109 高普考高考三級 醫學工程 醫學儀表及測量 考古題詳解

核心觀念

本題測驗「醫學儀表學」之基礎架構——典型通用醫學儀表系統（Generalized Medical Instrumentation System）。該架構係根據醫學工程權威教材（John G. Webster《Medical Instrumentation: Application and Design》）之標準模型，考查考生對於生理訊號自人體擷取、轉換、處理至呈現之完整流程的掌握度。

核心概念與定義如下：

1. 待測生理量（Measurand）：源自活體組織之物理量、生理特性或生物化學濃度（如生物電位、血壓、血流速、體溫、電解質濃度等）。
2. 換能器／感測器（Transducer / Sensor）：將非電量之生理訊號轉換為對應之電訊號（電壓、電流、阻抗變化），涉及生物相容性與人體介面阻抗匹配。
3. 訊號調理器（Signal Conditioning）：針對微弱且伴隨高共模雜訊之生醫訊號進行放大（差動放大、高 $\text{CMRR}$）、濾波（抗混疊、消除 $60\text{ Hz}$ 突波）、電氣隔離（患者安全保護）及類比數位轉換（ADC）。
4. 輸出與顯示（Output Display / Storage / Transmission）：將處理後訊號轉為臨床人員易於判讀之視覺、聽覺或數位圖表資訊，並支援儲存與遠距傳輸。
5. 輔助與控制單元：包含校正訊號源（Calibration）、激勵／刺激源（Stimulus）、回授與控制系統（Control & Feedback）。

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解題方法

本題為高普考典型之「繪圖＋申論說明」題型，標準切入架構應包含兩大核心部分：

1. 功能方塊圖繪製：

• 繪出「主要訊號路徑（主幹線）」：受測者／待測量 $\to$ 感測器／換能器 $\to$ 訊號調理 $\to$ 輸出顯示／儲存。
• 繪出「輔助與交互路徑（支線／閉迴路）」：
• 激勵源（Stimulus）作用於人體。
• 校正訊號（Calibration signal）輸入至感測器或訊號調理級。
• 回授與控制（Feedback / Control）跨接於輸出、訊號調理與激勵源之間。

2. 模組功能詳解：

• 採「由輸入端至輸出端」的因果順序，逐項條列定義、核心功能、技術要求（如輸入阻抗、雜訊抑制、電氣隔離）及臨床實例（如心電圖機 ECG、超音波血流儀）。

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選項分析

本題屬申論繪圖題，非選擇題。針對各功能方塊在歷屆試題中的考核重點與對比分析如下：

1. 感測器（Sensor） vs. 換能器（Transducer）：感測器強調對特定生理物理量的「感受與響應」；換能器則明確定義為「能量型態的轉換」（將機械能、熱能或化學能轉換為電能）。答題時若能明確界定二者，具備加分效益。
2. 被動式量測 vs. 主動式量測（有無激勵源）：

• 被動式（如 ECG、EEG、EMG）：生物體自發產生電位，無需外部激勵源。
• 主動式（如生物電阻抗分析 BIA、超音波影像、侵入式指示劑稀釋血流量測）：必須仰賴「激勵源（Stimulus）」對人體施加微弱安全能量，再量測響應。答題時務必標明激勵源，方塊圖才算完整。

3. 電氣隔離（Electrical Isolation）的不可或缺性：在訊號調理模組中，若未強調患者與高壓市電之間的「電氣隔離」（光耦合器或變壓器隔離），在國家考試評分中會被視為欠缺醫工安全常識。

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解題技巧

1. 架構完整性（關鍵得分點）：絕不能只畫一條單向流動的四個方塊（人體 $\to$ 感測器 $\to$ 放大器 $\to$ 螢幕）。缺少「校正（Calibration）」與「回授控制（Control & Feedback）」會直接被扣除 $30\%\sim 40\%$ 的分數。
2. 箭頭方向與交互作用：激勵源是箭頭指向「受測者」；回授控制是雙向或自後端指向前端；校正訊號則是輸入至換能器或調理電路。
3. 作答時間分配：此類題目佔分通常為 $20\sim 25$ 分。建議配時：圖形繪製佔 5 分鐘（務必使用直尺，字跡工整），各方塊說明佔 15 分鐘，文字條列分明，切忌整段連寫。

