現(xiàn)代醫(yī)學(xué)電子儀器原理與設(shè)計(jì)復(fù)習(xí)指導(dǎo)含答案.doc

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1、現(xiàn)代醫(yī)學(xué)電子儀器原理與設(shè)計(jì)復(fù)習(xí)指導(dǎo) 目錄 緒 論 閱讀材料復(fù)習(xí)與練習(xí) 第一章 醫(yī)學(xué)儀器概述 第二章 生物信息測(cè)量中的噪聲和干擾 第三章 信號(hào)處理 第四章 生物電測(cè)量?jī)x器 第五章 血壓測(cè)量 第六章 醫(yī)用監(jiān)護(hù)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(fù)習(xí)與練習(xí) 1.（醫(yī)療儀器）主要指那些單純或組合應(yīng)用于人體，用于生命科學(xué)研究和臨床診斷治療的儀器，包括所需的軟件。 2.隨著當(dāng)今人類社會(huì)的發(fā)展和對(duì)醫(yī)學(xué)模式認(rèn)識(shí)上的轉(zhuǎn)變，特別是以Internet為代表的信息技術(shù)的普及，以醫(yī)院為中

2、心的模式必然會(huì)再次回歸到以（社區(qū)、家庭醫(yī)療為中心，“以人為本”、以預(yù)防為主）的醫(yī)學(xué)模式上來(lái)。醫(yī)學(xué)儀器的設(shè)計(jì)應(yīng)充分認(rèn)識(shí)這一醫(yī)學(xué)發(fā)展的必然趨勢(shì)。 3.以（社區(qū)醫(yī)療）為中心的醫(yī)學(xué)模式正在崛起，我們從事醫(yī)學(xué)儀器設(shè)計(jì)應(yīng)充分認(rèn)識(shí)到這一發(fā)展趨勢(shì)。 4.（生物醫(yī)學(xué)信號(hào)檢測(cè)）技術(shù)是對(duì)生物體中包含的生命現(xiàn)象、狀態(tài)、性質(zhì)及變量和成分等信息的信號(hào)進(jìn)行檢測(cè)和量化的技術(shù)。 5. （生物信息處理）技術(shù)即是研究從被檢測(cè)的湮沒(méi)在干擾和噪聲中的生物醫(yī)學(xué)信號(hào)中提取有用的生物醫(yī)學(xué)信息的方法。 6.（專家系統(tǒng)）實(shí)質(zhì)上是某一專門(mén)知識(shí)，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(jì)算機(jī)咨詢系統(tǒng)(軟件)。專家系統(tǒng)的基礎(chǔ)是

3、（專家知識(shí)），一類是已經(jīng)總結(jié)在書(shū)本上的定律、定理和公式等，另一類是專家們?cè)趯?shí)際工作中長(zhǎng)期積累的經(jīng)驗(yàn)、教訓(xùn)。 7.請(qǐng)給出虛擬醫(yī)學(xué)儀器的系統(tǒng)構(gòu)成，并敘述各模塊的功能。 答案要點(diǎn)：虛擬醫(yī)學(xué)儀器通常由通用計(jì)算機(jī)系統(tǒng)、擴(kuò)充的硬件模塊和軟件模塊 三大部分構(gòu)成。計(jì)算機(jī)系統(tǒng)指通用計(jì)算機(jī)，如PC機(jī)或工作站.功能：完成儀器的全套應(yīng)用軟件設(shè)計(jì)；硬件模塊包括接口驅(qū)動(dòng)部件、醫(yī)學(xué)功能部件和傳感器或作用部件。功能：接口驅(qū)動(dòng)部件的功能是實(shí)現(xiàn)硬件模塊與計(jì)算機(jī)的接口，是使硬件模塊與計(jì)算機(jī)系統(tǒng)能進(jìn)行有效的通信和數(shù)據(jù)傳輸?shù)年P(guān)鍵；醫(yī)學(xué)功能部件是硬件模塊的核心，該部件進(jìn)行有關(guān)生理信號(hào)的放大、濾波、處理，然后經(jīng)模數(shù)轉(zhuǎn)換變?yōu)閿?shù)字信號(hào)，

4、由接口驅(qū)動(dòng)部件送計(jì)算機(jī)系統(tǒng)；傳感器或作用部件是硬件模塊和虛擬醫(yī)學(xué)儀器最前端的部件，傳感器是將所獲微弱生命信號(hào)轉(zhuǎn)換為電信號(hào)，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(jì)算機(jī)的部分系統(tǒng)軟件、工具軟件和專為虛擬醫(yī)學(xué)儀器設(shè)計(jì)的醫(yī)學(xué)應(yīng)用軟件組成。功能：一是實(shí)現(xiàn)對(duì)整個(gè)儀器的有效管理，如醫(yī)學(xué)信號(hào)的處理分析、存儲(chǔ)等；二是提供友好的人機(jī)交互界面。 8.請(qǐng)簡(jiǎn)述應(yīng)用CMOS電路的注意事項(xiàng)。 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(yīng)電動(dòng)勢(shì)，使管子導(dǎo)通，電路功耗大大增加。所以對(duì)與非門(mén)和與門(mén)的多余輸入端應(yīng)接高電平，而或門(mén)和或非門(mén)

5、則應(yīng)接至低電平。 2）輸入信號(hào)幅度：CMOS電路輸入信號(hào)的幅度應(yīng)當(dāng)保持在供電電壓范圍之內(nèi)，若超過(guò)供電電壓容易在輸入端形成較大的電流，損壞輸入端保護(hù)二極管，過(guò)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(duì)TTL電路的扇出系數(shù)不大，但CMOS電路的輸入電阻極大，對(duì)CMOS電路的扇出系數(shù)極大。 9.施樂(lè)PARC研究中心首席科學(xué)家馬克.威瑟提出寧?kù)o技術(shù)（Calm Technology）： “技術(shù)應(yīng)無(wú)縫地融入我們的生活，而不是讓我們時(shí)時(shí)感到技術(shù)的戰(zhàn)栗與恐懼；我們不會(huì)消失在電腦空間中，而是電腦將消失在我們的生活中。”結(jié)合課程學(xué)習(xí)體會(huì)談?wù)剬庫(kù)o技術(shù)對(duì)

6、醫(yī)學(xué)儀器設(shè)計(jì)的啟示。 答案要點(diǎn)：由于現(xiàn)在計(jì)算機(jī)技術(shù)和電子技術(shù)的發(fā)展，為便攜式醫(yī)學(xué)儀器的微型化和低功耗設(shè)計(jì)提供了有力的技術(shù)支持，設(shè)計(jì)中的要點(diǎn)如下： ① 系統(tǒng)設(shè)計(jì)高度集約化 a、儀器的中央處理功能和測(cè)控、管理功能由單片機(jī)承擔(dān)。b、存儲(chǔ)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(chǔ)器，外存選用大容量、可掉電保存數(shù)據(jù)的閃存。C、儀器對(duì)外通信采用線數(shù)較少的串行方式。d、外設(shè)不配備打印機(jī)，數(shù)據(jù)輸出與備份輸出由通信口實(shí)現(xiàn)。 ② 選用合適的供電電壓和運(yùn)行速度 由電子儀器系統(tǒng)動(dòng)態(tài)功耗 ∝ 可知，為實(shí)現(xiàn)低功耗設(shè)計(jì)，一要采用低電壓供電，由于便攜式醫(yī)學(xué)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(qū)動(dòng)能力。 ③電路設(shè)計(jì)全面采用CMOS集成電路 除個(gè)別功率驅(qū)動(dòng)電路外，設(shè)計(jì)中應(yīng)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(qiáng)；和工作溫度范圍寬等優(yōu)點(diǎn)。 ④中央處理機(jī)參與低功耗管理 由于儀器的動(dòng)態(tài)功耗遠(yuǎn)遠(yuǎn)大于靜態(tài)功耗，所以中央處理機(jī)應(yīng)實(shí)時(shí)調(diào)度，將系統(tǒng)置于工作狀態(tài)、待機(jī)狀態(tài)和掉電運(yùn)行狀態(tài)等。也可對(duì)系統(tǒng)電路實(shí)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(jī)微型化，故除個(gè)別大功率器件外，可采用表

