李煜晨

(西安郵電大學(xué) 電子工程學(xué)院，陜西 西安 710061)

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基于AD5933的人體經(jīng)胸阻抗測(cè)量系統(tǒng)

李煜晨

(西安郵電大學(xué) 電子工程學(xué)院，陜西 西安 710061)

針對(duì)自動(dòng)體外除顫器中經(jīng)胸阻抗測(cè)量這項(xiàng)功能，提出了一種采用生物電阻抗分析集成芯片AD5933的測(cè)量系統(tǒng)。系統(tǒng)由微控制器STM32F429BIT6、AD5933及其輔助電路構(gòu)成。建立測(cè)量電路簡(jiǎn)化模型，計(jì)算經(jīng)胸阻抗。該測(cè)量系統(tǒng)穩(wěn)定、可靠、微小，便于嵌入到自動(dòng)體外除顫器中。測(cè)試結(jié)果表明，該測(cè)量方法測(cè)量的經(jīng)胸阻抗相對(duì)誤差<3%。

AD5933；經(jīng)胸阻抗測(cè)量；自動(dòng)體外除顫器

在體外除顫器中，經(jīng)胸阻抗幅值決定了除顫能量的大小以及除顫波形變換選擇[1]，所以對(duì)于人體經(jīng)胸阻抗的準(zhǔn)確測(cè)量可進(jìn)一步提高除顫的效果。經(jīng)胸阻抗測(cè)量系統(tǒng)多采用電流激勵(lì)，電壓測(cè)量的檢測(cè)方法[2]。測(cè)量系統(tǒng)是嵌入到自動(dòng)體外除顫器中，在經(jīng)胸阻抗的檢測(cè)時(shí)，使用雙電極法檢測(cè)，即利用除顫電極片與人體皮膚接觸測(cè)量。對(duì)于自動(dòng)體外除顫器中人體經(jīng)胸阻抗測(cè)量模塊一般使用的4部分主要電路：信號(hào)發(fā)生電路、恒流源電路、信號(hào)放大與增益幅值和相位檢測(cè)電路[3]，該測(cè)量系統(tǒng)復(fù)雜，電路調(diào)試不便。本文采用ADI公司高度集成的阻抗測(cè)量芯片AD5933設(shè)計(jì)了一種簡(jiǎn)單、可靠的測(cè)量系統(tǒng)。通過對(duì)AD5933測(cè)量小阻抗時(shí)誤差大這種情況，建立測(cè)量電路等效模型，校準(zhǔn)系統(tǒng)參數(shù)，改進(jìn)了測(cè)量精度。

1 經(jīng)胸阻抗測(cè)量原理

1.1 生物電阻抗測(cè)量原理

生物電阻抗測(cè)量技術(shù)是利用生物組織與器官的電特性及其變化，提取與人體生理、病理狀況相關(guān)的生物信息的一種無(wú)損傷檢測(cè)技術(shù)[4]。其原理是通過貼在體表被測(cè)部位的電極片向人體激勵(lì)一個(gè)微弱的交變電壓(或電流)信號(hào)，同步檢測(cè)該部位的電流(或電壓)信號(hào)，然后通過測(cè)量結(jié)果計(jì)算出相應(yīng)的電阻抗及其變化[5]。最后再根據(jù)不同的應(yīng)用目的來(lái)獲得相關(guān)的生理和病理信息[6]。

1.2 經(jīng)胸阻抗測(cè)量等效電路模型

作為人體生物組織基本結(jié)構(gòu)的細(xì)胞，由細(xì)胞膜和細(xì)胞內(nèi)液組成，其中細(xì)胞膜具有選擇透過性，而細(xì)胞內(nèi)液具有導(dǎo)電性。細(xì)胞外液可看作電解質(zhì)，當(dāng)直流或低頻交變電流激勵(lì)生物組織時(shí)，電流將避開細(xì)胞膜而主要流經(jīng)細(xì)胞外液。伴隨激勵(lì)電流頻率的增加,細(xì)胞膜表現(xiàn)出來(lái)的容抗減小,部分電流將透過細(xì)胞膜到達(dá)細(xì)胞內(nèi)液[7]。生物組織的阻抗值在低頻下較大、高頻下較小，其大到小的變化正好反映了細(xì)胞膜的電容特性。由于細(xì)胞內(nèi)、外液的電學(xué)性質(zhì)接近于電阻。因此，人體經(jīng)胸阻抗等效電路可看作電阻、電容組成的串并網(wǎng)絡(luò)[8-9]。如圖1所示[10]，其中，Re為細(xì)胞外液等效電阻;Ri為細(xì)胞內(nèi)液等效電阻;Cm為細(xì)胞膜等效電容[11]。

