專利名稱：：一種生物電阻抗測(cè)量方法及測(cè)量裝置的制作方法
技術(shù)領(lǐng)域：
：本發(fā)明涉及生物電阻抗檢測(cè)領(lǐng)域，特別是涉及一種生物電阻抗測(cè)量的方法及裝置。
背景技術(shù)：
：生物電阻抗測(cè)量是一種利用生物組織與器官的電特性及其變化規(guī)律來提取與生理、病理狀況相關(guān)的生物醫(yī)學(xué)信息的檢測(cè)技術(shù)，采用生物電阻抗測(cè)量方法可以無創(chuàng)、高靈敏、準(zhǔn)確地提取相應(yīng)的電特性及其變化信息?？梢杂糜趯?duì)生物的各種電參量的測(cè)量與監(jiān)視，例如心電圖術(shù)、生物阻抗測(cè)量、腦電圖術(shù)等等，包括在生物體上放置電極，然后在電刺激進(jìn)行期間或隨后的時(shí)間內(nèi)測(cè)量電信號(hào)。對(duì)生物體來說，由于細(xì)胞種類、排列的疏密、細(xì)胞間質(zhì)及細(xì)胞膜通透性的異同，不同組織、甚至于同種組織的不同方向及狀態(tài)所表現(xiàn)出的阻抗特性都有可能不同；另一方面由于組織的生理或病理改變必然會(huì)影響到細(xì)胞膜的通透性和細(xì)胞間質(zhì)的電解濃度等變化，從而影響其組織的頻率特性能。阻抗成像的基本原理是通過被成像目標(biāo)周圍的電極注入交變電流，并同步測(cè)量邊界上的電壓、采用多驅(qū)動(dòng)電極和測(cè)量電極結(jié)構(gòu)實(shí)現(xiàn)四電極阻抗測(cè)量，利用圖像重構(gòu)法對(duì)相敏調(diào)技術(shù)得到的變換阻抗數(shù)據(jù)進(jìn)行重構(gòu)，形成阻抗斷層圖像。通過生物電阻抗測(cè)量得到的特征數(shù)據(jù)可以用來^r測(cè)某些生物體組織的生理功能變化引起的組織阻抗的變化，例如，組織充血和放電等，或某些組織病理改變引起的組織阻抗的變化，例如癌變等，將這些信息在電阻抗斷層成像(electricalimpedancetomography,EIT)圖像中體現(xiàn)出來，可以提供給相關(guān)人員用于病理檢測(cè)、判斷和其它用途。這種技術(shù)無創(chuàng)無害，測(cè)量簡(jiǎn)便，在對(duì)于患者長(zhǎng)期的圖像監(jiān)護(hù)這方面具有廣泛的應(yīng)用前景，這些是目前多數(shù)臨床成像手段難以做到的；同時(shí)該技術(shù)造價(jià)低、費(fèi)用低的特點(diǎn)也非常適合進(jìn)行廣泛的醫(yī)療普查?，F(xiàn)有的生物阻抗測(cè)量?jī)x大都采用簡(jiǎn)單的電阻模型，例如臨床采用的無創(chuàng)阻抗法輸出量測(cè)量?jī)x器等，使用局限性大，只能用于人體特定部位。生物組織多頻阻抗測(cè)量?jī)x器目前還沒有實(shí)用化儀器。另外已有的處于研制實(shí)驗(yàn)階段的儀器設(shè)計(jì)方案較復(fù)雜，性能簡(jiǎn)單，采用的算法和實(shí)現(xiàn)的功能十分簡(jiǎn)單，成本高，且不具備阻抗模型參數(shù)提取分析功能，不能長(zhǎng)時(shí)間在體監(jiān)測(cè)生物體阻抗模型參數(shù)等。此外，測(cè)量采用的硬件部分在測(cè)量過程中會(huì)產(chǎn)生誤差和干擾，如電極粘貼引起的接觸電阻產(chǎn)生的表面電位信號(hào)誤差，各種儀器工作時(shí)產(chǎn)生的干擾信號(hào)等，會(huì)導(dǎo)致進(jìn)行電阻抗計(jì)算所利用的電信號(hào)純凈度不夠，即不能準(zhǔn)確反映待測(cè)區(qū)域的阻抗分布，導(dǎo)致成像精度的不理想，無法準(zhǔn)確真實(shí)地反映體內(nèi)病情變化。
發(fā)明內(nèi)容本發(fā)明所要解決的技術(shù)問題是提供一種生物電阻抗測(cè)量方法，以使得在測(cè)量時(shí)可以去除被測(cè)信號(hào)的干擾信號(hào)，為生物電阻抗計(jì)算提供純凈的信號(hào)，采用簡(jiǎn)單、高速的算法獲得精度較高的生物電阻抗特征參數(shù)，從而獲得精確的圖像信息。本發(fā)明的另一個(gè)目的是將上述構(gòu)思應(yīng)用于具體的臨床應(yīng)用環(huán)境中，提供一種生物電阻抗測(cè)量裝置，使用該裝置可以獲取精度較高的生物電阻抗特征參數(shù)，并精確成像，提供給醫(yī)生或相關(guān)人員顯示，從而保證該方法在臨床的實(shí)現(xiàn)和應(yīng)用。為解決上述技術(shù)問題，本發(fā)明提供了一種生物電阻抗測(cè)量方法，所述方法包括步驟恒流輸出預(yù)設(shè)頻率的正弦波激勵(lì)信號(hào)至設(shè)置在待測(cè)區(qū)域的測(cè)量電極，對(duì)待測(cè)區(qū)域進(jìn)行激勵(lì)；獲取并放大經(jīng)過待測(cè)區(qū)域的模擬信號(hào)；對(duì)所述模擬信號(hào)進(jìn)行模-數(shù)轉(zhuǎn)換；在一個(gè)模-數(shù)轉(zhuǎn)換周期內(nèi)提取多個(gè)數(shù)字信號(hào)，并通過傅立葉快速變換算法計(jì)算所述多個(gè)數(shù)字信號(hào)對(duì)應(yīng)的一組阻抗值；重復(fù)上述步驟計(jì)算預(yù)設(shè)頻率范圍內(nèi)不同頻率點(diǎn)的阻抗值，形成阻抗頻率根據(jù)所述阻抗頻率圖通過擬合圓的方法計(jì)算該時(shí)間點(diǎn)所述待測(cè)區(qū)域的特征參數(shù)。優(yōu)選的，所述預(yù)設(shè)頻率的范圍為lhz—300khz。優(yōu)選的，在一個(gè)模-數(shù)轉(zhuǎn)換周期內(nèi)至少提取2000個(gè)數(shù)字信號(hào)。優(yōu)選的，所述的方法還包括步驟分時(shí)革1獲取所述待測(cè)區(qū)域的特征參數(shù)，形成特征參數(shù)趨勢(shì)圖。優(yōu)選的，所述的方法在獲取并放大經(jīng)過待測(cè)區(qū)域的模擬信號(hào)之前，還包括步驟對(duì)所述模擬信號(hào)進(jìn)行限壓限流預(yù)處理；所述限壓限流預(yù)處理的方法具體為分別檢測(cè)出所述模擬信號(hào)的電流值和電壓值，當(dāng)檢測(cè)所述電流值或電壓值超出預(yù)設(shè)閾值時(shí)，斷開連接。