人體生物電阻抗的脈沖式檢測方法

1、引言

在人體成分的研究中，測量人體生物電阻抗值可以得到水分、脂肪等與人體健康狀況有關(guān)的信息，對人身體狀況的監視、疾病的早期診斷有著(zhù)重要的意義。

人體組織的電阻抗特性比一般物體要復雜得多，最明顯的特點(diǎn)是電阻抗的值會(huì )隨著(zhù)測量頻率的變化而變化。這是由于人體細胞內液體組織不是簡(jiǎn)單的表現為電阻的特性，細胞內水分與細胞膜的作用更多是以電容的特性存在。

圖1所示為人體皮膚電阻抗的等效電路模型 。其中R1為活性皮膚中的離子電阻；R2是基于角質(zhì)層中離子遷移率的電阻；CPE是恒定相位角元件，RPOL、CPOL為其兩個(gè)參數，用來(lái)描述皮膚角質(zhì)層中的介電彌散和損耗。

圖1 人體皮膚的等效電路模型

該模型的總的導納如（1）式所示：

Z=x-jy （1）

其中：

顯然，CPE環(huán)節的存在，使得人體的生物電阻抗原則上無(wú)法用簡(jiǎn)單的R、C元件所組成的集總參數電路模型來(lái)描述。

傳統的人體生物電阻抗檢測采用單頻法，即只在一個(gè)固定頻率下，利用正弦波信號進(jìn)行測量，一般只測量電阻抗的模，所以實(shí)現簡(jiǎn)單，很適合在便攜儀器上推廣。但是，單頻法無(wú)法將CPE的影響表現出來(lái)，測量結果容易出現較大的誤差。為了能夠更準確地得到人體生物電阻抗的信息，需要有一種可同時(shí)檢測多個(gè)頻率點(diǎn)電阻抗的方法。

脈沖式檢測法是近幾年發(fā)展起來(lái)的一種無(wú)損檢測方法。利用脈沖信號中所含有的多諧波頻率成分，能夠比正弦波信號激勵提供更多的信息，并擁有更快的響應速度。本文研制了一種以現場(chǎng)可編程門(mén)陣列（FPGA）為核心的脈沖式檢測系統，利用該系統，對電阻抗的脈沖式檢測方法的可行性進(jìn)行了分析研究，在此基礎上，對人體皮膚水分的脈沖式檢測方法進(jìn)行了實(shí)驗分析。

2、電阻抗的脈沖式測量原理

方波脈沖信號作為電阻抗測量的激勵源，波形穩定，易于同數字電路結合實(shí)現，且具有較寬的頻譜，在防止被測單元極化的同時(shí)，能夠得到多頻率點(diǎn)的信息。

圖2 理想方波和實(shí)際方波的時(shí)域波形

圖3 理想方波和實(shí)際方波的頻譜圖

圖2、3中的細實(shí)線(xiàn)為理想方波的時(shí)域波形及頻譜，圖2中的粗實(shí)線(xiàn)、圖3中的虛線(xiàn)分別表示實(shí)際方波信號的時(shí)域波形及頻譜?？梢钥吹?，與理想情況相比，實(shí)際方波信號在時(shí)域上具有一定的上升時(shí)間，且相應頻率分量的幅值衰減得更快。以理想方波的頻譜為基準，實(shí)際波形中所含的頻率分量越多，上升時(shí)間就越短。因此，在對信號的采樣中，就要采集盡可能多的頻率成分，以減小高頻幅值衰減對電阻抗測量的影響。為此，本文采取以下步驟：①對敏感電極施加頻率為f0的脈沖信號，進(jìn)行響應信號的采集與分析，得到被測對象的電阻抗譜；②實(shí)時(shí)調節方波激勵信號的頻率，使其增加為nf0，同時(shí)進(jìn)行響應信號的采集與分析，得到該激勵頻率時(shí)的電阻抗譜。③對兩次測得的電阻抗譜按照n倍頻進(jìn)行疊加。

圖4 測量原理簡(jiǎn)圖

圖4所示為本文采用的測量原理簡(jiǎn)圖。其中虛線(xiàn)框內的電路為人體皮膚電阻抗等效電路模型，Rref是參考電阻。

電平轉換電路將輸入的脈沖信號Uin轉換為測量需要的脈沖激勵信號Ui，Uresp為輸出信號。每次測量時(shí)要對Ui和Uresp進(jìn)行一次同步采樣，利用(2)式計算電阻抗值：

（2）

對采樣結果進(jìn)行FFT后，即可求得由直流量及激勵脈沖信號基頻開(kāi)始的各次諧波處的Z值，從而繪制出相應的電阻抗譜圖。

本文利用軟/硬件協(xié)同設計的方法研制了基于FPGA的脈沖式檢測系統，利用FPGA豐富的邏輯資源，實(shí)現對輸入信號的控制、激勵與輸出信號的同步采樣，并且具有一定的可重配置能力。

3、電阻抗譜測量實(shí)驗

3.1 Randles單元模型電路

為了驗證脈沖式檢測系統對電阻抗譜圖的測量能力，首先對圖5所示的Randles單元模型電路的電阻抗譜進(jìn)行了測量。其中，R=8.11kΩ，C=2200 pF，參比電阻為Rref=8.08kΩ（全部元件參數由HP 4282A LCR分析儀實(shí)際測量得到）。

圖5 Randles單元模型示意圖

設激勵信號的頻率為200Hz，由脈沖式檢測系統以4.8MHz的采樣頻率對Randles單元模型電路的激勵信號及輸出采樣信號進(jìn)行采樣及FFT處理，可得以200Hz為基頻直至4.8MHz間各次倍頻成分的頻譜圖。