根據(jù)自動(dòng)體外除顫器中經(jīng)胸阻抗檢測(cè)范圍要求為20～200 Ω，屬于集成阻抗測(cè)量芯片AD5933的低阻抗檢測(cè)范圍，需要輔助電路來(lái)完成測(cè)量。為提高經(jīng)胸阻抗測(cè)量精度，建立如圖2的電路模型。其中，Zs為輔助電路等效阻抗，Zp為待測(cè)的人體經(jīng)胸阻抗；Zs由Rs和Cs組成，Zp由Rp和Cp組成。

圖1 生物組織的阻抗等效電路模型

圖2 經(jīng)胸阻抗測(cè)量等效電路模型

經(jīng)胸阻抗計(jì)算方法：

(1)通過AD5933測(cè)得的相位角度φ計(jì)算出Cs與Cp相對(duì)于Rs與Rp滯后的相位φsp。

φsp=φ-φs

(1)

其中，φs為測(cè)量電路自身的相位角度，可在經(jīng)胸阻抗測(cè)量之前獲得;

(2)計(jì)算Zs和Zp的實(shí)部、虛部值的大小

ZREAL=Z×|cos(φsp)|

(2)

ZIMAG=Z×|sin(φsp)|

(3)

其中，阻抗Z為AD5933測(cè)得;

(3)計(jì)算人體經(jīng)胸阻抗

Rp=ZREAL-Rs

(4)

Zcp=ZIMAG-Zcs

(5)

(6)

其中，輔助電路中電阻Rs和電容的容抗Zcs已知。

2 經(jīng)胸阻抗測(cè)量系統(tǒng)

經(jīng)胸阻抗測(cè)量系統(tǒng)框圖如圖3所示。本系統(tǒng)主要由微控制器STM32F429BIT6最小系統(tǒng)和AD5933以及相關(guān)的輔助電路組成。上位機(jī)PC通過串口發(fā)送經(jīng)胸阻抗測(cè)量命令，微控制器收到后響應(yīng)，使用I2C總線對(duì)AD5933的讀寫操作，得到阻抗測(cè)量數(shù)據(jù)，再通過串口傳回到上位機(jī)PC，上位機(jī)進(jìn)行數(shù)據(jù)處理分析。

2.1 測(cè)量系統(tǒng)電路設(shè)計(jì)

2.1.1 微控制器最小系統(tǒng)

微控制器選用ST公司的STM32F429BIT6，基于ARM 32-bit Cortex-M4(DSP+FPU)內(nèi)核，主頻高達(dá)180 MHz，2 MB Flash + 256 kB SRAM，豐富的外設(shè)TIMER、USART、SPI、I2C、ADC等[12]。

圖3 測(cè)量系統(tǒng)框圖

微控制器最小系統(tǒng)由時(shí)鐘電路(RTC時(shí)鐘32.768 kHz、系統(tǒng)時(shí)鐘25 MHz)、復(fù)位電路、BOOT啟動(dòng)選擇電路、JTAG調(diào)試下載接口電路構(gòu)成。

2.1.2 AD5933及其輔助電路

(1)如圖4所示，AD5933是一個(gè)高精度的阻抗轉(zhuǎn)換芯片，內(nèi)部集成了一個(gè)最高輸出頻率為100 kHz的DDS，一個(gè)12位、1 MSample·s-1的模數(shù)轉(zhuǎn)換器(ADC)，一個(gè)DSP核心[13]。DDS產(chǎn)生正弦掃描信號(hào)來(lái)激勵(lì)待測(cè)復(fù)阻抗，待測(cè)阻抗的響應(yīng)信號(hào)經(jīng)過放大、濾波，再由片上集成ADC進(jìn)行采樣，采樣得到的數(shù)據(jù)經(jīng)過DSP核心進(jìn)行離散傅里葉變換(DFT)處理。DFT算法在對(duì)應(yīng)的頻率上返回一個(gè)實(shí)部(R)數(shù)據(jù)字和一個(gè)虛部(I)數(shù)據(jù)字。即待測(cè)阻抗在某個(gè)頻點(diǎn)的阻抗幅值和相位[14-15]。

