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1、現(xiàn)代醫(yī)學電子儀器原理與設計復習指導 目錄 緒 論 閱讀材料復習與練習 第一章 醫(yī)學儀器概述 第二章 生物信息測量中的噪聲和干擾 第三章 信號處理 第四章 生物電測量儀器 第五章 血壓測量 第六章 醫(yī)用監(jiān)護儀器 第七章 心臟治療儀器與高頻電刀 第八章 醫(yī)用電子儀器的電氣安全 0閱讀材料復習與練習 1.（醫(yī)療儀器）主要指那些單純或組合應用于人體，用于生命科學研究和臨床診斷治療的儀器，包括所需的軟件。 2.隨著當今人類社會的發(fā)展和對醫(yī)學模式認識上的轉變，特別是以Internet為代表的信息技術的普及，以醫(yī)院為中

2、心的模式必然會再次回歸到以（社區(qū)、家庭醫(yī)療為中心，“以人為本”、以預防為主）的醫(yī)學模式上來。醫(yī)學儀器的設計應充分認識這一醫(yī)學發(fā)展的必然趨勢。 3.以（社區(qū)醫(yī)療）為中心的醫(yī)學模式正在崛起，我們從事醫(yī)學儀器設計應充分認識到這一發(fā)展趨勢。 4.（生物醫(yī)學信號檢測）技術是對生物體中包含的生命現(xiàn)象、狀態(tài)、性質及變量和成分等信息的信號進行檢測和量化的技術。 5. （生物信息處理）技術即是研究從被檢測的湮沒在干擾和噪聲中的生物醫(yī)學信號中提取有用的生物醫(yī)學信息的方法。 6.（專家系統(tǒng)）實質上是某一專門知識，例如某種疾病的診斷、處方，某些礦物的資源勘探數(shù)據(jù)分析等的計算機咨詢系統(tǒng)(軟件)。專家系統(tǒng)的基礎是

3、（專家知識），一類是已經(jīng)總結在書本上的定律、定理和公式等，另一類是專家們在實際工作中長期積累的經(jīng)驗、教訓。 7.請給出虛擬醫(yī)學儀器的系統(tǒng)構成，并敘述各模塊的功能。 答案要點：虛擬醫(yī)學儀器通常由通用計算機系統(tǒng)、擴充的硬件模塊和軟件模塊 三大部分構成。計算機系統(tǒng)指通用計算機，如PC機或工作站.功能：完成儀器的全套應用軟件設計；硬件模塊包括接口驅動部件、醫(yī)學功能部件和傳感器或作用部件。功能：接口驅動部件的功能是實現(xiàn)硬件模塊與計算機的接口，是使硬件模塊與計算機系統(tǒng)能進行有效的通信和數(shù)據(jù)傳輸?shù)年P鍵；醫(yī)學功能部件是硬件模塊的核心，該部件進行有關生理信號的放大、濾波、處理，然后經(jīng)模數(shù)轉換變?yōu)閿?shù)字信號，

4、由接口驅動部件送計算機系統(tǒng)；傳感器或作用部件是硬件模塊和虛擬醫(yī)學儀器最前端的部件，傳感器是將所獲微弱生命信號轉換為電信號，作用部件是用于治療的各種物理因子發(fā)生器；軟件模塊由計算機的部分系統(tǒng)軟件、工具軟件和專為虛擬醫(yī)學儀器設計的醫(yī)學應用軟件組成。功能：一是實現(xiàn)對整個儀器的有效管理，如醫(yī)學信號的處理分析、存儲等；二是提供友好的人機交互界面。 8.請簡述應用CMOS電路的注意事項。 1）未用引腳的處理：由于CMOS電路是電壓處理器件，輸入電阻極大，因而輸入引腳不能懸空，否則引起電荷的積累，產(chǎn)生較大的感應電動勢，使管子導通，電路功耗大大增加。所以對與非門和與門的多余輸入端應接高電平，而或門和或非門

5、則應接至低電平。 2）輸入信號幅度：CMOS電路輸入信號的幅度應當保持在供電電壓范圍之內(nèi)，若超過供電電壓容易在輸入端形成較大的電流，損壞輸入端保護二極管，過大幅度還容易寄生可控硅現(xiàn)象造成電路的損壞。 3）輸出能力：CMOS電路的輸出電流不太大，因而對TTL電路的扇出系數(shù)不大，但CMOS電路的輸入電阻極大，對CMOS電路的扇出系數(shù)極大。 9.施樂PARC研究中心首席科學家馬克.威瑟提出寧靜技術（Calm Technology）： “技術應無縫地融入我們的生活，而不是讓我們時時感到技術的戰(zhàn)栗與恐懼；我們不會消失在電腦空間中，而是電腦將消失在我們的生活中?！苯Y合課程學習體會談談寧靜技術對

6、醫(yī)學儀器設計的啟示。 答案要點：由于現(xiàn)在計算機技術和電子技術的發(fā)展，為便攜式醫(yī)學儀器的微型化和低功耗設計提供了有力的技術支持，設計中的要點如下： ① 系統(tǒng)設計高度集約化 a、儀器的中央處理功能和測控、管理功能由單片機承擔。b、存儲器方面選用固態(tài)、微型器件，內(nèi)存選用低功耗的靜態(tài)存儲器，外存選用大容量、可掉電保存數(shù)據(jù)的閃存。C、儀器對外通信采用線數(shù)較少的串行方式。d、外設不配備打印機，數(shù)據(jù)輸出與備份輸出由通信口實現(xiàn)。 ② 選用合適的供電電壓和運行速度 由電子儀器系統(tǒng)動態(tài)功耗 ∝ 可知，為實現(xiàn)低功耗設計，一要采用低電壓供電，由于便攜式醫(yī)學儀器是采用電池供電，這樣既能減少系統(tǒng)功耗，又有

7、利于電池選配；二是選取滿足工作要求的工作頻率，而不追求高速度和大的驅動能力。 ③電路設計全面采用CMOS集成電路 除個別功率驅動電路外，設計中應盡可能采用CMOS集成電路。由于CMOS集成電路具有微功耗；輸出邏輯電平擺幅大，工作電壓范圍寬，因而抗干擾能力強；和工作溫度范圍寬等優(yōu)點。 ④中央處理機參與低功耗管理 由于儀器的動態(tài)功耗遠遠大于靜態(tài)功耗，所以中央處理機應實時調(diào)度，將系統(tǒng)置于工作狀態(tài)、待機狀態(tài)和掉電運行狀態(tài)等。也可對系統(tǒng)電路實行分區(qū)供電方式。 ⑤全面采用表面安裝器件 由于表面安裝器件可以大幅度提高單位面積上器件的密度，可確保整機微型化，故除個別大功率器件外，可采用表

8、面安裝器件。 第一章 醫(yī)學儀器概述 1.依據(jù)檢測和處理信號的方法不同，醫(yī)學儀器的工作方式分為：（直接）和間接、（實時）和延時、間斷和連續(xù)、模擬和（數(shù)字）。 2.依據(jù)醫(yī)學儀器的用途不同，醫(yī)學儀器通常分為：（診斷）用儀器，如生物電診斷與監(jiān)護、生理功能診斷與監(jiān)護、人體組織成分的電子分析、人體組織結構形態(tài)影像診斷；（理療）用儀器，如電療、光療、磁療與超聲波治療。 3.（生理系統(tǒng)的建模與仿真）方法，即是為了研究、分析生理系統(tǒng)而建立的一個與真實系統(tǒng)具有某種相似性的模型，然后利用這一模型對生理系統(tǒng)進行一系列實驗，這種在模型上進行實驗的過程就稱為系統(tǒng)仿真。 4.（建模）是醫(yī)學儀器設計