8、面安裝器件。 第一章 醫(yī)學(xué)儀器概述 1.依據(jù)檢測(cè)和處理信號(hào)的方法不同，醫(yī)學(xué)儀器的工作方式分為：（直接）和間接、（實(shí)時(shí)）和延時(shí)、間斷和連續(xù)、模擬和（數(shù)字）。 2.依據(jù)醫(yī)學(xué)儀器的用途不同，醫(yī)學(xué)儀器通常分為：（診斷）用儀器，如生物電診斷與監(jiān)護(hù)、生理功能診斷與監(jiān)護(hù)、人體組織成分的電子分析、人體組織結(jié)構(gòu)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(gè)與真實(shí)系統(tǒng)具有某種相似性的模型，然后利用這一模型對(duì)生理系統(tǒng)進(jìn)行一系列實(shí)驗(yàn)，這種在模型上進(jìn)行實(shí)驗(yàn)的過(guò)程就稱為系統(tǒng)仿真。 4.（建模）是醫(yī)學(xué)儀器設(shè)計(jì)

9、的第一步和關(guān)鍵，是對(duì)生命對(duì)象進(jìn)行科學(xué)定量描述的產(chǎn)物。 5.建模關(guān)系即模型的（有效性）度量主要包括：復(fù)制有效，在系統(tǒng)輸入與輸出上認(rèn)識(shí)系統(tǒng)；預(yù)測(cè)有效，對(duì)系統(tǒng)內(nèi)部狀態(tài)及總體結(jié)構(gòu)認(rèn)識(shí)清楚；結(jié)構(gòu)有效，內(nèi)部狀態(tài)、總體結(jié)構(gòu)及分解結(jié)構(gòu)均有了解等三個(gè)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(xué)）的模型，也應(yīng)包括動(dòng)物模型。 7.（建模）即建立一個(gè)在某一特定方面與真實(shí)系統(tǒng)具有相似性的系統(tǒng)，真實(shí)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(yùn)含的三層意思即（理想化）、（抽象化）和（簡(jiǎn)單化） 9.模型可分為（數(shù)學(xué)模型）（物理模型）和（描述模型）三種. 10.按照真

10、實(shí)系統(tǒng)的性質(zhì)而構(gòu)造的實(shí)體模型即（物理模型）。對(duì)生理系統(tǒng)而言，其物理模型通常是由非生物物質(zhì)構(gòu)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(xué)相似模型）（生理特性相似模型）（等效電路模型）。 11.所謂（數(shù)學(xué)）模型，就是用數(shù)學(xué)表達(dá)式來(lái)描述事物的數(shù)學(xué)特性，它不像物理模型那樣追求與客觀事物的幾何結(jié)構(gòu)或物理結(jié)構(gòu)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(yùn)轉(zhuǎn)規(guī)律。 12.構(gòu)造一個(gè)數(shù)學(xué)模型主要包括（系統(tǒng)中各個(gè)作用環(huán)節(jié)的描述）即尋求一個(gè)適當(dāng)?shù)臄?shù)學(xué)運(yùn)算關(guān)系來(lái)描述系統(tǒng)的結(jié)構(gòu)、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?lái)源于實(shí)驗(yàn)數(shù)據(jù)的參量提取兩個(gè)方面的內(nèi)

11、容。 13.建立生理系統(tǒng)數(shù)學(xué)模型的方法主要有（黑箱方法）、（推導(dǎo)方法）兩種。 14. 數(shù)學(xué)模型的（黑箱）研究方法是指對(duì)所研究的系統(tǒng)的內(nèi)部構(gòu)造和機(jī)理一無(wú)所知，僅僅能從外部的客觀測(cè)量，如系統(tǒng)的輸入與輸出來(lái)考察系統(tǒng)。對(duì)于黑箱，其數(shù)學(xué)模型即為（滿足某一特定輸入輸出關(guān)系的傳遞函數(shù)）。 15. 數(shù)學(xué)模型的（推導(dǎo)）研究方法適用于那些內(nèi)部結(jié)構(gòu)和機(jī)理已部分地被人們所認(rèn)識(shí)的系統(tǒng)。根據(jù)該系統(tǒng)的物理化學(xué)過(guò)程以及解剖學(xué)與生物學(xué)知識(shí)，用分析的方法推導(dǎo)出描述系統(tǒng)功能和特性的模型。 16.（理論分析法）建模應(yīng)用自然科學(xué)中已經(jīng)被證明的正確的理論、原理和定律，對(duì)被研究系統(tǒng)的有關(guān)要素進(jìn)行分析、演繹、歸納，從而建立系統(tǒng)的數(shù)學(xué)

12、模型。 17.（類比分析法）建模根據(jù)兩個(gè)或者兩類系統(tǒng)某些屬性或關(guān)系的相似，去推論兩者的其他屬性或者關(guān)系也可能相似的方法。 18.（數(shù)據(jù)分析法）建模對(duì)無(wú)法運(yùn)用理論分析或結(jié)構(gòu)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(shí)驗(yàn)數(shù)據(jù)，可用回歸分析等方法建立系統(tǒng)的數(shù)學(xué)模型或?qū)δＰ瓦M(jìn)行驗(yàn)證。 19. 影響儀器設(shè)計(jì)的基本因素有（信號(hào)因素）、（環(huán)境因素）、（醫(yī)學(xué)因素）、（經(jīng)濟(jì)因素）和（時(shí)代因素）五種，這些因素都是進(jìn)行設(shè)計(jì)時(shí)考慮的基本原則。 20.醫(yī)學(xué)處理信號(hào)的特點(diǎn)由（信號(hào)源-人體）和（測(cè)量方法）共同決定。信號(hào)檢測(cè)與處理中，對(duì)信號(hào)有效提取和和處理的前提是獲取干凈的信號(hào)-這是儀器設(shè)計(jì)中面臨的主要問(wèn)題和

13、挑戰(zhàn)之一。 21.在現(xiàn)代的醫(yī)學(xué)儀器設(shè)計(jì)中，構(gòu)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(jiǎn)化的、類似于實(shí)際系統(tǒng)的某些突出特征而設(shè)想的一種物理系 統(tǒng)，它較之于真實(shí)系統(tǒng)更易于進(jìn)行分析研究。 23.頻率響應(yīng)反映的是儀器對(duì)不同頻率的信號(hào)的不同的靈敏度，要求心電圖機(jī)對(duì)0.1到25Hz的頻率范圍內(nèi)的信號(hào)，頻率響應(yīng)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(shí)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(xué)儀器的主要技術(shù)特性有哪些? 答：1）準(zhǔn)確度（Accuracy）：準(zhǔn)確度是衡量?jī)x器測(cè)量系統(tǒng)誤差的一個(gè)尺度。準(zhǔn)確度可理解為測(cè)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(duì)測(cè)量結(jié)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(qiáng)等）與相應(yīng)應(yīng)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(cè)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(yīng)(Frequency response)：儀器保持線性輸出時(shí)，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(gè)尺度。 6）信噪比(Signal to Noise Ratio)：信噪比定義為信號(hào)功率PS與噪聲功率PN之比，為了便于對(duì)信噪比作定量比較，常以輸入端短路時(shí)的內(nèi)部噪聲電壓作為衡量信噪比的指標(biāo)。 7）零點(diǎn)漂移(Zero drift)：儀器的輸入量在恒定不變（或無(wú)輸入信號(hào)）時(shí)，輸出量偏離原來(lái)起始值而上、下漂動(dòng)、緩慢變化的現(xiàn)象稱為零點(diǎn)漂移。 8）共摸抑制比(CMRR com

