（检测技术与自动化装置专业论文）基于虚拟仪器的生物阻抗测量平台.pdf

摘要生物电阻抗测量技术( b i o e l e c t r i c a li m p e d a n c em e a s u r i n gt e c h n o l o g y ，b i m t )是近年来发展起来的一门新兴技术，由于该技术具有廉价、安全、无毒无害等特点，是一一种具有广泛应用前景的无损伤检测技术，已作为生物医学工程领域的重大研究课题，受到国内外f 临床医学和生物医学工程学界的广泛重视。无论在基础研究还是在临床应用领域，使用单一频率测量，只取阻抗模量或实部的测量方法己不能令人满意，而应研究采用多频测量、提取复阻抗全信息的新型检测技术。为了获得同一时刻，不同频率下的生物阻抗，本文设计了基于虚拟仪器的生物阻抗测量平台。该平台可以对激励源的频率、幅值、相位进行设置，可以实现信号的自适应增益放大和抗混叠滤波，利用虚拟仪器技术在p c 机上建立了阻抗信息数据分析平台，其开放式结构便于研究和实现不同的阻抗信息提取方法及其后期处理。针对实际测量中存在的相移问题，提出了“虚参考点”的数据采集方法：对混频激励下阻抗信息的提取方法进行了研究，设计了基于“虚参考点”的正交数字解调法和傅氏变换法，并在平台上得以实现和验证。应用该阻抗测量平台，分别以纯电阻、r c 网络和人体为被测阻抗设计了实验，通过与a g i l e n t 4 2 9 4 a 阻抗分析仪进行比对，证明了其可行性。关键词：生物电阻抗测量混频激励数字解调电压控制电流源虚拟仪器a b s t r a c tb i o e l e c t r i c a li m p e d a n c em e a s u r i n gt e c h n o l o g y ( b i m t ) i san e wt e c h n o l o g yd e v e l o p e di nr e c e n ty e a r s d u et ot h ef e a t u r eo fn o n i n v a s i v e ，l o w - c o s t ，s a f e t nn o n t o x i ca n dh a r m l e s s ，i th a se x t e n s i v ea p p l i c a t i o np e r s p e c t i v e t h es p e c i a la t t e n t i o ni sp a i dt ot h eb i m tt e c h n i q u eb yt h er e s e a r c h e r si nb i o m e d i c a le n g i n e e r i n ga n dc l i n i c a lm e d i c i n ea r e a s n o to n l yf o rf u n d a m e n t a lr e s e a r c hb u ta l s of o rc l i n i c a la p p l i c a t i o n ，i ti sn o ts m i s f i e dt h a to n l yt h em a g n i t u d eo rr e a lp a r to ft h ei m p e d a n c ei sm e a s u r e da ts i n g l ef r e q u e n c y an e wm e a s u r e m e n tt e c h n o l o g ys h o u l db es t u d i e dw i t hm u l t i f r e q u e n c yn l e a s u r e m e n ta n de x t r a c t i o nt h ec o m p l e xi m p e d a n c ei n f o r m m i o n i no r d e rt oc o l l e c tt h eb i o e l e c t r i c a li m p e d a n c ei n f o r m a t i o ni nd i f f e r e n tl e q u e n c i e sa tt h es a m et i m e t h eb i o e l e c t r i c a li m p e d a n c em e a s u r i n gp l a t f o r mb a s e do nv i r t u a li n s t r u m e n ti sd e s i g n e d t h i sp l a t f o r mc a ns e tt h ef r e q u e n c na m p l i t u d ea n dp h a s eo ft h ee x t r a c t i o ns i g n a l ，a n di tc a nr e a l i z et h es e l f - a d a p t i n ga m p l i f i c a t i o na n da n t i a l i a s i n gf i l t e r i n go ft h es i g