9、的第一步和關鍵，是對生命對象進行科學定量描述的產(chǎn)物。 5.建模關系即模型的（有效性）度量主要包括：復制有效，在系統(tǒng)輸入與輸出上認識系統(tǒng)；預測有效，對系統(tǒng)內(nèi)部狀態(tài)及總體結構認識清楚；結構有效，內(nèi)部狀態(tài)、總體結構及分解結構均有了解等三個層次。 6.廣義而言，生理系統(tǒng)的模型不僅包括人造的物理或（數(shù)學）的模型，也應包括動物模型。 7.（建模）即建立一個在某一特定方面與真實系統(tǒng)具有相似性的系統(tǒng)，真實系統(tǒng)稱為原型，而這種相似性的系統(tǒng)就稱為該原型系統(tǒng)的模型。 8.模型的建立蘊含的三層意思即（理想化）、（抽象化）和（簡單化） 9.模型可分為（數(shù)學模型）（物理模型）和（描述模型）三種. 10.按照真

10、實系統(tǒng)的性質而構造的實體模型即（物理模型）。對生理系統(tǒng)而言，其物理模型通常是由非生物物質構成的，根據(jù)其與原型相似的形式可分為如下四種類型：（幾何相似模型）、（力學相似模型）（生理特性相似模型）（等效電路模型）。 11.所謂（數(shù)學）模型，就是用數(shù)學表達式來描述事物的數(shù)學特性，它不像物理模型那樣追求與客觀事物的幾何結構或物理結構的相似性，但可較好地刻劃系統(tǒng)內(nèi)在的數(shù)量聯(lián)系，從而可定量地探求系統(tǒng)的運轉規(guī)律。 12.構造一個數(shù)學模型主要包括（系統(tǒng)中各個作用環(huán)節(jié)的描述）即尋求一個適當?shù)臄?shù)學運算關系來描述系統(tǒng)的結構、功能和內(nèi)在聯(lián)系和（表征系統(tǒng)的固有特征量的提?。┘粗饕獊碓从趯嶒灁?shù)據(jù)的參量提取兩個方面的內(nèi)

11、容。 13.建立生理系統(tǒng)數(shù)學模型的方法主要有（黑箱方法）、（推導方法）兩種。 14. 數(shù)學模型的（黑箱）研究方法是指對所研究的系統(tǒng)的內(nèi)部構造和機理一無所知，僅僅能從外部的客觀測量，如系統(tǒng)的輸入與輸出來考察系統(tǒng)。對于黑箱，其數(shù)學模型即為（滿足某一特定輸入輸出關系的傳遞函數(shù)）。 15. 數(shù)學模型的（推導）研究方法適用于那些內(nèi)部結構和機理已部分地被人們所認識的系統(tǒng)。根據(jù)該系統(tǒng)的物理化學過程以及解剖學與生物學知識，用分析的方法推導出描述系統(tǒng)功能和特性的模型。 16.（理論分析法）建模應用自然科學中已經(jīng)被證明的正確的理論、原理和定律，對被研究系統(tǒng)的有關要素進行分析、演繹、歸納，從而建立系統(tǒng)的數(shù)學

12、模型。 17.（類比分析法）建模根據(jù)兩個或者兩類系統(tǒng)某些屬性或關系的相似，去推論兩者的其他屬性或者關系也可能相似的方法。 18.（數(shù)據(jù)分析法）建模對無法運用理論分析或結構難于類比，但能獲得一定表征系統(tǒng)規(guī)律、描述系統(tǒng)狀態(tài)的實驗數(shù)據(jù)，可用回歸分析等方法建立系統(tǒng)的數(shù)學模型或對模型進行驗證。 19. 影響儀器設計的基本因素有（信號因素）、（環(huán)境因素）、（醫(yī)學因素）、（經(jīng)濟因素）和（時代因素）五種，這些因素都是進行設計時考慮的基本原則。 20.醫(yī)學處理信號的特點由（信號源-人體）和（測量方法）共同決定。信號檢測與處理中，對信號有效提取和和處理的前提是獲取干凈的信號-這是儀器設計中面臨的主要問題和

13、挑戰(zhàn)之一。 21.在現(xiàn)代的醫(yī)學儀器設計中，構建生理模型的方法很多，最常用的方法有理論分析法建模 、類比分析法建模和數(shù)據(jù)分析法建模三種方法。 22.物理模型是簡化的、類似于實際系統(tǒng)的某些突出特征而設想的一種物理系 統(tǒng)，它較之于真實系統(tǒng)更易于進行分析研究。 23.頻率響應反映的是儀器對不同頻率的信號的不同的靈敏度，要求心電圖機對0.1到25Hz的頻率范圍內(nèi)的信號，頻率響應曲線必須是平坦的（<0.5dB）。 24.截止頻率是指靈敏度下降到70.7% （-3dB）時的頻率。 25.共模抑制比可表示為 CMRR=Ad/Acm，其中Ad為系統(tǒng)總的差模增益，Acm為系統(tǒng)總的共模增益。 共模抑制比

14、常用分貝（dB）表示，即 CMRR=20lg(Ad/Acm)， 該值體現(xiàn)了儀器的抗共模干擾的能力。 26.醫(yī)學儀器的主要技術特性有哪些? 答：1）準確度（Accuracy）：準確度是衡量儀器測量系統(tǒng)誤差的一個尺度。準確度可理解為測量值與理論值之間的接近程度。 2）精密度(Precision)：精密度是指儀器對測量結果區(qū)分程度的一種度量。表示從所選定的已知數(shù)據(jù)中可能分辨的數(shù)值。 3）輸入阻抗(Input impedence)：通常稱外加輸入變量（如電壓、力、壓強等）與相應應變量（如電流、速度、流量等）之比為儀器的輸入阻抗。輸入阻抗Z為被測量的輸入變量X1和另一固有變量X2的比值。 4）

15、靈敏度(Sensitivity)：儀器的靈敏度是指輸出變化量與引起它變化的輸入變化量之比。 5）頻率響應(Frequency response)：儀器保持線性輸出時，允許其輸入頻率變化的范圍，它是衡量系統(tǒng)增益隨頻率變化的一個尺度。 6）信噪比(Signal to Noise Ratio)：信噪比定義為信號功率PS與噪聲功率PN之比，為了便于對信噪比作定量比較，常以輸入端短路時的內(nèi)部噪聲電壓作為衡量信噪比的指標。 7）零點漂移(Zero drift)：儀器的輸入量在恒定不變（或無輸入信號）時，輸出量偏離原來起始值而上、下漂動、緩慢變化的現(xiàn)象稱為零點漂移。 8）共摸抑制比(CMRR com

16、mon mode rejection ratio)：定義為放大差模信號和抑制共模信號的能力 27.醫(yī)學儀器有哪些特殊性? 答：被作用對象（人）的特殊性決定了醫(yī)學儀器的特殊性 1）噪聲特性-交流與電磁感應噪聲，從人體拾取的生物信號不僅幅度微小，而且頻率也低。必須盡量采取各種抑制措施，使噪聲影響減至最小。一般來說，限制噪聲比放大信號更有意義； 2）個體差異與系統(tǒng)性，人體個體差異相當大，用醫(yī)學儀器作檢測時，應從適應人體的差異性出發(fā)，要有相應的測量手段。人體又是一個復雜的系統(tǒng)，測定人體某部分的機能狀態(tài)時，必須考慮與之相關因素的影響。要選擇適當?shù)臋z測方法，消除相互影響，保持人體的系統(tǒng)性相對

