述混合输出信号进行滤波，将非所欲之频率成分自所述混合 输出信号滤除，W产生一频率经选择的滤波输出信号，所述滤波输出信号作为增益信号，接 着进入步骤S405。步骤S404可藉由例如一滤波器实现。
[0096] 在步骤S405中，将所述频率经选择的混合输出信号转换成一与信号强度相关的 第一数字输出信号，其为生物阻抗检测的增益（|Z|)部分，接着流程结束。步骤S405可藉 由例如一模拟至数字转换器实现。
[0097] 图5显示本发明的信号处理方法的另一实施例的流程图，其用W说明对所测得的 感测信号进行相位（〇)部分的检测处理步骤。在步骤S501中，藉由判断所述第一及第二 输入信号的信号准位大小来产生一第一方波信号，此处理步骤即是将所揃取到生物组织信 号（感测信号）转换为第一方波信号，接着进入步骤S502。步骤S501可藉由例如一比较器 实现。且补充说明的是，本步骤掲露的所揃取到生物组织信号可来自于前述图4步骤S402 所述的第一方波信号。
[0098] 在步骤S502中，藉由判断所述第二输入信号与一第一参考信号的信号准位大小 来产生一第二方波信号，接着进入步骤S503中。步骤S502可藉由例如一比较器实现。且 补充说明的是，此处理步骤即是对能使所述待测量的生物组织产生感测信号的刺激信号转 换为第二方波信号，意即，将微刺激产生器所产生的刺激信号转换为方波信号。
[0099] 在步骤S503中，将所述第一方波信号的上升边缘与所述第二方波信号的上升边 缘之间的时间差或者所述第一方波信号的下降边缘与所述第二方波信号的下降边缘之间 的时间差转换成一第二数字输出信号，此处理步骤即用W量化第一方波信号与第二方波信 号之时间差距，并输出与相位相关的第二数字输出信号，接着流程结束。步骤S503可藉由 例如一时间数字转换器实现。
[0100] 因此，本发明的信号处理方法利用增益相位检测技术进而得到一待测量的生物组 织的生理特性，例如生物阻抗信息，其检测方式系根据列式（1)。
[0101]Z= |Z|e'?=IZIcos〇-jIZIsinO..........................................式（1)
[0102] 将生物阻抗信息狂）分为增益（IzI)w及相位（O)两部分信号来进行检测，再利 用检测到的各别信息或经由信号处理还原完整阻抗信息W针对不同的病症作评估诊断。
[0103] 已知前述待测量的生物组织的阻抗信息可由实部巧e狂)）W及虚部（Im狂)）来 表示，故所述阻抗信息的等效电路可由一基层电阻（Rb)与并联的电阻（时及电容（C)串联 所组成。由于刺激信号源主要可分为弦波信号W及方波信号两种形式，因此所述阻抗信息 的等效电路表示式将会随着刺激信号源形式的不同作适当地修正。为方便说明，在本发明 中将W弦波信号作为刺激信号源为例，而所述生物组织的阻抗信息其表示式如列式（2)所 /J、- 〇
[0104]
[010引当式似中的角频率（U)趋近于无限大时，其可得一基层电阻（Rb)的信息，如列 式（3)所示。 Q0j 2 2 ???????????????????????????????????????????????????????????????玉^2^
[0107] 并且将列式（2)中的《RC假设为常数A,而所述常数A可表示如列式（4)所示。 Q8JA- 民C????????????????????????????????????????????????????????????????????????玉 ^4)
[010引列式（4)根据列式似作代换，同时可表示为如列式妨所示。
[0110]
[0111]将列式（5)代入列式（2)，可得到所述生物阻抗其中的实部巧e狂)），其可表示为 如列式（6)所示；并且经由换算即可根据列式（7)，而得到一并联电阻佩。 ^0112]
????????????????????????????????????????????????????????? ^6)
[011引R=(1+A2)胁狂)-Rb]
[0114] .............................................式（7)
[0115] = (1+八2)(IZIcos日-Z…）
