彭偉鴻，李 笑，李亞鵬

(廣東工業(yè)大學機電工程學院，廣東 廣州 510006)

生物體在交流電的激發(fā)下會產(chǎn)生生物電阻抗，其值取決于生物組織組成、結(jié)構(gòu)、健康狀態(tài)和激勵的電流頻率等，能反映出生物體或其組成部分的生理狀態(tài)和病理狀態(tài)[3]。生物電阻抗分析技術(shù)是一種無損的檢測方法，通過測量并分析特定頻率的電流信號的生物電阻抗，可了解生物體組織的組織狀態(tài)[4]。該項技術(shù)受到了國內(nèi)外學者的青睞，常應(yīng)用于人體成分分析、血容量診斷和呼吸監(jiān)測中[3]。近年來，國內(nèi)外學者開展了基于膀胱電阻抗評估膀胱尿容量的研究[5－8]。文獻[9]設(shè)計了一種基于測量膀胱電阻抗的相位差異評估尿量的系統(tǒng)，但其構(gòu)成復(fù)雜，操作難度大，便攜性差。文獻[10]設(shè)計了一種測量膀胱電阻抗估計尿量的設(shè)備，但其要求測量電極粘貼至體內(nèi)，易引發(fā)感染。盡管國內(nèi)外在應(yīng)用膀胱電阻抗檢測膀胱尿容量的研究上取得一定的進展，但研發(fā)的測量設(shè)備仍存在實現(xiàn)復(fù)雜度高、體積大和測量不持續(xù)等缺陷，難以滿足經(jīng)濟、易操作和便攜安全等臨床應(yīng)用要求。

本文設(shè)計一種基于AD5933 的膀胱電阻抗測量系統(tǒng)，利用控制芯片持續(xù)測量人體的膀胱電阻抗，通過分析所測量的膀胱電阻抗值評估人體膀胱尿容量。該系統(tǒng)由上位機控制下位機的輸出電流頻率和測量時間等參數(shù)，通過一對測量電極輸出電流信號至人體的膀胱并測量電阻抗。實驗結(jié)果驗證了該系統(tǒng)能實現(xiàn)持續(xù)測量人體的膀胱電阻抗，精度可滿足膀胱尿容量評估要求。

1 組成原理

生物體組織在不同頻率的激勵電流下展現(xiàn)不盡相同的電阻抗特性，Talibi[11]等提出了基于三元件的膀胱電阻抗等效模型，如圖1 所示。該模型由展現(xiàn)膀胱壁細胞的細胞質(zhì)特性的電容C1和電阻R2以及展現(xiàn)尿液及其他細胞細胞質(zhì)特性的電阻R1構(gòu)成，膀胱電阻抗可表示為:

圖1 膀胱電阻抗等效模型

式中:j 為虛部單位；XC1為電容C1的容抗，XC1＝，ω為電流角頻率。

膀胱尿液的導(dǎo)電性隨膀胱的充盈發(fā)生變化。此前研究已經(jīng)證明膀胱電阻抗和膀胱尿容量之間存在相近的關(guān)系，并根據(jù)實驗結(jié)果提出兩者之間成負線性關(guān)系[10，12－13]，兩者之間的關(guān)系表示為:

式中:y為膀胱電阻抗；x為膀胱尿容量；b為補償值，其大小因人而變化；m<0。

由式(1)和式(2)可看出，通過測量膀胱電阻抗可間接測量膀胱尿容量。根據(jù)上述原理，本文所設(shè)計的膀胱電阻抗測量系統(tǒng)如圖2 所示，主要由上位機和下位機構(gòu)成，下位機包括數(shù)據(jù)通信模塊、阻抗測量模塊和測量電極。上位機為計算機，用于設(shè)定測量參數(shù)和分析膀胱電阻抗。數(shù)據(jù)通信模塊實現(xiàn)上位機與下位機的I2C 串口通信。上位機發(fā)送控制命令，經(jīng)由數(shù)據(jù)通信模塊傳送至下位機；下位機將存儲的測量數(shù)據(jù)通過數(shù)據(jù)通信模塊傳送至上位機。阻抗測量模塊用于測量和計算膀胱電阻抗值，通過輸送特定頻率的電流至測量電極，實現(xiàn)膀胱電阻抗的測量、計算和存儲。

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圖2 膀胱電阻抗測量系統(tǒng)

膀胱電阻抗測量系統(tǒng)的測量流程為:在上位機設(shè)置特定電流頻率的控制命令，數(shù)據(jù)通信模塊將命令傳送至阻抗測量模塊，阻抗測量模塊輸送特定頻率的電流至連接粘貼在皮膚表面的測量電極，阻抗測量模塊控制測量并存儲所測量的膀胱電阻抗，數(shù)據(jù)通信模塊將測量結(jié)果傳送至上位機，上位機分析膀胱電阻抗。

2 硬件實現(xiàn)

