專利名稱：通過測量身體電阻抗監(jiān)控生理變量的裝置的制作方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明涉及生命信號監(jiān)控領(lǐng)域，特別是用于非侵入性監(jiān)控的可佩戴系統(tǒng)。
背景技術(shù)：
阻抗測量是一項(xiàng)已見于文字并自六十年代開始已經(jīng)被充分研究的技術(shù)。這篇文件將引用解決相似問題的專利文獻(xiàn)，然后將強(qiáng)調(diào)本發(fā)明與這些專利間的不同以闡明適用于目前應(yīng)用中具體方面所需的改進(jìn)。
阻抗測量用于評估通過兩個(gè)電極向身體注入高頻低強(qiáng)度電流后的身體阻抗變化，并測量這種電流引起的電壓降。測得的阻抗依賴于身體組分和身液的流動。由此產(chǎn)生了基于這種技術(shù)的不同應(yīng)用在營養(yǎng)科學(xué)中用于計(jì)算身體質(zhì)量指數(shù)，在心臟病學(xué)(阻抗心動描記法)中用來監(jiān)控心輸出量，在呼吸描記法中來檢查呼吸，等等。
在阻抗呼吸描記法中可以監(jiān)控依賴于由通過肺部的空氣決定的胸腔阻抗變化的呼吸行為。只使用兩個(gè)電極的阻抗系統(tǒng)只有在客體處于靜止?fàn)顟B(tài)下顯示出可接受的結(jié)果。為了改進(jìn)這種系統(tǒng)的性能，需要使用一種四線測量方法，因此使用四個(gè)電極；外面的電極專用于注入高頻低強(qiáng)度電流，而里面的電極可以測量由于呼吸運(yùn)動導(dǎo)致的阻抗改變產(chǎn)生的電壓變化。
四電極測量方法，由于測量放大器的高輸入阻抗，可以去除電線電阻和電極與皮膚間的接觸電阻的影響，這會明顯改變我們要測得阻抗。此外，用于注入電流的兩個(gè)電極與用于測量電壓的兩個(gè)電極不同，它的使用使得測量電極間電流密度的空間分布近似恒定。
這可以減少由于較高電流密度造成“注入”電極附近阻抗變化的影響。因?yàn)闇y量的阻抗是肺中空氣量的函數(shù)，這種方法可以用肺活量計(jì)進(jìn)行校準(zhǔn)。
阻抗變化(ΔZ)與空氣量變化(ΔV)的關(guān)系在大部分情況下基本為線性。
系數(shù)ΔZ/ΔV依賴于客體的物理尺寸和電極位置，且在0.3-1ohm/litre之間。因此與每個(gè)呼吸循環(huán)相對應(yīng)的阻抗變化低于基本阻抗的1％。
在US3802419中為了測量由一對表面電極注入的高頻電流的通過所決定的電壓，使用了一個(gè)標(biāo)準(zhǔn)全波二極管整流器。
US3882851在框圖中顯示使用了一個(gè)同步解調(diào)器，其輸出信號用來控制刺激電流的振幅。這用來保證測量電壓的變化在可接受的范圍下，以補(bǔ)償這種解決方法帶來的漂移。

發(fā)明內(nèi)容
本發(fā)明的目的是提出一個(gè)簡單、輕便且容易攜帶的裝置，能夠獲得身體阻抗得精確測量值。
提出的解決方案包括一個(gè)模擬前端，其通過一個(gè)四電極法測量阻抗，具有用于特定用途的相應(yīng)特性，其也可以在諸如營養(yǎng)科學(xué)、心臟病學(xué)、呼吸描記法等其它領(lǐng)域使用。
本發(fā)明進(jìn)一步的目的是提供一種適合實(shí)現(xiàn)并集成到可佩戴測量系統(tǒng)中的裝置，這個(gè)裝置對運(yùn)動中客體的典型干擾源(電磁的、機(jī)械的和熱的)具有高抗擾性，這是一種具有小尺寸、低耗能的裝置并易于集成到所述的可佩戴測量系統(tǒng)中。
