人体生物电阻抗的脉冲式检测方法

1、引言

　　在人体成分的研究中，测量人体生物电阻抗值可以得到水分、脂肪等与人体健康状况有关的信息，对人身体状况的监视、疾病的早期诊断有着重要的意义[1]。

　　人体组织的电阻抗特性比一般物体要复杂得多，最明显的特点是电阻抗的值会随着测量频率的变化而变化。这是由于人体细胞内液体组织不是简单的表现为电阻的特性，细胞内水分与细胞膜的作用更多是以电容的特性存在。

　　图1所示为人体皮肤电阻抗的等效电路模型 [2]。其中R1为活性皮肤中的离子电阻；R2是基于角质层中离子迁移率的电阻；CPE是恒定相位角元件，RPOL、CPOL为其两个参数，用来描述皮肤角质层中的介电弥散和损耗[3][4]。

　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　图1 人体皮肤的等效电路模型

　　该模型的总的导纳如（1）式所示：

　　其中：

　　显然，CPE环节的存在，使得人体的生物电阻抗原则上无法用简单的R、C元件所组成的集总参数电路模型来描述。

　　传统的人体生物电阻抗检测采用单频法，即只在一个固定频率下，利用正弦波信号进行测量，一般只测量电阻抗的模，所以实现简单，很适合在便携仪器上推广。但是，单频法无法将CPE的影响表现出来，测量结果容易出现较大的误差。为了能够更准确地得到人体生物电阻抗的信息，需要有一种可同时检测多个频率点电阻抗的方法。

　　脉冲式检测法是近几年发展起来的一种无损检测方法。利用脉冲信号中所含有的多谐波频率成分，能够比正弦波信号激励提供更多的信息，并拥有更快的响应速度。本文研制了一种以现场可编程门阵列（FPGA）为核心的脉冲式检测系统，利用该系统，对电阻抗的脉冲式检测方法的可行性进行了分析研究，在此基础上，对人体皮肤水分的脉冲式检测方法进行了实验分析。

2、电阻抗的脉冲式测量原理

　　方波脉冲信号作为电阻抗测量的激励源，波形稳定，易于同数字电路结合实现，且具有较宽的频谱，在防止被测单元极化的同时，能够得到多频率点的信息。

　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　图2 理想方波和实际方波的时域波形

　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　图3 理想方波和实际方波的频谱图

　　图2、3中的细实线为理想方波的时域波形及频谱，图2中的粗实线、图3中的虚线分别表示实际方波信号的时域波形及频谱。可以看到，与理想情况相比，实际方波信号在时域上具有一定的上升时间，且相应频率分量的幅值衰减得更快。以理想方波的频谱为基准，实际波形中所含的频率分量越多，上升时间就越短。因此，在对信号的采样中，就要采集尽可能多的频率成分，以减小高频幅值衰减对电阻抗测量的影响。为此，本文采取以下步骤：①对敏感电极施加频率为f0的脉冲信号，进行响应信号的采集与分析，得到被测对象的电阻抗谱；②实时调节方波激励信号的频率，使其增加为nf0，同时进行响应信号的采集与分析，得到该激励频率时的电阻抗谱。③对两次测得的电阻抗谱按照n倍频进行叠加。

　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　图4 测量原理简图

　　图4所示为本文采用的测量原理简图。其中虚线框内的电路为人体皮肤电阻抗等效电路模型，Rref是参考电阻。

　　电平转换电路将输入的脉冲信号Uin转换为测量需要的脉冲激励信号Ui，Uresp为输出信号。每次测量时要对Ui和Uresp进行一次同步采样，利用(2)式计算电阻抗值：

　　对采样结果进行FFT后，即可求得由直流量及激励脉冲信号基频开始的各次谐波处的Z值，从而绘制出相应的电阻抗谱图。

　　本文利用软/硬件协同设计的方法研制了基于FPGA的脉冲式检测系统[5]，利用FPGA丰富的逻辑资源，实现对输入信号的控制、激励与输出信号的同步采样，并且具有一定的可重配置能力。

3、电阻抗谱测量实验

3.1 Randles单元模型电路

　　为了验证脉冲式检测系统对电阻抗谱图的测量能力，首先对图5所示的Randles单元模型电路[6]的电阻抗谱进行了测量。其中，R=8.11kΩ，C=2200 pF，参比电阻为Rref=8.08kΩ（全部元件参数由HP 4282A LCR分析仪实际测量得到）。

　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　图5 Randles单元模型示意图

　　设激励信号的频率为200Hz，由脉冲式检测系统以4.8MHz的采样频率对Randles单元模型电路的激励信号及输出采样信号进行采样及FFT处理，可得以200Hz为基频直至4.8MHz间各次倍频成分的频谱图。

