第1节　医学仪器的基本结构

一、医用传感器件

二、信号处理系统

三、显示系统

第2节　医用传感器件

一、医用电极

二、医用传感器

第3节　信号处理系统

一、信号放大原理

二、脉冲信号的放大

三、放大器的幅频特性

四、干扰及其抑制

第4节　输出显示系统

一、数字式显示

二、荧屏显示

三、记录仪器

第80章　医学仪器的基本原理

一切疾病的诊断均以正确获得人体信息为基础，实现这种生物信息检测的手段之一就是各种各样的临床医学仪器。现代的医学仪器大都可以把病人各种生理信息变成能观察到的形式，已成为临床诊断、监护的重要工具。在本章中将介绍它们的基本结构和原理。　

第1节　医学仪器的基本结构

一般医学仪器主要由传感器件、信号处理系统与显示系统组成。图80-1就是这类测量系统的示意图。

传感器件从生物体上获得电信号传给信号处理系统。信号处理系统把信号进行放大、处理和分析。经过处理后的信号由显示系统显示为图象、数字或记录。

一、医用传感器件

医用传感器件是提取和捕捉生物体内各种信息并将其转换为电信号的装置，它是医学测量系统的重要组成部分。临床医学常需要测量的一些量列于表80-1。

表80－1　医学上需要测量的一些量

从上表可以看出这些被测量可归纳为两类：一类是生物电，另一类是非电物理量和化学量。测量生物电及化学量的传感器件是电极，它的作用是把生物体内介质中的离子电流转换成电子电路中的电子流。用于非电物理量测量的传感器件称为传感器，作用是把被测量转换为相应的电量，又称为换能器。

传感器件的作用类似于人获得信息的五官，其性能好坏直接影响仪器的整体性能。

二、信号处理系统

一个传感器件输出的电信号一般比较微弱，不足以推动显示装置，它须有一个放大处理过程。信号处理系统的作用就是对传感器件输送来的信号进行放大、识别（滤波）、变换、运算等各种处理和分析。仪器性能的优劣，功能的多少主要决定于如稳定性、可靠性、重复性；精度的高低等。信号处理系统是一台医学仪器的核心，现代计算机技术在信号处理中的应用，更推动医学仪器向着自动化、智能化方向发展。

三、显示系统

被测量的生物信息经过放大处理，{zh1}还要用显示系统定量地表示出来，成为人们能观察和测量的形式。信号显示有数字式显示和荧屏式显示。数字式显示器件是数码管，它可以将信号以数字形式显示出来。荧屏式显示目前普遍使用的是以示波管、显像管为代表的荧光屏显示器。

为了得到信号随时间变化的{yj}性记录，则利用描记仪器。常用的描记仪器有描笔偏转式记录器，自动平衡记录器和磁记录装置。

　第2节　医用传感器件

传感器件包括电极和传感器。电极的用途是从生物体中直接取出电信号；传感器的作用则是把非电生理量，如温度、压力、血流量等转换为相应的电信号。下面分别介绍这两类传感器件。

一、医用电极

应用电极在生物体上获取电信号时，被测对象的特点不同，采用的电极结构也不一样。在探测单个细胞或组织深部的电位时，采用微电极；测量组织局部区域的电活动时，采用针电极；测量生物体表的电位时，可采用体表电极。

(一)微电极

1、金属微电极　金属微电极可用不锈铜丝，铂铱合金丝或碳化钨丝等制成。把金属丝剪成适用的长度，用电解方法把一端腐蚀成极细的{jd0}，其余部分用绝缘漆涂上一层薄膜，另一端接上导线，然后固定在塑料手柄上[如图80-2]。这种电极阻抗较低，但由于电极的极化作用，电极特性不够稳定。为此应设法在金属表面镀上一层铂黑，使具有较大的有效表面，减小电流密度，降低噪声电平。

图80-3所示的电极是为了防止电极插入组织时碰到障碍物发生损坏的装置。这种电极把电极丝固定在支承杆的弹簧上,当电极向组织深部推进时，如遇到不正常的阻力会把弹簧压弯,所以,只要注意弹簧状况就不会损坏电极。

2、玻璃微电极　玻璃微电极是用玻璃毛细管拉制成颈缩形后，折断成为吸管状，在管腔内填充金属或电解液的电极（如图80-4）。

最常用的玻璃微电极是在玻璃微吸管内填充电解液，其{jd0}与生物体组织液之间形成液体接界。在接界两面由于离子迁移率和浓度的不同会产生电位差。所以，选择适当填充微电极的电解液是极其重要的。例如，在NaCl溶液中Cl－比Na+扩散快，因而产生电位差，当两种NaCl溶液的浓度比为1:10时，可产生3mV以上的电位差。对KCl溶液来说，因为K+与Cl－的迁移率相近，故在浓度比为1:10的情况下，只产生0.4mV的电位差。因此通常要用浓度较大的3mmol/L KCl溶液作为玻璃电极的填充物。

3、半导体微电极　由于集成电路技术可以精密地控制尺寸，制造的重复性也好。因此，已采用集成电路的生产技术制作微电极。其基本结构如图4－80－5所示。它是先在硅基片上生长一层SiO2，然后用照相浸蚀法沉积上窄的金带，再在上面蒸镀SiO2绝缘膜，{zh1}把SiO2从金带的最顶端蚀刻掉，露出电极的接触表面。

