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電磁兼容性（ElectroMagneticCompatibility，EMC）是指“設備（系統，分系統）在共同的電磁環境中能執行各自功能的共存狀態，即該設備不會由于受到處于同一電磁環境中其他設備的電磁發射導致或遭受不允許的降級；它也不會使同一電磁環境中其他設備（系統、分系統）因受其電磁發射而導致或遭受不允許的降級”[1]。隨著各類電子醫療設備的大量應用，電源在這些設備中的地位越來越重要，并由于設備的微型化，往往要求其使用的電源具有體積小、重量輕、效率高的能力。同時，由于電源的功率轉化效率一般在50%~80%之間，因此，大量的能量作為無功功率以電磁波和熱能的形式釋放，并逐漸成為最主要的電磁騷擾源；另一方面器件、線路相對集中的特點也造成了其較容易受到其他干擾源騷擾。這就是我們必須面對的電源的EMC問題[2]。本文首先分析了醫療器械電源產生電磁兼容問題的原因；其次根據醫療器械電磁兼容標準所要求的11項實驗，分析了內部電池供電模式（內電模式）和網電源供電模式（網電模式）對11項實驗的適用情況[3-5]；最后以輻射發射為例，分析了內電模式和網電模式下工作的醫療器械的電磁輻射水平及二者差異原因。

1電源的電磁干擾分析及適用的評價技術

1.1電源的電磁干擾特點分析電源的本質是將能量（電能）轉換成合適的形式（電壓、功率）并輸出，以保證系統的正常工作。其電流變化率為di/dt、電壓變化率為dV/dt，若該變化率大，則產生的電磁干擾強度也大。因此相對于低功率數字電路，電源的干擾較為明晰，主要集中在功率開關器件以及變壓器和電感等磁性元器件。醫用電氣設備常用的開關電源的電磁干擾有其自身的特點[6]，主要表現為：①電源作為工作于開關狀態的電能處理裝置，與作為信號處理的數字電路相比，其電壓、電流變換率很高，產生的干擾強度較大；②根據電源頻率范圍分析，電源產生的干擾以傳導干擾和近場干擾為主；③在印刷電路板（PrintedCircuitBoard，PCB）的設計方面，與信號處理線路較規則的布線設計不同，電源的電路板布線具有更大的隨意性，這增加了PCB分布參數提取的難度；④與數字電路中線路阻抗匹配的情形不同，開關電源的干擾源阻抗與網側阻抗不但不匹配，而且是隨負荷變化的，這給EMI濾波器的設計帶來了一定困難。同時電磁干擾濾波器中的電感、電容原件需要承受很大的無功功率，不但降低了電源的整體效率，也增大了體積[7]。從以上描述可以看出，電源大多工作在高頻情況下，在開關器件的導通關斷過程中，其主電路中功率開關管的高速開關動作（從幾十千赫到數兆赫）形成了電磁騷擾源，其交變電壓和電流會通過電路中的元器件產生很強的尖峰干擾和諧振干擾。在開關電源中主要存在的干擾形式是傳導干擾和近場輻射干擾，傳導干擾會注入電網，嚴重污染電網，影響鄰近電子設備的正常工作。產生輻射騷擾的原因是電磁干擾信號占有很寬的頻率范圍，又有一定的幅度，經過電路、空間中的傳導和輻射，污染周圍的電磁環境[8]。

1.2不同電源部件醫用電氣設備的電磁兼容適用項目分析醫用電氣設備適用的電磁兼容標準是YY0505-2012《醫用電氣設備第1-2部分：安全通用要求并列標準：電磁兼容要求和試驗》，具體包括11項實驗，分別從發射和抗擾兩方面衡量設備的EMC。醫用電器設備常用內電模式或網電模式供電，二者供電機理不同。由于特定電源供電設備較少，本文不進行研究。EMC通用要求中所要求的11項實驗，不同情況下可能某些具體實驗是不適用的。因此，需要根據設備的實際情況，對11項實驗具體分析，并最終判斷出所適用的實驗，對比結果，見表1。從表1可以看出，對于網電模式的醫療設備來說，YY0505-2012中要求的11項實驗均是適用的；但對于內電模式的醫用電氣設備來說，和電源線相關的項目是不適用的。從上表也可以看出，對于發射試驗來說，內電模式和網電模式均適用的實驗只有輻射發射，因此以輻射發射為例，具體衡量在內電模式和網電模式下工作的醫療器械的電磁輻射水平，并找出差異。

