CN100571618C - 通过测量身体电阻抗监控生理变量的装置 - Google Patents

通过测量身体电阻抗监控生理变量的装置 Download PDF

Info

Publication number
CN100571618C
CN100571618C CNB2005800299008A CN200580029900A CN100571618C CN 100571618 C CN100571618 C CN 100571618C CN B2005800299008 A CNB2005800299008 A CN B2005800299008A CN 200580029900 A CN200580029900 A CN 200580029900A CN 100571618 C CN100571618 C CN 100571618C
Authority
CN
China
Prior art keywords
output
measuring device
input
impedance measuring
body impedance
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Expired - Fee Related
Application number
CNB2005800299008A
Other languages
English (en)
Other versions
CN101018503A (zh
Inventor
詹尼科拉·罗里加
安德瑞·斯科扎利
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Syma Tex (stock) LLC
Smartex SRL
Original Assignee
Syma Tex (stock) LLC
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Syma Tex (stock) LLC filed Critical Syma Tex (stock) LLC
Publication of CN101018503A publication Critical patent/CN101018503A/zh
Application granted granted Critical
Publication of CN100571618C publication Critical patent/CN100571618C/zh
Expired - Fee Related legal-status Critical Current
Anticipated expiration legal-status Critical

Links

Images

Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/05—Detecting, measuring or recording for diagnosis by means of electric currents or magnetic fields; Measuring using microwaves or radio waves 
    • A61B5/053—Measuring electrical impedance or conductance of a portion of the body
    • A61B5/0535—Impedance plethysmography

Abstract

本发明涉及一种身体阻抗测量装置，包括通过第一电极组向患者身体注入测试电流的装置，读取属于第二电极组的两个电极间电压变化的装置，其特征在于所述读取电压变化的装置包括一个相干解调器。