 (二)针电极

图80-6所示为几种常用针电极。(1)图所示为基本针电极，其结构是，电极端有一个尖锐的针尖，针身涂一层绝缘漆，针尖裸露，另一端焊接一根导线。这种电极通常用来测量肌电图。(2)图所示为同铀针电极。在针管中心穿一根绝缘金属细丝，针管内充填满绝缘材料(如环氧树脂)，再用锉刀锉针的顶部，以使中心金属丝露出作为触点，细丝另端接同轴电缆的芯线，针身接到同轴电缆的屏蔽线上。这种电极具有屏蔽作用，亦称之为屏蔽针电极。当对正在进行外科手术的病人作心电图监视时，常常用它插入病人四肢皮下。(3)图为双针电极。它是在一个针管内放入两根相互绝缘的金属丝而构成的。其制作方法与同轴针电极类似。

(三)体表电极

体表电极结构如图80-7所示，它由一金属片及塑料罩组成(或仅用一金属片)，在金属片和皮肤之间涂有电解糊，如氯化钠－甘油混合物。常用于心电
图测量。

二、医用传感器

传感器又称换能器，它的作用是把生物体内各种非电生理量转换为相应的电信号。由于被测量的生理参数不同，因而有各种不同的专用传感器。近几年来传感器发展很快，种类繁多，分类方法亦各异。但如从是否需要外加驱动电源作为能源，则简单地分为有源型传感器和无源型传感器两类，现择其常用者介绍如下。

(一)有源型传感器

有源型传感器又称直接型传感器，它可以把生物体的非电生理信号直接转换为电压信号输出，也就是输出信号的能量主要来源于输入信号本身，不需要外加驱动电源作为能源。常用的有光电式传感器、热电式传感器、压电式传感器、电磁感应式传感器等。

1、光电式传感器　把光能直接变换为电压(或电流)信号的装置(或器件)称为光电式传感器。例如光电池、光电管、光电倍增管等，这里仅介绍光电池。

光电池的结构如图80-8所示。光电池的本质是一个PN结，通常是在一块P型硅片上利用热扩散方法生长一层极薄的N型扩散层，形成一个PN结(PN结阻挡层的内电场方向由N指向P)，在硅片的上下两面制作一对电极，就构成一个硅光电池单体。当光照射到光电池上时，其中一部分被光电池吸收，使半导体中的电子空穴对随着光强相应增加，致使N区少数载流子空穴显著增多，在内电场作用下，N区少数载流子空穴可跃过阻挡层到P区，而N区的电子在内电场作用下不能越过阻挡层。至于P区少数载流子电子的漂移方向，则与上述过程相反。结果使P区显正电极性，N区显负电极性，在PN结两侧产生的电动势称光生电动势，当连成闭合电路时就产生光生电流(80-9)。光生电流的大小与被侧光的照度成正比。在光电变换中，就是利用它的这种
特性。

光电池的种类很多，常用的有硅光电池和硒光电池两种，例如在光电容积脉搏计中常使用的就是硅光电池如图80-10。由于生物体组织对波长大于600nm的红光和近红外线吸收较少，血液却极易吸收这种光线，特别是对波长700－800nm范围的光线，氧合血红蛋白和还原血红蛋白都能大量地吸收。利用灯光(红光)照射手指尖部，因指尖血管中血液的容积变化，体现出心脏搏动情况，当血液充盈时，容积变大，红光透过的少，反之则透过的多。利用光电池把透过指尖的光强变化变换为相应的电压信号，经过放大器放大后记录下来，其波形图就是光电容积脉搏图。

2、热电式传感器　热电偶是一种典型的热电式传感器。其构成原理如图80－11所示，在康铜丝的两端分别用铜导线作电极，就组成了一个热电偶。当两种金属丝的两个接头处(1、2)有温差时，在其两极就能产生温差电动势。接成闭合电路则形成电流。温差电动势与两接触点处的温度T1与T2的关系近似为

E＝α(T1－T2)　　　　　　　　　　　(80－1)

式中，α为热电偶常数，由两种金属材料特性决定。实验证明，(80－1)式在温差(T1－T2)不太大的情况下才近似成立，例如在T1－T2＝0－50℃的测量范围内，可以认为温差电动势与温差成正比。如果定T1为标准温度(例如取0℃)，在测出温差电动势E值后，由(80－1)式就可算出待测温度T2的值。

热电偶在生物医学研究中的应用较多，由于制造简单，长期稳定性好，可做得很小，便于插到导管内或注射针头中送入体内，测量某些部位的温度。也便于测量口腔内与内体表的温度差。特别是用它测量红外线辐射具有独特的优点，因为它能较好地排除周围温度对测量的影响，故测量精度较高。

3、压电式传感器　用压电材料制成的传感器称为压电式传感器。用作压电传感器的压电材料，通常有石英晶体、锆钛酸铅陶瓷、钛酸钡陶瓷、硫酸锂晶体等。因为这些晶体在受到机械压缩或拉伸发生形迹时，受力的两表面上将产生异种电荷，形成电位差，这种效应称为压电效应，如图80-12。压电效应是由于材料的电荷不对称分布产生的，当受到机械力作用时，由于晶体空间点阵变形使内部电荷发生相对位移，导致晶体的表面电荷发生变化形成电位差。压电效应是可逆的，如在压电材料两表面间加一定的电压，会使晶体产生伸长和缩短的形变，这种效应称为电致伸缩效应或逆压电效应。

