CN104783792B - 测量生物阻抗的设备和方法 - Google Patents

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Abstract

提供一种测量生物阻抗的设备和方法。一种生物阻抗测量设备，包括：电流施加器，被构造为基于第一控制信号将电流提供给与身体接触的端子；调制器，被构造为基于第二控制信号对当电流流过身体时所产生的电压进行调制。所述设备还包括：放大器，被构造为对调制后的电压进行放大；解调器，被构造为基于第三控制信号对放大后的电压进行解调。

Description

测量生物阻抗的设备和方法
本申请要求于2014年1月21日提交到韩国知识产权局的第10-2014-0007377号韩国专利申请的权益，其中，为了所有目的，所述专利申请的全部公开内容通过引用合并于此。
技术领域
以下描述涉及一种测量生物阻抗的设备和方法。
背景技术
正在研发用于诊断患者的健康状况的各种医学装备。为了使患者在健康检查期间方便，且为了健康检查的速效性，用于测量患者的电生物信号的医学装备的重要性正在上升。生物阻抗可用于监视生物体的健康状况或情绪状况。
发明内容
提供本发明内容从而以简化形式引入对以下在具体实施方式中进一步描述的构思的选择。本发明内容不意图确定要求保护的主题的关键特征或必要特征，也不意图用作确定要求保护的主题的范围的帮助。
在一个总体方面，提供一种生物阻抗测量设备，包括：电流施加器，被构造为基于第一控制信号将电流提供给与身体接触的多个端子；调制器，被构造为基于第二控制信号对当电流流过身体时所产生的电压进行调制。所述设备还包括：放大器，被构造为对调制后的电压进行放大；解调器，被构造为基于第三控制信号对放大后的电压进行解调。
第三控制信号可具有第三频率，其中，第三频率是第一控制信号的第一频率和第二控制信号的第二频率之间的差。
第三控制信号可具有基于放大器的带宽确定的第三频率。
第二控制信号可具有第二频率，其中，第二频率按照使通过将第一控制信号的第一频率减去第二频率所获得的频率处于放大器的带宽中的方式被确定。
第一控制信号可基于将被测量的生物阻抗的特征被确定。
放大器可被构造为：对基于第二控制信号产生的信号进行放大，其中，第二控制信号基于第一控制信号和第三控制信号被确定。
调制器可被构造为产生通过将第二控制信号的第二频率与第一控制信号的第一频率相加而获得的频率的第一中间信号、以及通过将第一频率减去第二频率而获得的频率的第二中间信号。放大器可被构造为选择性地对第一中间信号和第二中间信号之中的第二中间信号进行放大。
生物阻抗测量设备还可包括：选择器，被构造为将第三控制信号选择为第四控制信号或第五控制信号，其中，第四控制信号和第五控制信号具有不同的相位。
选择器可被构造为选择第四控制信号以测量生物阻抗的实部，并被构造为选择第五控制信号以测量生物阻抗的虚部。
选择器可被构造为按预定周期交替地选择第四控制信号和第五控制信号。
生物阻抗测量设备还可包括：多个端子，被构造为与身体接触使得电流流过身体。
在另一总体方面，提供一种生物阻抗测量方法，包括：基于第一控制信号将电流提供给与身体接触的多个端子；基于第二控制信号对当电流流过身体时所产生的电压进行调制。所述方法还包括：对调制后的电压进行放大；基于第三控制信号对放大后的电压进行解调。
生物阻抗测量方法还可包括：基于将被测量的生物阻抗的特征来确定第一控制信号；基于放大器的带宽来确定第三控制信号；基于第一控制信号和第三控制信号来确定第二控制信号。
确定第二控制信号的步骤可包括：将第二控制信号的第二频率确定为第一控制信号的第一频率和第三控制信号的第三频率之间的差。
确定第三控制信号的步骤可包括：按照使第三控制信号的第三频率处于放大器的带宽中的方式来确定第三频率。
调制的步骤可包括：产生通过将第二控制信号的第二频率与第一控制信号的第一频率相加而获得的频率的第一中间信号、以及通过将第一频率减去第二频率而获得的频率的第二中间信号。放大的步骤可包括：选择性地对第一中间信号和第二中间信号之中的第二中间信号进行放大。
解调的步骤可包括：将第三控制信号选择为第四控制信号或第五控制信号，其中，第四控制信号和第五控制信号具有不同的相位。
选择的步骤可包括：选择第四控制信号以测量生物阻抗的实部；选择第五控制信号以测量生物阻抗的虚部。
选择的步骤可包括：按预定周期交替地选择第四控制信号和第五控制信号。
一种非暂时性计算机可读存储介质，可存储包括用于促使计算机执行所述方法的指令的程序。
其它特征和方面将从以下详细描述、附图和权利要求中是显然的。
附图说明
图1A至图1D是示出生物阻抗测量设备的示例的示图。
图2A至图2D是示出减小放大器所需的带宽的示例的曲线图。
图3A和图3B是示出生物阻抗测量电路的示例的电路图。
图4是示出还包括控制器的生物阻抗测量设备的示例的框图。
图5A和图5B是示出还包括控制器的生物阻抗测量电路的示例的电路图。
图6是示出包括多个解调器的生物阻抗测量设备的示例的框图。
图7A和图7B是示出包括多个解调器的生物阻抗测量电路的示例的电路图。
图8是示出生物阻抗测量方法的示例的操作流程图。
图9是示出确定频率的方法的示例的操作流程图。
贯穿附图和具体实施方式，除非另有描述或规定，否则相同的附图标号将被理解为是指相同的元件、特征和结构。为了清晰、说明和方便起见，附图可不按比例绘制，并可夸大附图中的相对尺寸、比例和描绘。
具体实施方式
提供以下详细描述来帮助读者获得对在此描述的方法、设备和/或系统的全面理解。然而，在此描述的系统、设备和/或方法的各种改变、修改和等同形式对于本领域的普通技术人员将是明显的。描述的处理步骤和/或操作的进展是示例；然而，除了必须按照特定顺序发生的步骤和/或操作之外，操作的顺序和/或操作不限于在此阐述的内容，并可如本领域所公知的那样改变。此外，为了更加清晰和简明，可省略对于本领域的普通技术人员公知的功能和结构的描述。
可以以不同形式来实施在此描述的特征，并且所述特征将不被解释为受限于在此描述的示例。相反，提供在此描述的示例，使得本公开将是彻底和完整的，并将本公开的整个范围传达给本领域的普通技术人员。
图1A至图1D是示出生物阻抗测量设备100的示例的示图。参照图1A，生物阻抗测量设备100测量生物阻抗。生物阻抗可用于监视生物体的健康状况或情绪状况。生物阻抗可以为各种类型。例如，生物阻抗可包括指示皮肤电阻的生物阻抗、指示皮肤含水量的生物阻抗、依据肺进行的呼吸而改变的生物阻抗、基于血流而改变的生物阻抗以及存在于包括皮肤和测量电极的电路径上的生物阻抗。
生物阻抗测量设备100可应用于在生物信号(诸如心电图(ECG)、肌动电流图(EMG)、眼电图(EOG)和脑波)检测期间对人体的阻抗成分(诸如身体脂肪)的分析以及电极阻抗监视。生物信号测量的重要性在移动环境(例如，无处不在的健康照护)中也在增加。生物阻抗测量设备100可应用于各种领域，例如，通过在移动环境中的生物阻抗的测量来检测生物信号(诸如身体脂肪)、通过对用于生物信号检测的电极的阻抗测量来监视呼吸。
为了测量生物阻抗，可使用在身体外部产生的电流。例如，可基于以下原理执行生物电阻抗分析：具有预定长度且均匀的横截面积的均匀导体的阻抗与长度成正比并与横截面积成反比。然而，生物体通常不是均匀的圆柱体，并且生物体的电导率沿着生物体也不是均匀的。生物体由具有相对高的电导率的细胞外液和肌肉以及不导电的脂肪组织构成。因此，各种电路模型可用于解释身体的电特性。
当交流电(AC)流过身体时，AC穿过细胞膜，并且细胞膜可被电荷充电。在此情况下，细胞膜可用作电容，其中，身体的电特性可通过电容来建模。另外，细胞的电透射率可根据AC的频率而变化。例如，约5kHz的AC不能穿过细胞膜，并因此可用于测量细胞外液。穿过细胞膜的约100kHz或高于100kHz的AC可用于测量身体总水量(TBW)。
