一、心阻抗图波形重建的初步探讨（论文文献综述）
颜莹莹[1]（2020）在《颅脑阻抗信号检测与脑血流参数分析方法研究》文中认为脑卒中是指颅内血管破损出血或血管内有血块,造成的以颅内出血或缺血性损伤症状为多数临床现象的病症。从病理机制及生理结构两方面来看,脑血流的参数发生异常以及脑血流的自主调节出现阻碍都是导致脑部病变的原因,从而引发脑血管病。当脑血流发生变化时,颅脑阻抗将随之改变。因此脑阻抗可用于脑卒中等脑血管类疾病的诊断和监测,脑血流阻抗检测及脑血流参数的分析,对脑血管疾病的预测、病情的发展及治疗方案的确定有着重要的临床意义。生物阻抗检测具有无创伤、安全、方便操作等优点,适合颅脑信号检测,因此本文采用四电极法测量颅脑阻抗。在进行人体实验前,通过有限元方法进行颅脑建模与仿真,结合实验,获得颅脑阻抗的变化及脑血流参数。首先,研究颅脑解剖结构及建模方法,以颅内上矢状窦静脉、乙状窦、岩上窦、横窦、Wills环血管为主,颅骨作为大脑的主体轮廓,内含脑实质,外附头皮层的三维四层颅脑模型。利用有限元仿真软件,根据真实颅脑的结构和尺寸,通过多个规则的几何图形构建包含颅内血管结构的颅脑仿真模型。其次,构建脑血流动态仿真模型。通过颅内血管的膨胀和收缩模拟脑血流的自身调节,分析脑血流阻抗变化趋势和规律。当血流量发生改变的时候,计算颅脑阻抗变化情况。将实验数据进行处理,计算得到心率、快速射血时间,收缩波高度等脑血流相关参数。再次,设计人体无创脑血流阻抗测量实验,进行颅脑阻抗测量,获得脑血流变化数据。最后,研究脑阻抗处理方法,以及脑血流参数分析。将得到的数据进行去噪、平滑等处理,在此基础上进行脑血流参数分析,与理论值进行对比获得脑血流分析结果。研究结果表明,本研究颅脑模型可以很好的模拟脑血流自主调节变化,计算得出的阻抗变化曲线及变化量与实测阻抗结果有着较高的一致性,实测阻抗得出的脑血流参数与理论值在误差允许范围内。本文的颅脑建模方法精细有效,阻抗检测方法可以反映脑血流变化,为进一步研究脑血流问题提供理论依据。
沈卓然[2]（2019）在《心阻抗血流图检测及数据分析方法研究》文中认为心血管类疾病严重威胁着人类的身心健康,且患病率与致死率居高不下。心阻抗信号与心电信号都能够客观反应人们心脏的生理状况,因此对心阻抗与心电信号进行同步检测更能了解心脏的健康状态,同时根据心阻抗信号还可计算出每搏量与心排量等血流动力学参数,检测效果比单独测量心电信号更加全面。本文首先基于阻抗法设计一套无创心阻抗血流图检测系统。系统包括硬件与软件两大部分,硬件部分主要由激励源模块、心阻抗检测电路与心电测量系统组成。为了获得频率可调以及波形稳定的正弦电压信号,选用DDS技术设计激励源;针对心阻抗检测系统的恒流源需满足高输出阻抗与高电流精度等特殊要求,结合二代电流镜设计了功耗低精度高的压控电流源;激励源输出的恒定电流注入胸腔后,检测电极采集到的胸阻抗信号经由除噪、包络检波、微分与放大后,分别获得直流阻抗、交流阻抗与其微分信号;心电测量系统主要包括放大电路、陷波滤波、右腿驱动及电平抬升等部分组成。软件部分对同步检测到的信号进行二次滤波处理,选择等波纹带阻滤波器消除工频干扰;采用巴特沃斯滤波器与高通滤波器过滤高频噪声与基线漂移并对消噪后的信号进行相关特征点定位。其次,采用心阻抗法计算每搏输出量时,左心室射血时间可在心阻抗微分图中估计得到,但有一定的不准确性。由于系统采用同步检测方式,为了降低计算误差,基于心电信号和心阻抗信号在时域上的周期性对应关系,分别对心电信号与心阻抗微分信号进行特征点标记,选取心电信号中的QT间期、QRS间期和RR间期来校准左心室射血时间,提出了一种改进的每搏输出量计算方法。最后,选用心阻抗血流图检测系统结合改进的计算方法,在四种实验状态下分别对12名健康受试者的心功能参数进行测量。结果表明:实际测量中心阻抗血流图检测系统能够完整并清晰地检测到人体胸腔内的心阻抗与心电信号,且心阻抗与心电信号间的对应关系良好;在测量状态变化时,改进方法计算的左心室射血时间更加稳定,每搏输出量的差异更明显,12名受试者的各项心脏血流动力学参数均在正常范围内。因此,本文所设计的硬件系统及提出的改进方法均可用于人体心功能参数的测量。