(7)

相位=tan-1(I/R)

(8)

圖4 AD5933功能結(jié)構(gòu)圖

(2)由于AD5933測(cè)量阻抗范圍為10 Ω～10 MΩ，范圍較大，已知的自動(dòng)體外除顫器中經(jīng)胸阻抗檢測(cè)范圍要求為20～200 Ω之間，為精確測(cè)量經(jīng)胸阻抗，設(shè)計(jì)了如圖5所示的電路，該電路由AD5933以及放大器電路、濾波電路組成。Zp為待測(cè)人體經(jīng)胸阻抗；E1和E2是電極片；電容C5、C6是濾除心電信號(hào)。外部運(yùn)算放大器的增加是在測(cè)量小阻抗時(shí)將AD5933的系統(tǒng)增益置于其線性范圍以內(nèi)。運(yùn)放U2B通過電阻R5和R6衰減了VOUT輸出的激勵(lì)電壓峰峰值，以降低流過阻抗的信號(hào)電流，使得輸出串聯(lián)電阻ROUT對(duì)阻抗的計(jì)算影響最小。電阻R8是電流電壓放大器增益設(shè)置電阻。電阻R7是為了計(jì)算增益系數(shù)增加的校準(zhǔn)電阻，其精度為1 。AD5933采用內(nèi)置時(shí)鐘為DDS提高時(shí)鐘源，故其MCLK管腳不作處理。供電采用數(shù)字+3.3 VDD和模擬+3.3 V_FA。I2C總線時(shí)鐘信號(hào)SCL、數(shù)據(jù)信號(hào)SDA分別與微控制器相連接。

圖5 AD5933及其輔助電路原理圖

2.2 測(cè)量系統(tǒng)軟件設(shè)計(jì)

2.2.1 測(cè)量流程

測(cè)量過程主要是微控制器STM32F429BIT6通過I2C總線對(duì)AD5933內(nèi)部的各個(gè)寄存器的讀寫操作實(shí)現(xiàn)。測(cè)量流程如圖6所示。正弦波激勵(lì)頻率采用重復(fù)10 kHz的測(cè)量方式[16]，即起始頻率寄存器寫入的數(shù)值為

所以，分別將0x04、0xE2、0x18寫入到寄存器地址0x82、0x83、0x84中。

圖6 經(jīng)胸阻抗測(cè)量流程圖

2.2.2 增益系數(shù)計(jì)算

增益系數(shù)對(duì)阻抗的計(jì)算有直接的影響，增益系數(shù)的計(jì)算通過已知的標(biāo)準(zhǔn)電阻進(jìn)行測(cè)量計(jì)算得到。已知待測(cè)的人體經(jīng)胸阻抗范圍為20～200 Ω，無(wú)法確定其純電阻Rp和容抗值Zcp的變化范圍。因此，分別討論電阻值Rp和容抗值Zcp分別取最大值和最小值的情況下，整個(gè)電路中總阻抗值Zt的范圍：當(dāng)人體經(jīng)胸阻抗值取0時(shí)，總阻抗Zt的最小值，即

當(dāng)人體經(jīng)胸阻抗的200 Ω全部為電阻Rp時(shí)，總阻抗值，即

當(dāng)人體經(jīng)胸阻抗的200 Ω全部為容抗Zcp時(shí)，總阻抗值，即

討論得知，電路中總阻抗的范圍為279.5～471.7 Ω，校準(zhǔn)電阻ZCalibration取中值375.6 Ω。

通過AD5933對(duì)校準(zhǔn)電阻的10次測(cè)量，得到一個(gè)幅值的平均值。利用式(9)即可得出增益系數(shù)

(9)

