摘要：為獲得同一時(shí)刻、不同頻率下的生物阻抗信息，設(shè)計(jì)了基于虛擬儀器的混頻生物阻抗測量系統(tǒng)。該系統(tǒng)硬件平臺由自主開發(fā)的信號源模塊和信號調(diào)理模塊以及NI公司的PCI-6111板卡組成.對混頻激勵(lì)下阻抗信息的提取方法進(jìn)行了研究。提出了基于虛參考點(diǎn)的數(shù)據(jù)采集方法，利用LabVIEW實(shí)現(xiàn)數(shù)據(jù)的采集、分析處理、顯示和存儲等，大大提高了開發(fā)效率。通過與Agilent4294A阻抗分析儀進(jìn)行比對，證明該系統(tǒng)具有較高的測量精度和準(zhǔn)確性
關(guān)鍵詞：虛擬儀器；生物阻抗測量;數(shù)字解調(diào)

    醫(yī)學(xué)研究表明，生物體各個(gè)組織(器官)具有不同的阻抗特性，而且一些病理現(xiàn)象和生物活動均會引起生物體組織阻抗的變化，因此生物組織阻抗攜帶著豐富的病理和生理信息。通過測量生物阻抗值，分析和研究生物體的病理和生理狀況，在臨床上具有很高的實(shí)用價(jià)值。
    虛擬儀器作為一種新型儀器，改變了傳統(tǒng)儀器的使用方式，它建立在有限的硬件基礎(chǔ)上，融合了計(jì)算機(jī)強(qiáng)大的硬件資源，通過軟件編程實(shí)現(xiàn)儀器的各種功能．具有靈活性、可擴(kuò)展性、縮短開發(fā)時(shí)間和使系統(tǒng)集成簡單化等特點(diǎn)．本系統(tǒng)采用虛擬儀器技術(shù)，可以根據(jù)設(shè)計(jì)需要增減儀器的功能，提高了儀器性能，并便于各種算法的實(shí)現(xiàn)．

1 混頻激勵(lì)下生物阻抗測量原理
    生物阻抗測量技術(shù)通常是借助置于體表的激勵(lì)電極向被測對象施加微小的交變電流(或電壓)信號，同時(shí)通過測量電極檢測組織表面的電壓(或電流)信號，由所測信號計(jì)算出相應(yīng)的電阻抗及其變化量．因?yàn)殡娏髟醇��?lì)模式受未知接觸阻抗的影響小且加到電極的電流幅值容易控制，不致引起安全問題，所以本系統(tǒng)采用電流激勵(lì)、電壓測量方式.
    早期，生物阻抗測量采用單頻率全身阻抗測量法，通過測量人體總阻抗，利用各種經(jīng)驗(yàn)公式計(jì)算人體水分總含量(TBW)．但是根據(jù)人體的幾何形狀特性，在軀干中相同的質(zhì)量變化所產(chǎn)生的阻抗變化會遠(yuǎn)小于其在肢體中的變化，而且由于人體體形的個(gè)體差異，會產(chǎn)生較大的誤差．后來針對上述問題，采用單頻率分段測量法，但獲得信息較少，操作的可行性差．目前較理想的方案是多頻率生物阻抗分析．國內(nèi)外學(xué)者已開展了這方面的研究，如美國Alaba-ma大學(xué)的Sufia Islam等人利用阻抗分析儀將1Hz～1．348MHz頻率范圍內(nèi)的多頻率分析技術(shù)與HPLC和SP方法進(jìn)行了對比研究；英國的NI Pa-ton用該項(xiàng)技術(shù)分析了HIV病毒感染者的人體水分總含量(TBW)和細(xì)胞外液體積(ECW)，等等．第三軍醫(yī)大學(xué)的殷均斐等人研制了阻抗法人體成分測量裝置，設(shè)計(jì)了1～100 kHz之間5個(gè)頻點(diǎn)．
    根據(jù)生物組織頻率阻抗特性，在β頻散段內(nèi)(10 kHz～10 MHz)，細(xì)胞膜電容基本穩(wěn)定，隨著頻率的增加，膜電容的容抗減小，外加電流由低頻時(shí)繞過細(xì)胞膜流經(jīng)細(xì)胞外液到高頻時(shí)穿過細(xì)胞膜流經(jīng)細(xì)胞內(nèi)外液.當(dāng)前的多頻率阻抗測量的研究一般采用阻抗分析儀分別測量不同頻點(diǎn)的人體阻抗，然后進(jìn)行計(jì)算研究．由于生物體是動態(tài)的，不同時(shí)刻不同頻率下的阻抗值，并不能反映同一時(shí)刻的生物體特征，因此，本系統(tǒng)采用兩種不同頻率的混頻激勵(lì)方式，在高低不同頻段獲得同一時(shí)刻生物阻抗信息．
1．1 正交數(shù)字解調(diào)法
    為了同時(shí)獲得高頻和低頻信號激勵(lì)下人體復(fù)阻抗的值，將高頻和低頻信號混合后作為激勵(lì)信號，實(shí)現(xiàn)混頻激勵(lì)．混頻激勵(lì)下阻抗信息提取采用正交數(shù)字解調(diào)法.其原理如下：
    假設(shè)激威信號含有n個(gè)頻率成分，其幅值分別為Bi，頻率為ki×f(f為基準(zhǔn)頻率，即采樣頻率和信號所包含頻率的公約數(shù))(i=0，1，…，n-1)，將其施加到被測對象上，采樣頻率為f=N×f(N>2max(k0，k1，…，kn-1))，對不同頻率對應(yīng)信號均勻采樣qi個(gè)周期，則總采樣點(diǎn)數(shù)為M=(N／ki)×qi,可得序列

   
式中：｜Zi｜為對應(yīng)第i個(gè)頻率成分時(shí)阻抗的模值；ψi為對應(yīng)第i個(gè)頻率下阻抗的相角；j=0，1，…，M-1．構(gòu)造同相和正交參考信號序列

   
    由于N和Bi已知，由式(4)(5)可求出相應(yīng)頻率下復(fù)阻抗的模值和相角．
1．2 虛參考點(diǎn)法
    正交數(shù)字解調(diào)法只有在保證激勵(lì)電流與參考信號同相位的基礎(chǔ)上，才能夠得到復(fù)阻抗實(shí)部和虛部的精確值．而數(shù)字解調(diào)中的參考信號為構(gòu)造的三角函數(shù)，很難做到和激勵(lì)電流同相位，并且實(shí)際系統(tǒng)中,由于各種因素的影響激勵(lì)電流(通過導(dǎo)線,負(fù)載變化等)也會產(chǎn)生相移，造成系統(tǒng)誤差，而流經(jīng)被測電阻的電流信號又很難提�。�針對上述問題，提出了虛參考點(diǎn)方法．在人體被測電阻抗的回路中串聯(lián)一個(gè)已知阻抗特征的純阻性參考電阻，激勵(lì)電流的相移以及激勵(lì)電流和參考信號的相位差均可由參考電阻求得，從而消除了因此引入的誤差．圖1為虛參考點(diǎn)實(shí)現(xiàn)過程示意圖.
    圖1中Zx為被測電阻抗；Rr為參考電阻；AxAr，ax，ar分別為Vx和Vr的幅值和相角．
    設(shè)激勵(lì)電流為I,則

   

   

    利用這種虛參考點(diǎn)方法，實(shí)際系統(tǒng)中激勵(lì)電流信號I的相移以及激勵(lì)電流和參考信號之間的相位差可