设备对象，并返回其设备对象句柄。返回值如果执行成功，则返回设备对象标识值句柄如果执行失败，则返回。表调用时的函数参数变量名类型变化范围描述从开始的整数位高速卡的序号的电路原理如图所示。图直接式四电极二电极法测量电路由震荡器输出的高频电流通过两个电阻对称地馈送到被测阻抗之间，设被测阻抗为，由于远大于，因此被测阻抗中电流的大小主要取式可以改写为式表示容积的变化与电阻的变化成正比，负号表示容积的增加将导致电阻的降低。心阻抗波动的测量心阻抗的测量般采用直接式二电极和四电极法。直接式四电极和二电极阻抗法测量当容积的前后变化与实际容积比值很小时，即与的绝对值相差很小，即可认为代入式得导体体积如果圆柱体导体的长度不变，容积的变化只是横截面积的变化，则可导出电阻变化与容积变化的关系式。设，是容积变化前后的电阻分别为变化前后的容积，则情况，即心脏的泵血功能。根据物理学的概念，圆柱形导体的电阻决定于该导体的电阻率长度及其横截面积，其关系为式中电阻率导体截面积导体长度变化，从而引起胸腔阻抗规律性的变化。将这种阻抗的变化记录下来，形成个阻抗变化的描记图，即阻抗血流图。通过阻抗血流图可以间接推测心脏的主肺动脉的血流抗变化。身体的节段或区域，当由于种原因主要是血液的流动引起其容积的扩大和缩小时，该节段的电阻抗时性也随之变化。当把胸腔看作是个近似的圆柱体时，心脏的泵血功能使这个圆柱体的容积发生着规律性的用于阻抗血流图的滤波，强噪声背景下的各种相关生物医学信号的提取采集和低噪声放大，设计了套硬件系统和软件系统。基本理论与信号处理方法心阻抗波动的原理心阻抗波动的基本原理是基于生物体容积变化时引起的电阻本文对各相关波形的识别算法进行了深入的研究，同时也对仪器的研制方法进行了大量的研究，主要解决了以下几个问题利用小波变换系数模极大值法进行阻抗血流图的多尺度边缘检测，基于小波变换的双通道正交滤波器组应得国内这方面未形成产业，形成各自为政，盘散沙的局面。在波形的识别上，还基本上处于人工识别阶段，计算机自动识别波形特征点的算法研究还急需加强，些公司的自动识别算法精确度不高，还基本上需要靠人工修正。与计算机技术结合起来，年代后，原先的些生产厂家倒闭，使得些成熟的技术未能继承下来。新的些厂家和公司相继研制了些基于微机的阻抗血流仪器，但由于遵循的标准不同，质量也参差不齐，有的产品性能较差，使计算心输出量的有关参数，使得相互之间的比较和交流产生定的困难，给这项技术的发展带来了定的不利影响。在仪器的研究上，年带中期曾研制了些阻抗血流仪，但由于当时计算机技术还未得到广泛应用，这些仪器还未之后，美国的又提出了圆台型胸腔阻抗模型。国内况明星提出了圆柱圆台型胸阻抗模型，近年来亦为心血管临床界所接受。但无论哪种模型都还没有形成事实上的标准。各个医院采用不同的模型定的进展。但在胸腔阻抗的建模上还存在定的争议，无统的模型。把胸腔视作为个圆柱体模型，并提出了公式用于计算心输出量，与生理变化符合较好，得到临床界广泛应用。继等人的努力，电生物阻抗的血流动力学研究在医学界日益普及和应用，并成为门专门学科，发展非常迅速。目前存在的问题及本文的主要工作目前国内对于心阻抗技术的研究还处于初步阶段，在理论和方法的研究上已经取得了式研制的阻抗仪在心脏监护室作为常规心脏血流动力学无创伤监护方法，获得临床好评。年代以来我国已有不少医院采用阻抗仪进行心脏监护。由于，和公式的可靠性，趋向肯定其价值，并引起医学工程界的关注，推动了国际医学工程这门学科的发展。年美国提出圆台型阻抗技术新方法，引起各国学者关注，近年来发展迅速，许多国家已采用公式公式的可靠性，趋向肯定其价值，并引起医学工程界的关注，推动了国际医学工程这门学科的发展。年美国提出圆台型阻抗技术新方法，引起各国学者关注，近年来发展迅速，许多国家已采用公式研制的阻抗仪在心脏监护室作为常规心脏血流动力学无创伤监护方法，获得临床好评。年代以来我国已有不少医院采用阻抗仪进行心脏监护。由于，和等人的努力，电生物阻抗的血流动力学研究在医学界日益普及和应用，并成为门专门学科，发展非常迅速。目前存在的问题及本文的主要工作目前国内对于心阻抗技术的研究还处于初步阶段，在理论和方法的研究上已经取得了定的进展。但在胸腔阻抗的建模上还存在定的争议，无统的模型。把胸腔视作为个圆柱体模型，并提出了公式用于计算心输出量，与生理变化符合较好，得到临床界广泛应用。继之后，美国的又提出了圆台型胸腔阻抗模型。国内况明星提出了圆柱圆台型胸阻抗模型，近年来亦为心血管临床界所接受。但无论哪种模型都还没有形成事实上的标准。各个医院采用不同的模型计算心输出量的有关参数，使得相互之间的比较和交流产生定的困难，给这项技术的发展带来了定的不利影响。