EE201900031A - Seade ja meetod objekti kompleksülekande mõõtmiseks - Google Patents

Seade ja meetod objekti kompleksülekande mõõtmiseks

Info

Publication number
EE201900031A
EE201900031A EEP201900031A EEP201900031A EE201900031A EE 201900031 A EE201900031 A EE 201900031A EE P201900031 A EEP201900031 A EE P201900031A EE P201900031 A EEP201900031 A EE P201900031A EE 201900031 A EE201900031 A EE 201900031A
Authority
EE
Estonia
Prior art keywords
signal
reference signal
excitation signal
excitation
frequency
Prior art date
Application number
EEP201900031A
Other languages
English (en)
Inventor
Paul Annus
Raul Land
Mart Min
Olev MÄRTENS
Marek Rist
Eiko PRIIDEL
Original Assignee
Tallinna Tehnikaülikool
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Tallinna Tehnikaülikool filed Critical Tallinna Tehnikaülikool
Priority to EEP201900031A priority Critical patent/EE05846B1/et
Priority to US17/128,074 priority patent/US12345749B2/en
Publication of EE201900031A publication Critical patent/EE201900031A/et
Publication of EE05846B1 publication Critical patent/EE05846B1/et

Links

Classifications

    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
    • G01R25/00—Arrangements for measuring phase angle between a voltage and a current or between voltages or currents
    • G01R25/005—Circuits for comparing several input signals and for indicating the result of this comparison, e.g. equal, different, greater, smaller, or for passing one of the input signals as output signal
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
    • G01R27/00—Arrangements for measuring resistance, reactance, impedance, or electric characteristics derived therefrom
    • G01R27/28—Measuring attenuation, gain, phase shift or derived characteristics of electric four pole networks, i.e. two-port networks; Measuring transient response
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/05—Detecting, measuring or recording for diagnosis by means of electric currents or magnetic fields; Measuring using microwaves or radio waves
    • A61B5/053—Measuring electrical impedance or conductance of a portion of the body
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/05—Detecting, measuring or recording for diagnosis by means of electric currents or magnetic fields; Measuring using microwaves or radio waves
    • A61B5/053—Measuring electrical impedance or conductance of a portion of the body
    • A61B5/0537—Measuring body composition by impedance, e.g. tissue hydration or fat content
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/72—Signal processing specially adapted for physiological signals or for diagnostic purposes
    • A61B5/7225—Details of analogue processing, e.g. isolation amplifier, gain or sensitivity adjustment, filtering, baseline or drift compensation
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
    • G01R25/00—Arrangements for measuring phase angle between a voltage and a current or between voltages or currents
    • G01R25/04—Arrangements for measuring phase angle between a voltage and a current or between voltages or currents involving adjustment of a phase shifter to produce a predetermined phase difference, e.g. zero difference
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
    • G01R27/00—Arrangements for measuring resistance, reactance, impedance, or electric characteristics derived therefrom
    • G01R27/02—Measuring real or complex resistance, reactance, impedance, or other two-pole characteristics derived therefrom, e.g. time constant
    • G01R27/16—Measuring impedance of element or network through which a current is passing from another source, e.g. cable, power line
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/02—Detecting, measuring or recording for evaluating the cardiovascular system, e.g. pulse, heart rate, blood pressure or blood flow
    • A61B5/024—Measuring pulse rate or heart rate
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/08—Measuring devices for evaluating the respiratory organs
    • A61B5/085—Measuring impedance of respiratory organs or lung elasticity
    • A61B5/086—Measuring impedance of respiratory organs or lung elasticity by impedance pneumography

Landscapes

  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • General Physics & Mathematics (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Surgery (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • Biophysics (AREA)
  • Pathology (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • Heart & Thoracic Surgery (AREA)
  • Medical Informatics (AREA)
  • Molecular Biology (AREA)
  • Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
  • Radiology & Medical Imaging (AREA)
  • Signal Processing (AREA)
  • Physiology (AREA)
  • Artificial Intelligence (AREA)
  • Computer Vision & Pattern Recognition (AREA)
  • Psychiatry (AREA)
  • Power Engineering (AREA)
  • Investigating Or Analyzing Materials By The Use Of Electric Means (AREA)
  • Measurement Of Resistance Or Impedance (AREA)
  • Measurement And Recording Of Electrical Phenomena And Electrical Characteristics Of The Living Body (AREA)

Abstract

Leiutis kuulub elektroonika valdkonda ja käsitleb uuritavasse süsteemi saadetud ergutussignaalist põhjustatud vastussignaali mõõtmist ning tulemuste edasist töötlemist kompleksülekande mõõtmiseks. Leiutise peamiseks kasutusvaldkonnaks on mõõteseadmed ja muud seadmed, kus mõõtmised või seadme töö sõltuvad suurte häiringute olemasolust mõõteahelas või kus tegeletakse suure baasväärtusega mõõdetava suuruse väikeste muutuste määramisega. Tüüpiliselt on selliseks seadmeks impedantsi (takistuse) või juhtivuse mõõtur, kus mõõdetavast esemest, materjalist või koest juhitakse läbi tuntud vool või vool, mida pidevalt jälgitakse ja mõõdetakse selle voolu tagajärjel objektil tekkivat pingelangu.