所設(shè)計的系統(tǒng)采用AD5933 芯片，其是一款由ADI 公司設(shè)計研發(fā)的高精度阻抗測量芯片，其內(nèi)部集成數(shù)字信號電路、數(shù)模轉(zhuǎn)化器(DAC)和12 位模數(shù)轉(zhuǎn)化器(ADC)，內(nèi)部數(shù)字信號電路含有頻率發(fā)生器，可輸送頻率范圍為1 kHz～100 kHz 的正弦信號，外加拓展電路后可測量100 Ω 至10 MΩ 的阻抗[14]。其功能原理如圖3 所示，自動平衡電橋中使用運算放大器來控制輸送頻率，待測阻抗為:

圖3 AD5933 功能原理圖

式中:Rfb為反饋電阻；Vin為運算放大器的輸入電壓，即AD5933 內(nèi)部數(shù)字電路產(chǎn)生的正弦信號；Vout為運算放大器的輸出電壓，即AD5933 內(nèi)部ADC 的輸入端。

根據(jù)AD5933 的功能結(jié)構(gòu)，使用ADI 公司提供的評估套件EVAL－AD5933，在其基礎(chǔ)上進行設(shè)計。圖4 為下位機構(gòu)成框圖。

圖4 下位機構(gòu)成框圖

數(shù)據(jù)通信模塊通過USB 通信口可與AD5933 進行I2C 串行通信，上位機通過連接USB 接口與芯片通信，發(fā)送控制命令和讀取片內(nèi)寄存器的數(shù)據(jù)。上位機的USB 端口可為下位機電路供電，其中高精度線性穩(wěn)壓器ADP3303 用作AD5933 接口的板載通用串行總線控制器的電源。

阻抗測量模塊以AD5933 芯片為核心，包括16 MHz 有源晶振、CMOS 運算放大電路、反饋電阻和調(diào)理電阻。16 MHz 有源晶振可提供典型頻率為16.776 MHz 的內(nèi)部時鐘。CMOS 運算放大器AD8606設(shè)計為電壓跟隨器以消除AD5933 的輸出阻抗對阻抗測量的影響，提高測量精度。反饋電阻Rfb和調(diào)理電阻R1是一對阻值相等的電阻，反饋電阻在運算放大電路充當反饋作用，調(diào)理電阻與待測阻抗串聯(lián)以準確接收電路的阻抗。測量電極連接至測量端口，通過輸送特定電流頻率測量膀胱電阻抗。

下位機的測量板與測量電極如圖5 所示，由數(shù)據(jù)通信模塊和阻抗測量模塊構(gòu)成80 mm×80 mm 的測量板；測量電極為一對固態(tài)凝膠型心電電極，可粘貼至人體的下腹部，可實現(xiàn)膀胱電阻抗測量。

圖5 測量板與測量電極

3 軟件實現(xiàn)

該系統(tǒng)的上位機軟件采用Labview 來實現(xiàn)，操作界面如圖6 所示，主要功能包括初始化下位機、更改測量參數(shù)、接收數(shù)據(jù)并處理和顯示測量結(jié)果并存儲。其工作流程為:(1)系統(tǒng)初始化并設(shè)置下位機初始參數(shù)，系統(tǒng)初始化主要完成I2C 接口、USB 接口初始化；用戶可通過操作界面選擇下位機振蕩方式，接著設(shè)置起始頻率、頻率增量和增量個數(shù)，之后選擇下位機的輸出激勵電壓、PGA 增益和增益電路，完成對下位機初始參數(shù)的設(shè)置。(2)計算增益系數(shù)并校正，增益系數(shù)與調(diào)理電阻R1、激勵電壓、頻率等參數(shù)有關(guān)，為提高測量精度，需按實際情況選擇PGA增益方式、電路及校正方式，選擇與待測阻抗值相近的調(diào)理電阻R1；計算好增益系數(shù)后測量已知的電阻并查看結(jié)果，校正增益系數(shù)。(3)測量膀胱電阻抗并存儲測量結(jié)果，測量過程中膀胱電阻抗的阻抗值和相位值會在操作界面中實時顯示，測量完成后軟件會自動提醒用戶測量完成并保存測量結(jié)果在電腦硬盤中。

圖6 上位機軟件操作界面圖

膀胱電阻抗測量流程如圖7 所示，首先設(shè)置初始參數(shù)并等待上位機響應(yīng)，接著校正增益系數(shù)。校正增益系數(shù)的方法是取已知阻抗值的阻抗，然后計算出增益系數(shù)，接著輸送頻率掃描已知阻抗，查看所測量的阻抗值與真實值之間是否匹配，若匹配，則增益系數(shù)完成校正。校正好增益系數(shù)后，開始對膀胱進行阻抗測量，在每一個頻率點上讀取測量所得的R、I值，計算幅值M，接著根據(jù)所得數(shù)據(jù)進行阻抗計算，檢查對膀胱的頻率掃描是否完成，最后檢查測量是否完成，完成后將測量結(jié)果傳送至上位機，程序返回，否則，繼續(xù)測量膀胱電阻抗。

