CN105662411B - 一种交流阻抗测量电路及方法 - Google Patents

一种交流阻抗测量电路及方法 Download PDF

Info

Publication number
CN105662411B
CN105662411B CN201610100889.XA CN201610100889A CN105662411B CN 105662411 B CN105662411 B CN 105662411B CN 201610100889 A CN201610100889 A CN 201610100889A CN 105662411 B CN105662411 B CN 105662411B
Authority
CN
China
Prior art keywords
resistance
impedance
circuit
signal
measured
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.)
Active
Application number
CN201610100889.XA
Other languages
English (en)
Other versions
CN105662411A (zh
Inventor
李晓
万巍
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.)
Chipsea Technologies Shenzhen Co Ltd
Original Assignee
Chipsea Technologies Shenzhen Co Ltd
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 Chipsea Technologies Shenzhen Co Ltd filed Critical Chipsea Technologies Shenzhen Co Ltd
Priority to CN201610100889.XA priority Critical patent/CN105662411B/zh
Publication of CN105662411A publication Critical patent/CN105662411A/zh
Application granted granted Critical
Publication of CN105662411B publication Critical patent/CN105662411B/zh
Active legal-status Critical Current
Anticipated expiration legal-status Critical

Links

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
    • A61B5/0537—Measuring body composition by impedance, e.g. tissue hydration or fat content

Landscapes

  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • Molecular Biology (AREA)
  • Radiology & Medical Imaging (AREA)
  • Biophysics (AREA)
  • Pathology (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
  • Heart & Thoracic Surgery (AREA)
  • Medical Informatics (AREA)
  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Surgery (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Measurement Of Resistance Or Impedance (AREA)
  • Measurement And Recording Of Electrical Phenomena And Electrical Characteristics Of The Living Body (AREA)

Abstract

本发明公开了一种交流阻抗测量电路，包括正弦电流发生器、以及整流滤波电路，其中正弦电流发生器产生正弦激励电流用于施加在待测人体两端，而整流滤波电路则从上述待测人体两端获取正弦电压信号，正弦电压信号输送给整流滤波电路进行整流，并整流直流信号，所述直流信号包含了待测人体的阻抗信息。本发明设计的交流阻抗测量电路及方法，可以通过单一频率准确测量阻容网络的阻抗绝对值和相位值，且具有更简化的电路和更低的成本，能够快速、准确地为人们提供测试结果。