17、穩(wěn)定； 3）生理機能的自然性-無損測量的趨勢，在檢測時，應防止儀器（探頭）因接觸而造成被測對象生理機能的變化。因為只有保證人體機能處于自然狀態(tài)下，所測得的信息才是可靠的、準確的； 4）接觸界面的多樣性-接觸不良或面積不好； 5）操作與安全性-操作者與受檢差者 28. 醫(yī)學儀器基本分類方法依據(jù)有？ 答：主要包括 1）檢測的生理參數(shù) 2）檢測轉換原理-傳感器及電極 3）在生理系統(tǒng)中的應用 4）臨床運用 29.簡述醫(yī)學儀器設計的基本步驟。 ① 生理模型的構建。這是現(xiàn)代醫(yī)學儀器設計中十分關鍵的一步，在對生理、病理、生化或解剖等相關知識分析的基礎上，根據(jù)物理、化學、數(shù)學和生物

18、醫(yī)學的基本理論，或對實驗所獲數(shù)據(jù)的統(tǒng)計分析，構建設計目標的數(shù)學模型（或物理模型、或描述模型），并提出儀器設計應實現(xiàn)的技術指標。 ② 系統(tǒng)設計根據(jù)構建的生理模型和設計指標，提出系統(tǒng)總體設計方案和工程實現(xiàn)的方法、途徑。并根據(jù)產(chǎn)品成本要求和性價比優(yōu)選的原則，進行軟硬件設計，并繪制出系統(tǒng)總框圖 ③實驗樣機研制包括儀器的軟硬件設計、工藝設計和安全可靠性設計，并制作出實驗樣機，在實驗室條件下進行儀器樣機的性能測量和模擬實驗，各項指標應達到設計要求。 ④動物實驗研究在進行臨床試驗前，先進行動物試驗。選好適當?shù)膭游铮瑢訖C的性能進行全面的考察驗證。并將結果反饋到1-3步 ⑤臨床試驗在產(chǎn)品標準經(jīng)有關部門

19、審定，備案，并經(jīng)檢測中心對樣機進行測試后，達到標準進入臨床實驗。對所獲數(shù)據(jù)進行分析并反饋到1-3步。 ⑥儀器的認證與注冊提交儀器認證與注冊的申請獲準后，可進行儀器的生產(chǎn)。 30. 用框圖說明醫(yī)學電子儀器的基本結構并簡要說明各部分的功能。 答：（1）生物信息的檢測（采集系統(tǒng)）：根據(jù)生物信息的特點，針對不同的生理參量，采用不同的方式（傳感器和處理電路） （2）生物信息的處理：為了從檢測到的信號中獲得更多的有用信息，同時使信息的特征更明確、更準確、更直觀 （3）生物信息的記錄與顯示系統(tǒng):直接描記式記錄器,磁記錄器,數(shù)字式顯示器 (4)輔助系統(tǒng) 第二章 生物信息測量

20、中的噪聲和干擾 1.實現(xiàn)生物信號測量的基本條件是（抗干擾）和（低噪聲） 2.（噪聲）是電路系統(tǒng)中除了有用信號以外的其他信號，包括人體和測試系統(tǒng)；（干擾）是由測試系統(tǒng)外部所引起的電路系統(tǒng)中的不期望動作 3.能產(chǎn)生一定的電磁能量而影響周圍電路正常工作的物體或設備稱為（干擾源） 4.（EMC）即電磁兼容設計原則是在電子系統(tǒng)之間實現(xiàn)不互相干擾，協(xié)調(diào)混同工作的原則，即抑制來自外部的干擾和抑制系統(tǒng)本身對外界其它設備產(chǎn)生干擾。 5.經(jīng)（導線）傳播將干擾引入測試系統(tǒng)的耦合方式稱為（傳導耦合干擾）。 6.干擾經(jīng)（公共阻抗）耦合是在測試系統(tǒng)內(nèi)部各單元電路之間、或者兩種測試系統(tǒng)之間存在公共阻抗，由電

21、流流經(jīng)公共阻抗形成壓降造成干擾。 7.在電子系統(tǒng)內(nèi)部元件和元件之間、導線和導線之間以及導線與元件，導線、元件和結構件之間都存在分布電容。一個導體上的電壓或干擾成分通過分布電容使其它導體上的電位受到影響，這種現(xiàn)象稱為（電容性耦合）。 8.用的金屬板、金屬網(wǎng)作為屏蔽體的屏蔽效果用（屏蔽后場強被衰減的程度）來描述。 9.屏蔽電場或遠場的平面波即輻射場時，宜選擇銅、鋁、鋼等（高電導率）材料；屏蔽低頻磁場，宜選玻莫合金、錳合金、磁鋼、鐵等（高導磁率）材料 。 42.測試系統(tǒng)的噪聲一般包括：（非需要醫(yī)學信號即人體噪聲）和測量系統(tǒng)內(nèi)部由器件、材料、部件的物理因素產(chǎn)生的自然擾動即電壓或電流。通過噪聲過

22、程的分析進行合理的電路設計，降低噪聲限度。 10.噪聲電壓或噪聲電流是隨機的，不能用一個確定的時間函數(shù)來描述，但服從一定的（統(tǒng)計）規(guī)律。生物醫(yī)學電子學中常遇到的噪聲源-熱噪聲和散粒噪聲的概率密度服從（高斯或正態(tài)）分布。 11.功率譜密度表示單位頻帶內(nèi)噪聲功率隨頻率的變化。此曲線覆蓋的面積在數(shù)值上等于噪聲的總功率。低頻噪聲的譜密度隨頻率的減小而（上升），通常稱為粉紅色噪聲；藍噪聲譜密度隨頻率的增大而（上升）。 12.（低頻）噪聲是造成生物醫(yī)學信號提取過程中的主要障礙。主要有兩種材料之間不完全接觸，形成起伏的電導率，如開關、繼電器或晶體管、二極管的不良接觸、電流流過合成碳質電阻的不連續(xù)介質等

23、；有源器件在制作工藝過程中，材料表面特性及半導體器件中結點的缺陷等。 13.（熱）噪聲由導體中載流子隨機熱運動引起。任何處于絕對零度以上的導體中，電子都在做隨機熱運動。利用（超低溫技術）（減小信號的頻帶）以及降低提取傳感器的電阻可以限制信號熱噪聲。 14.半導體器件中載流子產(chǎn)生與消失的隨機性是產(chǎn)生（散粒）噪聲的主要原因。 15.低噪聲設計的目的是指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。 16.生理儀器對來自測量系統(tǒng)之外的干擾以及測量系統(tǒng)內(nèi)部的噪聲都很敏感，因此抗干擾和低噪聲構成生物信號測量的兩個基本條件。 17.在生物醫(yī)學測量

24、系統(tǒng)中，主要的噪聲類型是： 1/f噪聲 、熱噪聲和散粒噪聲三種。 18.在場效應管中經(jīng)常發(fā)生的噪聲主要有:1/f噪聲和熱噪聲兩種。 19.減小電感性耦合的措施有哪些？ 答：主要包括 遠離干擾源，削弱干擾源的影響； 采用絞合線的走線方式； 盡量減小耦合通路，即減小面積A和cosq值 20.電磁干擾的處理措施主要包括那些？ 答：主要包括 (1)合理接地 (2)屏蔽 (3)隔離 (4)去耦 （5）濾波 （6）系統(tǒng)內(nèi)部干擾的抑制 第三章 信號處理 1.簡述低噪聲放大器設計程序? 答：（1）根據(jù)噪聲要求、源阻抗特性確定輸入級網(wǎng)絡：選擇電路結構形式，選擇器