Description

通过测量身体电阻抗监控生理变量的装置
发明领域：
本发明涉及生命信号监控领域，特别是用于非侵入性监控的可佩戴系统。
背景技术：
阻抗测量是一项已见于文字并自六十年代开始已经被充分研究的技术。这篇文件将引用解决相似问题的专利文献，然后将强调本发明与这些专利间的不同以阐明适用于目前应用中具体方面所需的改进。
阻抗测量用于评估通过两个电极向身体注入高频低强度电流后的身体阻抗变化，并测量这种电流引起的电压降。测得的阻抗依赖于身体组分和身液的流动。由此产生了基于这种技术的不同应用：在营养科学中用于计算身体质量指数，在心脏病学(阻抗心动描记法)中用来监控心输出量，在呼吸描记法中来检查呼吸，等等。
在阻抗呼吸描记法中可以监控依赖于由通过肺部的空气决定的胸腔阻抗变化的呼吸行为。只使用两个电极的阻抗系统只有在客体处于静止状态下显示出可接受的结果。为了改进这种系统的性能，需要使用一种四线测量方法，因此使用四个电极；外面的电极专用于注入高频低强度电流，而里面的电极可以测量由于呼吸运动导致的阻抗改变产生的电压变化。
四电极测量方法，由于测量放大器的高输入阻抗，可以去除电线电阻和电极与皮肤间的接触电阻的影响，这会明显改变我们要测得阻抗。此外，用于注入电流的两个电极与用于测量电压的两个电极不同，它的使用使得测量电极间电流密度的空间分布近似恒定。
这可以减少由于较高电流密度造成“注入”电极附近阻抗变化的影响。因为测量的阻抗是肺中空气量的函数，这种方法可以用肺活量计进行校准。
阻抗变化(ΔZ)与空气量变化(ΔV)的关系在大部分情况下基本为线性。
系数ΔZ/ΔV依赖于客体的物理尺寸和电极位置，且在0.3-1ohm/litre之间。因此与每个呼吸循环相对应的阻抗变化低于基本阻抗的1％。
在US3802419中为了测量由一对表面电极注入的高频电流的通过所决定的电压，使用了一个标准全波二极管整流器。
US3882851在框图中显示使用了一个同步解调器，其输出信号用来控制刺激电流的振幅。这用来保证测量电压的变化在可接受的范围下，以补偿这种解决方法带来的漂移。
发明内容：
本发明的目的是提出一个简单、轻便且容易携带的装置，能够获得身体阻抗得精确测量值。
提出的解决方案包括一个模拟前端，其通过一个四电极法测量阻抗，具有用于特定用途的相应特性，其也可以在诸如营养科学、心脏病学、呼吸描记法等其它领域使用。
本发明进一步的目的是提供一种适合实现并集成到可佩戴测量系统中的装置，这个装置对运动中客体的典型干扰源(电磁的、机械的和热的)具有高抗扰性，这是一种具有小尺寸、低耗能的装置并易于集成到所述的可佩戴测量系统中。
关于使用这种具有适当的刺激频率的仪器，现有技术文献中阐述显示其对总阻抗(真实部分)的抗扰是显著的，并且在这种情况下，所需的信息可以直接从阻抗测量的振幅获得，而不是来自向量测量；此外，观察与基本值相比的小百分比变化的需要意味着在整个测量电路的可重复性方面非常严格的需求。
主要功能块由一个具有基于能带隙基准的振幅控制功能的轻度失真的振荡器，一个高精度解调器和必须的增益级组成。正弦电流发生器必须提供一个轻度失真的振荡(最好为0.1％)并保证振幅稳定。解调器块(在下文中被称之为“相干解调器”)可以在所需的频率及预知的环境条件(包括运动的影响)下获得足够精度的测量值。
基于此原因，一个基于相干解调器的平均值检波器作为标准自动二极管检波器的首选，因为后者引入的不利条件与所述精度需求不符：整流时间(整流器二极管的极化和去极化)主要取决于使用的OPAMP(运算放大器)的开环带，因为在换相过程中位于反馈电路的二极管不通；也使用快速OPAMP，系统花在使输出量与输入信号符号的改变相适应的时间可以是一个半周期的相容分数(在感兴趣的频率下，范围为20KHz-100KHz)，这样就在解调信号中引入了一个不可忽视的测量误差。
而且，这个时间强烈依赖于信号自身的振幅和环境温度，在同一装置的不同样本中也显示出很大的变化。由于快速OPAMPs在从非线性到强反馈状态通过时容易振荡，而另一方面，慢速OPAMPs在整流延迟问题上有消极影响，引入了所述误差。
本发明使用的解调器可以概括为下面几个功能块：一个具有两个反相输出(一个为反向)的微分放大器，一个比较器，一个SPDT(单刀双掷)开关和一个低通滤波器；所述整条电路构成一个高精度平均值检波器。
