本发明涉及医疗器械技术领域，更具体的说是涉及一种肝血流图测量装置。
背景技术
肝血流图需要测量肝脏的容抗和限流电阻，其中容抗和限流电阻的变化非常微小，测量精度至关重要。目前，现有的肝血流图测量仪精度偏低；且一般肝血流图测量仪为台式机，体积大功耗高，价格昂贵。
因此，如何提供一种测量精度高的肝血流图测量装置是本领域技术人员亟需解决的问题。
技术实现要素：
有鉴于此，本发明提供了一种肝血流图测量装置，有效提高了测量精度。
为了实现上述目的，本发明采用如下技术方案：
一种肝血流图测量装置，包括：激励电压产生模块、运算放大器、三极管、限流电阻、放大/ad转换模块、电流测量电路和处理器；
在所述处理器的控制下，所述激励电压产生模块的输出端与所述运算放大器的同相输入端相连；
所述运算放大器的反相输入端与所述限流电阻的第一端以及所述三极管的集电极极共接；其中，所述限流电阻的第二端与隔离电源相连接；
所述运算放大器的输出端与所述三极管的基极连接；所述三级管的发射极通过屏蔽电极线和电极与人体相连；
经两路电极和屏蔽电极线测量得到的信号送入所述放大/ad转换模块，所述放大/ad转换模块的输出端与所述处理器相连；
所述电流测量电路一端通过屏蔽电极线和电极与人体相连，另一端与所述处理器相连；
所述处理器分别对经过所述放大/ad转换模块处理的信号以及所述电流测量电路测量到的信号进行傅里叶分析，并求取人体的复阻抗。
优选的，还包括：与所述处理器相连接的输出装置。
优选的，所述电极采用低极化电极。
优选的，所述屏蔽电极线采用高性能屏蔽线。
优选的，与所述电流测量电路相连的电极采用浮地接地方式。
经由上述的技术方案可知，与现有技术相比，本发明公开提供了一种肝血流图测量装置，采用电流激励的方式，将现有技术中电压激励转换成电流激励，再结合四电极测量法，可以有效去除电极-人体接触电阻的误差，进一步提高测量精度。
附图说明
为了更清楚地说明本发明实施例或现有技术中的技术方案，下面将对实施例或现有技术描述中所需要使用的附图作简单地介绍，显而易见地，下面描述中的附图仅仅是本发明的实施例，对于本领域普通技术人员来讲，在不付出创造性劳动的前提下，还可以根据提供的附图获得其他的附图。
图1附图为本发明提供的肝血流图测量装置的结构示意图；
图2附图为本发明提供的肝血流图测量结果图；
图3附图为本发明提供的接触阻抗误差结果图；
图4附图为本发明提供的电阻相对测量精度结果图；
图5附图为本发明提供的电阻噪声有效值结果图；
图6附图为本发明提供的电容相对测量精度结果图；
图7附图为本发明提供的电容噪声有效值结果图。
具体实施方式
下面将结合本发明实施例中的附图，对本发明实施例中的技术方案进行清楚、完整地描述，显然，所描述的实施例仅仅是本发明一部分实施例，而不是全部的实施例。基于本发明中的实施例，本领域普通技术人员在没有做出创造性劳动前提下所获得的所有其他实施例，都属于本发明保护的范围。
参见附图1，本发明实施例公开了一种肝血流图测量装置，包括：激励电压产生模块、运算放大器、三极管、限流电阻、放大/ad转换模块、电流测量电路和处理器；
在处理器的控制下，激励电压产生模块的输出端与运算放大器的同相输入端相连；其中，激励电压产生模块在处理器的作用下，可以产生任意波形的激励电压。
运算放大器的反相输入端与限流电阻的第一端以及三极管的集电极极共接；其中，限流电阻的第二端与隔离电源相连接；
运算放大器的输出端与三极管的基极连接；三级管的发射极通过屏蔽电极线和电极与人体相连；
经两路电极和屏蔽电极线测量得到的信号送入放大/ad转换模块，放大/ad转换模块的输出端与处理器相连；
电流测量电路一端通过屏蔽电极线和电极与人体相连，另一端与处理器相连；
处理器分别对经过放大/ad转换模块处理的信号以及电流测量电路测量到的信号进行傅里叶分析，并求取人体的复阻抗。
