李章勇，苌飞霸，任超世，陈小波，冷 锐，王 伟，赵德春，梁晓燕

(重庆邮电大学生物信息学院，重庆 40065)

随着社会经济的快速发展和人们生活水平的不断提高，肥胖人群越来越普遍。脂肪的积累可以诱发多种疾病。例如非胰岛素依赖性糖尿病、胆囊疾病、冠心病、高血压等。目前测量人体脂肪总量的方法有水下称重法［1］、人体测量法、总体水法、总体钾法［2］、全身水量测定法、密度测定法和全身水量测定法的结合、超声检测、核磁共振、X射线成像［3］及CT［4］、光子吸收法，中子活化分析等。然而这些测量方法或者设备昂贵，或者操作复杂，或者精确度不高，且有些测试方法在测试过程中对人体有一定的辐射或者需要其它特殊的要求，因此仅适用于实验研究，限制其大范围应用。生物电阻抗频谱BIS提供了一种相对比较简便的测量人体成分的方法［5－8］，其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，具有无创、无害、廉价、操作简单和功能信息丰富的特点，而且测量结果准确、测量可重复性高等优点［9－10］。

腹部脂肪含量是反应人体脂肪分布的重要形式，但是传统的腹部脂肪测量系统最容易出现的错误是用人体的体重减去人体的非脂肪含量。另一方面，已有的人体脂肪仪中大部分只能测量人体总的脂肪含量，不能测量分段脂肪含量以及脂肪分布情况。然而人体的躯干阻抗只占全身阻抗的5%～10%［11－13］，所以全身的阻抗测量系统只能反映出人体躯干阻抗的很少信息［14］。同时，由于人体的腹部脂肪按深度可以分为皮下脂肪SFA和内脏脂肪VFA［15］。而内脏脂肪的积累具有更大的危害性［16］，所以测量人体腹部内脏脂肪的含量具有重要的意义。测量内脏脂肪时却无法避免皮下脂肪的干扰，所以选择最佳的电极相对的固定位置及合适的测量方案，可以最大限度的避免皮下脂肪的干扰。

本文中设计了一种基于四电极生物电阻抗原理的人体腹部脂肪测试仪，由于四电极测量系统减少了皮肤阻抗和电极因极化作用而产生的阻抗对整个测量系统的影响，从而提高了整体测量系统的准确度与精确度。同时由于人体组织的电阻抗特性和生物电阻抗法方法的频散理论及Cole－Cole模型，所以本测量系统中程控信号发生器采用8个频率点的正弦信号，信号经过电压转电流源转换为500 μА的恒定电流，并通过电流激励电极依次注入人体腹部；电压测量电极采集人体腹部之间的交流电压信号和一个由参考电阻Rs产生的参考电压，经放大之后一起送到幅度相位检测器单元。最终BIS测量采用四电极测量法如图1所示。

本测量系统中的电极采用采用4个针状银/氯化银电极平行排列，然后安置于电极带，固定与人体的肚脐水平部位。这样可以达到可穿戴式监护的需要［17－18］，从而为被测量者提供一种低生理、心理负荷的测量环境，更加保证了测量的准确性。其中电流激励电极(HC、LC)间距为24 cm，将恒定的交变电流引入人体的腹部，电压测量电极(HV、LV)介于两激励电极之间，间距为14 cm，此时测的为腹部皮下脂肪所对应的电阻抗信息为ZSFA。接着电极间的距离调整为激励电极的间距为30 cm，而电压测量电极的距离为10 cm。激励电极和测量电极之间的距离为10 cm。此时测量得到的是皮下脂肪和内脏脂肪所对应的电阻抗信息为ZVFA+SFA。我们认为人体腹部的电阻抗模型为VFA和SFA的并联电阻抗模型。所以我们可以计算在每个频率下的内脏脂肪所对应的电阻抗为

由此，我们可以通过本测量系统测量得到腹部相应脂肪深度的电阻抗信息。

图1 腹部脂肪检测的四电极测量系统

1 腹部脂肪检测系统的总体设计

腹部脂肪检测装置的硬件框图如图2所示。该系统主要由正弦波信号发生器、稳恒电流源、幅度相位检测器单元、人机交互界面、电源管理模块、微处理器系统等组成。

图2 腹部脂肪检测装置的硬件框图

本系统中程控正弦波发生器产生8个频率点的正弦信号，信号经过电压转电流源转换为500 μА的恒定电流，并通过电流激励电极依次注入人体腹部，电压测量电极采集人体腹部之间的交流电压信号和一个由参考电阻Rs产生的参考电压，经放大之后一起送到幅度相位检测器单元。幅度相位检测器单元以直流电压形式输出这两个交变电压的幅度比和相位差，再经微处理器msp430f149内置的A/D转换接口进行模数转换同时对数据进行处理和分析，测量结果和分析报告送到LCD显示或者通过USB送到PC机。

