基于AD5933 的膀胱电阻抗测量系统∗

彭伟鸿，李 笑，李亚鹏

(广东工业大学机电工程学院，广东 广州 510006)

生物体在交流电的激发下会产生生物电阻抗，其值取决于生物组织组成、结构、健康状态和激励的电流频率等，能反映出生物体或其组成部分的生理状态和病理状态[3]。生物电阻抗分析技术是一种无损的检测方法，通过测量并分析特定频率的电流信号的生物电阻抗，可了解生物体组织的组织状态[4]。该项技术受到了国内外学者的青睐，常应用于人体成分分析、血容量诊断和呼吸监测中[3]。近年来，国内外学者开展了基于膀胱电阻抗评估膀胱尿容量的研究[5－8]。文献[9]设计了一种基于测量膀胱电阻抗的相位差异评估尿量的系统，但其构成复杂，操作难度大，便携性差。文献[10]设计了一种测量膀胱电阻抗估计尿量的设备，但其要求测量电极粘贴至体内，易引发感染。尽管国内外在应用膀胱电阻抗检测膀胱尿容量的研究上取得一定的进展，但研发的测量设备仍存在实现复杂度高、体积大和测量不持续等缺陷，难以满足经济、易操作和便携安全等临床应用要求。

本文设计一种基于AD5933 的膀胱电阻抗测量系统，利用控制芯片持续测量人体的膀胱电阻抗，通过分析所测量的膀胱电阻抗值评估人体膀胱尿容量。该系统由上位机控制下位机的输出电流频率和测量时间等参数，通过一对测量电极输出电流信号至人体的膀胱并测量电阻抗。实验结果验证了该系统能实现持续测量人体的膀胱电阻抗，精度可满足膀胱尿容量评估要求。

1 组成原理

生物体组织在不同频率的激励电流下展现不尽相同的电阻抗特性，Talibi[11]等提出了基于三元件的膀胱电阻抗等效模型，如图1 所示。该模型由展现膀胱壁细胞的细胞质特性的电容C1和电阻R2以及展现尿液及其他细胞细胞质特性的电阻R1构成，膀胱电阻抗可表示为:

图1 膀胱电阻抗等效模型

式中:j 为虚部单位；XC1为电容C1的容抗，XC1＝，ω为电流角频率。

膀胱尿液的导电性随膀胱的充盈发生变化。此前研究已经证明膀胱电阻抗和膀胱尿容量之间存在相近的关系，并根据实验结果提出两者之间成负线性关系[10，12－13]，两者之间的关系表示为:

式中:y为膀胱电阻抗；x为膀胱尿容量；b为补偿值，其大小因人而变化；m<0。

由式(1)和式(2)可看出，通过测量膀胱电阻抗可间接测量膀胱尿容量。根据上述原理，本文所设计的膀胱电阻抗测量系统如图2 所示，主要由上位机和下位机构成，下位机包括数据通信模块、阻抗测量模块和测量电极。上位机为计算机，用于设定测量参数和分析膀胱电阻抗。数据通信模块实现上位机与下位机的I2C 串口通信。上位机发送控制命令，经由数据通信模块传送至下位机；下位机将存储的测量数据通过数据通信模块传送至上位机。阻抗测量模块用于测量和计算膀胱电阻抗值，通过输送特定频率的电流至测量电极，实现膀胱电阻抗的测量、计算和存储。

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图2 膀胱电阻抗测量系统

膀胱电阻抗测量系统的测量流程为:在上位机设置特定电流频率的控制命令，数据通信模块将命令传送至阻抗测量模块，阻抗测量模块输送特定频率的电流至连接粘贴在皮肤表面的测量电极，阻抗测量模块控制测量并存储所测量的膀胱电阻抗，数据通信模块将测量结果传送至上位机，上位机分析膀胱电阻抗。