優(yōu)選的，所述獲取并放大經(jīng)過待測(cè)區(qū)域的模擬信號(hào)步驟包括將第一高阻放大器與所述待測(cè)區(qū)域的串聯(lián)線路上的標(biāo)準(zhǔn)取樣電阻并聯(lián)設(shè)置，以獲取所述待測(cè)區(qū)域串聯(lián)線路上的電流信號(hào)，所述高阻放大器的阻抗至少為所述取樣電阻的阻抗的106倍；將第二高阻放大器與設(shè)置在所述待測(cè)區(qū)域兩側(cè)的第一測(cè)量電極和第二測(cè)量電極相連，以獲取所述待測(cè)區(qū)域的電壓信號(hào)。優(yōu)選的，所述的方法在將所述模擬信號(hào)進(jìn)行模-數(shù)轉(zhuǎn)換之后，還包括步驟當(dāng)所述經(jīng)過模-數(shù)轉(zhuǎn)換后的電流信號(hào)和電壓信號(hào)的數(shù)值不在預(yù)設(shè)范圍之內(nèi)時(shí)，調(diào)整所述第一高阻放大器和第二高阻放大器的增益。優(yōu)選的，所述阻抗值包括實(shí)部和虛部；所述特征參數(shù)包括特征頻率和特征阻抗。優(yōu)選的，所述待測(cè)區(qū)域?yàn)槿梭w腦部，所述趨勢(shì)圖為腦水腫狀態(tài)趨勢(shì)圖。優(yōu)選的，所述預(yù)設(shè)頻率的范圍為10hz—100khz。優(yōu)選的，所述測(cè)量電極包括粘性基底層、導(dǎo)電粘合劑層、接扣件以及襯墊層；所述導(dǎo)電粘合劑層、粘性基底層和村墊層依次連接，所述接扣件為偏心設(shè)計(jì)，所述導(dǎo)電粘合劑層為圓柱體形，所述接扣件與所述導(dǎo)電粘合劑層電連接；所述測(cè)量電極的導(dǎo)電粘合劑中丙烯酸的含量為5%,導(dǎo)電粘合劑層的直徑為18mm，完全粘附于待測(cè)區(qū)域。本發(fā)明還公開了一種生物電阻抗測(cè)量裝置，所述裝置包括激勵(lì)單元，用于恒流輸出預(yù)設(shè)頻率的正弦波激勵(lì)信號(hào)至設(shè)置在待測(cè)區(qū)域的測(cè)量電極，對(duì)待測(cè)區(qū)域進(jìn)行激勵(lì)；高阻放大器，用于獲取并放大經(jīng)過待測(cè)區(qū)域的模擬信號(hào)；模-數(shù)轉(zhuǎn)換單元，用于對(duì)所迷模擬信號(hào)進(jìn)行模-數(shù)轉(zhuǎn)換；快速傅立葉處理單元，用于在一個(gè)模-數(shù)轉(zhuǎn)換周期內(nèi)提取多個(gè)數(shù)字信號(hào)，并通過傅立葉快速變換算法計(jì)算所述多個(gè)數(shù)字信號(hào)對(duì)應(yīng)的一組阻抗值；圖例單元，用于重復(fù)上述步驟計(jì)算預(yù)設(shè)頻率點(diǎn)范圍內(nèi)不同頻率的阻抗值，形成阻抗頻率計(jì)算單元，用于根據(jù)所述阻抗頻率圖通過擬合圓的方法計(jì)算該時(shí)間點(diǎn)所述待測(cè)區(qū)域的特征參數(shù)。優(yōu)選的，所述激勵(lì)單元預(yù)設(shè)頻率的范圍為lhz—300khz。優(yōu)選的，在一個(gè)模-數(shù)轉(zhuǎn)換周期內(nèi)至少提取2000個(gè)數(shù)字信號(hào)。優(yōu)選的，所述的裝置，還包括趨勢(shì)圖形成單元，分時(shí)段獲取所述待測(cè)區(qū)域的特征參數(shù)，形成特征參數(shù)趨勢(shì)圖。優(yōu)選的，所述的裝置，還包括預(yù)處理單元，用于當(dāng)檢測(cè)到所述電流信號(hào)和電壓信號(hào)的數(shù)值大于預(yù)設(shè)閾值時(shí)，進(jìn)行斷電保護(hù)。優(yōu)選的，所述高阻放大器包括第一高阻放大器，包括兩個(gè)輸入端和一個(gè)輸出端，所述兩個(gè)輸入端分別與所述取樣電阻的兩端相連，用于獲取并放大經(jīng)過所述標(biāo)準(zhǔn)取樣電阻的電流信號(hào)；第二高阻;改大器，包括兩個(gè)輸入端和一個(gè)輸出端，所述兩個(gè)輸入端分別與設(shè)置在待測(cè)區(qū)域兩側(cè)的第一測(cè)試電極和第二測(cè)試電極相連，用于獲取并放大所述待測(cè)區(qū)域兩側(cè)的電壓信號(hào)；優(yōu)選的，所述第一高阻放大器和第二高阻放大器的輸入阻抗至少為109歐姆。優(yōu)選的，所述的裝置，還包括增益調(diào)節(jié)單元，與所述高阻放大器相連，用于當(dāng)所述經(jīng)過模-數(shù)轉(zhuǎn)換后的電流信號(hào)和電壓信號(hào)的數(shù)值不在預(yù)設(shè)范圍之內(nèi)時(shí)，調(diào)整所述第一高阻放大器和第二高阻放大器的增益。與現(xiàn)有技術(shù)相比，本發(fā)明具有以下優(yōu)點(diǎn)1、通過設(shè)置高阻放大器和增益調(diào)節(jié)，采用傅立葉快速變換算法對(duì)電流信號(hào)和電壓信號(hào)進(jìn)行過濾處理，有效屏蔽了直流分量、高頻/低頻噪聲和其它干擾信號(hào)，為最后的生物電阻抗的計(jì)算提供純凈的信號(hào)；2、通過傅立葉快速變換算法計(jì)算一個(gè)頻率上多個(gè)數(shù)字信號(hào)對(duì)應(yīng)的一組阻抗值，測(cè)量精度較高，誤差小，并且有效降低了電路成本；3、采用生物電阻抗專用電極，有效避免了硬件誤差，減少了接觸阻抗，進(jìn)一步保證了測(cè)量的精度；4、通過擬合圓的方法獲得特征參數(shù)，算法簡(jiǎn)單，結(jié)果精確；5、通過設(shè)置不同的頻率和參數(shù)，本發(fā)明可以適用于生物體任何部位的監(jiān)測(cè)。圖1是本發(fā)明一種生物電阻抗測(cè)量方法的流程圖2是本發(fā)明獲取并放大所述模擬信號(hào)的電路結(jié)構(gòu)圖3是本發(fā)明使用的測(cè)量電極的結(jié)構(gòu)圖4是本發(fā)明一種實(shí)施例測(cè)量腦水腫的特征參數(shù)的流程圖5是本發(fā)明一種實(shí)施例中形成阻抗頻率圖的示意圖6是本發(fā)明采用擬合圓的方法進(jìn)行特征參數(shù)計(jì)算的示意圖7是本發(fā)明的一種實(shí)施例中形成特征參數(shù)趨勢(shì)圖的示意圖8是本發(fā)明的一種實(shí)施例通過注入不同體積、不同種類的試液至生物組織后阻抗特征參數(shù)變化狀況示意圖9是本發(fā)明的一種生物電阻抗測(cè)量系統(tǒng)的結(jié)構(gòu)圖。具體實(shí)施例方式為使本發(fā)明的上述目的、特征和優(yōu)點(diǎn)能夠更加明顯易懂，下面結(jié)合附圖和具體實(shí)施方式對(duì)本發(fā)明作進(jìn)一步詳細(xì)的說明。