25、件、確定低噪聲工作點，進行噪聲匹配 （2）根據(jù)放大器要求的總增益、頻率響應、動態(tài)范圍、穩(wěn)定性等指標決定放大級數(shù)及電路結構 2.醫(yī)用電子儀器放大器對前置級電路的基本要求？ 答：（1）高輸入阻抗； （2）高共模抑制比 （3）低噪聲低漂移 （4）安全保護電路功能 3.前置放大電路基本結構與性能分析？ 答：信號特點與測量方式?jīng)Q定信號特點，前置放大結構采用差動結構。 差動放大電路的共模抑制比受到放大電路閉環(huán)增益、外電路電阻匹配精度、放大器件本身共模抑制水平等影響，共模抑制能力下降；差動結構輸入阻抗較低。 4. 試比較并說明光電耦合放大器和變壓器耦合放大器的優(yōu)缺點。隔

26、離電路對工藝有何要求?說明理由 5.簡述圖示電路的功能？ 答：（1）圖示電路中運算放大器D1和D2組成的電路的共模增益為1，在a、b處的共模信號與被測體上的共模信號Vc相等。Vc=idbRo+Vo則直接接地Vc=idbRG，使用右腿驅動可使共模干擾減少（1+2Rf /Ra）倍。 （2）Ro是一個比較大的值，它的作用是在D5飽和時流過人體的電流仍是安全的，如10mA以下，因此Ro的存在也會抵消右腿驅動電路的作用。 6.簡述圖示處理電路接線的功能？ 7.結合圖示說明電氣隔離技術的功能？ 答：（1）電氣隔離：信號通路隔離+電源供應隔離 （2）當人體因漏電等原

27、因與市電（如220V）接觸，由于儀器與病人相連的應用部分是與儀器使用市電的電路部分電氣隔離的，電流i不能構成回路，因此病人是安全的。 8.簡述生理儀器的前置放大器電路設計應滿足的基本要求。 ①在測量過程中不允許影響正常的生理過程。 ②測得的生理信號不得失真。 ③最大可能地將信號與各種干擾相分離。 ④一旦有電擊事故等危險情況發(fā)生必須對病人提供有效的保護。 9.請簡述在生理類儀器的前置級實施的保護措施。 答案要點：由于放大器，特別是作用于人體的前置級設計不當造成對人體（包括儀器）的危害主要來自前端和后端（電源）兩方面進入。 ①從前端進入的保護措施。在前放兩輸入端對地接入保護電路。對

28、于保護電路的選擇確保前置放大器在正常情況下的高輸入阻抗，且要在干擾電壓沖擊下保護器件自身不會損壞。對于低壓保護，采用反向并聯(lián)的硅二極管，其擊穿電壓約為600mV；中壓保護，采用反相串聯(lián)的齊納二極管，選擇擊穿電壓為3-20V；高壓保護在每一輸入接一個充氣放電管，擊穿電壓為50-90V。 ②交流電源端泄露的保護措施。對前置級采用浮地隔離的方法，前后電源采用DC-DC器件隔離，信號采用光電隔離，或信號經(jīng)調(diào)制后用變壓器耦合。 10.設計一個差動增益Ad=20、差動輸入電阻大于20kΩ的基本差動放大器，并按照CMRRR=80dB確定各電阻的公差。 11.題圖所示為一測量運算放大器的CMRR的

29、線路，若所用電阻精度為δ=1％，器件本身的CMRR為80dB, 求：（1）測量誤差；（2）若要求測量誤差在10％以內(nèi)，則要求選用多大精密度的電阻？ 12.題圖所示為以醫(yī)用電子儀器中典型前置放大電路結構，其參數(shù)如圖所示。已知當輸入端加入1mv共模電壓時，電路輸出為0.05mv；當輸入端短路接地時，測得輸出端信號的峰-峰值為1.5mv。請完成下列相關問題：（1）推導計算電路的CMRR? (2)簡要說明提高該電路共模抑制能力的措施？（3）計算該電路的等效輸入噪聲Uin 解：（1）由電路結構特點得： (2) 電路結構：同相并聯(lián)輸入差動結構；同相串聯(lián)輸入結構；緩沖級結構；專用放

30、大儀器結構 電路技術：右腿驅動；浮地技術 （3） 第四章 生物電測量儀器 1.在腦電圖的測量中，電極的安放標準遵循腦電圖國際學會制定的 10-20系統(tǒng) 。 2.單極性導聯(lián)法是設置一個星形電阻網(wǎng)絡，即在愛氏三角形的三個頂點上分 別接入一個等值電阻，三個電阻的另一端接在一起。工作電極放置在規(guī)定位置， 參考電極接至中心電位端，構成單極性接發(fā)。 3.金屬電極放入電解液中，在金屬表面形成電極材料和電解液之間的電位差稱為電極電位。 4.腦電圖機是用來測量腦電信號的生物電放大器，腦電放大器的工作原理與心電放大器基本相同，但由于腦電信號的幅值范圍為10－100μV，其放大

31、器有增益更高；更高的共模抑制比；噪聲更?。粚﹄娫吹募y波系數(shù)亦有更高要求；更高的輸入阻抗；更小的基線漂移等特點： 5.電極的作用是將以離子電流的形式在生物體內(nèi)傳播的生物電信號轉化為電子電流形式的信號，主要用于測量體表電位。 6.心電圖機主體從原理上可分為：輸入回路；導聯(lián)選擇；放大電路；描筆驅動和走紙部分。 7.所謂“等電位接地系統(tǒng)”是使病人環(huán)境中的所有導電表面和插座地線處于相同電位，然后接真正的“地”，以保護電氣敏感病人，也能保護病人免受其他地方地線故障的影響。在同等電位按地線連接有困難或禁止連接的情況下，可用充分厚的絕緣物覆蓋在金屬表面上，防止人和金屬表面接觸。在安全標準中，原則上要求離

32、患者2.5 m以內(nèi)的范圍要達到等電位化。 8.試討論選擇威爾遜中心端電阻時應考慮的因素，說明電阻選得太大或太小的優(yōu)缺點。 9.腦電圖有什么基本特征?分別以什么方式表示? 10.何謂特異性誘發(fā)電位?臨床上常用的誘發(fā)電位有哪幾種? 14.簡述影響EGG精確測量的因素？ 答：(1)正確的電極放置 (2)電極與皮膚接觸良好 (3)導聯(lián)選擇正確 (4)排除外部干擾 15.題圖所示為接在放大器兩個輸入端的導聯(lián)脫落監(jiān)視電路，試分析其工作原理。 16.設計一右腿驅動電路，并標出所有電阻的數(shù)值。對流經(jīng)身體的50Hz、1μA的電流，要求共模電壓必須

33、減小到2 mV；當放大器在12 V飽和時，電路流過的電流不應大于5μA 17.腦電圖系統(tǒng)由哪些單元部件組成?試說明各主要部件的功能。 18.設計一個腦電圖機用的電極阻抗測量電路，并說明其與心電圖機中的電極脫落電路相比有何異同，為什么? 19.在ECG-6511中，采用了鎖相技術來作傳動走紙電機的調(diào)速和穩(wěn)速控制，使走紙速度準確，請給出鎖相環(huán)實現(xiàn)電機調(diào)速和穩(wěn)速的原理示意圖，并解釋。 答：晶振產(chǎn)生兩種標準頻率用來作為兩種走紙速度的控制信號，此信號與速度傳感器檢測的電機實際轉動速度信號一塊送到鎖相環(huán)的鑒相器中，兩種信號作比較，經(jīng)濾波電路后，作為電機轉速的控制信號，實現(xiàn)電機的速度調(diào)節(jié)。 20.

