CN102357035A - 一种配戴式多模式生物电阻抗频谱测量装置 - Google Patents

Abstract

本发明公开了一种可随身携带的配戴式多模式生物电阻抗频谱测量装置，该装置用电池供电，包括一个手持的主体，主体内的主要电路包括微处理器、激励信号发生器、电流源、电压放大器、测量与激励电极、无线收发模块；采用低功耗、微型化设计，具有体积小，可随身携带，方便移动过程中的阻抗信息采集与记录。

Description

一种配戴式多模式生物电阻抗频谱测量装置

技术领域

本发明涉及一种测量装置，特别是一种基于微型化、低功耗设计实现的配戴式多模式生物电阻抗频谱测量装置，该装置可在电池供电条件下随身配戴使用，实现宽频率范围条件下的生物电阻抗的高速、高精度测量，结合无线通讯接口还可以实现多目标生物电阻抗的同时监测。

背景技术

生物组织一般由细胞和细胞间质共同构成。其中的细胞间质中含有大量电解质溶液，从而会表现出纯电阻特性，其导电特性与电解质溶液的含量和离子浓度密切相关。细胞则由细胞膜及其包裹的细胞质、细胞器和细胞核构成。其中细胞器和细胞核分布于细胞质之中，细胞质的电特性与细胞间质相似，也表现为纯电阻特性，且导电特性与电解质溶液的含量和离子浓度相关。由于细胞膜是一层非导电的脂双层结构，其上嵌着若干离子通道。因而其电特性与电容相似。

基于以上的生物物理基础，生物组织的电阻抗特性主要由膜外电阻、膜电容和膜内电阻等成分构成。其阻抗值与测量频率密切相关，在音频范围内，其阻抗随频率的变化特性与其细胞形态结构、细胞的排列方式、细胞间质含量及电解质浓度密切相关。因而获取这一频段的组织或器官的电阻抗特性在了解组织的状态、评价器官功能、病变组织识别等方面均有着重要的应用价值，因而在健康状态评估、疾病的早期诊断、药物疗效监测与危重疾病的动态监测等领域有着诱人的发展前景。

生物电阻抗频谱测量技术就是在较宽的频率范围内，通过一系列频率点处的电阻抗信息测量，获取生物组织电阻抗随测量频率变化的规律信息，分析其与组织功能状态之间的相关性的技术。在这一技术中，如何准确获取各频率下的电阻抗信息是分析的关键。

目前的生物电阻抗频谱测量技术多采用扫频的工作模式，在同一时刻只采集一种频率下的电阻抗信息，通过逐次扫描的方式获取全部信息。这一技术的优势在于其测量精度相对较高，但其不足之处在于测量速度相对较慢，难以适于电阻抗随时间快速变化的组织(如心脏、肺部和脑部)测量要求。

与此同时，根据生物电阻抗频谱测量技术要求，其测量系统往往由高精度多频信号源、激励信号输出缓冲器、响应电压或电流检测电路、相敏解调、模数转换、中央控制器等模块构成，系统结构相对复杂，特别是多频信号源、相敏解调等模块往往需要采用较多的集成芯片实现，因而系统体积较大，功耗较高，难以满足运动目标的测量与监测要求。

