸入電阻計算；共模增益計算；差模增益計算；（對稱結構）

（2）差動放大電路共模增益：精確匹配電阻；其中CMRRR為外回路電阻匹配精度所限定的放大器共模抑制比；CMRRD為所用集成器件本身的共模抑制比。

（3）差動放大電路的：AC1=

，CMRRR=

；

（4）器件本身的共模抑制比：CMRRD=開環差動增益AD’/共模增益AC’

（5）整個電路的共模抑制比：CMRR=

（6）差動放大應用電路：①同相并聯結構前置放大電路 增益：1+2RF/RW)*(R3/R1），共模誤差電壓：uic/CMRR;②同相串聯結構的前置放大電路 增益：1+RF/R

（7）屏蔽驅動電路

屏蔽驅動電路的作用是使引線屏蔽層分布電容的兩端共模電壓保持相等。

（7.1）緩沖級與差動放大構成前置級

CMRR=

（8）右腿驅動技術等效電路

作用：減少位移電流的干擾；對電器隔離保護；降低共模抑制比

（9）信號隔離級設計

（10）濾波器設計

雙T網絡濾波電路：中心頻率：f=1/2piRC,Q=w/2beita=0.25,2beita=4/CR

u 第二章

1、干擾的引入：干擾的形成包括三個條件：干擾源、耦合通道（引入方式）和敏感電路（接受電路）

2、傳導耦合：電容性耦合

包括：（1）導聯線形成電容性耦合；（2）人體表面形成電容性耦合；

減少電感性耦合的措施：遠離干擾源，削弱干擾源的影響；采用絞合線的走線方式；盡量減少耦合通路，即減少面積和角度余弦值。

干擾耦合途經：（1）傳導耦合；（2）經公共阻抗耦合；（3）電場和磁場耦合；（4）近場感應耦合（電容耦合；電感性耦合）；（5）生物電測量中電場的電容性耦合（導聯線形成電容性耦合；（2）人體表面形成電容性耦合）；（6）生物電測量中磁場的電感性耦合

電磁干擾的處理措施主要包括：合理接地；屏蔽；隔離；去耦；濾波(無源濾波：f=1/2piRC,二階：f=1/5.344piRC);有源：1/2pirc;二階：1/2pi(R1R2R3R4)^0.5；系統內部干擾抑制

合理接地與屏蔽：

合理接地：安全接地和工作接地；敏感回路接地設計

3、測試系統的噪聲

噪聲類型：1/f噪聲，功率譜密度函數：s(f)=k/f;,噪聲電壓均方值：

熱噪聲是由導體中載流子的隨機熱運動引起的。

散粒噪聲：載流子產生與消失的隨機性，使得流動的載流子數目發生波動，從而引起電流瞬時漲落。

譜密度為：2qIDC

描述噪聲參數：信噪比：SNR；噪聲系數=輸入信噪比/輸出信噪比

多級噪聲系數：

5、低噪聲設計的總原則

低噪聲設計的目的是把總輸入噪聲減小到最低程度，通常用輸入端對地短路時放大器的固有噪聲作為放大器的噪聲性能指標。一般來說，在滿足其他低噪聲條件下，第一級增益設計應盡可能高。使第一級噪聲是主要的，后續噪聲相比很小，以及盡量選擇低阻值的外回路電阻。

u 第一章

1. 現代醫學儀器的特點：

生物兼容性；電磁干擾、傳感器性能、電氣安全和功能性與擴展性。

2、人體控制功能的特點：

負反饋機制；雙重支配性；多重層次性；適應性；非線性

3、醫學電子儀器的基本構成：

功能主要有生理信號檢測和治療兩大類

4、醫學儀器的主要技術特性

準確度；精密度；輸入阻抗；靈敏度；頻率響應；信噪比；零點漂移；共模抑制比

5、生理系統的建模與儀器設計

模型的有效性：

實際系統數據=模型產生數據；

分為三個級別的模型有效：復制有效；預測有效；結構有效

建立生理模型的基本方法:物理模型；數學模型（黑箱方法，推導方法）；描述模型（模型分類）

構建生理模型的三個常用方法：理論分析法；類比分析法；數據分析法。

17.干擾和噪聲異同

首先，干擾和噪聲都會對系統測量產生影響。干擾來自系統外部，噪聲來自系統內部。干擾是可以消除的。不過要完全消除也是比較難的。而噪聲就只能通過一定的方法讓它在可控的范圍之內。干擾可以被消除，噪聲無法消除