技术领域
[0001] 本
发明属于
生物医学工程领域，尤其是涉及一种皮肤电阻抗柔性检测装置及皮肤电阻抗检测方法。
背景技术
[0002] 我国每年手术病人在6500万人左右，伤口处理的绷带技术应用非常普遍。对于手术病人，面临的一个重要问题是手术后的创口愈合问题。常用的是使用压应
力状态的绷带和纱布缠绕包裹的方式，这种方法简单易行，但是一旦包裹伤口后，医生就无法实时原位地监控伤口的生长状态，也不能实时对
炎症等进行
治疗，而
伤口愈合是一个较长的时间，在这个较长时间内伤口都得不到准确的观察和诊断，哪怕是皮肤表面的手术，皮肤愈合也在10-20天左右，这个期间如果出现伤口早期炎症或者其他问题，就不能及时治疗。例如，创面感染不仅会导致创面愈合延迟，严重时还会危及病人的生命。在临床诊断中，早期采用有创的黄金标准方法，虽然测量比较准确，但需要不断地揭开纱布来检测创面状态，这就造成的伤口的二次伤害并增加二次感染的
风险，而且具有价格昂贵、耗时和不能连续测量等缺点。因此，采用对创面感染标志物(如阻抗)敏感的生物
传感器来检测创面状况，具有重要的临床指导意义。
[0003] 基于此，人们提出了
电子绷带技术。目前，阻抗
生物传感器通常由阻抗生物芯片和阻抗分析仪组成，阻抗分析仪一般由大型分析仪器来完成。美国Agilent公司，德国Zahner公司，英国Solartron公司都已经开发出了阻抗分析仪器或电化学工作站。此外，也有研究报道了一些小型阻抗分析装置，如应义斌等人提出了手持式阻抗检测装置(公开号CN203310795)，在待测物体与检测
电极之间加入了噪声滤除和
信号放大等前置处理，提高了阻抗测量的
精度和
稳定性。胡耀华等提出的装置可以实现多目标测定，并存在报警机制(公开号CN203241371)。
[0004] 现有的小型阻抗检测装置存在的问题在于：(1)不能实现实时的原位测量，且测量
频率范围大多只限于一个或几个频率，不能根据实际情况对测量频率进行调节，宽频带的测量可以更好地体现皮肤阻抗的特性，；(2)不存在
测量电极、阻抗测量、前置处理、
数据处理、
微处理器以及手机端图形化界面相整合的整体系统，应用依赖于其他辅助设备且应用场景不明确；(3)测量器件偏大偏硬，不存在对皮肤无毒无害无异物感的设备，且与皮肤的
接触不稳定。
发明内容
[0005] 本发明提供了一种皮肤电阻抗柔性检测装置及皮肤电阻抗检测方法，可以实现多频率情况下实时对表面的生物电阻抗进行准确监测与分析。
[0006] 本发明的技术方案如下：
[0007] 一种皮肤电阻抗柔性检测装置，包括：微处理器模
块、阻抗测量模块以及至少一个微电极模块，所述微电极模块与待测皮肤接触，用于收集电阻抗信息，所述微处理器模块控制阻抗测量模块向微电极模块发送不同频率的
电压激励信号，并将阻抗测量模块接收处理后的阻抗响应信号进行分析和传输；
[0008] 所述微电极模块设置在柔性
电路基底的下表面，所述柔性电路基底的上表面设有透明
薄膜层。
[0009] 所述阻抗测量模块包括：用于产生电压激励信号的频率发生器；用于
输出电压激励信号和接收阻抗响应信号的
模数转换器；用于对阻抗响应信号进行处理的
信号处理模块。信号处理模块用于对接收到的阻抗响应信号离散傅里叶变换处理。
[0010] 作为优选，所述阻抗测量模块还包括前端处理电路，所述前端处理电路包含一级射极跟随器和一级电压
放大器，用于在模数转换器接收阻抗响应信号前对信号进行放大和低通滤波处理。
[0011] 所述微电极模块接在数据选择器的不同通道上，微电极模块产生的阻抗响应信号经过数据选择器后传输给阻抗测量模块，所述的数据选择器由微处理器模块控制每个信号通路的通断。采用数据选择器对微电极模块的信号通路进行选择，可以在小范围内的降低测量误差。
[0012] 作为优选，所述的微电极模块有5个，形状为圆环，圆环的内径为1.35-1.45cm，外径为1.55-1.65cm。在邻近范围内实现多次反复测量五个点的生物电阻抗值，减小测量单一点可能引起的偶然误差。
[0013] 作为优选，所述的柔性电路基底的材料为聚酰亚胺(PI)。
