一种生物电阻抗测量方法及测量装置的制作方法

专利名称：：一种生物电阻抗测量方法及测量装置的制作方法
技术领域：
：本发明涉及生物电阻抗检测领域，特别是涉及一种生物电阻抗测量的方法及装置。
背景技术：
：生物电阻抗测量是一种利用生物组织与器官的电特性及其变化规律来提取与生理、病理状况相关的生物医学信息的检测技术，采用生物电阻抗测量方法可以无创、高灵敏、准确地提取相应的电特性及其变化信息。可以用于对生物的各种电参量的测量与监视，例如心电图术、生物阻抗测量、脑电图术等等，包括在生物体上放置电极，然后在电刺激进行期间或随后的时间内测量电信号。对生物体来说，由于细胞种类、排列的疏密、细胞间质及细胞膜通透性的异同，不同组织、甚至于同种组织的不同方向及状态所表现出的阻抗特性都有可能不同；另一方面由于组织的生理或病理改变必然会影响到细胞膜的通透性和细胞间质的电解浓度等变化，从而影响其组织的频率特性能。阻抗成像的基本原理是通过被成像目标周围的电极注入交变电流，并同步测量边界上的电压、采用多驱动电极和测量电极结构实现四电极阻抗测量，利用图像重构法对相敏调技术得到的变换阻抗数据进行重构，形成阻抗断层图像。通过生物电阻抗测量得到的特征数据可以用来^r测某些生物体组织的生理功能变化引起的组织阻抗的变化，例如，组织充血和放电等，或某些组织病理改变引起的组织阻抗的变化，例如癌变等，将这些信息在电阻抗断层成像(electricalimpedancetomography,EIT)图像中体现出来，可以提供给相关人员用于病理检测、判断和其它用途。这种技术无创无害，测量简便，在对于患者长期的图像监护这方面具有广泛的应用前景，这些是目前多数临床成像手段难以做到的；同时该技术造价低、费用低的特点也非常适合进行广泛的医疗普查。现有的生物阻抗测量仪大都采用简单的电阻模型，例如临床采用的无创阻抗法输出量测量仪器等，使用局限性大，只能用于人体特定部位。生物组织多频阻抗测量仪器目前还没有实用化仪器。另外已有的处于研制实验阶段的仪器设计方案较复杂，性能简单，采用的算法和实现的功能十分简单，成本高，且不具备阻抗模型参数提取分析功能，不能长时间在体监测生物体阻抗模型参数等。此外，测量采用的硬件部分在测量过程中会产生误差和干扰，如电极粘贴引起的接触电阻产生的表面电位信号误差，各种仪器工作时产生的干扰信号等，会导致进行电阻抗计算所利用的电信号纯净度不够，即不能准确反映待测区域的阻抗分布，导致成像精度的不理想，无法准确真实地反映体内病情变化。
发明内容本发明所要解决的技术问题是提供一种生物电阻抗测量方法，以使得在测量时可以去除被测信号的干扰信号，为生物电阻抗计算提供纯净的信号，采用简单、高速的算法获得精度较高的生物电阻抗特征参数，从而获得精确的图像信息。本发明的另一个目的是将上述构思应用于具体的临床应用环境中，提供一种生物电阻抗测量装置，使用该装置可以获取精度较高的生物电阻抗特征参数，并精确成像，提供给医生或相关人员显示，从而保证该方法在临床的实现和应用。为解决上述技术问题，本发明提供了一种生物电阻抗测量方法，所述方法包括步骤恒流输出预设频率的正弦波激励信号至设置在待测区域的测量电极，对待测区域进行激励；获取并放大经过待测区域的模拟信号；对所述模拟信号进行模-数转换；在一个模-数转换周期内提取多个数字信号，并通过傅立叶快速变换算法计算所述多个数字信号对应的一组阻抗值；重复上述步骤计算预设频率范围内不同频率点的阻抗值，形成阻抗频率根据所述阻抗频率图通过拟合圆的方法计算该时间点所述待测区域的特征参数。优选的，所述预设频率的范围为lhz—300khz。优选的，在一个模-数转换周期内至少提取2000个数字信号。优选的，所述的方法还包括步骤分时革1获取所述待测区域的特征参数，形成特征参数趋势图。优选的，所述的方法在获取并放大经过待测区域的模拟信号之前，还包括步骤对所述模拟信号进行限压限流预处理；所述限压限流预处理的方法具体为分别检测出所述模拟信号的电流值和电压值，当检测所述电流值或电压值超出预设阈值时，断开连接。优选的，所述获取并放大经过待测区域的模拟信号步骤包括将第一高阻放大器与所述待测区域的串联线路上的标准取样电阻并联设置，以获取所述待测区域串联线路上的电流信号，所述高阻放大器的阻抗至少为所述取样电阻的阻抗的106倍；将第二高阻放大器与设置在所述待测区域两側的第一测量电极和第二测量电极相连，以获取所述待测区域的电压信号。