人工合成陶瓷材料具有很多优点，它可以制成任意形状、压电系数大、机械性能稳定的压电材料。在生理学上适合于在等长条件下研究各种刺激产生的力。

压电材料表面产生的电荷变化量ΔQ与受力的变化量ΔF存在线性关系，即

ΔQ＝DΔF　　　　　　　　　　　(80－2)

式中，D是材料常数，它表示材料的电荷灵敏度。

如果把压电材料两个相对表面的极板看成是平行板电容器，则两极板间的输出电压变化量ΔU与施加的变力ΔF之间的关系可以表示为

(80－3)

式中，S为极板面积，d为极板间的距离，ε为压电材料的介电系数。可见，对于一定大小的压电材料和电极，因为D、ε、S、d、各量都是常数，所以两极间的电压变化量ΔU 与所施外力的变化量ΔF 成线性关系。但必须指出，这种线性关系只是在一定的频率范围内成立。

压电式传感器，在医学上广泛用于测量血压、眼压、心内压、颅内压、心音和超声诊断等方面，具有频率响应好、方向性强等特点，并且可以抑制体内外的噪声。例如，超声诊断仪使用的压电式传感器(又称超声探头)，一方面利用压电材料的逆压电效应，把高频电振荡信号变换为高频机械振动(超声波)，另一方面利用压电效应还可以把高频机械振动(超声波)变换为电压信号，即用于发射和接收超声信号，是超声诊断仪的重要组成方面。

(二)无源型传感器

无源型传感器为间接型传感器。这种传感器可以把生物体上的被测非电量变换为电阻、电容、电感等电学量。这些电学量的变化可用驱动电源(或称辅助电源)经适当电路变换为电压(或电流)信号。所以，这种传感器{zh1}输出的电压信号的能量，不是取自被测的生物体电量，而是由变换系统中的驱动电源提供的。

这类传感器分为电阻式、电容式、电感式等多种。下面介绍几种常用的这类传感器件的工作原理。

1、电阻式传感器

(1)热敏电阻：热敏电阻是一种对热敏感的半导体材料。因为半导体中载流子的数目随温度上升而增加，所以它的阻值是随温度升高而下降的。其阻值RT和温度T的关系可以表示成

 (80－4)

式中T0为参考温度(如取室温298K，即25℃)，T为待测温度，R0为T0的电阻值，β是由半导体材料性质决定的温度常数，其值一般在2000－1500K之间。

　　由(80－4)式可知，热敏电阻值随温度变化是指数曲线关系。如果测温范围较大，可采用补偿电路，使其接近线性关系。

(2)光敏电阻：光敏电阻是利用某些半导体材料遇到光以后导电性提高，电阻值减小的特性制成的元件。例如硫化镉(CdS)、硒化镉(CdSe)在可见光和近红外区，硫化铅(PbS)、锑化铟(InSb)在远红外区都具有上述特性。由于硫化镉和硒化镉在可见光和近红外区范围内灵敏度较高，并且电阻值随照射光强的变化近似呈线性关系。所以，在医学测量中应用较多。如光电容积脉搏计、血氧仪及染料稀释法等测量中多用它作为传感器。

(3)应变片：又称压敏电阻，由弹性元件和应变片组成。常用的有金属丝应变片、金属膜应变片和半导体应变片等，如图80-13所示。它们分别是由弯成栅状的金属丝、腐蚀的金属膜和半导体材料粘贴在衬底上制成的。其工作原理是当弹性元件在压力或位移作用下变形时，粘贴于弹性元件上的应变片产生应变而使其电阻值发生变化，把应变片接成电桥电路，转变成电压变化就可知待测量大小。

以金属丝应变片为例，其电阻相对变化量如用ΔR/R表示，长度相对变化量用ΔL/L表示，其比值叫做应变片的灵敏度系数，用G表示，则

(80－5)

可以证明

(80－6)

上式中ρ是电阻率，Δρ/ρ常称为应变片的压阻效应，σ称材料的泊松系数。由此可知，应变片的灵敏度是由其组成材料的泊松系数和电阻率相对变化量与相对伸长量之比决定的。它是比较应变片性能好坏的重要指标，由于不同材料的泊松系数和ΔL/L不同，所以灵敏度系数G也不同。表80－2为几种应变材料的灵敏度系数和电阻温度系数。材料的泊松系数都小于0.5，金属的压阻效应较小，所以应变灵敏度较低。半导体应变片的压阻效应较大，它的应变灵敏度约为金属的50－70倍，但其温度系数很高，测量时必须采取温度补偿措施。

表80－2　应变材料的特性

按结构区分，应变片有粘贴式与非粘贴式两种。图80-13所示就是粘贴式应变片，为提高灵敏度和抵消温度影响，应变片常常成对使用并组成桥式电路，由于它们受环境温度影响相同，使温度的作用在电路中互相抵消。测量时把两个应变片贴在待测部位对侧上，如外层伸长，它的电阻值增加ΔR，而内层缩短，它的电阻值减小ΔR，因此可使输出电压提高1倍。

非粘贴式应变片是用细卡玛丝或铂钨丝绕在一个固定支承架与一个活动支承架之间制成。如图80-14所示，有4组相同的金属丝绕在固定支承架与活动支架之间，活动支承架与压力传感膜相连。当压力作用于膜片使活动架向右移动时，B和C被拉长，其电阻增加。A和D缩短，其电阻减少。将4根应变丝组成电桥电路，即可得到与压力成比例的输出电压信号。这种应变片测量精度高，性能稳定，医学上测压多采用这种结构，常用于血压、心内压、颅内压等的测量。