Description

 TEHNIKAVALDKOND
Leiutis kuulub elektroonika valdkonda ja käsitleb uuritavasse süsteemi saadetud ergutussignaalist põhjustatud vastussignaali mõõtmist ning tulemuste edasist töötlemist kompleksülekande mõõtmiseks. Leiutise peamiseks kasutusvaldkonnaks on mõõte- ja muud seadmed, kus mõõtmised või seadme töö sõltuvad suurte häiringute olemasolust mõõteahelas või kus tegeletakse suure baasväärtusega mõõdetava suuruse väikeste muutuste määramisega. Tüüpiliselt on selliseks seadmeks impedantsi (takistuse) või juhtivuse mõõtur, kus mõõdetavast esemest, materjalist või koest juhitakse läbi tuntud vool või vool, mida pidevalt jälgitakse ja mõõdetakse selle voolu tagajärjel objektil tekkivat pingelangu.
TEHNIKA TASE
Tehnikas on tuntud ja levinud sünkroonmõõtmiste lahendus [1], [2], milles kasutatakse ristkorrelatsiooni (Wiener-Khinchini teoreem). Selle realiseerimiseks ühel sagedusel võib vastussignaali korrutada normeeritud siinuselise ergutussignaaliga ja normeeritud ergutussignaaliga kvadratuuris oleva signaaliga (sünkroondemoduleerida) ja saadud tulemusi filtreerida. Mitmel sagedusel mõõtmiseks tuleks kirjeldatud tegevusi korrata igale sagedusele eraldi. Võimalik on ka siinusest erinevate lainekujude ja nende summade kasutamine. Edaspidi saab tulemust seadme töös kasutada, et määrata näiteks vastussignaali moodul ja faas ergutussignaali suhtes.
Selleks et leida uuritava objekti impedantsi kompleksväärtust (esitatud kas reaal- ja imaginaarosana, või moodul-faasina), kasutatakse kas kahte parallelset mõõtekanalit või ainult ühte kanalit, mida lülitatakse ümber ühe ja teise komplekssuuruse osa leidmiseks.
US7970461 kirjeldab seadet ja meetodit, mille kohaselt uuritavasse objekti juhitakse perioodiline ergutussignaal ning objektist vastu võetud vastussignaali korrutatakse tugisignaaliga, mis on ergutussignaaliga identne, kuid selle suhtes hilistatud fikseeritud faasinihke võrra, kusjuures faasinihke suurus valitakse vastavalt objekti eeldatavatele omadustele huvipakkuval sagedusel. Seda võib pidada tehnika tasemest tuntud lähimaks lahenduseks.
See lahendus ei sobi mõõtmiseks, kui objekti eeldatavad ligikaudsed omadused - st mõõtmiseks eeldatavalt sobiliku hilistuse (faasinihke) ligikaudne suurus - ei ole ette teada.
Vaja on seadet ja meetodit, mis sobib kasutamiseks objekti puhul, mille ligikaudsed omadused (st tuntud lahenduse puhul nõutava fikseeritud faasinihke suurus) ei ole teada.
Komplekstakistuse mõõtmist kasutatakse näiteks südametegevuse ja hingamise jälgimiseks, kusjuures huvi pakuvad organitele ja kudedele iseloomuliku komplekstakistuse või -juhtivuse suure baasväärtuse taustal südame- või hingamistegevusest tingitud oluliselt (suurusjärgus 100 kuni 1000 või enamgi korda) väiksemate muutuste mõõtmine ja jälgimine. Täiendavalt raskendavad mõõtmist müraja häired.
Tuntud on lahendus [3], mis seisneb uuritavast süsteemist saabunud vastussignaali kompenseerimises, liites talle vastandfaasis sama suure signaali. Ideaaljuhul on vastussignaali baasväärtuseks pärast seda null või nullilähedane suurus reaalsetes rakendustes, mis ei sega väikeste muutuste määramist. Probleemiks on kompenseeriva signaali suuruse ja faasi määramine, millest aga sõltub kompenseerimise täpsus.
[1] “ Method and apparatus for determining conditions of a biological tissue,” US7970461B2, 2011.
[2] T. Paavle, M. Min, and T. Parve, “ Aspects of Using Chirp Excitation for Estimation of Bioimpedance Spectrum,” in Fourier Transform - Signal Processing, S. Salih, Ed. InTech, 2012.
[3] P. Annus, J. Lamp, M. Min, and T. Paavle, “ Design of a bioimpedance measurement system using direct carrier compensation,” in Proceedings of the European Conference on Circuit Theory and Design: Cork, Ireland, 28 August-2 September, 2005, [Cork, Ireland] : Piscataway, NJ, 2005, vol.3, pp.23-26.
LEIUTISE OLEMUS
Leiutise eesmärk- seade ja meetod, mis sobivad tehnika tasemest tuntud lähima lahendusega samaseks mõõtmiseks ka siis, kui mõõdetava objekti ligikaudsed omadused, st mõõtmiseks sobiva faasinihke suurus, ei ole ette teada - saavutatakse esiteks seadmega objekti kompleksülekande mõõtmiseks, mis sisaldab generaatorit vahelduvpingelise ergutussignaali ja vahelduvpingelise tugisignaali genereerimiseks, korrutusseadet objektist loetud vastussignaali ja tugisignaali korrutamiseks, korrutusseadme väljundisse ühendatud madalpääsfiltrit ning selle väljundisse ühendatud andmetöötlussõlme, kusjuures generaator on seadistatud genereerima ergutussignaali ja tugisignaali nii, et tugisignaal on ergutussignaali suhtes lahku häälestatud nii, et mõõtetsükli jooksul on tugisignaali hilistumine ergutussignaali