n a l u s i n gv i r t u a li n s t r u m e n tt e c h n o l o g y , t h ei m p e d a n c ei n f o r m a t i o na n a l y s i sp l a t f o r mi sc o n s t r u c t e do np ca n di t so p e ns t r u c t u r em a d et h er e s e a r c ha n dr e a l i z a t i o no fd i f f e r e n ti m p e d a n c ee x t r a c t i o nm e t h o de a s i e r t os o l v et h ep r o b l e mo fp h a s es h i f t i n gi nt h ep r a c t i c em e a s u r i n g ，av i r t u a lr e f e r e n c ep o i n tm e t h o di sp r e s e n t e d a c c o r d i n gt ot h er e s e a r c ho nt h ei n f o r m a t i o ne x t r a c t i o nm e t h o di nt h em i x i n gf r e q u e n c ye x c i t a t i o nm o d e ，o r t h o g o n a ld i g i t a ld e m o d u l a t i o nm e t h o da n df o u r i e rt r a n s f e rm e t h o db a s e do nt h ev i r t u a lr e f e r e n c ep o i n ta r ed e s i g n e d ，m o r e o v e r , t h e s et w om e t h o d sa r er e a l i z e da n dp r o v e do nt h ep l a t f o r m 。r e s i s t o r , r - cn e t w o r ka n dh u m a nb o d yr e s p e c t i v e l ya r em e a s u r e do nt h ep l a t f o r l t l t h ee x p e r i m e n t a lt e s t sc o m p a r e dw i t ht h ea g i l e n t 4 2 9 4 aa n a l y z e rs h o wt h a tt h em e t h o di sf e a s i b l e k e yw o r d s ：b i o e l e c t r i c a li m p e d a n c em e a s u r i n g ，t h em i x i n gf r e q u e n c ye x c i t a t i o n ，d i g i t a ld e m o d u l a t i o n ，v o l t a g ec o n t r o lc u r r e n ts o u r c e ，v i r t u a li n s t r u m e n t独创性声明本人声明所呈交的学位论文是本人在导师指导下进行的研究工作和取得的研究成果，除了文中特别加以标注和致谢之处外，论文中不包含其他人已经发表或撰写过的研究成果，也不包含为获得叁鲞盘鲎或其他教育机构的学位或证书而使用过的材料。与我一同工作的同志对本研究所做的任何贡献均已在论文中作了明确的说明并表示了谢意。学位论文作者签名：厶h 受熊签字同期：缈年f月，7 日学位论文版权使用授权书本学位论文作者完全了解叁盗盘堂有关保留、使用学位论文的规定。特授权叁鲞盘茔可以将学位论文的全部或部分内容编入有关数据库进行检索，并采用影印、缩印或扫描等复制手段保存、汇编以供查阅和借阅。同意学校向国家有关部门或机构送交论文的复印件和磁盘。( 保密的学位论文在解密后适用本授权说明)学位论文作者签名钟餮馁导师签名：罩埋签字日期：鹏年f 月7 日签字日期：孙r 年j月7 曰第一章绪论第一章绪论生物电阻抗测量技术( b i o e l e c t r i e a li m p e d a n c em e a s u r i n gt e c h n o l o g y ，b i m t )是利用生物组织与器官的电特性( 阻抗、导纳、介电常数) 及其变化，提取与人体生理、病理相关的生物医学信息的一种无损伤检测技术“1 。它通常是借助置于体表的激励电极向被测对象施加微小的交变电流( 或电压) 信号，同时通过测量电极检测组织表面的电压( 或电流) 信号，由所测信号计算出相应的电阻抗及其变化，根掘不同的应用目的，获取相关的生理和病理信息。该技术具有廉价、安全、无毒无害、操作简便等特点，具有广泛的应用前景。利用生物电阻抗分析法( b i o e l e e t r i c a ii m p e d a n c ea n a l y s i s ，b i a ) ，可以实现对生物组织细胞内、外液电阻抗分布的测量。