优选的，所述的方法在将所述模拟信号进行模-数转换之后，还包括步骤当所述经过模-数转换后的电流信号和电压信号的数值不在预设范围之内时，调整所述第一高阻放大器和第二高阻放大器的增益。优选的，所述阻抗值包括实部和虚部；所述特征参数包括特征频率和特征阻抗。优选的，所述待测区域为人体脑部，所述趋势图为脑水肿状态趋势图。优选的，所述预设频率的范围为10hz—100khz。优选的，所述测量电极包括粘性基底层、导电粘合剂层、接扣件以及衬垫层；所述导电粘合剂层、粘性基底层和村垫层依次连接，所述接扣件为偏心设计，所述导电粘合剂层为圆柱体形，所述接扣件与所述导电粘合剂层电连接；所述测量电极的导电粘合剂中丙烯酸的含量为5%,导电粘合剂层的直径为18mm，完全粘附于待测区域。本发明还公开了一种生物电阻抗测量装置，所述装置包括激励单元，用于恒流输出预设频率的正弦波激励信号至设置在待测区域的测量电极，对待测区域进行激励；高阻放大器，用于获取并放大经过待测区域的模拟信号；模-数转换单元，用于对所迷模拟信号进行模-数转换；快速傅立叶处理单元，用于在一个模-数转换周期内提取多个数字信号，并通过傅立叶快速变换算法计算所述多个数字信号对应的一组阻抗值；图例单元，用于重复上述步骤计算预设频率点范围内不同频率的阻抗值，形成阻抗频率计算单元，用于根据所述阻抗频率图通过拟合圓的方法计算该时间点所述待测区域的特征参数。优选的，所述激励单元预设频率的范围为lhz—300khz。优选的，在一个模-数转换周期内至少提取2000个数字信号。优选的，所述的装置，还包括趋势图形成单元，分时段获取所述待测区域的特征参数，形成特征参数趋势图。优选的，所述的装置，还包括预处理单元，用于当检测到所述电流信号和电压信号的数值大于预设阈值时，进行断电保护。优选的，所述高阻放大器包括第一高阻放大器，包括两个输入端和一个输出端，所述两个输入端分别与所述取样电阻的两端相连，用于获取并放大经过所述标准取样电阻的电流信号；第二高阻;改大器，包括两个输入端和一个输出端，所述两个输入端分别与设置在待测区域两侧的第一测试电极和第二测试电极相连，用于获取并放大所述待测区域两侧的电压信号；优选的，所述第一高阻放大器和第二高阻放大器的输入阻抗至少为109欧姆。优选的，所述的装置，还包括增益调节单元，与所述高阻放大器相连，用于当所述经过模-数转换后的电流信号和电压信号的数值不在预设范围之内时，调整所述第一高阻放大器和第二高阻放大器的增益。与现有技术相比，本发明具有以下优点1、通过设置高阻放大器和增益调节，采用傅立叶快速变换算法对电流信号和电压信号进行过滤处理，有效屏蔽了直流分量、高频/低频噪声和其它干扰信号，为最后的生物电阻抗的计算提供纯净的信号；2、通过傅立叶快速变换算法计算一个频率上多个数字信号对应的一组阻抗值，测量精度较高，误差小，并且有效降低了电路成本；3、采用生物电阻抗专用电极，有效避免了硬件误差，减少了接触阻抗，进一步保证了测量的精度；4、通过拟合圆的方法获得特征参数，算法简单，结果精确；5、通过设置不同的频率和参数，本发明可以适用于生物体任何部位的监测。图1是本发明一种生物电阻抗测量方法的流程图2是本发明获取并放大所述模拟信号的电路结构图3是本发明使用的测量电极的结构图4是本发明一种实施例测量脑水肿的特征参数的流程图5是本发明一种实施例中形成阻抗频率图的示意图6是本发明采用拟合圓的方法进行特征参数计算的示意图7是本发明的一种实施例中形成特征参数趋势图的示意图8是本发明的一种实施例通过注入不同体积、不同种类的试液至生物组织后阻抗特征参数变化状况示意图9是本发明的一种生物电阻抗测量系统的结构图。具体实施例方式为使本发明的上述目的、特征和优点能够更加明显易懂，下面结合附图和具体实施方式对本发明作进一步详细的说明。参照图1，是本发明一种生物电阻抗测量方法的流程图，包括以下步骤步骤101:恒流输出预设频率的正弦波激励信号至设置在待测区域的测量电极，对待测区域进行激励；步骤102:获取并放大经过待测区域的模拟信号；步骤103:对所述模拟信号进行模-数转换；步骤104:在一个模-数转换周期内提取多个数字信号，并通过傅立叶快速变换算法计算所述多个数字信号对应的一组阻抗值；步骤105:重复上述步骤计算预设频率范围内不同频率点的阻抗值，形成阻抗频率步骤106:根据所述阻抗频率图通过拟合圆的方法计算该时间点所述待测区域的特征参数。