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【答案】

一、典型醫學儀表系統之功能方塊圖

核心觀念

本題旨在評量醫學儀表之**靜態特性（Static Characteristics）與測量誤差分析（Measurement Error Analysis）**的基本定義與工程概念。核心觀念涵蓋以下四項重點：

1. 準確度（Accuracy）：

• 指測量結果（或多次測量的平均值 $\bar{x}$）與待測物理量之「真值（True value, $x_{\text{true}}$）」或「公認標準參考值」的一致程度。
• 主要受**系統誤差（Systematic Error / Bias）**影響。若儀表存在零點漂移（Zero drift）或增益誤差，會使測量值整體偏移真值，降低準確度。
• 常用數學指標：
• 絕對誤差：$E_{\text{abs}} = |\bar{x} - x_{\text{true}}|$
• 相對誤差百分比：$\text{Accuracy Error (\%)} = \frac{|\bar{x} - x_{\text{true}}|}{x_{\text{true}}} \times 100\%$

2. 精密度（Precision）：

• 指在相同條件與時間間隔內，對同一待測生理訊號進行多次重複測量時，各測量值彼此之間的接近程度（即重複性 Repeatability 與再現性 Reproducibility）。
• 主要受**隨機誤差（Random Error / Noise）**影響。電子熱雜訊、生理環境擾動或操作隨機變異越小，精密度越高。
• 常用統計指標：
• 樣本標準差（Standard Deviation, $s$）：$s = \sqrt{\frac{1}{n-1} \sum_{i=1}^{n} (x_i - \bar{x})^2}$
• 變異係數（Coefficient of Variation, $CV$）：$CV = \frac{s}{\bar{x}} \times 100\%$

3. 系統誤差與隨機誤差之區隔：

• 測量總值 $x_i$ 可表示為：$x_i = x_{\text{true}} + \text{Bias} + \epsilon_i$ 其中 $\text{Bias}$ 為固定之系統誤差（影響準確度），$\epsilon_i$ 為期望值為零之隨機誤差（影響精密度）。

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解題方法

回答本題之申論架構應採「先個別定義、次並列比較、再佐以四象限分析與醫學實例」的層次展開：

1. 明確下定義：分別寫出準確度與精密度的工程定義、主導之誤差型態與數學評估參數。
2. 對比兩者差異：以比較表格統整兩者在物理意義、主導誤差、評估公式與改善手段上的本質差異。
3. 四種狀態分析（射靶模型）：

• 高精密度、高準確度：彈著點集中且位於靶心。
• 高精密度、低準確度：彈著點高度集中，但整體偏離靶心（存在系統誤差）。
• 低精密度、高準確度：彈著點分散於靶面四周，但其平均中心落在靶心（無顯著偏差，但隨機雜訊大）。
• 低精密度、低準確度：彈著點既分散又偏離靶心。

4. 結合醫學測量情境：以臨床常見儀器（如無創血壓計、血糖儀、生化分析儀）之校正與品管為例，展現醫學工程專業背景。

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選項分析

本題為高考三級醫學工程類科之申論題，非選擇題。作答時須針對考生常混淆的關聯儀表術語進行邊界辨析，以防誤用概念：

• 解析度（Resolution）$\neq$ 準確度／精密度： 解析度為儀表能分辨之最小輸入增量（例如數位體溫計可顯示到 $0.01^\circ\text{C}$）。高解析度僅代表刻度細微，若儀器未校正，其量測結果可能具有極高的精密度卻極不準確。
• 靈敏度（Sensitivity）$\neq$ 準確度： 靈敏度為輸出變化量與輸入變化量之比值（$S = \Delta y / \Delta x$），代表對微小生理變化的反應能力，與測量值是否接近真值無必然關係。
• 再現性（Reproducibility）$\subset$ 精密度： 再現性指不同操作者、不同時間或不同批次儀器在相同測量條件下的吻合度，屬於廣義精密度的範疇。

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解題技巧

1. 記憶口訣：

• 「準確看靶心，精密度看群聚」：準確度衡量與真值的距離，精密度衡量數據彼此的散佈。
• 「系統誤差定準確，隨機誤差定精密」：修正校正曲線治系統誤差，增加訊號平均（Signal Averaging）次數降隨機雜訊。

