第十五章阻抗信号测量与分析 (Impedance Signal Measurement and Analysis)

第十五章阻抗信号测量与分析(Impedance Signal Measurement and Analysis)

生物阻抗(Bioimpedance)是反映生物组织、器官、细胞或整个生物机体电学性质的物理量。生物阻抗技术是利用生物组织与器官的电特性〔阻抗．导纳、介电常数等)及其变化提取与人体生理、病理状况相关的生物医学信息的一种无损伤检测技术。它通常是借助置于体表的电极系统向检测对象送—低于兴奋阈值的交流测量电流或电压，检测相应的电阻抗及其变化。然后根据不同的应用目的，获取相关的生理和病理信息：这种技术或方法具备无创、廉价、安全．无毒无害、操作简单和信息丰富等特点。医生和病人易于接受、具有广泛的应用前景。生物阻抗(Bioimpedance)是反映生物组织、器官、细胞或整个生物机体电学性质的物理量。生物阻抗技术是利用生物组织与器官的电特性〔阻抗．导纳、介电常数等)及其变化提取与人体生理、病理状况相关的生物医学信息的一种无损伤检测技术。它通常是借助置于体表的电极系统向检测对象送—低于兴奋阈值的交流测量电流或电压，检测相应的电阻抗及其变化。然后根据不同的应用目的，获取相关的生理和病理信息：这种技术或方法具备无创、廉价、安全．无毒无害、操作简单和信息丰富等特点。医生和病人易于接受、具有广泛的应用前景。

根据测量对象的不同，获得临床应用的有脑、心、肺、肝、胃、肾、肢体、盆腔阻抗（血流）图之分。还要说明的是，所谓阻抗图是指传统的记录在有特定坐标的纸上的阻抗信号的波形,但是这里处理的是阻抗信号本身而不是记录在纸上的波形－阻抗图。根据测量对象的不同，获得临床应用的有脑、心、肺、肝、胃、肾、肢体、盆腔阻抗（血流）图之分。还要说明的是，所谓阻抗图是指传统的记录在有特定坐标的纸上的阻抗信号的波形,但是这里处理的是阻抗信号本身而不是记录在纸上的波形－阻抗图。医学中常简称心阻抗图为ICG(Impedance cardiogram, 或Rheocardiogram), 脑阻抗图为IEG(Impedance encephalogram)或脑血流图为REG（Rheoencephalogram）。

除了用阻抗信号和其微分信号外，还有阻抗环。有两类阻抗环，一类是由双导系统采集的对称信号，如双侧脑部和双上下肢，双侧肺等的信号进行合成。第二类是将基本信号Δz与导出信号dz/dt进行合成。在导联方面，除了单导和双导外，还有三导正交导联的设计，以获得三维空间正交阻抗信号。除了用阻抗信号和其微分信号外，还有阻抗环。有两类阻抗环，一类是由双导系统采集的对称信号，如双侧脑部和双上下肢，双侧肺等的信号进行合成。第二类是将基本信号Δz与导出信号dz/dt进行合成。在导联方面，除了单导和双导外，还有三导正交导联的设计，以获得三维空间正交阻抗信号。

第一节生物阻抗测量的基本原理（Primary Principles of Bio-Impedance Measurement）

一、生物组织的等效电路模型 生物组织含有大量不同形状的细胞，这些细胞之间的液体可视为电解质。因此，当直流或低频电流施加于生物组织时，电流将以任意一种方式经过细胞，主要流经细胞外液。当施加于生物组织的电流频率增加时，细胞膜电容的容抗减少，一部分电流将穿过细胞膜进入细胞内液。所以生物组织的低频阻抗较大而高频阻抗较小，阻抗值由大到小的过渡恰好反映了生物组织细胞膜的电容性质，生物组织的这种特性最早被Philippson (1920年)所认识，并导出了等效电路的概念。