生物阻抗技术所提取的是与人体组织和器官功能紧密相关的电特性信息，对于血液、气体、体液和不同的组织成分具有独特的鉴别能力，对那些影响组织与器官的电特性因素如血液的流动与分布，肺内的血气交换，体液的变化与移动等非常敏感，因此，在临床诊断、健康检测等方面有着广阔的应用前景。1 1 生物电阻抗测量技术的意义和发展概况随着社会的发展，人们的健康意识不断加强，减肥、健身成为一种时尚，如 i j j 川：确地认定肥胖，合理安排运动量，涉及肌肉脂肪比例、人体水分总含量、细胞外液体积等多种人体成分参数；运动员的科学训练要求检测其电解质平衡情况；此外，现代医学中，以指导治疗为目的的监护系统受到了广泛重视，对危重病人，除需要随时观察了解与心电、血压有关的基本生命参数之外，对一些尚未影响心电、血压、血氧等基本生命参数的病人，由于其营养与代谢状况不佳，也会出现些严重影响病人身体状况的体征，如浮肿、脱水、电解质平衡紊乱以及肌肉脂肪比例失调等等，需要对病人进行监护以便采取恰当地临床措施。医学研究表明，入体各组织( 器官) 具有不同的阻抗特性”，而且些病理现象和生理活动均会引起人体组织阻抗变化，因此生物组织阻抗携带着丰富的病理和生理信息，对其进行全信息的测量分析，将为临床提供有力的监护手段和治，效粜的评价方法，为健身以及运动员训练提供定量的依据，而且该技术具有快速 ；! l 无创特点，是值得推广的一神方法。通过测量生物阻抗值，分析和研究生物体的病理和生理状况，在f 临床上具有很高的实用价值。第一章绪论对于生物组织电阻抗特性的研究，一直是生理学、生物医学工程学关注的热点问题。1 9 8 3 年，j a n n y b o e r 博士将阻抗容积描记法的容积电阻抗原理用于人体总阻抗的测量，研究动脉脉冲波与流入人体器宫中的动脉血流，将阻抗特性用于人体肢体测量获得了较好的效果”。1 9 8 5 年，l u k a s k i 用生物电阻抗分析法对人体成分进行了分析。1 ，证明了b i a 方法的可行性，之后，人们对该种方法开始了广泛的研究。早期，采用单频率全身阻抗测量法，通过测量人体总阻抗，利用各种经验公式计算人体水分总含量( t b w ) “”。但是根据人体的几何形状特性，相同的质量变化所产生的阻抗变化在躯干中远小于在肢体中，而且由于人体体形的个体差异，会产生较大的误差。针对上述问题，采用单频率分段测量法，获得信息较少，操作的可行性差。目前较为理想到方案是多频率生物阻抗分析，国外学者已开展了这方面的研究”1 “1 ，如美国a l a b a m a 大学的s u f i ai s a l a m 等人利用阻抗分析仪，将1 h z 一1 3 4 8 m h z 频率范围内的多频率分析技术与h p l c 和s p 方法进行了对比研究：英国的n up a t o n 用该项技术分析了h i v 病毒感染患者的人体水分总含量( t b w ) 和细胞外液体积( e c w ) 等等。国外最早用电桥法测量生物组织电阻抗“，由于调节电桥平衡比较团难，精度也不高，因此在实际应用中，此方法已不多见。g e d d e sl a 又提出了一种双电极测量技术 12 y 由于存在很多的弊端，在精确测量生物组织电阻抗时已逐步被四电极法所代替”“。w a r s a w 理工大学的t p a l k o 以及f b i a l o k o z 等学者自行研制出一套多频率生物电阻抗测量系统以提取生物电阻抗的幅值“。印度p a n j a b大学生物物理所和p a n j a b 大学物理高级研究中心的k s k o h l i ，d v r a i ，r k a m a r ，v k j i n d a l 以及n g o y a l 进行了山羊眼睛晶状体电阻抗的测量与建模，将眼部晶状体物质在不同刺激频率下的c o l e c o l e 图( 又称阻抗圆图) 描绘出来，其展现出完美的半圆弧图形，并测出中心位于横坐标下方3 5 度角处，艮之间的半角为5 5 度“。英国r o y mh a l l a m s h i r e 医院医学物理与l 临床工程研究所的l l u以及b r o w nb h 等人提出了三种提取生物电阻抗参数的方法”“。国内也相继开展了生物电阻抗分析法的研究。第四军医大学生物医学工程系的付峰、董秀珍等建立了一种四电极法的离体生物组织复阻抗测量系统，用以测量分析生物组织的复阻抗频率特性“。清华大学电机系生物医学工程研究所的吴润泽、高小榕等建立了一套多路独立人体阻抗测量系统，采用奇异值分解方法分解胸部阻抗信号“。中国医学科学院、中国协和医科大学生物医学工程研究所的任超世、王慧艳根据血液的电阻抗一频率特性和典型的三元件血液模型，提出了一种研究血液电特性的新方法一多频率电阻抗法“4 州。北京军区军事医学研究所的李清亚等人研制了人体脂肪分析仪，并在此基础上，对部队士兵、老年农民和中年干部人体成分进行了测定。矧。第三军医大学的殷均斐等人研制了阻抗法人第一章绪论体成分测量装置，设计了1 k h z 至i o o k h z 五个频点。”。近十几年来，国内外学者对基于生物电阻抗法的人体成分分析开展了大量的理论与实验研究“7 1 ”，虽已取得了一定的成果，但仍存在一些问题。