2. 陷阱防範：

• 絕對不可寫出「精密度高就代表準確度高」。

核心觀念

在人體生理訊號量測（如心電圖 ECG、腦波圖 EEG、肌電圖 EMG）中，電源線 $60\,\mathrm{Hz}$ 雜訊的干擾主要來自以下物理機制：

1. 電容耦合（Capacitive Coupling）：周遭交流電力線（$110\,\mathrm{V}_{\mathrm{rms}}, 60\,\mathrm{Hz}$）與人體之間存在雜散電容 $C_{\text{line}}$（約 $2\sim 5\,\mathrm{pF}$），交流電壓透過此電容向人體注入微小的位移電流（Displacement Current, $i_d \approx 0.1\sim 1\,\mu\mathrm{A}$）。該電流流經人體與地之間的接地阻抗 $Z_G$，在人體組織上建立高達數毫伏特（$\mathrm{mV}$）至數伏特（$\mathrm{V}$）的 $60\,\mathrm{Hz}$ 共模電壓（Common-Mode Voltage, $v_{cm}$）： $v_{cm} = i_d \cdot Z_G$
2. 共模轉差模效應（Common-Mode to Differential-Mode Conversion）：量測電極之接觸阻抗不匹配（$\Delta Z = |Z_1 - Z_2| \neq 0$）與前置放大器之有限輸入阻抗（$Z_{\text{in}}$），會使人體共模電壓轉化為差模雜訊進入放大器放大： $v_{dm} \approx v_{cm} \cdot \left(\frac{\Delta Z}{Z_{\text{in}}}\right)$ 使得純粹依賴高共模排斥比（CMRR）的儀表放大器仍難以完全消除干擾。

因此，生醫儀表學中最經典、最核心的硬體降噪技術即為主動式共模消除技術——右腳驅動電路（Right-Leg Drive Circuit, RLD）。

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解題方法

一、選定技術：右腳驅動電路（Right-Leg Drive Circuit, RLD）

本題最佳解法為採用右腳驅動電路（RLD）。該技術透過主動負回授控制，將人體表面的共模電壓取樣、反相放大後，再注入人體，抵銷電力線耦合所產生的位移電流，從根源壓制人體共模電位。

二、電路架構與工作原理

1. 共模電壓取樣： 在前置儀表放大器（Instrumentation Amplifier, INA）的兩緩衝輸入級輸出端，各串聯一個精準電阻 $R$ 連接至中心節點，取出兩輸入端之平均電壓，此即為人體共模電壓取樣信號： $v_{cm} = \frac{v_1 + v_2}{2}$
2. 反相放大與負回授注入： 將取得之 $v_{cm}$ 送入輔助運算放大器的反相輸入端，同相端接地。該反相放大器之回授電阻為 $R_f$，輸入電阻為 $R_a$，反相閉迴路增益為： $A_{cm} = -\frac{2R_f}{R_a}$ 放大後的反相信號經由限流保護電阻 $R_o$（通常取 $100\,\mathrm{k}\Omega$）連接至受測者的右腳電極（RL Electrode）。
3. 共模電壓壓制推導：

• 未加 RLD 時，人體共模電壓受位移電流與對地阻抗支配： $v_{cm} = i_d \cdot Z_G$
• 引入 RLD 後，右腳電極被強制驅動至反相電位 $v_{\text{RL}} = -A_{cm} v_{cm}$。經由右腳電極阻抗 $R_{\text{electrode}}$ 與 $R_o$ 形成的負回授迴路，閉迴路下人體表面的殘餘共模電壓 $v_{cm}'$ 滿足節點方程式： $i_d = \frac{v_{cm}'}{Z_G} + \frac{v_{cm}' - (-A_{cm} v_{cm}')}{R_{\text{electrode}} + R_o}$ 令等效回授路徑阻抗 $Z_F = R_{\text{electrode}} + R_o$，當 $Z_G \gg Z_F$ 時，整理可得： $v_{cm}' = \frac{i_d}{\frac{1}{Z_G} + \frac{1 + A_{cm}}{Z_F}} \approx \frac{i_d Z_G}{1 + A_{cm} \cdot \left(\frac{Z_G}{Z_F}\right)} \approx \frac{v_{cm}}{1 + A_{cm}}$
• 藉由設計增益 $A_{cm}$（典型值介於 $30\sim 100$），可將人體上的 $60\,\mathrm{Hz}$ 共模電壓衰減至原本的 $\frac{1}{1 + A_{cm}}$（降低 $30\sim 40\,\mathrm{dB}$），大幅減少因電極阻抗不匹配所轉化的差模雜訊。

