【文章內(nèi)容簡介】 出現(xiàn)電流從操作者流向患者的情況，但機率很小，而且經(jīng)過操作者的人體阻抗后，電流值會下降。 漏電流限值的確定（續(xù)） ?由大量實驗數(shù)據(jù)表明，從 外殼進入胸腔 的 1A電流在心臟部位才會產(chǎn)生的電流密度為 50μA/mm2的電流，且只有電流大于 50μA/mm2時才會導致較高的風險；而 500μA進入胸腔的電流在心臟部位產(chǎn)生的電流密度為 （ 1： 2023） 。 ?現(xiàn)在國際電工委相關的 IEC標準對醫(yī)用設備的接觸電流限制值一般是在正常狀態(tài)為 100μA，單一故障狀態(tài)下的限制值為 500μA，這限值就使得接觸電流的風險性相對來說是比較低的了。 漏電流限值的確定（續(xù)） ? 患者漏電流限值的確定 ? 應用部分與患者的接觸部位、接觸程度和接觸時間等不同情況，其不同的應用情況漏電流具有不同的要求。 ? 患者與醫(yī)用電氣設備接觸構成回路的途徑： ? 通過設備的應用部分與患者接觸構成回路； ? 患者無意或有意接觸到設備外殼而構成回路； ? 操作者同時接觸到設備和患者，操作者和設備都在設備回路中。 ? 注：第二、第三點無論是具有ＢＦ型或Ｂ型應用部分的設備，其外殼漏電流的風險和患者漏電流的風險是一致的，所以ＢＦ型或Ｂ型應用部分的設備外殼漏電和患者漏電流的限值是相同的。 電 流 作 用 于 心 肌 的 室 顫 概 率 S t a m e r 6 0 H z D = 1 . 2 5 m mW a t s o n 5 0 H z D = 2 . 0 m m9 9 . 9 99 9 . 99 9 . 89 99 89 59 08 07 06 05 01 0510 . 50 . 20 . 10 . 0 50 . 0 10 5 0 1 0 0 1 5 0 2 0 0 2 5 0 3 0 0I ( μ A )1 2 ≈ 3 = 標 準 差平 均 差6 8 1 3 82 0 8概率％ 患者漏電流的限值 電 流 B 型 BF 型 CF 型 正常狀態(tài) 單一故障狀態(tài) 正常狀態(tài) 單一故障狀態(tài) 正常狀態(tài) 單一故障狀態(tài) 按注 5) . 患者漏電流 . 患者漏電流（應用部分加網(wǎng)電壓） 5 按注 5) 患者輔助電流 漏電流限值的確定（續(xù)） ? 患者輔助電流限值的確定 ? 患者輔助電流是設備正常使用時，流入處于應用部分部件之間的患者電流，此電流預期不產(chǎn)生生理效應。 ? 產(chǎn)生機制：一是醫(yī)療不可避免的，例如心電圖機的呼吸導聯(lián)，導聯(lián)間存在數(shù)十微安偏置的直流恒流源；另一種是因為兩個應用部件的電位不一致導致的。 ? 患者輔助電流和患者漏電流的產(chǎn)生機制和流動的途徑不同，但對患者的作用是相同的，所以限值是一致的。 漏電流的產(chǎn)生原理 ?漏電流的產(chǎn)生主要存在兩種形式，一種是容性電流，即電流跨過電容器流經(jīng)過的電流；一種是阻性電流，即電阻兩端存在電壓差，而形成的電流 。 漏電流的產(chǎn)生原理（續(xù)） 容性漏電流 ? f 為帶電部分的頻率 ? C為帶電部分和被測 部分的電容量 ? V為電壓 fcvi ??2 fcvi ?? 2 漏電流的產(chǎn)生原理（續(xù)） ? 阻性電流 ?產(chǎn)品設計時為了防止電流過大，可以在回路中加限流電阻，對于我們經(jīng)常接觸到的外殼，一般采用隔離的手段來限制漏電流，另一種也可以用高阻抗進行限流。見 17g5） ?對于一些應用部件，例如用電流來采集生理信號的，這個電流如果過大就會產(chǎn)生危險，通常會用限流的方式來防止電流過大。