參照?qǐng)D1，是本發(fā)明一種生物電阻抗測(cè)量方法的流程圖，包括以下步驟步驟101:恒流輸出預(yù)設(shè)頻率的正弦波激勵(lì)信號(hào)至設(shè)置在待測(cè)區(qū)域的測(cè)量電極，對(duì)待測(cè)區(qū)域進(jìn)行激勵(lì)；步驟102:獲取并放大經(jīng)過待測(cè)區(qū)域的模擬信號(hào)；步驟103:對(duì)所述模擬信號(hào)進(jìn)行模-數(shù)轉(zhuǎn)換；步驟104:在一個(gè)模-數(shù)轉(zhuǎn)換周期內(nèi)提取多個(gè)數(shù)字信號(hào)，并通過傅立葉快速變換算法計(jì)算所述多個(gè)數(shù)字信號(hào)對(duì)應(yīng)的一組阻抗值；步驟105:重復(fù)上述步驟計(jì)算預(yù)設(shè)頻率范圍內(nèi)不同頻率點(diǎn)的阻抗值，形成阻抗頻率步驟106:根據(jù)所述阻抗頻率圖通過擬合圓的方法計(jì)算該時(shí)間點(diǎn)所述待測(cè)區(qū)域的特征參數(shù)。為了防止在測(cè)量過程中，發(fā)生短路現(xiàn)象致使電流過大而致使人體受到傷害，或使參與測(cè)量的各個(gè)硬件設(shè)備遭到損壞，在獲取并放大經(jīng)過待測(cè)區(qū)域的模擬信號(hào)之前，本發(fā)明還可以包括步驟107:對(duì)所述模擬信號(hào)進(jìn)行限壓限流預(yù)處理。優(yōu)選的是，所述限壓限流預(yù)處理的方法為分別檢測(cè)出所述模擬信號(hào)的電流值和電壓值，當(dāng)檢測(cè)所述電流值或電壓值超出預(yù)設(shè)閾值時(shí)，斷開連接。其中，所述預(yù)設(shè)閾值可根據(jù)人體的安全電壓或電流標(biāo)準(zhǔn)和各個(gè)硬件設(shè)備的承受能力標(biāo)準(zhǔn)進(jìn)行設(shè)置。優(yōu)選的是，本發(fā)明采用DDS技術(shù)恒流輸出正弦波激勵(lì)信號(hào)。DDS的工作原理實(shí)際上是一參考時(shí)鐘對(duì)相位進(jìn)行可控間隔的采樣。參考時(shí)鐘一般是一個(gè)高穩(wěn)定的晶體振蕩器，其輸出信號(hào)用于DDS中各部件同步工作。相位累加器是實(shí)現(xiàn)DDS的核心，它在每一個(gè)時(shí)鐘上升沿與頻率控制字k累加一次，當(dāng)累加器計(jì)數(shù)大于(L為相位累加器的L個(gè)LSB相位值)時(shí)，相位累加器相當(dāng)于做一次模余運(yùn)算。正弦查詢表在每個(gè)時(shí)鐘周期內(nèi)，根據(jù)送給ROM的地址(相位累加器的m個(gè)MSB相位值)取出ROM中已存儲(chǔ)與地址相對(duì)應(yīng)的正弦幅值，最后將該值送給DAC和LPF實(shí)現(xiàn)量化幅值到一個(gè)純凈的正弦信號(hào)間的轉(zhuǎn)換。采用DDS的優(yōu)點(diǎn)是可以直接方便地產(chǎn)生任意頻率、頻率穩(wěn)定性好、轉(zhuǎn)換時(shí)間短、頻率分辨率高、改變幅度容易、使用靈活方便。當(dāng)然，使用現(xiàn)有技術(shù)中的其它方法恒流輸出預(yù)置頻率的正弦波信號(hào)也是可行的，本領(lǐng)域技術(shù)人員根據(jù)需要選擇即可，本發(fā)明對(duì)此不需要進(jìn)行限定。為了避免頻率過高引起的高頻，以及可能形成空間的電磁信號(hào)發(fā)射，使頻率低端不夠低的情況，例如，當(dāng)頻率大于1000Hz時(shí)，就有可能損失低頻信號(hào)可能帶來的有用信息。在這種情況下，將預(yù)設(shè)頻率的范圍控制在lhz-300khz之間可以盡可能避免這種誤差，從而準(zhǔn)確獲取待測(cè)區(qū)域的模擬信號(hào)。在基于上述預(yù)設(shè)頻率范圍內(nèi)，獲取并放大經(jīng)過待測(cè)區(qū)域的模擬信號(hào)步驟102還可以包括以下子步驟子步驟1021:將第一高阻放大器與所述待測(cè)區(qū)域的串聯(lián)線路上的標(biāo)準(zhǔn)取樣電阻并聯(lián)設(shè)置，以獲取所述待測(cè)區(qū)域串聯(lián)線路上的電流信號(hào)，所述高阻放大器的阻抗至少為所述取樣電阻的阻抗的106倍；子步驟1022:將第二高阻放大器與設(shè)置在所述待測(cè)區(qū)域兩側(cè)的第一測(cè)量電極和第二測(cè)量電極相連，以獲取所述待測(cè)區(qū)域的電壓信號(hào)。為使本領(lǐng)域技術(shù)人員更好地理解本發(fā)明，以下將結(jié)合圖2，對(duì)本發(fā)明獲取并放大所述模擬信號(hào)的原理進(jìn)行詳細(xì)說明。參考圖2，信號(hào)源01用于產(chǎn)生頻率為lhz-300khz的正弦波掃頻激勵(lì)信號(hào)，恒定輸出所述激勵(lì)信號(hào)至待測(cè)區(qū)域，對(duì)待測(cè)區(qū)域進(jìn)行激勵(lì)；在此過程中，激勵(lì)信號(hào)經(jīng)過標(biāo)準(zhǔn)取樣電阻到達(dá)第三測(cè)量電極03;第一測(cè)量電極04、第二測(cè)量電極05設(shè)置于待測(cè)區(qū)域的兩側(cè)；第一高阻放大器07的輸入端071、輸入端072分別與所述標(biāo)準(zhǔn)取樣電阻的兩端相連，第二高阻放大器08的輸入端081、輸入端082分別與第一測(cè)量電極04和第二測(cè)量電極05相連；所述第一測(cè)量電極04、第二測(cè)量電才及05、第三測(cè)量電極03以及電源接地極06與待測(cè)區(qū)域接觸產(chǎn)生接觸電阻031、接觸電阻041、4妄觸電阻051以及4妄觸電阻061。所述第一高阻放大器、第二高阻放大器的輸入阻抗均在109歐姆以上，而標(biāo)準(zhǔn)取樣電阻02、接觸電阻041、接觸電阻051以及接觸電阻061的阻抗數(shù)量級(jí)均是歐姆級(jí)的，為10~103歐姆，并且所述標(biāo)準(zhǔn)取樣電阻02設(shè)置在待測(cè)區(qū)域的串連線路上；因此，信號(hào)源01恒流輸送過來的正弦波電流信號(hào)全部通過所述標(biāo)準(zhǔn)取樣電阻02后全部通過接觸電阻031進(jìn)入待測(cè)區(qū)域，接觸電阻041和接觸電阻051上幾乎不存在電流，即幾乎不產(chǎn)生壓降；進(jìn)而，第一高阻放大器07能夠準(zhǔn)確獲取標(biāo)準(zhǔn)取樣電阻02上的電流信號(hào)也即是測(cè)待測(cè)區(qū)域10上的電流值并將其按照預(yù)設(shè)的放大倍數(shù)進(jìn)行放大，第二高阻放大器08能夠準(zhǔn)確獲取所述待測(cè)區(qū)域10的電壓值并將其按照預(yù)設(shè)的放大倍數(shù)進(jìn)行放大。