In this paper, cardiac parameters and relationship between stroke volume and impedance change were explained, and an impedance cardiograph was designed and constructed, and its accuracy was verified by experiment. Useful cardiac parameters such as stroke volume and contractility of cardiac muscle were measured noninvasively. The reproducibility of the instrument was measured to be better(less than 10%) than that of clinical standard method such as thermodilution. Hence impedance cardiography was found to be better technique for monitoring stroke volume and contractility of patients for pre and post operation, and pharmacological studies.
Two impedance imaging systems of multi-frequency electrical impedance tomography (MFEIT) and magnetic resonance electrical impedance tomography (MREIT) are described. MFEIT utilizes boundary measurements of current-voltage data at multiple frequencies to reconstruct cross-sectional images of a complex conductivity distribution (${\sigma}+i{\omega}{\varepsilon}$) inside the human body. The inverse problem in MFEIT is ill-posed due to the nonlinearity and low sensitivity between the boundary measurement and the complex conductivity. In MFEIT, we therefore focus on time- and frequency-difference imaging with a low spatial resolution and high temporal resolution. Multi-frequency time- and frequency-difference images in the frequency range of 10 Hz to 500 kHz are presented. In MREIT, we use an MRI scanner to measure an internal distribution of induced magnetic flux density subject to an injection current. This internal information enables us to reconstruct cross-sectional images of an internal conductivity distribution with a high spatial resolution. Conductivity image of a postmortem canine brain is presented and it shows a clear contrast between gray and white matters. Clinical applications for imaging the brain, breast, thorax, abdomen, and others are briefly discussed.
This paper deals with the effect of an adjacent viscous fluid on the torsional vibration of a circular rod excited by a transducer at one end. The interaction between the torsional vibration of the rod and the fluid has been studied theoretically and expressed in terms of the mechanical impedance. The theoretically-obtained trend that the mechanical impedance is proportional to the square root of the viscosity times density of the fluid has been confirmed by the impedance measurement. The paper demonstrates that a torsionally-vibrating rod can be used as a sensor measuring the viscosity of a fluid.
생체 전기 임피던스법(Bioelectrical Impedance Analysis, BIA)은 신체의 체수분량을 측정하고 이를 바탕으로 체지방량을 측정할 수 있다. 여기에 사용된 상관식은 FFM=-4.104+0.518H+0.231W+0.130X+4.229S를 사용하였다. 여기서 H는 신장, R은 저항값, W는 체중, X는 리액턴스이고 S는 성별이다.
생체 전기 임피던스법(Bioelectrical Impedance Analysis, BIA)은 신체의 체수분량을 측정하고 이를 바탕으로 체지방량을 측정할 수 있다. 이를 효율적으로 측정하기 위해서 4개의 전극을 손바닥에 위치 시키고 전류(50kHz, 800uA)를 신체에 흘려 보내 전압과 캐패시턴스를 측정하고 기본 파라미터인 키, 몸무게, 나이와 성별을 입력하여 체지방량을 측정하는 방법을 제안하였다.
A precise ratio transformer which is used to a ratio arm of a precise impedance measurement bridge at low frequencies was developed. The developed ratio transformer has the ratio taps of 1:1, 2:1, $\cdots$, to 10:1 in order to measure the primary impedance standards by substitution and special winding techniques for 10:1 ratio that is used frequently for impedance build up/down. The calibration results of the transformer has inphase and quadrature error of $0.073\times10^{-6}$ and $0.14\times10^{-6}$ respectively at 1.6 kHz.