这个解调器，根据输入信号的符号操纵输出信号的周相移动，显示出确定零交点处的暂时误差与被检信号振幅间的关系；对于最大可接受误差的影响及量化的计算，在本发明具体描述中说明。对于示意图中所示的电子元件，计算误差不超过测量值的0.2‰。
所以，照这样构成的系统可以在诸如对客体在运动中的连续监控呼吸行为(阻抗呼吸描记法)的这样应用中获得满意的结果，使用标准ECGAg/AgCI和非传统纤维电极作为可携带系统的一部分，可以保证运动伪差的高鲁棒性(robustness)，如对样品进行试验证明的那样。
附图说明：
图1显示了具有装置功能块的框图，并且包括每个输入正弦波通过测量电路进行处理的图解描述。
图2显示了振荡块(包括稳定系统)和电压-电流转换器的优选实施例的电路示意图。
图3显示了还包括滤波块，具有两个反相输出的微分放大器块和相干解调器的测量电路的电路示意图。
图4显示了整流信号平均值误差(平均值百分比)与瞬时零交点检测处的百分比误差相比的趋势。
具体实施方式：
由于我们要监控微小的身体阻抗变化，阻抗测量系统需要一个解调系统来保证测量精度，考虑到测量在几十秒，有时可能为几分钟(即几个呼吸周期)的范围内的可重复性；这要求对模拟前端，特别是平均值检波器的严格要求。
本发明的优选实施例使用“相干解调器技术”，可以在电噪音环境和快速温度变化下实现可靠的测量，此便携式装置也允许客体在运动状态下中佩戴实现可靠的测量。
参照图1，所述本发明的优选实施例被描述。具有振幅控制功能的轻度失真振荡器10在输出端传递一个振幅稳定的正弦波。所述正弦波被送入到电压-电流转化器11以获得高频、低强度的正弦电流，其通过注入电极12被注入患者身体。
然后，一对接收电极13测量由所述注入电流引起的两个电极间的身体阻抗的电压降。滤波器14净化测量信号，微分放大器15向在输出端传递两个信号的输入信号提供放大，相对于输入信号，输出端信号一个同相，另一个反相。微分放大器15中与输入信号同相的输出信号被送入快速比较器16中，其输出为方波，与所述微分放大器15的两个输出一起被送入快速开关17的控制输入端。对于所述快速开关17，方波起控制信号的作用，操纵其在输出端传递整流的正弦波。
所述比较器16和所述开关17一起构成相干解调器，其输出(所述整流正弦波)最终被送入低通滤波器18中，它提取所述相干解调器输出的平均值。
在本发明的另一优选实施例中，所述具有振幅控制功能的轻度失真振荡器10的输出被送入所述快速比较器16中，而不是微分放大器15中与输入信号同相的输出信号。在这种布局技术中，所述低通滤波器18的输出信号将与测得阻抗的真实部分成比例。
在本发明的另一优选实施例中，所述电极组中的两个冷端电极是电连接的，而且在本发明的另一种优选实施例中，所述电极组中的热端和冷端电极都是电连接的。这种布局技术使得测量更加容易得进行，即使由于大量的电磁干扰需要对得到的信号进行较高程度的滤波。
在如使用胸阻抗监控呼吸活动的应用中，所述正弦波的频率可以在20kHz-100kHz间变化，且其峰值振幅为几个mA。具有这种特性的电流频率过高且振幅过低而不能刺激生物组织。基本的重要方面是获得低于0.1％失真的振荡。
如果选择的振荡频率为50kHz，满足要求的正弦曲线可以通过典型的韦恩桥(Wien′s bridge)构造实现。可替换的，可以使用适当的数字可编程频率合成器。
有利的是在本发明的一个优选实施例中，所述振荡器10包含一个用于稳定输出信号振幅的附加反馈环，对于发生信号的周期具有“大的”时间定量；这个特征对于补偿温变(即从内到外)或电源供应造成的变化非常有效。
更好地，我们将使用振荡输出，提取峰值并根据本发明所述的身体阻抗测量装置，将所述峰值与适当的具有高稳定性的参考电压(如能带隙影响型)相比较。更好地，这两个值之间的区别可以通过微分放大器(如，作为一种可能的解决方法，可以使用AD620模拟装置)测量。AD620输出可以被用来控制OTA(跨导OPAMP)，如CA3080型INTERSIL(增益放大器)，目的是把电压稳定到期望值。