2 硬件实现

所设计的系统采用AD5933 芯片，其是一款由ADI 公司设计研发的高精度阻抗测量芯片，其内部集成数字信号电路、数模转化器(DAC)和12 位模数转化器(ADC)，内部数字信号电路含有频率发生器，可输送频率范围为1 kHz～100 kHz 的正弦信号，外加拓展电路后可测量100 Ω 至10 MΩ 的阻抗[14]。其功能原理如图3 所示，自动平衡电桥中使用运算放大器来控制输送频率，待测阻抗为:

图3 AD5933 功能原理图

式中:Rfb为反馈电阻；Vin为运算放大器的输入电压，即AD5933 内部数字电路产生的正弦信号；Vout为运算放大器的输出电压，即AD5933 内部ADC 的输入端。

根据AD5933 的功能结构，使用ADI 公司提供的评估套件EVAL－AD5933，在其基础上进行设计。图4 为下位机构成框图。

图4 下位机构成框图

数据通信模块通过USB 通信口可与AD5933 进行I2C 串行通信，上位机通过连接USB 接口与芯片通信，发送控制命令和读取片内寄存器的数据。上位机的USB 端口可为下位机电路供电，其中高精度线性稳压器ADP3303 用作AD5933 接口的板载通用串行总线控制器的电源。

阻抗测量模块以AD5933 芯片为核心，包括16 MHz 有源晶振、CMOS 运算放大电路、反馈电阻和调理电阻。16 MHz 有源晶振可提供典型频率为16.776 MHz 的内部时钟。CMOS 运算放大器AD8606设计为电压跟随器以消除AD5933 的输出阻抗对阻抗测量的影响，提高测量精度。反馈电阻Rfb和调理电阻R1是一对阻值相等的电阻，反馈电阻在运算放大电路充当反馈作用，调理电阻与待测阻抗串联以准确接收电路的阻抗。测量电极连接至测量端口，通过输送特定电流频率测量膀胱电阻抗。

下位机的测量板与测量电极如图5 所示，由数据通信模块和阻抗测量模块构成80 mm×80 mm 的测量板；测量电极为一对固态凝胶型心电电极，可粘贴至人体的下腹部，可实现膀胱电阻抗测量。

图5 测量板与测量电极

3 软件实现

该系统的上位机软件采用Labview 来实现，操作界面如图6 所示，主要功能包括初始化下位机、更改测量参数、接收数据并处理和显示测量结果并存储。其工作流程为:(1)系统初始化并设置下位机初始参数，系统初始化主要完成I2C 接口、USB 接口初始化；用户可通过操作界面选择下位机振荡方式，接着设置起始频率、频率增量和增量个数，之后选择下位机的输出激励电压、PGA 增益和增益电路，完成对下位机初始参数的设置。(2)计算增益系数并校正，增益系数与调理电阻R1、激励电压、频率等参数有关，为提高测量精度，需按实际情况选择PGA增益方式、电路及校正方式，选择与待测阻抗值相近的调理电阻R1；计算好增益系数后测量已知的电阻并查看结果，校正增益系数。(3)测量膀胱电阻抗并存储测量结果，测量过程中膀胱电阻抗的阻抗值和相位值会在操作界面中实时显示，测量完成后软件会自动提醒用户测量完成并保存测量结果在电脑硬盘中。

图6 上位机软件操作界面图

膀胱电阻抗测量流程如图7 所示，首先设置初始参数并等待上位机响应，接着校正增益系数。校正增益系数的方法是取已知阻抗值的阻抗，然后计算出增益系数，接着输送频率扫描已知阻抗，查看所测量的阻抗值与真实值之间是否匹配，若匹配，则增益系数完成校正。校正好增益系数后，开始对膀胱进行阻抗测量，在每一个频率点上读取测量所得的R、I值，计算幅值M，接着根据所得数据进行阻抗计算，检查对膀胱的频率扫描是否完成，最后检查测量是否完成，完成后将测量结果传送至上位机，程序返回，否则，继续测量膀胱电阻抗。

图7 膀胱电阻抗测量流程图

所设计的软件可实现阻抗的计算。下位机在各个扫描频率点上返回待测阻抗Zω的实部值R、虚部值I，其阻抗幅度M和相位θ的计算表达式为:

在计算阻抗值Z前，必须计算出增益系数，其可在系统校正期间使用接在Vout和Vin引脚之间的已知阻抗Zknown计算得到，增益系数为:

式中:Mjz为已知阻抗在各个频率扫描的幅度。

在计算出幅度和增益系数后，阻抗值为:

从式(4)和(7)可以看出，增益系数直接影响阻抗测量的精度，且随着阻抗和频率的变化而变化，但由于AD5933 频率响应是有限的，因而特定的增益系数使用的阻抗范围和频率范围较窄。因此，这种变化会导致阻抗计算存在误差，为尽量减少该误差，频率扫描应局限于尽可能小的频率范围，且选择合适的校正方式校正增益系数。

4 实验验证

为了验证膀胱电阻抗测量系统的可行性，本文进行了一组模拟实验和4 组人体实验，测量电极布置示意图如图8 所示。

图8 模拟实验和人体实验的测量电极布置示意图

模拟实验:使用包裹容量为400 mL 的薄膜注射袋作为人体模拟膀胱；为了模拟人体皮肤的特性，在电极粘贴处贴有铜膜。实验开始，以1 mL/s 的速度往模拟膀胱注入密度为0.9 mg/mL 的生理盐水，并同时使用测量系统每秒对其进行一次频率扫描，测量其电阻抗。注入300 mL 生理盐水后停止，保存测量数据；之后以1 mL/s 的速度排空模拟膀胱，并测量其每秒的电阻抗。

人体实验:随机选取实验室4 名试验者，分别采用所设计的测量系统和精密电阻抗仪器(PRECISION IMPEDANCE ANALYZER 6500B，WAYNE KERR ELECTRONICS，UK)对试验者的膀胱电阻抗进行测量。实验步骤如下:(1)将测量电极一端粘贴在试验者下腹部，距离肚脐下方10 cm处，测量电极对称分布在肚脐中线，粘贴距离肚脐中线5 cm 处的位置。(2)试验者排空膀胱后一次性喝完700 mL 的饮用水，在指定位置保持坐姿，然后通过上位机控制下位机测量膀胱电阻抗。下位机每分钟进行一次频率扫描，其输送至电极的电流频率为50 kHz[15]，测量出每分钟的膀胱电阻抗。(3)测量持续到试验者有强烈排尿的意愿，结束测量，此时试验者的膀胱处于充盈状态，之后在5 min 内排空膀胱[16]。

图9 为模拟实验所测量的模拟膀胱的电阻抗随其容量变化的曲线图，可见在注入和排空生理盐水的测量中模拟膀胱的电阻抗和容量间呈近似的负线性关系。

图9 模拟膀胱的电阻抗－容量变化曲线图

图10 为4 名试验者的膀胱电阻抗随时间变化的曲线图，分别采用所设计的测量系统和精密电阻抗测量仪器测量，两者所测量的电阻抗随时间呈现逐渐下降的趋势，这种变化趋势与尿动力学研究相吻合[17]。在膀胱储尿过程中，尿液的导电性逐渐变大，使得所测量的膀胱电阻抗随之逐渐减小，反映出膀胱逐渐充盈。

图10 试验者的膀胱电阻抗－时间变化曲线图

表1 为采用所设计系统与精密电阻抗仪器测得的膀胱电阻抗值之间的均方根误差(RMSE)，其范围在5.259 8 Ω～9.398 9 Ω。对于通过膀胱电阻抗的趋势来评估膀胱尿容量的变化，所设计的测量系统精度可满足测量要求。从模拟与人体实验结果可看出，通过测量人体的电阻抗可间接获得膀胱尿液容量。

表1 所测量膀胱电阻抗的均方根误差

5 结论

设计了一种基于AD5933 的膀胱电阻抗测量系统，并通过模拟与人体实验进行了验证。实验结果表明了所设计的膀胱电阻抗测量系统组成和测量原理可行，结构紧凑，操作简便，精度可满足膀胱尿容量评估要求，对设计开发新型的便携式膀胱尿容量无损检测系统具有指导和借鉴作用。进一步的研究将集中在设备的微型化和无线通讯方面。