在這種情況下，所述第一高阻放大器200和第二高阻放大器300能獲取反映待測(cè)區(qū)域阻抗10的純凈的模擬信號(hào)，所謂純凈，即是干擾信號(hào)較少；由此減少了測(cè)量電極產(chǎn)生的接觸電阻對(duì)信號(hào)造成的誤差，提高阻抗測(cè)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個(gè)高阻抗電阻和一個(gè)普通放大器代替，所述高阻抗電阻的阻抗可以為所述標(biāo)準(zhǔn)取樣電阻的阻抗的107倍以上。為了避免測(cè)量采用的硬件部分在測(cè)量過程中會(huì)產(chǎn)生誤差和干擾，特別是由于電極粘貼引起的接觸電阻產(chǎn)生的表面電位信號(hào)誤差，所以本發(fā)明所使用的測(cè)量電極不同于現(xiàn)有技術(shù)中使用的心電電極，而是一種專用于生物電阻抗測(cè)量的電極。參考圖3，是本發(fā)明所使用的生物電阻抗測(cè)量電極的結(jié)構(gòu)圖，可以看出，本發(fā)明所使用的測(cè)量電極包括粘性基底層301、導(dǎo)電粘合劑層302、接扣件303以及襯墊層304;所述導(dǎo)電粘合劑層302、粘性基底層301和襯墊層304依次連接。優(yōu)選的是，所述導(dǎo)電粘合劑層302、粘性基底層301和襯墊層304的面積依次增大。更為優(yōu)選的是，該測(cè)量電極的襯墊層304覆蓋所述粘性基底層301的外表面，并超出所述粘性基底層301的周邊部分，該襯墊層304也具有與皮膚粘性接觸的粘性粘合面，用以加強(qiáng)本發(fā)明的電極對(duì)皮膚的粘附力。由于電極在粘附皮膚時(shí)，襯墊層因?yàn)槠つw分泌的水分而導(dǎo)致粘附力降低，因此本發(fā)明的襯墊層304優(yōu)選為無紡布。并且，所述測(cè)量電極的粘性基底層301的內(nèi)表面連接導(dǎo)電粘合劑層302，所述導(dǎo)電粘合劑層作為電極與皮膚之間的電界面，其外表面直接與皮膚接觸，用于獲取待測(cè)區(qū)域的反映電位。為了保證導(dǎo)電粘合劑層上各個(gè)部分導(dǎo)電性能的一致性，所述導(dǎo)電粘合劑層302設(shè)計(jì)為圓柱體形這種穩(wěn)定形狀，從而保證通過所述導(dǎo)電粘合劑層獲取到待測(cè)區(qū)域體表接觸面上的反映電位是準(zhǔn)確并且穩(wěn)定的。此外，所述測(cè)量電極的導(dǎo)電粘合劑層的直徑優(yōu)選為大于或等于16mm,—個(gè)較好的結(jié)杲是，其直徑為18mm。在這種情況下，本發(fā)明可以獲得準(zhǔn)確度較高的生物電阻抗測(cè)量值。并且，所述導(dǎo)電粘合劑層302中丙烯酸的含量為12%—18%時(shí)性能良好，在丙烯酸含量為15%時(shí)導(dǎo)電粘合劑層的性能最佳。在臨床應(yīng)用上，為了將所述導(dǎo)電粘合劑層獲取的反映電位傳輸給生物電阻抗測(cè)量?jī)x器，需要將電極通過接扣件與測(cè)量?jī)x器的導(dǎo)線相連接來實(shí)現(xiàn)，顯而易見，所述接扣件的連接是電連接的，用于傳導(dǎo)電特性。在這種情況下，所述測(cè)量電極的接扣件303由導(dǎo)電金屬制成，通過導(dǎo)電層305與所述導(dǎo)電粘合劑層302電連接，為了進(jìn)一步避免由于被測(cè)體運(yùn)動(dòng)對(duì)生物電阻抗測(cè)量時(shí)的干擾，所述接扣件303采用偏心設(shè)計(jì)，相比現(xiàn)有技術(shù)的中心設(shè)計(jì)，此種偏心設(shè)計(jì)可以有效提高測(cè)量值的準(zhǔn)確性。使用本發(fā)明的測(cè)量電極獲取的測(cè)量值具有較高的準(zhǔn)確性與可重復(fù)性，例如，在40khz的頻率下，所述電才及的交流阻抗/f直不大于30歐姆，每?jī)蓪?duì)電極對(duì)之間的交流阻抗值差值為不大于3歐姆。為了實(shí)現(xiàn)生物電阻抗的計(jì)算，需要將所述經(jīng)過放大處理的每個(gè)頻率點(diǎn)的電流值和電壓值并行進(jìn)行模-數(shù)轉(zhuǎn)換，由模擬信號(hào)轉(zhuǎn)換為數(shù)字信號(hào)。公知的是，模擬信號(hào)經(jīng)過采樣和量化兩個(gè)步驟才變成數(shù)字信號(hào)，采樣是指用每隔一定時(shí)間的信號(hào)樣值序列來代替原來在時(shí)間上連續(xù)的信號(hào)，也就是在時(shí)間上將模擬信號(hào)離散化；量化是用有限個(gè)幅度值近似原來連續(xù)變化的幅度值，把模擬信號(hào)的連續(xù)幅度變?yōu)橛邢迶?shù)量的有一定間隔的離散值。需要注意的是，所述模-數(shù)轉(zhuǎn)換的頻率為大于或等于所述頻率點(diǎn)的頻率的2倍，對(duì)于頻率為10hz的經(jīng)過放大處理的電流值和電壓值，所述模-數(shù)轉(zhuǎn)換的頻率至少為20hz。由此形成多列信號(hào)，每列信號(hào)對(duì)應(yīng)一個(gè)頻率點(diǎn)。由于對(duì)應(yīng)不同的頻率，待測(cè)區(qū)域的阻抗對(duì)應(yīng)不同的頻率必然是不同的阻抗，在低頻段的數(shù)值和高頻段的數(shù)值在范圍上有很大的區(qū)別，例如，在頻率為lhz時(shí)的阻抗與頻率為300khz時(shí)的阻抗肯定存在很大區(qū)別，在高頻段時(shí)可能是幾百歐姆，在低頻段則可能達(dá)到上萬歐姆，如此大的變動(dòng)范圍會(huì)給信號(hào)測(cè)量造成干擾，因此，本發(fā)明還包括步驟108:當(dāng)所述經(jīng)過模-數(shù)轉(zhuǎn)換后的電流信號(hào)和電壓信號(hào)的數(shù)值不在預(yù)設(shè)范圍之內(nèi)時(shí)，調(diào)整所述第一高阻放大器和第二高阻放大器的增益。通過將所述第一高阻放大器和第二高阻放大器的增益(放大倍數(shù))劃分為l、2、4、8、10、20、40、80等8個(gè)增益檔位，并根據(jù)多次試驗(yàn)得出的進(jìn)行模-數(shù)轉(zhuǎn)換的最好范圍，并據(jù)此設(shè)置經(jīng)驗(yàn)閾值(0.5x量程0.8x量程，所述范圍為根據(jù)工作人員經(jīng)過多次試驗(yàn)得出的，是進(jìn)行模-數(shù)轉(zhuǎn)換最好的數(shù)值范圍)，所述量程也即是增益檔位。在模-數(shù)轉(zhuǎn)換周期內(nèi)對(duì)于數(shù)字信號(hào)的提取需要根據(jù)不同的頻率，調(diào)整模-數(shù)轉(zhuǎn)換的時(shí)間，確保一次提取的點(diǎn)能夠覆蓋兩個(gè)以上的恒流輸出信號(hào)周期。