例如，几乎所有的研究工作均使用i o o k h z 以下的激励信号( 主要集中在5 0 k h z ) 和单频率测量方法。近年来，国外的研究者对多频率测量进行了研究，但一般采用阻抗分析仪分别测量不同频点的人体阻抗，然后进行计算研究。，但是人体是动态的，该方法不能分析同一生命活动在不同激励频率下的反应；信号处理采用模拟电路方式，虽然实现简单，但由于检出信号非常微弱，抗干扰能力差，造成测量重复性较差。更重要的是，大部分对生物电阻抗测量分析由于获取信息单一，因此研究多集中在单应用方向，事实上，生物电阻抗蕴含大量生命信息，充分的提取将为指导治疗的监护过程提供更为丰富的信息。1 2 生物阻抗测量系统的特点及需要解决的问题由于其被测目标及应用背景的特殊性，目前生物电阻抗测量系统具有以下特点及需解决的问题：( 1 ) 在激励方式上，目前采用较多的还是电流源激励，因为电流源激励模式受未知接触阻抗的影响小且加到各电极的电流的幅值容易控制，不致引起安全蒯题。由于实际电极的接触阻抗为1 0 0 q 3 k q ，需要设计的电流源输出阻抗达到1 2 m r 2 以上，否则会产生较大误差。因此，需设计一个具有高输出阻抗的较为理想的电流源：( 2 ) 作为一种无创的测量手段，目前均采用外部激励、体表测量技术，致使被测信号非常微弱且动态范围较大，因而要求测量电路必须具有较高的灵敏度和信噪比；( 3 ) 由于生物组织阻抗具有随频率变化的特性，且不同组织在不同频率下的阻抗幅值及相位均不同，为有效地区分不同组织，或是同种组织的不同状态，需要全方位的提取阻抗信息，获得不同频率下阻抗的实部和虚部信息。1 3 本研究工作的主要内容本课题构建了基于虚拟仪器的生物阻抗测量平台，采用新的测量分析方法，同时获取不同频率下的电阻抗信息，包括信息的实部和虚部。具体工作包括：1 利用虚拟仪器技术建立阻抗信息数据分析平台，该平台为开放式结构，便于研究新的阻抗信息提取和处理方法，可以实现对激励源的设置、对p g a 增益第一章绪论的自适应调节、频率的检测以及数据的采集、分析处理、显示和存储等功能：2 设计混频激励电流源模块，实现频率、幅值、相角可调且最高激励频率为1 m h z 的激励电流信号的产生，实现混频或者单频激励的自由选择i3 设计具有抗混叠滤波和自适应增益放大的信号调理模块，提高系统的测量精度、抗干扰性能和小信号测量能力；4 提出了基于“虚参考点”的计算方法，应用数字信号处理技术，研究和探索混频激励下阻抗信息的提取方法设计了基于“虚参考点”的正交数字解调法和傅氏变换法。1 4 论文的组织结构本论文包括七章：第一章绪论。介绍了生物电阻抗铡量技术及其意义和国内外的发展概况：简要阐述了生物阻抗测量系统的特点及需要解决的问题；简单介绍了本课题的主要研究内容；简要说明了本论文的组织结构。第二章生物阻抗测量原理。论述了生物阻抗测量的基本原理，包括生物组织的r - c 三元件等效电路模型、c o l e c o l e 理论以及s c h i s m 的频散理论。第三章阻抗信息提取方法。介绍了阻抗信息提取的方法，提出了基于“虚参考点”的计算方法。对于单频信号，介绍丁开关解调法、乘法解调法和数字解调法：对于混频信号，介绍了正交数字解调法和傅氏变换法，结合“虚参考点”计算方法应用于阻抗测量。第四章系统硬件设计。阐述了生物阻抗测量系统的硬件设计方案设计了基于单片机控制和“虚参考点”方法的阻抗测量电路，包括信号源模块、信号调理模块和多功能数据采集卡。该硬件系统可咀实现在0 1 m h z 频率范围内的混频激励将调理后的测量信号通过多功能数据采集卡传送到p c 机。第五章系统软件设计。介绍了单片机软件流程和p c 机上的软件流程。包括单片机和p c 机之间的串口通讯程序以及控制a d 7 0 0 8 和写e e p r o m 的程序。利用虚拟仪器技术在p c 机上建立了阻抗信息数据分析平台，运用模块化编程思想，设计了激励源设置模块、频率检测模块、数据采集模块、p q a 增益自调节模块、阻抗信息提取模块、数据显示私存储模块。该软件系统可以对激励源进行设置，根据测量信号对p g a 增益的自适应调节，对采集到的测量信号进行频率检钡! 【，提取阻抗信息并将结果进行显示和存储。将结果进行显示和存储。第一章绪论第六章系统实验及误差分析。用纯电阻、r - c 网络以及人体作为被测阻抗对系统进行性能测试，并将测量结果与阻抗分析仅进行比较，分析误差出现的原因。第七章总结与改进建议。总结全文，对现有系统提出了一些改进意见。第二章生物阻抗测量原理第二章生物阻抗测量原理生物组织含有大量的细胞，这些细胞之间的液体可视为电解质。当直流或低频电流施加于生物组织时，电流将以任意一种可能的方式绕过细胞，主要流经细胞外液；当施加于生物组织电流的频率增加时，细胞膜电容的容抗减小，一部分电流将穿过细胞膜流经细胞内液。所以生物组织的低频阻抗较大而高频阻抗较小，阻抗值由大到小的过渡恰好反映了生物组织细胞膜的电容性质。2 1 生物组织等效电路模型构成生物组织的基本单元是细胞，细胞由细胞膜和细胞内液组成；在细胞的外面存在着细胞外液和细胞间质。细胞间质由胶原纤维、弹性纤维等高分子物质组成，通常将其看作电气绝缘体。细胞内液是含有各种细胞器的半流动性物质，就电特性而者，常将细胞外液与细胞内液看作电解液。细胞膜是包围整个细胞的膜。