夏軍營(yíng)，付峰，尤富生，史學(xué)濤

第四軍醫(yī)大學(xué) 生物醫(yī)學(xué)工程學(xué)院，陜西 西安 710032

一種手持式阻抗血流圖檢測(cè)系統(tǒng)的設(shè)計(jì)

夏軍營(yíng)，付峰，尤富生，史學(xué)濤

第四軍醫(yī)大學(xué) 生物醫(yī)學(xué)工程學(xué)院，陜西 西安 710032

本文介紹了一種手持式阻抗血流圖檢測(cè)系統(tǒng)的設(shè)計(jì)過(guò)程。該系統(tǒng)基于生物阻抗法，利用數(shù)字化的正交序列解調(diào)方法保證測(cè)量精度，采用模塊化的設(shè)計(jì)方法提高系統(tǒng)的擴(kuò)展能力，采用低功耗設(shè)計(jì)和無(wú)線數(shù)據(jù)傳輸增強(qiáng)系統(tǒng)的靈活性。樣機(jī)的初步試驗(yàn)證明該系統(tǒng)運(yùn)行穩(wěn)定，可以對(duì)人體多個(gè)部位進(jìn)行測(cè)量，而且具有低功耗和便攜的特性。

手持式；生物阻抗；阻抗血流圖；低功耗

0 前言

機(jī)旋轉(zhuǎn)試驗(yàn)中的腦血流監(jiān)測(cè)等[6]。其次，對(duì)測(cè)量信號(hào)的解調(diào)采用的是模擬電路的方法，響應(yīng)時(shí)間過(guò)長(zhǎng)，無(wú)法進(jìn)行多通道的時(shí)分復(fù)用。目前許多應(yīng)用中都需要進(jìn)行兩個(gè)或更多部位的測(cè)量[4]，單通道系統(tǒng)已經(jīng)不能滿足需要，如果多通道系統(tǒng)每個(gè)通道都必須有獨(dú)立的解調(diào)電路，無(wú)疑會(huì)增加系統(tǒng)的成本、體積以及功耗。此外，還需要采取專門的定標(biāo)等措施保證不同通道之間測(cè)量結(jié)果的一致性。

為解決這些問(wèn)題，本文設(shè)計(jì)了一套由鋰電池供電的低功耗、小體積、無(wú)線傳輸?shù)氖殖质阶杩寡鲌D檢測(cè)系統(tǒng)，可以根據(jù)需要佩戴在受試者身上，不影響受試者的活動(dòng)，便于開(kāi)展相關(guān)檢測(cè)與監(jiān)護(hù)。此外，系統(tǒng)采用了在電阻抗斷層成像數(shù)據(jù)采集系統(tǒng)中已經(jīng)得到廣泛應(yīng)用的正交序列解調(diào)法[7]進(jìn)行全數(shù)字的測(cè)量信號(hào)解調(diào)，以保證系統(tǒng)的測(cè)量精度，并對(duì)系統(tǒng)進(jìn)行了模塊化的設(shè)計(jì)，以便于向多通道系統(tǒng)的升級(jí)。

1 系統(tǒng)設(shè)計(jì)

1.1 阻抗血流圖測(cè)量原理

阻抗血流圖也稱阻抗容積圖（Impedance Plethysmogram），其基本原理是基于生物體容積變化時(shí)會(huì)引起的相應(yīng)的電阻抗變化[5]。血液的流動(dòng)是除呼吸以外引起生物體短時(shí)容積變化的主要原因。生物體組織的血流量隨心動(dòng)周期而變化，由于血液相比一般的生物體組織導(dǎo)電性要強(qiáng)，當(dāng)某個(gè)部位血流增加時(shí)，其阻抗會(huì)隨之降低，反之則阻抗增加。

