基于单片机MSP430的生物阻抗测量系统的设计

张丽娟 杨丹丹 王行 舒少将 田爽 成波

摘要：在Cole-Cole阻抗圆图理论的基础上，设计了一套基于单片机MSP430F5529，能实现人体阻抗测量及显示的低功耗生物阻抗测量系统。本系统是将基于AD9833模块产生的正弦波电流激励施加于人体被测网络，实现人体阻抗信号采集，并通过蓝牙与上位机实现通信的人体阻抗测量平台。

关键词：人体阻抗测量;正弦电流激励;幅值相位检测;低功耗

中图分类号：Q64          文献标识码：A

生物电阻抗测量，简称阻抗技术，是一种利用生物组织与器官的电特性及其变化规律提取与人体生理、病理状况相关的生物医学信息的检测技术[1]。它具有无创、无害、廉价、操作简单和便于扩展功能多样等优点。当人体通过不同频率的交流电流时，随着频率不同，所穿透人体组织的深度也不同，并且不同人体组织表现出不同的电阻抗特性，可由此来判断人体组织器官的生理、病理信息。由于这一特性，基于生物阻抗测量的医学检测技术被越来越广泛地应用到医学临床与研究中。

1   人体阻抗测量原理

1.1 人体电阻抗等效电路模型

20世纪初期，科学家们就发现生物组织对不同频率的电流具有容性和阻性两种特性。对组织施加低频电流，电流主要通过细胞外液、细胞膜对电流的流通起阻碍作用。当不断提高电流的频率，细胞膜的阻碍作用会越来越小，因此，高频时，会有部分电流通过细胞内液。经研究知，细胞外液和细胞内液可等效为电阻，细胞膜可等效为电容，由此可得出R-C三元件人体电阻抗等效电路，如图1、图2所示。

图2中，R3为细胞外液电阻，C3为细胞外液电容;R1为细胞膜电阻，C1为细胞膜电容;R2为细胞内液电阻，C2为细胞内液电容。当通以低频电流时，由于，因R1很大，且C2、C3很小，均可视为断路，则得到图1的简化电路。R1为整个生物组织细胞外液电阻，R2为整个生物组织细胞内液电阻，C为整个生物组织细胞膜电容。

1.2 Cole-Cole理论

通过总结思考，美国加州大学的Cole KS教授和Cole RH教授共同提出了Cole-Cole理论，其基本内容是：用理想的R-C三元件来等效实际生物电阻抗只是理想情况下的等效，如果考虑实际因素，生物组织的电阻抗在复平面上的轨迹是一段圆弧[2]，其特征方程式是：

其中，是时间常数，是频率为0时的生物组织电阻抗，是频率为无穷大时的生物组织电阻抗，是松弛因子，取值范围（0，1），其大小决定了圆心的位置;当=1时，生物组织的模型即三元件等效模型，由这4个参数，可计算出圆弧轨迹。

综上，可采用四电极法测量，先取两点作激励电极，然后向生物组织施加一定频率的正弦波激励电流，再从两个测量电极获取被测体表的电压信号，根据电压值计算出阻抗值;同样方法，测量其他频率下的阻抗值，通过曲线拟合法可得到整个阻抗圆图，频率分辨率越高，计算越准确。

2 系统总体设计方案

该系统以单片机MSP430F5529为主控，首先使用DDS直接数字频率合成器AD9833模块产生40 kHz～50 kHz正弦信号，经过低通滤波、压控恒流源电路，产生恒定电流为10 uA的激励信号施加于人体被测网络;然后经前置放大提取测量电极检测信号，再经过滤波调理电路后送幅值相位检测模块，最后由单片机测量出信号的幅度和相位值，并通过蓝牙通信模块，将测量的数据传送至上位机，在上位机PC端计算对应网络的阻抗值。

3 硬件设计

具体硬件电路设计由电源、信号发生模块、信号采集模块三部分组成。其中，信号发生模块包括DDS信号发生器、低通滤波器和压控电流源;信号采集模块包括差分放大器和幅值相位检测电路;接入幅值相位检测模块的信号传递到单片机内，由AD采样获取相应电压参数，通过串口发送至蓝牙，经由适配器发送到PC机上实时显示。

