基于AD5933的人體經(jīng)胸阻抗測量系統(tǒng)

李煜晨

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

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基于AD5933的人體經(jīng)胸阻抗測量系統(tǒng)

李煜晨

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

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

AD5933；經(jīng)胸阻抗測量；自動體外除顫器

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]，所以對于人體經(jīng)胸阻抗的準確測量可進一步提高除顫的效果。經(jīng)胸阻抗測量系統(tǒng)多采用電流激勵，電壓測量的檢測方法[2]。測量系統(tǒng)是嵌入到自動體外除顫器中，在經(jīng)胸阻抗的檢測時，使用雙電極法檢測，即利用除顫電極片與人體皮膚接觸測量。對于自動體外除顫器中人體經(jīng)胸阻抗測量模塊一般使用的4部分主要電路：信號發(fā)生電路、恒流源電路、信號放大與增益幅值和相位檢測電路[3]，該測量系統(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量芯片AD5933設(shè)計了一種簡單、可靠的測量系統(tǒng)。通過對AD5933測量小阻抗時誤差大這種情況，建立測量電路等效模型，校準系統(tǒng)參數(shù)，改進了測量精度。

1 經(jīng)胸阻抗測量原理

1.1 生物電阻抗測量原理

生物電阻抗測量技術(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損傷檢測技術(shù)[4]。其原理是通過貼在體表被測部位的電極片向人體激勵一個微弱的交變電壓(或電流)信號，同步檢測該部位的電流(或電壓)信號，然后通過測量結(jié)果計算出相應(yīng)的電阻抗及其變化[5]。最后再根據(jù)不同的應(yīng)用目的來獲得相關(guān)的生理和病理信息[6]。

1.2 經(jīng)胸阻抗測量等效電路模型

作為人體生物組織基本結(jié)構(gòu)的細胞，由細胞膜和細胞內(nèi)液組成，其中細胞膜具有選擇透過性，而細胞內(nèi)液具有導(dǎo)電性。細胞外液可看作電解質(zhì)，當(dāng)直流或低頻交變電流激勵生物組織時，電流將避開細胞膜而主要流經(jīng)細胞外液。伴隨激勵電流頻率的增加,細胞膜表現(xiàn)出來的容抗減小,部分電流將透過細胞膜到達細胞內(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胞膜的電容特性。由于細胞內(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為細胞外液等效電阻;Ri為細胞內(nèi)液等效電阻;Cm為細胞膜等效電容[11]。

根據(jù)自動體外除顫器中經(jīng)胸阻抗檢測范圍要求為20～200 Ω，屬于集成阻抗測量芯片AD5933的低阻抗檢測范圍，需要輔助電路來完成測量。為提高經(jīng)胸阻抗測量精度，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)胸阻抗測量等效電路模型

經(jīng)胸阻抗計算方法：

(1)通過AD5933測得的相位角度φ計算出Cs與Cp相對于Rs與Rp滯后的相位φsp。

φsp=φ-φs

(1)

其中，φs為測量電路自身的相位角度，可在經(jīng)胸阻抗測量之前獲得;

(2)計算Zs和Zp的實部、虛部值的大小

ZREAL=Z×|cos(φsp)|

(2)

ZIMAG=Z×|sin(φsp)|

(3)

其中，阻抗Z為AD5933測得;

(3)計算人體經(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)胸阻抗測量系統(tǒng)

經(jīng)胸阻抗測量系統(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PC通過串口發(fā)送經(jīng)胸阻抗測量命令，微控制器收到后響應(yīng)，使用I2C總線對AD5933的讀寫操作，得到阻抗測量數(shù)據(jù)，再通過串口傳回到上位機PC，上位機進行數(shù)據(jù)處理分析。

2.1 測量系統(tǒng)電路設(shè)計

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180 MHz，2 MB Flash + 256 kB SRAM，豐富的外設(shè)TIMER、USART、SPI、I2C、ADC等[12]。

圖3 測量系統(tǒng)框圖

微控制器最小系統(tǒng)由時鐘電路(RTC時鐘32.768 kHz、系統(tǒng)時鐘25 MHz)、復(fù)位電路、BOOT啟動選擇電路、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是一個高精度的阻抗轉(zhuǎn)換芯片，內(nèi)部集成了一個最高輸出頻率為100 kHz的DDS，一個12位、1 MSample·s-1的模數(shù)轉(zhuǎn)換器(ADC)，一個DSP核心[13]。DDS產(chǎn)生正弦掃描信號來激勵待測復(fù)阻抗，待測阻抗的響應(yīng)信號經(jīng)過放大、濾波，再由片上集成ADC進行采樣，采樣得到的數(shù)據(jù)經(jīng)過DSP核心進行離散傅里葉變換(DFT)處理。DFT算法在對應(yīng)的頻率上返回一個實部(R)數(shù)據(jù)字和一個虛部(I)數(shù)據(jù)字。即待測阻抗在某個頻點的阻抗幅值和相位[14-15]。

(7)

相位=tan-1(I/R)

(8)

圖4 AD5933功能結(jié)構(gòu)圖

(2)由于AD5933測量阻抗范圍為10 Ω～10 MΩ，范圍較大，已知的自動體外除顫器中經(jīng)胸阻抗檢測范圍要求為20～200 Ω之間，為精確測量經(jīng)胸阻抗，設(shè)計了如圖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。外部運算放大器的增加是在測量小阻抗時將AD5933的系統(tǒng)增益置于其線性范圍以內(nèi)。運放U2B通過電阻R5和R6衰減了VOUT輸出的激勵電壓峰峰值，以降低流過阻抗的信號電流，使得輸出串聯(lián)電阻ROUT對阻抗的計算影響最小。電阻R8是電流電壓放大器增益設(shè)置電阻。電阻R7是為了計算增益系數(shù)增加的校準電阻，其精度為1 。AD5933采用內(nèi)置時鐘為DDS提高時鐘源，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總線時鐘信號SCL、數(shù)據(jù)信號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 測量系統(tǒng)軟件設(shè)計

2.2.1 測量流程

測量過程主要是微控制器STM32F429BIT6通過I2C總線對AD5933內(nèi)部的各個寄存器的讀寫操作實現(xiàn)。測量流程如圖6所示。正弦波激勵頻率采用重復(fù)10 kHz的測量方式[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)胸阻抗測量流程圖

2.2.2 增益系數(shù)計算

增益系數(shù)對阻抗的計算有直接的影響，增益系數(shù)的計算通過已知的標(biāo)準電阻進行測量計算得到。已知待測的人體經(jīng)胸阻抗范圍為20～200 Ω，無法確定其純電阻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，整個電路中總阻抗值Zt的范圍：當(dāng)人體經(jīng)胸阻抗值取0時，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，總阻抗值，即

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

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

通過AD5933對校準電阻的10次測量，得到一個幅值的平均值。利用式(9)即可得出增益系數(shù)

(9)

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

2.2.3 阻抗計算

AD5933測得的阻抗Z，可通過式(10)計算出。

(10)

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

3 實驗測試

3.1 測試方法

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

3.2 測試結(jié)果及分析

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

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

表1 測量結(jié)果

(2)增益系數(shù)的影響。隨著測量時間的進行，增益系數(shù)會隨著溫度而變化，這樣導(dǎo)致每一次測量待測阻抗時，增益系數(shù)都會有微小波動；

(3)AD5933自身的影響。主要是因為AD5933在測量小阻抗時，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的峰峰值激勵電壓，但其電阻還是會在小阻抗測量時引入誤差。

4 結(jié)束語

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

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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