三、技術優缺點分析

• 優點（Advantages）：

1. 不扭曲生理訊號頻譜與波形：不同於頻域濾波器，RLD 是直接降低人體表面的物理電位干擾，完全不對生理訊號本身進行頻率衰減，能完整保留心電圖 QRS 波之高頻尖峰特徵及肌電圖等與 $60\,\mathrm{Hz}$ 重疊之頻率成分。
2. 避免前級放大器動態範圍飽和：在訊號進入儀表放大器放大前就壓抑了共模擺幅，使前置放大器得以設定更高的差模增益，無須擔心運算放大器因共模輸入過大而飽和（Saturated）。
3. 兼顧受測者電氣安全（Patient Electrical Safety）：回授回路中串聯之高阻值電阻 $R_o$（約 $100\,\mathrm{k}\Omega$）扮演限流角色；

核心觀念

本題評量醫學工程領域中「三大主流臨床醫學影像系統」的物理成像機制、訊號擷取架構與臨床應用限制。考點涵蓋輻射與非輻射造影之物理定律、組織對比度來源及工程權衡（Trade-off）：

1. X 光造影（X-ray Imaging）：

• X 光產生機制：高速電子撞擊重金屬靶材（如鎢靶），經「制動輻射（Bremsstrahlung）」與「特性輻射（Characteristic Radiation）」產生連續與離散 X 光光譜。
• 射線衰減與對比定律：單能窄射束遵循比爾—朗伯定律（Beer-Lambert Law）： $I = I_0 e^{-\mu x}$ 其中 $I_0$ 為入射強度，$I$ 為穿透強度，$\mu$ 為線性衰減係數，$x$ 為組織厚度。在診斷能量範圍（$20\text{--}140\text{ keV}$），對比度主要來自「光電效應（Photoelectric Effect，機率正比於 $\frac{Z^3}{E^3}$）」與「康普頓散射（Compton Scattering，機率正比於電子密度 $\rho_e$）」，使骨骼（高 $Z$）與軟組織產生鮮明對比。

2. 超音波造影（Ultrasound Imaging, US）：

• 壓電效應與脈衝回音原理（Pulse-Echo Principle）：利用壓電晶體（PZT 等壓電陶瓷或壓電複合材料）之正／逆壓電效應，發射高頻機械縱波（常用頻率 $2\text{--}15\text{ MHz}$）並接收回音。
• 聲阻抗與反射強度：介質的聲阻抗（Acoustic Impedance）定義為： $Z = \rho \cdot c$ 其中 $\rho$ 為介質密度，$c$ 為介質音速（人體軟組織平均音速約 $1540\text{ m/s}$）。當聲波垂直射入兩介質交界面時，強度反射率（Intensity Reflection Coefficient, $R$）為： $R = \left(\frac{Z_2 - Z_1}{Z_2 + Z_1}\right)^2$
• 測距公式與都卜勒效應：組織深度 $d = \frac{c \cdot \Delta t}{2}$（$\Delta t$ 為回音飛行時間，Time of Flight）。評估血流速度時利用都卜勒頻移公式： $\Delta f = \frac{2 f_0 v \cos\theta}{c}$

3. 磁振造影（Magnetic Resonance Imaging, MRI）：

• 核磁共振與拉摩方程式（Larmor Equation）：利用人體內豐沛之氫質子（$^1\text{H}$，具備非零自旋磁矩）置於主靜磁場 $B_0$ 下產生淨磁化向量 $M_0$。進動頻率遵循拉摩方程式： $\omega_0 = \gamma B_0$ 其中 $\gamma$ 為旋磁比（Gyromagnetic Ratio，氫質子 $\frac{\gamma}{2\pi} \approx 42.58\text{ MHz/T}$）。
• 射頻激發與弛豫時間（Relaxation Times）：施加與 $\omega_0$ 同頻的射頻脈衝（RF Pulse）使磁化向量傾轉至橫向平面；RF 關閉後，磁化向量釋放能量並恢復平衡：
• 縱向弛豫（Spin-Lattice Relaxation, $T_1$）：$M_z(t) = M_0 (1 - e^{-t/T_1})$，表質子與晶格周圍環境交換能量回到熱平衡的時間。
• 橫向弛豫（Spin-Spin Relaxation, $T_2$）：$M_{xy}(t) = M_{xy}(0) e^{-t/T_2}$，表質子間相位去同調（Dephasing）的時間。
• 空間編碼：透過三維梯度磁場（切片選擇梯度 $G_{slice}$、相位編碼梯度 $G_{phase}$、頻率編碼梯度 $G_{freq}$）充填 $k$ 空間（$k$-space），再經二維／三維逆傅立葉轉換（2D/3D Inverse Fourier Transform）重建影像。