2、线性差动变压器式传感器　这种传感器的结构如图80-15所示，它由一个初级线圈P和两个对称放置但是串联反接的相同次级线圈S1和S2组成。可动铁芯用来改变初级和次级之间的耦合。

在初级线圈上加一定的交流电压后，在两个次级线圈S1、S2上分别产生感应电压E1、E2，其值与铁芯位置有关。当铁芯在中间位置时，初级与次级线圈的耦合xx相同，则感应电压E1＝E2，由于两次级线圈串联反接，E1和E2的相位相反，故次级线圈总的输出电压U＝E1－E2＝0。当由于被测量的作用，使铁芯离开中间位置时，因为改变了互感量的对称性，则E1与E2不相等，这时次级产生的输出电压U＝E1－E2，并且输出电压的大小与铁芯的位移成正比。这种传感器灵敏度较高，如果初级线圈上加1伏的电源电压，铁芯有1μm的位移时，次级线圈获得0.2～1mV的输出电压。广泛用于微小位移、力和压强的测量，例如用于测量膀胱内压、血压和眼内压等。

3、电容式压力传感器　两个金属极板间的电容量C为

(80－7)

其中，S为两极板间的相对有效面积，d为两极板间的距离，ε为两极板间介质的介电常数。由式(80－7)可知，当ε、S、d三个参数中任何一个发生变化，都会引起电容量C发生变化。如果保持其中的两个参数不变，而仅改变其中的一个参数，而且使该参数与被测量之间存在某种一一对应的函数关系，那么被测量的变化就可以直接由电容量C的变化反映出来。

电容式压力传感器如图80-16所示，这种传感器里面有一个受压薄膜，旁边放置一个绝缘良好的固定电极，构成一个电容器。当薄膜两面出现压强差时，薄膜产生移动，改变了与电容固定电极间距离，从而使电容量变化。电容器控制间歇振荡器充放电时间常数RC或LC振荡器的振荡频率，由C的变化转换成相应的频率变化，然后通过频率、电压转换电路转换为随压差而变化的电压信号。利用这种传感器可测量颅骨中的颅压，也可用来测定流动气体的压强，然后由柏努利方程求出气体的流速。

(三)光纤多普勒流速传感器

根据光波的多普勒效应，当频率为f的光以入射角θ照射到运动的物体时，从物体上散射回来的频率将发生Δf的改变

式中v为物体运动速度，在血流测量中，可视为红血球运动速度，即血流速度。λ为媒质中光波长。

光纤多普勒血流速度计的结构如图80-17所示。光纤通过注射针插入血管内，激光器发出频率为f的线性偏振光通过偏振棱镜传输至皮肤表面。一部分在皮肤表面反射回原端，一部分射入血液被红血球散射后，再经光纤传输至原端。偏振棱镜只将这两束光波中的特定偏振成分反射至光电元件。由于散射光频率改变Δf ，故与反射光在光电元件受光面产生干涉。用光电二极管测出它们的频率变化Δf ，即可求得血流速度。由于信号光与反射光在同一光路传输，偏振面基本一致，光电检测效率高。这种测量系统是利用了单膜光纤传输特定偏振面的功能，属功能型(functional fiber，简称FF型)传感器，若采用不受外界扰动影响的偏振稳定光纤，则精度更高。图
80-18表示用这种光纤探头测得的冠状小动脉、小静脉的血流速度波形。

这种流速计的优点是传感部分不带电源，不受电磁场干扰，测量位置可自由移动选择，空间分辨高等，在临床上已获广泛使用。

(四)传感器的性能指标

为了说明和比较传感器的性能，一般采用下列指标：

(1)灵敏度：灵敏度就是输出电信号变化量与输入非电信号变化量的比值。灵敏度高时，能够从一定的非电量信号中得到较大的输出电信号，这样才能把生物体微弱的非电量信号变换为可被电子仪器测出的电信号。

(2)响应速度：表示传感器的输出信号随输入被测量变化的快慢程度。响应速度快，表示传感器的输出信号能迅速跟随被测量的变化而变化；响应速度慢，表示输出信号不能及时跟随输入信号的变化而变化。响应速度常用达到被测量的0.63所用的时间来表示，叫做传感器的时间常数。

(3)直线性：在测量范围内，输出和输入成正比，即保持线性关系。传感器的线性好，变换不会失真。

(4)信噪比：传感器输出的待测信号大小与混入的噪声大小之比。当然此比值越大越好，这就要求传感器能尽量排除生物体内外的噪声，并且本身没有或只有很小的附加噪声。

(5)稳定性：指反复测量同一量所得结果的一致程度。这要求传感器受环境条件变化的影响要小，在环境条件变化的情况下，输出信号仍保持比较稳定。

(6)频率特性和阻抗：传感器的通频带要满足被测信号的频率范围，以减少幅值失真与相位失真。传感器的阻抗与其相接的放大器输入阻抗相匹配，否则，将影响变换后信号的正常输出。

以上介绍了传感器性能的一些主要指标。在实际测量时，要根据测量对象的具体要求和特点，对各种性能指标作统一考虑，既要有所侧重，又要全面兼顾。

第3节  信号处理系统

信号处理系统是对传感系统输送来的信号进行放大、识别(滤波)、变换、运算等各种处理、分析的过程。本节仅就信号放大的基本原理和使用医学仪器的基本知识介绍如下。

一、信号放大原理

如图80-19所示，当在晶体三极管放射结加上正向电压，集电结加上反向电压时，就有发射极电流Ie、基极电流Ib和集电极电流Ic形成。由于Ic的大小受Ib的控制，Ib的微小变化可以成比例地引起Ic较大的变化，这种作用称为晶体三极管的电流放大作用。Ic变化与Ib变化的比值叫做晶体管的电流放大系数β，即

