生物电电阻技术是利用生物的组织与器官的电特性及其变化规律萃取与人体生理、病理状况涉及的生物医学信息的检测技术。 目前针对生物电阻测量系统的研究和文章很多，主要集中于在对整个测量系统某组成部分的设计。
似乎，这些研究和设计工作皆在某一方面对生物电阻测量系统的精度提升作出了贡献，但是单一的方法对精度的提升受限，本文使用ADI公司的高度构建的电阻测量芯片AD5933设计了一种精度高的电阻测量方法，利用比例测量，DFT数字调制，软件校准和补偿四项技术，整体上提升了系统的测量精度。 比例测量方法 对电阻的测量，一般来说用于伏安法，生物电阻测量也是基于伏安法的原理。
即未知一个元件的电阻相等此元件两端的电压叛与流到其电流的比值，RX=UX/IX。然而在实际测量中往往用于比例测量的方法，在被测回路中串入取样电阻RS，有IX=US/RS，因此：RX=UX/IX=RSUX/US，这样就把电阻的测量切换沦为两电压之比的测量，减少了对电压源US的准确度和稳定度的拒绝，测量结果的精确度只与参比电阻的精度有关。
比例测量的明确电路非常简单，如图1右图，用一只运算放大器接成电压并联负反馈结构才可。图1 比例法测量电阻的原理图 本文使用的电阻测量芯片AD5933利用了上述比例测量的原理，测量电路如图2右图。利用DDS产生的正弦交流信号作为鼓舞源以取得电阻的原始信息，待测电阻可等效为电容和电导的并联模式，即YX=GX+jCX=AX。
在理想状态下不考虑到放大器等电路引发的幅值和振幅的变化，另设鼓舞信号U1=U1msinwt，I=U1YX，则号召信号U2=-IRS=-U1YXRS=-U1mRSAXsin(wt+j)，其中j被测电导的振幅，AX为被测电导幅值，RS为参比电阻。只要将U2与U1做到较为就可以获得待测电阻的信息，防止了电压源不平稳带给的误差，测量结果的精度各不相同参比电阻的精度。图2 AD5933比例法测量生物电阻原理图 DFT数字调制 上述号召信号U2包括了电阻的信息，与U1展开较为可以取得电阻的信息，但是由于U2(调制信号)是U1(载波)经过电阻的调制获得的，U2中所含载频信息，有利于后面的电阻信息提取，所以须要将对号召信号U2调制，即除去载频w，还原成为零基带上信号。
目前电阻测量系统中常用的调制方式有硬件调制：整流滤波、电源调制、仿真乘法器、数字调制。仿真乘法器调制是常用的方法之一，它利用向量调制原理，具备电路非常简单，测量速度快且适合于较高较宽的频率范围内工作的优点。
利用乘法器向量调制的过程叙述如下：假设要将上述号召信号调制，首先利用乘法器将号召信号(U2=-U1mRSAXsin(wt+j))与一对向量本衡(U1=U1msinwt，U3=U1mcoswt)相加(本衡信号拒绝与载波同频同互为，并且两个本衡信号严苛向量)，然后利用积化和差公式将载频与基频分离出来，再行通过滤波或分数运算去除载频，将信号变成基频。 向量本衡信号与上述号召信号相加，利用三角函数里的积化和差公式，获得两路信号Uo1和Uo2，将载频信号与基带信号分离出来。 将上述两路信号在周期T时间上做到分数并求平均值除去载频。
以上过程已完成了向量调制，似乎Uo1，Uo2中早已去除了载波，并且依然包括被测电阻的实部和虚部信息，只要与电压源幅值信息较为就可以获得被测电阻的原始信息。 类似于的，AD5933也是基于向量调制的原理，对ADC取样数据做到线性傅立叶转换(数字向量调制)，也即1024个数构成的数字序列与向量向量相加再行议和的过程，如下式右图： (1) 利用DFT数字向量调制与利用乘法器向量调制比起的优势在于：向量调制方法拒绝本振和信号载波同频同互为，否则调制后的信号不会产生频差和差距，有利于信号完全恢复。利用仿真乘法器方法调制，很难构建载波实时，甚至还要减少仿真锁相环电路，而DFT从算法上严苛确保了本振和载波的同频同互为。
