摘  要： 介紹了基于AD5933的阻抗檢測原理和軟硬件實現。系統設計采用阻抗測量芯片AD5933，以低功耗高性能處理器STC89C52單片機作為控制器。該檢測儀采用AD5933中的數字頻率合成器（DDS）產生激勵信號，施加在待測阻抗上，ADC采集相應信號并送到片內DFT模塊進行數字處理，測量結果通過I2C送至單片機，再由單片機與計算機上位機通信，計算機顯示該阻抗值。該儀器能實現電阻、電容、電感阻抗快速、準確地測量，經實驗驗證，阻抗幅值和相位測量的相對誤差較小，（電阻阻抗平均偏差為0.041 1，相位平均偏差為0.152°）。葡萄糖水溶液濃度與阻抗呈線性相關，相關系數大于0.99。

　　關鍵詞： AD5933；阻抗檢測；STC89C52單片機；上位機

　　目前，全世界已有3.66億糖尿病患者，國內該病群體規模也已超過9 240萬人，所以，為了控制疾病，防止并發癥，經常測量血糖水平是必不可少的?，F今醫院中最常用的檢測血糖的方法是采集血樣，處理后加入相關反應試劑，之后再用大型的生化檢測設備進行分析。這種方法雖然準確，但由于過程繁瑣、操作復雜、耗材量大、采血量又大，并不利于大多數病人的自我監護。尋找一種新的血糖阻抗檢測方法，檢測血糖濃度，可以減少耗材，節約資源，極具實際意義。對葡萄糖水溶液阻抗檢測的研究為此作了鋪墊。為了克服傳統阻抗測量方法的不足，本文采用高精度阻抗測量芯片AD5933設計了新型阻抗檢測儀，簡化了電路設計，提高了系統抗干擾能力和測試精度[1]。

　　1 系統方案

　　本課題的目的是設計一種基于AD5933的阻抗檢測系統。本系統能夠滿足電阻、電容、葡萄糖水溶液的阻抗與相位的測量，主要包括以下三個方面：

　?。?）獲取阻抗與相位數據：采用高精度阻抗測量芯片AD5933及外圍電路，測得阻抗與相位數據[2]。（2）數據傳輸：I2C通信，通過單片機的兩個I/O口來實現總線接口，其中一個模擬SDA數據線的時序，另一個模擬SCL信號線的時序。（3）上位機顯示：設置起始頻率及步進頻率后，可以繪制所測得的阻抗模值及相位與頻率的關系圖。

　　2 硬件設計

　　2.1 AD5933芯片介紹及阻抗測量原理

　　AD5933是一個高精度的阻抗變換系統，含有一個27位、最高輸出頻率為100 kHz、頻率分辨率<0.1 Hz的直接數字合成器件（DDS）和一個12位、1 MHz采樣率的ADC（模數轉換器）。激勵電壓輸出由直接數字合成器（DDS）產生，可在最高輸出頻率（100 kHz）以內的任意指定頻率上發出激勵信號，通過可設置增益的前置放大器后激勵外部電阻，電阻上得到的響應信號被ADC采樣，并通過片上的DSP進行1 024點的離散傅里葉運算（DFT運算）。傅里葉變換后返回在這個輸出頻率下得到的實部值和虛部值。因而也可以計算出在每個掃描頻率下被測目標的阻抗的模和相角。

　　2.2 阻值計算與校準

　　對于不同的測量頻率點，增益系數是不同的，所以在不同的頻率點上要分別計算增益系數。此外測量過程中可以通過標定電阻的測量范圍來優化測量性能。理論上測量范圍標定得越小，測量結果越準確。表1給出了4個不同的電阻范圍標定作為參考。

　　2.3 相角計算與校準

　　首先對標定電阻進行測量，得到標定電阻的相角P=arctan。待測電阻的實際相角等于測量值減去標定電阻的相角值。測量時得到的相角范圍在-90°~+90°之間，要根據實部值R和虛部值I所確定的象限把相角變換到所在的象限內。若R<0，I>0，則說明在第二象限內，所以計算時要把相角加上180°；同理，若R<0，I<0，則在第2象限內，所以計算時要把相角減去180°。

　　2.4 系統整體設計

　　該電路電源部分采用5 V USB供電，在AD5933的RFB和VIN之間接入標定電阻，VIN和VOUT之間接入待測電阻。測量之前預估一下待測電阻所在的范圍，選擇相應標定電阻，每個頻率點上都要首先對標定電阻進行測量和計算，然后再以此為標準計算被測電阻[5]。單片機通過I2C和AD5933通信，讀取測量結果和實現控制，同時把結果送至上位機顯示。整個電路設計簡潔緊湊，抗干擾能力強。

　　AD5933的初始化參數需寫入AD5933片內寄存器[3]。由于單片機STC89C52內部無I2C接口，需用單片機的兩個I/O口來實現總線接口，其中一個模擬SDA數據線的時序，另一個模擬SCL信號線的時序，完成與AD5933通信[4]。

　　3 軟件設計

　　上位機軟件能實現串口通信，來傳輸阻抗數據文件。軟件是在Microsoft Visual Basic 6.0平臺下進行開發的。實現設置起始頻率及步進頻率后，可以繪制頻率范圍內所測得的阻抗模值及相位與頻率的關系圖。

　　系統主程序設計流程圖如圖1所示。

　　4 系統性能測試結果

　　通過測試，部分結果如表2~表4所示，此處電阻測試激勵源頻率為10 kHz，電容測試激勵源頻率為30 kHz，激勵信號幅值設定均為2 V。誤差計算公式為：

　　電阻阻值平均誤差為0.041 1，電阻相位平均誤差為0.152；電容阻抗平均誤差為0.072 1，電容相位平均誤差為0.152。

　　不同濃度葡萄糖溶液阻抗如圖2~圖4所示。運用MATLAB進行線性最小二乘擬合，得到y=2 692 600x+200，線性相關系數為0.999 4。

　　在不同條件下進行測試，葡萄糖濃度與阻抗值呈線性關系，相關系數分別為0.997 8、0.998 2。

　　基于AD5933的血流儀的生物阻抗檢測，外圍電路簡單。測試結果表明，通過單片機控制AD5933測量精度較高，穩定性好。設計中，標定阻抗的選取對精度有很大影響，且軟件算法對測量值的校準也非常重要。該設計對葡萄糖水溶液阻抗進行多組多次測試，得出葡萄糖濃度與阻抗值呈線性關系，為探尋新的血糖檢測方法做了鋪墊。

　　參考文獻

　　[1] 李靜，陳世利．基于AD5933的阻抗分析儀的設計和實現[J]．現代科學儀器，2009，4（2）：28-30.

　　[2] 任超世．生物電阻抗測量技術[J]．中國醫療器械信息，2004，10（1）：21-25.

　　[3] 崔傳金，郭志強，趙楠，等.用AD5933實現電導率測量的研究[J].機電工技術，2008，37（4）：44-47.

　　[4] 沙占友.智能傳感器系統設計與應用[M].北京：電子工業出版社，2004

　　[5] 董艷陽.自動阻抗測量儀工作原理及阻抗測量方法[J].現代電子技術，2002，136（5）：24-25