生物组织内单个细胞的等效电路模型如图15-1（a）所示，其中Re是细胞外液电阻，Ce是细胞外液并联电容，Rm是细胞膜的电阻，Cm是细胞膜并联电容；Ri是细胞内液电阻，Ci是细胞内液并联电容。在低频情况下（低于1MHz），细胞膜的漏电阻Rm很大，可视为开路：而内外液的并联电容Ci、Ce很小，也可视为开路，这样就可得到如图15-1（b）所示的简化等效电路模型。对于整个生物组织而言，由于生物组织是由大量细胞组成，可视为许多细胞的集合，因此生物组织的电路模型也同样可用图15-1（b）所示的电路等效，只是此时的Ri、Re、Cm已不再是代表某个细胞内、外液电阻和细胞膜电容，而是代表整个生物组织的等效内、外液电阻和膜电容，这就是所谓的三元件生物阻抗模型。生物组织内单个细胞的等效电路模型如图15-1（a）所示，其中Re是细胞外液电阻，Ce是细胞外液并联电容，Rm是细胞膜的电阻，Cm是细胞膜并联电容；Ri是细胞内液电阻，Ci是细胞内液并联电容。在低频情况下（低于1MHz），细胞膜的漏电阻Rm很大，可视为开路：而内外液的并联电容Ci、Ce很小，也可视为开路，这样就可得到如图15-1（b）所示的简化等效电路模型。对于整个生物组织而言，由于生物组织是由大量细胞组成，可视为许多细胞的集合，因此生物组织的电路模型也同样可用图15-1（b）所示的电路等效，只是此时的Ri、Re、Cm已不再是代表某个细胞内、外液电阻和细胞膜电容，而是代表整个生物组织的等效内、外液电阻和膜电容，这就是所谓的三元件生物阻抗模型。

图15-1 生物组织等效电路模型

二、频散理论 Schwan通过对生物组织频率特性的研究，发现生物组织内存在三个不同的频率散射，分别称为α、β、和γ频散，如图15-2所示。图15-2 生物组织频率特性

从图15-2可以看出，生物组织的介电常数ε和电导系数σ随着频率变化有三个明显的散射区域，其中α频散主要发生在音频频段(几赫兹到几十千赫兹)，是由于包围组织内细胞离子层发生变化引起的，表现为细胞膜电容发生变化，β频散主要发生在射频频段(几十千赫兹到几十兆赫兹)，主要由膜电阻的容性短路和生物高分子的旋转松弛所引起。在此频段内，细胞膜电容基本恒定，因而随着绩率增加，膜电容的容抗减小，电流由低频时绕过细胞膜只流经细胞外液，到高频时穿过细胞膜流经细胞内、外液，因此表现为电导系数随频率升高而增大，相反介电系数随频率升高而减小。

γ频散主要发生在微波频段(几十兆赫以上)，是由于蛋白质和蛋白质结合的水在电场作用下分子的偶极转动所引起。由此可见，在音频频段和射频频段对生物组织介电特性的研究可以同时反映出细胞内液和外液的特征，可用于进行各种临床诊断，如水肿的检测等。

第二节生物阻抗测量的基本方法(Basic Techniques of Bio-Impedance Measurement)

对生物组织阻抗的测量，在不同频段有不同的测量方法，用于不同部位时情况也稍有不同，但总体测量结构大致如图15-3所示。对生物组织阻抗的测量，在不同频段有不同的测量方法，用于不同部位时情况也稍有不同，但总体测量结构大致如图15-3所示。测量的关键在于电极系统的选择，在低频段一般采用电桥法、双电极法、四电极法和四环电极法。目前，常用的是四电极测量技术，将供电电极与测量电极分离，测量电极处于电流密度分布比较均匀的中间段，这样就很好地克服了皮肤-电极接触阻抗问题以及电极与生物组织电解液之间的极化问题，大大提高了测量精度。在高频段，由于分布电容的影响，一般采用非接触测量技术和开放端同轴电缆测量技术。

图15-3 生物阻抗测量结构框图

一、电桥法测定阻抗信号 通常用平衡交流电桥测量确定的电阻抗值，生物电阻抗一般是随时间变化的电阻抗，测量这种变化电阻抗可用非平衡交流电桥，交流电桥和电源可看成有源的阻抗信号的换能器。 (一)非平衡电桥