[0014] 作为优选，所述的透明隔离层薄膜为透光率大于70％，且具有生物兼容性的透明薄膜，进一步地，所述透明薄膜层的材料为聚二甲基
硅氧烷PDMS或聚乳酸PLA，所述透明隔离层的厚度为90～110μm。该透明薄膜层防止创面液
腐蚀反射式光电检测模块，同时具有透气效果。
[0015] 所述微处理器模块采用低功耗蓝牙BLE芯片，所述低功耗蓝牙BLE芯片通过I2C
接口与阻抗测量模块进行指令和数据的交换，通过I/O口输出
控制信号控制每个微电极模块的通断，通过天线将蓝牙结果发到移动设备上的交互界面。
[0016] 低功耗蓝牙BLE芯片设有
单片机模块，该模块用于阻抗测量模块以及微电极模块与数据选择器之间通路的通断控制，模块中包括数据分析处理单元，负责数据的收集与处理，转
化成可以通过蓝牙模块处理的数据格式。
[0017] 本发明还提供了一种皮肤电阻抗检测方法，包括：
[0018] (1)将微电极模块与待测量皮肤表面接触，并
覆盖透明薄膜层；
[0019] (2)微处理器模块对阻抗测量模块进行配置和发出开始扫频测量阻抗指令，阻抗测量模块内部的频率发生器产生一个电压信号通过微电极模块激励外部阻抗；
[0020] (3)产生的阻抗响应信号经过前端处理电路处理之后由阻抗测量模块内部的模数转换器进行
采样，并进行离散傅里叶变换处理，返回一个
虚部和
实部，传输到微处理器模块；
[0021] (4)微处理器模块进行
算法计算，并通过蓝牙发送结果到移动设备上的
人机交互界面。
[0022] 上述检测方法中，所述的阻抗测量模块经过信号处理模块的离散傅里叶变换处理后，得到十六进制的测量阻抗的实部与虚部数据，通过I2C传输到微处理器模块，进行后续的算法，利用如下公式求取具体的生物电阻抗的幅度与
相位：
[0023]
[0024]
[0025] 式中，R为得到的测量阻抗的实部，I为测量阻抗得到的虚部，幅度为利用实部和虚部计算所得的幅度，增益系数为之前使用校准阻抗对系统进行校准时利用已知大小的电阻计算所得；
[0026] 相位＝tan-1(I/R)
[0027] 相位为利用实部和虚部计算后得到的相位。所述幅度与相位的计算值，通过低功耗蓝牙BLE芯片发送到移动端的人机交互APP进行显示与处理。
[0028] 与
现有技术相比，本发明具有以下有益效果：(是否还有补充)
[0029] 1、本发明的皮肤电阻抗柔性检测装置通过柔性的
电路板基底加上包覆透明薄膜实现整
体模块的柔性，能够保证与皮肤等待测表面紧密接触，加大测量的可重复性和准确性，并且贴敷表面无毒无害且不会带来不适感，符合未来医学生物传感器的可行性要求。
[0030] 2、本发明整合测量电极、阻抗测量、前置处理、数据处理、微处理器以及手机端图形化界面系统在微小的柔性电路板基底上，符合未来生物传感器的小型化多功能的发展方向。
[0031] 3、本发明实现多频率下的皮肤电阻抗的实时原位测量，可以通过手机端App图形化界面获取实时的阻抗幅度和相位数据及图形信息，通过设置
阈值来判断皮肤或者伤口等待检测表面的现阶段状况。
[0032] 4、本发明实现多频率下的皮肤电阻抗测量装置可以依据实际情况设定测量的频率，可以在较宽的频带下实现对皮肤等待测阻抗的测量，更好地体现复阻抗的特性。
附图说明
[0033] 图1为本发明
实施例皮肤电阻抗柔性检测装置的系统
框图；
[0034] 图2为本发明实施例皮肤电阻抗柔性检测装置的测量示意图；
[0035] 图3为本发明实施例皮肤电阻抗柔性检测装置的微处理器模块通过转换测量值建立起的生物阻抗等效模型；
[0036] 图4为本发明实施例皮肤电阻抗柔性检测装置的标准阻抗测量值分布图；
[0037] 图5为本发明实施例皮肤电阻抗柔性检测装置的皮肤阻抗测试结果图。
具体实施方式
[0038] 下面结合附图和实施例对本发明做进一步详细描述，需要指出的是，以下所述实施例旨在便于对本发明的理解，而对其不起任何限定作用。
[0039] 如图1所示，一种皮肤电阻抗柔性检测装置，包括微处理器模块、阻抗测量模块和微电极模块。