张亚丹[3]（2018）在《用于心脏血流动力学分析的胸部生物阻抗技术研究》文中研究表明目前,对心脏进行血流动力学分析的方法已从有创、微创的方法成功发展到无创的方法。无创法应用较广的主要有超声多普勒法和胸部生物阻抗法。胸部生物阻抗法和超声多普勒法相比,有易操作、可长时连续测量等优点,但目前由于胸部生物阻抗法的发展尚未完全成熟,临床应用中还存在测量准确度不够理想、鲁棒性不够好等问题,故如何改良胸部生物阻抗法的测量准确率,发挥其应有的临床价值是目前亟待解决的问题。针对此问题,本文做了如下工作:1.对心脏血流动力学研究的内容、相关参数代表的生理意义、临床应用价值及现阶段的研究方法进行了分析;2.对胸部生物阻抗法计算心脏血流动力学参数的生理原理进行了介绍并指出对心电信号和心阻抗微分信号特征的准确识别是各参数准确计算的前提;3.设计了自适应集合经验模态分解和小波阈值相结合的算法完成了对心电信号和心阻抗微分信号的降噪以保证对其特征信息的准确提取;4.在自适应集合经验模态分解的基础上,根据心电信号和心阻抗微分信号及分解后的各级信号的频率特点,选择分解后的特定层级的信号作为不同特征波的检测层,结合差分法和自适应分段技术检测各个特征点,通过MIT-BIH数据库中的各类信号和临床采集的不同形态的病理信号的验证,QRS波、T波、P波的识别准确率分别可达99.94%、99.86%、99.70%,心阻抗微分信号的节拍特征识别准确率总体可达99.72%,较实验仪器现用算法有明显改进;5.探讨了血流动力学参数的计算方法并设计了GUI界面以呈现参数的计算结果,并从部分病例的病症类型出发,论证了各参数的临床应用意义,此外,以射血分数为例,对基于胸部生物阻抗法和超声多普勒法进行了Bland-Altman一致性分析,结果表明本文算法优化下的胸部生物阻抗法计算出的射血分数与现阶段临床上应用广泛的心脏彩超计算出的射血分数具有较好的一致性,证明了本文算法下的基于胸部生物阻抗技术计算心脏血流动力学参数的可靠性。
况世江,况南珍,赵慧,王自敏,陈琦,况明星[4]（2018）在《用重建心阻抗图测量心脏效率和内功的初步研究》文中研究表明目的探讨无损伤测量心脏效率和内功的方法。方法基于生理学的相关资料和大量测量数据的统计分析,提出测量心脏效率和内功的计算方法,测量180例健康成人志愿者和181例心血管患者（高血压病患者51例,冠心病患者58例,心功能不全患者72例）的重建心阻抗图,用其相关波形参数计算心脏效率、内功、心输出量等,利用统计软件SPSS12.0完成统计分析。结果180例健康志愿者的心脏效率和内功分别为（22.7±2.0）%和（242.6±62.2）J·min-1;心脏效率随年龄的增大而减小,内功则随年龄增大而增大,且青年组与老年组之间有显着性差异[（218.8±45.1）J·min-1比（266.9±66.4）J·min-1,P<0.01];男性组和女性组心脏效率比较差异无统计学意义（P>0.05）,男性组的内功显着大于女性组（P<0.01）。高血压病、冠心病、心功能不全患者的心脏效率分别为（16.9±2.7）%、（19.1±2.4）%、（17.2±3.2）%,均显着小于老年组（P<0.001）。结论本文测量心脏效率和内功的方法是可行的。
况世江,赵慧,程晓玲,王自敏,张婷,况明星[5]（2018）在《用重建心阻抗图测量心脏耗氧量的初步探讨》文中研究指明目的探讨无损伤测量心脏耗氧量的方法。方法测量180例正常成人（分为青年组、中年组、老年组,各年龄组内男女各30例）的重建心阻抗图的相关波形参数,利用心脏效率公式和氧热价,计算心脏耗氧量（CVO）和心脏耗氧量指数（CVI）,利用SPSS12.0软件进行统计分析。结果 180例正常成人的CVO为（15.4±3.6）mL·min-1,CVI为（2.64±0.49）mL·L-1。这些测量结果都随年龄的增大而增大,且青年组与老年组之间有显着差异（P<0.001）。男性组的CVO显着大于女性组（P<0.001）,但对于CVI,在男性组和女性组之间差异无统计学意义（P>0.05）。结论本文的测量方法可以用于测量心脏耗氧量。
况世江[6]（2018）在《六导联胸部阻抗图同步测量的设计》文中研究表明胸部阻抗图,又称为心阻抗图,它是从胸部体表无创伤测量得到的阻抗变化曲线,是人体生物信息检测和分析的热门研究内容之一。胸部阻抗图间接地反应了人体胸腔内部,心脏和各类大血管的容积变化关系,与心血管的生理活动以及病理变化具有密切关联,包含有丰富的心血管活动信息。在临床上,胸部阻抗图可以用于测量心脏功能以及连续监护病患血流动力学变化。该检测技术有诸多优点,无创伤性,重复性好,成本低廉,可连续监测,操作简便等,因此受到国内外临床医疗工作者和生物信息检测工程的广泛重视。本文介绍了胸部阻抗图的测量原理,导出了胸部体表阻抗变化与胸腔内血管容积变化在数值上成正比的关系。这表明,胸部体表阻抗变化与胸腔内血管容积变化的变化规律相似,因而它可以间接地反应胸腔内血管的容积变化。文中还介绍了测量胸部阻抗图的两种方法,测量时有效值恒定的微弱交变电流送入人体胸部,将胸部阻抗转换为电压,经放大、检波后,可分别得到对应于基础阻抗和阻抗变化的电压信号。