生物阻抗测量设备100包括电流施加器110。电流施加器110输出第一频率的AC。输出第一频率的AC的电流施加器110可被构造为各种类型。例如，电流施加器110可包括正弦波电流产生器。在此情况下，正弦波电流产生器可输出第一频率的正弦波电流。如另一示例，参照图1B，电流施加器110包括直流(DC)产生器111和调制器112。DC产生器111产生DC。调制器112通过切换由DC产生器111产生的DC的输出方向来输出AC。调制器112可通过使用第一频率切换DC的输出方向将DC调制成AC。
电流施加器110可使用与将被测量的生物阻抗的类型相应的第一频率。生物阻抗的类型可与注入生物体以测量相应类型的生物阻抗的AC的频率有关。这是因为可依据注入生物体的AC的频率来测量不同类型的生物阻抗。电流施加器110可将诸如1kHz、5kHz、50kHz、250kHz、500kHz、1MHz以及其它频率的各种频带用作第一频率，以测量各种类型的生物阻抗。
例如，生物阻抗测量设备100可从生物体的各部位测量各种类型的生物阻抗。例如，生物阻抗测量设备100可使用各种频带测量各身体部位(诸如右臂、左臂、躯干、右腿和左腿)的生物阻抗。测量出的生物阻抗可用于计算体重、TBW、细胞内水分、细胞外水分、蛋白质、矿物质、肌肉量、瘦体重(LBM)、骨骼肌量、脂肪量、腹部脂肪比、内脏脂肪面积、每个部分的肌肉量、每个部分的肌肉率、水肿指数(EI)以及对于本领域普通技术人员公知的其它参数。
当调制后的电流被施加到生物阻抗测量部分时，会由于生物阻抗测量部分的生物阻抗而导致电压降。生物阻抗测量设备100可通过根据电压降测量电势差来测量生物阻抗。
参照图1A，生物阻抗测量设备100还包括接触器115。接触器115提供用于与生物体接触的多个端子，使得由电流施加器110输出的AC流过生物体。
参照图1C，包括在接触器115中的第一端子和第二端子根据2端子测量方法与测量对象连接。在此情况下，AC通过第一端子和第二端子被提供给测量对象(诸如生物体)。由于AC流过生物体，因此在第一端子和第二端子之间产生电势差。接触器115分别通过第三端子和第四端子输出第一端子和第二端子之间的电势差。
作为另一示例，参照图1D，包括在接触器115中的第一端子至第四端子根据4端子测量方法与测量对象连接。在此情况下，AC通过第一端子和第二端子被施加到测量对象(诸如生物体)，并且第三端子和第四端子之间的电势差被输出。4端子测量方法的测量结果与2端子测量方法的测量结果相比可更准确。
在下文中，在接触器115的两个端子之间产生的电势差可被称为在所述两个端子之间产生的电压。由于流过生物体的电流可以是由电流施加器110输出的将第一频率作为中心频率的AC，因此在接触器115的两个端子之间产生的电压可以是将第一频率作为中心频率的AC。
生物阻抗测量设备100还包括放大器130。放大器130对接触器115的两个端子之间产生的电压进行放大，以测量生物阻抗。放大器130可包括仪表放大器(IA)。IA可对微小生物信号执行放大和滤波。
放大器130的带宽可能必须包括第一频率。也就是说，放大器130可能需要充分地对由电流施加器110使用的第一频率的信号进行放大，以正确地测量将被测量的生物阻抗。
例如，参照图2A，截止频率fc需要高于在电流施加器110中使用的第一频率f1210，其中，放大器130的频率响应曲线220在幅度上从截止频率fc开始下降。在图2A中，x轴表示输入到放大器130的信号的频率，y轴表示从放大器130输出的信号的幅度。在图2A中，放大器130的带宽可以是小于或等于截止频率fc的频带。
通常，由于放大器130的带宽包括高频带，因此放大器130的功耗增加。因此，当放大器130的要求规格降低时，生物阻抗测量设备100的功耗会降低。根据示例的生物阻抗测量设备130可提供与其它生物阻抗测量技术相比降低测量相同生物阻抗所需的功耗的技术。
参照图1A，生物阻抗测量设备100还包括中间调制器120。中间调制器120使用第二频率对在施加器115的两个端子之间产生的电压进行调制。在两个端子之间产生的电压可以是将第一频率作为中心频率的AC。中间调制器120可被输入将第一频率作为中心频率的AC，并将输入的AC调制成将低于第一频率的频率作为中心频率的AC。中间调制器120可通过减小输入的AC的频率来减小放大器130所需的带宽，因此降低放大器130的操作所需的功耗。
例如，参照图2B，中间调制器120将输入信号的中心频率从第一频率f1210改变为频率f1-f2211。在此情况下，由于输入到放大器130的信号将频率f1-f2211作为中心频率，因此放大器130的带宽覆盖到与频率f1-f2211相应的频带，而不是与第一频率f1210相应的频带。也就是说，截止频率fc需要高于频率f1-f2211，并低于第一频率f1210，其中，放大器130的频率响应曲线221从截至频率fc开始下降。
例如，参照图2C，当中间调制器120使用第二频率f2对输入信号进行调制时，除了频率f1-f2211的信号之外，还可产生频率f1+f2212的信号。如将在下面详细描述的，放大器130的带宽可仅包括与频率f1-f2211相应的频带，而不被要求包括与第一频率f1210相应的频带或与频率f1+f2212相应的频带。也就是说，放大器130可仅对与频率f1-f2211相应的频带进行放大，而不对与第一频率f1210或频率f1+f2212相应的频带进行放大。
参照图1A，生物阻抗测量设备100还包括解调器140。解调器140使用第三频率f3对放大器130的输出信号进行解调。第三频率与在电流施加器110中使用的第一频率f1以及在中间调制器120中使用的第二频率f2有关。例如，第三频率f3可以是这样的频率：该频率是第一频率f1和第二频率f2之间的差。在下文中，第三频率f3可被称为解调频率。
生物阻抗测量设备100还包括选择器145。生物阻抗可包括实部和虚部。选择器145选择不同相位信号中的任意一个，并将选择的相位信号提供给解调器140，使得生物阻抗的实部和虚部可被选择性地测量。
例如，为了检测生物阻抗，正交解调方法可应用于斩波稳定方法的解调阶段。因此，生物阻抗的实部和虚部可被分离。通过实部和虚部，可分开地分析人体的组分(诸如脂肪和水分)。因此，生物阻抗测量设备100可应用于各种应用领域，诸如，身体脂肪分析。在下文中将进行关于选择器145的详细描述。
生物阻抗测量设备100还包括滤波器150。滤波器150可包括低通滤波器(LPF)，其中，低通滤波器仅使预定频率或低于预定频率的信号(即，输出电压信号)通过，同时阻止比预定频率高的频率的信号。例如，预定频率可以是在解调器140中使用的第三频率。
在下文中，将参照图2D详细描述图1A中示出的每个模块的输出信号。图2D的曲线(i)表示由电流施加器110输出的AC流过生物体时产生的电压。信号231的中心频率是第一频率f1。
图2D的曲线(ii)表示经中间调制器120调制后的电压。中间调制器120通过使用第二频率f2对信号231进行调制来产生信号232和信号233。信号232的中心频率是频率f1-f2，信号233的中心频率是频率f1+f2。
图2D的曲线(iii)表示经放大器130放大后的电压。放大器130仅对在信号232和信号233之间较慢的信号232进行放大，而不对较快的信号233进行放大。可选地，放大器130的带宽可仅包括与信号232的中心频率相应的频带，但不包括与信号233的中心频率相应的频带。信号235经放大器130对信号232进行放大而产生。信号236基本上与信号233相同。
信号234是通过放大器130的操作产生的噪声。例如，可在放大器130内产生1/f噪声。1/f噪声可被称为闪烁噪声，其中，闪烁噪声是有源装置中产生的独特噪声。当在有源装置中产生的噪声通过频率轴来表示时，噪声可在低频带(例如，约100Hz或低于100Hz)大大增加。也就是说，1/f噪声可与频率成反比地增加。