16、mon mode rejection ratio)：定義為放大差模信號(hào)和抑制共模信號(hào)的能力 27.醫(yī)學(xué)儀器有哪些特殊性? 答：被作用對(duì)象（人）的特殊性決定了醫(yī)學(xué)儀器的特殊性 1）噪聲特性-交流與電磁感應(yīng)噪聲，從人體拾取的生物信號(hào)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(lái)說(shuō)，限制噪聲比放大信號(hào)更有意義； 2）個(gè)體差異與系統(tǒng)性，人體個(gè)體差異相當(dāng)大，用醫(yī)學(xué)儀器作檢測(cè)時(shí)，應(yīng)從適應(yīng)人體的差異性出發(fā)，要有相應(yīng)的測(cè)量手段。人體又是一個(gè)復(fù)雜的系統(tǒng)，測(cè)定人體某部分的機(jī)能狀態(tài)時(shí)，必須考慮與之相關(guān)因素的影響。要選擇適當(dāng)?shù)臋z測(cè)方法，消除相互影響，保持人體的系統(tǒng)性相對(duì)

17、穩(wěn)定； 3）生理機(jī)能的自然性-無(wú)損測(cè)量的趨勢(shì)，在檢測(cè)時(shí)，應(yīng)防止儀器（探頭）因接觸而造成被測(cè)對(duì)象生理機(jī)能的變化。因?yàn)橹挥斜ＷC人體機(jī)能處于自然狀態(tài)下，所測(cè)得的信息才是可靠的、準(zhǔn)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(xué)儀器基本分類方法依據(jù)有？ 答：主要包括 1）檢測(cè)的生理參數(shù) 2）檢測(cè)轉(zhuǎn)換原理-傳感器及電極 3）在生理系統(tǒng)中的應(yīng)用 4）臨床運(yùn)用 29.簡(jiǎn)述醫(yī)學(xué)儀器設(shè)計(jì)的基本步驟。 ① 生理模型的構(gòu)建。這是現(xiàn)代醫(yī)學(xué)儀器設(shè)計(jì)中十分關(guān)鍵的一步，在對(duì)生理、病理、生化或解剖等相關(guān)知識(shí)分析的基礎(chǔ)上，根據(jù)物理、化學(xué)、數(shù)學(xué)和生物

18、醫(yī)學(xué)的基本理論，或?qū)?shí)驗(yàn)所獲數(shù)據(jù)的統(tǒng)計(jì)分析，構(gòu)建設(shè)計(jì)目標(biāo)的數(shù)學(xué)模型（或物理模型、或描述模型），并提出儀器設(shè)計(jì)應(yīng)實(shí)現(xiàn)的技術(shù)指標(biāo)。 ② 系統(tǒng)設(shè)計(jì)根據(jù)構(gòu)建的生理模型和設(shè)計(jì)指標(biāo)，提出系統(tǒng)總體設(shè)計(jì)方案和工程實(shí)現(xiàn)的方法、途徑。并根據(jù)產(chǎn)品成本要求和性價(jià)比優(yōu)選的原則，進(jìn)行軟硬件設(shè)計(jì)，并繪制出系統(tǒng)總框圖 ③實(shí)驗(yàn)樣機(jī)研制包括儀器的軟硬件設(shè)計(jì)、工藝設(shè)計(jì)和安全可靠性設(shè)計(jì)，并制作出實(shí)驗(yàn)樣機(jī)，在實(shí)驗(yàn)室條件下進(jìn)行儀器樣機(jī)的性能測(cè)量和模擬實(shí)驗(yàn)，各項(xiàng)指標(biāo)應(yīng)達(dá)到設(shè)計(jì)要求。 ④動(dòng)物實(shí)驗(yàn)研究在進(jìn)行臨床試驗(yàn)前，先進(jìn)行動(dòng)物試驗(yàn)。選好適當(dāng)?shù)膭?dòng)物，對(duì)樣機(jī)的性能進(jìn)行全面的考察驗(yàn)證。并將結(jié)果反饋到1-3步 ⑤臨床試驗(yàn)在產(chǎn)品標(biāo)準(zhǔn)經(jīng)有關(guān)部門(mén)

19、審定，備案，并經(jīng)檢測(cè)中心對(duì)樣機(jī)進(jìn)行測(cè)試后，達(dá)到標(biāo)準(zhǔn)進(jìn)入臨床實(shí)驗(yàn)。對(duì)所獲數(shù)據(jù)進(jìn)行分析并反饋到1-3步。 ⑥儀器的認(rèn)證與注冊(cè)提交儀器認(rèn)證與注冊(cè)的申請(qǐng)獲準(zhǔn)后，可進(jìn)行儀器的生產(chǎn)。 30. 用框圖說(shuō)明醫(yī)學(xué)電子儀器的基本結(jié)構(gòu)并簡(jiǎn)要說(shuō)明各部分的功能。 答：（1）生物信息的檢測(cè)（采集系統(tǒng)）：根據(jù)生物信息的特點(diǎn)，針對(duì)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(cè)到的信號(hào)中獲得更多的有用信息，同時(shí)使信息的特征更明確、更準(zhǔn)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(cè)量

20、中的噪聲和干擾 1.實(shí)現(xiàn)生物信號(hào)測(cè)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(hào)以外的其他信號(hào)，包括人體和測(cè)試系統(tǒng)；（干擾）是由測(cè)試系統(tǒng)外部所引起的電路系統(tǒng)中的不期望動(dòng)作 3.能產(chǎn)生一定的電磁能量而影響周?chē)娐氛９ぷ鞯奈矬w或設(shè)備稱為（干擾源） 4.（EMC）即電磁兼容設(shè)計(jì)原則是在電子系統(tǒng)之間實(shí)現(xiàn)不互相干擾，協(xié)調(diào)混同工作的原則，即抑制來(lái)自外部的干擾和抑制系統(tǒng)本身對(duì)外界其它設(shè)備產(chǎn)生干擾。 5.經(jīng)（導(dǎo)線）傳播將干擾引入測(cè)試系統(tǒng)的耦合方式稱為（傳導(dǎo)耦合干擾）。 6.干擾經(jīng)（公共阻抗）耦合是在測(cè)試系統(tǒng)內(nèi)部各單元電路之間、或者兩種測(cè)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(dǎo)線和導(dǎo)線之間以及導(dǎo)線與元件，導(dǎo)線、元件和結(jié)構(gòu)件之間都存在分布電容。一個(gè)導(dǎo)體上的電壓或干擾成分通過(guò)分布電容使其它導(dǎo)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(chǎng)強(qiáng)被衰減的程度）來(lái)描述。 9.屏蔽電場(chǎng)或遠(yuǎn)場(chǎng)的平面波即輻射場(chǎng)時(shí)，宜選擇銅、鋁、鋼等（高電導(dǎo)率）材料；屏蔽低頻磁場(chǎng)，宜選玻莫合金、錳合金、磁鋼、鐵等（高導(dǎo)磁率）材料 。 42.測(cè)試系統(tǒng)的噪聲一般包括：（非需要醫(yī)學(xué)信號(hào)即人體噪聲）和測(cè)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(dòng)即電壓或電流。通過(guò)噪聲過(guò)