在图80-19中，Rc称负载电阻，Ui表示输入的信号电压，U0表示放大器输出电压，从图中可见

U0＝Ec－IcRc

因为Ec和Rc都是不变的量，故有

                       ΔU0＝－ΔIcRL

但 　　　　　，　　　　　　。因此上式可以写成

                       ΔU0＝－KuΔUi

或                                   

比例常数Ku叫做放大器的电压放大倍数。负号表示U0和Ui的变化是反相的，即b点的电势上升时，c点的电势下降。不考虑它们的位相关系时，上式可写成

(80－8)

即电压放大倍数等于输出信号电压与输入信号电压之比。A的值决定于晶体管的特性以及电路的设计。一般单管放大器Ku值约为100左右。如果这样的放大倍数还不能满足要求，还可以采用连续放大的方法，把输出信号再加放大，称为多级放大。一个包括多级放大的集成电路运算放大器的Ku值可以达到105以上。

为了保证放大信号的质量以及满足不同使用目的的要求，实际放大器的电路往往是比较复杂的。不过在分析一个测量系统时，放大器本身如何具体工作对我们并不重要，重要的是弄清它对信号发生什么影响。一个放大器可以用一个具有某些特性的“黑箱”来代表。图4－80－20表示一个电阻RE的传感器和放大器连接的两种方式:(1)直流耦合，即把传感器的输出信号直接与放大器的输入端连接。(2)交流耦合，传感器的输出信号通过电容器与放大器输入端相连。三角形代表放大器，它的顶点指向信号传输方向。Ri叫放大
器输入电阻(Ri＝输入电压Ui/输入电流Ii)。

二、脉冲信号的放大

脉冲信号在医学测量中具有重要意义。所谓脉冲是指电压或电流的突变，例如动作电位就是一种脉冲的形式。要使脉冲在放大后不变形，{zh0}采用直流耦合输入方式。但是实际情况下为了阻隔不需要的直流变化往往采用交流耦合。下面是两种常见的交流耦合电路。如图80-21(1)所示称高通耦合电路，可以通过高频信号，不能通过低频信号，又称高通滤波电路。τ＝RC称做电路的时间常数。(2)表示输入的方形脉冲，横轴代表时间，纵轴代表电压。脉冲的时间宽度为T秒。(3)、(4)和(5)是在三种不同时间常数的情况下的输出脉冲波形。它们的时间常数以(3)为最短，(4)次之，(5)的时间常数最长。从图中可以看出，RC电路的时间常数(τ＝RC)越大，输出的波形越接近于输入的脉冲。一般要求τ应为脉冲持续时间T的10倍以上。

另外一种交流电耦合为低通滤波电路，信号从RC电路中的电容两端取出，可以通过低频信号，例如微电极的输出端就是如此。这对时间常数的要求与上面由R取出电压的情况恰恰相反。时间常数越短，输出的波形越接近输入的脉冲如图80-22。一般要求τ≤T/10。

二、放大器的幅频特性

放大器电路是由电阻、电容、晶体管等电路元件组成的，它对不同频率信号电流的阻抗不同，因此放大器的放大倍数与频率有关。放大倍数与频率的关系称为放大器的幅频特性。图80-23中(1)和(2)两条曲线分别表示直流耦合与交流耦合两种放大器的放大倍数Ku与频率的关系，称为放大器的幅频特性曲线。

由图可见，直流耦合，当频率太高时放大倍数下降。交流耦合，当频率太低或太高时放大倍数都下降。在频率降低部份，当放大倍数下降至中间频率放大倍数的70.7％时所对应的频率fL叫下限频率。在频率升高部分，当放大倍数下降至中间频率放大倍数的70.7％时所对应的频率fH叫上限频率。上下限频率之间的频率范围称为频带宽度或带宽，它表明放大器的正常工作范围。直流放大器没有下限频率，从直流到上限频率的信号都可输入放大器内。但实际上能按Ko放大的频率范围约为3fL到0.3fH，比频率宽度更窄些。如果测量信号频率超出这一范围，则经放大后的输出信号就会失真，即跟输入信号不xx成比例。

四、干扰及其抑制

在生物医学测量中，传感器、连接导线以及放大器常常不可避免地会引入一些不需要的信号混在待测信号中，这些多余的信号就是干扰或噪声。如果这些干扰和噪声的大小可以和有用信号相比较时，则在放大器的输出端将难以分辨有用信号分量和干扰信号分量，从而妨碍对有用信号的测量。

噪声是指干扰被测信号的随机扰动。放大器的噪声主要来自晶体管或电阻等元件中载流子无规则的热运动。因此放大器的输入级应选用低噪声元件如低噪声的场效应管和热噪声小的电阻等。

外来的干扰主要是人体附近存在高压电源时通过静电感应产生的干扰电压和周围存在大电流电器如变压器、电动机等通过电磁感应产生的干扰电压。为了减少外界的干扰，可采用屏蔽措施。