　　绘出的电阻抗谱图如图6所示。图中实线部分为根据R、C及Rref参数计算所得的理论谱图，小圆点部分为用脉冲式检测系统测得电阻抗谱图（零频及1-299奇次倍频）。由图6可以看出，测得的Randles模型的电阻抗谱图与理论谱图吻合得很好，只有在高频段有些发散，这是由于随着谐波的倍频数增加，高频幅值衰减增加，其所携带能量急剧下降，结果受到扰动的机率也随之增大。

　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　图6 Randles单元模型电阻抗谱图

　　通过上述对Randles模型电阻抗谱的测量可知，脉冲式检测系统能检测出RC等效电路模型的电阻抗谱，该系统用于电阻抗谱的测量是有效的。电路中分布电容引起虚阻抗相对较大的变化。

3.2 人体皮肤电阻抗的检测

　　在测量人体皮肤电阻抗谱的实验中，选择人的左手中指为测量对象。测量前先用酒精擦拭所测中指的皮肤表面，然后将制作在印刷电路板上的叉指电极放于被测部位，施加一定的压力，并在整个测量过程中保持所施加的压力恒定不变。

　　实验研究中所用的叉指形电极如图7所示，图中的尺寸单位为毫米。电极的材料为金，金具有电阻率小、接触电阻小、性质稳定、耐腐蚀等特点。电极采用叉指的排列形式，其细小的间距可以使被测对象保持在皮肤表面部分。电极上面没有绝缘层，即电极与被测皮肤表面直接电气相连，皮肤可以作为一种电解质材料以等效电阻抗、而不只是电容的形式连到测量电路里面。将不同频率的交流电压施加到电极上，将测得的电流与电压进行比较，就得出皮肤的阻抗。

作为对照，用HP4282A precision LCR meter对人手中指上的被测部位进行了测试。其输出信号电压为2V，频率范围为20Hz~1MHz。通过对测量结果的计算，可得到(1)式中的参数值如表1所示。

　　　　　　　　　　　　　　　　　　表1 计算出的等效电路模型参数值

　　拟合的电阻抗谱图与实测的电阻抗谱图如图8所示，图中菱形点表示拟合的电阻抗谱图，圆点表示比对实验测得的人体皮肤电阻抗谱图，小星号线表示用脉冲式检测系统实测的人体皮肤电阻抗等效电路模型的电阻抗谱图。

　　　　　　　　　　　　　　　　图8 拟合的电阻抗谱图与实测的电阻抗谱图

　　从图8可以看出，实测的等效电路模型的电阻抗谱图与其它两个阻抗谱图在中频段吻合得较好，而在低频和高频段存在一定的误差。原因是在低频段用电阻、电容模拟恒定相位元件造成误差，而高频段测量电路中分布电容引起虚阻抗相对较大的变化。

3.3 一种简化的皮肤水分测量方案

　　前面的实验结果表明，采用脉冲激励方式，可得到人体生物电阻抗的信息。根据皮肤水分测量对仪器在便携性方面的要求，设计了如图9所示的简化的脉冲检测电路。该简化方案使用单频脉冲信号激励，利用响应电流的峰值作为检测参量，实现对人体皮肤水分含量的测量

　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　图9 单频方波测量电路图

　　使用图7所示电极，得到不同皮肤部位的测量结果如图10所示。

　　　　　　　　　　　　　　　　　　　图10 不同部位皮肤测量结果图

　　图中显示了在三个不同皮肤部位测量的响应曲线，测量的皮肤部位分别是：手指、脸、手腕。可以看出，响应电压不是马上就可以到达最大值，上升曲线的时间大概为1秒，而在2.5秒左右到达最后的稳定值。上升曲线的形状、快慢与电极接触皮肤的过程有关，曲线的最后稳定的最大值对于同一个检测皮肤部位一般不变；但是根据不同的皮肤，不同的皮肤湿润程度，这个最大值会相应的发生变化。这使得我们可以利用这个测量得到的响应曲线最大值作为被测皮肤的一个特征量作为研究，在误差允许的范围内，可以作为皮肤水分的一个指标。


　　本文对一种利用脉冲信号激励的电阻抗测量方法进行了研究分析，研制了以现场可编程门阵列（FPGA）为核心的脉冲式检测系统，并对人体皮肤生物电阻抗进行了实验，结果表明该方法能够同时得到多个频率点的生物电阻抗信息，可有效用于人体皮肤电阻抗检测中。在此基础上提出一种利用单频方波的简化的皮肤水分测量方案，可使测量仪器简单化、便携化。