其化学成分主要是脂类与蛋自质，二者通过非共价键作用而形成膜，在细胞膜内部由于有复杂的生物化学结构控制着粒子的移动和物质的转运，其电压、电流特性非常复杂。尽管如此，在外加电流密度很小时，仍可将其近似为电介质。厚度为5 1 0 n t o 的细胞膜，其电阻率为5 0 0 1 0 0 0 0 f 2 c m ，膜电容为l u f c m 2 左右。血液中由于含有大量水分，其电阻率与其它组织相比非常小，在3 7 时约为1 4 0 f 2 c m ；中等含水量的骨骼肌具有各向异性的电特性，其电阻率在纤维方向约为2 0 0 3 0 0 f 2 c m ，在垂直于纤维方向约为7 0 01 0 0 0 d j c m ；而象皮肤与脂肪等含水较少的组织，其电阻率较高，从数千q ，c m 到数万q c m 【2 5 3 4 】。生物组织内单个细胞的等效电路模型 3 5 , 3 6 如图2 - 1 ( a ) 所示，其中r e 为细胞外液的电阻，c e 为细胞外液并联电容；r m 为细胞膜的电阻，c m 为细胞膜的并联电容；r i 为细胞内液的电阻，c i 为细胞内液的并联电容。在低频范围内( 低于1 m h z ) ，细胞膜的漏电阻r a n 很大，可视为开路，而内外液的并联电容c i 、c e很小，也可视为丌路，这样就可以得到如图2 - 1 c o ) 所示的简化等效电路模型，此模型也被称为并联等效电路模型。对于整个生物组织而言，由于生物组织是由大量细胞组成的，可视为许多细胞的集合，因此生物组织的电路模型可用图2 1 f b )所示的电路等效，此时，r i 、r e 、c m 分别代表整个生物组织的等效内、外液电阻和膜电容，这就是所谓的三元件生物阻抗模型 3 7 , 3 8 。第二章生物阻抗测量原理l hr i( a )图2 - 1 生物组织等效电路模型由图2 - 1 ( b ) 中所示的模型可推导出电阻抗方程为：( b )z ：墨。! ! ! ! 兰二墨2 ：竺! 竺：g 生! 墨! 墨! 墨。2 一i ! 兰二壁f ，1 1山i + j c o c 。, ( r e + r i )1 + ( 也+ r i ) 2 2 q 2。1 + ( r 。+ 矗，) 2 曲2 c 三、17幅值为zj =相角为口= 一n r c 留c 了；i 页，兰羔；i ；i ；群，在( 2 1 ) 式中若令r = ( r ，+ r 。) c 。，r = r ，凡= 等鼍则z = r 。+ 而r o - r 7 m( 2 2 )( 2 - 3 )( 2 4 )( 2 5 )由此电阻抗方程可知r c 三元件生物电阻抗模型在复平面上的轨迹是第四象限的一个半圆，圆心在实轴上。2 2c o l e c o l e 理论根据c o l e 的分析，实际生物电阻抗( 导纳) 在复平面上的轨迹是第四象限的段圆弧，而并非一个半圆，圆心在第一象限( 如图2 2 所示) ，称为阻抗圆图或c o l e - p l o t ，用上述的简单电路模型( 图2 1 ( b ) ) 及其电阻抗方程( 公式2 1 )第二章生物阻抗测量原理是不能精确描述的，由此提出了c o l e - c 0 1 e 电阻抗特征方程”“：z = r 。+ 丛1 + ( j c o v ) 。( 2 6 )其中吲耻鹕棚。础。他；燕c o l e c o l e 电阻抗特征方程中含有四个参数f 、r 、月。、口，其中r 代表时间常数，尺。，代表频率为0 处的电阻抗，r 。代表频率无穷大时的电阻抗，口为松驰因子，一般存o 1 亨间墩佰奠大小涣常网一山的衍詈。图2 2 阻抗圆图对图2 - 1 ( b ) 中所示的理想电路模型，a = 1 ，其阻抗圆图是第四象限上的一个半圆，圆心在实轴上。另外，也可通过分析生物组织的复阻抗( 包括实部和虚部) 随频率变化的特性曲线研究生物组织电阻抗特性。对图2 - l ( h ) 所示的r - c 三元件生物电阻抗模型中，尺。、r 。、q 分别取1 0 0 0 q 、1 0 0 0 q 、3 0 0 0 p f ，绘出其复阻抗实部和虚部的频率响应曲线如图2 3 所示。营趔蜒翟t箍俅( a ) 复阻抗实部频率特性曲线第二章生物阻抗测量原理0。5 0趔一1 0 0 0翟一1 5 0“刈一2 0 02 5 d。：l 二二。一一一一( b ) 复阻抗虚部频率特性曲线图2 3 生物电阻抗频率特性曲线从复阻抗实部频率特性曲线中可以看出：r 。为低频电阻的极限值；r 。为高频时的极限电阻值。从复阻抗虚部频率特性曲线中可以看出：五为复阻抗的虚部为最大值时的频率，它被称为特征频率，其大小为：，：l ：l 一“2 所2 n ( r 。十r ，) c 。( 2 7 )在图2 - 3 中，r o = 1 0 0 0 q ，r 。= 5 0 0 q ，正= 2 6 5 2 5 8 k h z 。掘此，c o l e c o l e 电阻抗特征方程也可以表示为：z ；只。+ 埠( z - s )1 + ( ，专) 2j ：对于实际生物组织电阻抗在复平面上轨迹的圆心位于第一象限而非实轴上的这种现象。可以理解为其等效电路中无数个尺，、c 。串联的结果( 如图2 - 4 所示) 。它与生物组织的结构驰豫( 散射) 有关，结构驰豫的时间常数如= ( r ，+ r ) 巴，相应的散射的特征频率正2 丢舞。