基于上述胸部阻抗图的测量原理和方法,本文设计了六导联胸部阻抗图同步测量的装置,它主要包括三方面的内容:（1）六导联阻抗信号检测方式:由15个电极组成,电流电极3个（I1、I2、I2’）,颈电极6个（E1、E2、E3、E4、E5、E6）,胸电极6个（E1’、E2’、E3’、E4’、E5’、E6’）。其中电流电极I1为半圆环形,位于头额部,I2和I2’为心电图方片电极,附着在左、右小腿内侧,且用导线相连。颈检测电极和胸检测电极均为一次性AG/AgCl粘贴性电极,其中颈检测电极E1、E2、E3、E4、E5、E6贴于颈根部,胸检测电极E1’、E2’、E3’、E4’、E5’、E6’贴于胸部体表剑突下缘水平。（2）测量装置的硬件组成:它主要包括交流恒流源、六路结构和性能相同的阻抗检测电路、心电和心音放大器、温度校正电路、直流变换隔离电源、USB光隔离16位A/D采集卡、医用220V交流隔离电源、计算机、显示器、打印机、导联线、心音传感器等。重点解决了两个问题:一是确保人体测量安全;二是心电、阻抗信号的抗干扰问题。（3）采集的软件设计:本软件是在Visual Studio.NET平台上用C++语言编程,要求可在Win10、Win7、XP等系统中运行。它主要包括变量和函数的定义、输入人体信息、波形图的同步采集、波形的滤波和微分、波形参数的测量、波形图的显示、数据保存等程序。本文设计可以从胸部体表对称位置同步测量六路胸部混合阻抗变化,为胸部阻抗分离方程组的常数项提供数据。波形重建得到的各阻抗变化分量的波形图可以反应胸腔内心脏和血管的生理活动过程。
肖秋金[7]（2016）在《从胸部体表测量的混合阻抗变化中分离出主动脉、肺部大血管、心室阻抗变化分量的研究》文中进行了进一步梳理目的:心阻抗图是从胸部体表测量的阻抗变化曲线。由于它间接地反映了人体胸腔内心脏和各大血管的容积变化,与心血管的生理活动和病理变化密切相关,所以它携带着心脏和血管活动的丰富信息。因而,心阻抗图可以无创伤地测量心输出量等心功能参数和监护血流动力学变化,是一项具有诱人前景的检测技术。但大量的研究已证明,用现有方法测量的心阻抗图主要是主动脉、左、右侧肺部大血管和左、右心室容积变化共同产生的混合阻抗变化,将它当作主动脉容积变化引起的,在理论上是不合理的。由它得到的心功能结果,既有左心的作用,又有右心的作用,缺乏唯一性。如何从胸部体表的混合信号中分离左心、右心以及大血管所对应的阻抗变化,解决心阻抗图测量中存在的非唯一性问题,是本课题研究的目的。方法:1、以装满稀盐水溶液的塑料圆桶模拟胸腔,在桶内安放不同规格的铜棒以模拟胸腔内血管不同的状态,测量不同状态下的电阻抗值,分析胸部体表测量的阻抗变化与胸腔内血管本身阻抗变化的关系。2、设计六导联方式检测胸部体表阻抗模型,建立六个联立方程组,参考代数重构方法求解方程组,从六导联同步检测的胸部体表混合阻抗变化中分离出主动脉（AO）、左侧肺部大血管（PL）、右侧肺部大血管（PR）、左心室（LV）、右心室（RV）的五个阻抗变化分量。3、选取6只成年犬,参考人体左心导管的常规方法,将导管送至左心室内,刺激室壁诱发室性早搏,人工改变心搏出量,测量分离出的AO、PL、PR微分图C波早搏及早搏后的幅度变化。4、分老、中、青三个年龄组测量180例正常成人重建心阻抗微分图,并对C波、X波、b波、O波幅度、Q-C间期、Q-b间期等进行了统计分析。5、对比测量了心功能正常受试者和心功能不全患者的重建微分图,利用上述五个阻抗变化分量的o波叠加,分析胸部体表混合阻抗波形图中正常o波和异常o波形成的机理。结果:1、单根血管产生的胸部阻抗变化与血管本身的阻抗变化对基础阻抗的比值Δzb/zb0成正比,与血管的长度（lb）和胸部体表两检测电极之间的基础阻抗（zs0）成正比,与血管到两检测电极连线的距离（d）成反比。多根血管共同引起的胸部阻抗变化Δzs等于各血管分别在胸部体表产生的阻抗变化（Δzbs1,Δzbs2,Δzbs3,...）的代数和。2、重建心阻抗容积图中,左、右心室分量的主波与血管分量的主波反相位;心室阻抗变化分量的波形图与生理学所描绘的心室容积变化波形图,以及核素法测量的心室容积变化波形图的形态基本一致。重建得到的心室分量的最低点与心室容积最小的状态在时相上基本一致。3、早搏时ao分量的微分图c波幅度下降为80.1±21.2%,pl为26.1±23.5%,pr为23.4±26.4%。早搏后ao分量的微分图c波幅升高为47.1±19.4%,pl、pr分量分别增高21.4±11.8%、14.3±9.2%。早搏时及早搏后pl分量、pr分量的c波变化幅度均较ao分量低,p均<0.001。