Description

一种交流阻抗测量电路及方法
技术领域
本发明属于阻抗测量领域，特别是一种适用于人体交流阻抗测量的方法。
背景技术
近年随着人们生活水平的提高，对自身的健康状况日益关注。例如，人们除了关注自己的体重之外，还进一步开始关注人体脂肪的含量，从而可以更加准确的把握自身的胖瘦程度。技术上测量脂肪含量有多种方法，例如经典的水下称重法，CT扫描法，以及人体阻抗测量法。
人体阻抗测量的方法的基本原理是人体脂肪含水极小，因此相对于人体其他组织其阻抗很高；通过测量人体阻抗可以大致判断人体脂肪和非脂肪组织的比例，从而推算脂肪含量。人体阻抗测量大致分为直流阻抗测量和交流阻抗测量。直流阻抗测量通过在人体两个不同点输入直流电流，测量两点之间的电压来获得该两点之间的阻抗，优点是测量电路简单，缺点是测量结果包含了人体皮肤的阻抗；而在直流情况下，人体皮肤阻抗的值很大，且容易受皮肤自身状况和测量电极和皮肤接触状况影响，因此总的人体阻抗测量结果的准确度较差。
交流阻抗测量将直流阻抗测量中的直流激励电流改为交流激励电流，从而使得人体皮肤阻抗的大幅度下降，成为总阻抗中可以忽略的部分，因此具有更高的准确度；但其缺点是电路较为复杂。此外，更准确分析显示，人体是一个阻容网络，因此交流阻抗测量能够分析阻容网络和直流测量不能。
为了更加精确地分析人体的组成成分，仅仅测量人体阻抗的绝对值是不够的，还必须分析人体阻抗的相位特征，从而判断人体阻容网络的构成。例如可以通过多个频率的测量解析出阻容网络电阻和电容的值。但人体阻容网络的电阻和电容本身是一个和频率相关的量，因此多个频率的测量办法解析出的电阻和电容值是不准确的。采用单一频率进行阻容测量，有I/Q解调技术，例如TI的AFE4300人体阻抗测量芯片采用I/Q解调技术来实现单一频率下阻容网络的实时测量，可以得到阻容网络的绝对值和相位信息。但I/Q调制方法需要两套整流电路同时工作，电路上实现的代价较大，不利于降低电路复杂性和成本。在实时性要求不高的场合采用I/Q模式测量阻容网络不是经济的做法。
如专利申请201210215174.0所描述的一种人体阻抗测量方法、装置及设备，该方法包括：获得第一非固定电极对在人体的躯干的第一测量部位获得的第一测量电流值和电压值以及在躯干的第二测量部位获得的第二测量电流值和电压值；获得第二非固定电极对在躯干的第三测量部位获得的第三测量电流值和电压值以及在躯干的第四测量部位获得的第四测量电流值和电压值；其中，第一、二、三、四测量电流值均等于一电流值；根据第一、二、三、四测量电压值及电流值，获得第一、第二测量部位之间的第一阻抗值、第一、三测量部位之间的第二阻抗值、第二、四测量部位之间的第三阻抗值和第三、四测量部位之间的第四阻抗值。本发明的方案可以提高人体阻抗的测量准确度，但是仍然存在电路实现复杂、成本高的缺陷，不利于降低电路复杂性和成本。
发明内容
为解决上述问题，本发明的目的在于提供一种交流阻抗测量电路及方法，该电路及方法可以通过单一频率测量阻容网络的阻抗绝对值和相位值，且具有更简化的电路和更低的成本。
为实现上述目的，本发明的技术方案如下。
一种交流阻抗测量电路，包括正弦电流发生器、以及整流滤波电路，其中正弦电流发生器产生正弦激励电流用于施加在待测人体两端，而整流滤波电路则从上述待测人体两端获取正弦电压信号，正弦电压信号输送给整流滤波电路进行整流，并整流直流信号，所述直流信号包含了待测人体的阻抗信息。
其中所述整流滤波电路具有两种模式：全波整流模式以及MIX模式。
正弦电流发生器设置于待测阻容网络(一般为人体)两端，而整流滤波电路也接于阻容网络两端，从阻容网络两端读取正弦电压信号并整流为直流信号，直流信号从接于整流滤波电路的电容C20两端RCF0和RCF1输出。直流信号送入ADC进行模拟数字转换就可以得到阻容网络对应的电压值并换算出阻抗。
进一步，正弦电流发生器包括直接数字合成器DDS1、数字模拟转换器DAC1、低通滤波器LPF1；直接数字合成器后接有数字模拟转换器DAC1，数字模拟转换器DAC1后又接有低通滤波器LPF1，直接数字合成器DDS1产生的正弦数字激励送入数字模拟转换器DAC1，然后转换成模拟信号送入低通滤波器LPF1输出正弦电压信号SINO，通过高通滤波器接到运算放大器OPA1的负输入端SINI；运算放大器OPA1的正输入端接共模电压VCM；待测阻容网络分别通过开关SW13接在SINI和运算放大器OPA1的输出端。
所述高通滤波器由R10和C10串联于一起构成。