關(guān)于使用這種具有適當(dāng)?shù)拇碳ゎl率的儀器，現(xiàn)有技術(shù)文獻(xiàn)中闡述顯示其對總阻抗(真實(shí)部分)的抗擾是顯著的，并且在這種情況下，所需的信息可以直接從阻抗測量的振幅獲得，而不是來自向量測量；此外，觀察與基本值相比的小百分比變化的需要意味著在整個(gè)測量電路的可重復(fù)性方面非常嚴(yán)格的需求。
主要功能塊由一個(gè)具有基于能帶隙基準(zhǔn)的振幅控制功能的輕度失真的振蕩器，一個(gè)高精度解調(diào)器和必須的增益級組成。正弦電流發(fā)生器必須提供一個(gè)輕度失真的振蕩(最好為0.1％)并保證振幅穩(wěn)定。解調(diào)器塊(在下文中被稱之為“相干解調(diào)器”)可以在所需的頻率及預(yù)知的環(huán)境條件(包括運(yùn)動的影響)下獲得足夠精度的測量值。
基于此原因，一個(gè)基于相干解調(diào)器的平均值檢波器作為標(biāo)準(zhǔn)自動二極管檢波器的首選，因?yàn)楹笳咭氲牟焕麠l件與所述精度需求不符整流時(shí)間(整流器二極管的極化和去極化)主要取決于使用的OPAMP(運(yùn)算放大器)的開環(huán)帶，因?yàn)樵趽Q相過程中位于反饋電路的二極管不通；也使用快速OPAMP，系統(tǒng)花在使輸出量與輸入信號符號的改變相適應(yīng)的時(shí)間可以是一個(gè)半周期的相容分?jǐn)?shù)(在感興趣的頻率下，范圍為20KHz-100KHz)，這樣就在解調(diào)信號中引入了一個(gè)不可忽視的測量誤差。
而且，這個(gè)時(shí)間強(qiáng)烈依賴于信號自身的振幅和環(huán)境溫度，在同一裝置的不同樣本中也顯示出很大的變化。由于快速OPAMPs在從非線性到強(qiáng)反饋狀態(tài)通過時(shí)容易振蕩，而另一方面，慢速OPAMPs在整流延遲問題上有消極影響，引入了所述誤差。
本發(fā)明使用的解調(diào)器可以概括為下面幾個(gè)功能塊一個(gè)具有兩個(gè)反相輸出(一個(gè)為反向)的微分放大器，一個(gè)比較器，一個(gè)SPDT(單刀雙擲)開關(guān)和一個(gè)低通濾波器；所述整條電路構(gòu)成一個(gè)高精度平均值檢波器。
這個(gè)解調(diào)器，根據(jù)輸入信號的符號操縱輸出信號的周相移動，顯示出確定零交點(diǎn)處的暫時(shí)誤差與被檢信號振幅間的關(guān)系；對于最大可接受誤差的影響及量化的計(jì)算，在本發(fā)明具體描述中說明。對于示意圖中所示的電子元件，計(jì)算誤差不超過測量值的0.2‰。
所以，照這樣構(gòu)成的系統(tǒng)可以在諸如對客體在運(yùn)動中的連續(xù)監(jiān)控呼吸行為(阻抗呼吸描記法)的這樣應(yīng)用中獲得滿意的結(jié)果，使用標(biāo)準(zhǔn)ECGAg/AgCI和非傳統(tǒng)纖維電極作為可攜帶系統(tǒng)的一部分，可以保證運(yùn)動偽差的高魯棒性(robustness)，如對樣品進(jìn)行試驗(yàn)證明的那樣。


圖1顯示了具有裝置功能塊的框圖，并且包括每個(gè)輸入正弦波通過測量電路進(jìn)行處理的圖解描述。
圖2顯示了振蕩塊(包括穩(wěn)定系統(tǒng))和電壓-電流轉(zhuǎn)換器的優(yōu)選實(shí)施例的電路示意圖。
圖3顯示了還包括濾波塊，具有兩個(gè)反相輸出的微分放大器塊和相干解調(diào)器的測量電路的電路示意圖。
圖4顯示了整流信號平均值誤差(平均值百分比)與瞬時(shí)零交點(diǎn)檢測處的百分比誤差相比的趨勢。