4、正常人群的五个阻抗变化分量中,主动脉变化分量ao的c波幅度最大,左、右肺部大血管分量pl和pr的次之,心室分量lv和rv的最小。各阻抗变化分量的c波和x波幅度以及心室分量的b波和o波幅度都随年龄的增大而下降（且青年组和老年组之间有显着性差异,p<0.02）。心室分量lv和rv的o波幅度显着地大于血管分量ao、pl、pr的o波幅度,p<0.001。5、在胸部阻抗微分图中,正常对照组的c波幅度显着地大于患者组的c波幅度（p<0.001）,而正常组的o波幅度显着小于患者组的o波幅度（p<0.05）。在重建心阻抗微分图中,正常对照组血管阻抗变化分量（ao、pl和pr）的o波幅度小于心室阻抗变化分量lv和rv的o波幅度（p<0.001）。正常组lv和rv的o波幅度大于患者组的o波幅度（p<0.01）。患者组ao、pl、pr的o波和O/C大于正常组的O波和O/C（P<0.001）。结论:本研究采用心阻抗图波形重建的方法,从胸部体表混合阻抗变化中分离出了主动脉（AO）、左侧肺部大血管（PL）、右侧肺部大血管（PR）、左心室（LV）、右心室（RV）的五个阻抗变化分量的波形图,波形图分析及犬的动物实验研究表明,重建出心阻抗容积图能够反应胸腔内心血管的生理活动,初步解决了心阻抗图中测量的非唯一性问题。同时研究表明心阻抗微分图中的O波是由血管分量、心室分量O波叠加而形成的,肺部血管分量的O/C比值可作为评价左室舒张功能的指标。
赵越[8]（2015）在《心阻抗检测及其信号分析方法研究》文中提出随着社会的快速发展、生活节奏生活方式的改变、人口老龄化现象的加剧，心血管疾病成为人类健康的最大威胁。如今，心血管类疾病严重影响了人们的生活质量，面对心血管疾病高发的情况，全面评价心功能、对心血管疾病做出前瞻性预警有着十分重要的现实意义。心阻抗法（Impedance Cardiogram, ICG）是一种评价心血管功能的无创性方法，心阻抗信号作为一项心脏功能评估参数，它从血流动力学方面评价心功能，对心血管疾病诊查具有重要的研究意义和临床价值。但是心阻抗信号微弱，易受呼吸等干扰，制约了该技术的临床应用。本文基于心阻抗信号的特点，提出了一种心阻抗和心电信号同步采集和处理的方法。首先基于四电极法搭建采集心阻抗并配合同步采集心电信号的采集系统。其次对胸腔阻抗信号进行噪声和频谱分析，然后基于小波变换设计了心阻抗提取方法，从胸腔混合阻抗中提取心阻抗信号，并结合心电信号标校，获取心阻抗一阶微分信号特征点，完成心功能参数的计算。针对肺部对胸腔阻抗信号的影响，本文设计了自然呼吸、屏息状态、呼吸率10次/分、呼吸率6次/分四种呼吸状态，采集32位受试者在四种呼吸状态下的胸腔阻抗信号及同步心电信号，总计256组数据。结果表明胸腔阻抗信号完全符合实验方案的设定，验证了信号采集方法的可靠性；心功能参数处于正常范围内，验证了心阻抗信号提取、特征点提取算法的准确性。本研究验证了该系统用于准确、客观、全面地分析心功能的可行性，也为利用该系统进行进一步样本扩大实验和研究奠定基础。
鄢韵芝,迟海霞,舒实,万晓丹,林月平[9]（2010）在《六导联胸部阻抗图的初步探讨》文中提出目的探讨六导联胸部阻抗图的波形和波幅。方法用12个电压电极和3个电流电极组成的六导联方式测量63例正常健康成人的胸部阻抗容积图,按性别分组统计测量结果。结果各导联阻抗波的基本形态相似,基础阻抗Z0、C波幅度△ZC基本一致（P>0.05）;第1导联（E1-E1′）的V波幅度△ZV和比值V/C最大,而第4导联（E4-E4′）的最小,两者比较差异有显着性（P<0.01）;第1导联（E1-E1′）的FT最小,而第5导联（E5-E5′）的最大,其中男性组差异有显着性（P<0.05）,女性组差异无显着性意义（P>0.05）;女性的Z0、△ZC均显着地高于男性（P<0.05）。结论六导联胸部阻抗图可为心阻抗图波形重建提供原始数据。
崔超英,杨莲芳,肖伟,罗勤,肖晴[10]（2007）在《重建心阻抗容积图的初步探讨》文中研究说明目的探讨重建心阻抗容积图的波形、波幅。方法用15个电极法同步检测胸部体表6个导联的阻抗变化,通过波形重建,得到重建心阻抗容积图。对180例正常成人的波形图进行统计分析。结果重建心阻抗容积图有主动脉（AO）、左侧肺部血管（PL）、右侧肺部血管（PR）、左心室（LV）、右心室（RV）5个阻抗变化分量;心室分量LV、RV的基本波形与血管分量AO、PL、PR的基本波形反相位,LV、RV的负峰点与第二心音基本对齐;在5个分量中AO的波幅最大,PL、PR次之,LV、RV最小。结论重建心阻抗容积图能够反映心血管活动的生理过程和变化。
二、心阻抗图波形重建的初步探讨（论文开题报告）
（1）论文研究背景及目的
此处内容要求：
