為下一代生命體徵監測裝置選用更好的生物電阻抗類比前端

摘要

生命體徵監測(VSM)裝置通常需要對使用者的心電(ECG)、光電容積脈搏波(PPG)、生物電阻抗等參數進行即時測量。其中，生物電阻抗是表徵用戶生理特性和生命體徵的重要電學參數，並且被廣泛地用在眾多檢測領域中。本文主要介紹生物電阻抗測量的基本概念、應用場景和市場痛點，並介紹了相關的解決方案。此方案採用的類比前端(AFE)支援輸出正弦掃頻激勵和正交解調，進而可提高生物電阻抗測量的準確性和便捷性。同時，該AFE還可以和其他生物感測器進行同步測量，進而能簡化新一代VSM系統的設計。

簡介

生物電阻抗是指生物體或組織、器官、細胞在低於其興奮閾值的安全激勵的作用下所表現出的阻抗變化，其通常是一個隨頻率變化的複阻抗。由於具有無創、低價、操作簡單和功能豐富等特點，因此易於被醫生和患者所接受，並且具有較高的臨床應用層次。

近年來，VSM的概念逐漸從醫療產品的領域延伸到可攜式消費性產品的領域。人們可以隨時隨地地瞭解自身的生理狀況，因此VSM在遠端醫療、疾病預防、輔助診斷、穿戴健身等領域也獲得了廣泛的運用。VSM可以實現對ECG、PPG、生物電阻抗、體表溫度等多種生理訊號的監測。這些訊號可以用於心率、血氧飽和度、血壓趨勢、呼吸、精神壓力等諸多生命體徵的計算和分 析。其中，生物電阻抗通常和其他生理訊號的監測相配合，進而完整全面地評價用戶的健康狀況。

人體生物電阻抗及其生理意義

所有物質都會對透過它的電流產生一定的阻礙作用，這種阻礙作用稱為該物質的阻抗。為了實現對人體生物電阻抗的準確計算和測量，有必要將人體抽象為一個由電阻、電容等被動元件組成的"電路"，即人體生物電阻抗的等效模型。那麼，應該要如何將人體的生物電阻抗等效成一個電路模型呢？

首先，我們來探討等效模型的組成成分。人體組織由細胞組成，由於細胞內液(ICF)和細胞外液(ECF)的導電性較好，因此可以被分別等效為兩個電阻，記為 R_I和 R_E。細胞膜主要由脂質構成，其內外具有跨膜電壓差，因此可以被等效為電容，記為 C_M。因此，人體的生物電阻抗既有電阻的成分，又有電容的成分，是一個複阻抗。接著，我們研究等效模型的具體結構。如圖1所示，由於細胞膜可以被看作電容，而低頻電流（紫色虛線）通常難以透過電容，因此低頻電流不能透過細胞，只能在ECF裡流動。同時，也是由於電容的存在，高頻電流（綠色實線）可以直接在ICF裡流動。因此，我們可以將人體的生物電阻抗等效模型表示為圖1所示的等效電路，高頻電流可以透過 C_M 和 R_I，而低頻電流只能透過 R_E。

R_E、R_I和 C_M是細胞層面的參數，可以反映相關的健康狀況。 R_E 和ECF的容量相關，而 R_I 和ICF的容量相關。較低的 R_E代表較高的ECF容量，常見於組織水腫、腹水或器官衰竭；較高的 R_E 常見於脫水。較低的RI代表較高的ICF容量，由於肌肉細胞的含水量比脂肪細胞高，因此多見於肌肉發達的人群；反之，較高的 R_I多見於體脂較高的人群。C_M 反映細胞膜的完整性。 C_M 越大，通常表明細胞功能越好； C_M 越小，則表明細胞功能越差。

根據圖1所示，人體生物電阻抗Z是一個複阻抗，其代數形式可以表示為

其極座標形式為

這裡，Z的實部為電阻R，虛部為電抗X：R主要表徵人體的總體含水量，而X的絕對值則主要表徵總體組織密度。Z的模為|Z|，相位角為φ：較小的|Z|預示著高含水量、某些腫瘤或炎症，而較大的|Z|則預示著缺水狀態、組織壞死或損傷；φ的絕對值在能夠在一定程度上反映人體的健康和營養狀態，較低通常暗示著營養不良。

根據圖1所示的等效電路模型， R_I 與 C_M串聯，並且它們與 R_E並聯。因此，可以得到下式

如果我們將公式3展開為複阻抗的形式，並結合公式1和公式2，則可以進一步將R、X、|Z|和φ表示為ω的函數，即

這裡ω是激勵訊號的角頻率。上述各參數隨角頻率變化的圖像如圖2所示。

由於 R_E、 R_I 和 C_M 為細胞層面的微觀參數，因此無法被直接測量。但是，R、X、|Z|、φ可以透過下文介紹的方法測量得出。因此，這些公式和圖2不僅能夠定量地確定R、X、|Z|、φ等參數和角頻率的關係，還可以幫助我們間接計算出 R_E、 R_I和 C_M ，從而將宏觀的人體與微觀的細胞相聯繫。綜合上面所述，這些公式可幫助用戶透過生物電阻抗測量來全面、完整地評估其健康狀況。各參數的生理意義總結如表1所示。