圖7 膀胱電阻抗測量流程圖

所設(shè)計的軟件可實現(xiàn)阻抗的計算。下位機在各個掃描頻率點上返回待測阻抗Zω的實部值R、虛部值I，其阻抗幅度M和相位θ的計算表達式為:

在計算阻抗值Z前，必須計算出增益系數(shù)，其可在系統(tǒng)校正期間使用接在Vout和Vin引腳之間的已知阻抗Zknown計算得到，增益系數(shù)為:

式中:Mjz為已知阻抗在各個頻率掃描的幅度。

在計算出幅度和增益系數(shù)后，阻抗值為:

從式(4)和(7)可以看出，增益系數(shù)直接影響阻抗測量的精度，且隨著阻抗和頻率的變化而變化，但由于AD5933 頻率響應(yīng)是有限的，因而特定的增益系數(shù)使用的阻抗范圍和頻率范圍較窄。因此，這種變化會導(dǎo)致阻抗計算存在誤差，為盡量減少該誤差，頻率掃描應(yīng)局限于盡可能小的頻率范圍，且選擇合適的校正方式校正增益系數(shù)。

4 實驗驗證

為了驗證膀胱電阻抗測量系統(tǒng)的可行性，本文進行了一組模擬實驗和4 組人體實驗，測量電極布置示意圖如圖8 所示。

圖8 模擬實驗和人體實驗的測量電極布置示意圖

模擬實驗:使用包裹容量為400 mL 的薄膜注射袋作為人體模擬膀胱；為了模擬人體皮膚的特性，在電極粘貼處貼有銅膜。實驗開始，以1 mL/s 的速度往模擬膀胱注入密度為0.9 mg/mL 的生理鹽水，并同時使用測量系統(tǒng)每秒對其進行一次頻率掃描，測量其電阻抗。注入300 mL 生理鹽水后停止，保存測量數(shù)據(jù)；之后以1 mL/s 的速度排空模擬膀胱，并測量其每秒的電阻抗。

人體實驗:隨機選取實驗室4 名試驗者，分別采用所設(shè)計的測量系統(tǒng)和精密電阻抗儀器(PRECISION IMPEDANCE ANALYZER 6500B，WAYNE KERR ELECTRONICS，UK)對試驗者的膀胱電阻抗進行測量。實驗步驟如下:(1)將測量電極一端粘貼在試驗者下腹部，距離肚臍下方10 cm處，測量電極對稱分布在肚臍中線，粘貼距離肚臍中線5 cm 處的位置。(2)試驗者排空膀胱后一次性喝完700 mL 的飲用水，在指定位置保持坐姿，然后通過上位機控制下位機測量膀胱電阻抗。下位機每分鐘進行一次頻率掃描，其輸送至電極的電流頻率為50 kHz[15]，測量出每分鐘的膀胱電阻抗。(3)測量持續(xù)到試驗者有強烈排尿的意愿，結(jié)束測量，此時試驗者的膀胱處于充盈狀態(tài)，之后在5 min 內(nèi)排空膀胱[16]。

圖9 為模擬實驗所測量的模擬膀胱的電阻抗隨其容量變化的曲線圖，可見在注入和排空生理鹽水的測量中模擬膀胱的電阻抗和容量間呈近似的負線性關(guān)系。

圖9 模擬膀胱的電阻抗－容量變化曲線圖

圖10 為4 名試驗者的膀胱電阻抗隨時間變化的曲線圖，分別采用所設(shè)計的測量系統(tǒng)和精密電阻抗測量儀器測量，兩者所測量的電阻抗隨時間呈現(xiàn)逐漸下降的趨勢，這種變化趨勢與尿動力學研究相吻合[17]。在膀胱儲尿過程中，尿液的導(dǎo)電性逐漸變大，使得所測量的膀胱電阻抗隨之逐漸減小，反映出膀胱逐漸充盈。

圖10 試驗者的膀胱電阻抗－時間變化曲線圖

表1 為采用所設(shè)計系統(tǒng)與精密電阻抗儀器測得的膀胱電阻抗值之間的均方根誤差(RMSE)，其范圍在5.259 8 Ω～9.398 9 Ω。對于通過膀胱電阻抗的趨勢來評估膀胱尿容量的變化，所設(shè)計的測量系統(tǒng)精度可滿足測量要求。從模擬與人體實驗結(jié)果可看出，通過測量人體的電阻抗可間接獲得膀胱尿液容量。

表1 所測量膀胱電阻抗的均方根誤差

5 結(jié)論

設(shè)計了一種基于AD5933 的膀胱電阻抗測量系統(tǒng)，并通過模擬與人體實驗進行了驗證。實驗結(jié)果表明了所設(shè)計的膀胱電阻抗測量系統(tǒng)組成和測量原理可行，結(jié)構(gòu)緊湊，操作簡便，精度可滿足膀胱尿容量評估要求，對設(shè)計開發(fā)新型的便攜式膀胱尿容量無損檢測系統(tǒng)具有指導(dǎo)和借鑒作用。進一步的研究將集中在設(shè)備的微型化和無線通訊方面。