優(yōu)選的是，在一個(gè)模-數(shù)轉(zhuǎn)換周期內(nèi)提取至少2000個(gè)數(shù)字信號(hào)，用以充分保證電阻抗測(cè)量的精度。對(duì)所述至少2000個(gè)數(shù)字信號(hào)運(yùn)用傅立葉快速變換算法進(jìn)行頻語分析。具體為，將所述多個(gè)數(shù)字信號(hào)分解成分立的頻率分量，獲得頻諳分布圖，計(jì)算得到頻域信號(hào)的頻譜，然后在f0的+/-10%范圍內(nèi)搜尋最大能量語的頻率點(diǎn)上電壓信號(hào)和電流信號(hào)分量，例如，對(duì)應(yīng)輸出頻率為fO的電流值和電壓值，可以設(shè)置一個(gè)窗口函數(shù)獲取[(fO-f010。/。)-(fO+f010。/。)]范圍內(nèi)的信號(hào)，通過計(jì)算兩個(gè)分量的比值即可得出交流阻抗的模值。需要說明的是，選擇在上述范圍內(nèi)搜尋信號(hào)還可以避免工頻干擾，因?yàn)槿绻嬖诠ゎl干擾，其能量強(qiáng)度有可能大于信號(hào)頻率處的能量強(qiáng)度，所以如果不在此范圍內(nèi)進(jìn)行限制，系統(tǒng)可能將工頻頻率作為信號(hào)頻率檢出，從而產(chǎn)生誤差。同時(shí)，在傅立葉快速變換中也得出了所述電壓信號(hào)和電流信號(hào)的相位差，根據(jù)所述模值和相位差即可在復(fù)平面上計(jì)算出某個(gè)頻率的阻抗值，即該頻率的實(shí)部和虛部。在阻抗頻率圖中，所述頻率、實(shí)部和虛部就構(gòu)成了頻譜上的一個(gè)點(diǎn)。按照上述方法計(jì)算預(yù)設(shè)頻率范圍內(nèi)的不同頻率點(diǎn)的阻抗值，就可以形成阻抗頻率圖。在以往的測(cè)量中，一^殳采用有效值;險(xiǎn)測(cè)電壓和電流，從而不可避免地將其它頻點(diǎn)的電壓和電流引入有效值，并且在因?yàn)樵跍y(cè)量過程中的硬件設(shè)備不可避免的會(huì)產(chǎn)生其它頻段的電壓和電流值，由于這些產(chǎn)生的其它頻點(diǎn)的電流值和電壓值的摻雜，最終提供給阻抗計(jì)算單元的信號(hào)肯定不止lhz-300khz頻率范圍的信號(hào)，必然引起最終計(jì)算結(jié)果的不準(zhǔn)確。在這種情況下，還可以采用傅立葉快速變換通過軟件的方式將一個(gè)測(cè)量波形分成標(biāo)準(zhǔn)的多次諧波，形成諧波頻諳，并根據(jù)輸出頻率和預(yù)設(shè)的能量閾值過濾刪除其它頻率的電信號(hào)能量值大于或小于預(yù)設(shè)閾值的電信號(hào)，將真正對(duì)應(yīng)輸出頻率的被測(cè)信號(hào)提取出來，由此提高信號(hào)的純凈度。由上可知，本發(fā)明釆用傅立葉快速變換算法不僅可以進(jìn)行頻鐠分析，計(jì)算出阻抗值，還可以過濾電信號(hào)。在實(shí)際應(yīng)用中，由于測(cè)量頻率有限，必須根據(jù)有限測(cè)量數(shù)據(jù)依靠算法求取生物組織的阻抗模型參數(shù)?，F(xiàn)有算法存在明顯缺點(diǎn)，例如有的用三個(gè)頻率點(diǎn)近似計(jì)算血液電阻抗模型，這種近似計(jì)算的精度低，誤差大?，F(xiàn)有技術(shù)中還有采用最小二乘圓擬合法提取離體組織模型的特征參數(shù)等，但是這種方法存在迭代次數(shù)大，需要經(jīng)過幾百或上千次迭代計(jì)算，并且擬合精度不高，其初始值選取影響迭代收斂性，導(dǎo)致運(yùn)算速度慢。利用這種算法進(jìn)行測(cè)量的缺點(diǎn)是速度慢、精度低。本發(fā)明在此基于上述得到的阻抗頻率圖，采用擬合圓的方法提出所述待測(cè)區(qū)域的特征參數(shù)，其中，所述特征參數(shù)是指特征頻率和特征阻抗。下文中將對(duì)這種算法進(jìn)行詳細(xì)說明。為了使獲得的特征參數(shù)具有臨床判斷的價(jià)值，本發(fā)明的方法還可以包括步驟109:分時(shí)段獲取所述待測(cè)區(qū)域的特征參數(shù)，形成特征參數(shù)趨勢(shì)圖。在臨床應(yīng)用中，可以通過患者在不同時(shí)間點(diǎn)的特征頻率和特征阻抗形成的特征阻抗隨時(shí)間變化的趨勢(shì)圖，以作為臨床評(píng)價(jià)的指標(biāo)。由于腦水腫是腦組織對(duì)不同病因的病理反應(yīng)，正確及時(shí)評(píng)價(jià)腦水腫的性質(zhì)和演變過程，是關(guān)系許多危重病人診斷和治療成敗的關(guān)鍵，因而本發(fā)明的一種應(yīng)用方向是對(duì)腦水腫狀態(tài)的監(jiān)測(cè)。為了使本領(lǐng)域技術(shù)人員更好地理解本發(fā)明，本發(fā)明將以對(duì)測(cè)量腦水腫的特征參數(shù)為例進(jìn)一步說明本發(fā)明。參照?qǐng)D4,本發(fā)明的一種實(shí)施方式測(cè)量腦水腫的特征參數(shù)的流程圖，包括以下步驟步驟401、在人體腦部附加測(cè)量電極；所述測(cè)量電極優(yōu)選為上述生物電阻4元測(cè)量電才及；步驟402、恒流輸出頻率為10hz-100khz范圍內(nèi)的正弦波激勵(lì)信號(hào)至所述電極，對(duì)人體腦部進(jìn)行激勵(lì)；在本實(shí)施例中，采用DDS技術(shù)產(chǎn)生正弦波激勵(lì)信號(hào)，使用該技術(shù)計(jì)算波形^公^為/(0=0.1xsin(2x;rx/x需要說明的是，在進(jìn)行腦水腫狀態(tài)觀察時(shí)，設(shè)置頻率在10hz—100khz的范圍內(nèi)可以避免高頻誤差，同時(shí)又不會(huì)損失低頻信號(hào)可能帶來的有用信息，所表現(xiàn)出來的特征參數(shù)是最有代表性的。步驟403、分別檢測(cè)模擬信號(hào)的電流值和電壓值，如果檢測(cè)出所述電流值或電壓值超出預(yù)設(shè)閾值，斷開連接。否則，進(jìn)行步驟404;本步驟是為了防止在測(cè)量過程中，發(fā)生短路現(xiàn)象致使電流過大而致使人體受到傷害和參與測(cè)量的各個(gè)硬件設(shè)備遭到損壞，所述預(yù)設(shè)閾值是可以根據(jù)人體的安全電壓或電流標(biāo)準(zhǔn)和各個(gè)硬件設(shè)備的承受能力標(biāo)準(zhǔn)進(jìn)行設(shè)置的，本領(lǐng)技術(shù)人員按照檢測(cè)需求自行設(shè)置即可。