CN207654176U - 一种用于测量唾液阻抗的交流方波信号发生器 - Google Patents

Abstract

本实用新型提供了一种用于测量唾液阻抗的交流方波信号发生器，包括：集成运算放大器、电源、振荡电路和电阻R3；电源经电阻R3分压后连接至集成运算放大器的正相输入端，集成运算放大器的正相输入端与集成运算放大器的输出端之间还串联一电阻R2，电阻R3和电阻R2对电源与集成运算放大器输出端之间的电压进行分压，分压后得到的电压作为集成运算放大器正相输入端的基准电压；集成运算放大器的正相输入端还串联一电阻R4后接地；集成运算放大器的反相输入端与一振荡电路连接，调节集成运算放大器的输出端输出电流的频率。本实用新型能够产生用于检测唾液的阻抗的交流方波信号。

Description

一种用于测量唾液阻抗的交流方波信号发生器

技术领域

本实用新型涉及电路集成技术领域，特别涉及一种用于测量唾液阻抗的交流方波信号发生器。

背景技术

预测女性排卵日期是生殖医学研究如人工授精、体外授精和指导不孕症患者掌握受孕时机进行治疗的关键环节，对妇产科的临床和科研工作具有重要意义，同时也有利于实施定时妊娠实现优生优育和推广自然避孕。准确预测女性排卵日期不仅有利于战胜不孕不育，而且有利于优生优育，具有非常重要的意义。

生物组织的电特性是指在低于兴奋值的微弱交流电流通过时所表现出的导电特性和介电特性，它是生物机体和组织的重要电学性质。生物组织特性的研究在医学方面的应用具有简便无损伤、迅速和连续测量等特性，给疾病的诊断和治疗带来了新的辅助方法和手段。对生物体液(如唾液、血液、尿液、宫颈粘液)的电特性测量，也就从一个整体水平上反映了体液中组成成份和浓度的变化与体内激素的变化存在相关关系，特别是女性，由于体内激素周期性地变化，导致体液中的离子浓度呈现增加或减小的波动。因此，测量体液的电特性在一定程度上反映了体内激素的变化，也就反映了女性生理周期中的某些特征变化。通过医学研究发现，女性月经周期中体内雌激素变化与排卵规律具有很强的相关性。雌激素变化又引起口腔唾液中电解质离子的浓度变化，而唾液中电解质离子浓度的变化表现为其等效阻抗性变化，因此，可预见到口腔唾液中电解质浓度的阻抗特性与排卵规律具有一定的相关性。因此，可以通过测量口腔唾液中电解质浓度的阻抗特性来预测女性排卵日期。

针对上述测量口腔唾液中电解质浓度的阻抗特性的问题，目前尚未提出有效的解决方案。

实用新型内容

本实用新型实施例提供了一种用于测量唾液阻抗的交流方波信号发生器，能够产生用于检测唾液的阻抗的交流方波信号，解决了现有技术中无法测量唾液电解质溶液阻抗的问题，达到了阻抗测量的准确率，实现了准确预测女性排卵期的技术效果。

本发明一方面提供了一种用于测量唾液阻抗的交流方波信号发生器，包括：

集成运算放大器、电源、振荡电路和电阻R3；

所述电源经电阻R3分压后连接至所述集成运算放大器的正相输入端，所述集成运算放大器的正相输入端与所述集成运算放大器的输出端之间还串联一电阻R2，所述电阻R3和所述电阻R2对所述电源与所述集成运算放大器输出端之间的电压进行分压，分压后得到的电压作为所述集成运算放大器正相输入端的基准电压；