具體實(shí)施例方式由于我們要監(jiān)控微小的身體阻抗變化，阻抗測量系統(tǒng)需要一個(gè)解調(diào)系統(tǒng)來保證測量精度，考慮到測量在幾十秒，有時(shí)可能為幾分鐘(即幾個(gè)呼吸周期)的范圍內(nèi)的可重復(fù)性；這要求對模擬前端，特別是平均值檢波器的嚴(yán)格要求。
本發(fā)明的優(yōu)選實(shí)施例使用“相干解調(diào)器技術(shù)”，可以在電噪音環(huán)境和快速溫度變化下實(shí)現(xiàn)可靠的測量，此便攜式裝置也允許客體在運(yùn)動狀態(tài)下中佩戴實(shí)現(xiàn)可靠的測量。
參照圖1，所述本發(fā)明的優(yōu)選實(shí)施例被描述。具有振幅控制功能的輕度失真振蕩器10在輸出端傳遞一個(gè)振幅穩(wěn)定的正弦波。所述正弦波被送入到電壓-電流轉(zhuǎn)化器11以獲得高頻、低強(qiáng)度的正弦電流，其通過注入電極12被注入患者身體。
然后，一對接收電極13測量由所述注入電流引起的兩個(gè)電極間的身體阻抗的電壓降。濾波器14凈化測量信號，微分放大器15向在輸出端傳遞兩個(gè)信號的輸入信號提供放大，相對于輸入信號，輸出端信號一個(gè)同相，另一個(gè)反相。微分放大器15中與輸入信號同相的輸出信號被送入快速比較器16中，其輸出為方波，與所述微分放大器15的兩個(gè)輸出一起被送入快速開關(guān)17的控制輸入端。對于所述快速開關(guān)17，方波起控制信號的作用，操縱其在輸出端傳遞整流的正弦波。
所述比較器16和所述開關(guān)17一起構(gòu)成相干解調(diào)器，其輸出(所述整流正弦波)最終被送入低通濾波器18中，它提取所述相干解調(diào)器輸出的平均值。
在本發(fā)明的另一優(yōu)選實(shí)施例中，所述具有振幅控制功能的輕度失真振蕩器10的輸出被送入所述快速比較器16中，而不是微分放大器15中與輸入信號同相的輸出信號。在這種布局技術(shù)中，所述低通濾波器18的輸出信號將與測得阻抗的真實(shí)部分成比例。
在本發(fā)明的另一優(yōu)選實(shí)施例中，所述電極組中的兩個(gè)冷端電極是電連接的，而且在本發(fā)明的另一種優(yōu)選實(shí)施例中，所述電極組中的熱端和冷端電極都是電連接的。這種布局技術(shù)使得測量更加容易得進(jìn)行，即使由于大量的電磁干擾需要對得到的信號進(jìn)行較高程度的濾波。
在如使用胸阻抗監(jiān)控呼吸活動的應(yīng)用中，所述正弦波的頻率可以在2OkHz-100kHz間變化，且其峰值振幅為幾個(gè)mA。具有這種特性的電流頻率過高且振幅過低而不能刺激生物組織?；镜闹匾矫媸谦@得低于0.1％失真的振蕩。
如果選擇的振蕩頻率為50kHz，滿足要求的正弦曲線可以通過典型的韋恩橋(Wien′s bridge)構(gòu)造實(shí)現(xiàn)?？商鎿Q的，可以使用適當(dāng)?shù)臄?shù)字可編程頻率合成器。
有利的是在本發(fā)明的一個(gè)優(yōu)選實(shí)施例中，所述振蕩器10包含一個(gè)用于穩(wěn)定輸出信號振幅的附加反饋環(huán)，對于發(fā)生信號的周期具有“大的”時(shí)間定量；這個(gè)特征對于補(bǔ)償溫變(即從內(nèi)到外)或電源供應(yīng)造成的變化非常有效。
更好地，我們將使用振蕩輸出，提取峰值并.根據(jù)權(quán)利要求1-7所述的身體阻抗測量裝置，其特征在于將其與適當(dāng)?shù)木哂懈叻€(wěn)定性的參考電壓(如能帶隙影響型)相比較。更好地，這兩個(gè)值之間的區(qū)別可以通過微分放大器(如，作為一種可能的解決方法，可以使用AD620模擬裝置)測量。AD620輸出可以被用來控制OTA(跨導(dǎo)OPAMP)，如CA3080型INTERSIL(增益放大器)，目的是把電壓穩(wěn)定到期望值。