suhtes kasvav diskreetsete sammudena või pidevalt nii, et mõõtetsükli alguses ja lõpus on ergutussignaal ja tugisignaal kokkulangevad.
Leiutise eesmärgid saavutatakse seadmega vastavalt nõudluspunktile 1, mille kohaselt seade on seadistatud korrutama objektist vastu võetud vastussignaali ergutussignaali suhtes erineval määral hilistatud tugisignaaliga ning seejärel saadud korrutisest (vastus- ja tugisignaali korrelatsioonikõverast) määrama objekti iseloomustavad parameetrid.
Ühe teostusnäite kohane leiutis on avatud nõudluspunktis 2, mille kohaselt tugisignaali hilistumine ergutussignaali suhtes on teostatud suureneva faasinihke abil.
Teise teostusnäite kohane leiutis on avatud nõudluspunktides 3 ja 4, mille kohaselt tugisignaali hilistumine ergutussignaali suhtes on teostatud tugisignaali ja ergutussignaali sageduste erinevuse abil.
Leiutise eesmärgid saavutatakse kanõudluspunktides 5-7 leiutisekohaste meetodiga objekti kompleksülekande mõõtmiseks, mis sisaldab järgmisi samme: enereeritakse vahelduvpingeiine ergutussignaal, mis juhitakse mõõdetavakse objekti; genereeritakse vahelduvpingeiine tugisignaal; mõõdetavast objektis võetakse vastu ergutussignaali mõjul tekitatud vastussignaal; vastussignaal korrutatakse tugisignaaliga, kusjuures tugisignaal häälestatakse ergutussignaali suhtes lahku nii, et mõõtetsükli jooksul tugisignaali hilistatakse ergutussignaali suhtes kasvavalt diskreetsete sammudena või pidevalt nii, et mõõtetsükli alguses ja lõpus on ergutussignaal ja tugisignaal kokkulangevad.
Võrreldes tuntud lähima lahendusega, kus impedantsi iseloomustavad suurused mõõdeti kahe eelnevalt valitud, konstantse ajalise nihke korral, toimub mõõtmine leiutise kohases lahenduses paljude nihete korral vahemikus 0 kuni 2%, kusjuures vastussignaali ja tugisignaali korrutise kõverast saab määrata kompleksülekande mooduli ja faasi (reaal- ja imaginaarosa) ning nende väikeste muutuste mõõtmiseks praktilistel ja mõõtetehnilistel kaalutlustel sobivaimad võendamise hetked.
JOONISTE LOETELU
Leiutise teostamise näited on järgnevalt kirjeldatud koos viidetega lisatud joonistele, kus:
joonisel fig 1 on leiutise ühe teostusnäite kohase seadme põhimõtteskeem;
joonisel ftg 2 on leiutises kasutatud generaatori põhimõtteskeem;
joonisel fig 3 on leiutisekohases seadmes ja meetodis ühe teostusnäite kohaselt kasutatavate ergutus-, tugi- ja vastussignaali ning vastus- ja tugisignaali korrutise kujud ja paigutus üksteise suhtes;
joonisel fig 4 on leiutisekohases seadmes ja meetodis teise teostusnäite kohaselt kasutatavate ergutus-, tugi- ja vastussignaali ning vastus- ja tugisignaali korrutise kujud ja paigutus üksteise suhtes.
LEIUTISE TEOSTAMISE NÄITED
Leiutise üks teostusnäide on esitatud joonisel fig 1. Seade uuritava objekti 1, nt bio-objekti kompleksülekande, nt elektrilise impedantsi või juhtivuse mõõtmiseks sisaldab generaatorit 2, mis on seadistatud genereerima vahelduvpingelist ergutussignaali 21 ja tugisignaali 22, korrutusseadet 3, madalpääsfiltrit 4 ning andmetöötlussõlme 5.
Seade töötab järgmiselt. Generaatoris genereeritud vahelduvpingeline ergutussignaal 21 juhitakse mõõdetavasse objekti 1 ja objekti vastussignaal 11 juhitakse korrutusseadme 3 sisendile 31. Generaatoris genereeritud tugisignaal 22 juhitakse korrutusseadme teisele sisendile 32. Korrutusseadme väljundsignaal 33 juhitakse madalpääsfiltrisse 4, mis surub maha väljundsignaali 33 kõrgsageduslikud komponendid ja mürakomponendid ning eraldab madalsageduslikud komponendid, mis iseloomustavad objekti 1 omadusi.
Generaatoris 2 formeeritakse ergutussignaali 21 põhjal tugisignaal 22, mis on ergutussignaali 21 suhtes lahku häälestatud nii, et mõõtetsükli jooksul kasvab tugisignaali hilistumine ergutussignaali 21 suhtes diskreetsete sammudena või pidevalt nii, et mõõtmistsükli alguses ja lõpus langevad ergutussignaal 21 ja tugisignaal 22 kokku. Ühe teostusnäite kohaselt genereeritakse siinuseline tugisignaal järgmiselt: iga etteantud täisarvulise ergutussignaali perioodi nT (n=1, 2, 3, 4, ...) järel lisatakse tugisignaali faasile teatud faasinihe Δφ . Faasinihke Δφ suurus on määratud seosega (1):