所述集成运算放大器的正相输入端还串联一电阻R4后接地；

所述集成运算放大器的反相输入端与一振荡电路连接，调节所述集成运算放大器的输出端输出电流的频率。

进一步，所述振荡电路包括电容C1和电阻R1；

所述电阻R1串联于所述集成运算放大器的反相输入端与输出端之间，将滞回比较器的输出电压控制在VCC和0之间；

所述集成运算放大器的反相输入端还与所述电容C1连接后接地。

进一步，所述交流方波信号发生器还包括：

电容C2，所述电容C2一端与所述电源连接，另一端接地。

进一步，所述电阻R1的范围为0-1000k；

所述电容C1的范围为0-10uf。

进一步，所述电阻R1与所述电容C1满足下式：

f＝1/(2*pi*R1*C1)；

其中，f表示信号频率，pi表示圆周率，R1表示电阻R1的阻值，C1表示电容C1的电容值。

进一步，所述电阻R1的值为100k；

所述电容C1的值为0.1uf。

进一步，所述电阻R3、电阻R2和电阻R4的范围分别是：0-1000k， 0-1000k，0-1000k。

进一步，所述电阻R3、电阻R2和电阻R4三者的比值为：1:1:1。

进一步，所述电阻R3、电阻R2和电阻R4的取值分别为：100k，100k， 100k。

进一步，所述交流方波信号发生器还包括：

电容C2，连接至所述集成运算放大器的输出端，以隔离输出电压中的直流电压分量。

本实用新型实施例，能够产生用于检测唾液的阻抗的交流方波信号，通过施加交流激励信号源，能够降低极化效应对唾液电解质溶液阻抗测量的影响程度，提高了唾液电解质溶液阻抗的测量准确度，从而解决了现有技术中无法测量唾液电解质溶液阻抗的问题。

附图说明

此处所说明的附图用来提供对本实用新型的进一步理解，构成本申请的一部分，并不构成对本实用新型的限定。在附图中：

图1是本实用新型提供的唾液电解质溶液的等效电路图；

图2是本实用新型提供的用于测定排卵期的唾液检测探头的整体结构示意图；

图3是图1简化后的唾液等效电路图；

图4是图2简化后的唾液等效电路图；

图5是唾液阻抗的测量原理图；

图6是本实用新型的用于测量唾液阻抗的方波信号发生器的结构示意图。

具体实施方式

为使本实用新型的目的、技术方案和优点更加清楚明了，下面结合具体实施方式并参照附图，对本实用新型进一步详细说明。应该理解，这些描述只是示例性的，而并非要限制本实用新型的范围。此外，在以下说明中，省略了对公知结构和技术的描述，以避免不必要地混淆本实用新型的概念。

需要说明的是：

阻抗，具有电阻、电感和电容的电路里，对交流电所起的阻碍。

法拉第阻抗是指电流通过电解液和电子导体界面时出现的电化学极化和浓差极化所引起的附加阻抗。

容抗，电容在电路中对交流电所起的阻碍所用叫容抗。

唾液中的主要成份为水，电解质离子和蛋白质，可以将其认为是含有一定浓度电解质的溶液。由电解质溶液的电化学特性分析得知，唾液和感应电极在通电后的阻抗测量过程中组成了一个复杂的电化学系统。将此电化学系统逐步简化并模型化，以便于能够进行电解质溶液的阻抗计算。根据测试条件以及简化对象的不同，可以将电解质溶液等效为多种不同的电路，其目的就是为了更好地匹配测试效果，找出电解质溶液的导电行为规律。

图1是本实用新型提供的唾液电解质溶液的等效电路图。

如图1所示，RL1、RL2表示感应电极的引线电阻，Cd1、Cd2表示双电层电容，Z1、Z2表示法拉第阻抗，Rs为唾液电解质溶液的阻抗，Cp为电极引脚分布电容。在阻抗测量过程中，如果直接使用图1中等效模型进行处理，其计算流程及其复杂，实践指导意义并不大。