繪出的電阻抗譜圖如圖6所示。圖中實(shí)線(xiàn)部分為根據R、C及Rref參數計算所得的理論譜圖，小圓點(diǎn)部分為用脈沖式檢測系統測得電阻抗譜圖（零頻及1-299奇次倍頻）。由圖6可以看出，測得的Randles模型的電阻抗譜圖與理論譜圖吻合得很好，只有在高頻段有些發(fā)散，這是由于隨著(zhù)諧波的倍頻數增加，高頻幅值衰減增加，其所攜帶能量急劇下降，結果受到擾動(dòng)的機率也隨之增大。

圖6 Randles單元模型電阻抗譜圖

通過(guò)上述對Randles模型電阻抗譜的測量可知，脈沖式檢測系統能檢測出RC等效電路模型的電阻抗譜，該系統用于電阻抗譜的測量是有效的。電路中分布電容引起虛阻抗相對較大的變化。

3.2 人體皮膚電阻抗的檢測

在測量人體皮膚電阻抗譜的實(shí)驗中，選擇人的左手中指為測量對象。測量前先用酒精擦拭所測中指的皮膚表面，然后將制作在印刷電路板上的叉指電極放于被測部位，施加一定的壓力，并在整個(gè)測量過(guò)程中保持所施加的壓力恒定不變。

實(shí)驗研究中所用的叉指形電極如圖7所示，圖中的尺寸單位為毫米。電極的材料為金，金具有電阻率小、接觸電阻小、性質(zhì)穩定、耐腐蝕等特點(diǎn)。電極采用叉指的排列形式，其細小的間距可以使被測對象保持在皮膚表面部分。電極上面沒(méi)有絕緣層，即電極與被測皮膚表面直接電氣相連，皮膚可以作為一種電解質(zhì)材料以等效電阻抗、而不只是電容的形式連到測量電路里面。將不同頻率的交流電壓施加到電極上，將測得的電流與電壓進(jìn)行比較，就得出皮膚的阻抗。

圖7 叉指型電極

作為對照，用HP4282A precision LCR meter對人手中指上的被測部位進(jìn)行了測試。其輸出信號電壓為2V，頻率范圍為20Hz1MHz。通過(guò)對測量結果的計算，可得到(1)式中的參數值如表1所示。

表1 計算出的等效電路模型參數值

擬合的電阻抗譜圖與實(shí)測的電阻抗譜圖如圖8所示，圖中菱形點(diǎn)表示擬合的電阻抗譜圖，圓點(diǎn)表示比對實(shí)驗測得的人體皮膚電阻抗譜圖，小星號線(xiàn)表示用脈沖式檢測系統實(shí)測的人體皮膚電阻抗等效電路模型的電阻抗譜圖。

圖8 擬合的電阻抗譜圖與實(shí)測的電阻抗譜圖

從圖8可以看出，實(shí)測的等效電路模型的電阻抗譜圖與其它兩個(gè)阻抗譜圖在中頻段吻合得較好，而在低頻和高頻段存在一定的誤差。原因是在低頻段用電阻、電容模擬恒定相位元件造成誤差，而高頻段測量電路中分布電容引起虛阻抗相對較大的變化。

3.3 一種簡(jiǎn)化的皮膚水分測量方案

前面的實(shí)驗結果表明，采用脈沖激勵方式，可得到人體生物電阻抗的信息。根據皮膚水分測量對儀器在便攜性方面的要求，設計了如圖9所示的簡(jiǎn)化的脈沖檢測電路。該簡(jiǎn)化方案使用單頻脈沖信號激勵，利用響應電流的峰值作為檢測參量，實(shí)現對人體皮膚水分含量的測量

圖9 單頻方波測量電路圖

使用圖7所示電極，得到不同皮膚部位的測量結果如圖10所示。

圖10 不同部位皮膚測量結果圖

圖中顯示了在三個(gè)不同皮膚部位測量的響應曲線(xiàn)，測量的皮膚部位分別是：手指、臉、手腕?？梢钥闯?，響應電壓不是馬上就可以到達最大值，上升曲線(xiàn)的時(shí)間大概為1秒，而在2.5秒左右到達最后的穩定值。上升曲線(xiàn)的形狀、快慢與電極接觸皮膚的過(guò)程有關(guān)，曲線(xiàn)的最后穩定的最大值對于同一個(gè)檢測皮膚部位一般不變；但是根據不同的皮膚，不同的皮膚濕潤程度，這個(gè)最大值會(huì )相應的發(fā)生變化。這使得我們可以利用這個(gè)測量得到的響應曲線(xiàn)最大值作為被測皮膚的一個(gè)特征量作為研究，在誤差允許的范圍內，可以作為皮膚水分的一個(gè)指標。

4、結論

本文對一種利用脈沖信號激勵的電阻抗測量方法進(jìn)行了研究分析，研制了以現場(chǎng)可編程門(mén)陣列（FPGA）為核心的脈沖式檢測系統，并對人體皮膚生物電阻抗進(jìn)行了實(shí)驗，結果表明該方法能夠同時(shí)得到多個(gè)頻率點(diǎn)的生物電阻抗信息，可有效用于人體皮膚電阻抗檢測中。在此基礎上提出一種利用單頻方波的簡(jiǎn)化的皮膚水分測量方案，可使測量?jì)x器簡(jiǎn)單化、便攜化。