首先简单简介论文所研究问题的基本概念和背景，再而简单明了地指出论文所要研究解决的具体问题，并提出你的论文准备的观点或解决方法。
写法范例：
本文主要提出一款精简64位RISC处理器存储管理单元结构并详细分析其设计过程。在该MMU结构中,TLB采用叁个分离的TLB,TLB采用基于内容查找的相联存储器并行查找,支持粗粒度为64KB和细粒度为4KB两种页面大小,采用多级分层页表结构映射地址空间,并详细论述了四级页表转换过程,TLB结构组织等。该MMU结构将作为该处理器存储系统实现的一个重要组成部分。
（2）本文研究方法
调查法：该方法是有目的、有系统的搜集有关研究对象的具体信息。
观察法：用自己的感官和辅助工具直接观察研究对象从而得到有关信息。
实验法：通过主支变革、控制研究对象来发现与确认事物间的因果关系。
文献研究法：通过调查文献来获得资料，从而全面的、正确的了解掌握研究方法。
实证研究法：依据现有的科学理论和实践的需要提出设计。
定性分析法：对研究对象进行“质”的方面的研究，这个方法需要计算的数据较少。
定量分析法：通过具体的数字，使人们对研究对象的认识进一步精确化。
跨学科研究法：运用多学科的理论、方法和成果从整体上对某一课题进行研究。
功能分析法：这是社会科学用来分析社会现象的一种方法，从某一功能出发研究多个方面的影响。
模拟法：通过创设一个与原型相似的模型来间接研究原型某种特性的一种形容方法。
三、心阻抗图波形重建的初步探讨（论文提纲范文）
（1）颅脑阻抗信号检测与脑血流参数分析方法研究（论文提纲范文）
| 摘要 |
| Abstract |
| 第1章 绪论 |
| 1.1 颅脑阻抗检测的研究意义 |
| 1.2 颅脑阻抗检测国内外研究现状 |
| 1.3 本文研究的主要内容及结构安排 |
| 第2章 颅脑阻抗检测及脑血流参数分析原理 |
| 2.1 颅脑阻抗检测基础 |
| 2.1.1 常见的颅脑疾病 |
| 2.1.2 颅脑阻抗检测及颅脑阻抗变化 |
| 2.1.3 颅脑解剖结构 |
| 2.2 颅脑阻抗检测基本理论 |
| 2.2.1 人体组织电阻抗基本理论 |
| 2.2.2 生物阻抗测量的基本方法 |
| 2.2.3 脑部组织的电导率参数 |
| 2.3 脑血流参数分析原理 |
| 2.3.1 生物阻抗图与导纳图 |
| 2.3.2 脑血流参数的分析 |
| 2.4 本章小结 |
| 第3章 颅脑阻抗检测模型的构建 |
| 3.1 颅脑模型的构建 |
| 3.1.1 颅内血管结构 |
| 3.1.2 颅内血管构建 |
| 3.1.3 颅骨层、头皮层、脑实质的构建 |
| 3.2 颅脑血流变化建模 |
| 3.2.1 颅脑血流变化分析 |
| 3.2.2 颅脑模型动态建模 |
| 3.3 仿真结果与分析 |
| 3.3.1 颅脑仿真结果分析 |
| 3.3.2 动态颅脑仿真结果分析 |
| 3.3.3 脑血流参数分析 |
| 3.4 本章小结 |
| 第4章 颅脑阻抗测量 |
| 4.1 颅脑阻抗概述 |
| 4.2 测量条件及方法 |
| 4.3 电磁兼容及抗干扰方法 |
| 4.4 实验结果记录 |
| 4.5 本章小结 |
| 第5章 脑血流参数分析 |
| 5.1 颅脑阻抗数据处理 |
| 5.1.1 去除阻抗信号基线漂移 |
| 5.1.2 高斯平滑滤波去除毛刺 |
| 5.2 脑阻抗血流数据分析 |
| 5.3 本章小结 |
| 第6章 总结 |
| 参考文献 |
| 在学研究成果 |
| 致谢 |
（2）心阻抗血流图检测及数据分析方法研究（论文提纲范文）
| 摘要 |
| Abstract |
| 第1章 绪论 |
| 1.1 论文研究背景 |
| 1.2 心阻抗研究的意义 |
| 1.3 心阻抗的研究发展与现状 |
| 1.3.1 国外研究发展与现状 |
| 1.3.2 国内研究发展与现状 |
| 1.4 本文研究的主要内容及章节安排 |
| 第2章 心阻抗基本原理 |
| 2.1 心阻抗血流图简介 |
| 2.2 每搏输出量的计算模型 |
| 2.2.1 三元件模型及Nyboer理论 |
| 2.2.2 Kubicek计算方法 |
| 2.2.3 Sramek计算方法 |
| 2.3 心阻抗信号的检测方法 |
| 2.3.1 电桥法 |
| 2.3.2 直接式二电极法 |
| 2.3.3 四电极测量法 |
| 2.3.4 六电极检测法 |
| 2.3.5 八电极法 |
| 2.4 同步心电信号的采集方法 |
| 2.5 本章小结 |
| 第3章 心阻抗与心电信号同步检测系统设计 |
| 3.1 心阻抗信号测量系统激励源设计 |