Δφ = 360/p * i , (1) ;;kus ;;p on lahkuhäälestuse perioodilisuse määr ehk sammude arv, mille jooksul Δφ saab võrdseks 2π) ja ;;i = 0...p-1. ;;Selline ergutussignaali ja tugislgnaali perioodiline faasiline lahkuhäälestus kindlustab madalpääsfiltri 4 väljundis 42 muutuva sagedusega (f = 1/Tp) signaali, mille amplituud sõltub nii ergutussignaali sagedusest ja faasinihke A(j) väärtustest kui ka mõõdetava objekti kompleksülekande (impedantsi, juhtivuse) staatilistest ja dünaamilistest väärtustest. ;;Pärast tugisignaali ja vastussignaali korrutamist ja filtreerimist kujuneb väljundisse 42 ergutussignaali 21 ja tugisignaaali 22 lahkuhäälestuse määra poolt defineeritud perioodilisusega signaal (eelistatult sagedusega 300 Hz kuni 3 kHz), millest andmetöötlussõlmes 5 eraldatakse objekti kompleksülekannet (impedantsi, juhtivust) kirjeldavad staatilised ja dünaamilised parameetrid 52. ;;Ühes eelistatud andmetöötlussõlme teostusvariandis võendatakse sisendsignaali 43 sellistel faasinihete Δφ) väärtustel, mille korral vahelduvkomponendi f = 1/Tp baasväärtus on minimaalne, võimaldades seega ilma täiendavate mõõtetehniliste võteteta, st näiteks ilma baasväärtuse mahasurumise või kompenseerimiseta rakendada täiendavat võimendusastet, et paremini eraldada objekti iseloomustavaid ülekande (impedantsi, juhtivuse) staatilisi ja dünaamilisi parameetreid ka siis, kui need on signaali baasväärtusest oluliselt (sadu, tuhandeid või enamaid kordi) väiksemad. ;;Leiutise eeliseks on, et kompleksülekande, st selle reaal- ja imaginaarosa (näiteks aktiiv- ja reaktiivtakistuse) mõõtmine saab toimuda ühes kanalis, sest tänu ergutussignaali ja tugisignaali pidevatoimelisele faasilisele lahkuhäälestusele esineb kanali väljundsignaalis kogu kompleksne info (st nii ülekande reaal- kui ka imaginaarosa) mõõdetava objekti kohta. ;Ühes eelistatud teostusvariandis genereeritakse tugisignaal 22, mis erineb ergutussignaalist 21 (bioobjekti korral valitakse tugisignaali ja ergutussignaali sagedus tavaliselt vahemikus 10kHz kuni 10MHz; ala asjatundjale on selge, et tugisignaali sagedus valitakse vastavalt objekti uuritavatele omadustele ning võib objektist olenevalt olla märksa kõrgem või madalam kui bioobjektide puhul) etteantud perioodilise faasilise lahkuhäälestuse võrra. Näiteks on väljakujunenud praktikate kohaselt südametegevusest mõjutatud impedantsimõõtmisel peetud vajalikuks jälgida kõrgemaid harmoonilisi kuni umbes 50 harmooniliseni, mõõtetehniliselt on mõistlik valida faasilise lahkuhäälestuse perioodilisuse määr vahemikus 300 Hz kuni 3 kHz. Ala asjatundjale on selge, et olenevalt uuritava objekti ning uuritava nähtuse olemusest võidakse valida eelnevast märksa madalam või kõrgem lahkuhäälestuse perioodilisuse määr. ;;Teises eelistatud teostusvariandis genereeritakse tugisignaal 22, mille sagedus erineb ergutussignaali 21 sagedusest (bioobjekti korral valitakse tugisignaali ja ergutussignaali sagedused tavaliselt f= ω /2π= 10 kHz kuni 10 MHz; ala asjatundjale on selge, et tugisignaali sagedus valitakse vastavalt objekti uuritavatele omadustele ning võib objektist olenevalt olla märksa kõrgem või madalam kui bioobjektide puhul) teatud sagedusnihke (südametegevuse jälgimise puhul tavaliselt Δf=Δω /2π = 300Hz kuni 3kHz; ala asjatundjale on selge, et olenevalt uuritava objekti ning uuritava nähtuse olemusest võidakse valida eelnevast märksa madalam või kõrgem lahkuhäälestuse perioodilisuse määr) võrra, seosed on kirjeldatud seosega 2. ;;r(t) = sin ((ω + Δω ) * t) (2)
kus r(t) on ergutussignaal,
ω on ergutusignaali sagedus,
Δω on sagedusliku lahkuhäälestuse määr, ja
t on jooksev aeg
Generaatori 2 üks teostusnäide on joonisel Fig 2. Generaator 2 sisaldab kahte DDSi ( direct digital synthesizer-otsene digitaalne süntesaator) 23 ja 24, mida juhitakse etalontaktsageduse kella 25 impulssidega, kusjuures üks DDS on seadistatud genereerima ergutussignaali 21 ja teine DDS on seadistatud genereerima tugisignaali 22 vastavalt eespooltoodud teostusnäidetele.
Teise teostusnäite kohaselt võb generaator 2 olla realiseeritud eelsalvestatud perioodilise lainekuju (näit: siinussignaal, binaarne signaal) tabuleeritud funktsioonina, millest loetakse signaali hetkväärtus välja erineva hi1istumise määraga.