[0040] 阻抗测量模块内部集成有12位，1MSPS的模数转换器ADC、频率发生器、前端处理电路以及信号处理模块。频率发生器用于产生不同频率的电压激励信号；模数转换器用于输出电压激励信号和接收阻抗响应信号；信号处理模块用于对阻抗响应信号进行离散傅里叶变换处理；前端处理电路包含一级射极跟随器和一级电压放大器，用于对通过8选1数据选择器采集到的阻抗
模拟信号做简单的前置处理，进行信号放大和低通滤波处理。
[0041] 阻抗测量模块时序采用内部晶振产生的16.766MHz的
时钟信号作为工作频率。测量时，由内部的频率发生器产生一个直流稳定电压信号由模数转换器ADC从Vout口输出激励外部阻抗，响应信号由模数转换器ADC从Vin口进行采样，并通过信号处理模块进行离散傅里叶变换处理，返回一个虚部和实部，可以通过串口SCL和SDA进行读取，RFB作为反馈电阻。
[0042] 微处理器模块采用低功耗蓝牙(BLE)芯片，满足单片机工作要求的同时实现较低功耗的蓝牙数据发送。低功耗蓝牙芯片的时钟由外部晶振提供，32MHz有源晶振提供工作时钟，而睡眠时钟由频率为32.768kHz的无源晶振提供；低功耗蓝牙芯片与阻抗测量模块通过I2C相互连接，以实现时序和数据的交互；低功耗蓝牙芯片通过I/O口输出控制信号控制8选1数据选择器上每个微电极模块的通断，可通过程序编写控制每个数据通路的通断。
[0043] 本发明的装置中还设有DC-DC电源电路模块，用于对锂
电池给入的3.7V直流信号进行降压处理成3.3V，供给各个模块的供电电压要求。
[0044] 如图2所示，微电极模块1置于皮肤或伤口等待测量表面与之接触，然后用外接弯曲线连接微电极模块和阻抗测量模块。整体装置表面包覆透明薄膜层2，材料为聚二甲基硅氧烷PDMS或聚乳酸PLA，透光率大于70％、且具有生物兼容性。柔性电路基底3为聚酰亚胺(PI)，皮肤或者伤口等待测量表面4与微电极模块1直接接触。
[0045] 如图3所示，为皮肤电阻抗柔性检测装置的微处理器模块通过转换测量值建立起的生物阻抗等效模型，微处理器模块包括数据处理分析单元。当
生物组织(包括皮肤表面)通过直流或者低频
电流时，因为细胞膜所具有的电容特性，可以允许直流或低频电流通过，电流将无法进入到细胞内液而直接绕过细胞膜从细胞外液流通；当频率上升到一定程度时，由于电容允许交流电的通过，细胞膜将无法阻拦电流的通过，电流会从细胞内液流通。所以，频率在生物阻抗测量中是十分重要的一环，对生物组织的电阻抗特性影响很大。因而，通过利用校准阻抗计算得到的增益系数与测量得到的幅值进行
基础算法处理，可以建立起皮肤表面生物电阻抗的三元件测量模型。其中，Re，Ri，Cm分别为细胞外液电阻，细胞内液电阻以及细胞膜电容。
[0046] 如图4所示，利用本发明的皮肤电阻抗柔性检测装置测试了商用标准电阻(10k，20k，30k，50k，100k)(误差0.01％)的扫频结果，用以验证本装置的测量准确性。测试频率带选择设置在100Hz～40kHz，多次检测取得的平均值结果表明，本发明的皮肤电阻抗柔性检测装置在在较宽的
频率范围内测量复阻抗的情况下，幅值和相位的普遍误差均可以控制在
0.1％以内。因而，本发明皮肤电阻抗柔性检测装置可以实现准确的多频率检测生物电阻抗。
[0047] 如图5所示，利用本发明的皮肤电阻抗柔性检测装置测试了具体到皮肤表面和肌肉表面的测试，用以验证本装置在测量皮肤等待测生物复阻抗的过程当中的试验可行性。整体设置的测试频率设置在30kHz，
步进频率为2Hz，测量100个测试点，分别在表皮层和肌肉层，进行了多频率的复阻抗扫频测试。测试结果表明，在测量皮肤阻抗的情况时，不同的皮肤层次会展现出不同的幅度和相位情况。试验证明，本发明的皮肤电阻抗柔性检测装置可以具体实施到皮肤等活体阻抗的表面并且呈现良好的工作运行情况。
[0048] 以上所述的实施例对本发明的技术方案和有益效果进行了详细说明，应理解的是以上所述仅为本发明的具体实施例，并不用于限制本发明，凡在本发明的原则范围内所做的任何
修改、补充和等同替换，均应包含在本发明的保护范围之内。