第二频率f2按照使经中间调制器120调制后的电压的频率f1-f2不被包括在放大器130中产生的噪声频带中的方式被确定。例如，第二频率f2按照使信号235的频率f1-f2位于信号234的频带外的方式被确定。在此情况下，生物阻抗设备100的测量结果可不被在放大器130中产生的噪声干扰。
图2D的曲线(iv)表示经解调器140解调后的电压。解调器140使用第三频率f3对信号235进行解调。第三频率f3是频率f1-f2，即，第三频率f3是第一频率f1和第二频率f2之间的差。
信号237是信号235的解调形式。通过解调器140使用第三频率f3进行的操作，还产生信号239。此外，除了信号235之外的其它信号234和236通过解调器140使用第三频率f3进行的操作被解调。例如，信号238是信号234的解调形式，信号240是信号236的解调形式。
图2D的曲线(v)表示经滤波器150滤波后的电压。滤波器150仅使预定频率或低于预定频率的信号通过。预定频率适用于仅使信号237通过，并阻止其它信号238、239和240。例如，预定频率可以是第三频率f3，即，f1-f2。信号241是基本上与信号237相同的信号，即，生物阻抗测量设备100的输出信号。
因此，生物阻抗测量设备100可提供在对低于与将被测量的生物阻抗相应的第一频率f1的频率f1-f2的频带进行放大的同时测量生物阻抗的技术。因此，生物阻抗测量设备100可提供降低测量生物阻抗所需的功耗的技术。
图3A和图3B是示出生物阻抗测量电路300的示例的电路图。参照图3A，生物阻抗测量电路300包括电流施加器310、接触器320、中间调制器330、放大器340、解调器350、选择器360和滤波器370。
在电流施加器310中包括的调制器包括斩波器。斩波器对发送电流源和吸收电流源进行调制。可根据第一频率f1来确定对电流源进行调制的斩波器的频率。
可用方波或正弦波来实现斩波器的与第一频率f1相应的第一频率信号F1。当仅考虑第一频率信号F1的频率分量之中的不包括谐波的基本项时，第一频率信号F1可用等式1来表示。为了简洁表示，第一频率信号F1的幅度可被认为是1。
[等式1]
F1＝sin(2π·f1t)
在等式1中，F1表示第一频率信号，f1表示第一频率，t表示时间。
当从电流施加器310输出的电流通过接触器320被注入生物体325时，第一电压V1根据生物阻抗被产生。如在前面参照图1C和图1D所描述的，包括在图3A的接触器320中的多个端子根据2端子测量方法被连接到生物体325，包括在图3B的接触器320中的多个端子根据4端子测量方法被连接到生物体325。
中间调制器330包括斩波器。斩波器通过对第一电压V1进行调制来输出第二电压V2。可通过第二频率f2来确定对第一电压V1进行调制的斩波器的频率。
可用方波或正弦波来实现斩波器的与第二频率f2相应的第二频率信号F2。仅考虑第二频率信号F2的频率分量之中的不包括谐波的基本项，可用等式2来表示第二频率信号F2。为了简洁表示，第二频率信号F2的幅度可被认为是1。
[等式2]
F2＝sin(2π·f2t)
在等式2中，F2表示第二频率信号，f2表示第二频率，t表示时间。
放大器340包括IA。IA通过对第二电压V2进行放大来输出第三电压V3。
解调器350包括斩波器。斩波器通过对第三电压V3进行解调来输出第四电压V4。可通过第三频率f3来确定对第三电压V3进行解调的斩波器的频率。
选择器360包括复用器(MUX)。MUX依据选择信号SEL来选择多个信号中的任意一个信号。例如，MUX可依据选择信号SEL选择相位差约为90度的两个信号中的任意一个信号。然而，相位差不限于90度。例如，相位差的范围可依据目的从0度到180度。在下文中，将描述使用相位差约为90度的两个信号的示例。
MUX依据选择信号SEL来选择第三正弦信号F3,S和第三余弦信号F3,C中的任意一个信号。在此示例中，当选择信号SEL是逻辑值0时，MUX选择第三正弦信号F3,S，当选择信号SEL是逻辑值1时，MUX选择第三余弦信号F3,C。
第三正弦信号F3,S和第三余弦信号F3,C可均与第三频率f3相应。然而，第三正弦信号F3,S和第三余弦信号F3,C之间的相位差可约为90度。也就是说，虽然第三正弦信号F3,S的频率和第三余弦信号F3,C的频率中的每一个频率都是第三频率f3，但是第三正弦信号F3,S和第三余弦信号F3,C之间的相位差可约为90度。
可用方波或正弦波来实现第三正弦信号F3,S和第三余弦信号F3,C中的每一个。仅考虑第三正弦信号F3,S的频率分量之中的不包括谐波的基本项，可用等式3来表示第三正弦信号F3,S。为了简洁表示，第三正弦信号F3,S的幅度可被认为是1。
[等式3]
F3,S＝sin(2π·f3t)
在等式3中，F3,S表示第三正弦信号，f3表示第三频率，t表示时间。第三频率f3可以是频率f1-f2，即，第三频率f3是第一频率f1和第二频率f2之间的差。
仅考虑第三余弦信号F3,C的频率分量之中的不包括谐波的基本项，可用等式4来表示第三余弦信号F3,C。为了简洁表示，第三余弦信号F3,C的幅度可被认为是1。
[等式4]
F3，C＝cos(2π·f3t)
在等式4中，F3,C表示第三余弦信号，f3表示第三频率，t表示时间。第三频率f3可以是频率f1-f2，即，第三频率f3是第一频率f1和第二频率f2之间的差。
滤波器370包括LPF。LPF去除包括在第四电压V4中的高频分量，并经由端子OUTP和OUTN最终输出输出电压V0。
在下文中，将详细描述生物阻抗测量电路300的工作原理。例如，生物阻抗测量电路300可测量生物阻抗的实部ZRE。
电流施加器310的斩波器通过第一频率信号F1来驱动。可通过由电流施加器310输出的电流以及生物阻抗的实部ZRE来产生第一电压V1。可用等式5来表示第一电压V1。
[等式5]
V1＝ZRE·I·sin(2π·f1t)
在等式5中，V1表示第一电压，ZRE表示生物阻抗的实部，I表示由电流源供应的电流的幅度，f1表示第一频率，t表示时间。第一频率f1可以是第一频率信号F1的基本频率。
中间调制器330的斩波器通过第二频率信号F2来驱动。第一电压V1通过中间调制器330的斩波器被调制成第二电压V2。可用等式6来表示第二电压V2。
[等式6]
在等式6中，V1表示第一电压，V2表示第二电压，F2表示第二频率信号，ZRE表示生物阻抗的实部，I表示由电流源供应的电流的幅度，f1表示第一频率，t表示时间，f2表示第二频率。第一频率f1可以是第一频率信号F1的基本频率。第二频率f2可以是第二频率信号F2的基本频率。
放大器340的IA对第二电压V2进行放大，并输出第三电压V3。可用等式7来表示第三电压V3。
[等式7]
在等式7中，V2表示第二电压，V3表示第三电压，A表示IA的电压增益，ZRE表示生物阻抗的实部，I表示由电流源供应的电流的幅度，f1表示第一频率，f2表示第二频率，t表示时间。第一频率f1可以是第一频率信号F1的基本频率。第二频率f2可以是第二频率信号F2的基本频率。
解调器350的斩波器通过第三余弦信号F3,C或第三正弦信号F3,S来驱动。解调器350的斩波器通过对第三电压V3进行解调来输出第四电压V4。选择器360的MUX选择第三余弦信号F3,C或第三正弦信号F3,S以提供给解调器350的斩波器。为了检测生物阻抗的实部ZRE，选择器360的MUX在第三正弦信号F3,S和第三余弦信号F3,C之间选择第三余弦信号F3,C。在此示例中，可用等式8来表示第四电压V4。
[等式8]