图15-4 电桥原理图

电桥原理如图15-4。设Z1、Z2、Z3、Z4为交流电桥桥臂的电阻抗，V为理想电压表。恒定的高频交变电压Ue加于电桥的A、C端，根据电路的基尔霍夫定律，可得B、D两点的电势差Ubd与电路参数的关系为：电桥原理如图15-4。设Z1、Z2、Z3、Z4为交流电桥桥臂的电阻抗，V为理想电压表。恒定的高频交变电压Ue加于电桥的A、C端，根据电路的基尔霍夫定律，可得B、D两点的电势差Ubd与电路参数的关系为： (15-1) 当电桥平衡时，Ubd=0，此时B、D间无输出电压，桥臂上各阻抗满足： Z1Z3一Z2Z4＝0 (15-2)

假设桥臂阻抗Z1是随时间变化的（如接入人体的某一部分），且开始时电桥平衡，而后桥臂阻抗Z1变为Z1十ΔZ(ΔZ为一微变量)。由于电压表内阻很大，因此，用电压表测量BD端不平衡电压时，可直接应用式15-2。则由式15-2可得BD端不平衡电压为:假设桥臂阻抗Z1是随时间变化的（如接入人体的某一部分），且开始时电桥平衡，而后桥臂阻抗Z1变为Z1十ΔZ(ΔZ为一微变量)。由于电压表内阻很大，因此，用电压表测量BD端不平衡电压时，可直接应用式15-2。则由式15-2可得BD端不平衡电压为: (15-3) 上式表明根据输出电压Ubd可确定阻抗变化ΔZ。令Z2/Z1=Z3/Z4=k，ΔZ/Z1=δ，则(15-3)式可化为：

(15-4) 对式（15-4）分析可以看出： 1. 一般情况下，电桥输出的不平衡电压Ubd与桥臂阻值的相对变化δ不成线性关系，如果用δ作横坐标，Ubd作纵坐标，则有如图15-5所示的曲线关系。当δ《(1+K)时，有近似的线性关系(如图中虚线所示)：

（15-5） 图15-5 电桥输出的不平衡电压Ubd与桥臂阻抗相对变化δ之间的关系

2. 当桥臂设置为K＝1，即：Z1=Z2，Z4=Z3时，式(15-4)和(15-5)分别可写成：（15-6）（15-7）这时每个桥臂阻值的相对变化对不平衡电压的影响具有同样效果(最多差一负号)。 3. 不平衡电压与电源电压成正比，电源电压不稳定对测量结果有直接影响，故测量时必须用稳压电源。

4. 非平衡电桥的工作特性： (1)非平衡电桥线路的灵敏度 (2) 非平衡电桥的非线性误差 (二) 电桥式阻抗(血流)信号检测装置电桥式生物阻抗信号测量系统整体装置框图如图15-6所示。图15-6 桥式（二极法）阻抗（血流）测定仪框图

恒压源产生的20-200kHz（依具体设计而定）交流电压供给R-R-Rs-Rx组成的测量电桥。Rx为被测的生物体某一部分的阻抗。当桥臂阻抗发生变化时，电桥输出电压的幅度将随阻抗的变化而变化，即非平衡电桥输出的是由缓慢变化的阻抗信号调制了的高频（20～100kHz，依具体设计而定）信号。经高频放大后，再经检波器检波，可得出阻抗变化信号，送入记录装置可得到输出阻抗信号Z的波形，如图15-7。在经数字化处理，可以得到数字阻抗信号。恒压源产生的20-200kHz（依具体设计而定）交流电压供给R-R-Rs-Rx组成的测量电桥。Rx为被测的生物体某一部分的阻抗。当桥臂阻抗发生变化时，电桥输出电压的幅度将随阻抗的变化而变化，即非平衡电桥输出的是由缓慢变化的阻抗信号调制了的高频（20～100kHz，依具体设计而定）信号。经高频放大后，再经检波器检波，可得出阻抗变化信号，送入记录装置可得到输出阻抗信号Z的波形，如图15-7。在经数字化处理，可以得到数字阻抗信号。高频放大器一般采用调谐放大方式，只放大电桥输出的高频调幅电压，可提高抗干扰能力。测量前，利用电桥平衡指示器，通过调节桥臂阻抗使电桥平衡。