| 3.1.1 DDS技术合成正弦波 |
| 3.1.2 V-I转换电路 |
| 3.1.3 恒流源性能测试 |
| 3.2 心阻抗信号检测部分设计 |
| 3.2.1 心阻抗信号预处理 |
| 3.2.2 陷波去噪系统 |
| 3.2.3 主放大器 |
| 3.2.4 半波检波电路 |
| 3.2.5 有源微分电路 |
| 3.2.6 低通滤波器 |
| 3.3 心电信号测量系统 |
| 3.3.1 心电信号预处理 |
| 3.3.2 右腿驱动电路 |
| 3.3.3 电平抬升部分 |
| 3.4 A/D转换 |
| 3.5 本章小结 |
| 第4章 数据处理与改进心功能参数计算方法 |
| 4.1 信号采集模块 |
| 4.2 信号除噪方法研究 |
| 4.3 数据处理模块 |
| 4.3.1 心率分析 |
| 4.3.2 信号特征点标记 |
| 4.4 改进每搏输出量计算方法 |
| 4.5 本章小结 |
| 第5章 心阻抗测量实验与数据分析 |
| 5.1 心功能各项生理参数 |
| 5.2 实验方案设计 |
| 5.3 实验与结果分析 |
| 5.3.1 心功能参数计算结果 |
| 5.3.2 实验数据的对比与分析 |
| 5.4 本章小结 |
| 第6章 工作总结 |
| 参考文献 |
| 在学研究成果 |
| 致谢 |
（3）用于心脏血流动力学分析的胸部生物阻抗技术研究（论文提纲范文）
| 中文摘要 |
| 英文摘要 |
| 1 绪论 |
| 1.1 研究背景 |
| 1.2 心脏血流动力学分析及其临床应用 |
| 1.2.1 心脏血流动力学研究内容 |
| 1.2.2 心脏血流动力学分析的临床应用 |
| 1.3 心脏血流动力学分析方法及研究现状 |
| 1.4 论文结构 |
| 1.5 本章小结 |
| 2 心脏的生理研究 |
| 2.1 心脏的电活动分析 |
| 2.2 心脏的机械活动分析 |
| 2.3 心脏电活动和机械活动间的联系 |
| 2.4 基于胸部生物阻抗法的心脏血流动力学分析 |
| 2.5 本章小结 |
| 3 ECG和ICG的降噪研究 |
| 3.1 ECG和ICG信号中的噪声分析 |
| 3.2 ECG和ICG信号的降噪研究现状 |
| 3.2.1 ECG信号降噪研究现状 |
| 3.2.2 ICG信号降噪研究现状 |
| 3.3 ECG和ICG信号的预处理算法设计 |
| 3.3.1 自适应集合经验模态分解 |
| 3.3.2 小波阈值降噪 |
| 3.3.3 基于AEEMD_WT的降噪算法设计 |
| 3.4 基于AEEMD_WT算法的降噪效果验证 |
| 3.4.1 信号来源 |
| 3.4.2 ECG信号的降噪及效果分析 |
| 3.4.3 ICG信号的降噪及效果分析 |
| 3.5 本章小结 |
| 4 ECG和ICG的特征点识别研究 |
| 4.1 ECG和ICG的特征点识别研究现状 |
| 4.1.1 ECG信号特征点检测研究现状 |
| 4.1.2 ICG特征点研究现状 |
| 4.2 ECG的特征点提取及结果分析 |
| 4.2.1 基于AEEMD_D_AS的病理性ECG信号特征检测算法设计 |
| 4.2.2 病理性ECG信号特征检测算法验证结果及分析 |
| 4.3 ICG的特征点提取及结果分析 |
| 4.3.1 基于AEEMD_DM的ICG信号特征点识别算法设计 |
| 4.3.2 ICG信号特征检测算法验证过程及分析 |
| 4.4 本章小结 |
| 5 心脏血流动力学参数的计算及分析 |
| 5.1 心脏血流动力学参数的计算 |
| 5.1.1 泵功能参数 |
| 5.1.2 收缩、舒张功能参数 |
| 5.1.3 负荷参数 |
| 5.1.4 其他参数 |
| 5.2 心脏血流动力学参数的计算结果及分析 |
| 5.2.1 界面设计 |
| 5.2.2 参数计算结果 |
| 5.3 EF计算结果的可靠性验证 |
| 5.3.1 Bland-Altman一致性分析 |
| 5.3.2 两种测量方法的一致性分析 |
| 5.4 本章小结 |
| 6 总结与展望 |
| 致谢 |
| 参考文献 |
| 附录 |
| A 附表5.1 |
| B 作者在攻读硕士学位期间发表的论文及专利目录 |
| C 参与的项目 |
（4）用重建心阻抗图测量心脏效率和内功的初步研究（论文提纲范文）
| 1 资料与方法 |
| 1.1 计算方法 |
| 1.1.1 心脏做功的概念 |
| 1.1.2 心脏效率的计算方法 |
| 1.2 测量方法和仪器 |
| 1.3 测量对象 |
| 1.4 统计学方法 |
| 2 结果 |
| 3 讨论 |