在等式8中，V3表示第三电压，V4表示第四电压，F3,C表示第三余弦信号，A表示IA的电压增益，ZRE表示生物阻抗的实部，I表示由电流源供应的电流的幅度，f1表示第一频率，f2表示第二频率，t表示时间。第三频率f3可以是第三余弦信号F3,C的基本频率，也就是作为第一频率f1和第二频率f2之间的差的频率f1-f2。第一频率f1可以是第一频率信号F1的基本频率。第二频率f2可以是第二频率信号F2的基本频率。
滤波器370的LPF仅使截止频率或低于截止频率的频带的信号通过。当截止频率是第三频率f3时，可用等式9来表示滤波器370的输出电压V0。
[等式9]
在等式9中，V0表示输出电压，A表示IA的电压增益，ZRE表示生物阻抗的实部，I表示由电流源供应的电流的幅度。参考等式9，可用输入电流I、IA的电压增益A和生物阻抗的实部ZRE来确定输出电压V0。
如上所述，滤波器340的IA仅对包括在IA的带宽中的频率分量进行放大，而不对第二电压的所有频率分量进行放大。例如，放大器340的带宽可不包括与频率f1+f2相应的频带，但可包括与频率f1-f2相应的频带。在此示例中，等式7可近似为等式10。
[等式10]
在等式10中，V2表示第二电压，V3表示第三电压，A表示IA的电压增益，ZRE表示生物阻抗的实部，I表示由电流源供应的电流的幅度，f1表示第一频率，f2表示第二频率，t表示时间。第一频率f1可以是第一频率信号F1的基本频率。第二频率f2可以是第二频率信号F2的基本频率。
在此示例中，等式8可近似为等式11。
[等式11]
在等式11中，V3表示第三电压，V4表示第四电压，F3,C表示第三余弦信号，A表示IA的电压增益，ZRE表示生物阻抗的实部，I表示由电流源供应的电流的幅度，f1表示第一频率，f2表示第二频率，t表示时间。第三频率f3可以是第三余弦信号F3,C的基本频率，也就是作为第一频率f1和第二频率f2之间的差的频率f1-f2。第一频率f1可以是第一频率信号F1的基本频率。第二频率f2可以是第二频率信号F2的基本频率。
即使当等式7和等式8分别近似为等式10和等式11时，仍可按与等式9相同的方式来表示输出电压V0。因此，虽然放大器340的IA的带宽减小，但是可准确地测量生物阻抗。
如另一示例，生物阻抗测量电路300可测量生物阻抗的虚部ZIM。
电流施加器310的斩波器通过第一频率信号F1来驱动。可通过由电流施加器310输出的电流和生物阻抗的虚部ZIM来产生第一电压V1。可用等式12来表示第一电压V1。
[等式12]
V1＝ZIM·I·cos(2π·f1t)
在等式12中，V1表示第一电压，ZIM表示生物阻抗的虚部，I表示由电流源供应的电流的幅度，f1表示第一频率，t表示时间。第一频率f1可以是第一频率信号F1的基本频率。
中间调制器330的斩波器通过第二频率信号F2来驱动。由中间调制器330的斩波器将第一电压V1调制成第二电压V2。可用等式13来表示第二电压V2。
[等式13]
在等式12中，V1表示第一电压，V2表示第二电压，F2表示第二频率信号，ZIM表示生物阻抗的虚部，I表示由电流源供应的电流的幅度，f1表示第一频率，t表示时间，f2表示第二频率。第一频率f1可以是第一频率信号F1的基本频率。第二频率f2可以是第二频率信号F2的基本频率。
放大器340的IA通过对第二电压V2进行放大来输出第三电压V3。可用等式14来表示第三电压V3。
[等式14]
在等式14中，V2表示第二电压，V3表示第三电压，A表示IA的电压增益，ZIM表示生物阻抗的虚部，I表示由电流源供应的电流的幅度，f1表示第一频率，f2表示第二频率，t表示时间。第一频率f1可以是第一频率信号F1的基本频率。第二频率f2可以是第二频率信号F2的基本频率。
解调器350的斩波器可通过第三余弦信号F3,C或第三正弦信号F3,S来驱动。解调器350的斩波器通过对第三电压V3进行解调来输出第四电压V4。选择器360的MUX选择第三余弦信号F3,C或第三正弦信号F3,S以提供给斩波器。为了检测生物阻抗的虚部ZIM，选择器360的MUX在第三正弦信号F3,S和第三余弦信号F3,C之间选择第三正弦信号F3,S。在此示例中，可用等式15来表示第四电压V4。
[等式15]
在等式15中，V3表示第三电压，V4表示第四电压，F3,S表示第三正弦信号，A表示IA的电压增益，ZIM表示生物阻抗的虚部，I表示由电流源供应的电流的幅度，f1表示第一频率，f2表示第二频率，t表示时间。第三频率f3可以是第三正弦信号F3,S的基本频率，也就是作为第一频率f1和第二频率f2之间的差的频率f1-f2。第一频率f1可以是第一频率信号F1的基本频率。第二频率f2可以是第二频率信号F2的基本频率。
滤波器370的LPF仅使截止频率或低于截止频率的频带的信号通过。当截止频率是第三频率f3时，可用等式16来表示滤波器370的输出电压V0。
[等式16]
在等式16中，V0表示输出电压，A表示IA的电压增益，ZIM表示生物阻抗的虚部，I表示由电流源供应的电流的幅度。参考等式16，可用输入电流I、IA的电压增益A和生物阻抗的虚部ZIM来确定输出电压V0。
如上所述，放大器340的IA仅对包括在IA的带宽中的频率分量进行放大，而不对第二电压V2的所有频率分量进行放大。例如，IA的带宽可不包括与频率f1+f2相应的频带，但可包括与频率f1-f2相应的频带。因此，等式14可近似为等式17。
[等式17]
在等式17中，V2表示第二电压，V3表示第三电压，A表示IA的电压增益，ZIM表示生物阻抗的虚部，I表示由电流源供应的电流的幅度，f1表示第一频率，f2表示第二频率，t表示时间。第一频率f1可以是第一频率信号F1的基本频率。第二频率f2可以是第二频率信号F2的基本频率。
在此示例中，等式15可近似为等式18。
[等式18]
在等式18中，V3表示第三电压，V4表示第四电压，F3,S表示第三正弦信号，A表示IA的电压增益，ZIM表示生物阻抗的虚部，I表示由电流源供应的电流的幅度，f1表示第一频率，f2表示第二频率，t表示时间。第三频率f3可以是第三正弦信号F3,S的基本频率，也就是作为第一频率f1和第二频率f2之间的差的频率f1-f2。第一频率f1可以是第一频率信号F1的基本频率。第二频率f2可以是第二频率信号F2的基本频率。
即使等式14和等式15分别近似为等式17和等式18，仍可按与等式16相同的方式来表示输出电压V0。因此，虽然放大器340的IA的带宽减小，但是可准确地测量生物阻抗。
在示例中，当与将被测量的生物阻抗的类型相应的第一频率f1是2f0时，可将第二频率f2确定为f0。也可将第三频率f3确定为f0。如上所述，即使在与IA的带宽相应的频率fc高于f0但低于2f0时，生物阻抗测量设备也可准确地测量将被测量的生物阻抗。例如，当第一频率f1是2f0，第二频率f2和第三频率f3是f0时，与传统的阻抗测量方法相比，对IA的带宽的要求可降低一半。
也就是说，当第一频率f1是2f0，第二频率和第三频率是f0时，可分别用等式19至等式22来表示第一频率信号F1、第二频率信号F2、第三正弦信号F3,S和第三余弦信号F3,C。
[等式19]
F1＝sin(2π·2fot)
[等式20]
F2＝sin(2π·fot)
[等式21]
F3，S＝sin(2π·fot)
[等式22]
F3，C＝cos(2π·fot)
在等式19至等式22中，F1表示第一频率信号，F2表示第二频率信号，F3,S表示第三正弦信号，F3,C表示第三余弦信号，t表示时间。
当测量生物阻抗的实部ZRE时，可分别用等式23至等式26来表示第一电压V1、第二电压V2、第三电压V3和第四电压V4。
[等式23]
V1＝ZRE·I·sin(2π·2fot)
[等式24]
[等式25]
[等式26]
在等式23至等式26中，V1表示第一电压，V2表示第二电压，V3表示第三电压，V4表示第四电压。ZRE表示生物阻抗的实部，I表示由电源供应的电流的幅度，t表示时间。F2表示第二频率信号，F3,C表示第三余弦信号，A表示IA的电压增益。