Joonistel fig 3 ja 4 on illustreerivalt esitatud seadmes ja meetodis kasutatavate ergutus-, tugija vastussignaali ning vastus- ja tugisignaali korrutise kujud ja paigutus üksteise suhtes vastavalt kahele ülalkirjeldatud teostamise näitele. Seejuures on joonisel fig 3 esitatud näite puhul ergutussignaali sagedus 100kHz ning lahkuhäälestuse perioodilisuse määr p=6 (reaalsetes bioimpedantsi mõõtmise rakendustes eelistatult p=300 kuni 3000), kusjuures joonisel fig 3A on tugisignaali ja ergutussignaali kujud ja paiknemine teineteise suhtes, joonisel fig 3B on tugisignaali ja vastussignaali kujud ja paiknemine teineteise suhtes ning joonisel fig 3C on vastussignaali, tugisignaali ja vastus- ning tugisignaali korrutise kujud ja paiknemine üksteise suhtes. Nagu jooniselt näha, siis tugisignaal ja ergutussignaal
käivitatakse üheaegselt, kuid tugisignaali viiakse sisse ergutussignaali iga järgneva perioodiga kasvav faasinihe ergutussignaali suhtes. Samuti on näha, et vastussignaal on ergutussignaali suhtes hilistunud, seda objekti kompleksülekande (impedantsi või jühtivuse) reaktiivkomponendi tõttu. Vastus- ja tugisignaali korrutis võngub ergutus- ja tugisignaali suhtes kahekordse sagedusega, kusjuures selle amplituud võngub omakorda ergutussignaali suhtes viiekordse perioodiga. Tugisignaali ja vastussignaali korrutis juhitakse madalpääsfiitrisse, mis surub maha signaali kõrgsageduslikud komponendid. Seejuures tähistavad madalsagedusliku signaali maksimumid hetke, kui vastusignaal ja tugisignaal on samas faasis, st nende korrutis on võrdeline objekti kompleksülekande reaalosaga (näiteks aktiivtakistusega). Madalsagedusliku signaali nullpunktis on vastussignaal ja tugisignaal 90-kraadises faasinihkes, st sellel hetkel on vastussignaal võrdeline kompleksülekande imaginaarosaga (näiteks reaktiivtakistusega).
Joonisel fig 4 esitatud näite puhul on ergutussignaali sagedus 100 kHz (reaalsetes bioimpedantsi mõõtmise rakendustes vahemikus 10 kHz kuni 10 MHz) ning tugisignaali sagedus 116,7 kHZ (lahkuhäälestuse määr seega 16,7kHz; reaalsetes bioimpedantsi mõõtmise rakendustes 300 Hz kuni 3 kHz) on leiutisekohases seadmes ja meetodis teise teostusnäite kohaselt kasutatavate ergutus-, tugi- ja vastussignaali ning vastus- ja tugisignaali korrutise kujud ja paigutus üksteise suhtes, kusjuures joonisel fig 4A on tugisignaali ja ergutussignaali kujud ja paiknemine teineteise suhtes, joonisel fig 4B on tugisignaali ja vastussignaali kujud ja paiknemine teineteise suhtes ning joonisel fig 4C on vastussignaali, tugisignaali ja vastusning tugisignaali korrutise kujud ja paiknemine üksteise suhtes. Nagu jooniselt näha, siis tugisignaal ja ergutussignaal käivitatakse üheaegselt, kuid nende sageduste erinevuse tõttu tekib nende vahel kasvav faasinihe, mis kuue perioodi jooksul kasvab 2π-ni (st faasinihe jõuab tagasi nulli). Vastus- ja tugisignaali korrutis võngub ergutus- ja tugisignaali suhtes kahekordse sagedusega, kusjuures selle amplituud võngub omakorda ergutussignaali suhtes viiekordse perioodiga. Tugisignaali ja vastussignaali korrutis juhitakse madalpääsfiitrisse, mis surub maha signaali kõrgsageduslikud komponendid. Madalsagedusliku signaali maksimumide ja nullide järgi määratakse kompleksülekanne nagu kirjeldatud ülal.
Objekti kompleksülekande, nt impedantsi või juhtivuse määramiseks salvestatakse eelistatult nii vastussignaal kui ka vastussignaali ning filtreeritud tugisignaali korrutis digitaalkujul. See võimaldab filtreeritud tugisignaali korrutisest määrata võendamiseks sobivad ajahetked ning sobivalt võendatud vastus- ja ergutussignaali järgi arvutada kompleksülekande reaal- ja
imaginaarosa, aga samuti läbi viia kompleksülekande baasväärtuse kompenseerimist kompleksülekande väikeste muutuste määramiseks.
Ülalkirjeldatud teostusnäidete puhul kasutatakse siinuselisi signaale. Siinussignaalide asemel võib kasutada multisiinussignaale, aga ka nelinurksignaale, seejuures nn lühendatud nelinurksignaale, mille genereerimine on lihtsam ja väiksema energiakuluga kui siinussignaalide genereerimine. Ülalkirjeldatud lahendused sobivad kasutamiseks kantavates seadmetes, näiteks spordi- või tervisekellades, milles bioimpedantsi mõõtmise kaudu tuvastatakse südametegevuse ja hingamise parameetreid, näiteks südamelaine kuju jälgimiseks ning selle parameetrite määramiseks.