控制信号可以控制SW13的断开或闭合，当上述某开关闭合时，则表示测试对应该支路的阻抗。在运算放大器OPA1的作用下，SINI和VCM电压近似相等，但SINO的正弦电压信号转换为正弦电流信号流经阻容网络，并在其两端产生电压信号VSP0和VSN0；阻容网络可以是校准电阻，也可以是待测的人体组织。通过两个已知阻值的校准电阻实现阻容网络，可以获得该阻抗测试电路的阻抗Z-电压Vrms的线性转换方程的斜率K以及失调Vos。
所述整流滤波电路包括有单端转差分电路、运算放大器、差分运算电路及低通滤波器，其中，阻容网络的两端电压信号VSP0和VSN0送入整流滤波电路后，首先进入单端转差分电路转换为差分信号VSP1和VSN1输出，VSP1和VSN1通过2选1开关SW20、SW21送入由运算放大器OPA2以及差分运算电路整流后，送入低通滤波器滤波，在低通滤波器的电容C20两端RCF1、RCF0得到阻容网络阻抗Z对应的直流电压Vrms。
进一步，2选1开关SW20的输入分别接VSP1和VSN1，输出接VINP；差分运算电路是由电阻R20-R23构成，电阻R20的一端接VINP，其另一端接电阻R22的一端，并接至运算放大器OPA2的正输入端；电阻R22的另一端接运算放大器负输出端；2选1开关SW21的输入分别接VSP1和VSN1，输出接VINN；电阻R21的一端接VINN，其另一端接电阻R23的一端，并接至运算放大器OPA2的负输入端；电阻R23的另一端接运算放大器正输出端；2选1开关SW20以及SW21连接于时序发生器，受时序发生器产生的开关信号SWP、SWN控制，但SWP和SWN固定为反相关系，因此仅仅通过SWP就可以理解系统的工作原理。时序产生器通过输入VSP0、VSN0相对关系(全波整流)，以及SINO和SINI的相对关系(MIX整流)产生数字控制信号SWP和SWN。当SWP为高电平时，SW20选择VSP1接VINP，SW21选择VSN1接VINN；当SWP为低电平时，SW20选择VSN1接VINP，而SW21选择VSP1接VINN。
所述时序产生器由两个2选1开关SW22、SW23，以及比较器CMP0组成。2选1开关SW22输入接VSP0和SINI，输出接比较器CMP0的正输入端；2选1开关SW23输入接VSN0和SINO，输出接比较器CMP0的负输入端；比较器CMP0的正输出SWP，负输出端为SWN。整流模式选择信号可控制SW22、SW23的选择，当选择全波整流模式时，SW22将VSP0接入，SW23将VSN0接入；当选择MIX整流模式时，SW22将SINI接入，SW23将SINO接入。
本发明还提供一种交流阻抗测量方法，其特征在于该方法包括如下步骤：
101、采用至少两个阻值不同的标准电阻R0以及R1进行校准，得到不同频率的正弦激励、不同整流模式下阻抗Z-电压Vrms的线性转换方程Vrms＝K*Z+VOS的斜率K以及失调Vos的值；定义全波整流模式下转换方程斜率为Kf，失调为Vos,f；MIX模式下转换方程斜率为Km，失调为Vos,m；
102、对于待测阻容网络，采用全波整流模式测量得到电压值Vrms,f，Vrms,f＝Kbf·|Z|+Vos,f；
103、对于待测阻容网络，采用MIX模式测量得到电压值Vrms,m，Vrms,m＝Kbm·|Z|·cosθ+Vos,m；
104、待测阻容网络阻抗绝对值|Z|＝(Vrms,f-Vos,f)/Kbf，待测阻容网络的相角为θ＝-arccos[(Vrms,m-Vos,m)/(Vrms,f-Vos,f)·(Kbf/Kbm)]；
以上步骤102和步骤103可以交换而不影响测量效果。
因此，本发明设计的交流阻抗测量电路及方法，可以通过单一频率准确测量阻容网络的阻抗绝对值和相位值，且具有更简化的电路和更低的成本，能够快速、准确地为人们提供测试结果。
附图说明
图1是本发明所实施的人体阻抗测量电路的电路图。
图2是本发明所实施的整流滤波电路的电路图。
图3是本发明所实施的时序产生器的电路图。
具体实施方式
为了使本发明的目的、技术方案及优点更加清楚明白，以下结合附图及实施例，对本发明进行进一步详细说明。应当理解，此处所描述的具体实施例仅仅用以解释本发明，并不用于限定本发明。
请参照图1、图2、图3所示，参见附图1所示为人体阻抗测量电路的实施例100，其中正弦电流发生器110产生用于测量的正弦激励电流施加在待测阻容网络(一般为人体)130两端，而整流滤波电路120从阻容网络130两端读取正弦电压信号并整流为直流信号，从电容C20两端RCF0和RCF1输出。C20两端的直流信号送入ADC进行模拟数字转换就可以得到阻容网络130对应的电压值并换算出阻抗。正弦电流发生器110包括直接数字合成器DDS1，产生的正弦数字激励送入数字模拟转换器DAC1，然后转换成模拟信号送入低通滤波器LPF1输出正弦电压信号SINO，通过C10和R10组成的高通滤波器接到运算放大器OPA1的负输入端SINI；运算放大器OPA1的正输入端接共模电压VCM；待测阻容网络130分别通过开关SW13接在SINI和运算放大器OPA1的输出端；控制信号(未示出)可以控制SW13的断开或闭合，当上述某开关闭合时，则表示测试对应该支路的阻抗。在运算放大器OPA1的作用下，SINI和VCM电压近似相等，但SINO的正弦电压信号转换为正弦电流信号流经阻容网络130，并在其两端产生电压信号VSP0和VSN0；阻容网络130可以是校准电阻，也可以是待测的人体组织。通过两个已知阻值的校准电阻实现阻容网络130，可以获得该阻抗测试电路的阻抗Z-电压Vrms的线性转换方程的斜率K以及失调Vos。