我们知道一个空腔导体在外电场中，电力线将终止于导体的外表面而不能穿过导体进入空腔，导体内和空腔中的电场强度处处为零。反之，如果把导体接地，即使空腔内有带电体产生电场，对导体外面也无影响。因此，对于一个接地的空腔导体，外界的电场不会影响腔内的物体，腔内的带电体也不会影响腔外的物体，这就是静电屏蔽。为了避免外界电场的干扰，信号输入线常用屏蔽线，即在导线外面包一层编织的金属线层，并要注意接地。在精密测量时，常用铜网做成小室，把测量对象和测量仪器全部用接地的金属网屏蔽起来。为了避免某些电器设备的电场对外界的影响，可在其外围安装接地的金属外壳。磁屏蔽是利用磁导率大的物体做成屏蔽罩，干扰磁场的大部分磁力线将集中于屏蔽罩中。为了减少磁场的干扰，还必须限制电极引线的环路面积，把电极引线绞合起来。

第4节  输出显示系统

输出显示系统的作用是将被测量，经过放大处理后，{zh1}变为人们能观察和记录的形式，以便进行分析和研究。

一、数字式显示

数字式显示就是通过电子线路和器件把被测信号的量的大小用十进制的数字直接显示出来。适用于不需观察其变化过程，只要显示其瞬间数值大小的地方。例如用数字式仪表测量人的体温、血压、脉搏等。下面简单介绍几种数码管的工作原理。

（一）辉光数码管

它是以气体辉光放电原理制成的数字显示器件。在玻璃管内充有惰性气体，外形与普通电子管相似，做得较为粗矮，内有1个公共阳极和10个互相分开的阴极。10个阴极分别做成0，1，2，……9阿拉伯数字的字样，互相重叠又留有很小的绝缘间隙，通过引线连在相应的管脚上，阳极单独引出也接在一个管脚上。其结构如图80－24所示。当需要显示某阴极所表示的数码时，就在该阴极与阳极之间加上一个160V左右的直流电压，使阴极附近的气体电离，产生辉光放电现象，从而发出桔红色辉光，并显示出此阴极的数码字样。

究竟哪个阴极能显示自己表征的数码，则由显示驱动电路来控制，其原理如图80－25所示。辉光数码管的阳极通过电阻R与高压电源Ea相接，其阴极分别与10个晶体管的集电极相连。10个晶体管的发射极都通过公共射极电阻Re接地，10个基极分别与译码器Y1…Y9相连，Y上电位的高低，即基极电位的高低可以控制晶体管的导通与截止，导通电路中那个阴极就会发出辉光，从而达到控制数码0－9亮或不亮的目的。显示几位数码，就需要几个与上述相同的驱动电路和数码管。

辉光数码管的优点是字形美观清晰，视距较远，稳定可靠。缺点是体积较大，机械强度差，视角小，工作电压高。

（二）荧光数码管

这是一种电真空器件，其结构如图80－26所示。在玻璃管壳内装有阴极、栅极和阳极。数码管的阴极为直热式阴极，表面涂有一层逸出功很小的氧化物，受热后易于发射大量电子。栅极为网状，工作时加20V的正电压。阳极有8个，表面涂有一层荧光粉，组成数码管的笔画要素并构成如图(3)所示的字形，工作时也加正电压。因阳极有8段，所以又称为八段数码管。

荧光数码管的驱动电路如图80-27所示。由于数码管栅极和阳极都加正电压，致使从阴极表面发出的大量电子加速，穿过网状栅极打到所要显示的分段阳极上，该段阳极便发出绿色荧光。通过译码器控制各个阳极字段电压的高低，使各个阳极字段的发光有规律的组合，便可显示出0，1，2，……9十个数字。要显示多位数字，同样需要多个数码管和驱动电路。

　　荧光数码管的优点是工作电压低，驱动电流小，显示清晰，稳定可靠。缺点是需要灯丝电源，机械强度较差，使用安装不便等。

（三）液晶数码管

液晶是“液态晶体”的简称，它是一种特殊的有机化合物。在一定温度范围内，它既具有液体的流动性，又具有晶体的各向异性和某些光学特性，其透明度和颜色能随电场、磁场、温度等外界条件的改变而变化。

如图80-28所示，在两电极间夹持一薄层液晶，经特定处理后的液晶分子排列整齐，此时，液晶对外部入射光没有散射作用，呈透明色。当两极板与电源连接后(图2)，在电场的作用下，预先在液晶中掺杂质形成的离子产生定向运动。离子在运动过程中，使液晶分子受到碰撞而旋转，从而破坏了液晶分子的整齐排列，成为无规则的紊乱状态，导致对外部入射光产生散射，原来的透明液晶变成乳白色，这就是所谓“动态散射效应”。当断开两极间的电压后，经短暂的延迟，液晶又恢复到原来的整齐排列状态。由此可见，电场导致了液晶的可显示性。

如果把相对的两个电极也按数码的笔划要素做成分段式的，则只有加上电压的那段笔划间的一条液晶产生散射，从而显示出那段笔划，这样就可在译码电路的控制下，显示出应当显示的数码。经过某种处理，还可使显示的数码产生一定的颜色，以便于观察。

二、荧屏显示

荧屏显示是通过电子线路和器件将所获取的生物医学信号在荧光屏上以图像的形式显示出来。常用于观察信号随时间的连接变化情形，如心电图、脑电图等；及组织、器官的生理、病理解剖结构的变化特点，如各种形式的医学影像。