在仪器的研究上，年带中期曾研制了些阻抗血流仪，但由于当时计算机技术还未得到广泛应用，这些仪器还未与计算机技术结合起来，年代后，原先的些生产厂家倒闭，使得些成熟的技术未能继承下来。新的些厂家和公司相继研制了些基于微机的阻抗血流仪器，但由于遵循的标准不同，质量也参差不齐，有的产品性能较差，使得国内这方面未形成产业，形成各自为政，盘散沙的局面。在波形的识别上，还基本上处于人工识别阶段，计算机自动识别波形特征点的算法研究还急需加强，些公司的自动识别算法精确度不高，还基本上需要靠人工修正。本文对各相关波形的识别算法进行了深入的研究，同时也对仪器的研制方法进行了大量的研究，主要解决了以下几个问题利用小波变换系数模极大值法进行阻抗血流图的多尺度边缘检测，基于小波变换的双通道正交滤波器组应用于阻抗血流图的滤波，强噪声背景下的各种相关生物医学信号的提取采集和低噪声放大，设计了套硬件系统和软件系统。基本理论与信号处理方法心阻抗波动的原理心阻抗波动的基本原理是基于生物体容积变化时引起的电阻抗变化。身体的节段或区域，当由于种原因主要是血液的流动引起其容积的扩大和缩小时，该节段的电阻抗时性也随之变化。当把胸腔看作是个近似的圆柱体时，心脏的泵血功能使这个圆柱体的容积发生着规律性的变化，从而引起胸腔阻抗规律性的变化。将这种阻抗的变化记录下来，形成个阻抗变化的描记图，即阻抗血流图。通过阻抗血流图可以间接推测心脏的主肺动脉的血流情况，即心脏的泵血功能。根据物理学的概念，圆柱形导体的电阻决定于该导体的电阻率长度及其横截面积，其关系为式中电阻率导体截面积导体长度导体体积如果圆柱体导体的长度不变，容积的变化只是横截面积的变化，则可导出电阻变化与容积变化的关系式。设，是容积变化前后的电阻分别为变化前后的容积，则当容积的前后变化与实际容积比值很小时，即与的绝对值相差很小，即可认为代入式得式可以改写为式表示容积的变化与电阻的变化成正比，负号表示容积的增加将导致电阻的降低。心阻抗波动的测量心阻抗的测量般采用直接式二电极和四电极法。直接式四电极和二电极阻抗法测量的电路原理如图所示。图直接式四电极二电极法测量电路由震荡器输出的高频电流通过两个电阻对称地馈送到被测阻抗之间，设被测阻抗为，由于远大于，因此被测阻抗中电流的大小主要取决于两个的大小，而基本不受的影响，这相当于激励电路通过构成恒流源施加于被测阻抗上，在这里又称为恒流电阻。在二电极系统中，注入电流电极与电压测量电极为同电极，电极与组织间的极化阻抗变化会使测量电压受到干扰。四电极系统中，注入电流电极和测量电极不是同电极，从而使测量电极不受电流电极处极化阻抗的影响，只要后面的放大器输入阻抗足够高，诸如电流电极极移产生的干扰及极化阻抗的影响均可消除。心搏出量的计算公式图心阻抗的测量测量在个心动周期中胸部阻抗的变化，其目的是根据阻抗血流图计算心输出量。测量方法如图所示。颈腹部分别安放测量电极，和电流注入电极测量电极和电流电极均采用带状电极，之间的距离约为。假定胸腔为截面积是，长度是的均匀圆柱体导体，为胸腔面积，为血液从心脏输出前的胸阻抗，为每博输出量，为血液电阻率，则人体胸腔阻抗为将式代入可得式中负号表示阻抗增加对应于容积减小。该式称为公式，是阻抗图容积理论的最基本公式，提示采用测量阻抗变化的方法来反映体内部分的容积变化是可行的。因此常用这种方法来观察搏动性血流和呼吸造成的容积变化。函数功能将设备上的输入开关量状态读入内存。返回值如果函数执行成功则返回指定卡当前开关量输入口上的状态如果函数执行失败则返回。表调用时的函数参数变量名类型变化范围描述默认值函数调用时返回的句柄值函数功能创建设备对象，并返回其设备对象句柄。返回值如果执行成功，则返回设备对象标识值句柄如果执行失败，则返回。表调用时的函数参数变量名类型变化范围描述从开始的整数位高速卡的序号函数功能设置卡工作方式。返回值无返回值。表调用时的函数参数变量名类型变化范围描述默认值函数调用时返回的句柄值软件触发外部触发定时触发触发方式选择参数单端输入双端输入单端双端输入选择参数禁止通道扫描允许通道扫描通道扫描选择参数定时器分频系数设置参数函数功能八路开关量输出。返回值函数执行失败返回表调用时的函数参数变量名类型变化范围描述默认值函数调用时返回的句柄值通道输出方式下的通道号通道输出方式下指定通道的目标状态默认值按字节方式输出按通道方式输出字节输出方式下指定个通道的目标状态函数功能直接读取中的数据。返回值如果函数执行成功则返回个双字节如果函数执行失败则返回。表调用时的函数参数变量名类型变化范围描述默认值函数调用时返回的句柄值函数功能读状态。返回值如果函数执行成功则返回的