为了防止在测量过程中，发生短路现象致使电流过大而致使人体受到伤害，或使参与测量的各个硬件设备遭到损坏，在获取并放大经过待测区域的模拟信号之前，本发明还可以包括步骤107:对所述模拟信号进行限压限流预处理。优选的是，所述限压限流预处理的方法为分别检测出所述模拟信号的电流值和电压值，当检测所述电流值或电压值超出预设阈值时，断开连接。其中，所述预设阈值可根据人体的安全电压或电流标准和各个硬件设备的承受能力标准进行设置。优选的是，本发明采用DDS技术恒流输出正弦波激励信号。DDS的工作原理实际上是一参考时钟对相位进行可控间隔的采样。参考时钟一般是一个高稳定的晶体振荡器，其输出信号用于DDS中各部件同步工作。相位累加器是实现DDS的核心，它在每一个时钟上升沿与频率控制字k累加一次，当累加器计数大于(L为相位累加器的L个LSB相位值)时，相位累加器相当于做一次模余运算。正弦查询表在每个时钟周期内，根据送给ROM的地址(相位累加器的m个MSB相位值)取出ROM中已存储与地址相对应的正弦幅值，最后将该值送给DAC和LPF实现量化幅值到一个纯净的正弦信号间的转换。采用DDS的优点是可以直接方便地产生任意频率、频率稳定性好、转换时间短、频率分辨率高、改变幅度容易、使用灵活方便。当然，使用现有技术中的其它方法恒流输出预置频率的正弦波信号也是可行的，本领域技术人员根据需要选择即可，本发明对此不需要进行限定。为了避免频率过高引起的高频，以及可能形成空间的电磁信号发射，使频率低端不够低的情况，例如，当频率大于1000Hz时，就有可能损失低频信号可能带来的有用信息。在这种情况下，将预设频率的范围控制在lhz-300khz之间可以尽可能避免这种误差，从而准确获取待测区域的模拟信号。在基于上述预设频率范围内，获取并放大经过待测区域的模拟信号步骤102还可以包括以下子步骤子步骤1021:将第一高阻放大器与所述待测区域的串联线路上的标准取样电阻并联设置，以获取所述待测区域串联线路上的电流信号，所述高阻放大器的阻抗至少为所述取样电阻的阻抗的106倍；子步骤1022:将第二高阻放大器与设置在所述待测区域两側的第一测量电极和第二测量电极相连，以获取所述待测区域的电压信号。为使本领域技术人员更好地理解本发明，以下将结合图2，对本发明获取并放大所述模拟信号的原理进行详细说明。参考图2，信号源01用于产生频率为lhz-300khz的正弦波扫频激励信号，恒定输出所述激励信号至待测区域，对待测区域进行激励；在此过程中，激励信号经过标准取样电阻到达第三测量电极03;第一测量电极04、第二测量电极05设置于待测区域的两侧；第一高阻放大器07的输入端071、输入端072分别与所述标准取样电阻的两端相连，第二高阻放大器08的输入端081、输入端082分别与第一测量电极04和第二测量电极05相连；所述第一测量电极04、第二测量电才及05、第三测量电极03以及电源接地极06与待测区域接触产生接触电阻031、接触电阻041、4妄触电阻051以及4妄触电阻061。所述第一高阻放大器、第二高阻放大器的输入阻抗均在109欧姆以上，而标准取样电阻02、接触电阻041、接触电阻051以及接触电阻061的阻抗数量级均是欧姆级的，为10~103欧姆，并且所述标准取样电阻02设置在待测区域的串连线路上；因此，信号源01恒流输送过来的正弦波电流信号全部通过所述标准取样电阻02后全部通过接触电阻031进入待测区域，接触电阻041和接触电阻051上几乎不存在电流，即几乎不产生压降；进而，第一高阻放大器07能够准确获取标准取样电阻02上的电流信号也即是测待测区域10上的电流值并将其按照预设的放大倍数进行放大，第二高阻放大器08能够准确获取所述待测区域10的电压值并将其按照预设的放大倍数进行放大。在这种情况下，所述第一高阻放大器200和第二高阻放大器300能获取反映待测区域阻抗10的纯净的模拟信号，所谓纯净，即是干扰信号较少；由此减少了测量电极产生的接触电阻对信号造成的误差，提高阻抗测量精度。以上所述第一高阻放大器和第二高阻放大器可以由一个高阻抗电阻和一个普通放大器代替，所述高阻抗电阻的阻抗可以为所述标准取样电阻的阻抗的107倍以上。为了避免测量采用的硬件部分在测量过程中会产生误差和干扰，特别是由于电极粘贴引起的接触电阻产生的表面电位信号误差，所以本发明所使用的测量电极不同于现有技术中使用的心电电极，而是一种专用于生物电阻抗测量的电极。