CN215128570U - 一种腹部成分分析仪 - Google Patents

Abstract

本实用新型公开一种腹部成分分析仪，先通过最大后验估计方法的腹部成分分析模型，再通过检测样本人体腹部生物电阻抗对模型进行训练，最后将被测人的人体腹部生物电阻抗送入到训练好的模型中，获得被测人的腹部成分含量；同时在人体腹部生物电阻抗的测量过程中，采用多频检测和自校正方式来提高阻抗数据测量的准确性，实验结果表明，对人体腹部的测量值误差可以控制在10％以内。另外，相较于医生和普通大型的人体成分分析仪，腹部脂肪分析仪更加有针对性、也更加小型化，更有无创，安全，简便，低价的优点，是目前家用检测比较可行的解决方案。

Description

一种腹部成分分析仪

技术领域

本实用新型涉及分析仪器技术领域，具体涉及一种腹部成分分析仪。

背景技术

随着人们的生活水平逐渐提高，肥胖成为现代社会中的一个严重问题，尤其腹部肥胖的人，容易血管硬化、周身乏力、腹胀、消化不良、精神不好、睡眠质量差，容易患高血压、高血脂、糖尿病、脂肪肝、冠心病等心脑血管疾病，更甚者发展为心肌梗塞、脑梗塞、中风、偏瘫、肝硬化等许多严重的疾病。为此，需要借助专业的仪器设备来对人体腹部成分进行检测和分析，以供人们了解自身身体素质发展状况。

实用新型内容

本实用新型所要解决的是腹部成分的检测和分析问题，提供一种腹部成分分析仪。

为解决上述问题，本实用新型是通过以下技术方案实现的：

一种腹部成分分析仪，由恒流源产生电路、信号采集电路、信号放大电路、信号调理电路、幅相检测电路、AD数据采集电路、微处理器和数据处理平台组成；微处理器的控制端与恒流源产生电路连接；恒流源产生电路的输出端与人体腹部接触，信号采集电路的输入端与人体腹部接触，且恒流源产生电路的输出端与信号采集电路的输入端相隔一定距离；信号采集电路的输出端依次经由信号放大电路、信号调理电路、幅相检测电路和AD数据采集电路后与微处理器的输入端连接，微处理器的输出端与数据处理平台连接。

上述恒流源产生电路的输出端输出的三种1KHz～1MHz频率范围内的正弦激励信号。

上述恒流源产生电路由DSS信号发生器、放大滤波电路和压控恒流源电路组成；其中DSS信号发生器进一步由相位累加器、波形存储器、数模转换器和低通滤波器组成；微处理器的控制端连接相位累加器的输入端，以及相位累加器和数模转换器的时钟控制端；相位累加器的输出端与波形存储器的输入端连接，波形存储器的输出端与数模转换器的输入端连接，数模转换器的输出端与低通滤波器的输入端连接；低通滤波器的输出端连接放大滤波电路的输入端，放大滤波电路的输出端连接压控恒流源电路的输入端，压控恒流源电路的输出端形成恒流源产生电路的输出端。

上述信号调理电路由陷波器和带通滤波器组成；陷波器的输入端形成信号调理电路的输入端，陷波器的输出端与带通滤波器的输入端连接，带通滤波器的输出端形成信号调理电路的输出端。

上述腹部成分分析仪还进一步包括用于校正的阻抗网络；该阻抗网络由2路以上的阻抗匹配支路并联而成，每路阻抗匹配支路均由1个精密电阻和1 个开关串联而成；阻抗网络的两端并接在恒流源产生电路的输出端上。

与现有技术相比，本实用新型由恒流源产生电路、信号采集电路、信号放大电路、信号调理电路、幅相检测电路、AD数据采集电路、微处理器和数据处理平台组成腹部测量仪器，采用多频检测和自校正方式来提高阻抗数据测量的准确性，实验结果表明，对人体腹部的测量值误差可以控制在10％以内。另外，相较于医生和普通大型的人体成分分析仪，腹部脂肪分析仪更加有针对性、也更加小型化，更有无创，安全，简便，低价的优点，是目前家用检测比较可行的解决方案。