在电桥式阻抗（血流）信号检测装置中，对与被测组织匹配的电桥的另一臂（如图15-6）要并联一（实际为一组）可调电容C，以使电桥能达到交流的平衡点。理论上，在电桥平衡时，该电容的值即为被测组织的等效电容。在电桥式阻抗（血流）信号检测装置中，对与被测组织匹配的电桥的另一臂（如图15-6）要并联一（实际为一组）可调电容C，以使电桥能达到交流的平衡点。理论上，在电桥平衡时，该电容的值即为被测组织的等效电容。当用恒压源（内阻r = 0），电桥平衡且用图15-6的配置时，Rx = Rs。这时k=1,δ→0，（15-9）式可简化为：（15-13） 1伏电势差所对应的电阻变化为： ΔRx = 4Rs/ Ue （15-14）

上两式都提供了由所测电压值计算血流波动所引起的电阻变化的计算原理。在技术实践上，一般都用在Rx臂上串联一个阻值已知小的精密校准电阻，用快速通/短的方式提供校准信号。上两式都提供了由所测电压值计算血流波动所引起的电阻变化的计算原理。在技术实践上，一般都用在Rx臂上串联一个阻值已知小的精密校准电阻，用快速通/短的方式提供校准信号。对于阻抗信号的分析，基本上是时域波形特征分析。一般做定性分析。电桥法测量阻抗时，由于平衡臂上电阻Rs和电容c一般都是采用电阻箱和电容箱，调节范围比较小，精度也不高，调节电桥平衡比较困难，因此在实际应用中，此方法现已不多用。

图15-7 电桥法测得的阻抗信号波形

(三) 参数计算 关于阻抗图上的参数选取，各家侧重有所不同，各种阻抗图的需要也不一样，目前还缺乏统一的标准。从原则上来讲，阻抗图上（图15-7）的参数总的可以分为三类：纵轴参数（h类）、横轴参数（t类）和复合参数。纵轴参数以Ω作为单位，其大小可以间接的代表体内容积改变的程度。横轴参数以s为单位，横轴参数都是时间方面的。也有时将阻抗图同心电图和心音图等同步描记，进行时相分析。在复合参数中，比较常用的有，h／t1(波幅／上升时间)和h／t3，(波幅／下降时间)等。有时也可使用图上的角度或面积来作为参数的。角度和面积也是一种复合性质的参数。将阻抗信号进行微分可得微分阻抗信号dZ/dt（见下节），再微分可得二阶微分阻抗信号dZ2/dt2。

血流图的上升支是由于心脏收缩，血液迅速射入大动脉，并使其它动脉很快扩张。所以，上升支的坡度大小反映了血管内阻力大小以及血液在血管内的流通情况。当血管内阻增大、阻塞、受压或周围小血管阻力增长时，上升支坡度变小。重搏波也叫弹性波，是由于心脏舒张时主动脉瓣关闭所形成的血液在血管中的振动波。其深度反应血管弹性的大小，其位置的高低反映血管内的阻力和血管本身的机能状态，所以是临床上诊断血管硬化的主要指标。下降支是心脏舒张、血管内的血流减少所引起的，下降支的时间决定于心动周期。血流图的上升支是由于心脏收缩，血液迅速射入大动脉，并使其它动脉很快扩张。所以，上升支的坡度大小反映了血管内阻力大小以及血液在血管内的流通情况。当血管内阻增大、阻塞、受压或周围小血管阻力增长时，上升支坡度变小。重搏波也叫弹性波，是由于心脏舒张时主动脉瓣关闭所形成的血液在血管中的振动波。其深度反应血管弹性的大小，其位置的高低反映血管内的阻力和血管本身的机能状态，所以是临床上诊断血管硬化的主要指标。下降支是心脏舒张、血管内的血流减少所引起的，下降支的时间决定于心动周期。

常用血流信号参数举例如下： (1)幅度：收缩波幅度（h）与标准电阻幅度之比再乘以标准电阻值，以Ω为单位。幅度=（收缩波幅度/标准电阻幅度）×标准电阻值（15-15）血流信号幅度的高度反映心室收缩时血管内血液充盈的程度，即搏动性血液供应情况。当血管通道狭窄、痉挛及阻塞时，幅度降低。 (2)流入时间(t1)，即血流信号主波的上升时间。从基线开始上升到最大振幅所需要的时间，以s为单位，反映心脏收缩时动脉扩张的速度。血管弹性减弱、流入道受阻、外周阻力增加时，流入时间延长；反之则缩短。