Claims (8)

  1. 1. Seade objekti (1) kompleksülekande mõõtmiseks, mis sisaldab generaatorit (2) vahelduvpingelise ergutussignaali (21) ja vahelduvpingelise tugisignaali (22) genereerimiseks, korrutusseadet (3) objektist loetud vastussignaali (11) ja tugisignaali (22) korrutamiseks, korrutusseadme (3) väljundisse ühendatud madalpääsfiltrit 4 ning selle väljundisse ühendatud andmetöötlussõlme (5), mis erineb selle poolest, et generaator (2) on seadistatud genereerima ergutussignaali (21) ja tugisignaali (22) nii, et tugisignaal (22) on ergutussignaali (21) suhtes lahku häälestatud nii, et mõõtetsükli jooksul on tugisignaali (22) hilistumine ergutussignaali (21) suhtes kasvav diskreetsete sammudena või pidevalt nii, et mõõtetsükli alguses ja lõpus on ergutussignaal (21) ja tugisignaal (22) kokkulangevad.
  2. 2. Seade vastavalt punktile 1, mis erineb selle poolest, et tugisignaali (22) hilistamiseks ergutussignaali (21) suhtes on tugisignaali (22) faasile lisatud faasinihe Δφ vähemalt kord iga etteantud täisarvulise ergutussignaali (21) perioodi nT (n=1, 2, 3, 4, ...) järel, kusjuures Δφ = i*360/p, kus p on lahkuhäälestuse perioodilisuse määr ehk sammude arv, mille jooksul Δφ saab võrdseks 2n ja i = 0...p-1.;
  3. 3. Seade vastavalt punktile 1, mis erineb selle poolest, et tugisignaali (22) hilistamiseks ergutussignaali (21) suhtes on tugisignaali (22) sagedus valitud erinev ergutussignaali (21) sagedusest.;
  4. 4. Seade vastavalt punktile 3, mis erineb selle poolest, et ergutussignaali (21) sagedus on valitud vahemikus 10 kHz kuni 10 MHz ning tugisignaali (22) sagedus erineb sellest 300 Hz kuni 3 kHz võrra.;
  5. 5. Meetod objekti (1) kompleksülekande mõõtmiseks, mis sisaldab järgmisi samme: genereeritakse vahelduvpingeline ergutussignaal (21), mis juhitakse mõõdetavakse objekti (1); genereeritakse vahelduvpingeline tugisignaal (22); mõõdetavast objektis võetakse vastu ergutussignaali (21) mõjul tekitatud vastussignaal (11); vastussignaal (11) korrutatakse tugisignaaliga (22), mis erineb selle poolest, et tugisignaal (22) häälestatakse ergutussignaali (21) suhtes lahku nii, et mõõtetsükli jooksul tugisignaali (22) hilistatakse ergutussignaali (21) suhtes kasvavalt diskreetsete sammudena või pidevalt nii, et mõõtetsükli alguses ja lõpus on ergutussignaal (21) ja tugisignaal (22) kokkulangevad.;
  6. 6. Meetod vastavalt punktile 5, mis erineb selle poolest, et tugisignaali (22) tulistamiseks ergutussignaali (21) suhtes lisatakse tugisignaali (22) faasile faasinihe Δφ vähemalt kord iga etteantud täisarvulise ergutussignaali (21) perioodi nT (n=1, 2, 3, 4, ...) järel, kusjuures Δφ = i*360/p, kus p on lahkuhäälestuse perioodilisuse määr ehk sammude arv, mille jooksul Δφ saab võrdseks 2π ja i = 0...p-1.
  7. 7. Meetod vastavalt punktile 5, mis erineb selle poolest, et tugisignaali (22) tulistamiseks ergutussignaali (21) suhtes valitakse tugisignaali (22) sagedus erinev ergutussignaali (21) sagedusest.
  8. 8. Meetod vastavalt punktile 7, mis erineb selle poolest, et ergutussignaali (21) sagedus valitakse vahemikus 10 kHz kuni 10 MHz ning tugisignaali (22) sagedus valitakse sellest 300 Hz kuni 3 kHz võrra erinev.
EEP201900031A 2019-12-19 2019-12-19 Seade ja meetod objekti kompleksülekande mõõtmiseks EE05846B1 (et)