The occurrence of the ventricular fibrillation is directly dependent on the magnitude and duration of the current. The current which flows through the human body is proportional to the touch voltage applied across the body and is in inverse proportion to the impedances in the circuit. The circuit impedances consist of human body impedance, line impedance, equipment impedance, earth terminal impedance and impedance of shoes which a person put on. The impedance of shoes greatly affect the severity of the electric accidents. The human body impedances relevant to the contact areas, contact conditions, current paths and touch voltages are already determined in the IEC 60479-1. However, the impedance of shoes is ignored or substituted by a simple value because of the absence of the sufficient data. For example, the impedance of shoes plus ground contact resistance is postulated to be $1,000{\Omega}$ in the IEC 61200-612. In IEEE 80, the shoe resistance plus ground contact resistance is assumed to be bare foot with ${\rho}/4b{\Omega}$. In this paper, we measured and analyzed the impedance of shoes with respect to conditions such as applied weight, environment variables and voltages. The results showed that the impedance of shoes is dependent on environment variables regardless of the types of shoes. Most of shoes showed the correlation with the applied force, whereas a few shoes showed characteristics related to the applied voltage. In terms of severity of electric shock, one thirds of test samples indicated to be dangerous in saltwater conditions.
생체 조직은 세포 배열이나 조직 형태 등 다양한 차이에 의해 각각 고유의 전기적 특성을 가지며, 생물학적 변화가 일어나면 고유의 전기적 특성이 변한다. 본 연구는 방사선 피폭에 따른 생체 조직의 전기적 특성 변화를 측정하기 위한 선행연구로 측정 과정에서 방사선 피폭 우려가 있으므로, 실험자의 방사선 장애를 방지하기 위해 LabVIEW를 이용하여 자동제어 측정 시스템을 개발한 후 생체 조직의 특성을 평가하고자 하였다. 생체 조직의 전기적 특성 측정전 후 형태학적 변화를 관찰한 결과 조직 변화는 관찰되지 않았으며, 유사한 양상이었다. Impedance/Gain-phase analyzer로 생체 조직의 임피던스를 반복 측정한 결과 변동계수가 10% 미만으로 측정값은 재현성이 있었다. 주파수 변화에 따른 생체 조직의 전기적 특성 중에서 위상차 변화는 거의 없었으며, 조직은 저항성을 나타내었고, 임피던스 크기는 주파수에 비례하여 일정하게 감소하였다. 본 연구를 통해 생체 조직의 전기적 특성 변화를 측정할 수 있는 자동제어 시스템을 개발하였으며, 생체 조직의 전기적 특성을 이해할 수 있었다.
본 연구에서는 인체의 생체임피던스는 임상 및 생물학적 조직의 병적 및 생리적 상태를 모니터링 하여 많은 정보를 획득 가능하다. 생체임피던측정용 4 전극법시스템은 2개의 전극은 생체의 전위차를 측정하였고, 다른 두 전극은 전류를 흘러주는 전극으로 사용하였다. 새롭게 개발된 건식 Gold 전극은 1 Hz에서 50 kHz 까지 임피던스를 측정하였으며, 재현성 있는 결과를 얻었다. 건식전극의 임피던스 측정값을 검증하기 위해서 생체전극피부등가회로를 이용하여 피팅을 실시하였고 모델링을 통해서 실효성을 증명하였다. 고정 전극형태는 측정 시 부착되는 전극의 위치가 일정하므로 안정적인 측정값을 얻을 수 있어서 오류를 최소화할 수 있다.
공동공진기는 마이크로파 응용에서 많이 사용되는 부품 중의 하나이다. 무부하 Q, 공진주파수, 그리고 결합계수는 공진기 기본 파라미터이다. 손실결합이 있는 공동공진기의 무부하 Q를 측정하는 간편한 절차를 제안하였다. 공진주파수 근처 주파수 대역에서 결합손실을 포함한 등가회로를 보였으며, 결합손실은 공진기의 임피던스를 측정하여 구했다. 결합손실을 보상한 공진기의 임피던스를 스미스차트에 다시 그렸다. 보상한 임피던스 궤적에서 부하 Q와 결합계수를 구하여 무부하 Q를 계산하였다. 제안한 절차를 검증하기 위하여 결합 손실이 없는 공진기를 측정하였다. 결합 손실이 있는 경우와 손실이 없는 경우의 측정결과는 잘 일치 하였다. 측정된 결과는 제안한 절차가 유용함을 확인하였다.
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[게시일 2004년 10월 1일]
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