(3)阻力指数（h2/h），即重搏波切迹高度与收缩波振幅之比，(3)阻力指数（h2/h），即重搏波切迹高度与收缩波振幅之比，阻力指数=重搏波切迹幅度(h2)/收缩波幅度(h) （15-16）又称重搏波指数，反映外周阻力的大小。此值越小，表明血管的外周阻力降低；反之则升高。 (4)流入容积速度（h/t1），为单位时间内动脉流通容量的多少，单位为Ω/s。此指标为时间与幅度的关系指标，较单纯幅度指标更为敏感。流入容积速度=主波幅度(h)/流入时间(t1) （15-17）

图15-7中的虚线表示血流波形上升缓慢的情况。其中快速上升时间为t2, 缓慢上升时间为t1。下降时间为t3。心动周期为T。此外，如果把被测电阻Rx改为热敏、湿敏、压敏、气敏或容变电阻，还可构成温度、湿度、压强、气味的测量设备。

二、伏安（四电极）法测定阻抗信号原理 临床使用比较多的是测定阻抗信号的伏安法，亦称为直接法或四极法。使用参数较多的是导出信号：一阶微分阻抗信号参数。四极法中的ΔZ信号相当于前面电桥法测得的信号。

(一) 伏安法阻抗测量基本原理－全电路欧姆定律如图15-8，根据欧姆定律，A、B间的电位差为： UAB=Ie×Rx (15-18) 若能保持电路中的电流Ie恒定，则Rx 与UAB成线性关系，测量出AB两点之间的电位差变化即可得到待测阻抗或电阻的变化。由图可以看出，回路电流Ie为： (15-19) 因此，欲使Ie=const，理论上要求r →∞，即要求高内阻的电源。可见，伏安法要求使用恒流源。

图15-8 伏安法基本原理

(二) 生物组织的容积阻抗 阻抗包括电阻和电抗，电抗又可分为容抗和感抗，对于生物体包括人，感抗是可以忽略。因此可以认为；生物体内的阻抗由电阻和容抗两部分构成的。当通电频率足够高时，容抗很小，可以忽略不计，对于人体Z≈R，即可以把体内的阻抗看成只是由纯电阻构成的。根据这一原理，把机体作为电阻，当适当频率和强度（50～100kHz，0.5～4mA）的恒定电流通过被测组织，拾取这段组织的电阻变化信号，即可代表该组织的阻抗变化。阻抗值大小与电流特点有关，也与组织特性有关。因此，血管内血流量、心脏活动和呼吸改变均可引起阻抗的改变。

(三) 心输出量计算·Kubicek公式 假设由心脏射出的血液全部用于胸廓血管段的横向扩张，且设血液电阻率ρ保持不变，则利用Nyboer公式可以用阻抗法无创测量心输出量。但实际应用时，计算出的心搏量明显小于实际值。究其原因，是没有考虑在心脏射血，血管充盈扩张的同时，一部分血液已流出被测血管段这一事实。为了弥补这一缺陷，现代阻抗法之父William Kubicek医生经过实验，并依据正常人体参数(包括ρ和Z。)和参照健康人群的心博量测量结果，提出用取代式15.31中的dZ，得到Kubicek心搏量计算公式。即：（15-32）

式中dV为心搏出量：为阻抗时间的一阶导数最大值，T为心室射血时间。上式的基础是假设通过胸腔各处的电流为均等的。用搏出体积SV代替(15.32)式中的dV，有式中dV为心搏出量：为阻抗时间的一阶导数最大值，T为心室射血时间。上式的基础是假设通过胸腔各处的电流为均等的。用搏出体积SV代替(15.32)式中的dV，有（15-32）式中dV为心搏出量：为阻抗时间的一阶导数最大值，T为心室射血时间。上式的基础是假设通过胸腔各处的电流为均等的。用搏出体积SV代替(15.32)式中的dV，有（L/beat）15-33）

假定心率为HR，则心输出量CO(cardiac output)为： （15-34）胸腔阻抗值的变化，主要是由平行于检测电流流动方向的胸腔大血管（主动脉和上、下腔静脉）中的血流所产生。从解剖学来看，升、降主动脉纵贯胸腔中，走向又与脊柱方向即检测电流方向一致，主动脉中血流变化大、主动脉的阻抗变化就大，对胸腔阻抗变化的影响也大。左心室开始收缩后，室内压急剧增加，上升到主动脉压（即舒张压）时，主动脉瓣开放，左心室血液迅速流入主动脉，使主动脉中血液的流量和流速产生大的脉动变化。