对于实际生物组织，由于各细胞的大小呈正态分布，因此各个细胞驰豫的时间常数f 并不完全相同，也呈正态分布，根据c o l e 的研究，该分布函数( 称为c o l e c o l e 分布函数) f ( f ) 为：，：上+些坠竺堕一( 2 9 )、。2 i tc o s h i 口1 0 9 三卜c o s ( 1 一口) 石f o其中“为r 的平均值。所以生物组织的实际等效电路应该用具有分布时间常数的电路表示( 如图2 - 4 所示) 。由图2 - 4 可以导出c o l e 分布电路的导纳y 为：。，1 11 胄，。尺。r ，1 + ( ，f o ) 。第二章生物阻抗测量原理：土+ 土一上广盟出= 一+ 一i 。o d fr 。r ，r ， 1 + _ ，f其帆。七予r 。2 3 频散理论啐图2 4 生物组织等效电路( 2 - i 0 )生物电阻抗或介电特性参数在某个频率范围内有显著的变化称为频率散射，简称为频散。频散理论是s c h w a n 在1 9 6 0 年通过对生物组织频率特性的研究提出的，它表明生物组织内存在三个不同的频率散射，分别称为口、和，散射( 如图2 5 所示) i i t , ：r t 。由图2 - 5 可知，生物组织的介电常数占r 和电导常数仃随频率变化有三个明显的散射区域。其中a 频散主要发生在音频频段( 几赫到几十千赫) ，是由包围组织内细胞离子层发生变化引起的，表现为细胞膜电容发生变比；频散主要发生在射频频段( 几十千赫到几十兆赫) ，主要由膜电容的容性短路和生物高分子的旋转松弛所引起。在此频段内，细胞膜电容基本恒定，因而随着频率的增加，麒电容图2 - 5 生物组织频率特性曲线的容抗减小，电流由低频时经过细胞膜只流经细胞外液，到高频时穿过细胞膜流经细胞内、外液，因此表现为电导系数随频率升高而增大。相反介电系数则随频- 1 0 -第二章生物阻抗测量原理率升高而减小；y 频散主要发生在微波频段( 几十兆赫以上) ，是由于蛋白质和蛋白质结合的水在电场作用下分子的偶极转动所引起。生物组织在不同的电场频率下体现不同的电特性，在q 频散段( 1 0 h z 一1 0 k h z ) ，测量结果主要反应细胞周围的离子环境特性；在b 频散段( 1 0 k h z 1 0 m h z ) ，细胞膜电容基本稳定，随着频率的增加。膜电容的容抗减小，外加电流由低频时绕过细胞膜流经细胞外液到高频时穿过细胞膜流经细胞内外液；在y频散段，测量结果主要与水分子相关。由此可见，在音频频段和射频频段对生物组织介电特性的研究可以同时反映出细胞内、外液的特征，由于多数病理生理的变化都体现在a 和p 频散段中，因此，这两个频段备受人们关注。事实上，生物阻抗的测量中所采用的频率大都在这个范围内。第三章阻抗信息提取方法第三章阻抗信息提取方法生物电阻抗测量技术通常是借助置于体表的激励电极向被测对象施加微小的交变电流( 或电压) 信号，同时通过测量电极检测组织表面的电压( 或电流)信号，由所测信号计算出相应的电阻抗及其变化，然后根据不同的应用目的，获取相关的生理和病理信息。本系统采用电流激励，电压测量的方式，为了同时获取不同频率下生物的电阻抗信息，将不同频率的信号混合起来做为激励信号，实现混频激励，系统采用解调技术，设计了“虚参考点”计算方法来提取混频激励下的阻抗信息。3 1 解调方法系统的测量信号是被测对象经过电流激励后产生的极闻电压，需要从测量信号中将电阻抗信息提取出来，一般采用解调的方法。常用的解调方法有开关解调、乘法解调、数字解调等。3 1 1 开关解调方法开关解调”( 如图3 - 1 ) 是通过与电流源输出信号同相的方波解调测量电压信号。主要包含运放和低通滤波器两部分，其中运放的增益在参考信号控制下，在l 和一l 闯切换，低通滤波器则从信号中提取直流成分，该直流成分与输入信号和参考信号的相位差相关。一la信纠 咂辟：融廿v o u t低通滤渡器输出图3 - 1 开关解调原理第三章阻抗信息提取方法令稿八佰亏v s ( t ) y jv s ( t ) = a s i n ( 积十庐)( 3 - 1 )其中西为相角。利用f o u r i e r 分析，参考信号为v r ( t ) ：j1( o 。 荭7 )i 一1 ( t r 0 9 r 2 m a x ( t z 。，啦) ) ，采样周期为q ，总采样点数为m = n x q 。设输入信号v s ( k ) ) 9v s ( k ) = a t s i n ( 等) + a 2 s i n 百2 n 2 z k + 改)k _ o ，1 , m - 1 ( 3 - 2 0 )针对f t 、f 2 两个不同频率，分别构造两个同相和正交参考信号：vr s l ( k ) = s i n ( 2 n r y t - k ) ( 3 - 2 1 )v r c i ( k ) = c 。s ( 百2 n l zk)(3-22)v r s2 ( k ) = s i n t 百2 n 2 z n )( 3 2 3 )v r c 2 ( k ) = c 。s t 可2 n 2 z , n ) ( 3 - 2 4 )则v s ( k ) 和v r s t ( k ) 、s 2 ( k ) 的互相关r 。l 、r 。2 ，v s ( k ) nv r c l ( k ) 、v r c 2 ( k )的互相关r 。i 、r 。2 分别为。