附图说明

图1为单细胞阻抗模型。

图2为图1的简化模型。

图3为腹部成分分析仪的系统框图。

图4为恒流源产生电路的原理图。

图5为DSS信号发生器的原理图。

图6为压控恒流源电路的原理图。

图7为信号调理电路的原理图。

图8为幅值检测电路的原理图。

图9为相位检测电路的原理图。

图10为幅值检测电路输出对应电压关系图。

图11为相位检测电路输出对应电压关系图。

图12为阻抗网络的原理图。

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白，以下结合具体实例，对本实用新型进一步详细说明。

腹部成分分析仪旨在检测人体腹部阻抗，获得腹部脂肪及整体脂肪、水份等成分，其原理类似于在电学中测量导体电阻率相同。由于每一种导体都有其特定的电阻率，对已知长度的材料，只要测出其电阻大小，就可以通过相关计算得出电阻率，并查到其组成的材料。将导体的体积看作人体，导体的长度用测量人体组织的长度代替，电阻率是人体组织的每单位体积电阻的值。只要用仪器测定人体的阻抗值，即可求得体内相关成分含量。

生物组织由细胞组成，而细胞的主要成分为细胞膜与细胞液，而不同的细胞之间又有细胞外液以及细胞间质等，从电化学的角度分析，可将人体等效为阻抗模型。如图1所示。在频率小于1MHZ时，细胞膜的等效电阻可视为断路，因此可将图1的模型进行简化，如图2所示。简化后的表达式如下式：

其中w为角频率，Cm为细胞膜电容，Ri为细胞内液电阻，Re为细胞外液电阻。

阻抗模值为：

相角为：

在健康人体内，水分分布在细胞内和细胞外，并相对恒定。但老年病人、缺乏营养者、心脏病病人等，在人体内的水分均衡受到了破坏。由于细胞内液和细胞外液的电子感应度不相同，细胞外液的电子感应度比细胞内液要大得多。

生物组织电特性随着频率的不同频段呈现出不同规律的特性。高频电子信号测定的人体阻抗反映细胞内液和细胞外液总值，低频电子信号仅反映细胞外液电阻值。由于各个激励电流的频率穿过人体组织的成分是不同的，低频信号激励并不能穿过细胞，测量的是人体细胞外组织，中频信号能够穿过部分细胞，而高频信号可以直接穿透细胞。在α频段，生物组织的电特性主要与细胞膜特性有关。在β频段，反应的是细胞液的特性(包括细胞内液以及外液)，而大于1MHz的时候进入γ波段，这个波段反应的是水分子情况，而在临床上，大部分的病理情况也只发生在α以及β波段，为了保证激励能够穿透细胞膜，选用的频率须大于1KHz的信号。

目前大多数测值脂仪选用的是单一50KHz的频率信号，由于频率单一，输入参数单一，不能够更加准确地反映人体各组织的状况，而多频生物电阻抗检测技术可以把人体水分的细胞内液和细胞外液共同测定，因此可以较好地解决这个问题。所以本实用新型采用3个1KHz～1MHz频率范围内的正弦信号方法测定人体腹部不同组织成分的阻抗，这样得到的结果更有针对性，并通过自校准方式提高测量准确度。

本实用新型所设计的一种腹部成分分析仪，如图3所示，由恒流源产生电路、阻抗采集电路、信号放大电路、信号调理电路、幅相检测电路、AD数据采集电路、微处理器和数据处理平台组成。微处理器的控制端与恒流源产生电路连接。恒流源产生电路的输出端与人体腹部接触，阻抗采集电路的输入端与人人体腹部接触，且恒流源产生电路的输出端与阻抗采集电路的输入端相隔一定距离。阻抗采集电路的输出端依次经由信号放大电路、信号调理电路、幅相检测电路和AD数据采集电路后与微处理器的输入端连接，微处理器的输出端与数据处理平台连接。微处理器通过控制恒流源产生电路产生恒流激励源信号，将激励源信号施加到人体的被测部位(腹部)，这时人体的被测部位会产生相应的电场，通过采集该电场信号获得被测部位的测量信号，该测量信号经过放大和调理之后进行幅相检测并传送给AD采集模块，并发送给微处理器，微处理器测得的人体腹部的阻抗值。将人体腹部的阻抗值送入数据处理平台进行数据处理，并计算出相应的人体成分含量。