若對(duì)人體特定部位施加恒定的電流激勵(lì)，則響應(yīng)電壓隨阻抗變化而變化，只要測(cè)得電壓的改變即可反映出血管容積的變化，從而得到阻抗血流圖。激勵(lì)和測(cè)量電極置于人體的不同部位，如手腕、胸部、頸部和腦部等，就可以得到不同部位的阻抗血流圖，反映相應(yīng)部位的血液循環(huán)狀態(tài)，進(jìn)一步對(duì)其進(jìn)行無(wú)損傷的功能評(píng)價(jià)[5]。

1.2 系統(tǒng)總體設(shè)計(jì)

生物電阻抗測(cè)量可以采用兩電極法，也可以采用四電極法。四電極法相對(duì)于兩電極法可以減少接觸阻抗和極化電位的影響，測(cè)量結(jié)果更加可靠，因而本文采用的是四電極法。系統(tǒng)硬件主要包括數(shù)據(jù)采集器和主機(jī)無(wú)線數(shù)據(jù)接收器兩個(gè)部分，總體結(jié)構(gòu)框見(jiàn)圖1。

圖1 手持式阻抗血流圖檢測(cè)系統(tǒng)結(jié)構(gòu)

手持式數(shù)據(jù)采集器采用鋰電池供電，可以采集得到受試者被檢部位的阻抗血流圖數(shù)據(jù)，并可以通過(guò)無(wú)線模塊進(jìn)行發(fā)送上傳。無(wú)線數(shù)據(jù)接收器接收到數(shù)據(jù)采集器發(fā)送來(lái)的阻抗血流圖數(shù)據(jù)后，將其通過(guò)USB總線上傳到PC主機(jī)上，由PC主機(jī)上的接收軟件接收并存儲(chǔ)以便于后續(xù)的分析和處理。

1.3 數(shù)據(jù)采集器

1.3.1 數(shù)據(jù)采集器的總體結(jié)構(gòu)

圖2 數(shù)據(jù)采集器結(jié)構(gòu)示意圖

手持式數(shù)據(jù)采集器是由微控制器、阻抗測(cè)量模塊、人機(jī)接口模塊（按鍵、液晶）、數(shù)據(jù)存儲(chǔ)、無(wú)線傳輸與電源管理模塊等構(gòu)成，見(jiàn)圖2。其中阻抗測(cè)量模塊實(shí)現(xiàn)了基于四電極法的低功耗電阻抗測(cè)量功能。為一塊獨(dú)立的電路子板，其電源線、與微控制器通信的信號(hào)線以及四個(gè)電極信號(hào)線通過(guò)板級(jí)接插件連接到數(shù)據(jù)采集器的主電路板。四個(gè)電極信號(hào)再經(jīng)由主電路板上的電極接口與連接到人體的電極相連，從而實(shí)現(xiàn)對(duì)人體電阻抗的測(cè)量功能。這樣一來(lái)，以后只需要在主電路板的電極接口部分加入合適的模擬開(kāi)關(guān)及其控制電路，即可由阻抗測(cè)量模塊通過(guò)時(shí)分復(fù)用實(shí)現(xiàn)多個(gè)通道的測(cè)量。

經(jīng)試用，該導(dǎo)航能在選定導(dǎo)航路線的時(shí)候提示該路線上的天氣影響情況以及目的地的能見(jiàn)度、溫度、風(fēng)速等。但功能比較簡(jiǎn)單，缺少使用說(shuō)明，信息的預(yù)報(bào)準(zhǔn)確度有待驗(yàn)證。

數(shù)據(jù)采集器由鋰電池供電，電源管理模塊實(shí)現(xiàn)鋰電池的充電管理和系統(tǒng)各模塊的供電管理。為盡量降低功耗，整個(gè)硬件系統(tǒng)采用3.3 V單電源供電，各主要模塊采用獨(dú)立的供電通道，并可以由微控制器分別進(jìn)行上、掉電控制。