击萎( k ) o v r s , ( k )= 击凯s i n ( 警) + a 2 s i n ( 百2 n 2 r ) s i n ( 百2 n 1 7 rk | )= 叁c 。s ( 硝) ( 3 - 2 5 )同理= 击薹v s ( k ) v 删= 争蚴)( 3 _ 2 6 )= 击薹v s ( k ) v r s 2 ( k ) = 争o s ( 戎)2 7 )= 击蒸v s ( k ) v r c 2 ( k ) = 争i n ( 改)2 8 )r 川、r x r s 2 和r 删、r x 。2 分别表示同相输出和正交输出。由式( 3 - 2 5 、3 - 2 6 ) 可得：a = 2 、压= i 了( 3 - 2 9 )c t = t 9 4 ( 篆) ( 3 - 3 0 )一兰三兰里苎笪璺丝窒查堕由式( 3 - 2 7 、3 - 2 8 ) 可得：a ：2 压= = 赢了( 3 - 3 1 )钙吨1 ( 急) ( 3 - 3 2 )3 。2 2 傅氏变换方法傅氏变换是将信号的时域描述转换为频域描述的一种运算法则，对信号进行傅氏变换的结果为复数域的，包含信号幅值和相角的信息。设输入信号频率为f 采样频率为f s = n x f ( n 3 ) ，总采样点数为m ，采样周期为t ，总的采样时间为t d = t x m 。则输入信号v 。( n ) 为v 。( n ) = a s i n ( 百2 ；7 l i l + )对式( 3 - 3 3 ) 迸仃罱散傅立叶叟珙，得v 。( 妒t 芝v 。( n ) e - 1 一窆。a s i n ( 2 一“m 烈c o s 争h n ( 2 - - m - 2k n ) 讯薹蛳等埘c o s ( 面2 2 tk i l h i n 等删n 啸2 7 】= r j x其中m a ( 等c o s ( 铲2 7 )fk 和频率的关系为k = mt 将式( 3 - 3 6 ) 代入式( 3 - 3 5 ) ，得a c 等删c o s c 等= 丁t a 沙m - in ( 等钠+ s i 喇= _ t a ms i n ：皂a s i 。驴( 3 - 3 3 )( 3 - 3 4 )( 3 3 5 )( 3 3 6 )( 3 - 3 7 )第三章阻抗信息提取方法同理x ：二生a c o s 西( 3 3 8 )2由式( 3 - 3 7 、3 - 3 8 ) ，可得a = z q r2+x!(3-39)lpg 。晏( 3 - 4 0 )由于傅氏变换的值r 和x 均可求出，故可得输入信号对应频率f 的幅值和相角。对于混频信号，只需求出傅氏变换在各个频点的r 和x ，根据式( 3 - 3 9 )( 3 - 4 0 ) 即可求出输入信号在各个频点下的幅值和相角。3 ，2 。3 甚1 豆分j l | 一对于数字解调法，假如输入信号v s ( k ) 有相移口，为v s ( k ) = a s i n ( 等m 则r x r s = 击答a s i n c 等+ + 印“n c 等，：= ac o s ( 妒+ 口)肋c m 黔i n 冬n 坍咖c o s ( 丝n )智、7、：会s i n ( + 臼)由式( 3 - 4 2 、3 - 4 3 ) 得a ：2 、佤了丽舢吲( 号( 3 4 1 )( 3 4 2 )( 3 4 3 )( 3 - 4 4 )( 3 4 5 )可见数字解调方法的计算结果引入了相位误差。同理，傅氏变换法也不能消除信号相移引起的相位误差，针对此问题，提出了“虚参考点”方法，可以有效地消除系统的相位误差。3 2 4 “虚参考点”方法实际系统中，尤其在高频电流激励下，压控电流源( v c c s ) 产生的激励电流随负载的变化会产生相移，而且对于不同频率的电压信号产生的相移也不同：第三章阻抗信息提取方法电流通过导线，虽然采用屏蔽层及电缆驱动技术，相移依然存在：一般的解调方法都不能消除因为褶移引起的相位误差，而真正流经被测电阻的电流信号又很难精确提取。而且对于数字解调只有在保证激励电流与参考信号同相位的基础上，才能得到复阻抗实部和虚部的精确值。针对上述问题，提出了“虚参考点”方法( 如图3 5 所示) 。在被测阻抗的回路中串联一个已知阻抗特征的参考电阻，由于被测阻抗和参考电阻串联，流经它们的电流是一致的，激励电流的相移以及激励电流和参考信号的相位差均可由参考电阻求得从而消除了由此引入的误差。旺牛匹 面 1占留3 - 5 虚参考点方法的宴现图3 - 5 中互为被测阻抗，为参考电阻，a x 、a ，、矽。、，分别为测量电压k 、以经解调后得到的幅值和相角。设激励电流为，则v 、= z 。l( 3 - 4 6 )v = r i( 3 4 7 )由( 3 - 4 6 ) ( 3 - - 4 7 ) 可得z ：羔。r( 3 4 8 )z 。= 予。r( 3 4 8 )，采用向量法表示k 、 ，则v 。= a 。么。( 3 - 4 9 )v r = a ，么诈( 3 5 0 )将( 3 - 4 9 、3 - 5 0 ) 代入( 3 - 4 8 ) ，得吲= 含r ( 3 - 5 1 )z z 、= 么破一么碑( 3 - 5 2 )由公式( 3 5 1 ) ( 3 5 2 ) 即可求得被测阻抗z x 的幅值l z 。i 和相角z z 。利用这种“虚参考点”方法，实际系统中激励电流信号i 的相移以及激励电流和参考信号之间的相位差可通过已知参考电阻r 求得，因此，么。