其次向量调制拒绝两个本衡信号几乎向量，否则恢复原信号时会产生欺诈信号，DFT算法很好的确保两个本衡严苛向量。DFT算法构建了数字锁相的过程，确保了本振和载波的同频同互为，修改了仿真电路，并且议和平均值的过程诱导了噪声，调低了信噪比。 高精度电阻校准 AD5933将相位差分量Uo1，向量分量Uo2作为结果输入，在理想情况下，不考虑到放大器等电路引发的幅值和振幅的变化，利用调制后相位差和向量分量Uo1，Uo2融合鼓舞信号的幅值，参比电阻的值就可以计算出来出有电阻的幅值和振幅信息，如下式右图。 但是实际情况下，由于放大器等电路引发的幅值B和振幅a的变化，测量获得的同相和向量分量为，，利用这两个结果通过计算出来获得的幅值和振幅分别为，，似乎不存在系统误差。
为了避免系统误差，本文通过测量仪器电阻来校准被测电阻。假设测量仪器电阻获得输入值分别为，其中CX为校准电阻的电导值，仪器电阻为显电阻不引发振幅变化。同理计算出来校准电阻的幅值和振幅获得的计算出来值为，。
由此利用测量计算出来值展开较为求得被测电阻的精确值，。 由此可见，只要合理的自由选择校准点和校准点之间的间隔，通过校准可以除去由于放大器等电路引发的幅值和振幅系统误差，获得一个高精度的测量结果，这种计算出来的方法，由于测量条件完全相同，使得系统误差几乎抵销，相比之下比基于AD8302的生物电阻频谱测量仪的研制[3]一文和基于元神参考点的生物电阻测量方法一文明确提出的方法，对校准电阻和待测电阻使用两路电路分别测量，将很难确保两路的对称性，对精度的提升受限。 非线性补偿 如上所述，用于本系统对一组有所不同阻值的标准电阻展开测量，获得测量模块输入的调制结果，创建调制结果与实际阻值的对应关系，利用此对应关系可以通过排序或差值的办法，通过调制结果计算出来待测电阻的阻值，更进一步补偿误差提升精度，这就是对系统的非线性补偿。对于控制器而言排序方法闲置存储空间，而简单的插值影响速度。
本系统利用单片机作为控制器，在受限的存储空间和运算速度的条件下，使用分段线性插值的方法构建非线性补偿。 实行方法为：首先将系统测量一组标准电阻，获得的一组输入值，将输入值转换成幅值并与实际阻值一一对应的现金一组表格。当系统展开实际测量时，将测算电阻值折算成测算幅值，即DX，排序寻找DX对应的幅值所在表格的区间，在这个区间上做到线性数值，计算出来出有测算电阻的幅值，并回到输入。 在某个鼓舞频率下，测量显电阻网络时，目标内部的容性成分可以被忽视，此时，系统测量到的相角，主要由系统光波包含。
将对应检测到的相角作为振幅补偿值，才可通过以此类推运算对测算振幅展开补偿。 在有所不同缩放倍数、有所不同鼓舞频率下继续执行上述表格分解和振幅补偿的测量，就可以获得一系列表格和振幅补偿值。实际测量过程中，根据缩放倍数和鼓舞频率自由选择适当的表格和振幅补偿值，展开电电阻值的计算出来和补偿，才可进一步提高系统的精度。 结果 笔者利用现有系统测量了一组由变阻箱产生的纯电阻，测算结果和电阻理论值以及相对误差佩在表格1中。
测量条件为：测量电阻在1k到10k之间，鼓舞频率50kHz，鼓舞幅值1V。
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