Magnitude即測(cè)量標(biāo)準(zhǔn)電阻375.6 Ω，從AD5933的實(shí)值寄存器R(0x94、0x95)和虛值寄存器I(0x96、0x97))得到幅值的平均值。

2.2.3 阻抗計(jì)算

AD5933測(cè)得的阻抗Z，可通過式(10)計(jì)算出。

(10)

其中，增益系數(shù)Gain_Factor在測(cè)量經(jīng)胸阻抗之前，通過前面的方法已獲得。Magnitude為測(cè)量待測(cè)人體經(jīng)胸阻抗，從AD5933獲得其對(duì)應(yīng)的幅值。

3 實(shí)驗(yàn)測(cè)試

3.1 測(cè)試方法

通過用純電阻和電容串并組合的方式來(lái)代替人體經(jīng)胸阻抗，使用該測(cè)量系統(tǒng)來(lái)驗(yàn)證其可行性以及測(cè)量準(zhǔn)確度。分別測(cè)量了50 Ω、75 Ω、100 Ω、125 Ω、150 Ω、175 Ω的模擬經(jīng)胸阻抗。

3.2 測(cè)試結(jié)果及分析

測(cè)量結(jié)果表明，使用AD5933測(cè)量小阻抗時(shí)誤差較大，阻抗越大誤差越小。分析，誤差主要是來(lái)自以下方面：

(1)測(cè)量電路中濾除心電信號(hào)的電容影響。由于該電容的容值誤差比較大，導(dǎo)致Zcs不是真實(shí)容抗值，從而在計(jì)算經(jīng)胸阻抗時(shí)，引入誤差。減小電容影響的方法，通過選擇精度較小的電容，另外還需提高測(cè)量的正弦波激勵(lì)頻率，減小測(cè)量系統(tǒng)電路中的容抗值；

表1 測(cè)量結(jié)果

(2)增益系數(shù)的影響。隨著測(cè)量時(shí)間的進(jìn)行，增益系數(shù)會(huì)隨著溫度而變化，這樣導(dǎo)致每一次測(cè)量待測(cè)阻抗時(shí)，增益系數(shù)都會(huì)有微小波動(dòng)；

(3)AD5933自身的影響。主要是因?yàn)锳D5933在測(cè)量小阻抗時(shí)，內(nèi)部輸出串聯(lián)電阻Rout的影響。雖然有外部的輔助電路，放大電路衰減Vout的峰峰值激勵(lì)電壓，但其電阻還是會(huì)在小阻抗測(cè)量時(shí)引入誤差。

4 結(jié)束語(yǔ)

本文通過介紹了人體經(jīng)胸阻抗測(cè)量的原理，并建立電路模型加以分析。提出了一種便于嵌入到自動(dòng)體外除顫器中的測(cè)量方法。通過硬件電路以及軟件編程的驗(yàn)證，表明該方法可實(shí)現(xiàn)人體經(jīng)胸阻抗的測(cè)量。經(jīng)過實(shí)驗(yàn)測(cè)試，該方法測(cè)量誤差<3 ，可滿足自動(dòng)體外除顫器功能指標(biāo)中經(jīng)胸阻抗測(cè)量的要求。

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A Transthoracic Electrical Bio-impedance Measurement System Based on AD5933

LI Yuchen

(School of Electronic Engineering,Xi’an University of Posts&Telecommunications, Xi’an 710061, China)

In order to solve the problem of automated external defibrillator in transthoracic electrical Bio-impedance measurement of the function, put forward a kind of using bioelectrical impedance analysis integrated chip AD5933 measurement system. The system is composed of micro controller STM32F429BIT6, AD5933 and its auxiliary circuit. A simplified measurement circuit model is established to calculate the transthoracic electrical Bio-impedance. The measurement system is stable and reliable, small, easy to embed into the automatic external defibrillator in. The test results show that the relative error of the measured impedance is less than 3%.

AD5933; transthoracic electrical bio-impedance measurement; automated external defibrillator

10.16180/j.cnki.issn1007-7820.2016.12.005

2016- 02- 21

李煜晨(1991-)，男，碩士研究生。研究方向：電路與系統(tǒng)。

TN43；TM93

A

1007-7820(2016)12-016-04