Priority Applications (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
EEP201900031A EE05846B1 (et) 2019-12-19 2019-12-19 Seade ja meetod objekti kompleksülekande mõõtmiseks
US17/128,074 US12345749B2 (en) 2019-12-19 2020-12-19 Device and method for measuring of the complex transfer function of an object

Applications Claiming Priority (1)

Application Number Priority Date Filing Date Title
EEP201900031A EE05846B1 (et) 2019-12-19 2019-12-19 Seade ja meetod objekti kompleksülekande mõõtmiseks

Publications (2)

Publication Number Publication Date
EE201900031A true EE201900031A (et) 2021-07-15
EE05846B1 EE05846B1 (et) 2022-09-15

Family

ID=76438249

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
EEP201900031A EE05846B1 (et) 2019-12-19 2019-12-19 Seade ja meetod objekti kompleksülekande mõõtmiseks

Country Status (2)

Country Link
US (1) US12345749B2 (et)
EE (1) EE05846B1 (et)

Citations (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO1992019153A1 (en) * 1991-04-30 1992-11-12 Xitron Technologies Method and apparatus for displaying multi-frequency bio-impedance
US6970738B1 (en) * 2002-02-04 2005-11-29 Innovamedica S.A. De C.V. Complex impedance spectrometer using parallel demodulation and digital conversion
US7970461B2 (en) * 2004-06-18 2011-06-28 Andres Kink Method and apparatus for determining conditions of a biological tissue
US20180172612A1 (en) * 2016-12-15 2018-06-21 Transtech Systems, Inc. System and circuit for obtaining impedance or dielectric measurements of a material under test