由于与IA的带宽相应的频率fc高于f0但低于2f0，因此在高于2f0的频带中获得的放大级别可能并不充足。在此示例中，等式25和等式26可分别近似为等式27和等式28。
[等式27]
[等式28]
在等式27和等式28中，V3表示第三电压，V4表示第四电压，A表示IA的电压增益，ZRE表示生物阻抗的实部，I表示由电源供应的电流的幅度，t表示时间。
由于IA的带宽低于频率2f0，因此即使在第三电压V3和第四电压V4近似为等式27和等式28时，仍可按与IA的带宽高于或等于2f0时相同的方式用等式29来表示输出电压V0。
[等式29]
在等式29中，V0表示输出电压，A表示IA的电压增益，ZRE表示生物阻抗的实部，I表示由电源供应的电流的幅度。
因此，根据示例，可通过在测量频率的阻抗时使用具有相对低的频带的IA来实现生物阻抗测量电路的功耗降低。另外，甚至可以用具有低带宽的IA来测量高频的生物阻抗。
当测量生物阻抗的虚部ZIM时，可分别用等式30至等式33来表示第一电压V1、第二电压V2、第三电压V3、第四电压V4。
[等式30]
V1＝ZIM·I·cos(2π·2fot)
[等式31]
[等式32]
[等式33]
在等式30至等式33中，V1表示第一电压，V2表示第二电压，V3表示第三电压，V4表示第四电压。ZIM表示生物阻抗的虚部，I表示由电源供应的电流的幅度，t表示时间。F2表示第二频率信号，F3,S表示第三正弦信号，A表示IA的电压增益。
由于与IA的带宽相应的频率fc高于频率f0但低于2f0，因此在高于2f0的频带中获得的放大级别可能并不充足。在此示例中，等式32和等式33可分别近似为等式34和等式35。
[等式34]
[等式35]
在等式34和等式35中，V3表示第三电压，V4表示第四电压，A表示IA的电压增益，ZIM表示生物阻抗的虚部，I表示由电源供应的电流的幅度，t表示时间。
由于IA的带宽低于频率2f0，因此即使在第三电压V3和第四电压V4近似为等式34和等式35时，仍可按与在IA的带宽高于或等于2f0时相同的方式用等式36来表示输出电压V0。
[等式36]
在等式36中，V0表示输出电压，A表示IA的电压增益，ZIM表示生物阻抗的虚部，I表示由电源供应的电流的幅度。
因此，根据示例，可通过在测量频率的阻抗时使用具有相对低的带宽的IA来实现生物阻抗测量电路的功耗降低。另外，甚至可以用具有低带宽的IA来测量高频的生物阻抗。
在以上描述中，可用乘法器来实现图3A和图3B中示出的斩波器。
图4是示出还包括控制器160的生物阻抗测量设备400的示例的框图。参照图4，生物阻抗测量设备400包括图1的电流施加器110、接触器115、中间调制器120、放大器130、解调器140、选择器145和滤波器150，还包括控制器160。
控制器160确定在电流施加器110中使用的第一频率、在中间调制器120中使用的第二频率以及在解调器140中使用的第三频率。
例如，控制器160可基于将被测量的生物阻抗的类型来确定第一频率。控制器160可在确定第一频率的过程中使用映射表。当将被测量的生物阻抗的类型被确定时，控制器160可使用映射表确定与生物阻抗的类型相应的频率。控制器160可将与生物阻抗的类型相应的频率确定为第一频率。
控制器160可基于放大器130的规格来确定第三频率。例如，控制器160可按照使将由解调器140解调的第三频率的信号被放大器130充分放大的方式来确定第三频率。在此示例中，控制器160可基于第一频率和第三频率来确定第二频率。例如，控制器160可将第二频率确定为这样的频率：该频率是第一频率和第三频率之间的差。
可选地，控制器160可按照使中间调制器120的输出信号被包括在放大器130的IA的带宽中的方式来确定第二频率。也就是说，控制器160可按照这样的方式来确定第二频率：使具有通过将第一频率减去第二频率所获得的值的频率低于或等于与放大器的带宽相应的频率fc。在此示例中，控制器160可基于第一频率和第二频率来确定第三频率。例如，控制器160可将第三频率确定为这样的频率：该频率是第一频率和第二频率之间的差。
虽然附图中未示出，但是控制器160还可包括频率产生器。频率产生器可产生与第一频率相应的第一频率信号、与第二频率相应的第二频率信号、与第三频率相应的第三正弦信号以及与第三频率相应的第三余弦信号。控制器160可将第一频率信号提供给电流施加器110，将第二频率信号提供给中间调制器120，并将第三正弦信号和第三余弦信号提供给选择器145。
控制器160可提供用于控制选择器145的MUX的选择信号SEL。控制器160可将具有第一逻辑值的选择信号SEL提供给选择器145以测量生物阻抗的实部。另外，控制器160可将具有第二逻辑值的选择信号SEL提供给选择器145以测量生物阻抗的虚部。
控制器160可按预定周期将具有第一逻辑值的选择信号SEL和具有第二逻辑值的选择信号SEL交替地提供给选择器145。在此示例中，选择器145可按预定周期交替地选择第三正弦信号和第三余弦信号。解调器140可按预定周期交替地对生物阻抗的实部和虚部进行解调。
图5A和图5B是示出还包括控制器510的生物阻抗测量电路500的示例的电路图。参照图5A和图5B，生物阻抗测量电路500包括图3A和图3B的电流施加器310、接触器320、中间调制器330、放大器340、解调器350、选择器360和滤波器370，还包括控制器510。
控制器510将第一频率信号F1提供给包括在电流施加器310中的斩波器。控制器510将第二频率信号F2提供给包括在中间调制器330中的斩波器。控制器510将第三正弦信号F3,S和第三余弦信号F3,C提供给包括在选择器360中的MUX。控制器510将选择信号SEL提供给选择器360的MUX。由于可直接应用参照图3A、图3B和图4示出的技术特征，因此将省略详细描述。
包括在图5A的接触器320中的两个端子根据2端子测量方法连接到生物体325。包括在图5B的接触器320中的四个端子根据4端子测量方法连接到生物体325。
图6是示出包括多个解调器的生物阻抗测量设备600的示例的框图。参照图6，生物阻抗测量设备600包括图1的电流施加器110、接触器115、中间调制器120和放大器130，并另外地包括实部调制器610和虚部解调器630。
实部解调器610对放大器130的输出信号进行解调以测量生物阻抗的实部。虚部解调器630对放大器130的输出信号进行解调以测量生物阻抗的虚部。
滤波器620去除实部解调器610的输出信号的高频分量以产生第一输出电压。滤波器640去除虚部解调器630的输出信号的高频分量以产生第二输出电压。
由于实部解调器610和虚部解调器630可应用参照图1A至图3B示出的技术特征，因此将省略详细描述。
图7A和图7B是示出包括多个解调器的生物阻抗测量电路700的示例的电路图。参照图7A和图7B，生物阻抗测量电路700包括图3A和图3B的电流施加器310、接触器320和中间调制器330，还包括初级放大器750、第一解调器710、第一滤波器720、第二解调器730和第二滤波器740。第一解调器710和第二解调器730均包括次级放大器和斩波器。第一滤波器720和第二滤波器740均包括LPF。第一解调器710的斩波器和第二解调器720的斩波器利用包括在初级放大器750中的IA的输出来进行输入。
第一解调器710的次级放大器通过对第三电压V3进行放大来输出第四电压V4。第一解调器710的斩波器通过使用第三余弦信号F3,C对第四电压V4进行解调来产生第五电压V5，以测量生物阻抗的实部。第二解调器730的次级放大器通过对第三电压V3进行放大来输出第六电压V6，第二解调器730的斩波器通过使用第三正弦信号F3,S对第六电压V6进行解调来产生第七电压V7，以测量生物阻抗的虚部。由于参照图1A至图3B和图6示出的技术特征可直接应用于第一解调器710的斩波器和第二解调器730的斩波器，因此将省略详细描述。