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解題方法

本題為典型的綜合申論比較題，評分關鍵在於結構分明、術語精準、物理量化公式完整、工程特性對比客觀。解題架構建議採取：

1. 個別設備深入剖析：依序說明 X 光、超音波、MRI 的「物理成像原理」、「主要優點」與「主要缺點／臨床限制」。
2. 多維度綜合對照：最後附上對比矩陣表格，從物理媒介、組織對比來源、空間解析度、軟組織對比度、時間解析度、輻射安全性、設備成本及禁忌症八大維度進行橫向對比。

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選項分析

本題為國家考試申論題，非選擇題型。針對題目要求比較的「三種影像擷取設備」，分析各系統的核心運作特性與臨床角色如下：

1. X 光造影分析：

• 物理實質為高能電磁波穿透衰減之投影。優勢在於鈣化組織與高電子密度結構之空間解析度極高（可達微米級），取像速度快（毫秒級）；但軟組織間線性衰減係數差異極小，重疊投影導致軟組織對比度極差，且具游離輻射隨機性與確定性健康效應。

2. 超音波造影分析：

• 物理實質為機械壓力波在不連續界面之散射與反射。優勢為無游離輻射、設備輕巧易攜帶、時間解析度極高（可達數十至上百 fps），能即時（Real-time）動態觀察心臟瓣膜與都卜勒血流；但衰減係數隨頻率上升呈指數劇增（$\alpha \propto f$），且當遇到骨骼（音速高、阻抗大）或空氣（阻抗極小）時產生近乎 100% 全反射，致使其後方結構完全被聲影（Acoustic Shadow）遮蔽。

3. 磁振造影分析：

• 物理實質為外加磁場下質子自旋進動與弛豫訊號。優勢為多參數成像（$T_1$ 加權、$T_2$ 加權、質子密度加權、擴散加權 DWI 等），具備無與倫比的軟組織對比解析度，且可任意角度多斷面直接造影；缺點為資料收集須遍歷 $k$ 空間，造影時間長（數分鐘至數十分鐘），極易產生運動假影（Motion Artifact），且超導強磁場帶來鐵磁性物體投射效應（Missile Effect）、體內植入物移位與組織比吸收率（SAR）過熱風險。

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解題技巧

1. 關鍵性能名詞勿混淆：

• 空間解析度（Spatial Resolution）：X 光最高（特別是乳房攝影或數位平面探測器，可達數十 $\mu\text{m}$）；MRI 與超音波次之（常規約 $0.5\text{--}1\text{ mm}$）。
• 軟組織對比解析度（Soft-tissue Contrast Resolution）：MRI 最佳；超音波次之；X 光最差。
• 時間解析度（Temporal Resolution）：超音波與即時透視 X 光極高（即時影像）；MRI 較差。

2. 答題避坑要點：

• 超音波屬於非游離輻射，但仍有生物效應（機械指數 MI 與熱指數 TI），不可答「絕對無任何物理危害」。
• MRI 使用的是射頻電磁波（RF）與靜磁場/梯度磁場，絕無游離輻射。
• 超音波介質交界面產生強反射的原因是聲阻抗差值大，而非單純密度差異。

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【答案】

一、「X 光」、「超音波」及「MRI」影像擷取設備之原理

1. X 光造影設備（X-ray Imaging）

• 成像原理：
• 利用高電壓加速電子撞擊陽極金屬靶材，釋放出高穿透性 X 光光子（Bremsstrahlung 與 Characteristic X-rays）。
• X 光束射入人體後，不同組織的原子序（$Z$）與實體密度（$\rho$）差異導致相異的線性衰減係數（$\mu$）。

核心觀念

本題評量重點為生醫訊號量測前端放大電路的設計原理，核心涵蓋三大觀念：

1. 電生理訊號之物理特性與量測瓶頸： 人體電生理訊號（如 ECG、EEG、EMG）具備微弱性（振幅約數十 $\mu\text{V}$ 至數 $\text{mV}$）、高訊號源阻抗特性，且極易受到人體空間天線效應所耦合之 $60\text{ Hz}$ 工頻交流電磁場（Power-line interference）干擾。
2. 差動放大器（DA）與儀表放大器（IA）電路組態：