一么诈消除了由此引入的相位误差。第三章阻抗信息提取方法“虚参考点”方法中以、h 的解调可以采用各种解调方法，本系统设计了基于“虚参考点”的f 交数字解调法和基于“虚参考点”的傅氏变换法，用来提取混频激励下的复阻抗信息，提高了测量精度。第四章系统硬件设计第四章系统硬件设计本章主要介绍生物阻抗测量平台的硬件设计。主要包括信号源模块、信号调理模块、数据采集卡等部分的电路设计原理和方案。4 1 系统总体框架生物阻抗测量技术通常是借助置于体表的激励电极向被测对象施加微小的交变电流( 或电压) 信号，同时通过测量电极检测组织表面的电压( 或电流) 信号，由所测信号计算出相应的电阻抗及其变化。本系统采用电流激励，电压测量方式，采用数字信号处理方法计算被测阻抗的幅值和相角。硬件系统以“虚参考点”阻抗测量方法为基础进行设计由信号源模块、信号调理模块、数据采集卡、电源模块以及通讯接口单元等部分组成。信号源模块产生混频激励电流信号，该模块内嵌单片机，可通过r s - - 2 3 2 接口接收由计算机发出的配置信息：信号调理模块包括放大单元和抗混叠滤波器，完成a i d 采集前的信号预处理；数据采集卡采用n i 公司的p c i 一6 1 1 1 ，一方面将调理后的测量信号转换为数字信号，送入p c 机中；另一方面其数字i 0 与信号调理模块的放大r ! | ! ；l 冗构成自适应增益放大环节。系统结构如图4 1 所示。电极- 一i缓冲i i酗鬯趣图4 - 1 硬件系统结构图系统工作时，首先由信号源模块产生要求的电流激励信号，然后将激励信号加在被测阻抗上，响应信号经信号调理模块进行预处理( 放大，滤波) 后由p c i 一6 1 】1 转换成数字信号，送入p c 机，完成计算、分析处理、显示和存储等功能，通过数字i o 产生控制信号，设置信号调理模块中可编程增益放大器的增益。图4 2 所示为实际系统图，包括硬件电路和上位机阻抗数据分析平台的采集界面和频率检测界面。第四章系统硬件设计4 2 信号源模块图4 - 2 实际系统图本系统中信号源模块由单片机、e e p r o m 、正弦信号发生器、加法器、电压控制电流源等部分组成，结构如图4 - 3 所示。信号源模块产生正弦激励电流信号，该模块以单片机为核心，可通过串口接收由计算机发出的激励电流的配置信息；陔模块还具有掉电保护功能，配置信息存于e e p r o m 中；单片机根据配置信息，控制萨弦信号发生器产生设置的正弦电压信号，通过加法器，变为混频信号，经电压控制电流源( v c c s ) 变为电流激励信号，施加于测量对象。圈4 - 3 信号源模块信号发生器是系统的一个重要环节a 系统要求正弦波信号波形失真小、幅值稳定，且必须具有频率、幅值、相位可调节的功能。本系统采用两片具有5 0 m h z时钟频率的直接数字合成芯片a d 7 0 0 8 配以相应的接1 2 1 电路及放大、滤波电路构第四章系统硬件设计成信号发生器m a t i 。这两路正弦波可设定各自的频率、幅值和相位，由单片杌进行控制，通过合理使用a d 7 0 0 8 的l o a d 功能及同一个晶振，可确保两路正弦波信号以准确的相位差输出。通过跳线的设置可实现加法混频和单频激励。利用a d 8 4 4 第二代电流传输器功能设计了电压控制电流源，负责将电压信号转换为电流激励信号。4 2 1 单片机的设计本系统选用美国a t m e l 公司的a t 8 9 c 5 2 4 8 j 9 1 单片机作为主控制器。a t 8 9 c 5 2是一个低电压，高性能c m o s8 位单片机，片内含8 k 字节的可反复擦写的只读程序存储器( p e r o m ) 和2 5 6 字节的随机存取数据存储器( r a m ) ，器件采用a t m e l 公司的高密度、非易失性存储技术生产，兼容标准m c s 5 1 指令系统，片内景通用8 位中央处理器和f l a s h 存储单元，功能强大的a t 8 9 c 5 2 单片机可应用于许多较复杂系统控制应用场合。a t 8 9 c 5 2 有4 0 个引脚，3 2 个外部双向输入腧出( i o ) 端口，同时内含2个外中断口，3 个1 6 位可编程定时计数器，2 个全双工串行通信口，2 个读写口线，a t 8 9 c 5 2 可以按照常规方法进行编程，也可以在线编程。其将通用的微处理器和f l a s h 存储器结合在一起，特别是可反复擦写的f l a s h 存储器可有效地降低丌发成本。主要功能特性：兼容6 1 c s 5 1 指令系统3 2 个双向i o 口3 个1 6 位可编程定时计数器中2 个串行中断2 个外部中断源2 个读写中断口线低功耗空闲和掉电模式8 k 可反复擦写( 1 0 0 0 次) f l a s hr o m2 5 6 x 8b i t 内部r a m时钟频率0 - 2 4 i i z可编程u a r t 串行通道共6 个中断源3 级加密位软件设置睡眠和唤醒功能在本系统中，8 9 c 5 2 通过r s 一2 3 2 接口接收由p c 机发出的配置信息，包括激励电流的频率、幅值、相角，根据串口通讯协议，按照p c 机的要求，单片机可以直接根据配置信息控制直接数字合成( d d s ) 芯片a d 7 0 0 8 产生设定频率、幅值、相