图7A的接触器320的两个端子根据2端子测量方法连接到生物体325。图7B的接触器320的四个端子根据4端子测量方法连接到生物体325。
图8是示出生物阻抗测量方法的示例的操作流程图。参照图8，在操作810，生物阻抗测量方法包括将第一频率的电流提供给与生物体接触的电极。在操作820，生物阻抗测量方法包括使用第二频率对当电流流过生物体时产生的电压进行调制。在操作830，生物阻抗测量方法包括由放大器对调制后的电压进行放大。在操作840，生物阻抗测量方法包括使用第三频率对放大后的电压进行解调。在操作850，生物阻抗测量方法包括对解调后的电压进行滤波，即，从解调后的电压的频带去除比第三频率高的频率的信号。由于参照图1A至图7B示出的技术特征可直接应用于图8的操作，因此将省略详细描述。
图9是示出确定频率的方法的示例的操作流程图。参照图9，在操作910，所述方法包括基于将被测量的生物阻抗的类型确定第一频率。在操作920，所述方法包括基于放大器的带宽确定第三频率。在操作930，所述方法包括基于第一频率和第三频率确定第二频率。
确定频率的方法可由图4的控制器160、图5A的控制器510或图5B的控制器510来执行。例如，放大器的带宽可约为10kHz，从电流施加器输出的AC的频率可约为100kHz。控制器可将第三频率确定为约2kHz，使得第三频率完全被包括在放大器的带宽中。另外，控制器可通过将第一频率减去第三频率来确定第二频率。第二频率可被确定为100kHz-2kHz＝98kHz。
可使用一个或更多个硬件组件、一个或更多个软件组件、或一个或更多个硬件组件和一个或更多个软件组件的组合来实现以上描述的各种模块、元件和方法。
例如，硬件组件可以是在物理上执行一个或更多个操作的物理装置，但不限于此。硬件组件的示例包括麦克风、放大器、低通滤波器、高通滤波器、带通滤波器、模数转换器、数模转换器和处理装置。
例如，软件组件可由被用于执行一个或更多个操作的软件或指令控制的处理装置实施，但是不限于此。计算机、控制器或其它控制装置可使处理装置运行软件或执行指令。一个软件组件可由一个处理装置实施，或者两个或更多个软件组件可由一个处理装置实施，或者一个软件组件可由两个或更多个处理装置实施，或者两个或更多个软件组件可由两个或更多个处理装置实施。
例如，处理装置可使用一个或更多个通用或专用计算机来实现，诸如处理器、控制器和算术逻辑单元、数字信号处理器、微计算机、现场可编程阵列、可编程逻辑单元、微处理器或能够运行软件或执行指令的任何其它装置。处理装置可运行操作系统(OS)，并可运行在OS下操作的一个或更多个软件应用。当运行软件或执行指令时，处理装置可访问、存储、操纵、处理和创建数据。为简单起见，在描述中使用单数术语“处理装置”，但是本领域的普通技术人员将认识到，处理装置可包括多个处理元件和多种类型的处理元件。例如，处理装置可包括一个或更多个处理器，或者包括一个或更多个处理器和一个或更多个控制器。另外，不同的处理构造是可行的，诸如并行处理器或多核处理器。
被构造为实施用于执行操作A的软件组件的处理装置可包括被编程为运行软件或执行指令以控制处理器执行操作A的处理器。另外，例如，被构造为实施用于执行操作A、操作B和操作C的软件组件的处理装置可具有各种构造，诸如被构造为实施用于执行操作A、操作B和操作C的软件组件的处理器；被构造为实施用于执行操作A的软件组件的第一处理器，和被构造为实施用于执行操作B和操作C的软件组件的第二处理器；被构造为实施用于执行操作A和操作B的软件组件的第一处理器，和被构造为实施用于执行操作C的软件组件的第二处理器；被构造为实施用于执行操作A的软件组件的第一处理器，被构造为实施用于执行操作B的软件组件的第二处理器，和被构造为实现用于实施操作C的软件组件的第三处理器；被构造为实施用于执行操作A、操作B和操作C的软件组件的第一处理器，和被构造为实施用于执行操作A、操作B和操作C的软件组件的第二处理器；或者均实施操作A、操作B和操作C中的一个或更多个操作的一个或更多个处理器的任何其它构造。虽然这些示例表示了三个操作A、B、C，但是可实现的操作的数量不限于三个，而可以是实现期望结果或执行期望任务所需的操作的任意数量。
用于控制处理装置实施软件组件的软件或指令可包括用于独立地或共同地指示或配置处理装置执行一个或更多个期望操作的计算机程序、代码段、指令或其某个组合。软件或指令可包括可由处理装置直接执行的机器代码(诸如由编译器产生的机器代码)和/或可由处理装置使用解释器执行的更高级代码。软件或指令以及任何相关数据、数据文件和数据结构可被永久地或暂时地实现在任何类型的机器、组件、物理或虚拟设备、计算机存储介质或装置、或者能够向处理装置提供指令或数据或被处理装置解释的传播信号波中。软件或指令以及任何相关数据、数据文件和数据结构还可分布于联网的计算机系统中，使得软件或指令以及任何相关数据、数据文件和数据结构以分布式方式存储和执行。
例如，软件或指令以及任何相关数据、数据文件和数据结构可记录、存储或固定在一个或更多个非暂时性计算机可读存储介质中。非暂时性计算机可读存储介质可以是能够存储软件或指令以及任何相关数据、数据文件和数据结构使得它们可被计算机系统或处理装置读取的任何数据存储装置。非暂时性计算机可读存储介质的示例包括只读存储器(ROM)、随机存取存储器(RAM)、闪存、CD-ROM、CD-R、CD+R、CD-RW、CD+RW、DVD-ROM、DVD-R、DVD+R、DVD-RW、DVD+RW、DVD-RAM、BD-ROM、BD-R、BD-R LTH、BD-RE、磁带、软盘、磁光数据存储装置、光学数据存储装置、硬盘、固态盘或本领域的普通技术人员公知的任何其它非暂时性计算机可读存储介质。
用于实现在此公开的示例的功能程序、代码和代码段可由示例所属领域的编程技术人员基于附图和这里提供的它们的相应描述容易地解释。
虽然本公开包括特定示例，但是对本领域的普通技术人员将显而易见的是，在不脱离权利要求及其等同物的精神和范围的情况下，可在这些示例中做出形式和细节上的各种改变。在此描述的示例应仅被视为描述性意义，而不是为了限制的目的。对各个示例中的特征或方面的描述应被视为适用于其它示例中的相似特征或方面。如果所描述的技术按不同顺序执行，和/或如果所描述的系统、架构、装置或电路中的组件以不同方式组合和/或被其它组件或其等同物替代或补充，则可实现合适的结果。因此，本公开的范围不是由具体实施方式限定的，而是由权利要求及其等同物限定的，并且在权利要求及其等同物的范围内的所有变化应被解释为包括在本公开中。

Claims (19)

1.一种生物阻抗测量设备，包括：
电流施加器，被构造为基于第一控制信号将电流提供给与身体接触的多个端子；
调制器，被构造为基于第二控制信号对当电流流过身体时所产生的电压进行调制；
放大器，被构造为对调制后的电压进行放大；
解调器，被构造为基于第三控制信号对放大后的电压进行解调。
2.如权利要求1所述的生物阻抗测量设备，其中，第三控制信号具有第三频率，其中，第三频率是第一控制信号的第一频率和第二控制信号的第二频率之间的差。
3.如权利要求1所述的生物阻抗测量设备，其中，第三控制信号具有基于放大器的带宽而确定的第三频率。
4.如权利要求1所述的生物阻抗测量设备，其中，第二控制信号具有第二频率，其中，第二频率按照使通过从第一控制信号的第一频率减去第二频率所获得的频率处于放大器的带宽中的方式被确定。
5.如权利要求1所述的生物阻抗测量设备，其中，第一控制信号基于将被测量的生物阻抗的特征而被确定。
6.如权利要求1所述的生物阻抗测量设备，其中，放大器被构造为：
对基于第二控制信号产生的信号进行放大，其中，第二控制信号基于第一控制信号和第三控制信号被确定。
7.如权利要求1所述的生物阻抗测量设备，其中：