(一)波形显示

所谓波形，即指信号电压随时间的变化曲线。使用的仪器称为示波器，如心电仪、脑电仪、监护仪等设备的终端显示。

示波器的核心部分是示波管，其结构如图4－80－29所示。它主要由电子枪、偏转板和荧光屏三部分构成。电子枪由灯丝、阴极K、栅极G、加速极A1({dy}阳极)、聚焦极A2(第二阳极)等构成。电子枪的主要作用是产生一束直径细、速度快的电子束射线，用以轰击荧光屏而发光。偏转板有两对，靠近电子枪一侧的是垂直(Y)偏转板，另一对是水平(X)偏转板。它们的作用是使电子束上下、左右移动。荧光屏是在屏面玻璃的内壁上，涂上一层均匀的荧光剂(即磷光物质)，形成荧光膜。荧光膜在电子束的轰击下发光而产生光点。光点的颜色则与荧光剂的成份和xx剂有关。如锰xx的硅酸锌发绿光，银xx的硫化锌发蓝色光。

因此，若在垂直偏转板加被测信号电压，使电子束随着被测电压上下移动，在水平偏转板上加一随时间线性变化的扫描电压，使电子束随着扫描电压左右移动，电子束的运动轨迹将是其合成的结果，于是在荧光屏上显示出稳定的被测信号电压波形。

(二)图像显示

通过荧光屏把人体组织、器官的形象或解剖结构显示出来，即为图像显示，如超声影像、X射线影像、磁共振影像等。

图像显示仪器的核心部件是显像管。如图80－30所示，其结构和原理有一些与示波管类似。它主要由电子枪、荧光屏、偏转线圈及玻璃外壳组成。玻璃外壳是由屏壳、锥体、管颈组成的整体，管内抽成高真空。

电子束的水平扫描与垂直扫描是靠套在锥体后部的偏转线圈实现的。水平与垂直偏转线圈互相垂直安放，在线圈内通以锯齿波电流，电子束在电流磁场的作用下进行水平与垂直扫描，在其共同作用下，屏幕上呈现一幅矩形的光栅。信号输入以后，光栅上各点的辉度将是不同的，即显出一幅图像。

图像显示的基本原理在于，要把所获得的组织结构形象的信号转变为与之相对应的电子束强弱不同的信号，使其打在荧光屏上产生辉度不同的光点组成的图像。

一幅医学图像，是由数目众多的，明暗程度不同的光点组成，每一光点称为一个像素。要传递显示人体不同组织或脏器的投影画面，首先必须将整个画面分解成若干个与像素对应的单元，通过不同方式，将每一单元的某个参数(如对射线的吸收率等)的变化转换成幅度随时间变化的电信号，这种电信号就称为图像信号。然后通过显像管将图像信号转变为由对应像素(辉度不同的点)组成的医学影像。通常完成这种转换是要把图像信号加到显像管的栅极上，从而控制电子枪发射的电子束的强度，即在荧光屏上显示不同的亮度。

图像信号的获取有不同的方式，从而也就形成了各种不同的医学影像形式。

三、记录仪器

通常采用的有笔式记录和磁记录两种形式。

(一)笔式记录

1、笔偏转式记录器　描笔偏转式记录器是用经过放大器放大的被测信号控制描笔，直接在记录纸上沿时间轴进行记录的方法。描笔也叫电动笔，其构造原理如图80－31所示。在{yj}磁铁的磁场中放一个可动线圈，线圈和记录笔连在一起，当有被测信号电流通过线圈时，线圈受到转动力矩作用产生偏转，偏转角度决定于信号电流大小。在线圈转动的同时，与转轴相连的游丝立即产生一个反力矩，当两个力矩平衡时，线圈停止转动。记录纸则匀速地在描笔下运动，记录纸的运动方向与描笔运动方向互相垂直，因此记录纸的运动方向代表时间轴，描记的图线即为被测信号随时间的变化曲线。

这种描笔偏转式记录器，由于笔尖和记录纸直接摩擦，以及笔本身的惯性较大，不适于频率比较高的信号记录。其优点是长时间连续记录比较方便，记录结果便于保存。

在使用时，描笔由墨水壶供给墨水，在专用记录纸上记录。用这种记录笔的叫墨水笔式记录器。它可用多笔同时记录，如图80－32所示。这种描笔的主要缺点是记录纸不移动时，描记出的图形不是直线，而是一段圆弧，即产生圆弧失真。为了克服这个缺点，现在已有墨水式直线性描笔，其基本原理是描笔的长度能随偏转角度改变，以确保描笔作直线描记。

在医学上常用的另一种描笔为热笔式描笔。热笔式记录器的组成原理如图80-33。它的笔尖是用电阻丝做的，通电使它加热。当热笔在特制的涂有一层腊膜的记录纸上描记时，在热笔与记录纸接触处腊膜融化，便留下描笔的运动热迹。由于热笔只在记录纸经过刀形支架处才与记录纸接触，所以可保证描笔的轨迹是直线，而不产生圆弧失真。热笔式记录器主要用在心电图机上，可同时用1～4组记录，记录纸的移动速度为25mm/s或50mm/s。

2、自动平衡记录仪　这种记录器是由被测信号控制描笔或指针移动，而不是偏转，它实际是一个随动系统。

(1)电位差型自动平衡记录仪：如图80-34所示，调制放大器的一端接被测信号Ui，另一端接到电位器R的滑动臂上。直流电源E与电位器R组成电位差计式补偿电路。输入信号与电位器有一公共端，因此放大器的实际输入为Ui－Ur。在初始状态下，如果Ui＝Ur，放大器无信号输入，伺服电机无驱动电压，电动机不转动。当Ui不等于Ur时，放大器有了信号输入，此电压经调制放大器前级转换为交流，后级将交流电压放大，驱动伺服电机转动，伺服电机的转动又通过机械传送装置控制电位器的滑动头位置，改变补偿电压Ur值，滑动点的移动方向是使Ui－Ur减小的方向。当Ui与Ur相等时，调制放大器的输入电压为零，交流输出也为零，伺服电机停止转动。如果将描笔连接在电位器的滑动臂上，笔停止时的滑动点位置所对应的Ur值，就等于被测信号Ui值。可见这个随动系统能随时修正Ur值，使其与Ui保持一致，而记录笔描记的曲线就是被测信号的电压变化情况。