步驟404、獲取并放大經(jīng)過人體腦部的模擬信號(hào)；為了獲得較高的阻抗測(cè)量精度，避免接觸阻抗造成的誤差，本步驟通過以下子步驟完成子步驟4041:利用第一高阻放大器獲取并放大設(shè)置在人體腦部的串聯(lián)線路上的標(biāo)準(zhǔn)取樣電阻上的電流信號(hào)，所述高阻放大器的阻抗至少為所述取樣電阻的阻抗的106倍；子步驟4042:利用第二高阻放大器獲取并放大設(shè)置在人體腦部的兩側(cè)的第一測(cè)量電極和第二測(cè)量電極的電壓信號(hào)。作為另一個(gè)實(shí)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個(gè)高阻抗電阻和一個(gè)普通放大器代替，所述高阻抗電阻的阻抗可以為所述標(biāo)準(zhǔn)取樣電阻的阻抗的107倍以上。步驟405,對(duì)所述模擬信號(hào)進(jìn)行模-數(shù)轉(zhuǎn)換；將所述經(jīng)過放大處理的每個(gè)頻率點(diǎn)的電流值和電壓值并行進(jìn)行模-數(shù)轉(zhuǎn)換，由模擬信號(hào)轉(zhuǎn)換為數(shù)字信號(hào)。為了獲得良好的線性和高分辨率，所述模-數(shù)轉(zhuǎn)換的頻率為大于或等于所述頻率點(diǎn)的頻率的2倍，對(duì)于頻率為10hz的經(jīng)過放大處理的電流值和電壓值，所述才莫-數(shù)轉(zhuǎn)換的頻率至少為20hz。步驟406，判斷經(jīng)過模-數(shù)轉(zhuǎn)換的電流值是否處于預(yù)設(shè)的范圍(0.5x量程-O.Sx量程)內(nèi)，如果否，進(jìn)入步驟410;否則，進(jìn)入步驟407;步驟407:調(diào)整所述第一高阻放大器放大倍數(shù)檔位；在實(shí)際中，可以根據(jù)需要將所述第一高阻放大器的放大倍數(shù)(增益)劃分為1、2、4、8、10、20、40、80等8個(gè)放大倍數(shù)檔位，所述量程即是所述放大倍數(shù)檔位。為了確保每次獲取的電流值均在預(yù)設(shè)的范圍(0.5x量程~0.8x量程)內(nèi)，所述范圍為根據(jù)工作人員經(jīng)過多次試驗(yàn)得出的，是進(jìn)行模-數(shù)轉(zhuǎn)換最好的數(shù)值范圍，當(dāng)電流值不處于該范圍內(nèi)時(shí)，自動(dòng)調(diào)整所述第一高阻放大器的放大倍數(shù)的檔位，使經(jīng)過其放大之后的電流值處于該范圍內(nèi)。步驟408:判斷經(jīng)過模-數(shù)轉(zhuǎn)換的電壓值是否處于預(yù)設(shè)的范圍(0.5x量程0.8x量程)內(nèi)，如果否，進(jìn)入步驟410;否則，進(jìn)入步驟409;步驟409:調(diào)整所述第二高阻放大器放大倍數(shù)檔位。同樣地，可以根據(jù)需要將所述第二高阻放大器的放大倍數(shù)(增益)劃分為1、2、4、8、10、20、40、80等8個(gè)放大倍數(shù)檔位，所述量程即是所述放大倍數(shù)檔位。為了確保每次獲取的電壓值均在預(yù)設(shè)的范圍(0.5x量程~0.8x量程)內(nèi)，所述范圍為根據(jù)工作人員經(jīng)過多次試驗(yàn)得出的，是進(jìn)行模-數(shù)轉(zhuǎn)換最好的數(shù)值范圍，當(dāng)電壓值不處于該范圍內(nèi)時(shí)，自動(dòng)調(diào)整所述第二高阻放大器的放大倍數(shù)的檔位，使經(jīng)過其放大之后的電壓值處于該范圍內(nèi)。步驟410，在一個(gè)模-數(shù)轉(zhuǎn)換周期內(nèi)提取至少2000個(gè)數(shù)字信號(hào)，并采用傅立葉快速變換算法計(jì)算所述數(shù)字信號(hào)對(duì)應(yīng)的一組阻抗值；按照上文所述的算法計(jì)算得至'腦部多個(gè)頻率的阻抗值如下表所示:頻率實(shí)部1虛部1實(shí)部2虛部2實(shí)部3虛部3實(shí)部4虛部4實(shí)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>步驟411，根據(jù)上表中多個(gè)不同頻率點(diǎn)的阻抗值，形成阻抗頻率圖如圖5所示(x軸方向?yàn)閷?shí)部，y軸方向?yàn)樘摬?；步驟412,參考圖6，通過擬合圓的方法計(jì)算腦水腫特征參數(shù)；所述擬合圓計(jì)算的具體過程為<formula>complexformulaseeoriginaldocumentpage18</formula>其中，Z表示復(fù)阻抗，即為圖4中Z所表示的復(fù)數(shù)，本發(fā)明利用兩個(gè)復(fù)數(shù)和的形式表達(dá)，公式中&和&表示串聯(lián)和并聯(lián)電阻阻值，"為指數(shù)，"表示角頻率。<formula>complexformulaseeoriginaldocumentpage18</formula>其中，Zre表示復(fù)阻抗Z的實(shí)部，公式中&和&表示串聯(lián)和并聯(lián)電阻阻值，w為指數(shù)，w表示角頻率。<formula>complexformulaseeoriginaldocumentpage19</formula>其中，Z,m表示復(fù)阻抗Z虛部，公式中^和//7表示串聯(lián)和并聯(lián)電阻阻值，"為指數(shù)，《表示角頻率。<formula>complexformulaseeoriginaldocumentpage19</formula>其中，間表示復(fù)阻抗Z的模，公式中^和i/7表示串聯(lián)和并聯(lián)電阻阻值，/7為指數(shù)，W表示角頻率。<formula>complexformulaseeoriginaldocumentpage19</formula>其中，tan-表示復(fù)數(shù)Z的幅角的正切值，公式中fc和化表示串聯(lián)和并聯(lián)電阻阻值，"為指數(shù)，《表示角頻率。