由于血液是导体，当流量增加时，主动脉容积增大、阻抗减小；当流速增加时，使红血球排列方向平行于主动脉，血液导电性就好，所以胸腔的阻抗也相应的产生大的脉动变化。主动脉中的血液脉动变化是胸腔阻抗变化的主要来源(98%)。由于血液是导体，当流量增加时，主动脉容积增大、阻抗减小；当流速增加时，使红血球排列方向平行于主动脉，血液导电性就好，所以胸腔的阻抗也相应的产生大的脉动变化。主动脉中的血液脉动变化是胸腔阻抗变化的主要来源(98%)。有研究者认为，在目前临床应用现状的条件下，使用Kubicek公式计算心搏出量时，应特别注意以下三个问题。 1．基础阻抗值Z0的影响 2.血液电阻率ρ不变 3.

四、伏安（四极）法阻抗信号测量系统 伏安（四极）法阻抗测量系统框图如图15-10。图中Zsk1、Zsk4为激励电极与皮肤的接触阻抗，Zsk2、Zsk3为测量电极与皮肤的接触阻抗，Zb1、Zb2为测量电极与激励电极间（见图15-11）的组织的阻抗。前置放大器(PA)测量的是由缓慢变化的阻抗信号调制了的高频（20～100kHz，依具体设计而定）信号。经解调和低通滤波处理后，得到基础阻抗Z0，其值一般在25～35Ω之间。其中随血流的波动的部分经OA2放大后输出阻抗的变化部分ΔZ。阻抗的变化部分经OA1、C1、R1组成的有源微分电路微分后，输出阻抗微分信号dZ/dt。将Z0、ΔZ及dZ/dt数字化后，可输出数字信息。在实际应用中，在被测电路中串联一标准电阻，以接入/短路方式操作提供校准方波。

图15-10 伏安（四极）法阻抗信号测量系统

1. 电极（Electrode） 典型的四电极测量系统包含两对电极，一对电极(电流电极)将恒定幅值的交变电流引入生物组织，另一对电极(电压电极)介于两电流电极之间，将检测出被测部位的电位差。电极是注入电流和提取电压的关键器件，也就是提取信号的关键器件，其性能的优劣直接影响测量系统的精度。研究表明，影响系统误差的主要原因是电极与电极之间的不匹配和电极与电极之间的相对位置不匹配。因此，一种良好的电极，必须具备如下特点：有利于注入电流和提取电压，其灵敏度要高；与皮肤表面的接触阻抗要小；电极的形状规格化，易与匹配；易于组成电极阵；对皮肤无毒、无副作用。

一般地，在进行不同生物组织阻抗的测量和活体不同部位阻抗的测量时，应根据实际情况选择不同的测量电极。如：活体脑神经网络阻抗的测量通常都是有创的，多半采用微电极，一般两个电流电极和两个电压电极呈等间距排列在—条直线上，并把它们同时固定在一个定向支架上，而被测动物(活体)的头部则固定在电极系统的下方，通过穿颅术局部暴露大脑皮层和大脑神经，然后再将电极系统刺入大脑神经进行测量。两电压电极之间间隔一般在1cM左右。又如肢体阻抗的测量大多是无创的，一般不采用微电极，为降低电压电极的电极阻抗，电压电极可采用直径大约1cM并涂有导电膏的梧桐胶(karaya gum)电极，电流电极则可采用宽度约0.8cM的带状电极或直径约3cM的梧桐胶电极。在要求不太高时，也可采用一次性心电图Ag/AgCl粘贴电极。

此外，对于不同部位阻抗的测量，电极安放位置也很不同。如：在作下肢阻抗测量时，两个电流电极一般一个放在右大腿下面，另一个放在右足踩部。测量上肢阻抗时，两电流电极一个放在手臂上，另一个放在手腕上。两个电压电极一般是相隔10cM左右放在两电流电极的中间部位。在胸阻抗测量时，电压电极E2应置于颈根部，电流电极E1在E2上3cM，电压电极E3上缘应与剑突下缘平行，电流电极E4在E3下缘3cm处，背部电极应放在同一水平上，如图15-11。此外，对于不同部位阻抗的测量，电极安放位置也很不同。如：在作下肢阻抗测量时，两个电流电极一般一个放在右大腿下面，另一个放在右足踩部。测量上肢阻抗时，两电流电极一个放在手臂上，另一个放在手腕上。两个电压电极一般是相隔10cM左右放在两电流电极的中间部位。在胸阻抗测量时，电压电极E2应置于颈根部，电流电极E1在E2上3cM，电压电极E3上缘应与剑突下缘平行，电流电极E4在E3下缘3cm处，背部电极应放在同一水平上，如图15-11。

