一种用于人体阻抗测量的系统与方法与流程

1.本发明涉及人体阻抗测量技术领域，具体是一种用于人体阻抗测量的系统与方法。


背景技术：

2.人体阻抗是包括人体皮肤、血液、肌肉、细胞组织及其结合部在内的含有电阻和电容的全阻抗。人体阻抗是确定和限制人体电流的参数之一。人体阻抗受皮肤状态、接触电压、电流、接触面积、接触压力等多种因素的影响，在很大的范围内变化。
3.运用广泛的各种生物阻抗测量技术在使用激励信号的频率方面有所不同，最简单的仪器是基于固定频率测量(单频生物电阻抗分析或sf-bia)，有些仪器采用多频率系统(多频生物电阻抗分析或mf-bia)，而最复杂的仪器则在一定频率范围内执行实际频谱测量(生物阻抗频谱或bis)。其中最重要的是生物电阻抗矢量分析和实时分析，但是现有的人体阻抗测量的系统较为复杂，操作较为繁琐，且测量精度不高，因此提供一种用于人体阻抗测量的系统与方法。


技术实现要素：

4.本发明的目的在于提供一种用于人体阻抗测量的系统与方法，以解决上述背景技术中提出的问题。
5.本发明的技术方案是：一种用于人体阻抗测量的系统，包括dds信号发生器和高精度压流转换电路，所述dds信号发生器的电压信号作为高精度压流转换电路的输入，所述dds信号发生器采用ad9833子电路，所述ad9833子电路包括两个频率选择寄存器、一个相位累加器、两个相位偏移寄存器和一个相位偏移加法器，所述频率选择寄存器和相位累加器均为28位，连续时间信号的相位范围为0至2π。
6.一种用于人体阻抗测量的方法，在人体呼吸阻抗测量仪器中注入人体的电流频率；分别在低频和高频下执行测量得到icw值；最后对人体阻抗进行频谱扫描，实现人体阻抗测量。
7.优选的，包括对dds芯片提供25m时钟，通过mcu编程写入不同的寄存器配置，得出不同的频率输出。
8.优选的，在人体呼吸阻抗测量仪器中，注入人体的电流频率为50khz,所述寄存器的输出频率固定在50khz，从而达到人体激励信号的频率。
9.优选的，在低频和高频下执行测量：低频测量用于估算ecw值，高频测量用于估算tbw值，两者之差得到icw值：
10.icw＝tbw-ecw；
11.其中，icw为细胞内水分，ecw为细胞外水分，tbw为人体水分总量。
12.优选的，在dc至200khz的频率下，对人体阻抗进行频谱扫描。
13.优选的，将dds产生的电压信号输入高精度压流转换电路，得到精密压控电流源，
输出电流计算公式：
[0014][0015]
本发明通过改进在此提供一种用于人体阻抗测量的系统与方法，与现有技术相比，具有如下改进及优点：
[0016]
本发明依据人体阻抗的阻容网络特性，让一路可控频率电流流过该网络产生一个和网络阻抗成正比的压降，通过adc测得该压降即可换算出阻容网络的等效阻抗；然后通过查询电压表格，可将人体阻抗等效换算成组成部分，可以较好的解决实际测量中遇到的精度问题。
附图说明
[0017]
下面结合附图和实施例对本发明作进一步解释：
[0018]
图1是本发明的生物阻抗及其测量仪器的电特性简化模型图；
[0019]
图2是本发明的用于人体阻抗测量的系统的硬件原理图；
[0020]
图3是本发明的用于人体阻抗测量的系统的精密压流转换电路原理图。
具体实施方式
[0021]
下面对本发明进行详细说明，对本发明实施例中的技术方案进行清楚、完整地描述，显然，所描述的实施例仅仅是本发明一部分实施例，而不是全部的实施例。基于本发明中的实施例，本领域普通技术人员在没有做出创造性劳动前提下所获得的所有其他实施例，都属于本发明保护的范围。
[0022]
生物阻抗是一个由电阻值r(实数部分)和电抗值xc(虚数部分)组成的复数，前者主要由人体内的水分总量所致，后者主要是由细胞膜产生的电容所致。该阻抗也可以用模为|z|、相位角为φ的矢量来表示。相位角在确定人体组成方面起主要作用。
[0023]
其中：
[0024]
z＝r jxc；
[0025][0026][0027]
其中，横截面积为s、长度为l的导体的电阻r，以及表面积为s、距离为d的平行板电容的容值c由以下公式给出：
[0028][0029][0030]
从以上公式可以看出，电阻和电容取决于几何参数(长度、距离和表面积)，这意味着他们与采用的测量系统和物理参数有关。即：电阻率ρ和介电常数ε与待测材料的类型(在本示例中为生物组织)密切相关。图1显示了一个生物阻抗及其测量仪器的电特性简化模型，其中，re考虑的是细胞外液的电阻，ri代表细胞内液的电阻，cm是细胞膜的电容，仪器与