系統(tǒng)使用16位、超低功耗單片機(jī)MSP430F247作為數(shù)據(jù)采集器的主控制器，實(shí)現(xiàn)阻抗測(cè)量模塊的控制、測(cè)量數(shù)據(jù)的緩存和無(wú)線發(fā)送、人接交互接口的管理以及各模塊的供電管理等功能。測(cè)量得到的電阻抗信息在存儲(chǔ)器中進(jìn)行緩存，并通過(guò)無(wú)線的方式實(shí)時(shí)或延時(shí)發(fā)送到PC主機(jī)。按鍵和液晶顯示屏構(gòu)成系統(tǒng)的人機(jī)交互界面，操作人員可以據(jù)此控制手持式數(shù)據(jù)采集器的工作。

系統(tǒng)選擇大容量的串行DataFlash芯片AT45DB321D作為數(shù)據(jù)存儲(chǔ)器，該芯片共有8192頁(yè)，每頁(yè)512字節(jié)。數(shù)據(jù)采集過(guò)程中，測(cè)量到的數(shù)據(jù)首先保存到數(shù)據(jù)存儲(chǔ)器中，如果此時(shí)能夠建立與主機(jī)無(wú)線數(shù)據(jù)接收器的無(wú)線連接，則再將數(shù)據(jù)通過(guò)無(wú)線連接進(jìn)行發(fā)送；如果無(wú)法連接主機(jī)數(shù)據(jù)接收器，則數(shù)據(jù)暫時(shí)存放在數(shù)據(jù)存儲(chǔ)器內(nèi)，等到以后成功建立與主機(jī)之間的無(wú)線連接后，再將緩沖的數(shù)據(jù)依次發(fā)送到主機(jī)。

無(wú)線連接電路由工作頻率2.4 GHz，數(shù)據(jù)速率為500 kbps的，具有低功耗特性的A7015芯片構(gòu)成。該模塊在空曠環(huán)境下的直線傳輸距離為100m，經(jīng)過(guò)測(cè)試可以與室內(nèi)或者隔壁的主機(jī)無(wú)線數(shù)據(jù)接收器建立無(wú)線連接，滿足本系統(tǒng)對(duì)無(wú)線數(shù)據(jù)傳輸?shù)男枨蟆?/p>

1.3.2 阻抗測(cè)量模塊

阻抗測(cè)量模塊包括激勵(lì)電路和測(cè)量電路，并采用一片32位的超低功耗ARM芯片STM32L151作為控制器，以實(shí)現(xiàn)阻抗測(cè)量過(guò)程中激勵(lì)和測(cè)量電路的時(shí)序控制，并對(duì)采集到的波形數(shù)據(jù)進(jìn)行正交序列解調(diào)以得到阻抗數(shù)據(jù)。其原理框圖，見(jiàn)圖3。

圖3 阻抗測(cè)量模塊原理框圖

為便于以后向多通道系統(tǒng)升級(jí)，阻抗測(cè)量模塊被設(shè)計(jì)

阻抗測(cè)量的激勵(lì)信號(hào)由低功耗DDS波形發(fā)生芯片AD9834產(chǎn)生。AD9834可通過(guò)3線SPI接口進(jìn)行控制，其輸出信號(hào)頻率連續(xù)可調(diào)，在75MHz的工作時(shí)鐘下最高可達(dá)37.5MHz。系統(tǒng)中采用25.6MHz的工作時(shí)鐘，激勵(lì)信號(hào)選擇為100 kHz的正弦信號(hào)。輸出信號(hào)的幅度控制由外接的一片微功耗串行數(shù)模轉(zhuǎn)換芯片AD5620完成。激勵(lì)信號(hào)由DDS輸出后經(jīng)過(guò)4階切比雪夫低通濾波器進(jìn)行防鏡像平滑濾波，得到較為純凈的正弦信號(hào)。然后采用改進(jìn)的Howland壓控流源轉(zhuǎn)換為恒定幅度的電流激勵(lì)信號(hào)，輸出到正激勵(lì)電極[8]。