图2显示了本发明的另一优选实施例，以获得50kHz、300mV峰值振幅的正弦波。连续级是电压-电流转换器，其使得在50kHz、3mA峰值振幅获得的引用的电流；其由一个模拟加法器和一个缓冲级形成，其中加法器级在输入端有控制电压和在参考电阻器R1较低端得到的电压；强加到负载的电流然后等于控制电压与R1之比，直到OPAMPs的开环增益大到足够使虚拟短电路原则上实现。
这样的一种解决方案(即使没有绑定)是首选的，因为有足够的带宽来保证输出信号在感兴趣的频率处必要的振荡。所述装置的使用不仅限制为纺织材料的电极，可以与任何类型的电极在任何地点兼容并使用。在优选配置中，是不被绑定的，通过由于皮肤阻抗决定电压降的外部电极注入电流。此电压差通过一对内部电极检测。
阻抗改变值取决于肺部空气的存在，更精确地，按照由于呼吸活动造成的内部容积的改变。从电极EL2和EL3读取的电压降通过一个能够在50kHz频率处工作的微分放大器放大，在测量中不引入显著失真。
放大器块的可能解决方案可以是通过使用3个OPAMP组成的典型仪器放大器。高的微分输入阻抗值可以最小化测量系统的负载影响。高的CMRR(共模抑制比)值能够减少共模组件。
更好地，另外增加一个OPAMP以获得下一模块所必需的反向输出。图3所示的OP467型模拟装置一个能够在几百kHz频率规格下提供所需运算的运算放大器的例子。
下一模块，由比较器和快速开关联合体(相干解调器)，以及随后的低通滤波器组成，能够检测确定需求对应的振幅。平均值检波器的输出信号与电极EL2和EL3间的阻抗振幅成比例。
开关装置输入放大的信号，理想上最好“同相”和“反相”，反映电极处可测量的位差。“同相”信号也送入快速比较器的输入端。
在比较器的输出端获得依然与接收信号同步的方波。快速比较器的输出开关控制信号，优选但不是必须由两个受反向逻辑电极电平控制的开关组成。
由于这种控制，在开关的输出端，每半个周期交替出现来自“同相”和“反相”增益电路的信号。结果在开关的输出端将得到整流信号(图1)。可以应用一种可能的实际解决方案，但不是必须的，即使用MAXIM4564(开关)和TL3016(快速比较器)。
考虑到装置是为了实现阻抗呼吸描记法，我们不得不考虑呼吸大约为基本阻抗的1％时胸阻抗的变化。作为一种可能的解决方案，使用可以提供50kHz下振幅为300mV振荡的正弦波振荡器，可以注入在50kHz下峰值电流为3mA的电压-电流转换器，伴随呼吸活动的解调器模块的输出信号变化范围为10-12mV。
为了给出下列情况的一些粗略数值，50kHz半周期对应10微秒的振荡；零交叉对应100ns时的即时位置误差为1％。为此需要在测量电路中使用快速比较器和开关。已经在优选实施例中使用的开关MAXIM4564，其1ton等于60ns，1ton等于40ns(最坏的情况)。
具有7.6ns传播延迟的快速比较器TL3016可以表征强加需求。提及的组件只构成应用中的一种可能的实际解决方案，并不与发明目的绑定，发明目的包含已有的解决方案和本文中描述的示意图。
在提出的解决方案中，由于瞬时零交叉的探测误差造成的整流信号的误差范围为0.1-1％。图4显示了取样瞬间的误差对解调过程总误差的影响。
P％显示了(以百分比计)零交叉时间误差与半周期持续时间之比；显示了整流信号平均值提取误差与P％的关系。
这项误差用没有完全整流的正弦波部分包围的面积与半周期内的正弦波包围面积的关系计算。
为了计算没有完全整流的正弦波部分包围的面积，用截至在1st级的泰勒(Taylor)级数近似此正弦波，在零交叉等效点计算。图4显示，P％等于1％对应的信号解调误差为3*10-4，被认为是测量的平均值的部分。
为了得到这样严格的条件，在优选的实施例中选择基于相干解调器的振幅检波系统，因为这项技术容易使用，而用在发明背景中描述的用于其它阻抗测量装置中的典型的全波二极管检波系统很难达到这样高的规格，
提出的示范性实施例介绍了一种在可用动态范围内动态范围宽且高重复性的测量，它能够很容易的实现用于连续采集的测量电路，提供了观察所述情况下感兴趣的信号变化可能性。由于这种方法稳定性高，所以不需要漂移补偿系统，而在发明背景中列举的其它例子都需要这种补偿系统。
有利的是这里提出的技术预见到具有恒定振幅的激励信号，它使得这种不依赖于环境和安装条件的信号检测容易实现；此外，它成功地处理了短时无阻抗改变的情况，如呼吸暂停情况。