由此，可以證明Zw和Zim滿足圓方程<formula>complexformulaseeoriginaldocumentpage19</formula>其中，^和^表示串聯(lián)和并聯(lián)電阻阻值，"為指數(shù)'這個(gè)圓的圓心為<formula>complexformulaseeoriginaldocumentpage19</formula>，半徑為<formula>complexformulaseeoriginaldocumentpage19</formula>和<formula>complexformulaseeoriginaldocumentpage19</formula>表示串聯(lián)<formula>complexformulaseeoriginaldocumentpage19</formula>和并聯(lián)電阻阻值，"為指數(shù)<最終得到<formula>complexformulaseeoriginaldocumentpage19</formula>其中，間表示復(fù)阻抗Z的模，是實(shí)際需要得到的結(jié)果，也可以用Z"<formula>complexformulaseeoriginaldocumentpage20</formula>和4聯(lián)合表示，i^和&表示串聯(lián)和并聯(lián)電阻阻值，"為指數(shù)(<formula>complexformulaseeoriginaldocumentpage20</formula>其中，^表示復(fù)數(shù)z的幅角，^和/^表示串聯(lián)和并聯(lián)電阻阻值，為指數(shù)。其中，z^表示復(fù)阻抗z的實(shí)部，&和&表示串聯(lián)和并聯(lián)電阻阻值，w為指數(shù)。其中，^表示復(fù)阻抗Z虛部，^和ip表示串聯(lián)和并聯(lián)電阻阻值，"為指數(shù)。這個(gè)過程從數(shù)學(xué)邏輯來說是一個(gè)離散數(shù)據(jù)擬合圓方程的求解過程，通過上述過程可以直接求得特征參數(shù)，即特征頻率和特征阻抗。步驟413，如圖7所示，按照上述步驟獲取多個(gè)時(shí)段的腦水腫特征參數(shù)，形成腦水腫狀態(tài)趨勢(shì)圖。通過在不同時(shí)間點(diǎn)的測(cè)量，分別計(jì)算掃頻數(shù)據(jù)得到特征頻率和特征阻抗，并據(jù)此做出特征阻抗隨時(shí)間變化的趨勢(shì)圖，即可作為臨床可以進(jìn)行評(píng)價(jià)的指標(biāo)。對(duì)于不同體積、不同種類的試液注入生物組織后阻抗特征參數(shù)變化狀況如圖8所示，即為臨床評(píng)價(jià)據(jù)以參考判斷的標(biāo)準(zhǔn)。其中，不同顏色的線條代表不同的樣本水腫/血腫的體積和阻抗測(cè)量特征參數(shù)的關(guān)系。在臨床應(yīng)用中，基于圖8對(duì)圖7所示腦水腫狀態(tài)進(jìn)行分析，可以得到下述結(jié)論隨著被測(cè)對(duì)象腦水腫的體積增大，基于預(yù)設(shè)頻率計(jì)算得到的綜合復(fù)阻抗液隨之增大，二者具有正相關(guān)系，可以作為判別顱內(nèi)水肺/血肺變化狀況的基本依據(jù)；通過多道測(cè)量方式，可以細(xì)分測(cè)量部位，初步確定腦水腫的位置。優(yōu)選的是，本發(fā)明還可以通過嵌入式一體化計(jì)算系統(tǒng)(WINCE)得到計(jì)算結(jié)果，直觀地在顯示系統(tǒng)中顯示、以及在輸出系統(tǒng)中打印輸出，構(gòu)成價(jià)廉、無創(chuàng)、床旁、連續(xù)反映顱腦深部水肺/血腫演變情況的監(jiān)護(hù)設(shè)備。參考圖8，是本發(fā)明一種生物電阻抗測(cè)量裝置的結(jié)構(gòu)圖，包括激勵(lì)單元01,用于恒流輸出預(yù)設(shè)頻率的正弦波激勵(lì)信號(hào)至設(shè)置在待測(cè)區(qū)域的測(cè)量電極，對(duì)待測(cè)區(qū)域進(jìn)行激勵(lì)；高阻放大器200、300，用于獲取并放大經(jīng)過待測(cè)區(qū)域的模擬信號(hào)；模-數(shù)轉(zhuǎn)換單元500，用于對(duì)所述模擬信號(hào)進(jìn)行模-數(shù)轉(zhuǎn)換；快速傅立葉處理單元400，用于在一個(gè)模-數(shù)轉(zhuǎn)換周期內(nèi)提取多個(gè)數(shù)字信號(hào)，并通過傅立葉快速變換算法計(jì)算所述多個(gè)數(shù)字信號(hào)對(duì)應(yīng)的一組阻抗值；圖例單元900，用于重復(fù)上述步驟計(jì)算預(yù)設(shè)頻率范圍內(nèi)不同頻率的阻抗值，形成阻抗頻率計(jì)算單元600,用于根據(jù)所述阻抗頻率圖通過擬合圓的方法計(jì)算所述待測(cè)區(qū)域的特征參數(shù)。優(yōu)選的，本發(fā)明的裝置還可以包括趨勢(shì)圖形成單元901,用于分時(shí)段獲取所述待測(cè)區(qū)域的特征參數(shù)，形成特征參數(shù)趨勢(shì)圖。優(yōu)選的，本發(fā)明的裝置還可以包括預(yù)處理單元800,用于當(dāng)檢測(cè)到所述電流信號(hào)和電壓信號(hào)的數(shù)值大于預(yù)設(shè)閾值時(shí)，進(jìn)行斷電保護(hù)。優(yōu)選的，所述高阻放大器包括第一高阻放大器200,包括兩個(gè)輸入端211、212和一個(gè)輸出端213，所述兩個(gè)輸入端211、212分別與所述取樣電阻IOO的兩端相連，用于獲取并放大經(jīng)過所述標(biāo)準(zhǔn)取樣電阻的電流信號(hào)；第二高阻放大器300，包括兩個(gè)輸入端311、312和一個(gè)輸出端313,所述兩個(gè)輸入端311、312分別與設(shè)置在待測(cè)區(qū)域兩側(cè)的第一測(cè)試電極04和第二測(cè)試電極05相連，用于獲取并放大所述待測(cè)區(qū)域兩側(cè)的電壓信號(hào)。所述第一高阻放大器200和第二高阻放大器300的輸入阻抗至少為109歐姆。優(yōu)選的，本發(fā)明的裝置還可以包括增益調(diào)節(jié)單元700,與所述高阻放大器200、300相連，用于當(dāng)所述經(jīng)過模-數(shù)轉(zhuǎn)換后的電流信號(hào)和電壓信號(hào)的數(shù)值不在預(yù)設(shè)范圍之內(nèi)時(shí)，調(diào)整所述第一高阻放大器200和第二高阻放大器300的增益。對(duì)于圖8的描述未詳盡之處，可以參見本說明書前述相關(guān)部分。以上對(duì)本發(fā)明所提供的一種生物電阻抗測(cè)量方法及裝置，進(jìn)行了詳以上實(shí)施例的說明只是用于幫助理解本發(fā)明的方法及其核心思想；同時(shí)，對(duì)于本領(lǐng)域的一般技術(shù)人員，依據(jù)本發(fā)明的思想，在具體實(shí)施方式及應(yīng)用范圍上均會(huì)有改變之處，綜上所述，本說明書內(nèi)容不應(yīng)理解為對(duì)本發(fā)明的限制。