[0116] 再将已知的基层电阻巧b)W及经由计算得到的常数A代入列式（4)，并且其中再 代入角频率大小，W求得一并联电容（C)参数值，如列式（8)所示。
[0117]
..................................................................式做
[011引将所检测到生物阻抗狂）的增益（|Z|)W及相位（0)两部分信息进行信号处理， 即可还原组成所述生物组织的阻抗信息的等效电路中的各个组件的参数值巧b、R、C)，建立 起用W表示所述阻抗信息的等效电路参数模型，W提供给临床医学或生物医学工程方面的 研究，但不局限于此。
[0119] 应留意到，所属技术领域中具有通常知识者基于图4及图5所载之流程图内容应 可清楚瞭解到各所述流程图中之步骤可视设计需要而结合或同时实施。
[0120] 图6显示本发明的生物阻抗检测系统60之例示实施例。如图所示，所述生物阻抗 检测系统60包括生物阻抗检测装置600、传感器608及待测量的生物组织609。所述生物 阻抗检测装置600至少包括；无线收发端601、无线能量传输接口 602、解调变器603、系统 控制器604、微刺激产生器605、调变器606及生物阻抗检测组件607。
[0121] 生物阻抗检测装置600为可植入于待测量的生物组织609内或由待测量的生物组 织609本端所携带的贴身端装置，甚至是可为医师或护理人员所监控的近身端装置（在此 未予W图标），近身端装置与贴身端装置采用无线禪合方式进行能量、数据W及控制信号的 传输，再透过贴身端装置的无线能量传输接口产生整个芯片系统所需的操作电压，W及系 统控制器604来对刺激和检测作控制，如此医师或护理人员可透过近身端装置来分析所述 贴身端装置所检测到受检人员之受检部位的生物阻抗信号，进而得到所述待测量的生物组 织的阻抗信息及建立用W表示所述阻抗信息的等效电路参数模型。所述传感器608测量得 到待测量的生物组织609的生物阻抗信号，并且将所检测到的生物阻抗信号传输至生物阻 抗检测装置600进行前述图4及图5所述的步骤处理。所述传感器可依待检测部位而有所 不同，如放置于体表上的体表电极度od厂Su计aceRecordingElectrode)、放置于体内的 体内电极（InternalElectrode)、电极数组巧lectrodeArrays)W及用于观察细胞层面上 相关特性的微电极（Microelectrode)等，但不局限于此。
[0122] 所述无线收发端601、无线能量传输接口 602、解调变器603、系统控制器604及调 变器606用W进行信号传输，且均不限定于设置在所述生物阻抗检测装置600内。所述微 刺激产生器605用W提供刺激信号予所述待测量的生物组织609,且亦不限定于设置在所 述生物阻抗检测装置600内。所述生物阻抗检测组件607如上述图1实施例所载的信号 处理系统，可基于所述传感器608所测量得到的阻抗信号进行对应的信号处理，进而推导 得到所述待测量的生物组织609的完整阻抗信息。此外，须特别提出说明的是，由图2及图 3可知，本发明的生物阻抗检测组件607在检测增益信号W及检测相位信号中，两部分就测 得的待测量的生物组织的感测信号转换为方波信号用的比较器（或方波产生器）是可W共 享的，因此，可降低硬件需求W及成本。
[0123] 所述无线收发端601接收自医师或护理人员所监控的近身端装置的近身端无线 收发机所发出的信号，透过无线能量传输接口 602将其转换为能量W提供解调变器603、系 统控制器604、微刺激产生器605、调变器606及生物阻抗检测组件607所需的操作电压。在 所述生物阻抗检测装置600中的无线收发机601所接收的信号另一路径则是经由解调变器 603解调为控制信号，传输给系统控制器604W控制微刺激产生器605所产生的刺激波形频 率、振幅大小W及控制生物阻抗检测组件607 ;所述解调变器603和调变器606主要分别将 接收医师或护理人员所监控的近身端装置所发送进来的信号解调或将欲传送出去的检测 信号进行调变，有助于消除或减轻信号在传输信道中所遭致的衰减、干扰或诸如此类等问 题。
[0124] 当医师或护理人员认为有必要调整生