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1、复习总结,第一章 概述医用电子仪器，结构各工作方式；主要技术特性；医学仪器的特殊性；医学仪器设计原则与步骤 第二章 噪声和干扰 人体电子测量中的电磁干扰干扰形成的三个条件：干扰源、耦合通道、敏感电路 测试系统的噪声，低噪声放大器设计第三章 信号处理 生物电放大器前置级原理隔离级设计生理放大器滤波电路设计,第四章 生物电测量仪器生物电产生机理生物医学电极心电图机：心电图知识；心电图导联；ECG-6511心电图机脑电图机肌电图机,第五章 血压测量,第一节 概 述血压是反映血流动力学状态的最主要的指标之一。影响人体血压的因素很多，诸如心率、外周循环阻力、每搏输出量、循环血量及动脉管壁的弹性等。通过机
2、体的正常调节，可使血压维持在相对稳定状态；若血压过高，则心室射血量必然要对抗较大的血管阻力，使心脏负荷增大，心脏易于疲劳；若血压过低，则心室射出的血流量不能满足组织的正常代谢需要。通过测量心脏的不同房室和外围血管系统的血压值，有助于医生判断心血管系统的整体功能。,人体血液循环系统模型,图5-1 人体血液循环系统模型图,心血管系统血压分布,图5-2 心血管系统血压分布图,左心室主动脉大动脉小动脉微动脉毛细血管(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。)静脉血小静脉大静脉最后从上、下腔静脉进人右心房右心室血液通过肺动脉和吸人的氧气结合氧合后的血液变成动脉血左心房左
3、心室，周而复始地循环。,常见的血压参数,血压：血管内血液在血管壁单位面积上垂直作用的力称为血压。,血压信号是随心动周期变化的动态时间函数。血液循环系统中各部位测量到的血压值是不同的，临床上通常测量的有动脉血压和心脏各腔室的压力。,图5-3 心脏各腔室压力,图5-4 动脉血压波形,心血管系统的压力测量，是人类生理压力测量中最重要的部分，其中动脉压尤为重要。,收缩压（SP）和舒张压（DP）收缩压：心脏收缩时所达到的最高压力称为收缩压。它把血液推进到主动脉，并维持全身循环。舒张压：心脏扩张时所达到的最低压力称为舒张压，它使血液能回流到右心房。脉压差：收缩压和舒张压的差称为脉压差，它表示血压脉动量，一
4、定程度上反映心脏的收缩能力，是反映动脉系统特性的重要指标。,平均压（MP）平均压：是在整个心动周期动脉压一平均值，由下式计算：MP通常用以评价整个心血管系统的状况。例如：整个心血管的阻力（SVR）便可用平均压（MP），中心静脉压（CVP）和心排量（CO）求得。左心室压左心室压反映左心室的泵作用，心室压力曲线的上升斜率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标。舒张期末端压则代表了在射血开始前对心室的灌注压力。,右心室压和肺动脉压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。肺楔压（PCWP）它是将导管楔入动脉的某一分支处测得的压力，代表了毛细管与左
5、心房压之间的压差。对肺楔压的测量可评估左心房的压力。中心静脉压（CVP）中心静脉压一般指右心房、上腔静脉或锁骨下静脉血液所给出的压力。,绝对压力：工程上相对于真空(零大气压)来测量压力，所测得的压力称为绝对压力。标准压力：如果相对于大气压进行测量，所测得的压力则称为标准压力。(76mmHg)压力单位及关系,单位：,相互关系：1个标准大气压=760mmHg,1mmHg=0.133kPa,脉动血压一般用分数形式来表示：12080，分子代表收缩压，分母代表舒张压。对健康的成人，心血管系统各不同部位的正常血压值如下：臂动脉：收缩压：一般在12.6718.67 kPa(95140 mmHg)范围内，平均
6、值为14.6716kPa(110120mmHg)；正常舒张压为812 kPa(6090mmHg)，平均值为10.67kPa(80mmHg)。脉动血压一般用分数形式来表示：12080，分子代表收缩压，分母代表舒张压。主动脉压：约为130/75，左心室约为130/5，左心房为9/5，右心室为25/0，右心房为3/0，肺动脉为25/12。毛细血管：为2.64.0kPa(2030mmHg)，静脉为0267 kPa(020mmHg)。,血压测量的参考点,人体除了器官和组织产生生理压力之外，还有重力和大气压力产生的非生理压力。在有些测量中要求将生理压力与非生理压力量分开。大气压力在人体中分布是均匀的，当测