现有技术中，肝血流图的测量方式为电压激励，但是在测量过程中电极、屏蔽电极线以及人体都存在电阻，会出现压降，难以精确控制，导致测量精度低。而本发明采用电流激励的方式，将现有技术中电压激励转换成电流激励以提高测量精度。因为电流在人体上流过不会产生改变，从而能够保证测量精度。再结合四电极测量法，可以有效去除电极-人体接触电阻的误差，进一步提高测量精度。
此外，放大/ad转换模块可以尽可能的放大信号抑制噪声，再结合处理器中的傅里叶变换分析人体等效电路，进一步提高系统的信噪比。
在具体实现时，处理器可以采用低功耗单片机，以降低整个装置的功耗。
为了进一步优化上述技术方案，还包括：与处理器相连接的输出装置，例如：显示器和/或打印机，对测量结果进行输出，使得测量结果更加直观，方便工作人员查看。
为了进一步优化上述技术方案，电极采用低极化电极。
为了进一步优化上述技术方案，屏蔽电极线采用高性能屏蔽线。
高性能的屏蔽电极线和电极能够有效去除空间的工频共模干扰以及消除极化电压误差，进一步保证了测量结果的精确。
为了进一步优化上述技术方案，与电流测量电路相连的电极采用浮地接地方式。
本发明提供的肝血流图测量装置最终系统动态范围大于100db，采集到的肝血流图十分清晰，结果请参见附图2。
高精度肝血流图测量装置可以获得临床需要的重要细节，本装置对100欧姆的相对测量精度达到100db，噪声有效值最大2毫欧；对5.6nf的电容测量相对精度达到97db，同时在对100欧姆电阻进行测量时，对于1400欧姆接触电阻的误差抑制在0.2％以内，在保证测量精度的情况下激励电流可以设置在425ua以下，极大的保证了人体测量的安全性。
本发明设计完成的装置体积仅为3cm*5cm，功耗低于2毫瓦，以及超高的精度和极低的激励电流，整体性能均达到了国际先进水平。
为了验证肝脏血流图装置的测量精度，分别测试了本装置的接触阻抗误差、纯电阻的测量精度和纯电容的测量精度。
(1)接触阻抗误差
在测量人体时，皮肤接触阻抗和导线阻抗容易引入误差。设置激励电流在100ua，pga在1倍，分别使用10khz，30khz和50khz三个激励频率测量100ω电阻的阻抗。使用精度5％的电阻模拟接触阻抗，分别选择0ω，100ω，470ω，1000ω，1400ω的电阻。测量结果如图3，由接触阻抗引起的误差在±0.2％范围内；其中10khz和30khz所得到的结果基本重合，充分说明本发明提供的装置性能优异。
(2)电阻电容相对测量精度
设置激励电流在425ua，使用pga增益为9倍测量一个100ω精度0.5％的电阻。使用变异系数，即测量结果的标准差和均值的比来评估装置测量结果的离散程度。测量时使用激励500ua激励电流，激励信号频率从5khz开始并以5khz的步进测量到50khz。结果如图4所示。在5khz到50khz激励信号范围内，相对精度可以达到-93db。5khz到20khz激励信号范围内，相对精度可以高达到-100db。
统计1000点测量结果的噪声有效值，结果如图5所示。可见，在5khz到50khz激励信号范围内，测量结果的噪声有效值为2mω。
使用激励电流频率从30khz以5khz的步进测量到50khz，测试5.6nf电容，相对测量精度和噪声有效值分别如图6(相对精度最高可达-97db)和图7所示(噪声有效值最低可达50mω)。
本说明书中各个实施例采用递进的方式描述，每个实施例重点说明的都是与其他实施例的不同之处，各个实施例之间相同相似部分互相参见即可。对于实施例公开的装置而言，由于其与实施例公开的方法相对应，所以描述的比较简单，相关之处参见方法部分说明即可。
对所公开的实施例的上述说明，使本领域专业技术人员能够实现或使用本发明。对这些实施例的多种修改对本领域的专业技术人员来说将是显而易见的，本文中所定义的一般原理可以在不脱离本发明的精神或范围的情况下，在其它实施例中实现。因此，本发明将不会被限制于本文所示的这些实施例，而是要符合与本文所公开的原理和新颖特点相一致的最宽的范围。