1、引言?

　　在人體成分的研究中，測(cè)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(duì)人身體狀況的監(jiān)視、疾病的早期診斷有著重要的意義[1]。

　　人體組織的電阻抗特性比一般物體要復(fù)雜得多，最明顯的特點(diǎn)是電阻抗的值會(huì)隨著測(cè)量頻率的變化而變化。這是由于人體細(xì)胞內(nèi)液體組織不是簡(jiǎn)單的表現(xiàn)為電阻的特性，細(xì)胞內(nèi)水分與細(xì)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 [2]。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(shù)，用來描述皮膚角質(zhì)層中的介電彌散和損耗[3][4]。

　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　圖1 人體皮膚的等效電路模型

　　該模型的總的導(dǎo)納如（1）式所示：

　　其中：

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

　　傳統(tǒng)的人體生物電阻抗檢測(cè)采用單頻法，即只在一個(gè)固定頻率下，利用正弦波信號(hào)進(jìn)行測(cè)量，一般只測(cè)量電阻抗的模，所以實(shí)現(xiàn)簡(jiǎn)單，很適合在便攜儀器上推廣。但是，單頻法無法將CPE的影響表現(xiàn)出來，測(cè)量結(jié)果容易出現(xiàn)較大的誤差。為了能夠更準(zhǔn)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(cè)多個(gè)頻率點(diǎn)電阻抗的方法。

　　脈沖式檢測(cè)法是近幾年發(fā)展起來的一種無損檢測(cè)方法。利用脈沖信號(hào)中所含有的多諧波頻率成分，能夠比正弦波信號(hào)激勵(lì)提供更多的信息，并擁有更快的響應(yīng)速度。本文研制了一種以現(xiàn)場(chǎng)可編程門陣列（FPGA）為核心的脈沖式檢測(cè)系統(tǒng)，利用該系統(tǒng)，對(duì)電阻抗的脈沖式檢測(cè)方法的可行性進(jìn)行了分析研究，在此基礎(chǔ)上，對(duì)人體皮膚水分的脈沖式檢測(cè)方法進(jìn)行了實(shí)驗(yàn)分析。

2、電阻抗的脈沖式測(cè)量原理

　　方波脈沖信號(hào)作為電阻抗測(cè)量的激勵(lì)源，波形穩(wěn)定，易于同數(shù)字電路結(jié)合實(shí)現(xiàn)，且具有較寬的頻譜，在防止被測(cè)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(xì)實(shí)線為理想方波的時(shí)域波形及頻譜，圖2中的粗實(shí)線、圖3中的虛線分別表示實(shí)際方波信號(hào)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(hào)在時(shí)域上具有一定的上升時(shí)間，且相應(yīng)頻率分量的幅值衰減得更快。以理想方波的頻譜為基準(zhǔn)，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(duì)信號(hào)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(duì)電阻抗測(cè)量的影響。為此，本文采取以下步驟：①對(duì)敏感電極施加頻率為f0的脈沖信號(hào)，進(jìn)行響應(yīng)信號(hào)的采集與分析，得到被測(cè)對(duì)象的電阻抗譜；②實(shí)時(shí)調(diào)節(jié)方波激勵(lì)信號(hào)的頻率，使其增加為nf0，同時(shí)進(jìn)行響應(yīng)信號(hào)的采集與分析，得到該激勵(lì)頻率時(shí)的電阻抗譜。③對(duì)兩次測(cè)得的電阻抗譜按照n倍頻進(jìn)行疊加。

　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　圖4 測(cè)量原理簡(jiǎn)圖

　　圖4所示為本文采用的測(cè)量原理簡(jiǎn)圖。其中虛線框內(nèi)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(zhuǎn)換電路將輸入的脈沖信號(hào)Uin轉(zhuǎn)換為測(cè)量需要的脈沖激勵(lì)信號(hào)Ui，Uresp為輸出信號(hào)。每次測(cè)量時(shí)要對(duì)Ui和Uresp進(jìn)行一次同步采樣，利用(2)式計(jì)算電阻抗值：

　　對(duì)采樣結(jié)果進(jìn)行FFT后，即可求得由直流量及激勵(lì)脈沖信號(hào)基頻開始的各次諧波處的Z值，從而繪制出相應(yīng)的電阻抗譜圖。

　　本文利用軟/硬件協(xié)同設(shè)計(jì)的方法研制了基于FPGA的脈沖式檢測(cè)系統(tǒng)[5]，利用FPGA豐富的邏輯資源，實(shí)現(xiàn)對(duì)輸入信號(hào)的控制、激勵(lì)與輸出信號(hào)的同步采樣，并且具有一定的可重配置能力。

3、電阻抗譜測(cè)量實(shí)驗(yàn)