由于系統(tǒng)采用單電源供電，激勵(lì)信號(hào)實(shí)際上是以供電電壓的一半，也就是1.65 V為中心上下波動(dòng)的，為防止測(cè)量電極持續(xù)極化，負(fù)激勵(lì)電極連接到1.65 V的虛擬地電平。

電流激勵(lì)信號(hào)經(jīng)正負(fù)激勵(lì)電極作用于人體后，可以在正負(fù)測(cè)量電極上拾取電壓響應(yīng)信號(hào)。來(lái)自一對(duì)測(cè)量電極的信號(hào)經(jīng)過(guò)緩沖后，進(jìn)入低功耗數(shù)字可編程儀表放大器AD8231進(jìn)行放大。AD8231的增益由1到128分8級(jí)可調(diào)，足以滿足系統(tǒng)對(duì)信號(hào)放大的動(dòng)態(tài)范圍的需要。為消除直流和低頻干擾的影響，AD8231的輸入級(jí)采用交流耦合方式。

放大后的信號(hào)由16位高精度模數(shù)轉(zhuǎn)換芯片AD7980進(jìn)行采集。AD7980可以通過(guò)3線SPI接口進(jìn)行控制，最高采樣率為1Msps，實(shí)際應(yīng)用中由于SPI接口速度的限制一般無(wú)法達(dá)到。為實(shí)現(xiàn)高精度的正交序列解調(diào)，需要一個(gè)信號(hào)周期內(nèi)有較多的信號(hào)樣點(diǎn)，直接采樣方式難以滿足要求。因而系統(tǒng)在STM32L151控制下采用相干采樣的方式，以接近400 ksps的采樣率通過(guò)多周期累計(jì)達(dá)到了每個(gè)信號(hào)周期獲取128個(gè)樣點(diǎn)的效果。

為保持測(cè)量與激勵(lì)信號(hào)的同步，STM32L151與AD9834采用同源時(shí)鐘，其工作頻率也為25.6MHz。在上述工作頻率和采樣頻率下，STM32L151可以實(shí)時(shí)的完成波形數(shù)據(jù)的正交序列解調(diào)，因而該模塊進(jìn)行阻抗測(cè)量的頻率可達(dá)3kHz以上。實(shí)際工作中，阻抗測(cè)量由MSP430F247發(fā)起，完成一次測(cè)量后由STM32L151將解調(diào)后的阻抗數(shù)據(jù)發(fā)送給MSP430F247。即使考慮到控制和通信等額外時(shí)間開(kāi)銷，該模塊的性能也足以滿足多個(gè)通道時(shí)分復(fù)用的需求。

1.4 無(wú)線數(shù)據(jù)接收器

無(wú)線數(shù)據(jù)接收器通過(guò)USB接口與PC主機(jī)連接，并通過(guò)USB接口供電。無(wú)線數(shù)據(jù)接收器主要包括微控制器和無(wú)線模塊兩個(gè)部分，其原理框圖如圖1所示?？刂破鞑捎?2位的ARM芯片STM32F103，該芯片內(nèi)置USB控制器，可以方便的通過(guò)USB總線實(shí)現(xiàn)與PC的數(shù)據(jù)通訊。無(wú)線模塊采用與數(shù)據(jù)采集器中相同的A7105無(wú)線模塊。

本系統(tǒng)中，無(wú)線數(shù)據(jù)傳輸由手持式數(shù)據(jù)采集器啟動(dòng)，無(wú)線數(shù)據(jù)接收器作為服務(wù)器應(yīng)答手持式數(shù)據(jù)采集器發(fā)送來(lái)的數(shù)據(jù)傳輸命令，并將通過(guò)無(wú)線模塊接收到的測(cè)量數(shù)據(jù)通過(guò)USB接口傳輸?shù)街鳈C(jī)軟件。