22、程的分析進(jìn)行合理的電路設(shè)計(jì)，降低噪聲限度。 10.噪聲電壓或噪聲電流是隨機(jī)的，不能用一個(gè)確定的時(shí)間函數(shù)來(lái)描述，但服從一定的（統(tǒng)計(jì)）規(guī)律。生物醫(yī)學(xué)電子學(xué)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(lán)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(xué)信號(hào)提取過(guò)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(dǎo)率，如開(kāi)關(guān)、繼電器或晶體管、二極管的不良接觸、電流流過(guò)合成碳質(zhì)電阻的不連續(xù)介質(zhì)等

23、；有源器件在制作工藝過(guò)程中，材料表面特性及半導(dǎo)體器件中結(jié)點(diǎn)的缺陷等。 13.（熱）噪聲由導(dǎo)體中載流子隨機(jī)熱運(yùn)動(dòng)引起。任何處于絕對(duì)零度以上的導(dǎo)體中，電子都在做隨機(jī)熱運(yùn)動(dòng)。利用（超低溫技術(shù)）（減小信號(hào)的頻帶）以及降低提取傳感器的電阻可以限制信號(hào)熱噪聲。 14.半導(dǎo)體器件中載流子產(chǎn)生與消失的隨機(jī)性是產(chǎn)生（散粒）噪聲的主要原因。 15.低噪聲設(shè)計(jì)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(duì)地短路時(shí)放大器的（固有噪聲）作為放大器的噪聲性能指標(biāo)。 16.生理儀器對(duì)來(lái)自測(cè)量系統(tǒng)之外的干擾以及測(cè)量系統(tǒng)內(nèi)部的噪聲都很敏感，因此抗干擾和低噪聲構(gòu)成生物信號(hào)測(cè)量的兩個(gè)基本條件。 17.在生物醫(yī)學(xué)測(cè)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(chǎng)效應(yīng)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(yuǎn)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(hào)處理 1.簡(jiǎn)述低噪聲放大器設(shè)計(jì)程序? 答：（1）根據(jù)噪聲要求、源阻抗特性確定輸入級(jí)網(wǎng)絡(luò)：選擇電路結(jié)構(gòu)形式，選擇器

25、件、確定低噪聲工作點(diǎn)，進(jìn)行噪聲匹配 （2）根據(jù)放大器要求的總增益、頻率響應(yīng)、動(dòng)態(tài)范圍、穩(wěn)定性等指標(biāo)決定放大級(jí)數(shù)及電路結(jié)構(gòu) 2.醫(yī)用電子儀器放大器對(duì)前置級(jí)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(hù)電路功能 3.前置放大電路基本結(jié)構(gòu)與性能分析？ 答：信號(hào)特點(diǎn)與測(cè)量方式?jīng)Q定信號(hào)特點(diǎn)，前置放大結(jié)構(gòu)采用差動(dòng)結(jié)構(gòu)。 差動(dòng)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(dòng)結(jié)構(gòu)輸入阻抗較低。 4. 試比較并說(shuō)明光電耦合放大器和變壓器耦合放大器的優(yōu)缺點(diǎn)。隔

26、離電路對(duì)工藝有何要求?說(shuō)明理由 5.簡(jiǎn)述圖示電路的功能？ 答：（1）圖示電路中運(yùn)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(hào)與被測(cè)體上的共模信號(hào)Vc相等。Vc=idbRo+Vo則直接接地Vc=idbRG，使用右腿驅(qū)動(dòng)可使共模干擾減少（1+2Rf /Ra）倍。 （2）Ro是一個(gè)比較大的值，它的作用是在D5飽和時(shí)流過(guò)人體的電流仍是安全的，如10mA以下，因此Ro的存在也會(huì)抵消右腿驅(qū)動(dòng)電路的作用。 6.簡(jiǎn)述圖示處理電路接線的功能？ 7.結(jié)合圖示說(shuō)明電氣隔離技術(shù)的功能？ 答：（1）電氣隔離：信號(hào)通路隔離+電源供應(yīng)隔離 （2）當(dāng)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(yīng)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(gòu)成回路，因此病人是安全的。 8.簡(jiǎn)述生理儀器的前置放大器電路設(shè)計(jì)應(yīng)滿足的基本要求。 ①在測(cè)量過(guò)程中不允許影響正常的生理過(guò)程。 ②測(cè)得的生理信號(hào)不得失真。 ③最大可能地將信號(hào)與各種干擾相分離。 ④一旦有電擊事故等危險(xiǎn)情況發(fā)生必須對(duì)病人提供有效的保護(hù)。 9.請(qǐng)簡(jiǎn)述在生理類儀器的前置級(jí)實(shí)施的保護(hù)措施。 答案要點(diǎn)：由于放大器，特別是作用于人體的前置級(jí)設(shè)計(jì)不當(dāng)造成對(duì)人體（包括儀器）的危害主要來(lái)自前端和后端（電源）兩方面進(jìn)入。 ①?gòu)那岸诉M(jìn)入的保護(hù)措施。在前放兩輸入端對(duì)地接入保護(hù)電路。對(duì)

28、于保護(hù)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(hù)器件自身不會(huì)損壞。對(duì)于低壓保護(hù)，采用反向并聯(lián)的硅二極管，其擊穿電壓約為600mV；中壓保護(hù)，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(hù)在每一輸入接一個(gè)充氣放電管，擊穿電壓為50-90V。 ②交流電源端泄露的保護(hù)措施。對(duì)前置級(jí)采用浮地隔離的方法，前后電源采用DC-DC器件隔離，信號(hào)采用光電隔離，或信號(hào)經(jīng)調(diào)制后用變壓器耦合。 10.設(shè)計(jì)一個(gè)差動(dòng)增益Ad=20、差動(dòng)輸入電阻大于20kΩ的基本差動(dòng)放大器，并按照CMRRR=80dB確定各電阻的公差。 11.題圖所示為一測(cè)量運(yùn)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(cè)量誤差；（2）若要求測(cè)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(jié)構(gòu)，其參數(shù)如圖所示。已知當(dāng)輸入端加入1mv共模電壓時(shí)，電路輸出為0.05mv；當(dāng)輸入端短路接地時(shí)，測(cè)得輸出端信號(hào)的峰-峰值為1.5mv。請(qǐng)完成下列相關(guān)問(wèn)題：（1）推導(dǎo)計(jì)算電路的CMRR? (2)簡(jiǎn)要說(shuō)明提高該電路共模抑制能力的措施？（3）計(jì)算該電路的等效輸入噪聲Uin 解：（1）由電路結(jié)構(gòu)特點(diǎn)得： (2) 電路結(jié)構(gòu)：同相并聯(lián)輸入差動(dòng)結(jié)構(gòu)；同相串聯(lián)輸入結(jié)構(gòu)；緩沖級(jí)結(jié)構(gòu)；專用放