• 基本差動放大器（Difference Amplifier）：以單顆運算放大器（Op-Amp）配合四個電阻構成，缺點為輸入阻抗有限且兩端不對稱。
• 經典三運算放大器儀表放大器（Three-Op-Amp Instrumentation Amplifier）：前級由兩顆具超高輸入阻抗之同相緩衝放大器構成，具 cross-coupling 電阻 $R_G$ 進行差模放大；後級由標準差動放大器抑制共模成分。

3. 共模拒斥比（Common-Mode Rejection Ratio, CMRR）定義與物理意義：

• 線性定義： $\text{CMRR} = \left| \frac{A_d}{A_{cm}} \right|$
• 分貝表示： $\text{CMRR}_{\text{dB}} = 20 \log_{10} \left| \frac{A_d}{A_{cm}} \right| = 20 \log_{10} (A_d) - 20 \log_{10} (A_{cm})$ 其中 $A_d$ 為差模增益（Differential-mode gain），$A_{cm}$ 為共模增益（Common-mode gain）。

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解題方法

本題為國家考試典型的申論與推導題，解題切入點應分為兩大部分：

1. 電路組態選擇與繪製： 題目允許選擇 IA 或 DA，在生醫儀表領域，強烈建議優先選答「三運算放大器儀表放大器（IA）」。單一 Op-Amp DA 的輸入阻抗過低（受限於周邊電阻值），會因人體皮膚-電極接觸阻抗（約數 $\text{k}\Omega \sim \text{M}\Omega$）造成嚴重的分壓衰減效應（Loading effect）；IA 的非反相輸入端直接面對訊號源，具備極高輸入阻抗（$> 10^9\ \Omega$），能完整擷取生理訊號。
2. 電路分析與增益推導： 運用理想運算放大器之「虛短路（Virtual Short）」及「虛斷路（Virtual Open）」特性，分段推導前級緩衝級與後級差動級的電壓傳遞函數，進而求出總輸出電壓 $v_o$。
3. CMRR 角色與臨床生理量測之連結： 從人體共模雜訊的來源（環境電網電容耦合至人體的位能）出發，推導輸出端雜訊與訊噪比（SNR），論證高 CMRR（生醫標準通常需 $> 100\text{ dB}$）如何保護微弱的生理差模訊號免於被雜訊淹沒或造成放大器飽和。

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試題型態與答題策略

• 題型屬性：高考三級專業科目專用申論／推導題（非選擇題）。
• 配分剖析：本題總分通常為 20 分。
• 電路圖繪製與各元件標記：佔 6 分。
• 電路組態運作說明與電壓推導：佔 6 分。
• CMRR 定義及其在電生理量測的角色探討：佔 8 分。
• 作答策略： 若僅畫出單顆 Op-Amp 的 DA，容易被閱卷委員視為普通電子學程度；畫出三顆 Op-Amp 結構的 IA，並指出 $R_G$ 的單電阻增益調整機制，最能契合「醫學儀表及測量」的考科高度。

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解題技巧

1. 圖形繪製規範： 運算放大器的同相輸入端（$+$）與反相輸入端（$-$）極性務必標註清楚。前級兩顆 Op-Amp 反相端夾著增益電阻 $R_G$；後級差動放大器的四個電阻必須成對標示相等阻值（如 $R_2$ 與 $R_3$），以確保後級共模增益理論值為 0。
2. 推導關鍵竅門： 前級推導時，利用兩顆 Op-Amp 反相端電壓分別等於輸入電壓 $v_{in1}$ 與 $v_{in2}$，流經 $R_G$ 的電流即為 $I = \frac{v_{in1} - v_{in2}}{R_G}$。此電流直接流經上下兩個 $R_1$（因無電流流入 Op-Amp），即可直接寫出前級差模輸出，省去冗長的聯立方程式。
3. 常見陷阱：

• 混淆共模訊號與差模訊號：生理電位為「兩電極間之電位差」（差模）；環境 $60\text{ Hz}$ 干擾為「人體相對大地之共同電位」（共模）。
• 忽略皮膚電極阻抗不匹配：當提到後級 CMRR 時，可補充說明前級的高輸入阻抗能避免電極不平衡阻抗將共模雜訊轉化為差模雜訊。

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【答案】

一、 儀表放大器（Instrumentation Amplifier, IA）電路組態

1. 電路架構圖

三運算放大器儀表放大器（Three-Op-Amp IA）之標準電路架構如下圖所示：