Claims (18)

1.身体阻抗测量装置包含通过第一电极组向患者身体注入测试电流的装置，包括一个正弦波振荡器(10)和一个电压-电流转换器(11)，读取属于第二电极组的两个电极间电压变化的装置，所述读取电压变化的装置包括一个滤波器(14)，一个连接到所述滤波器(14)的微分放大器(15)和一个连接到所述微分放大器(15)的相干解调器，一个连接到所述相干解调器的低通滤波器(18)，所述相干解调器进一步包括一个比较器(16)和一个开关(17)，其特征在于所述微分放大器(15)输出信号相位相反，相对于输入信号一个同相，一个反相。
2.根据权利要求1所述的身体阻抗测量装置，其特征在于所述正弦波振动器(10)的输出被连接到所述电压-电流转换器(11)的输入，所述电压-电流转换器(11)的输出被连接到所述第一电极组，所述第二电极组被连接到所述一个滤波器(14)的输入，所述一个滤波器(14)的输出被连接到所述一个微分放大器(15)的输入，所述一个微分放大器(15)的第一输出被连接到所述一个开关(17)的第一输入，所述一个微分放大器(15)的第二输出被连接到所述一个开关(17)的第二输入及所述一个比较器(16)的输入，所述一个比较器(16)的输出被连接到所述一个开关(17)的控制输入，所述一个开关(17)的输出被连接到所述一个低通滤波器(18)的输入。
3.根据权利要求1所述的身体阻抗测量装置，其特征在于所述正弦波振荡器(10)的输出被连接到所述电压-电流转换器(11)的输入及所述一个比较器(16)的输入，所述电压-电流转换器(11)的输出被连接到所述第一电极组，所述第二电极组被连接到所述一个滤波器(14)的输入，所述一个滤波器(14)的输出被连接到所述一个微分放大器(15)的输入，所述一个微分放大器(15)的第一输出被连接到所述一个开关(17)的第一输入，所述一个微分放大器(15)的第二输出被连接到所述一个开关(17)的第二输入，所述一个比较器(16)的输出被连接到所述一个开关(17)的控制输入，所述一个开关(17)的输出被连接到所述一个低通滤波器(18)的输入。
4.根据权利要求2所述的身体阻抗测量装置，其特征在于所述第一和第二电极组包括两个电极，一个热端和一个冷端。
5.根据权利要求4所述的身体阻抗测量装置，其特征在于所述第一和第二电极组的所述冷端是电连接的。
6.根据权利要求5所述的身体阻抗测量装置，其特征在于所述第一和第二电极组的所述热端是电连接的。
7.根据权利要求1-6中任一所述的身体阻抗测量装置，其特征在于所述正弦波振荡器(10)包括一个轻度失真、振幅可控的振荡器。
8.根据权利要求7所述的身体阻抗测量装置，其特征在于所述正弦波振荡器(10)进一步包括一个用于稳定输出信号振幅的附加反馈环。
9.根据权利要求8所述的身体阻抗测量装置，其特征在于所述反馈环包括一个参考电压，一个微分放大器和一个跨导运算放大器。
10.根据权利要求9所述的身体阻抗测量装置，其特征在于所述反馈环的微分放大器测量参考电压和振荡器输出的峰值之间的差值以产生一个信号用于控制跨导运算放大器进而稳定输出信号振幅。
11.根据权利要求10所述的身体阻抗测量装置，其特征在于所述正弦波振荡器(10)的输出频率范围是20kHz-100kHz。
12.根据权利要求1所述的身体阻抗测量装置，其特征在于所述微分放大器(15)包括四个运算放大器。
13.根据权利要求12所述的身体阻抗测量装置，其特征在于所述运算放大器的型号为OP467。
14.根据权利要求1所述的身体阻抗测量装置，其特征在于所述比较器(16)是TL3016型。
15.根据权利要求1所述的身体阻抗测量装置，其特征在于所述开关(17)是MAXIM4564型。
16.根据权利要求1所述的身体阻抗测量装置，其特征在于属于所述第一和第二电极组的电极是标准ECG Ag/AgCl电极。
17.根据权利要求1所述的身体阻抗测量装置，其特征在于属于所述第一和第二电极组的电极是纤维电极。
18.根据权利要求1所述的身体阻抗测量装置，其特征在于所述电极集成到可佩戴测量系统。
CNB2005800299008A 2004-09-06 2005-09-06 通过测量身体电阻抗监控生理变量的装置 Expired - Fee Related CN100571618C (zh)

Applications Claiming Priority (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
ITPI2004A000060 2004-09-06
IT000060A ITPI20040060A1 (it) 2004-09-06 2004-09-06 Metodo e apparato per il monitoraggio di variabili fisiologiche attraverso misure di mpedenza elettrica corporea

Publications (2)

Publication Number Publication Date
CN101018503A CN101018503A (zh) 2007-08-15
CN100571618C true CN100571618C (zh) 2009-12-23

Family

ID=35285506

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
CNB2005800299008A Expired - Fee Related CN100571618C (zh) 2004-09-06 2005-09-06 通过测量身体电阻抗监控生理变量的装置

Country Status (9)

Country Link
US (1) US7869866B2 (zh)
EP (1) EP1811899B1 (zh)
CN (1) CN100571618C (zh)
AT (1) ATE415861T1 (zh)
AU (1) AU2005281718B2 (zh)
DE (1) DE602005011473D1 (zh)
ES (1) ES2318545T3 (zh)
IT (1) ITPI20040060A1 (zh)
WO (1) WO2006027360A1 (zh)