34、在心電圖機設計中如果屏蔽層采用一點接地會降低共模抑制能力，為什么？為了提高共模抑制比，屏蔽層采用什么措施，請給出其理由。參考下圖中的屏蔽層設計。 A1 A2 答：采用一點接地，由于兩根導聯(lián)線的分布電容及電極電阻的不平衡造成共模電壓的不等量的衰減，使放大器的CMRR下降。 屏蔽驅動電路由A2及外圍電路組成。其原理為：共模電壓通過中點RG引出，經(jīng)運放A2反向跟隨后加到導聯(lián)線的屏蔽層，使左右導聯(lián)線與屏蔽層之間的分布電容兩端具有相同的共模干擾電壓，即分布電容對共模干擾電壓不產(chǎn)生分流，從而不會產(chǎn)生共模量不等量衰減形成的共模誤差，提高了共模抑制比。 21.為了記錄某一肢體單極導聯(lián)心電波形時

35、，把該肢體與wilson中心電端之間所接的電阻斷開，改進成增加電壓幅度的導聯(lián)形式，即所稱的加壓導聯(lián)，請給出加壓導聯(lián) 與wilson網(wǎng)絡的連接圖，并證明電壓幅度的增加。 第五章 血壓測量 1.動脈血壓一般是指（主動脈）內(nèi)的血壓，通常以肱動脈血壓代表。 2.動脈（脈搏）是動脈血壓波動時所引起的動脈血管壁的搏動。 3.心縮期動脈血壓上升，達到最高點的數(shù)值，稱為（收縮壓）；心舒期動脈血壓下降，降至最低點的數(shù)值，稱為（舒張壓）；收縮壓與舒張壓之差為（脈搏壓），簡稱脈壓。在一個心動周期中動脈血壓的平均值稱為（平均動脈壓），可用舒張壓加上三分之一的脈壓差來表示。

36、 4.當對右心房血壓進行測量時，體位引起的血壓變化很小，故臨床大多在上臂進行血壓檢查是很恰當?shù)?，因為它幾乎與（右心房）在同一水平線上。而在別的高度上測量血壓時，應根據(jù)高度差進行校正。這樣（右心房）可作為血壓測量的參考點。 5.用充滿液體的導管測量人體內(nèi)部壓力時，一般是通過液體柱將壓力引到人體外部的傳感器進行測量。為反映人體內(nèi)導管端部的壓力，應將外部傳感器與測量點置于（同一水平線）上，但最好的辦法是將外部傳感器置于參考點的水平線上，這樣就不用考慮導管的端部在體內(nèi)的位置了。 6.（直接法血壓測量）是將一根導管經(jīng)皮插入欲測部位的血管或心臟內(nèi)，通過導管內(nèi)的液柱同放在體外的應變式傳感器、線性可變電

37、感式差動變壓器、電容式傳感器等相連，從而測出導管端部的壓力。優(yōu)點是測量值準確，并能進行連續(xù)測量，缺點是有創(chuàng)傷。 7. 直接法血壓測量按傳感器的（位置）又分兩類：一類是將血管內(nèi)測量點的壓力引出(一般通過充滿液體的導管)體外，傳感器置于體外進行測量；另一類測量則是將傳感器置于導管的頂端，直接進入血管內(nèi)測試點進行測量。 8.由于傳感器特性的離散性，不同傳感器配用相同測量電路時，所得結果顯然不可能一致。為了解決這一矛盾，就必須對傳感器的靈敏度加以（標定）。 9. 間接式血壓測量（NIBP non-invasively blood pressure measurement)是利用脈管內(nèi)壓力與血液阻

38、斷開通時刻所出現(xiàn)的血流變化間的關系，從體表測出相應的壓力值。 10.間接式血壓測量的方法中最主要的一種方法是（利用袖帶充氣加壓阻斷動脈后，隨后緩慢放氣，在袖帶下或動脈的遠端檢出脈搏的變化或血流的變化作為收縮壓和舒張壓的判據(jù)）。 11.通過充氣球先給袖帶充氣，當袖帶壓力超過動脈收縮壓時，動脈血管封閉，血流不通；然后打開針形閥使袖帶內(nèi)的壓力以2～3mmHg/s的速度緩慢放氣，當收縮壓高于袖帶內(nèi)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。 12.柯氏音由放在袖帶下、動脈上的聽診器聽到。當聽診器第一次聽到脈搏跳動聲音時，壓力表上所顯示的壓力值即為（收縮壓）

39、；隨著氣袖內(nèi)壓力逐漸下降，血管內(nèi)血流狀態(tài)也發(fā)生變化，當氣袖內(nèi)壓力剛低于動脈舒張壓時，氣袖下血流恢復流通，聽診器發(fā)出變調(diào)的鈍音，此時壓力計所顯示的即為（舒張壓）。 13. 電外科器械(Electro-surgical Unit, ESU)，俗稱（電刀），是一種利用高頻電流的作用的醫(yī)療儀器。 14.無創(chuàng)血壓測量的兩種方法為:柯氏音法和示波法。 13.試分析壓力傳感器標定的原理？ 14.畫出運用微處理器的自動無創(chuàng)血壓測試系統(tǒng)的原理結構框圖？ 15.簡述血壓直接測量的基本原理？并說明直接測量方法中的傳感器置于體外和傳感器置于體內(nèi)的優(yōu)缺點？ 16.簡述血壓直接測量方法中誤差的主要來源及消除方

40、法？ 17.試闡述振蕩法無創(chuàng)測量血壓的原理。 答：首先把袖帶捆在手臂上，自動對袖帶充氣，到一定壓力（一般為180~ 230 mmHg）開始放氣，當氣壓到一定程度，血流就能通過血管，且有一定的振蕩波，振蕩波通過血管傳播到機器里的壓力傳感器，壓力傳感能實時檢測到所測袖帶內(nèi)的壓力及波動。逐漸放氣，振蕩波越來越大。再放氣由于袖帶與手臂的接觸越松，因此壓力傳感器所檢測的壓力及波動越來越小。 18.指出圖示血壓測試波形的特征參數(shù)？ 19.在生理壓力量的測量中如何選取參考點，并給出理由。 在生理壓力量的測量中選取右心房作為測量的參考點。因為在人體上產(chǎn)

41、生的壓力包括生理壓力和非生理壓力組成，其中非生理壓力包括大氣壓力和重力在人體產(chǎn)生的壓力。右心房壓幾乎不受人體姿態(tài)變化的影響，故重力對其產(chǎn)生的效應很小，另外，胸腔中的壓力與大氣壓相近，最穩(wěn)定，而對心臟功能非常敏感，所以選擇右心房壓為生理壓力參考點。 20.題圖為血壓直接測量的便攜式血壓計原理電路前置處理電路，試分析電路輸出U0與Ui的關系？ 第六章 醫(yī)用監(jiān)護儀器 1. (冠心病監(jiān)護病房CCU)是以嚴重心臟疾病、心原性休克，特別是心肌梗塞患者為對象,對防治心律失常、減少猝死發(fā)生具有重要意義。 2. （動態(tài)監(jiān)護和分析系統(tǒng) Ambulatory Mo

42、nitor System，Holter ）可以對日常生活中的病人作連續(xù)24 小時不間斷的監(jiān)護，有利于對偶發(fā)的癥狀作記錄和診斷。 除了心電Holter外，還出現(xiàn)了血壓監(jiān)護Holter、腦電監(jiān)護Holter、多 道Holter和基于阻抗法的心輸出量 Holter等. 3. (病人監(jiān)護儀)是一種用以測量和控制病人生理參數(shù)、并可與已知設定值進行比較，如果出現(xiàn)超差可發(fā)出報警的裝置和系統(tǒng);病人監(jiān)護系統(tǒng)能進行晝夜連續(xù)監(jiān)視，迅速準確地掌握病人情況，以便醫(yī)生及時搶救，使死亡率大幅度下降。 4.Holter系統(tǒng)分兩部(攜帶式記錄盒) 和( 快速回放分析部分)。攜帶部分包括生命信號獲取、調(diào)理、儲存和病人自覺癥狀