2 實(shí)驗(yàn)與分析

設(shè)計(jì)的數(shù)據(jù)采集器主電路板長(zhǎng)寬分別僅為10cm和5.6cm，插入阻抗測(cè)量子板后總高度約為1cm，體積小巧，足以滿足手持式系統(tǒng)的要求。系統(tǒng)設(shè)計(jì)完成后首先進(jìn)行了功耗測(cè)試。采用1100mA鋰電池供電，接入249Ω純電阻負(fù)載，打開(kāi)無(wú)線發(fā)送，系統(tǒng)以2 kHz的阻抗測(cè)量速率的連續(xù)工作時(shí)間可達(dá)13h以上。由此可以說(shuō)明該系統(tǒng)的低功耗設(shè)計(jì)是很成功的。

為驗(yàn)證系統(tǒng)的測(cè)量性能，進(jìn)行了初步的人體試驗(yàn)，并分別在胸部（前胸）和腦部（額頭）進(jìn)行了測(cè)試。測(cè)量時(shí)四個(gè)電極呈一字排列，激勵(lì)電極在外側(cè)，測(cè)量電極在內(nèi)側(cè)。為進(jìn)一步降低噪聲干擾，在Matlab中對(duì)測(cè)得的原始波形數(shù)據(jù)進(jìn)行了帶通濾波處理，獲得的血流波形，見(jiàn)圖4。其中A、B分別為在胸部和腦部進(jìn)行測(cè)量得到的血流信號(hào)波形圖。由于胸部的血流信號(hào)較強(qiáng)，而腦部的血流信號(hào)很弱，波形A的幅度實(shí)際上比波形B大了10倍以上，圖中為顯示需要對(duì)波形B進(jìn)行了放大處理?？梢钥闯鲈撓到y(tǒng)在胸部和腦部都能獲取較為完整的血流信號(hào)波形，可以滿足人體不同部位的血流信號(hào)檢測(cè)需要。

圖4 人體胸部和腦部的血流信號(hào)波形圖

3 結(jié)論

本文采用數(shù)字正交序列解調(diào)方法，設(shè)計(jì)實(shí)現(xiàn)了一種鋰電池供電的手持式阻抗血流信號(hào)檢測(cè)系統(tǒng)，體積小巧、功耗很低，而且實(shí)現(xiàn)了測(cè)量數(shù)據(jù)的無(wú)線傳輸。系統(tǒng)可以對(duì)人體不同部位的血流信號(hào)進(jìn)行檢測(cè)，并可以隨人體自由移動(dòng)，能夠滿足各種不同場(chǎng)合下的應(yīng)用需求。此外，該系統(tǒng)很容易升級(jí)為多通道測(cè)量系統(tǒng)，以適應(yīng)更復(fù)雜的應(yīng)用需求。

不過(guò)，實(shí)驗(yàn)中也發(fā)現(xiàn)，由于腦部的血流信號(hào)過(guò)于微弱，測(cè)得的原始波形數(shù)據(jù)中高頻噪聲的幅度已經(jīng)與血流信號(hào)本身的幅度相差不大，因而為能更好的對(duì)腦部血流信號(hào)進(jìn)行測(cè)量，系統(tǒng)的精度還需要進(jìn)一步提高。

[1]任超世,沙洪,王妍.阻抗血流圖測(cè)量方法的發(fā)展與提高[J].中國(guó)醫(yī)學(xué)裝備,2005,2（4）：37-40.

[2]束美霞.基于小型電極的阻抗血流測(cè)量系統(tǒng)的研究[D].武漢：華中科技大學(xué),2005.

[3]方艷紅,趙海龍,趙曙光,等.便攜式心阻抗血流動(dòng)力監(jiān)測(cè)系統(tǒng)研究[J].微計(jì)算機(jī)信息,2008,24（10）：166-168.

[4]吳兵,武文芳.雙通道血流容積測(cè)量系統(tǒng)的設(shè)計(jì)與實(shí)現(xiàn)[J].北京生物醫(yī)學(xué)工程,2005,24（4）：280-283.