发明内容

针对上述现有的生物电阻抗频谱测量系统在阻抗测量速度和运动目标监测等方面存在的不足，本发明的目的在于，提供一种微型、低功耗的配戴式多模式生物电阻抗频谱测量装置。

为了实现上述任务，本发明采取如下的技术解决方案予以实现：

一种配戴式多模式生物电阻抗频谱测量装置，其特征在于，该装置用电池供电，包括一个手持的主体，主体内的主要电路包括：

两个激励电极和两个测量电极，其中，两个激励电极用于在被测目标体内建立交流电场，两个测量电极用于拾取响应电压信号；

一个电压放大器，用于接收两个测量电极上的电压差，并对其进行电压放大、滤波；

一个微处理器，用于对阻抗测量的参数控制与阻抗测量结果的读取、显示、存储与传输；

一个激励信号发生器，用于通过变更合成数据的方式产生单一频率成份的正弦波或具有多个频率分量的混频波形，输出信号的频率在1Hz-1MHz之间编程选择；

一个电流源，用于将激励信号发生器产生的电压信号转换成具有高输出阻抗的交流信号，并引入两个激励电极中；

连接在微处理器上的无线通讯模块，用于实现与外部某一主控系统进行采样控制和数据结果传输；

微处理器上还连接有电源调整与管理模块。

本发明的配戴式多模式生物电阻抗频谱测量装置，采用低功耗、微型化设计，实际应用中微处理芯片采用MSP430系列或其它具有微功耗、小体积特点的单片机，并采用常规的电池供电，使装置可随身携带，方便移动过程中的阻抗信息采集与记录。

综上，本发明的配戴式多模式生物电阻抗频谱测量装置，带来的技术效果在于：

1)采用数字合成技术产生具有多种输出模式的激励信号，输出信号可灵活配置，即可满足扫频激励模式，又可满足混频激励模式，可在较宽频带范围内满足快速、高精度测量要求，满足快速电阻抗频谱测量要求；

2)采用运算量更少、计算速度更快的基于相关原理的正交数字解调法进行电阻抗信息的解调，使即使采用常规低功耗微处理器也能够阻抗信息快速提取的要求；

3)基于小型、低功耗要求设计，采用尽可能少的电子元件实现，体积小，功耗低，并满足配戴使用要求。

4)基于四电极法的激励与测量接口单元设计，使系统满足生物电阻抗测量的独特要求；

5)阻抗测量结果可通过无线网络通讯方式传输给主控系统。

附图说明

图1是本发明的配戴式多模式生物电阻抗频谱测量装置的电路结构图；

图2是本发明中激励信号发生器的结构原理图；

图3是本发明中混频信号的合成方法示意图；

图4是发明中采用的电流镜结构的运算放大器原理图；

图5是本发明中设计的电压电流转换器电路原理图；

图6是本发明中解调模块的工作流程示意图；

图7是本发明所采用的差动电压放大器的内部结构原理图。

图中的标号分别表示：301、基频信号，302-304、基频的不同倍频信号，305、合成的混频信号。

以下结合附图以及发明人提供的原理和实施例对本发明做进一步详细说明。

具体实施方式

1、总体结构设计

如图1所示，本实施例给出一种配戴式多模式生物电阻抗频谱测量装置，该装置用电池供电，包括一个手持的主体，主体内的主要电路采用低功耗的微处理器作为主控单元、基于数字合成技术的激励信号发生器、电压放大器、输出激励电流源和基于四电极法设计的激励与测量电极及独立的四个电极引线共同构成。其中，激励与测量电极负责建立激励电场和拾取响应电压信号。主控单元负责对整个装置的控制工作，并设置阻抗测量参数，对激励与测量电极采集的数据进行正交数字解调、储存和传输管理，并对激励与测量电极的工作状态实时监控，控制测量参数；激励信号发生器根据主控单元的模式选择时钟信号，实现1Hz-1MHz之间的单一频率或多频率混合激励信号输出。

根据生物电阻抗测量的相关技术要求，要求能够产生一个频率可调的多频输出激励信号，本实施例给出了一个以数字合成技术为基础的、具有多种输出模式的激励信号发生器，激励信号发生器可以选择某些符合要求的DDS商用芯片，也可采用可编程逻辑器件和数模转换器(DAC)共同构成。其具体的信号产生过程是：首先将一个完整周期的激励信号波形按一定的等间隔点数字化，将信号的数值化样本存入激励信号发生器的存储区域，微处理器为激励信号发生器提供一个控制时钟。随后，激励信号发生器依照该时钟依次循环读取存储区域里事先存储采样值，将该采样值通过DAC转换成模拟信号输出，实现激励信号的波形合成。