参考图3，是本发明所使用的生物电阻抗测量电极的结构图，可以看出，本发明所使用的测量电极包括粘性基底层301、导电粘合剂层302、接扣件303以及衬垫层304;所述导电粘合剂层302、粘性基底层301和衬垫层304依次连接。优选的是，所述导电粘合剂层302、粘性基底层301和衬垫层304的面积依次增大。更为优选的是，该测量电极的衬垫层304覆盖所述粘性基底层301的外表面，并超出所述粘性基底层301的周边部分，该衬垫层304也具有与皮肤粘性接触的粘性粘合面，用以加强本发明的电极对皮肤的粘附力。由于电极在粘附皮肤时，衬垫层因为皮肤分泌的水分而导致粘附力降低，因此本发明的衬垫层304优选为无纺布。并且，所述测量电极的粘性基底层301的内表面连接导电粘合剂层302，所述导电粘合剂层作为电极与皮肤之间的电界面，其外表面直接与皮肤接触，用于获取待测区域的反映电位。为了保证导电粘合剂层上各个部分导电性能的一致性，所述导电粘合剂层302设计为圓柱体形这种稳定形状，从而保证通过所述导电粘合剂层获取到待测区域体表接触面上的反映电位是准确并且稳定的。此外，所述测量电极的导电粘合剂层的直径优选为大于或等于16mm,—个较好的结杲是，其直径为18mm。在这种情况下，本发明可以获得准确度较高的生物电阻抗测量值。并且，所述导电粘合剂层302中丙烯酸的含量为12%—18%时性能良好，在丙烯酸含量为15%时导电粘合剂层的性能最佳。在临床应用上，为了将所述导电粘合剂层获取的反映电位传输给生物电阻抗测量仪器，需要将电极通过接扣件与测量仪器的导线相连接来实现，显而易见，所述接扣件的连接是电连接的，用于传导电特性。在这种情况下，所述测量电极的接扣件303由导电金属制成，通过导电层305与所述导电粘合剂层302电连接，为了进一步避免由于被测体运动对生物电阻抗测量时的干扰，所述接扣件303采用偏心设计，相比现有技术的中心设计，此种偏心设计可以有效提高测量值的准确性。使用本发明的测量电极获取的测量值具有较高的准确性与可重复性，例如，在40khz的频率下，所述电才及的交流阻抗/f直不大于30欧姆，每两对电极对之间的交流阻抗值差值为不大于3欧姆。为了实现生物电阻抗的计算，需要将所述经过放大处理的每个频率点的电流值和电压值并行进行模-数转换，由模拟信号转换为数字信号。公知的是，模拟信号经过采样和量化两个步骤才变成数字信号，采样是指用每隔一定时间的信号样值序列来代替原来在时间上连续的信号，也就是在时间上将模拟信号离散化；量化是用有限个幅度值近似原来连续变化的幅度值，把模拟信号的连续幅度变为有限数量的有一定间隔的离散值。需要注意的是，所述模-数转换的频率为大于或等于所述频率点的频率的2倍，对于频率为10hz的经过放大处理的电流值和电压值，所述模-数转换的频率至少为20hz。由此形成多列信号，每列信号对应一个频率点。由于对应不同的频率，待测区域的阻抗对应不同的频率必然是不同的阻抗，在低频段的数值和高频段的数值在范围上有很大的区别，例如，在频率为lhz时的阻抗与频率为300khz时的阻抗肯定存在很大区别，在高频段时可能是几百欧姆，在低频段则可能达到上万欧姆，如此大的变动范围会给信号测量造成干扰，因此，本发明还包括步骤108:当所述经过模-数转换后的电流信号和电压信号的数值不在预设范围之内时，调整所述第一高阻放大器和第二高阻放大器的增益。通过将所述第一高阻放大器和第二高阻放大器的增益(放大倍数)划分为l、2、4、8、10、20、40、80等8个增益档位，并根据多次试验得出的进行模-数转换的最好范围，并据此设置经验阈值(0.5x量程0.8x量程，所述范围为根据工作人员经过多次试验得出的，是进行模-数转换最好的数值范围)，所述量程也即是增益档位。在模-数转换周期内对于数字信号的提取需要根据不同的频率，调整模-数转换的时间，确保一次提取的点能够覆盖两个以上的恒流输出信号周期。优选的是，在一个模-数转换周期内提取至少2000个数字信号，用以充分保证电阻抗测量的精度。对所述至少2000个数字信号运用傅立叶快速变换算法进行频语分析。具体为，将所述多个数字信号分解成分立的频率分量，获得频谙分布图，计算得到频域信号的频谱，然后在f0的+/-10%范围内搜寻最大能量语的频率点上电压信号和电流信号分量，例如，对应输出频率为fO的电流值和电压值，可以设置一个窗口函数获取[(fO-f010。/。)-(fO+f010。/。)]范围内的信号，通过计算两个分量的比值即可得出交流阻抗的模值。