2 检测系统的各个设模块设计分析

2.1 程控信号发生器模块

本测量系统的程控信号发生器模块基于集成函数发生器MAX038设计而成，主要由主控制器MSP430F149、函数发生器MAX038、数字控制模拟电子开关CD4051、电容网络、低通滤波器电压放大器、电压电流转换单元构成，其整体结构框图如图3所示。

图3 程控信号发生器模块

为简化系统设计，MAX038引脚DADJ接地，引脚A1固定为高电平，从而只能输出占空比固定为50%的正弦波信号。MAX038的输出频率fo由VIN，FADJ端电压和内部主振荡器的引脚COSC的外接电容器Cf三者共同确定。

其中VIN为MAX038内部2.5 V的基准电压，Rin为固定值的外接电阻。所以通过微控制器控制数字控制模拟电子开关CD4501与8个不同电容值的电容连接，从而实现信号频率范围从5 kHz到1 MHz(5 kHz、25 kHz、50 kHz、100 kHz、250 kHz、500 kHz、800 kHz、1 000 kHz)8个频率点之间相互转换。为了得到更大的驱动能力与滤除高频干扰，信号波形从MAX038的OUT端输出后，可使其通过一个2 MHz的LC低通滤波电路，并经过AD810进行电压放大。

2.2 基于改进型豪兰德电压电流转换单元

由于本测量系统采用的是电流激励电压测量，所以需要将信号发生器产生的电压信号转变为电流信号。图4所示为电压电流转换电路。该电路在豪兰德电路的基础上加了一个反馈电阻R2，进一步减少负载的变化对电流源的影响，提高了电流源输出阻抗。

当电路中各参数满足

图4 基于改进型豪兰德电路的电压电流转换单元

得输出电流IO

通过式(4)可以看出输出电流的大小只与信号的电压以及外接电阻R3和R4得大小有关，而与负载RO无关。

2.3 幅度相位检测模块

本测量系统的幅度相位检测模块由幅度相位检测器、运放电路和一个无感的标定纯电阻Rs组成，其结构如图 5 所示［19－20］。

图5 幅度相位检测模块

信号发生器产生的激励电流IO通过电流激励电极(HC、LC)，依次注入人体的腹部和一个位于激励电极LC与地间的标定电阻Rs。电压测量电极(HV、LV)上得到腹部的测量电压为Vz，参考电阻Rs的参考电压Vs。其中Rs是无感的纯电阻，这样Vs的相位和激励电流IO的相位是等相位的.电压Vz、Vs同时经过两个具有相同的放大倍数的高输入阻抗放大器IA1、IA2进行放大之后得到电压VAS、VAZ。电压VAS、VAZ分别送入幅度相位检测器AD8302的输入端，AD8302以电压的形式输出与幅度比和相位差成比例的直流电压VMAG、VPHS，

式中K1、K2是比例系数，其中K1=30 mV/dB(600 mV/decade)，K2=－10 mV/degree。幅度相位检测器在每个激励频率下输出的电压信号VMAG、VPHS送入微处理器进行A/D采样和处理。因此，腹部复阻抗ZX可以表示为:

其中

3 总结

本文首先介绍了生物组织的电阻抗特性，人体的腹部脂肪深度与腹部的电阻抗的关系。在此基础上，设计了基于四电极的便携式阻抗测量仪，并对主要功能的实现做了具体介绍。该系统中的程控信号发生器单元中输出的恒流源信号频率纯粹、输出阻抗高如图6，而且很大程度上避免了杂散电容的影响，所以进一步提高了生物电阻抗法测量系统的测量频率适用范围，幅度相位检测单元利用了AD8302内部集成测量幅度和相位的性能，大大简化了幅度相位检测系统的电路设计，并且提高了测量精度。实测表明如图7，本系统具有足够的精度，重复性好。所以对于传统的借助于生物电阻抗法测量腹部脂肪的阻抗频谱测量系统具有重要的借鉴意义。

图6 电压电流转换单元在测量频率范围内的输出阻抗

图7 生物电阻抗法测的SFA、VFA

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