激励信号发生器也可以通过改变时钟信号频率的方式来控制读取采样值的速度，从而达到控制最终输出信号频率的目的。

在电阻抗信息解调方面，传统的做法是采用模拟相敏解调法或是基于快速的模数转换后采用基于快速傅利叶变换(FFT)的数字解调算法。前者存在电路结构庞大、复杂且无法对混频信号进行区分的不足，而后者虽然可以满足混频信号解调要求，但也存在对处理器运算速度要求较高，难以适于便携式系统使用要求的不足。为此，本实施例给出一种基于相关原理的正交数字解调法。其解调算法原理是：

设混频激励后，获得的与被测电阻抗相关的信号为：

$S\left(t\right)=\underset{i=0}{\overset{n-1}{\mathrm{\Σ}}}{A}_i{Z}_i\sin (k_i\mathrm{\ωt}+{\mathrm{\φ}}_i)$

其中，k_i为比例因子，k₀＝1，其余应为大于1的整数。ω为基频角频率，n为频率数，A_i为第i个频率成份时的激励信号幅度，Z_i对应着第i个频率成分时电阻抗的模，φ_i对应第i个频率成份时的相角。对一个周期的信号等间隔地进行N次采样(N＞2max(k₀，k₁，…，k_n-1))得到序列：

$\mathrm{Sn}\left(j\right)=\underset{i=0}{\overset{n-1}{\mathrm{\Σ}}}{A}_i{Z}_i\sin (\frac{2k_i\mathrm{\π}}{N}j+{\mathrm{\φ}}_i),j=\mathrm{0,1},\mathrm{\Λ\Λ},N-1.$

构建与各频率相关的正弦序列sin(2k_iπj/N)和余弦序列cos(2k_iπj/N)，并分别计算它们与序列Sn的内积可得：

$A_{\mathrm{real}}\left(i\right)=\underset{j=0}{\overset{N-1}{\mathrm{\Σ}}}[\sin \left(\frac{2k_i\mathrm{\πj}}{N}\right)\·\underset{l=0}{\overset{n-1}{\mathrm{\Σ}}}{A}_l{Z}_l\sin (\frac{2k_l\mathrm{\πj}}{N}+{\mathrm{\φ}}_l)]=N{A}_i{Z}_i\cos \left({\mathrm{\φ}}_i\right)/2,$

$A_{\mathrm{img}}\left(i\right)=\underset{j=0}{\overset{N-1}{\mathrm{\Σ}}}[\cos \left(\frac{2k_i\mathrm{\πj}}{N}\right)\·\underset{l=0}{\overset{n-1}{\mathrm{\Σ}}}{A}_l{Z}_l\sin (\frac{2k_l\mathrm{\πj}}{N}+{\mathrm{\φ}}_l)]=N{A}_i{Z}_i\sin \left({\mathrm{\φ}}_i\right)/2.$

由于采样次数N和第i个频率的分量的幅度A_i均为已知量，可见A_real(i)与A_img(i)实际上分别对应着第i个频率时阻抗的实部和虚部。

由整个解调过程可以看出：一方面，本解调方法的运算限于加法和乘法，若假设信号中共有n个频率分量，每周期采样点数为N，则完成一次阻抗数据采集共需2*n*N次乘法运算和2*n*(N-1)次加法运算。而FFT法则需要2*N*log₂N次乘法运算和3*N*log₂N次加法运算。假设n＝2，N＝1024，则前者只需4096次乘法运算和4092次加法运算，而后者则需要20480次乘法运算和30720次加法运算。可见本实施例所用解调算法比FFT法快5倍以上。另一方面，根据FFT算法原理，该解调法只能等所有的N个点均采样完成后才能进行解调运算，而本发明所用方法可以在每次AD转换的采样间隙进行内积计算，从而进一步加快电阻抗信息采集速度。