需要说明的是，选择在上述范围内搜寻信号还可以避免工频干扰，因为如果存在工频干扰，其能量强度有可能大于信号频率处的能量强度，所以如果不在此范围内进行限制，系统可能将工频频率作为信号频率检出，从而产生误差。同时，在傅立叶快速变换中也得出了所述电压信号和电流信号的相位差，根据所述模值和相位差即可在复平面上计算出某个频率的阻抗值，即该频率的实部和虛部。在阻抗频率图中，所述频率、实部和虚部就构成了频谱上的一个点。按照上述方法计算预设频率范围内的不同频率点的阻抗值，就可以形成阻抗频率图。在以往的测量中，一^殳采用有效值;险测电压和电流，从而不可避免地将其它频点的电压和电流引入有效值，并且在因为在测量过程中的硬件设备不可避免的会产生其它频段的电压和电流值，由于这些产生的其它频点的电流值和电压值的掺杂，最终提供给阻抗计算单元的信号肯定不止lhz-300khz频率范围的信号，必然引起最终计算结果的不准确。在这种情况下，还可以采用傅立叶快速变换通过软件的方式将一个测量波形分成标准的多次谐波，形成谐波频谙，并根据输出频率和预设的能量阈值过滤删除其它频率的电信号能量值大于或小于预设阈值的电信号，将真正对应输出频率的被测信号提取出来，由此提高信号的纯净度。由上可知，本发明釆用傅立叶快速变换算法不仅可以进行频镨分析，计算出阻抗值，还可以过滤电信号。在实际应用中，由于测量频率有限，必须根据有限测量数据依靠算法求取生物组织的阻抗模型参数。现有算法存在明显缺点，例如有的用三个频率点近似计算血液电阻抗模型，这种近似计算的精度低，误差大。现有技术中还有采用最小二乘圆拟合法提取离体组织模型的特征参数等，但是这种方法存在迭代次数大，需要经过几百或上千次迭代计算，并且拟合精度不高，其初始值选取影响迭代收敛性，导致运算速度慢。利用这种算法进行测量的缺点是速度慢、精度低。本发明在此基于上述得到的阻抗频率图，采用拟合圆的方法提出所述待测区域的特征参数，其中，所述特征参数是指特征频率和特征阻抗。下文中将对这种算法进行详细说明。为了使获得的特征参数具有临床判断的价值，本发明的方法还可以包括步骤109:分时段获取所述待测区域的特征参数，形成特征参数趋势图。在临床应用中，可以通过患者在不同时间点的特征频率和特征阻抗形成的特征阻抗随时间变化的趋势图，以作为临床评价的指标。由于脑水肿是脑组织对不同病因的病理反应，正确及时评价脑水肿的性质和演变过程，是关系许多危重病人诊断和治疗成败的关键，因而本发明的一种应用方向是对脑水肿状态的监测。为了使本领域技术人员更好地理解本发明，本发明将以对测量脑水肿的特征参数为例进一步说明本发明。参照图4,本发明的一种实施方式测量脑水肿的特征参数的流程图，包括以下步骤步骤401、在人体脑部附加测量电极；所述测量电极优选为上述生物电阻4元测量电才及；步骤402、恒流输出频率为10hz-100khz范围内的正弦波激励信号至所述电极，对人体脑部进行激励；在本实施例中，采用DDS技术产生正弦波激励信号，使用该技术计算波形^公^为/(0=0.1xsin(2x;rx/x需要说明的是，在进行脑水肿状态观察时，设置频率在10hz—100khz的范围内可以避免高频误差，同时又不会损失低频信号可能带来的有用信息，所表现出来的特征参数是最有代表性的。步骤403、分别检测模拟信号的电流值和电压值，如果检测出所述电流值或电压值超出预设阈值，断开连接。否则，进行步骤404;本步骤是为了防止在测量过程中，发生短路现象致使电流过大而致使人体受到伤害和参与测量的各个硬件设备遭到损坏，所述预设阈值是可以根据人体的安全电压或电流标准和各个硬件设备的承受能力标准进行设置的，本领技术人员按照检测需求自行设置即可。步骤404、获取并放大经过人体脑部的模拟信号；为了获得较高的阻抗测量精度，避免接触阻抗造成的误差，本步骤通过以下子步骤完成子步骤4041:利用第一高阻放大器获取并放大设置在人体脑部的串联线路上的标准取样电阻上的电流信号，所述高阻放大器的阻抗至少为所述取样电阻的阻抗的106倍；子步骤4042:利用第二高阻放大器获取并放大设置在人体脑部的两侧的第一测量电极和第二测量电极的电压信号。作为另一个实施例，以上所述第一高阻放大器和第二高阻放大器可以由一个高阻抗电阻和一个普通放大器代替，所述高阻抗电阻的阻抗可以为所述标准取样电阻的阻抗的107倍以上。步骤405,对所述模拟信号进行模-数转换；将所述经过放大处理的每个频率点的电流值和电压值并行进行模-数转换，由模拟信号转换为数字信号。