基于AD5933的人体经胸阻抗测量系统

李煜晨

(西安邮电大学 电子工程学院，陕西 西安 710061)



基于AD5933的人体经胸阻抗测量系统

李煜晨

(西安邮电大学 电子工程学院，陕西 西安 710061)

针对自动体外除颤器中经胸阻抗测量这项功能，提出了一种采用生物电阻抗分析集成芯片AD5933的测量系统。系统由微控制器STM32F429BIT6、AD5933及其辅助电路构成。建立测量电路简化模型，计算经胸阻抗。该测量系统稳定、可靠、微小，便于嵌入到自动体外除颤器中。测试结果表明，该测量方法测量的经胸阻抗相对误差<3%。

AD5933；经胸阻抗测量；自动体外除颤器

在体外除颤器中，经胸阻抗幅值决定了除颤能量的大小以及除颤波形变换选择[1]，所以对于人体经胸阻抗的准确测量可进一步提高除颤的效果。经胸阻抗测量系统多采用电流激励，电压测量的检测方法[2]。测量系统是嵌入到自动体外除颤器中，在经胸阻抗的检测时，使用双电极法检测，即利用除颤电极片与人体皮肤接触测量。对于自动体外除颤器中人体经胸阻抗测量模块一般使用的4部分主要电路：信号发生电路、恒流源电路、信号放大与增益幅值和相位检测电路[3]，该测量系统复杂，电路调试不便。本文采用ADI公司高度集成的阻抗测量芯片AD5933设计了一种简单、可靠的测量系统。通过对AD5933测量小阻抗时误差大这种情况，建立测量电路等效模型，校准系统参数，改进了测量精度。

1 经胸阻抗测量原理

1.1 生物电阻抗测量原理

生物电阻抗测量技术是利用生物组织与器官的电特性及其变化，提取与人体生理、病理状况相关的生物信息的一种无损伤检测技术[4]。其原理是通过贴在体表被测部位的电极片向人体激励一个微弱的交变电压(或电流)信号，同步检测该部位的电流(或电压)信号，然后通过测量结果计算出相应的电阻抗及其变化[5]。最后再根据不同的应用目的来获得相关的生理和病理信息[6]。

1.2 经胸阻抗测量等效电路模型

作为人体生物组织基本结构的细胞，由细胞膜和细胞内液组成，其中细胞膜具有选择透过性，而细胞内液具有导电性。细胞外液可看作电解质，当直流或低频交变电流激励生物组织时，电流将避开细胞膜而主要流经细胞外液。伴随激励电流频率的增加,细胞膜表现出来的容抗减小,部分电流将透过细胞膜到达细胞内液[7]。生物组织的阻抗值在低频下较大、高频下较小，其大到小的变化正好反映了细胞膜的电容特性。由于细胞内、外液的电学性质接近于电阻。因此，人体经胸阻抗等效电路可看作电阻、电容组成的串并网络[8-9]。如图1所示[10]，其中，Re为细胞外液等效电阻;Ri为细胞内液等效电阻;Cm为细胞膜等效电容[11]。

根据自动体外除颤器中经胸阻抗检测范围要求为20～200 Ω，属于集成阻抗测量芯片AD5933的低阻抗检测范围，需要辅助电路来完成测量。为提高经胸阻抗测量精度，建立如图2的电路模型。其中，Zs为辅助电路等效阻抗，Zp为待测的人体经胸阻抗；Zs由Rs和Cs组成，Zp由Rp和Cp组成。

图1 生物组织的阻抗等效电路模型

图2 经胸阻抗测量等效电路模型

经胸阻抗计算方法：

(1)通过AD5933测得的相位角度φ计算出Cs与Cp相对于Rs与Rp滞后的相位φsp。

φsp=φ-φs

(1)

其中，φs为测量电路自身的相位角度，可在经胸阻抗测量之前获得;

(2)计算Zs和Zp的实部、虚部值的大小

ZREAL=Z×|cos(φsp)|

(2)

ZIMAG=Z×|sin(φsp)|

(3)

其中，阻抗Z为AD5933测得;

(3)计算人体经胸阻抗

Rp=ZREAL-Rs

(4)

Zcp=ZIMAG-Zcs

(5)

(6)

其中，辅助电路中电阻Rs和电容的容抗Zcs已知。

2 经胸阻抗测量系统

经胸阻抗测量系统框图如图3所示。本系统主要由微控制器STM32F429BIT6最小系统和AD5933以及相关的辅助电路组成。上位机PC通过串口发送经胸阻抗测量命令，微控制器收到后响应，使用I2C总线对AD5933的读写操作，得到阻抗测量数据，再通过串口传回到上位机PC，上位机进行数据处理分析。

2.1 测量系统电路设计

2.1.1 微控制器最小系统

微控制器选用ST公司的STM32F429BIT6，基于ARM 32-bit Cortex-M4(DSP+FPU)内核，主频高达180 MHz，2 MB Flash + 256 kB SRAM，丰富的外设TIMER、USART、SPI、I2C、ADC等[12]。