43、的記錄等功能；分析部分由存儲信號解讀部分和分析軟件組成，主體是高性能的計算機。 5. 監(jiān)護儀按結構可分為（便攜式監(jiān)護儀）、（一般監(jiān)護儀）、（遙測監(jiān)護儀）和（Holter磁帶記錄式）。 6.一般監(jiān)護儀通常指（床邊監(jiān)護儀），這種機型應用最為普遍，在醫(yī)院CCU和ICU病房中得以廣泛的應用，它往往與中央監(jiān)護儀構成一個系統(tǒng)進行監(jiān)護。 7.自動監(jiān)護系統(tǒng)可分為（工業(yè)電視攝像與放像系統(tǒng)）（必要的搶救設備）和（多種生理參數(shù)智能監(jiān)護儀）三大部分。 8.智能監(jiān)護儀又可分為（信號檢測部分）（信號的模擬處理部分）（信號的數(shù)字處理部分）（信號的顯示、記錄和報警部分）和治療部分五個部分信號檢測部分包括各種傳感器和電

44、極，有些還包括遙測技術以獲得各種生理參數(shù)。傳感器是整個監(jiān)護系統(tǒng)的基礎，有關病人生理狀態(tài)的所有信息都是通過傳感器獲得的。信號的模擬處理部分是一個以模擬電路為核心的信號處理部分，主要是將傳感器獲得的信號加以放大，同時減少噪聲和干擾信號以提高信噪比，對有用的信號中感興趣的部分，實現(xiàn)采樣、調(diào)制、解調(diào)、阻抗匹配等。信號的數(shù)字處理部分是今后系統(tǒng)發(fā)展很重要的部分，它包括信號的運算、分析及診斷?？蓪崿F(xiàn)：計算、疊加、運算和判斷、建立被監(jiān)視生理過程的數(shù)學模型。信號的顯示、記錄和報警部分是監(jiān)視器與人交換信息的部分。包括數(shù)字或表頭顯示、屏幕顯示、用記錄儀做永久的記錄、光報警和聲報警。 9.心率測量是根據(jù)心電波形，測

45、定瞬時心率和平均心率。瞬時心率是指心電圖兩個相鄰R-R間期的倒數(shù)，平均心率在一定計數(shù)時間內(nèi)求R波個數(shù)的比值 ，（QRS波）的識別是心率測量的關鍵。 10.測量呼吸的方法有三種：（阻抗法）、（直接測量呼吸氣流法）和（氣道壓力法）。 11.人體在呼吸過程中的胸廓運動會造成人體體電阻的變化，變化量為0.1 ～3Ω，稱為呼吸阻抗。檢測呼吸阻抗常用的方法有：（電橋法）、（調(diào)制法）以及（恒壓或恒流源法）等。 阻抗法 12.檢測呼吸阻抗儀器由恒流源、高輸入阻抗放大器、倍壓檢波器、直流放大器、有源低通濾波器、功率放大器、基線回零電路等組成。 13.呼吸氣流溫度檢測回路是通過熱敏元件檢測人體呼吸時呼出

46、與吸入氣流溫度的變化情況從而獲得呼吸頻率參數(shù)。 14.直接測量呼吸氣流法通常是利用熱敏元件來感測呼出的熱氣流。 常用的溫度傳感器有熱敏電阻、PN結、熱電偶、石英晶體、紅外熱探測器和液晶測溫膜等。 15.氣道壓力法是將壓電傳感器置入或連通氣道，氣道壓“壓迫”傳感器而產(chǎn)生相應的電信號，經(jīng)電子系統(tǒng)處理以數(shù)字或圖形顯示，靈敏度和精確性較高。在氣道壓力監(jiān)測時，利用這些信號的脈沖頻率，經(jīng)譯碼電路處理后可顯示呼吸頻率。 16.血壓測量法可以分為，(直接測量法，IBP)和(間接測量法，NIBP)兩大類。 17.（無創(chuàng)血壓測量法）是通過檢測動脈血管壁的運動、搏動的血液或血管容積等參數(shù)間接得到血壓。根據(jù)檢

47、測方法的不同可分為聽診法、振動法、觸診法、超聲法、次聲法、容積搏動示波法、張力法等，大多數(shù)監(jiān)護儀器都采用（振動法）進行血壓監(jiān)護。 18.（柯氏音法）提出：在正常情況下，完全受壓的動脈并不產(chǎn)生任何聲響，只有當動脈不完全受阻時才出現(xiàn)聲響，因此可用聲音來確定人體的血壓。 19.監(jiān)護儀中的體溫測量一般都采用負溫度系數(shù)的熱敏電阻作為溫度傳感器。檢測電路的輸入端采用平衡電橋，隨著體溫的不同變化，平衡電橋失去平衡，平衡橋的輸出端就有電壓輸出，根據(jù)平衡橋輸出電壓的高低，即可換算出溫度指數(shù)，從而實現(xiàn)體溫的檢測。 20.脈搏是動脈血管隨心臟舒縮而周期性搏動的現(xiàn)象，其波形、幅度和形態(tài)包含了反映心臟和血管狀況的

48、重要生理信息，包括血管內(nèi)壓、容積、位移和管壁張力等多種物理量的變化，可作為臨床診斷和治療的依據(jù)。脈搏的測量有： 從心電信號中提??；從測量血壓時壓力傳感器測到的波動來計算脈率；光電容積法等幾種方法。 21.心輸出量Fick法以氧作為指示劑，測量肺動脈和肺靜脈的氧濃度間接測出肺血流量，進而測出心輸出量。由于肺毛細管與肺泡之間的氧交換量與肺血流量成正比，因此可以通過測量肺動脈和肺靜脈的氧濃度(Ca和Cv)測量心輸出量Q。 22.心輸出量熱稀釋法采用冷生理鹽水作為指示劑，具有熱敏電阻的Swan- Ganz漂浮導管作為心導管。其方法是將熱敏電阻置于肺動脈，通過漂浮導管將指示 劑注入右心房。指

49、示劑將隨血流進入肺動脈，并使肺動脈內(nèi)血液發(fā)生溫度變化，可由導管遠端的熱敏電阻測得，依據(jù)測得的血溫值可描繪出一迅速達高峰并隨即衰減的曲線，計算機則通過計算曲線下面積算出CO。 23.多生理參數(shù)集中監(jiān)護系統(tǒng)是用來同時監(jiān)護多床位患者的多個生理（生化）參數(shù)的系統(tǒng)。本系統(tǒng)能同時監(jiān)護患者的心電、血壓、體溫、脈搏、呼吸等波形和參數(shù)值，由于系統(tǒng)采用模塊化結構，因而也可擴展監(jiān)護其它參數(shù)，諸如心輸出量，脈搏血氧飽和度等。 24.動態(tài)心電圖 （Dynamic Electro CardioGram，DCG ）是心電學的一個分支，它通過便攜式記錄器連續(xù)監(jiān)測、記錄人體24h或更長時間的心電動態(tài)變化信息，經(jīng)過計算機系統(tǒng)