Families Citing this family (25)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
DE602006018816D1 (de) 2005-04-13 2011-01-27 Tanita Seisakusho Kk Gerät und Methode zur Messung von Eingeweidenfett
CA2698408C (en) 2007-09-19 2015-11-03 Fresenius Medical Care Holdings, Inc. Safety vent structure for extracorporeal circuit
US8831898B2 (en) 2008-10-16 2014-09-09 Koninklijke Philips N.V. Impedance measurement circuit and method
TWI496558B (zh) * 2009-10-20 2015-08-21 Tatung Co 使用二極電極貼片量測心電圖與呼吸訊號之系統及方法
US8500994B2 (en) * 2010-01-07 2013-08-06 Fresenius Medical Care Holdings, Inc. Dialysis systems and methods
US9220832B2 (en) 2010-01-07 2015-12-29 Fresenius Medical Care Holdings, Inc. Dialysis systems and methods
ES2366219B1 (es) * 2010-12-24 2012-09-27 Fico Mirrors, S.A. Método y sistema de medida de parámetros fisiológicos.
JP2012157463A (ja) * 2011-01-31 2012-08-23 Olympus Corp 生体インピーダンス測定装置
US9861293B2 (en) 2011-04-28 2018-01-09 Myolex Inc. Sensors, including disposable sensors, for measuring tissue
EP2701591A2 (en) 2011-04-28 2014-03-05 Skulpt, Inc. Devices and methods for evaluating tissue
CN102204815B (zh) * 2011-06-02 2012-11-14 中国科学院宁波材料技术与工程研究所 一种人体机械阻抗测量装置及其测量方法
ITMI20111177A1 (it) * 2011-06-28 2012-12-29 St Microelectronics Srl Metodo e dispositivo per misurare l'impedenza elettrica di tessuti biologici
WO2013121327A1 (en) * 2012-02-15 2013-08-22 Koninklijke Philips Electronics N.V. Biompedance spectrography system and method
DE102012218068A1 (de) * 2012-10-02 2014-04-03 Adidas Ag Bekleidungsstück
US20150293045A1 (en) 2014-04-11 2015-10-15 Texas Instruments Incorporated Measuring electrode impedance in an impedance measurement circuit
US10006950B2 (en) * 2014-04-24 2018-06-26 Texas Instruments Incorporated Impedance measurement circuit
DE102014219943B4 (de) * 2014-10-01 2017-03-30 Siemens Healthcare Gmbh Schaltungsanordnung zur Unterdrückung von Gleichtaktstörsignalen bei der Messung von bioelektrischen Signalen
CN105105749A (zh) * 2015-09-15 2015-12-02 成都汉康信息产业有限公司 改进型呼吸信号检测装置
CN105054935A (zh) * 2015-09-15 2015-11-18 成都汉康信息产业有限公司 呼吸信号检测终端
US10874324B2 (en) 2015-10-20 2020-12-29 General Electric Company Detection of physiological changes in impedance monitoring
US20170150902A1 (en) * 2015-11-30 2017-06-01 Draeger Medical Systems, Inc. Systems and methods for measuring respiration rate
US10739433B2 (en) 2016-03-21 2020-08-11 Texas Instruments Incorporated Calibrating body impedance measurement systems
US10401465B2 (en) * 2016-12-15 2019-09-03 Stmicroelectronics S.R.L. Compensation and calibration for a low power bio-impedance measurement device
CN107260174A (zh) * 2017-07-10 2017-10-20 中央军委后勤保障部军需装备研究所 一种基于呼吸相位差法的呼吸率检测系统及方法
CN112022123B (zh) * 2020-09-29 2021-08-06 上海交通大学 一种基于胸阻抗的运动肺功能测量系统

Family Cites Families (9)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US3882851A (en) 1971-10-20 1975-05-13 Systron Donner Corp Impedance plethysmograph
US3802419A (en) 1972-04-11 1974-04-09 Us Air Force Respiration monitor
US4016868A (en) * 1975-11-25 1977-04-12 Allison Robert D Garment for impedance plethysmograph use
US5588429A (en) 1991-07-09 1996-12-31 Rensselaer Polytechnic Institute Process for producing optimal current patterns for electrical impedance tomography
GB9523406D0 (en) * 1995-11-16 1996-01-17 Aromascan Plc Sensor transduction
US5944022A (en) * 1997-04-28 1999-08-31 American Cardiac Ablation Co. Inc. Catheter positioning system
US6377845B1 (en) 2000-07-25 2002-04-23 Datascope Investment Corp. Method and device for sensing impedance respiration
US6631292B1 (en) * 2001-03-23 2003-10-07 Rjl Systems, Inc. Bio-electrical impedance analyzer
JP4255733B2 (ja) * 2003-04-09 2009-04-15 ソニー株式会社 コンパレータ、差動増幅器、２段増幅器及びアナログ／ディジタル変換器