（5）用重建心阻抗图测量心脏耗氧量的初步探讨（论文提纲范文）
| 1 资料与方法 |
| 1.1 计算方法 |
| 1.2 测量方法和仪器 |
| 1.3 测量对象 |
| 1.4 统计学方法 |
| 2 结果 |
| 3 讨论 |
（6）六导联胸部阻抗图同步测量的设计（论文提纲范文）
| 摘要 |
| abstract |
| 第1章 引言 |
| 1.1 胸部阻抗图的基本概念 |
| 1.2 胸部阻抗图的临床应用 |
| 1.3 传统胸部阻抗图的非唯一性问题 |
| 1.3.1 胸部阻抗变化的混合特性 |
| 1.3.2 解决非唯一性问题的研究进展 |
| 1.4 本文的研究内容和工作 |
| 第2章 胸部阻抗图的测量原理 |
| 2.1 胸部阻抗变化与血管容积变化的关系 |
| 2.1.1 离体血管的阻抗变化方程 |
| 2.1.2 胸部并联模型的阻抗变化方程 |
| 2.1.3 恒流法测量的胸部阻抗变化方程 |
| 2.2 胸部阻抗图的测量方法 |
| 2.2.1 Kubicek法和Sramek法 |
| 2.2.2 阻抗变化转换为电压变化 |
| 2.2.3 胸部阻抗图测量的组成框图 |
| 2.3 心电图和心音图的测量简介 |
| 2.3.1 心电图的测量原理 |
| 2.3.2 心音图的测量原理 |
| 第3章 测量硬件的设计 |
| 3.1 测量硬件的设计方案 |
| 3.1.1 测量硬件的基本组成 |
| 3.1.2 六导联阻抗检测电极系统 |
| 3.1.3 光隔离16位采集卡USB280822 |
| 3.1.4 仪表运算放大器芯片INA128233.1.5 测量电路的技术性能要求 |
| 3.2 阻抗检测电路 |
| 3.2.1 恒流源电路 |
| 3.2.2 前置放大器和检波电路 |
| 3.2.3 低频放大电路 |
| 3.3 心电和心音检测电路 |
| 3.3.1 心电测量电路 |
| 3.3.2 心音测量电路 |
| 第4章 测量软件的设计 |
| 4.1 测量软件的设计方案 |
| 4.1.1 测量软件的基本组成 |
| 4.1.2 模/数转换卡USB2808的采集流程 |
| 4.2 测量的主要程序 |
| 4.2.1 十五路信号的同步采集程序 |
| 4.2.2 心电、阻抗、心音的显示程序 |
| 4.2.3 阻抗图的微分和平滑程序 |
| 4.2.4 波形参数测量程序 |
| 第5章 测量结果 |
| 5.1 六导联胸部阻抗图的测量 |
| 5.1.1 检测对象和测量方法 |
| 5.1.2 胸部阻抗容积图 |
| 5.1.3 胸部阻抗微分图 |
| 5.2 重建胸部阻抗图的波形 |
| 5.2.1 重建胸部阻抗容积图 |
| 5.2.2 重建胸部阻抗微分图 |
| 第6章 总结与展望 |
| 6.1 总结 |
| 6.2 展望 |
| 致谢 |
| 参考文献 |
（7）从胸部体表测量的混合阻抗变化中分离出主动脉、肺部大血管、心室阻抗变化分量的研究（论文提纲范文）
| 摘要 |
| ABSTRACT |
| 第1章 引言 |
| 1.1 电阻抗测量技术的发展概况 |
| 1.2 传统心阻抗图介绍 |
| 1.2.1 常用的测量方法 |
| 1.2.2 心阻抗微分波形图 |
| 1.2.3 胸部的基础阻抗 |
| 1.3 测量心输出量的阻抗公式 |
| 1.3.1 Nyboer阻抗方程 |
| 1.3.2 Kubicek心搏出量公式 |
| 1.3.3 对心搏出量计算公式的改进 |
| 1.4 胸部体表心阻抗图的非唯一性 |
| 1.4.1 胸部阻抗变化的混合特性 |
| 1.4.2 解决非唯一性问题的研究进展 |
| 1.5 本文的研究内容和工作 |
| 第2章 胸部体表阻抗变化形成机理的研究 |
| 2.1 胸部体表阻抗变化的形成机理 |
| 2.1.1 血管阻抗变化转换为体表电压变化 |
| 2.1.2 单根血管在胸部体表产生的阻抗变化 |
| 2.1.3 多根血管在胸部体表产生的阻抗变化 |
| 2.2 静态阻抗模型实验 |
| 2.2.1 实验装置和器材 |
| 2.2.2 实验方法和步骤 |
| 2.2.3 结果 |
| 第3章 心阻抗图波形重建方法的研究 |
| 3.1 对称的六导联方式检测阻抗信号 |
| 3.1.1 检测电极的放置方法 |
| 3.1.2 阻抗检测电极带的制作 |
| 3.2 波形重建的实验装置 |
| 3.2.1 波形重建装置的硬件组成 |
| 3.2.2 波形重建装置的软件说明 |
| 3.3 胸部阻抗波形重建的方法 |
| 3.3.1 胸部阻抗重建方程组的建立 |
| 3.3.2 阻抗波形重建的计算方法 |