参见附图2所示为整流滤波电路实施例120的内部电路图。阻容网络130两端电压信号VSP0和VSN0送入整流滤波电路120后，首先进入单端转差分电路121转换为差分信号VSP1和VSN1输出。VSP1和VSN1通过2选1开关SW20、SW21送入由运算放大器OPA2以及电阻R20～R23组成的差分运算电路整流后，送入由电阻R24、R25以及电容C20组成的低通滤波器滤波，在电容C20两端RCF1、RCF0得到阻容网络130阻抗Z对应的直流电压Vrms。2选1开关SW20的输入分别接VSP1和VSN1，输出接VINP；电阻R20的一端接VINP，其另一端接电阻R22的一端，并接至运算放大器OPA2的正输入端；电阻R22的另一端接运算放大器负输出端。2选1开关SW21的输入分别接VSP1和VSN1，输出接VINN；电阻R21的一端接VINN，其另一端接电阻R23的一端，并接至运算放大器OPA2的负输入端；电阻R23的另一端接运算放大器正输出端。2选1开关SW20以及SW21受时序发生器122产生的开关信号SWP、SWN控制，但SWP和SWN固定为反相关系，因此仅仅通过SWP就可以理解系统的工作原理。时序产生器122通过输入VSP0、VSN0相对关系(全波整流)，以及SINO和SINI的相对关系(MIX整流)产生数字控制信号SWP和SWN。当SWP为高电平时，SW20选择VSP1接VINP，SW21选择VSN1接VINN；当SWP为低电平时，SW20选择VSN1接VINP，而SW21选择VSP1接VINN。
参见附图3所示为时序产生器122的内部结构图。时序产生器122由两个2选1开关SW22、SW23，以及比较器CMP0组成。2选1开关SW22输入接VSP0和SINI，输出接比较器CMP0的正输入端；2选1开关SW23输入接VSN0和SINO，输出接比较器CMP0的负输入端；比较器CMP0的正输出SWP，负输出端为SWN。整流模式选择信号(未示出)可控制SW22、SW23的选择，当选择全波整流模式时，SW22将VSP0接入，SW23将VSN0接入；当选择MIX整流模式时，SW22将SINI接入，SW23将SINO接入。
以上整流滤波电路120是基于全差分的结构来实现，但并不局限于上述电路的结构形式，基于此本专业领域人士很容易想到基本原理一致但采用单端结构的实现电路。
基于以上交流阻抗测量电路100实施例，通过如下步骤来实现交流阻抗的测量：
S1：先后用校准电阻R0、R1替换阻容网络130，R0选择1000欧姆，R1可选择2000欧姆；选择正弦电路激励频率如50KHz，选择不同整流模式，根据阻抗Z-电压Vrms的线性转换方程Vrms＝K*Z+VOS的来进行2点直线拟合，从而算出斜率K以及失调Vos的值；全波整流模式下转换方程斜率为Kf，失调为Vos,f；MIX模式下转换方程斜率为Km，失调为Vos,m。
S2：对于待测阻容网络为RC串联网络，其中电阻为1000欧姆，电容为10nF，采用全波整流模式测量得到电压值Vrms,f，Vrms,f＝Kbf·|Z|+Vos,f；
S3：针对上述RC串联网络，采用MIX模式测量得到电压值Vrms,m，
Vrms,m＝Kbm·|Z|·cosθ+Vos,m；
S4：针对上述RC串联网络阻抗绝对值
|Z|＝(Vrms,f-Vos,f)/Kbf，
由于是容性网络，所以其相角为
θ＝-arccos[(Vrms,m-Vos,m)/(Vrms,f-Vos,f)·(Kbf/Kbm)]；
以上步骤S3和步骤S4可以交换而不影响测量效果。
该实施例的对上述RC串联网络的实际测试结果如下表所示，可见对于阻抗绝对值和相角的测量误差均小于1％。
AMP(mV) Phase
理论 1000 -9.00
全波整流 996
MIX 982 -9.31
Error(％) -0.44 -0.31
以上所述仅为本发明的较佳实施例而已，并不用以限制本发明，凡在本发明的精神和原则之内所作的任何修改、等同替换和改进等，均应包含在本发明的保护范围之内。