为了获得良好的线性和高分辨率，所述模-数转换的频率为大于或等于所述频率点的频率的2倍，对于频率为10hz的经过放大处理的电流值和电压值，所述才莫-数转换的频率至少为20hz。步骤406，判断经过模-数转换的电流值是否处于预设的范围(0.5x量程-O.Sx量程)内，如果否，进入步骤410;否则，进入步骤407;步骤407:调整所述第一高阻放大器放大倍数档位；在实际中，可以根据需要将所述第一高阻放大器的放大倍数(增益)划分为1、2、4、8、10、20、40、80等8个放大倍数档位，所述量程即是所述放大倍数档位。为了确保每次获取的电流值均在预设的范围(0.5x量程~0.8x量程)内，所述范围为根据工作人员经过多次试验得出的，是进行模-数转换最好的数值范围，当电流值不处于该范围内时，自动调整所述第一高阻放大器的放大倍数的档位，使经过其放大之后的电流值处于该范围内。步骤408:判断经过模-数转换的电压值是否处于预设的范围(0.5x量程0.8x量程)内，如果否，进入步骤410;否则，进入步骤409;步骤409:调整所述第二高阻放大器放大倍数档位。同样地，可以根据需要将所述第二高阻放大器的放大倍数(增益)划分为1、2、4、8、10、20、40、80等8个放大倍数档位，所述量程即是所述放大倍数档位。为了确保每次获取的电压值均在预设的范围(0.5x量程~0.8x量程)内，所述范围为根据工作人员经过多次试验得出的，是进行模-数转换最好的数值范围，当电压值不处于该范围内时，自动调整所述第二高阻放大器的放大倍数的档位，使经过其放大之后的电压值处于该范围内。步骤410，在一个模-数转换周期内提取至少2000个数字信号，并采用傅立叶快速变换算法计算所述数字信号对应的一组阻抗值；按照上文所述的算法计算得至'脑部多个频率的阻抗值如下表所示:频率实部1虚部1实部2虛部2实部3虛部3实部4虚部4实部5虛部5103530.90144.6244.22144.6844.14143.5343.88141.9543.52140.4143,1092117.31146.4645.77146.7045.44145.6045.57143.6345.00142.6744.8181916.81148.4047.44148.3047.79147.5247.22145.4346.63144.4546.39<table>complextableseeoriginalpage18</column></row><table>步骤411，根据上表中多个不同频率点的阻抗值，形成阻抗频率图如图5所示(x轴方向为实部，y轴方向为虚部)；步骤412,参考图6，通过拟合圆的方法计算脑水肿特征参数；所述拟合圓计算的具体过程为<formula>complexformulaseeoriginaldocumentpage18</formula>其中，Z表示复阻抗，即为图4中Z所表示的复数，本发明利用两个复数和的形式表达，公式中&和&表示串联和并联电阻阻值，"为指数，"表示角频率。<formula>complexformulaseeoriginaldocumentpage18</formula>其中，Zre表示复阻抗Z的实部，公式中&和&表示串联和并联电阻阻值，w为指数，w表示角频率。<formula>complexformulaseeoriginaldocumentpage19</formula>其中，Z,m表示复阻抗Z虚部，公式中^和//7表示串联和并联电阻阻值，"为指数，《表示角频率。<formula>complexformulaseeoriginaldocumentpage19</formula>其中，间表示复阻抗Z的模，公式中^和i/7表示串联和并联电阻阻值，/7为指数，W表示角频率。<formula>complexformulaseeoriginaldocumentpage19</formula>其中，tan-表示复数Z的幅角的正切值，公式中fc和化表示串联和并联电阻阻值，"为指数，《表示角频率。