| 3.3.3 重建心阻抗图的结果 |
| 第4章 重建心阻抗图的实验研究 |
| 4.1 血管分量的动物实验 |
| 4.1.1 实验材料 |
| 4.1.2 实验方法 |
| 4.1.3 实验结果 |
| 4.2 正常重建心阻抗微分图的分析 |
| 4.2.1 检测对象 |
| 4.2.2 测量方法 |
| 4.2.3 测量结果 |
| 4.3 心阻抗微分图O波形成机制的研究 |
| 4.3.1 检测对象 |
| 4.3.2 测量方法 |
| 4.3.3 测量结果 |
| 第5章 讨论 |
| 5.1 静态阻抗模型实验 |
| 5.2 心阻抗图波形重建方法的研究 |
| 5.3 血管分量的动物实验 |
| 5.4 正常重建心阻抗微分图的分析 |
| 5.5 心阻抗微分图O波形成机制的研究 |
| 第6章 结论 |
| 6.1 结论 |
| 6.2 进一步研究 |
| 致谢 |
| 参考文献 |
| 攻读学位期间的研究成果 |
| 综述 |
| 参考文献 |
（8）心阻抗检测及其信号分析方法研究（论文提纲范文）
| 摘要 |
| Abstract |
| 第1章 绪论 |
| 1.1 心阻抗与心电信号采集与分析的意义 |
| 1.2 心阻抗研究的背景及发展现状 |
| 1.3 心阻抗的应用前景 |
| 1.4 本论文主要工作内容及结构安排 |
| 第2章 心阻抗检测方法及系统研究 |
| 2.1 心脏生理模型 |
| 2.2 心阻抗产生机理 |
| 2.2.1 生物阻抗产生生理模型 |
| 2.2.2 心阻抗产生原理 |
| 2.3 心阻抗检测方法 |
| 2.3.1 阻抗测量原理 |
| 2.3.2 直接式二电极法检测心阻抗 |
| 2.3.3 四电极法检测心阻抗 |
| 2.3.4 六电极法检测心阻抗 |
| 2.4 本文心阻抗检测系统 |
| 2.4.1 心阻抗检测系统 |
| 2.4.2 基于心电信号校准的心阻抗检测系统 |
| 2.5 本章小结 |
| 第3章 心阻抗信号的处理及分析方法 |
| 3.1 心阻抗数据采集方案 |
| 3.1.1 呼吸状态设定 |
| 3.1.2 数据采集过程 |
| 3.2 胸腔阻抗信号噪声分析 |
| 3.3 小波变换基本知识 |
| 3.3.1 小波变换的基本原理 |
| 3.3.2 小波基 |
| 3.3.3 多分辨率分析和 Mallat 算法 |
| 3.3.4 小波变换去噪声方法 |
| 3.4 基于小波变换的心阻抗信号的提取方法 |
| 3.4.1 胸腔阻抗信号去噪 |
| 3.4.2 心阻抗信号的提取 |
| 3.5 心阻抗微分信号特征点提取方法 |
| 3.6 心功能参数的计算 |
| 3.7 本章小结 |
| 第4章 心阻抗测量实验结果分析 |
| 4.1 胸腔阻抗信号数据结果 |
| 4.2 心阻抗数据分析 |
| 4.3 心功能参数的分析 |
| 4.3.1 心率分析 |
| 4.3.2 每搏输出量、每分输出量数据结果 |
| 4.3.3 每搏输出量、每分输出量数据分析 |
| 4.4 本章小结 |
| 第5章 总结与展望 |
| 5.1 工作总结 |
| 5.2 展望 |
| 参考文献 |
| 在学研究成果 |
| 致谢 |
四、心阻抗图波形重建的初步探讨（论文参考文献）
- [1]颅脑阻抗信号检测与脑血流参数分析方法研究[D]. 颜莹莹. 沈阳工业大学, 2020(01)
- [2]心阻抗血流图检测及数据分析方法研究[D]. 沈卓然. 沈阳工业大学, 2019(08)
- [3]用于心脏血流动力学分析的胸部生物阻抗技术研究[D]. 张亚丹. 重庆大学, 2018(04)
- [4]用重建心阻抗图测量心脏效率和内功的初步研究[J]. 况世江,况南珍,赵慧,王自敏,陈琦,况明星. 南昌大学学报(医学版), 2018(01)
- [5]用重建心阻抗图测量心脏耗氧量的初步探讨[J]. 况世江,赵慧,程晓玲,王自敏,张婷,况明星. 南昌大学学报(医学版), 2018(01)
- [6]六导联胸部阻抗图同步测量的设计[D]. 况世江. 南昌大学, 2018(05)
- [7]从胸部体表测量的混合阻抗变化中分离出主动脉、肺部大血管、心室阻抗变化分量的研究[D]. 肖秋金. 南昌大学, 2016(01)
- [8]心阻抗检测及其信号分析方法研究[D]. 赵越. 沈阳工业大学, 2015(07)
- [9]六导联胸部阻抗图的初步探讨[J]. 鄢韵芝,迟海霞,舒实,万晓丹,林月平. 南昌大学学报(医学版), 2010(02)
- [10]重建心阻抗容积图的初步探讨[J]. 崔超英,杨莲芳,肖伟,罗勤,肖晴. 江西医学院学报, 2007(06)