恒流源产生电路由DSS信号发生器、放大滤波电路和压控恒流源电路组成，如图4所示。其中DSS信号发生器进一步由相位累加器、波形存储器、数模转换器和低通滤波器组成，如图5所示。微处理器的控制端连接相位累加器的输入端，微处理器输出的频率控制码用来设置跳跃步长，控制信号的频率。微处理器的控制端连接相位累加器和数模转换器的时钟控制端，微处理器微处理器输出的fclk信号为DDS的参考时钟，每经过一个时钟周期，输出一个点。相位累加器的输出端与波形存储器的输入端连接，波形存储器的输出端与数模转换器的输入端连接，数模转换器的输出端与低通滤波器的输入端连接；低通滤波器的输出端连接放大滤波电路的输入端，放大滤波电路的输出端连接压控恒流源电路的输入端，压控恒流源电路的输出端形成恒流源产生电路的输出端。相位累加器由N位加法器和N位累加寄存器构成，它会根据频率控制码完成相位值的累加，并将累加值输入到波形存储器中。波形存储器将相位累积器的值作为当地址，查找与相位值对应的信号数据，输出到数模转换器。数模转换器，将波形存储器输出的数字量转换为与之对应的模拟量。由于数模转换器存在量化误差，输出波形中存在混叠，需要在输出端使用低通滤波器进行滤波，提高信号的输出性能。DDS信号发生器的频率输出公式为：fout＝fclk*k/2^n，其中k为频率控字，输出频率的分辨率为： fclk/2^n。DDS信号发生器输出的信号大小并不一定是我们想要的幅值大小，除此之外，也可能存在着偏置电压，所以在DDS后级要在加上一个放大滤波电路，将偏置和噪声率除掉。到这里已经得到了想要的频率和幅值大小的信号，但是如何让将信号保证恒流输出。最后添加一个压控恒流电路，来保证激励信号的带负载能力。如图6所示为压控恒流电路。

根据此电路设计输出的恒流激励电路在不同负载情况下的误差如下表1 所示：

表1不同负载下的输出信号的误差

从上表可以看出，经过压控恒流电路输出的信号在不同的负载情况下具有很小的误差。说明压控恒流电路输出的信号能够达到我们的要求。尽管误差已经很小，表中显示不超过2％，但是随着阻抗的增加误差的变化趋势可以发现是呈现相关变化趋势的，这个误差可以在程序上进行再一次的校正。这也能进一步保证测量阻抗的准确性。

使用微处理器作为主控芯片，恒流源产生电路的输出端与人体腹部接触，用于产生满足需求的交变激励信号。阻抗采集电路的输入端与人体腹部接触，用于采集人体腹部所反馈的电压，以获得人体腹部阻抗。

对于传统的根据电压电流的大小求阻抗的方法，由于电路系统本身对信号的衰减，可能会导致施加在待测阻抗两端的激励信号大小与计算值不一致；由表1也可以看出，负载不同时输出的电流精度也会有较小的差别。再者，由于ADC采集的电压大小与ADC值并不一定是过零点的对应关系，可能会存在一定的偏移。所以，用传统的根据采集电压与已知电流的方法去求阻抗值可能会存在着较大的误差。

由于阻抗大小与电压大小的关系是线性的，而表1中的误差也是正相关的。本实用新型中采用根据ADC值直接计算的方法来求电阻抗的大小。其计算公式为：

Z＝K×ADC+ε

式中，K与ε分别为斜率与偏移量。

具体采集之后需要对测量信号进行放大，本实用新型采用差分放大电路对测量进行进行放大。差分放大电路将采样过来的差分双端信号转换为单端信号。

测量信号放大后需要进行进行调理，调理流程图如图7所示。信号调理电路由陷波器和带通滤波器组成。陷波器的输入端形成信号调理电路的输入端，陷波器的输出端与带通滤波器的输入端连接，带通滤波器的输出端形成信号调理电路的输出端。陷波器的目的时为了避免市电50Hz的影响而设计，主要过滤50Hz这一个频率，在50Hz频率附近才有明显衰减，这样保证只把工频电滤掉而不影响其他频率的信号，这就是陷波器的主要作用。带通滤波器可滤除高频噪声以及一些直流偏置，对于低频部分除了需要滤除掉直流分量外，还需要考虑血流的脉动引起的信号的细微波动，这里为了能够获得较为准确平稳的阻抗值需要将这一部分的信号变化给率除掉，对于高频部分主要的还是噪声部分，主要滤除的是外界的干扰噪声。

幅相检测部分主要检测信号的幅值与相位大小，其包括幅值检测电路和相位检测电路，如图8、图9所示，利用对数检波器进行幅相检测，通过输入INPA与INPB输入两个测量信号，通过VMAG与VPHS输出两个信号功率之比的分贝值，以及他们之间的相位。