目前的生物電阻抗測量解決方案及其痛點

有鑑於生物電阻抗的重要意義，因此必須對生物電阻抗的各參數進行準確測量。根據歐姆定律，阻抗的測量通常需要使用伏安法。因此，需要使用生物電阻抗測量積體電路(IC)對人體施加一個電流訊號作為激勵，同時測量響應電壓，如圖3所示。

傳統的生物電阻抗測量常採用單頻測量方法，即只用一個固定頻率的正弦訊號作為激勵。這種方法操作簡單，但無法獲得生物電阻抗隨頻率變化的細節。如前所述，生物電阻抗為一個隨著頻率變化的複數，因此要想對全頻域的生物電阻抗進行精確測量，激勵訊號的頻率必須覆蓋從直流(DC)到相對高頻的頻率範圍，而非一個固定的頻率。

針對這一個痛點，目前的測量解決方案大多使用一個固定頻率的週期性方波脈衝作為激勵。一個典型的解決方案如圖4所示，系統電源來自於通用序列匯流排(USB)介面或電池，並經過低壓降 (LDO)穩壓器輸出穩定的電源。微控制器(MCU)透過皮膚電極向人體施加方波脈衝，並透過內建的類比數位轉換器(ADC)測量回應。測量結果可以透過藍牙^® 模組傳輸至手機、電腦等終端加以顯示。這種方案的第一個優點是激勵訊號易於產生，系統構成簡單，基於MCU就可以輕鬆做到這一點。第二個優點，是方波訊號在頻域上實際上是許多頻率的正弦訊號的疊加，因此只用一個頻率的方波訊號就可發揮多頻正弦波測量的效果，如圖5所示。

這種方案雖然具有許多優勢，但是仍然存在許多缺點。第一，根據圖5可知，和基波與二次諧波的幅值相比，方波的高次諧波幅值衰減很快。這意味著高頻段的訊號會受到更多雜訊的干擾，使得ADC難以提取出有效的回應訊號。第二，方波測量的實際激勵頻率只能是其基頻的整數倍。如果需要研究某個非整數倍的特定頻率，則需要調整激勵頻率，這可能需要重新修改韌體。第三，限於時脈頻率，MCU的輸出頻率和採樣頻率都受到一定的限制，這也不適用於要求較高激勵頻率的應用場景。第四，MCU的主要功能在於控制或運算，和專用IC相比，其內部的 ADC精度十分有限。這些缺點使得目前的測量方案通常無法準確、方便、完整地測量出R、X、|Z|、φ及其隨激勵頻率的變化關係，從而為深度評估人體健康狀況帶來了不便。最後但同樣重要的是，目前VSM裝置的整合度已經越來越高，而該方案只能測量生物電阻抗，無法做到對其他生理訊號的同步測量。

專用IC及其優點

而採用正弦掃頻激勵的方案則可以良好地避免上述四個缺點（例如高頻特性差、無法與其他感測器協同測量等等）。這一個方案採用專用AFE輸出頻率覆蓋DC到高頻的正弦激勵電流。其優點包括：第一，激勵頻率可以靈活配置，不再局限於某個特定的基頻或其倍數；第二，針對方波方案高頻段激勵幅值下降的缺點，本方案的激勵幅值可以被靈活地調整，從而提高高頻段生物電阻抗測量的準確性。另外，考慮到人體為複阻抗，電阻和電抗在複平面上正交，該方案還可以方便地透過正交解調的方法將回應訊號解調為的兩個相位差為90°的通道，從而方便地計算生物電阻抗的各參數。

圖6所示為一典型的改良解決方案。系統使用電源管理整合電路(PMIC)管理電源軌，採用帶藍牙和安全功能的MCU控制生物電 阻抗 AFE MAX30009和其他生物感測器。除了上文提到的優勢，該系統還具備許多其他優點。第一，AFE可以和ECG或PPG等生物感測器配合做到同步測量，進而在一個系統上實現多生命體徵測量的功能；第二，MCU具備藍牙和安全功能，無需額外的藍牙模組或安全認證模組，從而保障私密健康資訊的安全傳輸；第三，PMIC集成充電器、電量計、LDO穩壓器和DC-DC轉換器，憑藉單一IC實現多個電源IC的功能，可以大幅縮減系統尺寸。

這裡以生物電阻抗AFE的內部框圖為例說明採用正弦掃頻生物電阻抗測量基本步驟和原理。圖7顯示了輸出激勵電流的通道。AFE利用內部的直接數位頻率合成器(DDS)和數位類比轉換器 (DAC)電路生成頻率可調的正弦掃頻電壓，透過偏置電阻轉換為電流激勵施加到人體上。回應訊號透過接收引腳返回到晶片內部的接收通道。激勵電流的幅值可由四個內部偏置電阻或一個外部偏置電阻進行控制。內部偏置電阻的阻值分別為 552.5kΩ、110.5kΩ、5.525kΩ和276.25kΩ。這四個內置偏置電阻分別對應四個激勵電流的幅值，阻值越小，幅值越大。除了內置的偏置電阻，用戶還可以選擇外接偏置電阻來自由地確定激勵電流的幅值。