此外，本实施例还给出了一种基于具有电流镜结构的运算放大器实现的电流源和具有程控增益功能的仪表放大器实现的电压放大器，其中，电压放大器用于接收两个测量电极上的电压差，并对其进行电压放大、滤波；电流源，用于将激励信号发生器产生的电压信号转换成具有高输出阻抗的交流信号，并引入两个激励电极中；使装置能够在采用最少的电子元件、占用最小的体积的前提下，实现四电极法电阻抗测量，满足生物电阻抗测量的独特要求。

微处理器上还连接有电源调整与管理模块，为控制装置的能耗，微处理器编程设置有休眠功能，当装置处于空闲状态时，电源模块可在微处理器控制下，切断上述的激励信号发生器、激励与测量电极等的电源，以节省电能损耗。

2、多模式的激励信号发生器的结构

如图2所示，本实施例的激励信号发生器基于数字合成技术实现，包括：偏移地址发生器、波形数据存储器、D/A转换器和平滑滤波器。波形的产生过程为：事先对需要产生的波形按特定的采样间隔进行等间隔采样，并将采样值数字化后存入波形数据存储器中的对应段作为查找表。在微处理器控制下，偏移地址发生器对微处理器传来的时钟信号进行计数，产生偏移地址信号，该地址与微处理器送来的段地址信号一起形成波形数据存储器的实际寻址信号。在寻址信号做用下，波形数据存储器输出预先存储的波形采样数据，由随后的D/A转换器转换成模拟信号，再经平滑滤波后形成激励信号。

由于波形数据存储器中分段保存着不同频率组合下的激励信号采样数据，不同的段地址决定着所输出信号中的频率成分组成。这样，通过段地址的选择就可以改变激励信号的输出模式。同时，在信号合成过程中，波形数据存储器输出数据的速度由时钟信号的频率所决定，因而通过微处理器改变时钟信号的频率，就可以改变输出信号的基础频率。

激励信号发生器除了滤波器和D/A转换器之外，完全是通过数字集成电路实现的，可以选择常规的可编程逻辑电路集成实现。

3、混频信号的合成方法

如图3所示，混频信号的合成方法是首先选择基础频率的信号301，再在此基础上选择图3所示的几种基础频率的倍频信号(例如，图3中的302、303或304信号)，然后将这些信号按相同的采样间隔进行采样与数字化，并将这些数值按相同的顺利分别相加后，得到所要合成的含有相应频率分量的混频信号的采样数据列表。最后，对这个采样数据列表进行按顺序读取与D/A转换，从而得到最终的混频信号305。

4、电压转换成电流源的工作原理

生物电阻抗测量时，要求将前级输出的电压信号转换为电流信号，并通过2个激励电极送入被测目标体内，这就需要构建一个稳定的电流源。本实施例在基于双极性电流镜原理放大器基础上设计了一种具有最少外部元件的电流源，可将信号发生器产生的交流电压信号转换成高输出阻抗的电流信号。

图4所示为电流镜运算放大器的内部原理框图，其内部分为电压跟随电路和电流镜电路两部分。图5是基于该放大器建立的电流源电路原理图，以下结合图4和图5叙述电路的工作原理：

图5中，由激励信号发生器产生的激励电压信号V_i经具有电流镜结构的运算放大器的同相输入端，并通过放大器内部的缓冲器1∶1放大后输出到放大器的反相输入端。后者通过高精度参考电阻R_i接地。这样，在放大器的反相输入端将产生一个输出电流I_in，其大小为：

由于这种结构的运算放大器的反相输入端等效输入电阻R_in远小于参考电阻R_i，因而可以近似为：

由于运放内部电流镜电路作用，将在运算放大器的输出级产生一个大小相等的镜像感应电流I_in，该电流通过运放的T_Z脚以及该管脚的对地等效输出电容C_t和等效输出电阻R_t输出，又由于R_t可达4MΩ以上，而C_t在2pF以内，其阻抗值远大于正常生物组织的阻抗值，因而它们的分流作用非常微弱，最终的输出电流可近似为：