根据对数检波原理，其幅值与相位计算公式为：

V_MAG＝(R_FI_SLP/20)(P_INA-P_INB)+V_CP

V_PHS＝-R_FI_Φ(|Φ(V_INA)-Φ(V_INB)|-90°)+V_CP

在上式中，PINA和PINB是在指定参考阻抗下，VINA和VINB对数单位下的等效功率。对于增益函数，用R_FI_SLP表示的斜率为600mv/十频程，除以20db/十频程为30mv/dB。以Vcp＝900mV为中点，-30dB到+30dB对应的电压值为0-1.8V。相位函数的斜率代表R_FI_Φ表示10mV/度，同样以900mV 为中点，对应90度；0-180度对应1.8V-0V；0到-180度对应的电压范围相同，但是斜率相反，其中φ为每个信号对应的相位度数。如图10、图11所示。

在本实用新型中，测量阻抗的准确性对结果有着重要的影响，所以本实用新型中增加自校正过程来提高阻抗测量的精确性。影响阻抗测量准确的原因有很多：例如元器件自身影响：由于元器件生产工艺原因，即使是同一厂家相同型号的器件，也会存在着或多或少的差异。例如测量频率变化的影响：由于不同频率下的人体系统的频率响应不同，所以在测量频率变化时必然会引起系统参数的变化。由于人体是一个复杂的系统，要想缩小每次检测的差异，自校正是个必不可少的过程。为了保证阻抗测定的准确性，在正式测量之前需要对系统参数(K、ε)进行校正。

为满足多个精密电阻的误差校正需求，需要在信号放大电路的基础上增设用于校正的阻抗网络，该阻抗网络由2路以上的阻抗匹配支路并联而成，每路阻抗匹配支路均由1个精密电阻和1个开关串联而成。阻抗网络的两端并接在恒流源产生电路的输出端上，阻抗网络接到激励信号的输出端，通过模拟开关来切换选测测量矫正网络或者人体腹部阻抗。如图12所示。选用在一个如图12的阻抗网络，测量四个不同频率下阻抗网络的阻抗值，对比校正前与校正后的误差结果，如表2所示。

表2校正前后结果对比图

对比上表，校正前与校正后的误差结果，引入自校正的方法对测量的精确性有明显改善作用。

需要说明的是，尽管以上本实用新型所述的实施例是说明性的，但这并非是对本实用新型的限制，因此本实用新型并不局限于上述具体实施方式中。在不脱离本实用新型原理的情况下，凡是本领域技术人员在本实用新型的启示下获得的其它实施方式，均视为在本实用新型的保护之内。

Claims (5)

1.一种腹部成分分析仪，其特征是，由恒流源产生电路、信号采集电路、信号放大电路、信号调理电路、幅相检测电路、AD数据采集电路、微处理器和数据处理平台组成；微处理器的控制端与恒流源产生电路连接；恒流源产生电路的输出端与人体腹部接触，信号采集电路的输入端与人体腹部接触，且恒流源产生电路的输出端与信号采集电路的输入端相隔一定距离；信号采集电路的输出端依次经由信号放大电路、信号调理电路、幅相检测电路和AD数据采集电路后与微处理器的输入端连接，微处理器的输出端与数据处理平台连接。

2.根据权利要求1所述的一种腹部成分分析仪，其特征是，恒流源产生电路的输出端输出的三种1KHz～1MHz频率范围内的正弦激励信号。

3.根据权利要求1所述的一种腹部成分分析仪，其特征是，恒流源产生电路由DSS信号发生器、放大滤波电路和压控恒流源电路组成；其中DSS信号发生器进一步由相位累加器、波形存储器、数模转换器和低通滤波器组成；

微处理器的控制端连接相位累加器的输入端，以及相位累加器和数模转换器的时钟控制端；相位累加器的输出端与波形存储器的输入端连接，波形存储器的输出端与数模转换器的输入端连接，数模转换器的输出端与低通滤波器的输入端连接；低通滤波器的输出端连接放大滤波电路的输入端，放大滤波电路的输出端连接压控恒流源电路的输入端，压控恒流源电路的输出端形成恒流源产生电路的输出端。

4.根据权利要求1所述的一种腹部成分分析仪，其特征是，信号调理电路由陷波器和带通滤波器组成；陷波器的输入端形成信号调理电路的输入端，陷波器的输出端与带通滤波器的输入端连接，带通滤波器的输出端形成信号调理电路的输出端。

5.根据权利要求1所述的一种腹部成分分析仪，其特征是，还进一步包括用于校正的阻抗网络；该阻抗网络由2路以上的阻抗匹配支路并联而成，每路阻抗匹配支路均由1个精密电阻和1个开关串联而成；阻抗网络的两端并接在恒流源产生电路的输出端上。

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