權(quán)利要求1、一種生物電阻抗測(cè)量方法，其特征在于，所述方法包括恒流輸出預(yù)設(shè)頻率的正弦波激勵(lì)信號(hào)至設(shè)置在待測(cè)區(qū)域的測(cè)量電極，對(duì)待測(cè)區(qū)域進(jìn)行激勵(lì)；獲取并放大經(jīng)過待測(cè)區(qū)域的模擬信號(hào)；對(duì)所述模擬信號(hào)進(jìn)行模-數(shù)轉(zhuǎn)換；在一個(gè)模-數(shù)轉(zhuǎn)換周期內(nèi)提取多個(gè)數(shù)字信號(hào)，并通過傅立葉快速變換算法計(jì)算所述多個(gè)數(shù)字信號(hào)對(duì)應(yīng)的一組阻抗值；重復(fù)上述步驟計(jì)算預(yù)設(shè)頻率范圍內(nèi)不同頻率點(diǎn)的阻抗值，形成阻抗頻率圖；根據(jù)所述阻抗頻率圖通過擬合圓的方法計(jì)算該時(shí)間點(diǎn)所述待測(cè)區(qū)域的特征參數(shù)。2、如權(quán)利要求l所述的方法，其特征在于，所述預(yù)設(shè)頻率的范圍為lhz—300khz。3、如權(quán)利要求l所述的方法，其特征在于，在一個(gè)模-數(shù)轉(zhuǎn)換周期內(nèi)至少提取2000個(gè)數(shù)字信號(hào)。4、如權(quán)利要求l、2或3所述的方法，其特征在于，還包括分時(shí)段獲取所述待測(cè)區(qū)域的特征參數(shù)，形成特征參數(shù)趨勢(shì)圖。5、如權(quán)利要求l所述的方法，其特征在于，所述獲取并放大經(jīng)過待測(cè)區(qū)域的模擬信號(hào)步驟包括聯(lián)設(shè)置，以獲取所述待測(cè)區(qū)域串聯(lián)線路上的電流信號(hào)，所述高阻放大器的阻抗至少為所述取樣電阻的阻抗的106倍；將第二高阻放大器與設(shè)置在所述待測(cè)區(qū)域兩側(cè)的第一測(cè)量電極和第二測(cè)量電才及相連，以獲取所述待測(cè)區(qū)i或的電壓信號(hào)。6、如權(quán)利要求l所述的方法，其特征在于，所述阻抗值包括實(shí)部和虛部；所述特征參數(shù)包括特征頻率和特征阻抗；所述待測(cè)區(qū)域?yàn)槿梭w腦部；所述特征參數(shù)趨勢(shì)圖為腦水腫狀態(tài)趨勢(shì)圖。7、如權(quán)利要求6所述的方法，其特征在于，所述預(yù)設(shè)頻率的范圍為10hz—100khz。8、所述測(cè)量電極包括粘性基底層、導(dǎo)電粘合劑層、接扣件以及村墊層；所述導(dǎo)電粘合劑層、粘性基底層和村墊層依次連接，所述接扣件為偏心設(shè)計(jì)，所述導(dǎo)電粘合劑層為圓柱體形，所述接扣件與所述導(dǎo)電粘合劑層電連接；所述測(cè)量電極的導(dǎo)電粘合劑中丙烯酸的含量為5%,導(dǎo)電粘合劑層的直徑為18mm，完全粘附于人體被測(cè)部位。9、一種生物電阻抗測(cè)量裝置，其特征在于，包括激勵(lì)單元，用于恒流輸出預(yù)設(shè)頻率的正弦波激勵(lì)信號(hào)至設(shè)置在待測(cè)區(qū)域的測(cè)量電極，對(duì)待測(cè)區(qū)域進(jìn)行激勵(lì)；高阻放大器，用于獲取并放大經(jīng)過待測(cè)區(qū)域的模擬信號(hào)；模-數(shù)轉(zhuǎn)換單元，用于對(duì)所述模擬信號(hào)進(jìn)行模-數(shù)轉(zhuǎn)換；快速傅立葉處理單元，用于在一個(gè)模-數(shù)轉(zhuǎn)換周期內(nèi)提取多個(gè)數(shù)字信號(hào)，并通過傅立葉快速變換算法計(jì)算所述多個(gè)數(shù)字信號(hào)對(duì)應(yīng)的一組阻抗值；圖例單元，用于重復(fù)上述步驟計(jì)算預(yù)設(shè)頻率點(diǎn)范圍內(nèi)不同頻率的阻抗值，形成阻抗頻率圖；計(jì)算單元，用于根據(jù)所述阻抗頻率圖通過擬合圓的方法計(jì)算該時(shí)間點(diǎn)所述待測(cè)區(qū)域的特征參數(shù)。10、如權(quán)利要求9所述的裝置，其特征在于，所述激勵(lì)單元預(yù)設(shè)頻率的范圍為lhz—300khz。11、如權(quán)利要求9所述的裝置，其特征在于，在一個(gè)模-數(shù)轉(zhuǎn)換周期內(nèi)至少提取2000個(gè)數(shù)字信號(hào)。12、如權(quán)利要求9、10或11所述的裝置，其特征在于，還包括趨勢(shì)圖形成單元，分時(shí)段獲取所述待測(cè)區(qū)域的特征參數(shù)，形成特征參數(shù)趨勢(shì)圖。13、如權(quán)利要求9所述的裝置，其特征在于，所述高阻放大器包括第一高阻放大器，包括兩個(gè)輸入端和一個(gè)輸出端，所述兩個(gè)輸入端分別與所述取樣電阻的兩端相連，用于獲取并放大經(jīng)過所述標(biāo)準(zhǔn)取樣電阻的電流信號(hào)；第二高阻放大器，包括兩個(gè)輸入端和一個(gè)輸出端，所述兩個(gè)輸入端分別與i殳置在人體^皮測(cè)部位兩側(cè)的第一測(cè)試電極和第二測(cè)試電+及相連，用于獲取并放大所述人體被測(cè)部位兩側(cè)的電壓信號(hào)；所述第一高阻放大器和第二高阻放大器的輸入阻抗至少為109歐姆。全文摘要本發(fā)明公開了一種生物電阻抗測(cè)量方法，其特征在于，所述方法包括恒流輸出預(yù)設(shè)頻率的正弦波激勵(lì)信號(hào)至設(shè)置在待測(cè)區(qū)域的測(cè)量電極，對(duì)待測(cè)區(qū)域進(jìn)行激勵(lì)；獲取并放大經(jīng)過待測(cè)區(qū)域的模擬信號(hào)；對(duì)所述模擬信號(hào)進(jìn)行模-數(shù)轉(zhuǎn)換；在一個(gè)模-數(shù)轉(zhuǎn)換周期內(nèi)提取多個(gè)數(shù)字信號(hào)，并通過傅立葉快速變換算法計(jì)算所述多個(gè)數(shù)字信號(hào)對(duì)應(yīng)的一組阻抗值；重復(fù)上述步驟計(jì)算預(yù)設(shè)頻率范圍內(nèi)不同頻率點(diǎn)的阻抗值，形成阻抗頻率圖；根據(jù)所述阻抗頻率圖通過擬合圓的方法計(jì)算該時(shí)間點(diǎn)所述待測(cè)區(qū)域的特征參數(shù)。本發(fā)明通過有效屏蔽干擾信號(hào)，提供了純凈的電信號(hào)，從而保證了測(cè)量精度；并采用傅立葉快速變換算法和擬合圓方法，提高了阻抗計(jì)算的準(zhǔn)確性，并有效降低了電路成本。文檔編號(hào)A61B5/053GK101194834SQ20061016108公開日2008年6月11日申請(qǐng)日期2006年12月5日優(yōu)先權(quán)日2006年12月5日發(fā)明者為何,琪吳,熊新翔,平王,輝蔣申請(qǐng)人:重慶博恩富克醫(yī)療設(shè)備有限公司