Claims (7)

1.一种交流阻抗测量电路，包括正弦电流发生器、以及整流滤波电路，其中正弦电流发生器产生正弦激励电流用于施加在待测人体两端，而整流滤波电路则从上述待测人体两端获取正弦电压信号，正弦电压信号输送给整流滤波电路进行整流，并整流直流信号，所述直流信号包含了待测人体的阻抗信息；所述整流滤波电路具有两种模式：全波整流模式以及MIX模式；正弦电流发生器包括直接数字合成器DDS1、数字模拟转换器DAC1、低通滤波器LPF1；直接数字合成器DDS1后接有数字模拟转换器DAC1，数字模拟转换器DAC1后又接有低通滤波器LPF1，直接数字合成器DDS1产生的正弦数字激励送入数字模拟转换器DAC1，然后转换成模拟信号送入低通滤波器LPF1输出正弦电压信号SINO，通过高通滤波器接到运算放大器OPA1的负输入端SINI；运算放大器OPA1的正输入端接共模电压VCM；待测阻容网络分别通过开关SW13接在运算放大器OPA1的负输入端SINI和运算放大器OPA1的输出端。
2.如权利要求1所述的交流阻抗测量电路，其特征在于所述高通滤波器由电阻R10和电容C10串联于一起构成。
3.如权利要求1所述的交流阻抗测量电路，其特征在于所述整流滤波电路包括有单端转差分电路、运算放大器OPA2、差分运算电路及第二低通滤波器，其中，阻容网络的两端电压信号VSP0和VSN0送入整流滤波电路后，首先进入单端转差分电路转换为差分信号VSP1和VSN1输出，V差分信号SP1和VSN1通过2选1开关SW20、SW21送入由运算放大器OPA2以及差分运算电路整流后，送入低第二通滤波器滤波，在第二低通滤波器的电容C20两端RCF1、RCF0得到阻容网络阻抗Z对应的直流电压Vrms。
4.如权利要求3所述的交流阻抗测量电路，其特征在于2选1开关SW20的输入分别接差分信号VSP1和VSN1，输出接VINP；差分运算电路是由电阻R20-R23构成，电阻R20的一端接VINP，其另一端接电阻R22的一端，并接至运算放大器OPA2的正输入端；电阻R22的另一端接运算放大器OPA2负输出端；2选1开关SW21的输入分别接差分信号VSP1和VSN1，输出接VINN；电阻R21的一端接VINN，其另一端接电阻R23的一端，并接至运算放大器OPA2的负输入端；电阻R23的另一端接运算放大器OPA2正输出端；2选1开关SW20以及SW21连接于时序发生器，受时序发生器产生的开关信号SWP、SWN控制。
5.如权利要求4所述的交流阻抗测量电路，其特征在于所述时序发生器由两个2选1开关SW22、SW23，以及比较器CMP0组成；2选1开关SW22输入接阻容网络的电压信号VSP0和运算放大器OPA1的负输入端SINI，输出接比较器CMP0的正输入端；2选1开关SW23输入接阻容网络的电压信号VSN0和正弦电压信号SINO，输出接比较器CMP0的负输入端；比较器CMP0的正输出端输出开关信号SWP，负输出端输出开关信号SWN。
6.一种交流阻抗测量方法，其特征在于该方法包括如下步骤：
101、采用至少两个阻值不同的标准电阻R0以及R1进行校准，得到不同频率的正弦激励、不同整流模式下阻抗Z-电压Vrms的线性转换方程Vrms＝K*Z+Vos的斜率K以及失调Vos的值；定义全波整流模式下转换方程斜率为Kbf，失调为Vos,f；MIX模式下转换方程斜率为Kbm，失调为Vos,m；
102、对于待测阻容网络，采用全波整流模式测量得到电压值Vrms,f，Vrms,f＝Kbf·|Z|+Vos,f；
103、对于待测阻容网络，采用MIX模式测量得到电压值Vrms,m，Vrms,m＝Kbm·|Z|·cosθ+Vos,m；
104、待测阻容网络阻抗绝对值|Z|＝(Vrms,f-Vos,f)/Kbf，待测阻容网络的相角为θ＝-arccos[(Vrms,m-Vos,m)/(Vrms,f-Vos,f)·(Kbf/Kbm)]。
7.如权利要求6所述的交流阻抗测量方法，其特征在于以上步骤102和步骤103可以交换顺序。
CN201610100889.XA 2016-02-24 2016-02-24 一种交流阻抗测量电路及方法 Active CN105662411B (zh)