这种电位差型自动平衡记录仪使用的直流电源E如果不稳定，将直接影响测量准确性，通常采用标准镉电池或经过校准的稳压电源。上述记录仪只适用于记录直流信号，对于交流信号，要选用交流电位差型自动平衡记录仪，其工作原理基本相同。

(2)电桥型自动平衡记录仪：这种记录仪的补偿电路由电桥组成，然后用电桥自动平衡方法作记录。其结构原理如图80－35所示，把对应被测量的电阻Ri作为电桥的一臂，由于Ri的改变使电桥失去平衡，供给调制放大器输入端不平衡电压。与电位差型的工作情况一样，由不平衡电压变换成交流电压加到伺服电机上，由它来控制可变电阻滑动点的位置。滑动点位置的移动方向是使电桥趋向平衡，当电桥输出电压为零时，伺服电机又停止转动。如果将描笔与滑动臂接在一起，在此过程中描笔绘出的曲线，就是被测信号的变动情况。

 (3)X～Y函数记录仪：X～Y 函数记录仪是一种特殊的自动平衡记录仪。如图80－36所示，它是由两组电位差型自动平衡记录仪组成的。记录笔装在一个滑块上，滑块通过联动装置与Y轴伺服电机相连，可沿滑动架在Y方向移动。滑动架又同时受X轴伺服电机控制，沿X方向移动。这样当有两个信号输入时，X轴输入电压驱动描笔沿X轴方向移动，Y轴输入电压驱动同一支笔沿Y轴方向移动，所以描笔在记录纸上描绘的曲线，便是X、Y之间的函数关系。

上述自动平衡记录仪具有灵敏度高、响应速度快、稳定性好、方便耐用和可供长时间连续记录等优点。在医学上应用于测量体温、血压、脉搏和监护装置上，还可应用于气体分析和酸碱度测量等方面。

(二)磁记录

磁记录是利用磁性物质的磁性记录被测信号的方法。其优点是频率响应宽、失真度低、记录贮存量大、可反复重放、记录方便、易于抹除等，因此应用非常广泛。磁记录常用的形式有磁带记录器和磁盘记录器，分别介绍如下。

1、磁带记录器　磁带记录器的构成与原理如图80－37所示。它是由磁带、传送磁带机构、记录磁头、重放磁头、记录放大器和重放放大器等几部分组成。磁带是在聚脂薄膜制成的基带上涂上一层磁性材料制成的。

图80－38表示磁带记录和重放信号的一般原理。输入信号经记录放大器放大后，送进记录磁头的线圈中(如图(1)所示)，于是磁头铁芯被磁化。铁芯有一开口，其中一片非磁性材料的薄片在开口处形成磁隙，因此有一部分磁力线在开口处可以穿入磁带，使磁带表面的磁性粉末被磁化。当磁带离开记录磁头后，由于磁滞现象的缘故，便在磁带表面留下了剩余磁通，剩余磁通的大小决定于线圈中信号电流的大小，从而实现了磁记录。

重放磁头与记录磁头基本相同，但作用相反，当磁带通过重放磁头时(如图(2))，由于磁头铁芯的磁阻很小，已记录信号的粉末磁性材料所产生的磁通量，大部分通过图中的回路C，回路中有磁头背部的磁隙磁阻Ri，磁头头部的磁隙磁阻Rg，和铁芯磁阻Rc，这三部分构成了回路总磁阻。这一部分磁通在重放磁头铁芯中变化时，就会在线圈中感应出一定的电动势，经重放放大器放大后就将信号重现。尚有一小部分磁通不能进入重放磁头，如图中的回路a和回路b对于记录是无效的。磁带记录器既可记录模拟信号，也能记录数字信息，数字式磁带记录器多用于电子计算机上记录数字。

2、磁盘记录　大量用于数字信息记录的是一种容量很大、记录速度很高的磁盘记录方式。磁盘装在磁盘驱动器内，是微型电子计算机用作外存储的配套设备之一。磁盘有硬磁盘和软磁盘两类。硬磁盘是用铝合金材料为基片，上下两面都涂有磁性材料制成。单片磁盘很像唱片，直径约38cm，它的表面可以想像有200个以上的同心圆圈，称为磁道。信息就是沿着这些磁道“写”进去或“读”出来的。读写工具是活动磁头，它贴近磁盘表面，沿磁盘半径一步步移动。磁头每移动一步，随着磁盘的转动，便可以在磁盘表面“画”出一圈圈磁道，记录原理与磁带记录相同。

图80－39表示把一组单片磁盘装在同一转轴上构成的磁盘组。片与片之间有一定间隔。磁盘驱动器的定位机构由滑架和读写臂组成。贴近每片磁盘上下表面各有一个磁头，磁头分别装在读写臂上，读写臂组成梳子形，可以随滑架共同作径向退进，但分别执行读写操作，既可单独进行读写，也可同时进行读写。