如图2所示，用于测定排卵期的唾液检测探头包括：承载基部1、感应电极片2、通信线路3和接口4。感应电极片2嵌设在承载基部1的表面，即其一部分裸露于承载基部1的表面，一部分设在承载基部1的内部。感应电极片2用于与口腔唾液接触构成物理电气回路，使得口腔唾液在电气回路中等效为一固定阻抗。通信线路3的一端与感应电极片2电连接，另一端与接口4电连接，通信线路3用于通过接口4向感应电极片2输入激励交流信号源。其工作原理是：将感应电极片2放置在口腔中并接触口腔唾液，使得感应电极片2与口腔唾液构成物理电气回路，此时，口腔唾液在电气回路中等效为一固定阻抗。通过接口4和通信线路3向感应电极片2输入激励交流信号源，在激励交流信号源的驱动下，该电气回路有电流流过，通过测量口腔唾液等效阻抗两端的电压值即可换算出其对应的阻抗值。在测量过程中，有电流流过的感应电极片2与唾液内的电解质离子产生电化学反应，产生一个波动性变化的极化电位，与待测量电压叠加会对测量结果产生较大的影响。

在溶液的电解过程中，感应电极两端施加直流激励信号时会产生严重的极化效应(包括化学极化和浓差极化)，使溶液的等效电阻有增大趋势，造成测量误差。若激励信号使用交流激励源，比如双极性的正弦或者方波，可以有效降低极化效应对溶液阻抗测量的影响。相比于直流激励信号，交流激励信号能最大程度地提高溶液阻抗的测量准确度，但交流激励信号也会带入测量回路中容抗的影响，因此要选择合适的交流激励信号频率减少容抗的影响。基于以上考虑，本文采用双极性交流方波信号作为激励源信号，能够很好地降低极化效应带来的测量误差。

根据激励信号源的交流特性对图1的唾液电解质溶液等效电路进行简化，其简化后的唾液电解质溶液等效电路如图3所示。图3中Cd表示双电层电容，通常单位为uF数量级；Cp为电极引脚分布电容，通常单位为pF数量级。

考虑到待测人体唾液的电解质溶液的阻抗Rs较高(电导率较低)，图3 中Cd容抗值比较小，一般可以忽略不计。由此可以得到的唾液并联等效电路如图3所示。

由图4可知，唾液电解质溶液的电学模型可以等效为电阻Rs和电容Cp 的并联电路，要获得电阻Rs的精确测量值，并尽可能减小电容Cp对电阻Rs 测量准确度的影响。根据唾液电解质溶液的电化学等效电路，本实用新型设计了阻抗分压的方法实现唾液电解质溶液的阻抗测量，其电路结构如图4所示。图5中R为高精度的分压电阻，设虚线框内唾液的等效阻抗为Rt，激励交流信号源为Vin，电压测量点的电压值为Vout，该电路的具体测量原理如下：激励交流信号源产生幅值稳定的双极性方波信号Vin，并通过分压电阻R 连接到感应电极，与唾液等效阻抗构成测量回路。由电路知识可知，电压测量点的电压值Vout计算公式为：

由上式可以看出，只要通过适当的信号处理方法测量得到Vout电压值， Vin为已知电压值，则可以计算出唾液的等效电阻Rt，再通过已标定好的感应电极的电极参数就可以计算出唾液电解质溶液的电阻率。

如前所述，本实用新型选择交流方波信号作为激励源测量生物组织的阻抗。交流方波信号是直流电的某一种特殊组合，从根本上说，因为交流信号正半周产生的极化效应被负半周产生的等量反向极化效应抵消，从宏观上等效为交流信号没有极化作用，也就消除了液体阻抗测量中的极化作用。

另一个需要考虑的因素是交流方波信号的频率选择。待测物为人体唾液，属于低电解质浓度的溶液，其阻抗较大。一般来说，较低频率的交流信号在较低离子浓度的溶液中极化效应表现较轻，但在高离子浓度溶液的极化效应表现尤为突出；较高频率的交流信号能够有效地减少溶液中的极化效应，但会使两感应电极和电极导线之间构成的分布电容引入的误差分量增加，尽管选用适当方法能够分离电容分量，较长导线引入的电容分量仍会导致放大器趋向饱和与限幅，这种情况在较高频率的交流信号测量低电解质浓度溶液时尤为突出，带来一定的测量误差。因此合理选择交流方波信号的频率尤为重要，通常在测量低电解质浓度溶液时选择交流信号频率为100Hz～700Hz，在测量高电解质浓度溶液时选择交流信号频率为700Hz～1000Hz。本实用新型选取交流方波信号的频率为180Hz。