由此，可以证明Zw和Zim满足圆方程<formula>complexformulaseeoriginaldocumentpage19</formula>其中，^和^表示串联和并联电阻阻值，"为指数'这个圆的圓心为<formula>complexformulaseeoriginaldocumentpage19</formula>，半径为<formula>complexformulaseeoriginaldocumentpage19</formula>和<formula>complexformulaseeoriginaldocumentpage19</formula>表示串联<formula>complexformulaseeoriginaldocumentpage19</formula>和并联电阻阻值，"为指数<最终得到<formula>complexformulaseeoriginaldocumentpage19</formula>其中，间表示复阻抗Z的模，是实际需要得到的结果，也可以用Z"<formula>complexformulaseeoriginaldocumentpage20</formula>和4联合表示，i^和&表示串联和并联电阻阻值，"为指数(<formula>complexformulaseeoriginaldocumentpage20</formula>其中，^表示复数z的幅角，^和/^表示串联和并联电阻阻值，为指数。其中，z^表示复阻抗z的实部，&和&表示串联和并联电阻阻值，w为指数。其中，^表示复阻抗Z虚部，^和ip表示串联和并联电阻阻值，"为指数。这个过程从数学逻辑来说是一个离散数据拟合圓方程的求解过程，通过上述过程可以直接求得特征参数，即特征频率和特征阻抗。步骤413，如图7所示，按照上述步骤获取多个时段的脑水肿特征参数，形成脑水肿状态趋势图。通过在不同时间点的测量，分别计算扫频数据得到特征频率和特征阻抗，并据此做出特征阻抗随时间变化的趋势图，即可作为临床可以进行评价的指标。对于不同体积、不同种类的试液注入生物组织后阻抗特征参数变化状况如图8所示，即为临床评价据以参考判断的标准。其中，不同颜色的线条代表不同的样本水肿/血肿的体积和阻抗测量特征参数的关系。在临床应用中，基于图8对图7所示脑水肿状态进行分析，可以得到下述结论随着被测对象脑水肿的体积增大，基于预设频率计算得到的综合复阻抗液随之增大，二者具有正相关系，可以作为判别颅内水肺/血肺变化状况的基本依据；通过多道测量方式，可以细分测量部位，初步确定脑水肿的位置。优选的是，本发明还可以通过嵌入式一体化计算系统(WINCE)得到计算结果，直观地在显示系统中显示、以及在输出系统中打印输出，构成价廉、无创、床旁、连续反映颅脑深部水肺/血肿演变情况的监护设备。参考图8，是本发明一种生物电阻抗测量装置的结构图，包括激励单元01,用于恒流输出预设频率的正弦波激励信号至设置在待测区域的测量电极，对待测区域进行激励；高阻放大器200、300，用于获取并放大经过待测区域的模拟信号；模-数转换单元500，用于对所述模拟信号进行模-数转换；快速傅立叶处理单元400，用于在一个模-数转换周期内提取多个数字信号，并通过傅立叶快速变换算法计算所述多个数字信号对应的一组阻抗值；图例单元900，用于重复上述步骤计算预设频率范围内不同频率的阻抗值，形成阻抗频率计算单元600,用于根据所述阻抗频率图通过拟合圆的方法计算所述待测区域的特征参数。优选的，本发明的装置还可以包括趋势图形成单元901,用于分时段获取所述待测区域的特征参数，形成特征参数趋势图。优选的，本发明的装置还可以包括预处理单元800,用于当检测到所述电流信号和电压信号的数值大于预设阈值时，进行断电保护。优选的，所述高阻放大器包括第一高阻放大器200,包括两个输入端211、212和一个输出端213，所述两个输入端211、212分别与所述取样电阻IOO的两端相连，用于获取并放大经过所述标准取样电阻的电流信号；第二高阻放大器300，包括两个输入端311、312和一个输出端313,所述两个输入端311、312分别与设置在待测区域两侧的第一测试电极04和第二测试电极05相连，用于获取并放大所述待测区域两侧的电压信号。所述第一高阻放大器200和第二高阻放大器300的输入阻抗至少为109欧姆。优选的，本发明的装置还可以包括增益调节单元700,与所述高阻放大器200、300相连，用于当所述经过模-数转换后的电流信号和电压信号的数值不在预设范围之内时，调整所述第一高阻放大器200和第二高阻放大器300的增益。对于图8的描述未详尽之处，可以参见本说明书前述相关部分。以上对本发明所提供的一种生物电阻抗测量方法及装置，进行了详以上实施例的说明只是用于帮助理解本发明的方法及其核心思想；同时，对于本领域的一般技术人员，依据本发明的思想，在具体实施方式及应用范围上均会有改变之处，综上所述，本说明书内容不应理解为对本发明的限制。