3.1 Randles單元模型電路

　　為了驗(yàn)證脈沖式檢測(cè)系統(tǒng)對(duì)電阻抗譜圖的測(cè)量能力，首先對(duì)圖5所示的Randles單元模型電路[6]的電阻抗譜進(jìn)行了測(cè)量。其中，R=8.11kΩ，C=2200 pF，參比電阻為Rref=8.08kΩ（全部元件參數(shù)由HP 4282A LCR分析儀實(shí)際測(cè)量得到）。

　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　圖5 Randles單元模型示意圖

　　設(shè)激勵(lì)信號(hào)的頻率為200Hz，由脈沖式檢測(cè)系統(tǒng)以4.8MHz的采樣頻率對(duì)Randles單元模型電路的激勵(lì)信號(hào)及輸出采樣信號(hào)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)線部分為根據(jù)R、C及Rref參數(shù)計(jì)算所得的理論譜圖，小圓點(diǎn)部分為用脈沖式檢測(cè)系統(tǒng)測(cè)得電阻抗譜圖（零頻及1-299奇次倍頻）。由圖6可以看出，測(cè)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，這是由于隨著諧波的倍頻數(shù)增加，高頻幅值衰減增加，其所攜帶能量急劇下降，結(jié)果受到擾動(dòng)的機(jī)率也隨之增大。

　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　圖6 Randles單元模型電阻抗譜圖

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

3.2 人體皮膚電阻抗的檢測(cè)

　　在測(cè)量人體皮膚電阻抗譜的實(shí)驗(yàn)中，選擇人的左手中指為測(cè)量對(duì)象。測(cè)量前先用酒精擦拭所測(cè)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(cè)部位，施加一定的壓力，并在整個(gè)測(cè)量過程中保持所施加的壓力恒定不變。

　　實(shí)驗(yàn)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(wěn)定、耐腐蝕等特點(diǎn)。電極采用叉指的排列形式，其細(xì)小的間距可以使被測(cè)對(duì)象保持在皮膚表面部分。電極上面沒有絕緣層，即電極與被測(cè)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(cè)量電路里面。將不同頻率的交流電壓施加到電極上，將測(cè)得的電流與電壓進(jìn)行比較，就得出皮膚的阻抗。

作為對(duì)照，用HP4282A precision LCR meter對(duì)人手中指上的被測(cè)部位進(jìn)行了測(cè)試。其輸出信號(hào)電壓為2V，頻率范圍為20Hz~1MHz。通過對(duì)測(cè)量結(jié)果的計(jì)算，可得到(1)式中的參數(shù)值如表1所示。

　　　　　　　　　　　　　　　　　　表1 計(jì)算出的等效電路模型參數(shù)值

　　擬合的電阻抗譜圖與實(shí)測(cè)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(duì)實(shí)驗(yàn)測(cè)得的人體皮膚電阻抗譜圖，小星號(hào)線表示用脈沖式檢測(cè)系統(tǒng)實(shí)測(cè)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(cè)的電阻抗譜圖

　　從圖8可以看出，實(shí)測(cè)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(cè)量電路中分布電容引起虛阻抗相對(duì)較大的變化。

3.3 一種簡(jiǎn)化的皮膚水分測(cè)量方案

　　前面的實(shí)驗(yàn)結(jié)果表明，采用脈沖激勵(lì)方式，可得到人體生物電阻抗的信息。根據(jù)皮膚水分測(cè)量對(duì)儀器在便攜性方面的要求，設(shè)計(jì)了如圖9所示的簡(jiǎn)化的脈沖檢測(cè)電路。該簡(jiǎn)化方案使用單頻脈沖信號(hào)激勵(lì)，利用響應(yīng)電流的峰值作為檢測(cè)參量，實(shí)現(xiàn)對(duì)人體皮膚水分含量的測(cè)量

　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　圖9 單頻方波測(cè)量電路圖

　　使用圖7所示電極，得到不同皮膚部位的測(cè)量結(jié)果如圖10所示。

　　　　　　　　　　　　　　　　　　　圖10 不同部位皮膚測(cè)量結(jié)果圖

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


　　本文對(duì)一種利用脈沖信號(hào)激勵(lì)的電阻抗測(cè)量方法進(jìn)行了研究分析，研制了以現(xiàn)場(chǎng)可編程門陣列（FPGA）為核心的脈沖式檢測(cè)系統(tǒng)，并對(duì)人體皮膚生物電阻抗進(jìn)行了實(shí)驗(yàn)，結(jié)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(cè)中。在此基礎(chǔ)上提出一種利用單頻方波的簡(jiǎn)化的皮膚水分測(cè)量方案，可使測(cè)量?jī)x器簡(jiǎn)單化、便攜化。