本实用新型考虑产品设计的可靠性、复杂度以及成本等因素，选择用集成运放实现交流方波的产生以及信号频率的调整，其具体发生电路如图5所示。

如图6所示，本实用新型的用于测量唾液阻抗的方波信号发生器，包括：集成运算放大器、电源、振荡电路和电阻R3。

具体地，所述电源经电阻R3分压后连接至所述集成运算放大器的正相输入端，所述集成运算放大器的正相输入端与所述集成运算放大器的输出端之间还串联一电阻R2，所述电阻R3和所述电阻R2对所述电源与所述集成运算放大器输出端之间的电压进行分压，分压后得到的电压作为所述集成运算放大器正相输入端的基准电压。

本实用新型中，电源为直流电源，直流电源的电压为6V。

所述集成运算放大器的正相输入端还串联一电阻R4后接地。

所述集成运算放大器的反相输入端与一振荡电路连接，调节所述集成运算放大器的输出端输出电流的频率。

这里，集成运算放大器包括但不限于LMV324。

如图6所示，所述振荡电路包括电容C1和电阻R1。所述电阻R1串联于所述集成运算放大器的反相输入端与输出端之间，将滞回比较器的输出电压控制在VCC和0之间；所述集成运算放大器的反相输入端还与所述电容C1 连接后接地。

在一可选实施方式中，所述交流方波信号发生器还包括：电容C2，所述电容C2一端与所述电源连接，另一端接地。

在一可选实施方式中，所述电阻R1的范围为0-1000k。所述电容C1的范围为0-10uf。

在一可选实施方式中，所述电阻R1与所述电容C1满足下式：

f＝1/(2*pi*R1*C1)；

其中，f表示信号频率，pi表示圆周率，pi的取值为3.1415926……， R1表示电阻R1的阻值，C1表示电容C1的电容值。在本发明中，信号频率f 的选择范围为160hz-180hz之间。信号频率f的值可以根据用户的实际需要进行选择。

在一可选实施方式中，所述电阻R1的值为：100k。所述电容C1的值为： 0.1uf。

在一可选实施方式中，所述电阻R3、电阻R2和电阻R4的范围分别是： 0-1000k，0-1000k，0-1000k。

在一可选实施方式中，所述电阻R3、电阻R2和电阻R4三者的比值为： 1:1:1。具体的，可以根据设计需求选择其他值。

在一可选实施方式中，所述电阻R3、电阻R2和电阻R4的取值分别为： 100k，100k，100k。

在一实施方式中，所述交流方波信号发生器还包括：

电容C2，连接至所述集成运算放大器的输出端，以隔离输出电压中的直流电压分量。

本实用新型中，由集成运算放大器构成方波信号发生器的电路考虑到集成运算放大器芯片使用的方便，可以采用单电源VCC供电。具体地，集成运算放大器与电阻R2、R3、R4组成滞回比较器，并且电阻R2、R3、R4对输出电压Uo和电源电压VCC分压后，作为运放同相输入端的基准电压U+；电容 C1两端的电压U-作为运放反相输入端的U-；电阻R1将滞回比较器的输出电压Uo控制在VCC和0之间。