7、量人体相对压力值时，大气压力变化不会影响测量结果。但是，当测量绝对压力时，大气压的变化就必须考虑，即在测量过程中应随时标测当时的大气压。重力效应较为复杂，如果忽略阻力和动力等因素引起的血压下降，则血液两点之间的压差等于重力位势之差，大约为gh，显然每点的压力会因体位的变化而变化。,在心血管系统中，右心房压最稳定，几乎不受人体姿态变化的影响，这一重要特征，对于使人体在运动中保持循环系统的稳定起到了很重要的作用。当对右心房血压进行测量时，体位引起的血压变化很小，故临床大多在上臂进行血压检查是很恰当的，因为它几乎与右心房在同一水平线上。而在别的高度上测量血压时，应根据高度差进行校正。右心房可作为血压
8、测量的参考点，该参考点大致位于胸纵轴的中央处，具体位于胸腔左右第四肋之间的空间、中央肋软骨节前，离后背约10cm处。,用导管术测量人体内部血压时，一般是通过液体（生理盐水）将压力引到人体外部的传感器进行测量。为反映人体内导管端部的压力，应将外部传感器置于同一水平线上，但最好的办法是将外部传感器置于上述参考点的水平线上，这样就不用考虑导管的端部在体内的位置了。血压测量技术可分为直接法和间接法两种：直接法特点：测量精度高、能进行连续测量、有创测量。间接法特点：测量精度低、不能进行连续测量、不能用以测定心脏、静脉系统的压力、无创测量。,第二节 血压直接测量法导管术,血管外传感器（传感器置于体外的测量
9、）图5-7所示为传感器置于体外的有创血压测量，即用血管外传感器测量，是一种常用的血压测量方案。,血管内传感器（传感器置体内的测量）血管内传感器有导管顶端压力传感器、光纤压力传感器等。血管外传感器系统中的导管传感器系统的频率响应特性由于受到系统耦合液体特性的限制，而导管顶端压力传感器在压力源和传感器元件之间不需要通过导管内液体的连接，因此测量压力时可以得到更高的频响和消除时延的影响。导管顶端压力传感器有很多商品化产品可供选择，包括各种应变片，这些应变片一般固定在柔性的膜上并安装在导管顶端。在设计中应变片大多按惠斯通电桥方式连接以解决温漂造成的影响。,这种导管顶端压力传感器的缺点是比其它类型传感器
10、贵，同时用过后容易破碎，从而造成每次使用成本增加。光纤压力传感器可以克服上述缺点并可制造成各种大小规格，并且成本低。,光纤压力传感器的重要传感元件是法布利-比洛特(FP)型光学干涉仪。干涉仪的两面镜子分别是位于一端的薄膜内表面和位于另一端的光纤尖端。所施加的压力P引起了薄膜的偏移，而此偏移又直接转换成了FP 干涉仪空腔长度的变化。,血压测量误差,测压导管选择不当。例如，管径和长度选择不当，致使自然频率fn偏低、阻尼系数过高或过低，造成检测的血压波形失真，测压读数不准。导管送至心脏部分的血管中或心腔内时，其测压端口方向不同，也会导致测压误差。导管进入测压部位，可能影响血液正常流通，甚至产生堵塞现
11、象，从而造成测压误差。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。,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的导管鞭形畸变，如图5-12C所示。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。系统内若存在残留气泡对血压起缓冲作用，导致系统的有效顺应性增大，而测压系统的固有频率降低，阻尼系数增大，甚至导致血压波形严
12、重失真，因而引起误差。如图5-12B所示。若导管系统的接头过多，也将影响测压的准确性。这是由于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。,在整个测压量程范围内存在不同程度的非线性，因而引起测压误差。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变换，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。为了克服以上常见的测压误差，提高血压测量的精确度，在临床上应采取如下措施：尽量缩短测压导管的长度，通常不应超过100cm；尽量使用直径较大的导管；,尽量采用刚性或半刚性导管；采用连续冲洗装置定时冲洗管道及持续肝素点滴，以避免和排除导管的阻塞和小气泡；尽量简化测压装