AFE並支援對回應訊號進行正交解調。正交解調將回應電壓v(t)分成相位差為90°的兩個通道，進而得到生物電阻抗的模|Z|和相位角φ。圖8顯示了解調過程。接收通道主要由以下元件組成：一個可旁路可編程的類比高通濾波器(HPF)、一個具有可編程增益的儀錶放大器(INA)、兩個正交解調器、兩個抗混疊濾波器(AAF)、兩個可編程增益放大器(PGA)以及兩個ADC。HPF和INA用於降低雜訊並提高共模抑制比(CMRR)。兩個正交解調器分別將接收到的回應電壓v(t)與兩個方波相乘（這兩個方波與v(t)的頻率相同，但兩個方波彼此之間的相位差為90°），產生兩個通道的電壓。它們分別是同相通道（I通道）的 v_I (t)，以及正交通道（Q通道）的 v_Q (t)。由於AAF是一個雙極點的低通濾波器，其轉折頻率遠小於訊號頻率，因此它可以提取出 v_I (t) 和 v_Q (t)的平均值供後級ADC進行採樣，如圖9所示。為了方便起見，這裡我們忽略訊號鏈中濾波器和放大器的增益，因此INA的輸出訊號仍為v(t)。我們用 V_I 和 V_Q分別代表AAF的輸出電壓，可以推導出模|Z|和相位角φ為

因此，我們可以透過對生物電阻抗施加掃頻的正弦激勵電流，並透過正交解調的方法，根據公式8和公式9計算出不同頻率下的模|Z|和相位角φ。繼而我們可以根據公式1至公式7求出生物電阻抗的其他參數，如 R_E、 R_I、 C_M、 R和 X，並得出它們隨角頻率的變化情況，如圖2所示。與高頻段下訊號雜訊比(SNR)較低的傳統解決方案相比，這種方案的最大優點是可以同時對各參數進行精確測量，並且激勵頻率、激勵幅度都可以自由地確定。

此外，AFE還有許多其他優點。首先，AFE仍然保留了輸出方波激勵的功能，這有助於方便地進行系統升級。其次，如圖6所示，與傳統解決方案相比，AFE專用的同步針腳可以與其他ECG或PPG生物感測器共用時脈訊號，進而實現對多個生命體徵的同步測量，並提高VSM裝置的整合度和可擴展性。第三，AFE可以複用ECG生物感測器的電極，以減小系統尺寸並提高可攜性。

生物電阻抗測量應用

由MAX30009構建的生物電阻抗測量解決方案具有廣泛的應用場景。其應用主要分為四類：生物電阻抗頻譜(BIS)或生物電阻抗分析(BIA)、呼吸、皮膚電反應(GSR)或皮電分析(EDA)、心阻抗圖(ICG)。這四種應用的阻抗範圍、激勵頻率範圍、激勵波形、阻抗訊號頻帶範圍、電極選擇與測量部位各不相同，如表2所示。

其中，BIS或BIA需要準確反映較寬頻率範圍下生物電阻抗各參數的細節，並繪製出類似圖2所示的曲線。因此，我們通常在1 kHz至1 MHz的較寬頻率範圍內選擇數個頻率進行正弦掃頻生物電阻抗測量。BIS或BIA常用於體脂分析、人體水分分析等領域。

呼吸的測量原理是基於人體在呼吸時胸廓阻抗的週期性變化。人類每分鐘呼吸的次數約在10次至60次之間，因此呼吸所對應的阻抗為一個低頻段的慢變化的訊號，其頻帶範圍為0.05Hz至 4Hz。呼吸測量可以使用方波或正弦波訊號作為激勵訊號，典型的激勵頻率為75kHz。

GSR或EDA通常用於精神壓力的監測裝置（例如測謊儀），其原理是人在緊張時手部分泌的汗液會引起阻抗變化。這些裝置通常使用乾電極，採用DC至400 Hz之間的一個單頻訊號作為激勵。

ICG是一種依據心動週期中胸腔的生物電阻抗的變化而間接推算出心搏量和心輸出量的無創方法，可以和ECG一同配合評判心臟功能。通常需要在患者的頸部和腹部放置四個濕電極，以一個頻率在20kHz至200kHz之間的正弦波作為激勵訊號，典型值為75kHz。借助同步針腳，MAX30009可以和其他ECG生物感測器一起配合使用，進而實現對心臟健康的全面性評估。

結論

生物電阻抗是VSM最重要的參數之一，由於與人類的健康狀況密切相關，因此準確測量生物電阻抗對於維護健康大有助益。MAX30009是一款能輸出正弦掃頻等多種激勵訊號的專用元件，其支援透過正交解調對生物電阻抗參數進行詳細測量，除了應用場景非常廣泛，並可以與其他生物感測器實現同步測量，因此具有傳統解決方案所無法擁有的許多優點，是構建VSM應用的理想產品。如需瞭解更多生物電阻抗測量的產品和資訊，請參閱 生物電阻抗感測器參數搜索 和身體組成、水合作用、生物電阻抗分析。