[5]楊玉星,束美霞,羅潔,等.基于小型電極的新型阻抗血流圖測(cè)量系統(tǒng)的研究[J].航天醫(yī)學(xué)與醫(yī)學(xué)工程,2006,19（3）：208-211.

[6]朱超,孫喜慶,姚永杰,等.三周間斷性短臂離心機(jī)+Gz暴露和運(yùn)動(dòng)負(fù)荷對(duì)人體心功能的影響[J].航天醫(yī)學(xué)與醫(yī)學(xué)工程,2009, 22（2）：162-168.

[7]史學(xué)濤,董秀珍,秦明新,等.用于電阻抗多頻及參數(shù)成像數(shù)據(jù)采集系統(tǒng)的正交序列解調(diào)法[J].第四軍醫(yī)大學(xué)學(xué)報(bào),2000,21（7）：164-167.

[8]Bertemes-Filho P,Brown BH,Wilson AJ.A comparison of modified Howland circuits as current generators with current mirror type circuits[J].Physiol Meas,2000,21（1）：1-6.

Design of a Hand-Held Impedance Rheography Detection System

XIA Jun-ying, FU Feng, YOU Fu-sheng, SHI Xue-tao
School of Bio-Medical Engineering, The Fourth Military Medical University, Xi’an Shaanxi 710032, China

This paper introduced the design of a bio-impedance-based hand-held IR（Impedance Rheography）detection system.The digital orthogonal sequential demodulation method was used in this system to ensure the accuracy of measurement.Modular design technology was used to increase the extendibility of the system.Low power consumption technology and wireless data transmission were used together to improve the flexibility of the system.According to the preliminary experiment, the lowpower-consumed and portable sample system demonstrated its stable performance and ability to use on different positions of human body.

hand-held；bio-impedance；impedance rheography；low power consumption

TM934.7

A

10.3969/j.issn.1674-1633.2015.07.004

1674-1633（2015）07-0013-03

2015-06-28

軍隊(duì)課題（AWS14C006，CWS12J102）；國(guó)家自然科學(xué)基金課題（51477176）；國(guó)家科技支撐計(jì)劃課題（2011BAI08B13）。

付峰，教授，博士生導(dǎo)師。

通訊作者郵箱：fengfu@fmmu.edu.cn

阻抗血流圖是利用生物電阻抗技術(shù)提取與人體生理、病理狀態(tài)相關(guān)的血液動(dòng)力學(xué)信息的一種方法[1]。雖然由于一些理論性問(wèn)題尚未得到完全闡明，使其未能像心電圖、CT影像等一樣成為主流的臨床檢查方法，但是其憑借著無(wú)創(chuàng)、廉價(jià)、安全、操作簡(jiǎn)單和可以連續(xù)監(jiān)測(cè)等特點(diǎn)，在國(guó)內(nèi)外的臨床檢查和實(shí)驗(yàn)研究中已經(jīng)得到了深入的發(fā)展和廣泛的應(yīng)用，目前已成為生物醫(yī)學(xué)工程的一個(gè)分支[2]。

近年來(lái)，醫(yī)療設(shè)備的小型化、便攜化已經(jīng)成了一種趨勢(shì)。阻抗血流圖以其簡(jiǎn)單、廉價(jià)的固有特點(diǎn)在這方面具有先天的優(yōu)勢(shì)，目前已經(jīng)有研究人員進(jìn)行了這方面的嘗試[3-5]。但是，這些系統(tǒng)還存在一些明顯的不足之處。首先，系統(tǒng)功耗未能得到有效控制，仍然需要專門的供電電源或由USB接口提供電源，并且需要專門的線纜用于數(shù)據(jù)傳輸。這就限制了系統(tǒng)隨人體自由移動(dòng)的靈活性，從而無(wú)法在一些特殊的應(yīng)用場(chǎng)合使用，如用于飛行員訓(xùn)練和選拔的短臂離心