2測試驗證

2.1實驗條件輻射發射的測量是在3米法半電波暗室中進行，受試設備通過和人工電源網絡相連接入電網，人工電源網絡的測量端口接50Ω的負載，當測量天線接收到騷擾信號后，信號通過連接器傳至接收機中。測量天線距受試設備3m，對30MHz~1GHz頻段進行測量。天線使用情況：30~200MHz頻率范圍，使用雙錐天線測量；200MHz~1GHz頻率范圍，使用對數周期天線。水平極化方向和垂直極化方向均需測量，取接收機收到最大的射頻噪聲電平[9]。

2.2具體測試案例分析

2.2.1手術床測試的手術床可以在網電也可在內電模式下工作：①設備使用網電源供電時，工作電源：220V/50Hz；②設備使用內部電池供電時，工作電源：24V/DC。具體的測試結果，見圖1。從圖1可以看出，在30MHz~1GHz整個測試頻段內，內電模式和網電模式輻射發射限制符合標準，且總體來說，在整個頻段內，內電和網電模式下的輻射發射譜圖差別不大，而且發射電平類似隨諧波周期性變化，說明影響總體輻射發射水平的騷擾源并不來自設備的網電變換模塊，而是來自設備內部，且發射電平的基波在40MHz附近，有可能來自手術床的電機模塊。總體來說，從此案例可以看出，對于一個設計良好的醫療設備，是可以做到對網電變換模塊的良好屏蔽，保證電源變換模塊不造成最終輻射發射結果的超標。

2.2.2醫用頭燈醫用頭燈可在網電也可在內電模式下工作：①網電模式時，充電器與網電源連接，對設備內部的鋰離子電池進行充電，工作電源220V/50Hz；②內電模式時，由內部鋰電池供電，工作電源為7.4V/DC，測試結果，見圖2。從圖2可以看出，和手術床不同，設備工作在網電和內電模式下時，輻射發射有較大的區別，且主要差異分布在200MHz以下，由于兩者工作模式的差異僅為電源模塊的差異，因此可以確定，在低頻段38.2、43.1、76.4MHz附近的騷擾主要來自于設備的網電變換模塊，由于其具有較大的di/dt及dV/dt，且設備對電源的屏蔽并不是十分良好，導致其在低頻段出現若干騷擾點。同時，也可看出，在高頻部分（>240MHz）使用內電與使用網電工作的情況基本一致，在280MHz以及300~400MHz范圍頻譜比較豐富。該案例的測試結果是我們在實際測試中常遇到的情況，由此可以得出，對于部分設備來說，由于其電源模塊設計的不合理，可能造成電源模塊輻射較高，從而影響了整個設備的電磁輻射水平。

2.2.3醫用多參數監護設備多參數監護設備在網電和內電模式下工作的測試結果，見圖3。從圖3可以看出，醫用多參數監護儀在內電模式下工作反而輻射更大，這和我們的一般認識并不一致。普遍認為，設備工作在內電模式時，由于其屬于直流供電，因此電磁輻射相對于網電供電要小。分析其具體原因：由于內電模式下輻射較高的頻點在210~240MHz，后經查閱設計手冊，設備使用的報警系統的控制部件正工作在此頻率范圍內。最后得出結論是由于設備在使用內部電源時，從安全方面的考慮，默認開啟了報警音，報警電路持續工作，從而增加了系統的輻射水平。后經過試驗驗證，在使用內部電源時，關閉報警音設置重新測試，發現210~240MHz范圍內輻射消失，至此問題得到了確定。從此案例得出結論：一般設計人員均認為設備在使用內部電源工作時整機的輻射發射會小于網電模式，但不排除有特殊情況，有些設備由于在使用內部電源時，開啟了某些模塊，而此部分模塊恰恰是輻射發射的騷擾源，該種情況下，設備在內電模式下工作反而會比網電模式更差。

3結論

隨著醫療器械技術的發展，醫用電氣設備電源向小型化、高性能、高可靠性的方向發展，設備內部的電磁環境越來越復雜，電磁干擾問題變得越來越嚴重。最為主要的干擾源，電源供電模式必須得到重視。但是，影響一個醫用電氣設備電磁干擾的因素還有很多，針對具體情況，需要更深入研究，發現規律。

作者：王權 李澍 蘇宗文 任海萍 單位：中國食品藥品檢定研究院