由于四电极测量系统中供电电极与测量电极分离，电压电极处于电流密度分布比较均匀的中间段，当采用高输入阻抗的电压放大器时，电压电极与被测组织间的接触电阻可以忽略不计，同时电极与生物组织电解液之间的极化也可以忽赂不计。所以，四电极法比较好的克服了双电极法存在的问题，从而可适用于较宽频率范围的生物阻抗测量。目前，生物组织的阻抗测量一股都是采用四电极测量技术。由于四电极测量系统中供电电极与测量电极分离，电压电极处于电流密度分布比较均匀的中间段，当采用高输入阻抗的电压放大器时，电压电极与被测组织间的接触电阻可以忽略不计，同时电极与生物组织电解液之间的极化也可以忽赂不计。所以，四电极法比较好的克服了双电极法存在的问题，从而可适用于较宽频率范围的生物阻抗测量。目前，生物组织的阻抗测量一股都是采用四电极测量技术。在实际应用中，可采用四条带状(如柔韧性能优越的铅条)电极。为消除皮肤阻抗等因素的影响，也可用八个盘状电极(如一次性心电图粘贴电极)。

图15-11 伏安法胸阻抗信号测量电极配置示意图

2.恒流源 恒流源是阻抗测量系统的一个关键部件，激励电流由恒流源产生，一般频率为20～100kHz，电流1～5mA。目前，国内外阻抗测量所用恒流源大多采用直接数字合成技术 (Direct Digital Synthesis，DDS)的恒流源。图15-12是DDS恒流源结构框图，DDS技术是将所选波形的一定量（2N）采样值顺序存放到存储器中，在时钟和计数器的控制下顺序读取这些值，并用D/A转换和低通滤波得到输出波形，改变时钟或计数器可以方便地改变输出频率及相位。具有电路简单，便于控制，能得到精确的同步解调控制信号等优点。缺点是波形失真较大，存储器读取时间和D/A转换时间的存在限制了输出频率的上限。

图15-12 采用DDS技术的恒流源结构框图 图15-13是利用数字方式（DDS）产生的一个50KHz的恒流高频信号源。一个周期的正弦信号由事先存放在EPROM中的100个数据组成，只要不断循环地顺序读出该EPROM中的数据就能通过D／A转换器产生一定频率的连续正弦信号，读出的速度决定了正弦信号频率的高低，为了得到50KHz频率的信号，即周期为20us的信号，相邻数据读出的速度定为100／20us即5MHz。

图15-13 数字方式50KHz恒流信号源 由晶振产生的40MHz信号经8分频后得到5MHz的计数脉冲，它对一个七位二进制计数器计数，七位二进制可组成128个代码，只取前100个代码作为只读存储器(EPROM)的地址，因此该七位二进制计数器是逢100循环。

只读存储器输出数据经12位D／A转换，D/A转换输出的载波信号通过电流驱动器驱动后作恒流输出；然后经隔离变压器，由电流电极耦合到被测组织上作为恒流激励信号。只读存储器输出数据经12位D／A转换，D/A转换输出的载波信号通过电流驱动器驱动后作恒流输出；然后经隔离变压器，由电流电极耦合到被测组织上作为恒流激励信号。跟随器和8位A／D转换器是被测部位接触检测电路。当电极和组织接触不良或电流电极断开时都会引起负载阻抗变大，使A/D转换器出现溢出信号，以此告知检测人员改善电流电极对被测部位的接触，减小负载阻抗。正常的组织阻抗应为30Ω以下。两个译码器为采样解调电路提供采样脉冲信号，使采祥脉冲出现的时刻和载波信号的峰值同步。

第十五章阻抗信号测量与分析 (Impedance Signal Measurement and Analysis)