（ 此例子屬于患者輔助電流 ） 見 17a5) 對地漏電流的形成 正常狀態(tài)時的對地漏電流 LNP EY 1Y 2C 1C 2T初 級次 級 對地漏電流的形成（續(xù)） 單一故障狀態(tài)下等效電路 LNP EY 1Y 2C 1C 2S 1T 1 外殼漏電流的產(chǎn)生 外殼漏電流 等效電路 2 2 0 V / 5 0 H z9 0 0 V / 8 0 k H z液 晶 顯 示 器C 1C 2外 殼外 殼 患者漏電流的產(chǎn)生 分 布 電 容 C患 者 電 路aT分 布 電 容 C患 者 電 路2 2 0 V 網(wǎng) 電bT患 者 電 路d限 流 電 阻T中 間 電 路中 間 電 路中 間 電 路患 者 電 路cTS I P / S O P2 2 0 V 網(wǎng) 電 患者輔助電流等效電路 患 者 電 路T患 者 電 路帶 電 部 件 患者漏電流和患者輔助電流的異同 ? 相同點： ? 作用于人體的電流所產(chǎn)生的生理效應是相同的，同類型的應用部分要求的電流限值一致。 ? 不同點： ? 生產(chǎn)機制不同，患者漏電流是非功能性電流；患者輔助電流有可能是功能性電流，但預期不產(chǎn)生生理效應。 ? 電流路徑不同，患者漏電流是通過應用部分經(jīng)患者到大地或其他部分的電流，或通過患者經(jīng)應用部分到大地或其他部分的電流；患者輔助電流是應用部分的電流經(jīng)患者到其他應用部分的電流，要求至少要有兩個應用部分。 漏電流測量的注意事項 ? 人體等效測試網(wǎng)絡（ MD） Z p 1Z iZ p 2C 1C 2C 3R 3R 1R 2R 4 漏電流的測量 ? 人體等效測試網(wǎng)絡（ MD） ? R1=10kΩ177。 5％ ? R2=1kΩ177。 1％ 強烈建議使用 1W以上的 金屬薄膜電阻 ? C1=177。 5％ 推薦使用具有延伸金屬箔結構的薄膜電容器 VR 1R 2 C 1電 壓 測 量 儀 表 漏電流的測量（續(xù)） ? 測量儀表要求 ?1) 具有響應直流、 真有效值 和峰值等電流形式的能力； ?2) 輸入電阻不小于 1MΩ； ?3) 在作交流測量時輸入電容不大于 200pF； ?4) 在作交流測量時頻率范圍從 10Hz到 1MHz； ?5) 浮動或差動輸入在高達 1MHz時共模抑制為60dB； ?6) 測量儀表經(jīng)計量所得到的視值誤差不超過177。 5%。 六、隔離（絕緣） ? 本節(jié)目的 ?作為指導醫(yī)用電氣設備 防電擊設計 的重要 準則 。 ?絕緣的意義 ?在現(xiàn)行科學技術能力和社會經(jīng)濟上能接受的水平限度下，根據(jù)設備的用途、使用環(huán)境和設備的預期壽命來選擇設備的電氣絕緣特性，只有在考慮了上述各種影響因素后，才能設計出安全的、經(jīng)濟的絕緣配合。 隔離（續(xù)） ? 17a）對應用部分的隔離 ? 要求：在正常狀態(tài)和單一故障狀態(tài)下，應用部分應與設備的帶電部件隔離到容許漏電流值不被超過。 17a）應用部分的隔離 ? 1)應用部分和帶電部件的隔離程度為基本絕緣，但已經(jīng) 保護接地。 注：整個應用部分都應通過 18f）中 PE的測試。 帶 電 部 件應 用 部 分B I 17a）應用部分的隔離（續(xù)） ? 2）應用部分用一個已保護接地的金屬部件與帶電部件隔離，此金屬部件可以是一個全封閉的金屬屏蔽。 帶 電 部 件應 用 部 分 17a）應用部分的隔離（續(xù)） ? 3）應用部分未保護接地，但用一個中間保護接地電路與帶電部件隔離。 （此條款在 IEC6011_3ed中已刪除 ,理由是整個中間電路接地不太可能滿足 PE低阻抗的要求，而且電路一端接地，另一端成了帶電部件，還要與外殼隔離，相應的， 17g3外殼的隔離也被刪除） 帶 電 部 件應 用 部 分中 間 電 路 17a）應用部分的隔離（續(xù)） ? 4）應用部分使用雙重絕緣或 加強絕緣與帶電部分隔離。 帶 電 部 件應 用 部 分基 本 絕 緣輔 助 絕 緣雙 重 或 加 強 絕 緣 例圖 B IS IB I + S I = D I帶 電 部 分應 用 部 分 17a）應用部分的隔離（續(xù)） ? 5）用元件的阻抗來防止超過容許值的患者漏電流和患者輔助電流流向應用部分。 帶 電 部 件應 用 部 分R i m pR i m pR i m p ＝ ＋R 1R 2 17c） ? 應用部分不得與 未保護接地的可觸及部件有導電的連接 。 （使用漏電流測試進行檢驗，外殼加網(wǎng)電） ? 注：不考慮 F型應用部分，見 20章的 Bd 17d)I類設備手持式軟軸