圖2顯示了本發(fā)明的另一優(yōu)選實(shí)施例，以獲得50kHz、300mV峰值振幅的正弦波。連續(xù)級是電壓-電流轉(zhuǎn)換器，其使得在50kHz、3mA峰值振幅獲得的引用的電流；其由一個(gè)模擬加法器和一個(gè)緩沖級形成，其中加法器級在輸入端有控制電壓和在參考電阻器R1較低端得到的電壓；強(qiáng)加到負(fù)載的電流然后等于控制電壓與R1之比，直到OPAMPs的開環(huán)增益大到足夠使虛擬短電路原則上實(shí)現(xiàn)。
這樣的一種解決方案(即使沒有綁定)是首選的，因?yàn)橛凶銐虻膸拋肀ＷC輸出信號在感興趣的頻率處必要的振蕩。所述裝置的使用不僅限制為紡織材料的電極，可以與任何類型的電極在任何地點(diǎn)兼容并使用。在優(yōu)選配置中，是不被綁定的，通過由于皮膚阻抗決定電壓降的外部電極注入電流。此電壓差通過一對內(nèi)部電極檢測。
阻抗改變值取決于肺部空氣的存在，更精確地，按照由于呼吸活動造成的內(nèi)部容積的改變。從電極EL2和EL3讀取的電壓降通過一個(gè)能夠在50kHz頻率處工作的微分放大器放大，在測量中不引入顯著失真。
放大器塊的可能解決方案可以是通過使用3個(gè)OPAMP組成的典型儀器放大器。高的微分輸入阻抗值可以最小化測量系統(tǒng)的負(fù)載影響。高的CMRR(共模抑制比)值能夠減少共模組件。
更好地，另外增加一個(gè)OPAMP以獲得下一模塊所必需的反向輸出。圖3所示的OP467型模擬裝置一個(gè)能夠在幾百kHz頻率規(guī)格下提供所需運(yùn)算的運(yùn)算放大器的例子。
下一模塊，由比較器和快速開關(guān)聯(lián)合體(相干解調(diào)器)，以及隨后的低通濾波器組成，能夠檢測確定需求對應(yīng)的振幅。平均值檢波器的輸出信號與電極EL2和EL3間的阻抗振幅成比例。
開關(guān)裝置輸入放大的信號，理想上最好“同相”和“反相”，反映電極處可測量的位差。“同相”信號也送入快速比較器的輸入端。
在比較器的輸出端獲得依然與接收信號同步的方波。快速比較器的輸出開關(guān)控制信號，優(yōu)選但不是必須由兩個(gè)受反向邏輯電極電平控制的開關(guān)組成。
由于這種控制，在開關(guān)的輸出端，每半個(gè)周期交替出現(xiàn)來自“同相”和“反相”增益電路的信號。結(jié)果在開關(guān)的輸出端將得到整流信號(圖1)?？梢詰?yīng)用一種可能的實(shí)際解決方案，但不是必須的，即使用MAXIM4564(開關(guān))和TL3016(快速比較器)。
考慮到裝置是為了實(shí)現(xiàn)阻抗呼吸描記法，我們不得不考慮呼吸大約為基本阻抗的1％時(shí)胸阻抗的變化。作為一種可能的解決方案，使用可以提供50kHz下振幅為300mV振蕩的正弦波振蕩器，可以注入在50kHz下峰值電流為3mA的電壓-電流轉(zhuǎn)換器，伴隨呼吸活動的解調(diào)器模塊的輸出信號變化范圍為10-12mV。
為了給出下列情況的一些粗略數(shù)值，50kHz半周期對應(yīng)10微秒的振蕩；零交叉對應(yīng)100ns時(shí)的即時(shí)位置誤差為1％。為此需要在測量電路中使用快速比較器和開關(guān)。已經(jīng)在優(yōu)選實(shí)施例中使用的開關(guān)MAXIM4564，其1ton等于60ns，1ton等于40ns(最壞的情況)。
具有7.6ns傳播延遲的快速比較器TL3016可以表征強(qiáng)加需求。提及的組件只構(gòu)成應(yīng)用中的一種可能的實(shí)際解決方案，并不與發(fā)明目的綁定，發(fā)明目的包含已有的解決方案和本文中描述的示意圖。