30、大儀器結(jié)構(gòu) 電路技術(shù)：右腿驅(qū)動(dòng)；浮地技術(shù) （3） 第四章 生物電測(cè)量?jī)x器 1.在腦電圖的測(cè)量中，電極的安放標(biāo)準(zhǔn)遵循腦電圖國(guó)際學(xué)會(huì)制定的 10-20系統(tǒng) 。 2.單極性導(dǎo)聯(lián)法是設(shè)置一個(gè)星形電阻網(wǎng)絡(luò)，即在愛(ài)氏三角形的三個(gè)頂點(diǎn)上分 別接入一個(gè)等值電阻，三個(gè)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(gòu)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(jī)是用來(lái)測(cè)量腦電信號(hào)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(hào)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?duì)電源的紋波系數(shù)亦有更高要求；更高的輸入阻抗；更小的基線漂移等特點(diǎn)： 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(hào)轉(zhuǎn)化為電子電流形式的信號(hào)，主要用于測(cè)量體表電位。 6.心電圖機(jī)主體從原理上可分為：輸入回路；導(dǎo)聯(lián)選擇；放大電路；描筆驅(qū)動(dòng)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(dǎo)電表面和插座地線處于相同電位，然后接真正的“地”，以保護(hù)電氣敏感病人，也能保護(hù)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(biāo)準(zhǔn)中，原則上要求離

32、患者2.5 m以內(nèi)的范圍要達(dá)到等電位化。 8.試討論選擇威爾遜中心端電阻時(shí)應(yīng)考慮的因素，說(shuō)明電阻選得太大或太小的優(yōu)缺點(diǎn)。 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(jiǎn)述影響EGG精確測(cè)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(dǎo)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(gè)輸入端的導(dǎo)聯(lián)脫落監(jiān)視電路，試分析其工作原理。 16.設(shè)計(jì)一右腿驅(qū)動(dòng)電路，并標(biāo)出所有電阻的數(shù)值。對(duì)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(dāng)放大器在12 V飽和時(shí)，電路流過(guò)的電流不應(yīng)大于5μA 17.腦電圖系統(tǒng)由哪些單元部件組成?試說(shuō)明各主要部件的功能。 18.設(shè)計(jì)一個(gè)腦電圖機(jī)用的電極阻抗測(cè)量電路，并說(shuō)明其與心電圖機(jī)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(shù)來(lái)作傳動(dòng)走紙電機(jī)的調(diào)速和穩(wěn)速控制，使走紙速度準(zhǔn)確，請(qǐng)給出鎖相環(huán)實(shí)現(xiàn)電機(jī)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(biāo)準(zhǔn)頻率用來(lái)作為兩種走紙速度的控制信號(hào)，此信號(hào)與速度傳感器檢測(cè)的電機(jī)實(shí)際轉(zhuǎn)動(dòng)速度信號(hào)一塊送到鎖相環(huán)的鑒相器中，兩種信號(hào)作比較，經(jīng)濾波電路后，作為電機(jī)轉(zhuǎn)速的控制信號(hào)，實(shí)現(xiàn)電機(jī)的速度調(diào)節(jié)。 20.

34、在心電圖機(jī)設(shè)計(jì)中如果屏蔽層采用一點(diǎn)接地會(huì)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(qǐng)給出其理由。參考下圖中的屏蔽層設(shè)計(jì)。 A1 A2 答：采用一點(diǎn)接地，由于兩根導(dǎo)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(qū)動(dòng)電路由A2及外圍電路組成。其原理為：共模電壓通過(guò)中點(diǎn)RG引出，經(jīng)運(yùn)放A2反向跟隨后加到導(dǎo)聯(lián)線的屏蔽層，使左右導(dǎo)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(duì)共模干擾電壓不產(chǎn)生分流，從而不會(huì)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(dǎo)聯(lián)心電波形時(shí)

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

36、 4.當(dāng)對(duì)右心房血壓進(jìn)行測(cè)量時(shí)，體位引起的血壓變化很小，故臨床大多在上臂進(jìn)行血壓檢查是很恰當(dāng)?shù)?，因?yàn)樗鼛缀跖c（右心房）在同一水平線上。而在別的高度上測(cè)量血壓時(shí)，應(yīng)根據(jù)高度差進(jìn)行校正。這樣（右心房）可作為血壓測(cè)量的參考點(diǎn)。 5.用充滿液體的導(dǎo)管測(cè)量人體內(nèi)部壓力時(shí)，一般是通過(guò)液體柱將壓力引到人體外部的傳感器進(jìn)行測(cè)量。為反映人體內(nèi)導(dǎo)管端部的壓力，應(yīng)將外部傳感器與測(cè)量點(diǎn)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(diǎn)的水平線上，這樣就不用考慮導(dǎo)管的端部在體內(nèi)的位置了。 6.（直接法血壓測(cè)量）是將一根導(dǎo)管經(jīng)皮插入欲測(cè)部位的血管或心臟內(nèi)，通過(guò)導(dǎo)管內(nèi)的液柱同放在體外的應(yīng)變式傳感器、線性可變電

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

38、斷開(kāi)通時(shí)刻所出現(xiàn)的血流變化間的關(guān)系，從體表測(cè)出相應(yīng)的壓力值。 10.間接式血壓測(cè)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(dòng)脈后，隨后緩慢放氣，在袖帶下或動(dòng)脈的遠(yuǎn)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(guò)充氣球先給袖帶充氣，當(dāng)袖帶壓力超過(guò)動(dòng)脈收縮壓時(shí)，動(dòng)脈血管封閉，血流不通；然后打開(kāi)針形閥使袖帶內(nèi)的壓力以2～3mmHg/s的速度緩慢放氣，當(dāng)收縮壓高于袖帶內(nèi)壓力時(shí)，部分動(dòng)脈打開(kāi)，血液噴射形成渦流或湍流，它使血管振動(dòng)并傳到體表即為（柯氏）音。 12.柯氏音由放在袖帶下、動(dòng)脈上的聽(tīng)診器聽(tīng)到。當(dāng)聽(tīng)診器第一次聽(tīng)到脈搏跳動(dòng)聲音時(shí)，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(dāng)氣袖內(nèi)壓力剛低于動(dòng)脈舒張壓時(shí)，氣袖下血流恢復(fù)流通，聽(tīng)診器發(fā)出變調(diào)的鈍音，此時(shí)壓力計(jì)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(wú)創(chuàng)血壓測(cè)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(biāo)定的原理？ 14.畫(huà)出運(yùn)用微處理器的自動(dòng)無(wú)創(chuàng)血壓測(cè)試系統(tǒng)的原理結(jié)構(gòu)框圖？ 15.簡(jiǎn)述血壓直接測(cè)量的基本原理？并說(shuō)明直接測(cè)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(diǎn)？ 16.簡(jiǎn)述血壓直接測(cè)量方法中誤差的主要來(lái)源及消除方

40、法？ 17.試闡述振蕩法無(wú)創(chuàng)測(cè)量血壓的原理。 答：首先把袖帶捆在手臂上，自動(dòng)對(duì)袖帶充氣，到一定壓力（一般為180~ 230 mmHg）開(kāi)始放氣，當(dāng)氣壓到一定程度，血流就能通過(guò)血管，且有一定的振蕩波，振蕩波通過(guò)血管傳播到機(jī)器里的壓力傳感器，壓力傳感能實(shí)時(shí)檢測(cè)到所測(cè)袖帶內(nèi)的壓力及波動(dòng)。逐漸放氣，振蕩波越來(lái)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(cè)的壓力及波動(dòng)越來(lái)越小。 18.指出圖示血壓測(cè)試波形的特征參數(shù)？ 19.在生理壓力量的測(cè)量中如何選取參考點(diǎn)，并給出理由。 在生理壓力量的測(cè)量中選取右心房作為測(cè)量的參考點(diǎn)。因?yàn)樵谌梭w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(duì)其產(chǎn)生的效應(yīng)很小，另外，胸腔中的壓力與大氣壓相近，最穩(wěn)定，而對(duì)心臟功能非常敏感，所以選擇右心房壓為生理壓力參考點(diǎn)。 20.題圖為血壓直接測(cè)量的便攜式血壓計(jì)原理電路前置處理電路，試分析電路輸出U0與Ui的關(guān)系？ 第六章 醫(yī)用監(jiān)護(hù)儀器 1. (冠心病監(jiān)護(hù)病房CCU)是以嚴(yán)重心臟疾病、心原性休克，特別是心肌梗塞患者為對(duì)象,對(duì)防治心律失常、減少猝死發(fā)生具有重要意義。 2. （動(dòng)態(tài)監(jiān)護(hù)和分析系統(tǒng) Ambulatory Mo