Priority Applications (1)

Application Number Priority Date Filing Date Title
CN201610100889.XA CN105662411B (zh) 2016-02-24 2016-02-24 一种交流阻抗测量电路及方法

Applications Claiming Priority (1)

Application Number Priority Date Filing Date Title
CN201610100889.XA CN105662411B (zh) 2016-02-24 2016-02-24 一种交流阻抗测量电路及方法

Publications (2)

Publication Number Publication Date
CN105662411A CN105662411A (zh) 2016-06-15
CN105662411B true CN105662411B (zh) 2019-07-02

Family

ID=56306027

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
CN201610100889.XA Active CN105662411B (zh) 2016-02-24 2016-02-24 一种交流阻抗测量电路及方法

Country Status (1)

Country Link
CN (1) CN105662411B (zh)

Families Citing this family (7)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN106175773B (zh) * 2016-07-11 2019-09-10 芯海科技（深圳）股份有限公司 手握式多频段阻抗呼吸信号测量系统及测量方法
CN108904975A (zh) * 2018-06-04 2018-11-30 江西京新医疗科技有限公司 一种经颅电刺激中阻抗检测系统
CN109394214B (zh) * 2018-11-20 2022-04-19 中山大学 一种基于隔离激励电流锁相法的生物阻抗测量装置和方法
CN109691993B (zh) * 2018-12-07 2022-07-26 芯海科技（深圳）股份有限公司 一种测量心率变异性的方法及人体秤
CN112415267B (zh) * 2019-08-21 2022-07-22 华东师范大学 一种lcr串并联网络识别的装置
CN117338276A (zh) * 2020-05-20 2024-01-05 芯海科技（深圳）股份有限公司 检波方法、检波器以及终端设备
CN113796847B (zh) * 2020-05-29 2023-09-19 纮康科技股份有限公司 具有校正功能的交流阻抗测量电路