Non-Patent Citations (7)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Title
一种新型的相敏解调器及其应用. 孙宝来.电气传动，第1期. 2001
生物电阻抗模拟解调技术的研究. 尤富生，董秀珍，史学涛等.北京生物医学工程，第23卷第1期. 2004
生物电阻抗模拟解调技术的研究. 尤富生，董秀珍，史学涛等.北京生物医学工程，第23卷第1期. 2004 *
生物阻抗测量原理与测量技术. 唐敏，彭承琳.生物医学工程学杂志，第14卷第2期. 1997
生物阻抗测量原理与测量技术. 唐敏，彭承琳.生物医学工程学杂志，第14卷第2期. 1997 *
高灵敏度生物阻抗检测系统的设计. 刘宝华.计量学报，第23卷第4期. 2002
高灵敏度生物阻抗检测系统的设计. 刘宝华.计量学报，第23卷第4期. 2002 *

Also Published As

Publication number Publication date
CN101018503A (zh) 2007-08-15
DE602005011473D1 (de) 2009-01-15
ATE415861T1 (de) 2008-12-15
ES2318545T3 (es) 2009-05-01
US20080275361A1 (en) 2008-11-06
AU2005281718B2 (en) 2011-07-07
WO2006027360A1 (en) 2006-03-16
EP1811899A1 (en) 2007-08-01
US7869866B2 (en) 2011-01-11
AU2005281718A1 (en) 2006-03-16
EP1811899B1 (en) 2008-12-03
ITPI20040060A1 (it) 2004-12-06

Similar Documents

Publication Publication Date Title
CN100571618C (zh) 通过测量身体电阻抗监控生理变量的装置
Ackmann Complex bioelectric impedance measurement system for the frequency range from 5 Hz to 1 MHz
Prance et al. An ultra-low-noise electrical-potential probe for human-body scanning
JP3907353B2 (ja) 生体インピーダンス測定装置
US8909333B2 (en) Device for measuring impedance of biologic tissues
CN102597755B (zh) 电断层摄影设备和方法以及电流驱动器
US9510768B2 (en) Device for measuring impedance of biologic tissues including an alternating current (AC) coupled voltage-to-current converter
US10120005B2 (en) Synchronous detection circuit and method for determining a bio-impedance of a biological tissue
US10660540B2 (en) Method and device for measuring electrical impedance of biological tissues
Kubendran et al. Error correction algorithm for high accuracy bio-impedance measurement in wearable healthcare applications
US3802419A (en) Respiration monitor
Degen et al. Continuous Monitoring of Electrode--Skin Impedance Mismatch During Bioelectric Recordings
Svärd et al. Design and evaluation of a capacitively coupled sensor readout circuit, toward contact-less ECG and EEG
Wu et al. Time stamp–a novel time-to-digital demodulation method for bioimpedance implant applications
Degen et al. Enhancing interference rejection of preamplified electrodes by automated gain adaption
US10101371B2 (en) Synchronous detection circuit and method for extracting magnitude and phase from a waveform
CN210514568U (zh) 一种用于ups蓄电池检测系统中的正弦激励源
González-Landaeta et al. A fully differential synchronous demodulator for AC signals
CN105380647A (zh) 一种基于四电极半桥法的微弱动态阻抗检测装置及其方法
Janik et al. Integrated micro power frequency breath detector
CN105193395B (zh) 一种基于生物阻抗的腕带式脉搏波检测系统及其检测方法
Rahal et al. A synchronous chopping demodulator and implementation for high-frequency inductive position sensors
JP4161460B2 (ja) 生体インピーダンス測定装置
Mathault et al. Counter/reference-based potentiostat architecture analysis and comparison
CN204671157U (zh) 基于四电极的入体式血液阻抗测量系统

Legal Events

Date Code Title Description
C06 Publication
PB01 Publication
C10 Entry into substantive examination
SE01 Entry into force of request for substantive examination
C14 Grant of patent or utility model
GR01 Patent grant
CF01 Termination of patent right due to non-payment of annual fee

Granted publication date: 20091223

Termination date: 20190906

CF01 Termination of patent right due to non-payment of annual fee