13、置，尤其应减少过多的三通阀；使传感器的感压面尽量保持与导管端口处在同一等压面上；将导管置于低血流速区，并防止振动和人为干扰使测压管道扭曲；使测压口正对血流方向；定时对传感器进行零点和灵敏度校正。,血压测量所需的带宽,当我们知道了血压波形的典型谐波成分后，就可以确定仪器系统所需的带宽。任何生物医学测量系统，带宽要求都是必须首先考虑的。在血压测量中通常可以将高于10次的谐波忽略。血压信号导数的测量增加了带宽要求，任何用于测量心室压力微分的导管压力测量系统的帧频特征平坦度必须维持在5%内，最多保留12次谐波。采样定理：采样频率必须大于被采样信号带宽的两倍。,静脉血压测量系统,中心静脉压是心肌功能的重
14、要指示器，通常是在外科手术和对心功能紊乱、电击、血容量过低、血容量过高、循环衰竭等情况下最常见的监护参数。医生通常用一个大孔针经皮静脉穿刺，将导管通过针孔插入静脉并达到测量位置。然后将针拔出，一个塑料管通过旋塞阀与静脉内导管相连，便于医生在需要的时候给药或输液。在静脉导管上连接一个高灵敏度的压力传感器就可连续动态地测量静脉压。正常中心静脉压范围：01.2kPa，平均静脉压0.5kPa,血压直接测量系统设计,图5-14所示为一血压直接测量的便携式血压计的原理电路。它由偏置电源电路（A1、A2）、前置处理电路（A3A6）、显示电路（A7）和压力传感器组成。Rp1为调零电位器,ICL71063位半数
15、字万用表芯片，它包括A/D 转换电路、LED 数码管显示、驱动，仅仅使用一只 DC9V 电池，数字电压表就可以正常使用了。Rp2为满量程调整电位器。,复习：电桥(惠斯通电桥),第三节 血压标定方法,前面述及测量血压用的各种型式传感器，与血压值相对应的传感器输出必须经过放大和处理后才能显示和记录。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。为了解决这一矛盾，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，仍可得到同样的显示结果。在血压直接测量中,如果要求有较高的精度,可以用水银压力计或气压计在每次使用时对仪器进行标定。,临床监护仪必须
16、整天连续工作，所以要在测量仪器内部设置定标信号，但也需用压力计进行定期检查。为解决标定问题通常有三种方法：严格要求制造厂的出厂指标；采用传感器内部的灵敏度调节；每只传感器使用定标系数，以便和已知的压力放大器一起工作。第一种方法生产产家虽能给出灵敏度和激励的零偏误差，但当传感器滥用或老化后，灵敏度和零偏移都会发生改变，不能维持原有精度。目前大多数采用第三种方法。,压力传感器定标电路如图5-15所示,图515所示为对传感器进行标定的原理电路，这里传感器采用惠斯通电桥连接的电阻式应变计由稳压管D提供7.5V的激励电源，此外还用作平衡和定标系数的调节。图中所示A1为直流放大器。,其标定过程如下：将三通
17、阀的一端接到精密水银压力计，一端与传感器体腔相连，另一端接加压气囊。开关S1处于操作位置，并使传感器与大气相通，这时由传感器检测出零压力的电压值。调节R3的触点位置，使放大器输出电压值为零；关闭与大气相通的阀门，并对传感器体腔施加一标准压力(如100 mmHg或至少为量程的一半)，调节R6使输出读数的指示值与标准压力一致。然后把S1转到相应的标定指示值位置(如100mmHg挡)，调节计数器拨盘R4，使输出值与上次读数相同；这时拨盘上的数值即为传感器的定标系数，一般把它记在传感器的壳体上。所以，使用不同灵敏度的传感器时，只要改变拨盘上的数字即可，这样就不需要再用精密压力计来标定了。,第四节 血压
18、间接测量,血压直接测量方法：可提供血压波形的连续读数和记录，同时具有较高的精度。有创测量。但是为了取得血压值首先必须刺破血管，然后把导管放在血管或心脏内。这一手术要在X光监视下进行，一般限于危重病人或开胸手术病人。无创伤的间接测量方法：近100多年来大家都致力发展无创伤的间接测量方法。这种方法简单易行、使用方便；其缺点是精度较差，只限于对动脉压力的测量。一般只能测量收缩压、舒张压两个数据而不能连续记录血压波形。对低血压的病人，如危重病人、休克病人的血压很难检测。,间接式血压测量的方法很多，其中最主要的一种方法是利用袖带充气加压阻断动脉后，随后缓慢放气，在袖带下或动脉的远端检出脉搏的变化或血流的
19、变化作为收缩压和舒张压的判据，也可把袖带内压力波动的形式作为判据。柯氏音法1905年苏联医生KOPOMKOB提出：动脉（在正常的情况下不受压)或完全受压的动脉并不产生任何声响，只有当动脉不完全受阻时才出现声音，因此可用声音来确定人体的血压。当动脉不完全受阻时，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氏音。,柯氏音测压原理：图5-16为柯氏音测压原理图：它由血压计袖带和听诊器组成，袖带内部由无弹性纤维覆盖的橡皮囊构成。把它绕在上臂的臂动脉或腿部的大腿动脉上一周，袖带与压力计及充气球相连。,工作过程是：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