在提出的解決方案中，由于瞬時(shí)零交叉的探測誤差造成的整流信號的誤差范圍為0.1-1％。圖4顯示了取樣瞬間的誤差對解調(diào)過程總誤差的影響。
P％顯示了(以百分比計(jì))零交叉時(shí)間誤差與半周期持續(xù)時(shí)間之比；顯示了整流信號平均值提取誤差與P％的關(guān)系。
這項(xiàng)誤差用沒有完全整流的正弦波部分包圍的面積與半周期內(nèi)的正弦波包圍面積的關(guān)系計(jì)算。
為了計(jì)算沒有完全整流的正弦波部分包圍的面積，用截至在1st級的泰勒(Taylor)級數(shù)近似此正弦波，在零交叉等效點(diǎn)計(jì)算。圖4顯示，P％等于1％對應(yīng)的信號解調(diào)誤差為3*10-4，被認(rèn)為是測量的平均值的部分。
為了得到這樣嚴(yán)格的條件，在優(yōu)選的實(shí)施例中選擇基于相干解調(diào)器的振幅檢波系統(tǒng)，因?yàn)檫@項(xiàng)技術(shù)容易使用，而用在發(fā)明背景中描述的用于其它阻抗測量裝置中的典型的全波二極管檢波系統(tǒng)很難達(dá)到這樣高的規(guī)格，提出的示范性實(shí)施例介紹了一種在可用動態(tài)范圍內(nèi)動態(tài)范圍寬且高重復(fù)性的測量，它能夠很容易的實(shí)現(xiàn)用于連續(xù)采集的測量電路，提供了觀察所述情況下感興趣的信號變化可能性。由于這種方法穩(wěn)定性高，所以不需要漂移補(bǔ)償系統(tǒng)，而在發(fā)明背景中列舉的其它例子都需要這種補(bǔ)償系統(tǒng)。
有利的是這里提出的技術(shù)預(yù)見到具有恒定振幅的激勵(lì)信號，它使得這種不依賴于環(huán)境和安裝條件的信號檢測容易實(shí)現(xiàn)；此外，它成功地處理了短時(shí)無阻抗改變的情況，如呼吸暫停情況。
權(quán)利要求
1.身體阻抗測量裝置包含通過第一電極組向患者身體注入測試電流的裝置，和讀取屬于第二電極組的兩個(gè)電極間電壓變化的裝置，其特征在于所述讀取電壓變化裝置中包括一個(gè)相干解調(diào)器。
2.根據(jù)權(quán)利要求1所述的身體阻抗測量裝置，其特征在于還包括至少一個(gè)濾波器(14)，至少一個(gè)微分放大器(15)和至少一個(gè)低通濾波器(18)。
3.根據(jù)權(quán)利要求1-2所述的身體阻抗測量裝置，其特征在于所述的相干解調(diào)器包括至少一個(gè)比較器(16)和至少一個(gè)開關(guān)(17)。
4.根據(jù)權(quán)利要求1-3所述的身體阻抗測量裝置，其特征在于所述注入測試電流的裝置包括至少一個(gè)正弦波振蕩器(10)和至少一個(gè)電壓-電流轉(zhuǎn)換器(11)。
5.根據(jù)權(quán)利要求1-4所述的身體阻抗測量裝置，其特征在于所述微分放大器(15)有兩個(gè)反相輸出。
6.根據(jù)權(quán)利要求1-5所述的身體阻抗測量裝置，其特征在于所述正弦波振動器(10)的輸出被連接到所述電壓-電流轉(zhuǎn)換器(11)的輸入，所述電壓-電流轉(zhuǎn)換器(11)的輸出被連接到所述第一電極組，所述第二電極組被連接到所述至少一個(gè)濾波器(14)的輸入，所述至少一個(gè)濾波器(14)的輸出被連接到所述至少一個(gè)微分放大器(15)的輸入，所述至少一個(gè)微分放大器(15)的第一輸出被連接到所述至少一個(gè)開關(guān)(17)的第一輸入，所述至少一個(gè)微分放大器(15)的第二輸出被連接到所述至少一個(gè)開關(guān)(17)的第二輸入及所述至少一個(gè)比較器(16)的輸入，所述至少一個(gè)比較器(16)的輸出被連接到所述至少一個(gè)開關(guān)(17)的控制輸入，所述至少一個(gè)開關(guān)(17)的輸出被連接到所述至少一個(gè)低通濾波器(18)的輸入。