权利要求1、一种生物电阻抗测量方法，其特征在于，所述方法包括恒流输出预设频率的正弦波激励信号至设置在待测区域的测量电极，对待测区域进行激励；获取并放大经过待测区域的模拟信号；对所述模拟信号进行模-数转换；在一个模-数转换周期内提取多个数字信号，并通过傅立叶快速变换算法计算所述多个数字信号对应的一组阻抗值；重复上述步骤计算预设频率范围内不同频率点的阻抗值，形成阻抗频率图；根据所述阻抗频率图通过拟合圆的方法计算该时间点所述待测区域的特征参数。2、如权利要求l所述的方法，其特征在于，所述预设频率的范围为lhz—300khz。3、如权利要求l所述的方法，其特征在于，在一个模-数转换周期内至少提取2000个数字信号。4、如权利要求l、2或3所述的方法，其特征在于，还包括分时段获取所述待测区域的特征参数，形成特征参数趋势图。5、如权利要求l所述的方法，其特征在于，所述获取并放大经过待测区域的模拟信号步骤包括联设置，以获取所述待测区域串联线路上的电流信号，所述高阻放大器的阻抗至少为所述取样电阻的阻抗的106倍；将第二高阻放大器与设置在所述待测区域两侧的第一测量电极和第二测量电才及相连，以获取所述待测区i或的电压信号。6、如权利要求l所述的方法，其特征在于，所述阻抗值包括实部和虚部；所述特征参数包括特征频率和特征阻抗；所述待测区域为人体脑部；所述特征参数趋势图为脑水肿状态趋势图。7、如权利要求6所述的方法，其特征在于，所述预设频率的范围为10hz—100khz。8、所述测量电极包括粘性基底层、导电粘合剂层、接扣件以及村垫层；所述导电粘合剂层、粘性基底层和村垫层依次连接，所述接扣件为偏心设计，所述导电粘合剂层为圆柱体形，所述接扣件与所述导电粘合剂层电连接；所述测量电极的导电粘合剂中丙烯酸的含量为5%,导电粘合剂层的直径为18mm，完全粘附于人体被测部位。9、一种生物电阻抗测量装置，其特征在于，包括激励单元，用于恒流输出预设频率的正弦波激励信号至设置在待测区域的测量电极，对待测区域进行激励；高阻放大器，用于获取并放大经过待测区域的模拟信号；模-数转换单元，用于对所述模拟信号进行模-数转换；快速傅立叶处理单元，用于在一个模-数转换周期内提取多个数字信号，并通过傅立叶快速变换算法计算所述多个数字信号对应的一组阻抗值；图例单元，用于重复上述步骤计算预设频率点范围内不同频率的阻抗值，形成阻抗频率图；计算单元，用于根据所述阻抗频率图通过拟合圓的方法计算该时间点所述待测区域的特征参数。10、如权利要求9所述的装置，其特征在于，所述激励单元预设频率的范围为lhz—300khz。11、如权利要求9所述的装置，其特征在于，在一个模-数转换周期内至少提取2000个数字信号。12、如权利要求9、10或11所述的装置，其特征在于，还包括趋势图形成单元，分时段获取所述待测区域的特征参数，形成特征参数趋势图。13、如权利要求9所述的装置，其特征在于，所述高阻放大器包括第一高阻放大器，包括两个输入端和一个输出端，所述两个输入端分别与所述取样电阻的两端相连，用于获取并放大经过所述标准取样电阻的电流信号；第二高阻放大器，包括两个输入端和一个输出端，所述两个输入端分别与i殳置在人体^皮测部位两側的第一测试电极和第二测试电+及相连，用于获取并放大所述人体被测部位两侧的电压信号；所述第一高阻放大器和第二高阻放大器的输入阻抗至少为109欧姆。全文摘要本发明公开了一种生物电阻抗测量方法，其特征在于，所述方法包括恒流输出预设频率的正弦波激励信号至设置在待测区域的测量电极，对待测区域进行激励；获取并放大经过待测区域的模拟信号；对所述模拟信号进行模-数转换；在一个模-数转换周期内提取多个数字信号，并通过傅立叶快速变换算法计算所述多个数字信号对应的一组阻抗值；重复上述步骤计算预设频率范围内不同频率点的阻抗值，形成阻抗频率图；根据所述阻抗频率图通过拟合圆的方法计算该时间点所述待测区域的特征参数。本发明通过有效屏蔽干扰信号，提供了纯净的电信号，从而保证了测量精度；并采用傅立叶快速变换算法和拟合圆方法，提高了阻抗计算的准确性，并有效降低了电路成本。文档编号A61B5/053GK101194834SQ20061016108公开日2008年6月11日申请日期2006年12月5日优先权日2006年12月5日发明者为何,琪吴,熊新翔,平王,辉蒋申请人:重庆博恩富克医疗设备有限公司