42、nitor System，Holter ）可以對(duì)日常生活中的病人作連續(xù)24 小時(shí)不間斷的監(jiān)護(hù)，有利于對(duì)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(hù)Holter、腦電監(jiān)護(hù)Holter、多 道Holter和基于阻抗法的心輸出量 Holter等. 3. (病人監(jiān)護(hù)儀)是一種用以測(cè)量和控制病人生理參數(shù)、并可與已知設(shè)定值進(jìn)行比較，如果出現(xiàn)超差可發(fā)出報(bào)警的裝置和系統(tǒng);病人監(jiān)護(hù)系統(tǒng)能進(jìn)行晝夜連續(xù)監(jiān)視，迅速準(zhǔn)確地掌握病人情況，以便醫(yī)生及時(shí)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(hào)獲取、調(diào)理、儲(chǔ)存和病人自覺(jué)癥狀

43、的記錄等功能；分析部分由存儲(chǔ)信號(hào)解讀部分和分析軟件組成，主體是高性能的計(jì)算機(jī)。 5. 監(jiān)護(hù)儀按結(jié)構(gòu)可分為（便攜式監(jiān)護(hù)儀）、（一般監(jiān)護(hù)儀）、（遙測(cè)監(jiān)護(hù)儀）和（Holter磁帶記錄式）。 6.一般監(jiān)護(hù)儀通常指（床邊監(jiān)護(hù)儀），這種機(jī)型應(yīng)用最為普遍，在醫(yī)院CCU和ICU病房中得以廣泛的應(yīng)用，它往往與中央監(jiān)護(hù)儀構(gòu)成一個(gè)系統(tǒng)進(jìn)行監(jiān)護(hù)。 7.自動(dòng)監(jiān)護(hù)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(shè)備）和（多種生理參數(shù)智能監(jiān)護(hù)儀）三大部分。 8.智能監(jiān)護(hù)儀又可分為（信號(hào)檢測(cè)部分）（信號(hào)的模擬處理部分）（信號(hào)的數(shù)字處理部分）（信號(hào)的顯示、記錄和報(bào)警部分）和治療部分五個(gè)部分信號(hào)檢測(cè)部分包括各種傳感器和電

44、極，有些還包括遙測(cè)技術(shù)以獲得各種生理參數(shù)。傳感器是整個(gè)監(jiān)護(hù)系統(tǒng)的基礎(chǔ)，有關(guān)病人生理狀態(tài)的所有信息都是通過(guò)傳感器獲得的。信號(hào)的模擬處理部分是一個(gè)以模擬電路為核心的信號(hào)處理部分，主要是將傳感器獲得的信號(hào)加以放大，同時(shí)減少噪聲和干擾信號(hào)以提高信噪比，對(duì)有用的信號(hào)中感興趣的部分，實(shí)現(xiàn)采樣、調(diào)制、解調(diào)、阻抗匹配等。信號(hào)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(hào)的運(yùn)算、分析及診斷。可實(shí)現(xiàn)：計(jì)算、疊加、運(yùn)算和判斷、建立被監(jiān)視生理過(guò)程的數(shù)學(xué)模型。信號(hào)的顯示、記錄和報(bào)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(bào)警和聲報(bào)警。 9.心率測(cè)量是根據(jù)心電波形，測(cè)

45、定瞬時(shí)心率和平均心率。瞬時(shí)心率是指心電圖兩個(gè)相鄰R-R間期的倒數(shù)，平均心率在一定計(jì)數(shù)時(shí)間內(nèi)求R波個(gè)數(shù)的比值 ，（QRS波）的識(shí)別是心率測(cè)量的關(guān)鍵。 10.測(cè)量呼吸的方法有三種：（阻抗法）、（直接測(cè)量呼吸氣流法）和（氣道壓力法）。 11.人體在呼吸過(guò)程中的胸廓運(yùn)動(dòng)會(huì)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(cè)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(cè)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(cè)回路是通過(guò)熱敏元件檢測(cè)人體呼吸時(shí)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(cè)量呼吸氣流法通常是利用熱敏元件來(lái)感測(cè)呼出的熱氣流。 常用的溫度傳感器有熱敏電阻、PN結(jié)、熱電偶、石英晶體、紅外熱探測(cè)器和液晶測(cè)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(yīng)的電信號(hào)，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(cè)時(shí)，利用這些信號(hào)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(cè)量法可以分為，(直接測(cè)量法，IBP)和(間接測(cè)量法，NIBP)兩大類。 17.（無(wú)創(chuàng)血壓測(cè)量法）是通過(guò)檢測(cè)動(dòng)脈血管壁的運(yùn)動(dòng)、搏動(dòng)的血液或血管容積等參數(shù)間接得到血壓。根據(jù)檢

47、測(cè)方法的不同可分為聽(tīng)診法、振動(dòng)法、觸診法、超聲法、次聲法、容積搏動(dòng)示波法、張力法等，大多數(shù)監(jiān)護(hù)儀器都采用（振動(dòng)法）進(jìn)行血壓監(jiān)護(hù)。 18.（柯氏音法）提出：在正常情況下，完全受壓的動(dòng)脈并不產(chǎn)生任何聲響，只有當(dāng)動(dòng)脈不完全受阻時(shí)才出現(xiàn)聲響，因此可用聲音來(lái)確定人體的血壓。 19.監(jiān)護(hù)儀中的體溫測(cè)量一般都采用負(fù)溫度系數(shù)的熱敏電阻作為溫度傳感器。檢測(cè)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(shí)現(xiàn)體溫的檢測(cè)。 20.脈搏是動(dòng)脈血管隨心臟舒縮而周期性搏動(dòng)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(cè)量有： 從心電信號(hào)中提取；從測(cè)量血壓時(shí)壓力傳感器測(cè)到的波動(dòng)來(lái)計(jì)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(cè)量肺動(dòng)脈和肺靜脈的氧濃度間接測(cè)出肺血流量，進(jìn)而測(cè)出心輸出量。由于肺毛細(xì)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(guò)測(cè)量肺動(dòng)脈和肺靜脈的氧濃度(Ca和Cv)測(cè)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(dǎo)管作為心導(dǎo)管。其方法是將熱敏電阻置于肺動(dòng)脈，通過(guò)漂浮導(dǎo)管將指示 劑注入右心房。指

49、示劑將隨血流進(jìn)入肺動(dòng)脈，并使肺動(dòng)脈內(nèi)血液發(fā)生溫度變化，可由導(dǎo)管遠(yuǎn)端的熱敏電阻測(cè)得，依據(jù)測(cè)得的血溫值可描繪出一迅速達(dá)高峰并隨即衰減的曲線，計(jì)算機(jī)則通過(guò)計(jì)算曲線下面積算出CO。 23.多生理參數(shù)集中監(jiān)護(hù)系統(tǒng)是用來(lái)同時(shí)監(jiān)護(hù)多床位患者的多個(gè)生理（生化）參數(shù)的系統(tǒng)。本系統(tǒng)能同時(shí)監(jiān)護(hù)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(jié)構(gòu)，因而也可擴(kuò)展監(jiān)護(hù)其它參數(shù)，諸如心輸出量，脈搏血氧飽和度等。 24.動(dòng)態(tài)心電圖 （Dynamic Electro CardioGram，DCG ）是心電學(xué)的一個(gè)分支，它通過(guò)便攜式記錄器連續(xù)監(jiān)測(cè)、記錄人體24h或更長(zhǎng)時(shí)間的心電動(dòng)態(tài)變化信息，經(jīng)過(guò)計(jì)算機(jī)系統(tǒng)