7.根據(jù)權(quán)利要求1-5所述的身體阻抗測量裝置，其特征在于所述正弦波振蕩器(10)的輸出被連接到所述電壓-電流轉(zhuǎn)換器(11)的輸入及所述至少一個(gè)比較器(16)的輸入，所述電壓-電流轉(zhuǎn)換器(11)的輸出被連接到所述第一電極組，所述第二電極組被連接到所述至少一個(gè)濾波器(14)的輸入，所述至少一個(gè)濾波器(14)的輸出被連接到所述至少一個(gè)微分放大器(15)的輸入，所述至少一個(gè)微分放大器(15)的第一輸出被連接到所述至少一個(gè)開關(guān)(17)的第一輸入，所述至少一個(gè)微分放大器(15)的第二輸出被連接到所述至少一個(gè)開關(guān)(17)的第二輸入，所述至少一個(gè)比較器(16)的輸出被連接到所述至少一個(gè)開關(guān)(17)的控制輸入，所述至少一個(gè)開關(guān)(17)的輸出被連接到所述至少一個(gè)低通濾波器(18)的輸入。
8.根據(jù)權(quán)利要求6所述的身體阻抗測量裝置，其特征在于所述第一和第二電極組包括兩個(gè)電極，一個(gè)熱端和一個(gè)冷端。
9.根據(jù)權(quán)利要求8所述的身體阻抗測量裝置，其特征在于所述第一和第二電極組的所述冷端是電連接的。
10.根據(jù)權(quán)利要求9所述的身體阻抗測量裝置，其特征在于所述第一和第二電極組的所述熱端是電連接的。
11.根據(jù)權(quán)利要求4-10所述的身體阻抗測量裝置，其特征在于所述正弦波振蕩器(10)包括一個(gè)輕度失真、振幅可控的振蕩器。
12.根據(jù)權(quán)利要求4-11所述的身體阻抗測量裝置，其特征在于所述正弦波振蕩器(10)的輸出頻率范圍是20kHz-100kHz。
13.根據(jù)權(quán)利要求2-12所述的身體阻抗測量裝置，其特征在于所述微分放大器(15)包括四個(gè)運(yùn)算放大器。
14.根據(jù)權(quán)利要求13所述的身體阻抗測量裝置，其特征在于所述運(yùn)算放大器的型號為OP467。
15.根據(jù)權(quán)利要求3-14所述的身體阻抗測量裝置，其特征在于所述比較器(16)是TL3016型。
16.根據(jù)權(quán)利要求3-15所述的身體阻抗測量裝置，其特征在于所述開關(guān)(17)是MAXIM4564型。
17.根據(jù)權(quán)利要求1-16所述的身體阻抗測量裝置，其特征在于屬于所述第一和第二電極組的電極是標(biāo)準(zhǔn)ECG Ag/AgCI電極。
18.根據(jù)權(quán)利要求1-16所述的身體阻抗測量裝置，其特征在于屬于所述第一和第二電極組的電極是纖維電極。
19.根據(jù)權(quán)利要求1-18所述的身體阻抗測量裝置，其特征在于所述電極集成到可佩戴測量系統(tǒng)。
全文摘要
本發(fā)明涉及一種身體阻抗測量裝置，包括通過第一電極組向患者身體注入測試電流的裝置，讀取屬于第二電極組的兩個(gè)電極間電壓變化的裝置，其特征在于所述讀取電壓變化的裝置包括一個(gè)相干解調(diào)器。
文檔編號A61B5/053GK101018503SQ200580029900
公開日2007年8月15日 申請日期2005年9月6日 優(yōu)先權(quán)日2004年9月6日
發(fā)明者詹尼科拉·羅里加, 安德瑞·斯科扎利 申請人:斯瑪泰克斯(股份)責(zé)任有限公司