50、回放、處理和分析，再由打印機輸出心電圖。通過DCG能夠發(fā)現(xiàn)短暫性或一過性的異常心電變化，從而為臨床診斷、治療及研究提供重要的客觀依據(jù)。20 世紀60年代初美國科學家Holter發(fā)明了這種心電圖儀，人們稱它為Holter心電圖儀或動態(tài)心電圖儀。 25.遙測系統(tǒng)的主要組成部分是：傳感器、放大器、發(fā)射機、發(fā)射天線、接收天線、接收機及記錄器。 26.寫出下列縮寫(ECG) (BP)(Resp)(EEG)(Temp)(CO)(SpO2)(tpO2/CO2)（etCO2）的常規(guī)檢測參數(shù)名稱？ 答： 心電血壓呼吸腦電體溫心輸出量飽和血氧濃度經(jīng)皮氧和二氧化碳分壓呼氣末二氧化碳 27.簡述監(jiān)護儀器意義和

51、作用？ 答：監(jiān)護儀器的使用，不僅減輕醫(yī)務人員的勞動，提高了護理工作的效率，更重要的是使醫(yī)生能隨時了解病情，當出現(xiàn)危急情況時可及時進行處理，提高了護理質量，大大降低危重病人的死亡率。 28.試闡述病房監(jiān)護裝置的作用和意義。 29.簡述導管法血壓測量原理？ 答：先將導管通過穿刺，植入被測部位的血管內(nèi)，導管的體外端口直接與壓力傳感器連接，在導管內(nèi)注入生理鹽水。由于流體具有壓力傳遞作用，血管內(nèi)壓力將通過導管內(nèi)的液體被傳遞到外部的壓力傳感器上，從而可獲得血管內(nèi)壓力變化的動態(tài)波形，通過特定的計算方法，可獲得收縮壓、舒張壓和平均壓。 30.簡述血氧飽和度測量原理？ 答：血氧飽和度一般是通

52、過測量人體指尖、耳垂等毛細血管脈動期間對透過光線吸收率的變化計算而得的。測量用的血氧飽和度探頭有其獨特的結構。當作為光源的發(fā)光管和作為感受器的光電管位于手指或耳的兩側，入射光經(jīng)過手指或耳廓，被血液及組織部分吸收。被吸收的光強度除搏動性動脈血的光吸收因動脈壓力波的變化而變化外，其他組織成分吸收的光強度(DC)都不會隨時間改變，并保持相對穩(wěn)定。而搏動性產(chǎn)生的光路增大和HbO2增多使光吸收增加，形成光吸收波(AC)。光電感應器測得搏動時光強較小，兩次搏動間光強較大，減少值即搏動性動脈血所吸收的光強度。這樣可計算出兩個波長的光吸收比率 (R)。 R=AC660 ／DC660 (AC940 ／DC9

53、40)R與SaO2呈負相關，根據(jù)正常志愿者數(shù)據(jù)建立起的標準曲線換算可得病人血氧飽和度。 31.簡述無創(chuàng)血壓振蕩法測量原理？ 答：振蕩法是90年代發(fā)展起來的測量血壓的新方法。這種方法也象傳統(tǒng)的柯氏音法那樣需要用袖帶阻斷動脈血流。但在放氣過程中，不是檢測柯氏音，而是通過壓力傳感器檢測袖內(nèi)氣體的振蕩波。這些振蕩波起源于動脈血管壁的振動。 采用振動法測量無創(chuàng)血壓時，將壓力傳感器接入袖帶， 檢測袖帶的壓力以及由于脈搏在袖帶的壓力下形成的振動信號。 第七章 心臟治療儀器與高頻電刀 1. (心臟起博器)能替代或補充正常激發(fā)和控制心臟收縮的生理電子系統(tǒng)。它通過周期性發(fā)放的電脈沖刺激心臟

54、，引起心搏，并實現(xiàn)生物機能控制。人工心臟起搏系統(tǒng)由脈沖發(fā)生器、電極導線和程控器三部分組成 2.在電刺激系統(tǒng)中，按照電刺激部位將刺激類型劃分為表面刺激、經(jīng)皮刺激和植入式刺激三類。 3.在電治療儀器中，電刺激系統(tǒng)通常由脈沖發(fā)生器 、導聯(lián)線和電極組成。 4.光刺激有周期性閃光信號的刺激和黑白相間的方格圖案模式刺激兩種。 5.光刺激器的各種圖形的光強由電視顯像管產(chǎn)生的各種圖形的全電視信號。常用的誘發(fā)電位有視覺誘發(fā)電位(VEP)、聽覺誘發(fā)電位（AEP）和體感誘發(fā)電位(SEP)，它們分別是由光刺激、聲刺激和軀體感覺刺激而引起的。 第八章 醫(yī)用電子儀器的電氣安全 1.根據(jù)我國醫(yī)用電

55、氣設備安全標準，普通心電診斷儀可定義為II型設備和 BF型設備。 2.系統(tǒng)中的接地線分為安全接地和工作接地兩種，其中安全接地必須接大地電位。 3.在我國醫(yī)用電氣設備安全標準中，具有基本絕緣和接地保護是I類設備的基本條件。 4.電磁兼容設計是在電子系統(tǒng)之間，實現(xiàn)不互相干擾、協(xié)調(diào)混同工作的考慮， 它包括抑制來自外部的干擾（有時還有系統(tǒng)內(nèi)部生產(chǎn)的干擾）和抑制系統(tǒng)本身 對外界其它設備產(chǎn)生的干擾兩個方面。 5.絕緣測試僅適用應用部分電氣隔離的儀器（對非電氣隔離的儀器作此測試將擊壞儀器）。測試時將線路電壓加到病人引線，當儀器工作時流過該引線的電流（sink current）應小于20μA（1

56、20v線電壓）或50μA（220v線電壓）。 6.根據(jù)有關管理規(guī)定，醫(yī)療器械分類的確定應依據(jù)醫(yī)療器械的結構特征、醫(yī)療器械使用形式和醫(yī)療器械使用狀況三方面的情況進行綜合判定。 7. ISO(International Standard Organization) 主要制定不用電的儀器和器具儀表的標準，IEC(International Electrotechnical Commission)主要制定電子儀器的標準。醫(yī)用電子儀器規(guī)定在TC-62，在其中設有四個專門SC(Sub--Committee，分委員會)， SC62A是負責制定有關醫(yī)用電氣設備通用安全標準的組織。 8. 安全性表示在使用

57、醫(yī)用電氣設備時對患者和醫(yī)務人員不造成危害的可能性大小。如果是絕對安全最好，但因造成不安全的因素很多，絕對安全是不可能的，只能采取各種必要的措施盡可能保證足夠的安全。 9.醫(yī)療儀器不能正常工作造成醫(yī)療錯誤或事故稱其為儀器的可靠性差，可靠性是儀器正常工作的概率，是評價安全的標準。 10.為了保證醫(yī)用電氣設備的安全，很多國家的儀器制造者、使用者和有關人員共同制定大家都必須遵守的標準。在GB9706.1安全通用要求國家標準中，醫(yī)用電氣設備的安全性涉及一系列防止?jié)撛谖ｋU發(fā)生的要求和措施。主要有：防電擊危險，防機械危險，防過量輻射危險，防爆炸危險，防超溫、失火危險，防微生物，生物相容性等。 11.人

58、體本身就是一個電的導體，當人體成為電路的一部分時，就有電流通過人體，從而引起生理效應。引起生理效應和人體損傷的直接因素是電流。 12.電流對人體組織主要有(1) 熱效應 (2) 刺激效應 (3) 化學效應三個方面 的基本作用。 13.熱效應又稱為組織的電阻性發(fā)熱，當電流通過人體組織時會產(chǎn)生熱量，使組織溫度升高，嚴重時就會燒傷組織，低頻電與直流電的熱效應主要是電阻損耗，高頻電除了電阻損耗外，還有介質損耗。 14.泄漏電流是從儀器的電源到金屬機殼間流過的電流。所有的電子設備都有一定的泄漏電流。泄漏電流主要由電容泄漏電流和電阻泄漏電流兩部分組成。 15.電容泄漏電流又稱為位移漏電流，它是由兩