Citations (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN1176088A (zh) * 1996-09-05 1998-03-18 欧姆龙株式会社 阻抗输入装置
CN1276709A (zh) * 1997-10-17 2000-12-13 株式会社百利达 体内脂肪量计和带体内脂肪量计的体重计
US6232786B1 (en) * 1996-10-03 2001-05-15 Ysi Incorporated Apparatus and method for measuring conductivity
CN1543912A (zh) * 2003-11-18 2004-11-10 华中科技大学 一种生物组织多频率阻抗测量方法及其装置

Patent Citations (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN1176088A (zh) * 1996-09-05 1998-03-18 欧姆龙株式会社 阻抗输入装置
US6232786B1 (en) * 1996-10-03 2001-05-15 Ysi Incorporated Apparatus and method for measuring conductivity
CN1276709A (zh) * 1997-10-17 2000-12-13 株式会社百利达 体内脂肪量计和带体内脂肪量计的体重计
CN1543912A (zh) * 2003-11-18 2004-11-10 华中科技大学 一种生物组织多频率阻抗测量方法及其装置

Also Published As

Publication number Publication date
CN105662411A (zh) 2016-06-15

Similar Documents

Publication Publication Date Title
CN105662411B (zh) 一种交流阻抗测量电路及方法
EP3141898B1 (en) A bio-impedance spectroscopy system and method for bio-impedance measurement
Yang et al. Design and preliminary evaluation of a portable device for the measurement of bioimpedance spectroscopy
Elwakil et al. Extracting the Cole-Cole impedance model parameters without direct impedance measurement
CN103845051B (zh) 多通道心电图测量
US20060167374A1 (en) Bioelectrical impedance measuring device and body composition measuring apparatus
CN100389721C (zh) 基于傅立叶变换的混频生物阻抗测量方法
Ibrahim et al. Bio-impedance spectroscopy (BIS) measurement system for wearable devices
CN100333689C (zh) 模拟解调方式的混频生物阻抗测量方法
KR20180027500A (ko) 임피던스 센싱
CN105212928B (zh) 信号处理系统及方法与生物阻抗检测装置及组件
EP3209197B1 (en) Simultaneous impedance testing method and apparatus
Kubendran et al. Error correction algorithm for high accuracy bio-impedance measurement in wearable healthcare applications
CN102749505A (zh) 一种电压比例测量方法和装置
CN108498096A (zh) 生物电阻抗谱的检测方法及系统
Cheon et al. A polar-demodulation-based impedance-measurement IC using frequency-shift technique with low power consumption and wide frequency range
Cabrera-López et al. Bioimpedance measurement using mixed-signal embedded system
CN109984738B (zh) 测量体液及其变化以及测量血流量变化的方法和装置
CN102781315B (zh) 非侵入性分析骨组织的结构和化学成分并能消除周围组织的影响的方法和装置
Baeg et al. An amplitude-to-time conversion technique suitable for multichannel data acquisition and bioimpedance imaging
Priidel et al. FPGA-based 16-bit 20 MHz device for the inductive measurement of electrical bio-impedance
Robitaille et al. A multi-frequency EIT system design based on telecommunication signal processors
Gómez Abad Development of a capacitive bioimpedance measurement system
CN209074612U (zh) 生物电阻抗谱的检测系统
CN206183266U (zh) 一种人体阻抗测量装置及其人体成分分析仪

Legal Events

Date Code Title Description
C06 Publication
PB01 Publication
C10 Entry into substantive examination
SE01 Entry into force of request for substantive examination
GR01 Patent grant
GR01 Patent grant