本实用新型的用于测量唾液阻抗的方波信号发生器的工作原理如下：

在接通电源的瞬间，电容C1两端的电压U-＝0，此时，输出电压Uo的值是VCC还是0完全是随机的。假设此时输出电压Uo＝VCC，则U+＝Up， Up为同相输入端的上限输入电压，同时输出电压Uo将通过电阻R1对电容C1 充电，电容C1两端的电压逐渐升高。当U-上升到Up时，滞回比较器的输出电压Uo就要发生跳变，输出电压Uo由VCC变为0，U+也将由Up跳变为U+＝ Uv，Uv为同相输入端的下限输入电压。于是，电容C1原来充上的电压值U-＝ Up，将通过R1向运放输出端放电，使U-逐渐降低，当降低到U-＝Uv时， Uo又将由0翻转到VCC，由于C1不断地在正反两个方向充电和放电，使Uo 不断地在VCC和0之间翻转，在输出端得到一定周期和频率的信号。该电路的振荡频率与电路的时间常数RC以及R2、R3、R4有关，而与输出电压的幅值无关。在实际应用中，常用改变R1和C1来调节振荡频率，并且用C1作为频率的粗调，用R1作为频率的细调，调整R2、R3、R4来改变输出电压的幅值。电容C2用于将方波信号中的直流分量隔离，变为交流方波信号。本实用新型中的激励交流方波信号频率180Hz，幅值为VCC/2。需要说明的是，本实用新型中的激励信号源的频率和幅值可以根据设计需要进行调整和选择。

如上所述，详细介绍了本实用新型的用于测量唾液阻抗的方波信号发生器，通过振荡电路调节输出端的交流方波信号的频率，通过电阻R2、R3和R4调节交流方波信号的幅值，能够产生特定频率和特定幅值的交流方波信号。

应当理解的是，本实用新型的上述具体实施方式仅仅用于示例性说明或解释本实用新型的原理，而不构成对本实用新型的限制。因此，在不偏离本实用新型的精神和范围的情况下所做的任何修改、等同替换、改进等，均应包含在本实用新型的保护范围之内。此外，本实用新型所附权利要求旨在涵盖落入所附权利要求范围和边界、或者这种范围和边界的等同形式内的全部变化和修改例。

Claims (10)

1.一种用于测量唾液阻抗的交流方波信号发生器，包括：

集成运算放大器、电源、振荡电路和电阻R3；

所述电源经电阻R3分压后连接至所述集成运算放大器的正相输入端，所述集成运算放大器的正相输入端与所述集成运算放大器的输出端之间还串联一电阻R2，所述电阻R3和所述电阻R2对所述电源与所述集成运算放大器输出端之间的电压进行分压，分压后得到的电压作为所述集成运算放大器正相输入端的基准电压；

所述集成运算放大器的正相输入端还串联一电阻R4后接地；

所述集成运算放大器的反相输入端与一振荡电路连接，调节所述集成运算放大器的输出端输出电流的频率。

2.根据权利要求1所述的交流方波信号发生器，其特征在于，所述振荡电路包括电容C1和电阻R1；

所述电阻R1串联于所述集成运算放大器的反相输入端与输出端之间，将滞回比较器的输出电压控制在VCC和0之间；

所述集成运算放大器的反相输入端还与所述电容C1连接后接地。

3.根据权利要求1所述的交流方波信号发生器，其特征在于，所述交流方波信号发生器还包括：

电容C2，所述电容C2一端与所述电源连接，另一端接地。

4.根据权利要求1所述的交流方波信号发生器，其特征在于，所述电阻R1的范围为0-1000k；

所述电容C1的范围为0-10uf。

5.根据权利要求4所述的交流方波信号发生器，其特征在于，

所述电阻R1与所述电容C1满足下式：

f＝1/(2*pi*R1*C1)；

其中，f表示信号频率，pi表示圆周率，R1表示电阻R1的阻值，C1表示电容C1的电容值。

6.根据权利要求4或5所述的交流方波信号发生器，其特征在于，所述电阻R1的值为100k；

所述电容C1的值为0.1uf。

7.根据权利要求2所述的交流方波信号发生器，其特征在于，

所述电阻R3、电阻R2和电阻R4的范围分别是：0-1000k，0-1000k，0-1000k。

8.根据权利要求2所述的交流方波信号发生器，其特征在于，

所述电阻R3、电阻R2和电阻R4三者的比值为：1:1:1。

9.根据权利要求7或8所述的交流方波信号发生器，其特征在于，所述电阻R3、电阻R2和电阻R4的取值分别为：100k，100k，100k。

10.根据权利要求2所述的交流方波信号发生器，其特征在于，所述交流方波信号发生器还包括：

电容C2，连接至所述集成运算放大器的输出端，以隔离输出电压中的直流电压分量。