人体之间的连接通过置于皮肤上的电极实现，仪器向电极提供激励电压并测量产生的电流，激励信号通过连接到后端驱动器的数模转换器(dac)产生，通过微控制器对dac进行编程，从而可设置信号幅度和频率。对于电流测量，则采用跨阻放大器(tia)，将其连接到高分辨率模数转换器(adc)以实现精确测量。使用系统微控制器处理采集到的数据，从中提取分析所需的信息。
[0031]
为实现此目的，本发明通过改进在此提供一种用于人体阻抗测量的系统与方法，其中，用于人体阻抗测量的系统包括dds信号发生器、高精度压流转换电路，以解决实际测量中遇到的精度问题。
[0032]
本发明的技术方案是：
[0033]
一种用于人体阻抗测量的系统，包括dds信号发生器和高精度压流转换电路，本设计采用ad9833作为波形发生器，能够产生正弦波、三角波和方波输出，输出频率和相位可通过软件进行编程，调整简单，无需外部元件，频率寄存器为28位：时钟速率为25mhz时，可以实现0.1hz的分辨率。此波形发生器通过一个三线式串行接口写入数据，其硬件原理图如图2所示。
[0034]
对dds芯片提供25m时钟，通过mcu编程写入不同的寄存器配置，可得出不同的频率输出，ad9833子电路由两个频率选择寄存器、一个相位累加器、两个相位偏移寄存器和一个相位偏移加法器组成。nco的主要元件是一个28位相位累加器。连续时间信号的相位范围为0至2π。在此数值范围之外，正弦函数以周期方式不断重复。数字实现并无差别。累加器只是将相位数值范围扩大至多位数字。ad9833中的相位累加器利用28位来实现。
[0035]
因此，在ad9833中，2π＝228。同样，δphase项也会扩大至此数值范围：最后可得出输出频率为：f＝δphase
×
fmclk/228；其中，δphase为指定长度时间内的平均相位计数差，fmclk为主时钟频率。
[0036]
在人体呼吸阻抗测量仪器中，注入人体的电流频率为50khz,这是基于所测得的阻抗与人体水分总量(tbw)(阻抗的导电性部分)之间成反比关系，而人体水分总量(tbw)由细胞内水分(icw)和细胞外水分(ecw)组成。这项技术针对含水量正常的测试对象可以提供良好的结果，而对于含水量发生了剧烈改变的测试对象。针对此呼吸信号测量，可将此芯片寄存器的输出频率固定在50khz，从而达到人体激励信号的频率。此固定频率评估icw变化的能力有限，因此会丧失其有效性。
[0037]
通过在低频和高频下执行测量来克服的局限性。低频测量允许对ecw进行更准确的估算，而在高频下则可获得tbw的估值。由两个估值的差得出icw：
[0038]
icw＝tbw-ecw。
[0039]
在mcu中通过不同的频率切换，通过编程输出20khz、40khz、60khz等频率，计算此测量状态下不同的人体阻抗，可解决icw变化有限的局限性。但是，此技术在对患有疾病的老年人情进行体液估算时显示出误差性。
[0040]
最后，通过编程频率自动切换，从dc至200khz的频率下，对人体阻抗进行频谱扫描，根据人体模型，测试阻抗在零频率下是由细胞外液产生的电阻re，而在无穷大频率下则是re与ri的并联。在这两个极端频率下，由细胞膜产生的电容表现为开路或短路。中频测量提供与电容值有关的信息。此项测试下，测量需要更长的时间，且数据量会表现的相当大。
[0041]
本设计另外使用了一种精密压流转换电路，由于dds产生的为一个电压信号，而人
体为阻抗网络，为使电压发生线性改变，则需要进行精密压流转换，从而达到测量人体阻抗的目的；如图3为精密压流转换电路原理图；通过将dds产生的电压信号输入此电路，得到精密压控电流源，该运算放大器为基准引脚提供缓冲，以确保良好的共模抑制性能。此输出电流计算公式：
[0042][0043]
通过修改精密电阻r1值，可简单改变恒流源大小，此恒流源在ua情况下线性度良好。
[0044]
上述说明，使本领域专业技术人员能够实现或使用本发明。对这些实施例的多种修改对本领域的专业技术人员来说将是显而易见的，本文中所定义的一般原理可以在不脱离本发明的精神或范围的情况下，在其它实施例中实现。因此，本发明将不会被限制于本文所示的这些实施例，而是要符合与本文所公开的原理和新颖特点相一致的最宽的范围。