20、开针形阀使袖带内的压力以23 mmHgs的速度缓慢放气，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氏音。它由放在袖带下、动脉上的听诊器听到。当听诊器第一次听到脉搏跳动声音时，压力表上所显示的压力值即为收缩压；随着气袖内压力逐渐下降，血管内血流状态也发生变化，当气袖内压力刚低于动脉舒张压时，气袖下血流恢复流通，听诊器发出变调的钝音，此时压力计所显示的即为舒张压。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。,这种方法测量精度较差，其原因有：(1)就心脏血压而言，血压的读数随传感器的部位和高度而变。不在
21、心脏水平高度所取得的读数应补加上以心脏为基准的相应读数。(2)如用听诊器，则读数将受使用者听力的影响，故使用的听诊器应符合一定的标准。(3)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。(4)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，换气过度可以有减小压力的效应。(5)错误的测量方法如末端的位置不适当、袖带放气速度不适当、水银压力计不垂直、听诊器间隙及袖带放置不适当等。注意：心脏节律非常无规律的病人心脏无节律跳动，这时每搏输出量和血压在不同周期内变
22、化，所测出的血压值显然是不正确的。,超声法多普勒效应：（奥地利科学家多普勒最先发现）声源由远而近时声调由粗变尖（即声音的频率增高）；声源由近而远时声调由尖变粗（即声音的频率降低）。当声源和接受体在连续的介质中，存在相对运动时，接受体收到的声音频率和声源发出的频率不同，两者存在频率差（频移）。,Vx：相对运动速度；fT：发射频率。当一个静止的声源发出的声波被一个运动的物体返射时反射回波频率为：,多普勒频移：,A型超声波：回波时间；B型超声波：回波成像C型超声波：回波断层成像；M型超声波：超声心动仪,图5-17 血压的超超声测量法原理,图517为超声血压计的原理图，在上臂袖带下安放一个超声传感器，
23、8MHz的振荡源加到发送晶片，它产生8 MHz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f的信号，它与血管壁运动速度和血流速度成比例，频偏值在40500 Hz范围内。此值再由声频放大器放大，最后得到一个声频输出。当袖带压力增加到超过舒张压而低于收缩压时，动脉内的血压在高于或低于袖带压力间摆动。在血管被阻断期间，血管壁静止不动，所以无频移产生。这时 fD=fT，f=0,故无声频输出。当刚巧低于或高于袖带内压力的时刻，由于血流及管壁运动大，所以产生较大的频移信号，因而就能检出声频输出。因此，随着每次心搏血管呈现开放和闭合，借助于超声
24、系统就可把这种开放和闭合状态检测出来。,在一个心周期内，随着袖带压力的增加，血管的开放和闭合的时间间隔就随之减小，直到开放和闭合二点重合，该点即为收缩压。相反，当袖常压力减低时，开放和闭合之间的时间间隔增加，直到脉搏的闭合信号与下一次脉搏的开放信号相重合，这一点可确定为舒张压。此时血管在整个心周期中都是开放的。超声测压法的优点是它的适用范围比较广，它既适用于成人也适用于婴儿和低血压的患者，同时可以用于噪声很强的环境中；其缺点是受试者身体的活动可以引起传感器和血管之间超声波途径的变化。另一优点是应用超声法可以完整地再现动脉波，这时以心电图的R波作为基准点，当动脉开放时，用袖带压力与心电图R波之间的时间关系，描绘出动脉波的上升部分；相反，在动脉闭合期间能绘出动脉波的下降部分。,测振法测振法通过压力脉搏波与袖带压力同时记录来测量血压。设Pa为动脉压，Pc为袖带压，则当袖带内静压力大于收缩压时，动脉关闭，袖带内因近端脉搏的冲击而出现小幅度的振荡波；当静压力小于等于收缩压时，波幅开始增大；静压力等于平均动脉压时，动脉管壁处于去负荷状态，波幅达到最大。静压力小于平均动脉压时波幅逐渐减小，当静压力小于舒张压以后，动脉管壁在舒张期已充分扩张，管壁刚性增加，波幅又维持较小幅度的水平，有关原理见图5-18。,图5-18 基于放气过程的血压测量原理图,