调制器被构造为产生通过将第二控制信号的第二频率与第一控制信号的第一频率相加而获得的频率的第一中间信号、以及通过从第一频率减去第二频率而获得的频率的第二中间信号；
放大器被构造为选择性地对第一中间信号和第二中间信号之中的第二中间信号进行放大。
8.如权利要求1所述的生物阻抗测量设备，还包括：
选择器，被构造为选择第四控制信号和第五控制信号之一作为第三控制信号，其中，第四控制信号和第五控制信号具有不同的相位。
9.如权利要求8所述的生物阻抗测量设备，其中，选择器被构造为：
选择第四控制信号以测量生物阻抗的实部；
选择第五控制信号以测量生物阻抗的虚部。
10.如权利要求8所述的生物阻抗测量设备，其中，选择器被构造为：
按预定周期交替地选择第四控制信号和第五控制信号。
11.如权利要求1所述的生物阻抗测量设备，还包括：
多个端子，被构造为与身体接触使得电流流过身体。
12.一种生物阻抗测量方法，包括：
基于第一控制信号将电流提供给与身体接触的多个端子；
基于第二控制信号对当电流流过身体时所产生的电压进行调制；
对调制后的电压进行放大；
基于第三控制信号对放大后的电压进行解调。
13.如权利要求12所述的生物阻抗测量方法，还包括：
基于将被测量的生物阻抗的特征来确定第一控制信号；
基于放大器的带宽来确定第三控制信号；
基于第一控制信号和第三控制信号来确定第二控制信号。
14.如权利要求13所述的生物阻抗测量方法，其中，确定第二控制信号的步骤包括：
将第二控制信号的第二频率确定为第一控制信号的第一频率和第三控制信号的第三频率之间的差。
15.如权利要求13所述的生物阻抗测量方法，其中，确定第三控制信号的步骤包括：
按照使第三控制信号的第三频率处于放大器的带宽中的方式来确定第三频率。
16.如权利要求12所述的生物阻抗测量方法，其中：
调制的步骤包括：产生通过将第二控制信号的第二频率与第一控制信号的第一频率相加而获得的频率的第一中间信号、以及通过从第一频率减去第二频率而获得的频率的第二中间信号；
放大的步骤包括：选择性地对第一中间信号和第二中间信号之中的第二中间信号进行放大。
17.如权利要求12所述的生物阻抗测量方法，其中，解调的步骤包括：
选择第四控制信号和第五控制信号之一作为第三控制信号，其中，第四控制信号和第五控制信号具有不同的相位。
18.如权利要求17所述的生物阻抗测量方法，其中，选择的步骤包括：
选择第四控制信号以测量生物阻抗的实部；
选择第五控制信号以测量生物阻抗的虚部。
19.如权利要求17所述的生物阻抗测量方法，其中，选择的步骤包括：
按预定周期交替地选择第四控制信号和第五控制信号。
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Families Citing this family (16)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US20190192064A1 (en) * 2012-09-12 2019-06-27 Mb Device Llc Micro-device and system for determining physiological condition of cervical tissue
US10653333B2 (en) 2014-11-13 2020-05-19 Ori Diagnostic Instruments, LLC Systems and methods for high frequency impedance spectroscopy detection of daily changes of dielectric properties of the human body to measure body composition and hydration status
KR101872227B1 (ko) * 2016-08-26 2018-06-28 황인오 피부 수화도 측정 장치 및 방법
KR101892816B1 (ko) * 2016-10-31 2018-08-28 인천대학교 산학협력단 피부 상태 측정 장치, 그를 이용한 피부 상태 정보 제공 방법 및 컴퓨터 프로그램
TWI598073B (zh) * 2016-12-15 2017-09-11 財團法人工業技術研究院 生理訊號量測方法及生理訊號量測裝置
US10401465B2 (en) * 2016-12-15 2019-09-03 Stmicroelectronics S.R.L. Compensation and calibration for a low power bio-impedance measurement device
KR20180087043A (ko) * 2017-01-24 2018-08-01 삼성전자주식회사 생체 임피던스 측정 장치 및 방법과, 생체 정보 측정 장치 및 방법
KR102042898B1 (ko) * 2017-10-31 2019-11-27 한국 한의학 연구원 다중 주파수 생체임피던스 측정을 이용한 건강정보 획득 장치 및 방법
KR102636390B1 (ko) * 2018-10-31 2024-02-14 한국 한의학 연구원 생체신호를 이용하는 허증 판별 방법 및 허증 판별 장치
CN111134674B (zh) * 2018-11-09 2021-10-08 上海交通大学 基于频分复用数据压缩技术的生物电阻抗断层成像系统
DE102019203052B4 (de) * 2019-03-06 2022-01-13 Technische Hochschule Lübeck Verfahren und Vorrichtung zur Detektion von Zwerchfellkontraktionen
WO2020210949A1 (zh) * 2019-04-15 2020-10-22 麦层移动健康管理有限公司 一种用于检测体内组织特征信息的非侵入性方法及其系统
WO2020232706A1 (zh) * 2019-05-23 2020-11-26 麦层移动健康管理有限公司 测量体液及其变化以及测量血流量变化的方法和装置
CN111141786A (zh) * 2020-03-02 2020-05-12 北京他山科技有限公司 一种实时检测烤肉成熟度的方法
KR102379568B1 (ko) * 2020-04-23 2022-03-28 울산과학기술원 바이오 인피던스 계측용 시스템
KR102651909B1 (ko) * 2020-12-28 2024-03-27 한국과학기술원 임피던스 측정 장치 및 임피던스 측정 방법

Citations (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US5631555A (en) * 1994-09-29 1997-05-20 Hamamatsu Photonics K.K. Voltage measurement system
EP1786322A1 (en) * 2004-06-18 2007-05-23 Tallinn University of Technology Simultaneous discrete-time analysis of features of substances
DE102011002413A1 (de) * 2011-01-04 2012-07-05 Robert Bosch Gmbh THz Bildgebung mit kombiniertem Empfang aus Korrelation und Überlagerung