50、回放、處理和分析，再由打印機(jī)輸出心電圖。通過(guò)DCG能夠發(fā)現(xiàn)短暫性或一過(guò)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(jì)60年代初美國(guó)科學(xué)家Holter發(fā)明了這種心電圖儀，人們稱它為Holter心電圖儀或動(dòng)態(tài)心電圖儀。 25.遙測(cè)系統(tǒng)的主要組成部分是：傳感器、放大器、發(fā)射機(jī)、發(fā)射天線、接收天線、接收機(jī)及記錄器。 26.寫(xiě)出下列縮寫(xiě)(ECG) (BP)(Resp)(EEG)(Temp)(CO)(SpO2)(tpO2/CO2)（etCO2）的常規(guī)檢測(cè)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(jiǎn)述監(jiān)護(hù)儀器意義和

51、作用？ 答：監(jiān)護(hù)儀器的使用，不僅減輕醫(yī)務(wù)人員的勞動(dòng)，提高了護(hù)理工作的效率，更重要的是使醫(yī)生能隨時(shí)了解病情，當(dāng)出現(xiàn)危急情況時(shí)可及時(shí)進(jìn)行處理，提高了護(hù)理質(zhì)量，大大降低危重病人的死亡率。 28.試闡述病房監(jiān)護(hù)裝置的作用和意義。 29.簡(jiǎn)述導(dǎo)管法血壓測(cè)量原理？ 答：先將導(dǎo)管通過(guò)穿刺，植入被測(cè)部位的血管內(nèi)，導(dǎo)管的體外端口直接與壓力傳感器連接，在導(dǎo)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(guò)導(dǎo)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(dòng)態(tài)波形，通過(guò)特定的計(jì)算方法，可獲得收縮壓、舒張壓和平均壓。 30.簡(jiǎn)述血氧飽和度測(cè)量原理？ 答：血氧飽和度一般是通

52、過(guò)測(cè)量人體指尖、耳垂等毛細(xì)血管脈動(dòng)期間對(duì)透過(guò)光線吸收率的變化計(jì)算而得的。測(cè)量用的血氧飽和度探頭有其獨(dú)特的結(jié)構(gòu)。當(dāng)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(cè)，入射光經(jīng)過(guò)手指或耳廓，被血液及組織部分吸收。被吸收的光強(qiáng)度除搏動(dòng)性動(dòng)脈血的光吸收因動(dòng)脈壓力波的變化而變化外，其他組織成分吸收的光強(qiáng)度(DC)都不會(huì)隨時(shí)間改變，并保持相對(duì)穩(wěn)定。而搏動(dòng)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(yīng)器測(cè)得搏動(dòng)時(shí)光強(qiáng)較小，兩次搏動(dòng)間光強(qiáng)較大，減少值即搏動(dòng)性動(dòng)脈血所吸收的光強(qiáng)度。這樣可計(jì)算出兩個(gè)波長(zhǎng)的光吸收比率 (R)。 R=AC660 ／DC660 (AC940 ／DC9

53、40)R與SaO2呈負(fù)相關(guān)，根據(jù)正常志愿者數(shù)據(jù)建立起的標(biāo)準(zhǔn)曲線換算可得病人血氧飽和度。 31.簡(jiǎn)述無(wú)創(chuàng)血壓振蕩法測(cè)量原理？ 答：振蕩法是90年代發(fā)展起來(lái)的測(cè)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(dòng)脈血流。但在放氣過(guò)程中，不是檢測(cè)柯氏音，而是通過(guò)壓力傳感器檢測(cè)袖內(nèi)氣體的振蕩波。這些振蕩波起源于動(dòng)脈血管壁的振動(dòng)。 采用振動(dòng)法測(cè)量無(wú)創(chuàng)血壓時(shí)，將壓力傳感器接入袖帶， 檢測(cè)袖帶的壓力以及由于脈搏在袖帶的壓力下形成的振動(dòng)信號(hào)。 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(bǔ)充正常激發(fā)和控制心臟收縮的生理電子系統(tǒng)。它通過(guò)周期性發(fā)放的電脈沖刺激心臟

54、，引起心搏，并實(shí)現(xiàn)生物機(jī)能控制。人工心臟起搏系統(tǒng)由脈沖發(fā)生器、電極導(dǎo)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(dǎo)聯(lián)線和電極組成。 4.光刺激有周期性閃光信號(hào)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(qiáng)由電視顯像管產(chǎn)生的各種圖形的全電視信號(hào)。常用的誘發(fā)電位有視覺(jué)誘發(fā)電位(VEP)、聽(tīng)覺(jué)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(jué)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(guó)醫(yī)用電

55、氣設(shè)備安全標(biāo)準(zhǔn)，普通心電診斷儀可定義為II型設(shè)備和 BF型設(shè)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(guó)醫(yī)用電氣設(shè)備安全標(biāo)準(zhǔn)中，具有基本絕緣和接地保護(hù)是I類設(shè)備的基本條件。 4.電磁兼容設(shè)計(jì)是在電子系統(tǒng)之間，實(shí)現(xiàn)不互相干擾、協(xié)調(diào)混同工作的考慮， 它包括抑制來(lái)自外部的干擾（有時(shí)還有系統(tǒng)內(nèi)部生產(chǎn)的干擾）和抑制系統(tǒng)本身 對(duì)外界其它設(shè)備產(chǎn)生的干擾兩個(gè)方面。 5.絕緣測(cè)試僅適用應(yīng)用部分電氣隔離的儀器（對(duì)非電氣隔離的儀器作此測(cè)試將擊壞儀器）。測(cè)試時(shí)將線路電壓加到病人引線，當(dāng)儀器工作時(shí)流過(guò)該引線的電流（sink current）應(yīng)小于20μA（1

56、20v線電壓）或50μA（220v線電壓）。 6.根據(jù)有關(guān)管理規(guī)定，醫(yī)療器械分類的確定應(yīng)依據(jù)醫(yī)療器械的結(jié)構(gòu)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(jìn)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(biāo)準(zhǔn)，IEC(International Electrotechnical Commission)主要制定電子儀器的標(biāo)準(zhǔn)。醫(yī)用電子儀器規(guī)定在TC-62，在其中設(shè)有四個(gè)專門(mén)SC(Sub--Committee，分委員會(huì))， SC62A是負(fù)責(zé)制定有關(guān)醫(yī)用電氣設(shè)備通用安全標(biāo)準(zhǔn)的組織。 8. 安全性表示在使用