Family Cites Families (12)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US4777960A (en) * 1986-08-18 1988-10-18 Massachusetts Institute Of Technology Method and apparatus for the assessment of autonomic response by broad-band excitation
CN1012257B (zh) * 1986-09-09 1991-04-03 顾涵森 生物电信号检测装置
EP1701459A1 (en) * 2005-03-09 2006-09-13 Institute of Electronics and Computer Science of Latvian University Method for data acquisition from multiple sources of analog signals
EP2668899B1 (en) * 2005-11-09 2015-07-29 Japan Science and Technology Agency Method of and apparatus for measuring properties of an object with acoustically induced electromagnetic waves
WO2007143786A1 (en) * 2006-06-16 2007-12-21 Inphaze Pty Ltd A system for complex impedance measurement
EE01061U1 (et) * 2009-02-12 2012-01-16 JR Medical O� Mitmekanaliline impedantskardiograaf
US10063369B1 (en) * 2015-12-16 2018-08-28 Verily Life Sciences Llc Time synchronization of multi-modality measurements
CN107788992B (zh) * 2016-08-29 2022-03-08 松下知识产权经营株式会社 识别生物体的装置以及识别生物体的方法
US10120005B2 (en) * 2016-09-07 2018-11-06 Silicon Laboratories Inc. Synchronous detection circuit and method for determining a bio-impedance of a biological tissue
US20180325414A1 (en) * 2017-05-12 2018-11-15 Tech4Imaging Llc Electro-magneto volume tomography system and methodology for non-invasive volume tomography
DE102018112092A1 (de) * 2018-01-10 2019-07-11 Infineon Technologies Ag Integrierte mehrkanal-hf-schaltung mit phasenerfassung
KR102513026B1 (ko) * 2018-02-06 2023-03-24 한국전자통신연구원 체성분 분석 시스템

Patent Citations (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO1992019153A1 (en) * 1991-04-30 1992-11-12 Xitron Technologies Method and apparatus for displaying multi-frequency bio-impedance
US6970738B1 (en) * 2002-02-04 2005-11-29 Innovamedica S.A. De C.V. Complex impedance spectrometer using parallel demodulation and digital conversion
US7970461B2 (en) * 2004-06-18 2011-06-28 Andres Kink Method and apparatus for determining conditions of a biological tissue
US20180172612A1 (en) * 2016-12-15 2018-06-21 Transtech Systems, Inc. System and circuit for obtaining impedance or dielectric measurements of a material under test

Also Published As

Publication number Publication date
US12345749B2 (en) 2025-07-01
US20210190841A1 (en) 2021-06-24
EE05846B1 (et) 2022-09-15

Similar Documents

Publication Publication Date Title
US7894885B2 (en) Coherent signal rejection in ECG
Fu et al. Generalized lock-in amplifier for precision measurement of high frequency signals
Natarajan et al. Classical squeezing of an oscillator for subthermal noise operation
Min et al. Lock-in measurement of bio-impedance variations
Watson et al. Magnetic induction tomography: Phase versus vector-voltmeter measurement techniques
CN110161310B (zh) 一种基于差频调制锁相的微弱信号检测方法
Sun et al. Signal demodulation methods for electrical tomography: A review
Sun et al. Noncontact vital sign detection based on stepwise atomic norm minimization
CN109394214A (zh) 一种基于隔离激励电流锁相法的生物阻抗测量装置和方法
CN110987373B (zh) 干涉型光纤传感器相位调制深度的测量方法及测量装置
EE201900031A (et) Seade ja meetod objekti kompleksülekande mõõtmiseks
Sun et al. A recursive demodulator for real-time measurement of multiple sinusoids
McHugh et al. Calibration of the ALLEGRO resonant detector
Chang et al. Fingertip pulse signals enhanced by using intermodulation multiplication of active high-sensitivity split-ring resonator
Zhong et al. A general and accurate impedance demodulation method based on improved DFT for electrical impedance spectrometer
CN112350721B (zh) 一种基于分时复用的正交锁相放大器相位补偿方法及装置
Manstein et al. A device for shallow frequency-domain electromagnetic induction sounding
Brajkovič et al. Frequency synchronization analysis in digital lock-in methods for bio-impedance determination
Martínez-Nolasco et al. FPGA Synchronous Phase Detection System for bioimpedance computing applications
Fiorito et al. Analogue and digital instruments for non-invasive estimation of muscle fibre conduction velocity
Greenhall et al. Local oscillator limited frequency stability for passive atomic frequency standards using square wave frequency modulation
CN111044773B (zh) 一种基于时频变换的电压闪变信号的精确检测方法
Singh et al. Doppler velocity measurement using closed-loop Goertzel algorithm in PLL technique
Ren et al. Experimental study of phase sensitive detection technique in ECT system
Annus et al. Automatic Detection of Real and Imaginary Parts of Electrical Impedance with Single Synchronous Demodulation Channel