59、根電線之間或電線與金屬外殼之間的分布電容所致。電線越長，分布電容越大，產(chǎn)生的泄漏電流也越大。 16. 一般情況下，都要求儀器的外殼必須接地，但是如果有幾臺儀器(包括病床)同時與病人相連，那么每臺儀器的外殼電位必須相等，否則也會發(fā)生電擊事故。 17.人被電擊時，皮膚電阻限制了能夠流過人體的電流。皮膚電阻隨著皮膚水分和油脂的數(shù)量不同而變化。顯然，皮膚電阻愈大，受到電擊的危險性就愈小。皮膚電阻的大小還與接觸面積有關，接觸面積愈小，皮膚電阻愈大，因此應當盡可能地減少人體與儀器外殼直接相觸的機會和面積。 18.防止電擊的基本著眼點有兩個方面：其一是將病人同所有接地物體和所有電 流源絕緣

60、開來；其二是把病人所有夠得著的導電表面都保持在同一電位上，但不一定是地電位。目的都是使通過病人的電流減到最小。 19.儀器外殼接地是最經(jīng)常使用的安全措施，由于外殼可靠接地，即使火線與外殼發(fā)生了短路，短路電流的極大部分也會從外殼地線回流到地，流過人體的電流只是其中的很小一部分，同時又因短路電流足夠大，可立即熔斷線路中的保險絲，從而迅速切斷儀器電源，保障人身安全。 20.所謂“等電位接地系統(tǒng)”是使病人環(huán)境中的所有導電表面和插座地線處于相同電位，然后接真正的“地”，以保護電氣敏感病人，也能保護病人免受其他地方地線故障的影響。在同等電位按地線連接有困難或禁止連接的情況下，可用充分厚的絕緣物覆蓋在金

61、屬表面上，防止人和金屬表面接觸。在安全標準中，原則上要求離患者2.5 m以內(nèi)的范圍要達到等電位化。 21.把基礎絕緣和輔助絕緣重合在一起，這種類型的醫(yī)用電氣設備叫也II類設備。II類設備的雙重絕緣中有一種絕緣損壞，另一種絕緣仍能保證安全。 22.低壓供電的方法有兩種，一是采用低壓電池供電，二是采用低壓隔離變壓器供電。低壓電池供電一方面可達到低壓供電的目的，另一方面由于它沒有接地端，因此電池供電的儀器的外殼可不接地，這樣就可取消人體接地的措施。 24. 人體接地是造成觸電事故的一個重要原因，因此取消人體接地是最根本的安全用電措施。 25.醫(yī)用電氣系統(tǒng)是指不止一臺醫(yī)用電氣設備或者是醫(yī)用電氣

62、設備與其它非醫(yī)用電氣設備通過耦合和/或一個可移式多插孔插座連接成的具有規(guī)定功能的組合。 26.GB9706.1-1995標準從六個不同的角度對醫(yī)用電氣設備進行了分類，并要求按不同的類別用不同的標記作識別，按附加保護措施的不同分：I類設備、II類設備和內(nèi)部電源設備。 27. I類設備對電擊的防護不僅依靠基本絕緣，而且還有附加安全保護措施，把設備與供電裝置中固定布線的保護接地導線連接起來，使可觸及的金屬部件即使在基本絕緣失效時也不會帶電的設備。 28.Ⅱ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，但沒有保護接地措施，也不依賴于安裝條件的設備。Ⅱ類設

63、備一般采用全部絕緣的外殼，也可以采用有金屬的外殼。 29.內(nèi)部電源設備是能以內(nèi)部電源進行運行的設備。內(nèi)部電源一般具有兩種情況:(1)具有和電網(wǎng)電源相連裝置的內(nèi)部電源設備。 30.任何超過1000V交流或1500V直流或1500V峰值的電壓稱為高電壓。 31.在用安全特低電壓變壓器或有等效隔離程度的裝置與供電網(wǎng)隔離，且不接地的回路中，當變壓器或變換器由額定供電電壓供電時，導體間交流電壓不超過25V 或直流電壓不超過60V標稱值的電壓稱為安全特低電壓。 32.電氣間隙是指兩個導體部件之間的最短空氣路徑。 33.爬電距離是指沿兩個導體部件之間絕緣材料表面的最短路徑。 34. 基本絕緣用于

64、帶電部件上對電擊起基本防護作用的絕緣。 35.雙重絕緣由基本絕緣和輔助絕緣組成的絕緣。 36.加強絕緣用于帶電部件的單絕緣系統(tǒng)，它對電擊的防護程度相當于本標準規(guī)定條件下的雙重絕緣。 37.輔助絕緣附加于基本絕緣的獨立絕緣，當基本絕緣發(fā)生故障時由它來提供對電擊的防護。 38.功能接地端子直接與測量供電電路或控制電路某點相連的端子，或直接與為功能目的而接地的屏蔽部分相連的端子。 39.保護接地端子為安全目的與I類設備導體部件相連接的端子。該端子通過保護接地導線與外部保護接地系統(tǒng)相連接。 40.醫(yī)療儀器的安全性測試中最重要的測試就是測量儀器的漏電流。 41.對地漏電流是流過保護接地導線

65、的電流，因此可將測量儀表接在保護接地端和墻壁接地端鈕(大地)之間。 42.外殼漏電流是在人體能夠接觸的儀器外殼的金屬部分和墻壁接地端鈕間流過的電流。測量時，測量儀表的一端和墻壁接地端鈕連接，另一端和儀器露出的金屬部分的某點連接。 42.患者漏電流是從心電圖機或腦電圖機的導聯(lián)線與患者的接觸部位經(jīng)患者流向大地的漏電流，它實際上是最重要的一種漏電流。 44.患者環(huán)境是患者與系統(tǒng)部件或觸及系統(tǒng)部件的某些其他人員之可能發(fā)生有意或無意接觸的任何空間區(qū)域。 45.脫開電流是人體通電后，肌肉能任意縮回的最大電流。 46.進入人體內(nèi)在心臟內(nèi)部所加的電流所引起的電擊叫做微電擊，世界各國和IEC的安全規(guī)定

66、標準都把微電擊的閾值定為10μA，凡直接用于有可能通過心臟電流的醫(yī)用儀器，其漏電流不得超過10μA。 47.產(chǎn)生電擊的原因不外乎兩點：一是人與電源之間存在兩個接觸點，形成回路；二是電源電壓和回路電阻產(chǎn)生了較大的電流，該電流流過人體發(fā)生了生理效應。 48.影響人體對電流反應的因素? 電流密度；電流頻率；電流持續(xù)時間；體組織的阻抗；人體本身的狀態(tài) 49.臨床使用的任何電子儀器的電氣安全檢查一般應做哪幾個方面？ 接地線電流測量；機架漏電流測量 ；測量引線到地和各引線之間的漏電流 ；絕緣測試 50. 影響電流生理效應與損傷程度的因素? 答：（1）電流，電流對于電流生理效應與損傷程度的影響是顯而易見的。電流越大，影響越大，反之，則越小。 （2）通電時間，通電時間越長，人體損傷越嚴重。（3）電流頻率（4）電流途徑，同樣的電流流過人體不同的部位和不同的器官，其生理效應與損傷程度大不一樣，即電流的途徑不同，引起的危險性也不同。（5）人的適應性 登錄IP：122.7.129.* 共1條記錄 [首頁] [尾頁] 跳至第 頁