从而最终实现了电压转换电流的过程。由于整个转换电路只需要1个电阻和1个运算放大器即可实现，其结构简单，体积小，适合微型化的生物电阻抗测量装置使用。

5、正交数字解调实现方式

图6所示为本实施例的基于相关原理的正交数字解调实现方式。其具体实现方法是：微处理器事先计算出各相关序列，并分别存储于序列列表1-列表n中。在电阻抗数据采集过程中，微处理器内部的AD转换器首先在同步信号发生器的控制下进行每周期N点的数据采样，采样结果存储于数据缓存器中。随后，在同步信号的作用下，微处理器读取各相关序列中的相应数据与该采样值进行乘法运算，并将计算结果传递给后端的累加器，由累加器进行累加运算。这样，当N点采样全部完成后，累加器中的最终数值即为解调数据。整个解调过程全部在微处理器内部完成，无需额外的电子元件，因而进一步减小了系统的体积和功耗。

6、电压放大器

本实施例中的电压放大器是增益可控差动电压放大器，可选择Analog Devices公司的AD8250、AD8253等型号的程控增益仪表放大器。这些仪表放大器具有图7所示的内部结构原理图。接入放大器两个输入端的待测信号均通过具有高输入阻抗特性的运算放大器进行缓冲与放大，使阻抗测量时不会有激励电流从被测物体上分流出来，从而保证了阻抗测量的精度。

仪表放大器的增益可通过增益选择引脚上的逻辑信号确定，从而使装置能够在采用最少的电子元件、最低的功耗前提下实现对不同范围内的电阻抗信号的准确测量。

以上给出的实施例是实现本发明较优的例子，本发明不限于上述实施例。本领域的技术人员根据本发明技术方案的技术特征所做出的任何非本质的添加、替换，均属于本发明的保护范围。

Claims (5)

1.一种配戴式多模式生物电阻抗频谱测量装置，其特征在于，该装置用电池供电，包括一个手持的主体，主体内的主要电路包括：

两个激励电极和两个测量电极，其中，两个激励电极用于在被测目标体内建立交流电场，两个测量电极用于拾取响应电压信号；

一个电压放大器，用于接收两个测量电极上的电压差，并对其进行电压放大、滤波；

一个微处理器，用于对阻抗测量的参数控制与阻抗测量结果的读取、显示、存储与传输；

一个激励信号发生器，用于通过变更合成数据的方式产生单一频率成份的正弦波或具有多个频率分量的混频波形，输出信号的频率在1Hz-1MHz之间编程选择；

一个电流源，用于将激励信号发生器产生的电压信号转换成具有高输出阻抗的交流信号，并引入两个激励电极中；

连接在微处理器上的无线通讯模块，用于实现与外部某一主控系统进行采样控制和数据结果传输；

微处理器上还连接有电源调整与管理模块。

2.如权利要求1所述的配戴式多模式生物电阻抗频谱测量装置，其特征在于，所述的微处理器采用MSP430系列或其它具有微功耗、小体积特点的单片机。

3.如权利要求1所述的配戴式多模式生物电阻抗频谱测量装置，其特征在于，所述的激励信号发生器基于数字合成技术实现，包括偏移地址发生器、波形数据存储器，D/A转换器和平滑滤波器，其偏移地址发生器与波形数据存储器集成在同一芯片内部。

4.如权利要求1所述的配戴式多模式生物电阻抗频谱测量装置，其特征在于，所述的微处理器自带高速模数转换器。

5.如权利要求1所述的配戴式多模式生物电阻抗频谱测量装置，其特征在于，所述的电流源采用具有电流镜结构的运算放大器和精密电阻构成。

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