图3 测量系统框图

微控制器最小系统由时钟电路(RTC时钟32.768 kHz、系统时钟25 MHz)、复位电路、BOOT启动选择电路、JTAG调试下载接口电路构成。

2.1.2 AD5933及其辅助电路

(1)如图4所示，AD5933是一个高精度的阻抗转换芯片，内部集成了一个最高输出频率为100 kHz的DDS，一个12位、1 MSample·s-1的模数转换器(ADC)，一个DSP核心[13]。DDS产生正弦扫描信号来激励待测复阻抗，待测阻抗的响应信号经过放大、滤波，再由片上集成ADC进行采样，采样得到的数据经过DSP核心进行离散傅里叶变换(DFT)处理。DFT算法在对应的频率上返回一个实部(R)数据字和一个虚部(I)数据字。即待测阻抗在某个频点的阻抗幅值和相位[14-15]。

(7)

相位=tan-1(I/R)

(8)

图4 AD5933功能结构图

(2)由于AD5933测量阻抗范围为10 Ω～10 MΩ，范围较大，已知的自动体外除颤器中经胸阻抗检测范围要求为20～200 Ω之间，为精确测量经胸阻抗，设计了如图5所示的电路，该电路由AD5933以及放大器电路、滤波电路组成。Zp为待测人体经胸阻抗；E1和E2是电极片；电容C5、C6是滤除心电信号。外部运算放大器的增加是在测量小阻抗时将AD5933的系统增益置于其线性范围以内。运放U2B通过电阻R5和R6衰减了VOUT输出的激励电压峰峰值，以降低流过阻抗的信号电流，使得输出串联电阻ROUT对阻抗的计算影响最小。电阻R8是电流电压放大器增益设置电阻。电阻R7是为了计算增益系数增加的校准电阻，其精度为1 。AD5933采用内置时钟为DDS提高时钟源，故其MCLK管脚不作处理。供电采用数字+3.3 VDD和模拟+3.3 V_FA。I2C总线时钟信号SCL、数据信号SDA分别与微控制器相连接。

图5 AD5933及其辅助电路原理图

2.2 测量系统软件设计

2.2.1 测量流程

测量过程主要是微控制器STM32F429BIT6通过I2C总线对AD5933内部的各个寄存器的读写操作实现。测量流程如图6所示。正弦波激励频率采用重复10 kHz的测量方式[16]，即起始频率寄存器写入的数值为

所以，分别将0x04、0xE2、0x18写入到寄存器地址0x82、0x83、0x84中。

图6 经胸阻抗测量流程图

2.2.2 增益系数计算

增益系数对阻抗的计算有直接的影响，增益系数的计算通过已知的标准电阻进行测量计算得到。已知待测的人体经胸阻抗范围为20～200 Ω，无法确定其纯电阻Rp和容抗值Zcp的变化范围。因此，分别讨论电阻值Rp和容抗值Zcp分别取最大值和最小值的情况下，整个电路中总阻抗值Zt的范围：当人体经胸阻抗值取0时，总阻抗Zt的最小值，即

当人体经胸阻抗的200 Ω全部为电阻Rp时，总阻抗值，即

当人体经胸阻抗的200 Ω全部为容抗Zcp时，总阻抗值，即

讨论得知，电路中总阻抗的范围为279.5～471.7 Ω，校准电阻ZCalibration取中值375.6 Ω。

通过AD5933对校准电阻的10次测量，得到一个幅值的平均值。利用式(9)即可得出增益系数

(9)

Magnitude即测量标准电阻375.6 Ω，从AD5933的实值寄存器R(0x94、0x95)和虚值寄存器I(0x96、0x97))得到幅值的平均值。

2.2.3 阻抗计算

AD5933测得的阻抗Z，可通过式(10)计算出。

(10)

其中，增益系数Gain_Factor在测量经胸阻抗之前，通过前面的方法已获得。Magnitude为测量待测人体经胸阻抗，从AD5933获得其对应的幅值。

3 实验测试

3.1 测试方法

通过用纯电阻和电容串并组合的方式来代替人体经胸阻抗，使用该测量系统来验证其可行性以及测量准确度。分别测量了50 Ω、75 Ω、100 Ω、125 Ω、150 Ω、175 Ω的模拟经胸阻抗。

3.2 测试结果及分析

测量结果表明，使用AD5933测量小阻抗时误差较大，阻抗越大误差越小。分析，误差主要是来自以下方面：

(1)测量电路中滤除心电信号的电容影响。由于该电容的容值误差比较大，导致Zcs不是真实容抗值，从而在计算经胸阻抗时，引入误差。减小电容影响的方法，通过选择精度较小的电容，另外还需提高测量的正弦波激励频率，减小测量系统电路中的容抗值；

表1 测量结果

(2)增益系数的影响。随着测量时间的进行，增益系数会随着温度而变化，这样导致每一次测量待测阻抗时，增益系数都会有微小波动；

(3)AD5933自身的影响。主要是因为AD5933在测量小阻抗时，内部输出串联电阻Rout的影响。虽然有外部的辅助电路，放大电路衰减Vout的峰峰值激励电压，但其电阻还是会在小阻抗测量时引入误差。

4 结束语

本文通过介绍了人体经胸阻抗测量的原理，并建立电路模型加以分析。提出了一种便于嵌入到自动体外除颤器中的测量方法。通过硬件电路以及软件编程的验证，表明该方法可实现人体经胸阻抗的测量。经过实验测试，该方法测量误差<3 ，可满足自动体外除颤器功能指标中经胸阻抗测量的要求。

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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，硕士研究生。研究方向：电路与系统。

TN43；TM93

A

1007-7820(2016)12-016-04