Family Cites Families (26)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
DE2651031C2 (de) 1976-11-09 1982-04-01 Bruker Medizintechnik Gmbh, 7512 Rheinstetten Defibrillator
JP2672327B2 (ja) 1988-05-10 1997-11-05 シチズン時計株式会社 生体情報測定装置
US5382956A (en) 1992-04-30 1995-01-17 Hewlett Packard Co Integrated circuit for physiological signal measurement
US5206602A (en) 1992-04-30 1993-04-27 Hewlett-Packard Company Biomedical amplifier circuit
US6525862B2 (en) 1996-10-30 2003-02-25 Photogen, Inc. Methods and apparatus for optical imaging
US7499745B2 (en) 2000-02-28 2009-03-03 Barbara Ann Karmanos Cancer Institute Multidimensional bioelectrical tissue analyzer
US6882166B2 (en) 2001-07-06 2005-04-19 Aspect Medical Systems, Inc. System and method for measuring the validity of a bioelectric impedance measurement in the presence of interference
KR100707984B1 (ko) 2003-02-22 2007-04-16 송철규 생체 임피던스를 이용한 동작 분석 장치 및 방법
DE602005004282T2 (de) 2005-08-17 2008-11-27 Osypka Medical Gmbh Digitale Demodulationsvorrichtung und -verfahren zur Messung der elektrischen Bioimpedanz oder Bioadmittanz
WO2007126731A2 (en) 2006-03-29 2007-11-08 Rosemount Inc. Capacitance sensing circuit
US7391257B1 (en) 2007-01-31 2008-06-24 Medtronic, Inc. Chopper-stabilized instrumentation amplifier for impedance measurement
US7385443B1 (en) 2007-01-31 2008-06-10 Medtronic, Inc. Chopper-stabilized instrumentation amplifier
US9615744B2 (en) 2007-01-31 2017-04-11 Medtronic, Inc. Chopper-stabilized instrumentation amplifier for impedance measurement
KR20070044825A (ko) 2007-04-10 2007-04-30 이영국 교류정전류원을 사용하지 않는 2점식 체지방 측정 방법
US7714757B2 (en) 2007-09-26 2010-05-11 Medtronic, Inc. Chopper-stabilized analog-to-digital converter
US8938292B2 (en) 2008-07-31 2015-01-20 Medtronic, Inc. Estimating cardiovascular pressure and volume using impedance measurements
WO2010048107A2 (en) 2008-10-20 2010-04-29 The Regents Of The University Of Michigan Bioamplifier for neural interfaces
EP2294979B1 (en) * 2009-09-14 2013-12-18 Imec Method and electronic medical device for simultaneously measuring an impedance and a biopotential signal
KR101056016B1 (ko) 2009-10-06 2011-08-10 한국과학기술원 맥파 전달 속도 측정 장치, 방법 및 이를 포함하는 진단 시스템
KR101101118B1 (ko) 2010-04-28 2012-01-05 주식회사 엠아이텍 생체와 자극전극 사이의 계면 임피던스 측정 장치
KR20120068430A (ko) 2010-12-17 2012-06-27 주식회사 샤인 생체로부터 추출된 혈액의 이온 및 점도상태 측정장치
KR101114720B1 (ko) 2011-02-15 2012-03-02 주식회사 바이오스페이스 생체 임피던스 측정 장치 및 그 측정 방법
ITMI20111177A1 (it) 2011-06-28 2012-12-29 St Microelectronics Srl Metodo e dispositivo per misurare l'impedenza elettrica di tessuti biologici
JP2013128716A (ja) 2011-12-22 2013-07-04 Renesas Electronics Corp 生体電気インピーダンス測定装置
JP2013132326A (ja) 2011-12-26 2013-07-08 Tanita Corp 生体インピーダンス測定装置及び生体インピーダンス測定方法
KR102026740B1 (ko) 2012-02-07 2019-09-30 삼성전자주식회사 생체신호 측정용 전극 및 그 제조방법과, 생체신호 측정 시스템

Patent Citations (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US5631555A (en) * 1994-09-29 1997-05-20 Hamamatsu Photonics K.K. Voltage measurement system
EP1786322A1 (en) * 2004-06-18 2007-05-23 Tallinn University of Technology Simultaneous discrete-time analysis of features of substances
DE102011002413A1 (de) * 2011-01-04 2012-07-05 Robert Bosch Gmbh THz Bildgebung mit kombiniertem Empfang aus Korrelation und Überlagerung

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