3.1 电源

主要采用TI公司的LP2992来转换我们所得到的电压（5 V、3.3 V、2.5 V、1.8 V），通过LM2664将相应的正电压转换为负电压。

3.2 压控恒流源

电路采用两片OPA454构成双运放电压控制电流源，把滤波放大单元输出的正弦电压信号转换为电流信号，如图3所示，A1接成深度负反馈状态，A2把A2的输出U0传到A1同相端，并在该端与控制信号电压Ui相加。

A1处于深度负反馈状态，虚短得Un=Up，又因为R1=R2=R3=R4，所以Ui=Ua-Uo，即电阻Rs上的电压降Ui等于输入电压。如果不考虑集成运放输入偏置电流的影响，可知流经电阻Rs和的电流Io=Ui/Rs，恒流源输出电流的大小只与输入电压和Rs有关，而与负载无关，适当选取Ui和Rs就可以得到想要的输出电流。我们取R1=R2=R3=R4=10 kΩ，Rs=50 kΩ，Io=Ui/Rs=1 V/50 k=20 uA。

4 软件开发

整个系统包含上位机、下位机两部分，下位机部分用单片机编程来实现，比如产生40 kHz～50 kHz正弦波激励信号、AD采集经过人体的电压值、将电压值通过蓝牙传输至上位机。上位机采用LabView软件，其主要功能是读取下位机发送来的电压值，通过幅值和相位计算阻抗值等参数并进行处理，同时在PC机上进行显示[3]。

4.1 上位机LabView界面设计

（1）前面板：在选项卡控制面板，可以选择串口号，在显示面板，对我们要测的并联阻抗、电阻值和电容值等参数进行显示。

（2）后面板：进行数据处理，首先串口通信，接收MSP430F5529传输的电压信号，之后进行标定、识别、判断，分别读取Vmag值和Vphs值进行存储运算。

4.2 下位机单片机设计流程图

下位机单片机设计流程如图4所示。

5   系统测试结果与分析

系统调试是对设计的验证，是很关键的环节;调试有问题，就可以及时修正，以达到预期设想。本系统采用电池供电，可提供-2.5 V、1.8 V、2.5 V、3.3 V、5 V的电压，压控电流源可产生20 uA的恒定电流作为激励施加到被测RC网络，输出信號经放大滤波处理后接入AD8302幅值相位检测模块，通过对该模块进行线性测量，测得其VMAG与幅度比的斜率为0.5902，VPHS 与相位差的斜率为-0.0105，中心点电位为0.9173 mV，都与理论值非常接近。用可变电阻和多只等值电容构成待测阻抗，经RC网络测量，得出所测最大电阻值为 10 kΩ，最大电容值为10 000 pF。

功耗测量分为静态功耗和峰值功耗两种情况。静态功耗：把电流表串入系统中，打开电源开关，将系统除去蓝牙模块的部分接入到工作状态，记录系统的电流值，同时将电池两端用万用表测量，检测记录系统电压。峰值功耗：把电流表串入系统中，打开电源开关，将系统所有模块接入工作状态，并将PC端上位机程序打开，记录电流电压值，详细数据见表1。

综上可以看出系统运行的平均功耗很低，约为45 mW，且其阻抗测量精度可达5%。

系统实现了稳定的电源控制，整个系统极低的功耗运行，激励电流信号的频率及幅度可调，能够相对准确地测量激励信号流过人体之后的相位差，通过参考电阻的相位差及其两端的电压值，计算出人体的阻抗，从而实现人体阻抗的测量。但是精度还不够高，今后还需改进。下一步将继续优化，利用系统进行人体生理信号，如呼吸、脉搏的监测，使其实用价值更高。

参考文献

[1] 孙永文，韩建国.便携式生物电阻抗测量系统设计[J].计算机测量与控制，2005，13（7）：645-646，676.

[2] 李向东.基于生物电阻抗测量技术的人体亚健康检测方法与研究[D].秦皇岛：燕山大学，2014.

[3] 郭建强，宁小伟，高晓蓉，等.基于MSP430单片机的智能阻抗测量仪设计[J].现代电子技术，2008，32（12）：190-193.