57、醫(yī)用電氣設(shè)備時(shí)對(duì)患者和醫(yī)務(wù)人員不造成危害的可能性大小。如果是絕對(duì)安全最好，但因造成不安全的因素很多，絕對(duì)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(cuò)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(píng)價(jià)安全的標(biāo)準(zhǔn)。 10.為了保證醫(yī)用電氣設(shè)備的安全，很多國(guó)家的儀器制造者、使用者和有關(guān)人員共同制定大家都必須遵守的標(biāo)準(zhǔn)。在GB9706.1安全通用要求國(guó)家標(biāo)準(zhǔn)中，醫(yī)用電氣設(shè)備的安全性涉及一系列防止?jié)撛谖ｋU(xiǎn)發(fā)生的要求和措施。主要有：防電擊危險(xiǎn)，防機(jī)械危險(xiǎn)，防過(guò)量輻射危險(xiǎn)，防爆炸危險(xiǎn)，防超溫、失火危險(xiǎn)，防微生物，生物相容性等。 11.人

58、體本身就是一個(gè)電的導(dǎo)體，當(dāng)人體成為電路的一部分時(shí)，就有電流通過(guò)人體，從而引起生理效應(yīng)。引起生理效應(yīng)和人體損傷的直接因素是電流。 12.電流對(duì)人體組織主要有(1) 熱效應(yīng) (2) 刺激效應(yīng) (3) 化學(xué)效應(yīng)三個(gè)方面 的基本作用。 13.熱效應(yīng)又稱為組織的電阻性發(fā)熱，當(dāng)電流通過(guò)人體組織時(shí)會(huì)產(chǎn)生熱量，使組織溫度升高，嚴(yán)重時(shí)就會(huì)燒傷組織，低頻電與直流電的熱效應(yīng)主要是電阻損耗，高頻電除了電阻損耗外，還有介質(zhì)損耗。 14.泄漏電流是從儀器的電源到金屬機(jī)殼間流過(guò)的電流。所有的電子設(shè)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(zhǎng)，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(tái)儀器(包括病床)同時(shí)與病人相連，那么每臺(tái)儀器的外殼電位必須相等，否則也會(huì)發(fā)生電擊事故。 17.人被電擊時(shí)，皮膚電阻限制了能夠流過(guò)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(xiǎn)性就愈小。皮膚電阻的大小還與接觸面積有關(guān)，接觸面積愈小，皮膚電阻愈大，因此應(yīng)當(dāng)盡可能地減少人體與儀器外殼直接相觸的機(jī)會(huì)和面積。 18.防止電擊的基本著眼點(diǎn)有兩個(gè)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(kāi)來(lái)；其二是把病人所有夠得著的導(dǎo)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(guò)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(huì)從外殼地線回流到地，流過(guò)人體的電流只是其中的很小一部分，同時(shí)又因短路電流足夠大，可立即熔斷線路中的保險(xiǎn)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(dǎo)電表面和插座地線處于相同電位，然后接真正的“地”，以保護(hù)電氣敏感病人，也能保護(hù)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(biāo)準(zhǔn)中，原則上要求離患者2.5 m以內(nèi)的范圍要達(dá)到等電位化。 21.把基礎(chǔ)絕緣和輔助絕緣重合在一起，這種類型的醫(yī)用電氣設(shè)備叫也II類設(shè)備。II類設(shè)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(dá)到低壓供電的目的，另一方面由于它沒(méi)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(gè)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(tái)醫(yī)用電氣設(shè)備或者是醫(yī)用電氣

62、設(shè)備與其它非醫(yī)用電氣設(shè)備通過(guò)耦合和/或一個(gè)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(biāo)準(zhǔn)從六個(gè)不同的角度對(duì)醫(yī)用電氣設(shè)備進(jìn)行了分類，并要求按不同的類別用不同的標(biāo)記作識(shí)別，按附加保護(hù)措施的不同分：I類設(shè)備、II類設(shè)備和內(nèi)部電源設(shè)備。 27. I類設(shè)備對(duì)電擊的防護(hù)不僅依靠基本絕緣，而且還有附加安全保護(hù)措施，把設(shè)備與供電裝置中固定布線的保護(hù)接地導(dǎo)線連接起來(lái)，使可觸及的金屬部件即使在基本絕緣失效時(shí)也不會(huì)帶電的設(shè)備。 28.Ⅱ類設(shè)備對(duì)電擊的防護(hù)不僅依靠基本絕緣，而且還有如雙重絕緣或加強(qiáng)絕緣那樣的附加安全保護(hù)措施，但沒(méi)有保護(hù)接地措施，也不依賴于安裝條件的設(shè)備。Ⅱ類設(shè)

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(shè)備是能以內(nèi)部電源進(jìn)行運(yùn)行的設(shè)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(shè)備。 30.任何超過(guò)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(dāng)變壓器或變換器由額定供電電壓供電時(shí)，導(dǎo)體間交流電壓不超過(guò)25V 或直流電壓不超過(guò)60V標(biāo)稱值的電壓稱為安全特低電壓。 32.電氣間隙是指兩個(gè)導(dǎo)體部件之間的最短空氣路徑。 33.爬電距離是指沿兩個(gè)導(dǎo)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(duì)電擊起基本防護(hù)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(qiáng)絕緣用于帶電部件的單絕緣系統(tǒng)，它對(duì)電擊的防護(hù)程度相當(dāng)于本標(biāo)準(zhǔn)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(dú)立絕緣，當(dāng)基本絕緣發(fā)生故障時(shí)由它來(lái)提供對(duì)電擊的防護(hù)。 38.功能接地端子直接與測(cè)量供電電路或控制電路某點(diǎn)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(hù)接地端子為安全目的與I類設(shè)備導(dǎo)體部件相連接的端子。該端子通過(guò)保護(hù)接地導(dǎo)線與外部保護(hù)接地系統(tǒng)相連接。 40.醫(yī)療儀器的安全性測(cè)試中最重要的測(cè)試就是測(cè)量?jī)x器的漏電流。 41.對(duì)地漏電流是流過(guò)保護(hù)接地導(dǎo)線

65、的電流，因此可將測(cè)量?jī)x表接在保護(hù)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(guò)的電流。測(cè)量時(shí)，測(cè)量?jī)x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(diǎn)連接。 42.患者漏電流是從心電圖機(jī)或腦電圖機(jī)的導(dǎo)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(shí)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(wú)意接觸的任何空間區(qū)域。 45.脫開(kāi)電流是人體通電后，肌肉能任意縮回的最大電流。 46.進(jìn)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(guó)和IEC的安全規(guī)定

66、標(biāo)準(zhǔn)都把微電擊的閾值定為10μA，凡直接用于有可能通過(guò)心臟電流的醫(yī)用儀器，其漏電流不得超過(guò)10μA。 47.產(chǎn)生電擊的原因不外乎兩點(diǎn)：一是人與電源之間存在兩個(gè)接觸點(diǎn)，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(guò)人體發(fā)生了生理效應(yīng)。 48.影響人體對(duì)電流反應(yīng)的因素? 電流密度；電流頻率；電流持續(xù)時(shí)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(yīng)做哪幾個(gè)方面？ 接地線電流測(cè)量；機(jī)架漏電流測(cè)量 ；測(cè)量引線到地和各引線之間的漏電流 ；絕緣測(cè)試 50. 影響電流生理效應(yīng)與損傷程度的因素? 答：（1）電流，電流對(duì)于電流生理效應(yīng)與損傷程度的影響是顯而易見(jiàn)的。電流越大，影響越大，反之，則越小。 （2）通電時(shí)間，通電時(shí)間越長(zhǎng)，人體損傷越嚴(yán)重。（3）電流頻率（4）電流途徑，同樣的電流流過(guò)人體不同的部位和不同的器官，其生理效應(yīng)與損傷程度大不一樣，即電流的途徑不同，引起的危險(xiǎn)性也不同。（5）人的適應(yīng)性 登錄IP：122.7.129.* 共1條記錄 [首頁(yè)] [尾頁(yè)] 跳至第 頁(yè)