高精度电阻抗断层成像数据采集系统

文章编号:1004-9037(2010)02-0259-05

高精度电阻抗断层成像数据采集系统

史学涛1　尤富生1　霍旭阳2　付　峰1　刘锐岗1　董秀珍1

(1.第四军医大学生物医学工程系,西安,710033;2.吉林医药学院公共卫生系,吉林,132013)

摘要:针对电阻抗断层成像技术对电阻抗信号采集精度的要求,建立了一个高精度的数据采集系统。该系统主要由一个基于数字合成技术的可编程激励电流源和一个基于正交序列数字解调法的边界电压采集模块共同构成。系统可以在1～190kHz之间编程选择激励电流的频率,并可在0～1.25mA之间编程设定输出幅度以满足人体测量的安全要求。系统可同时检测出边界电压的幅值和相位信息。工作频率范围内,系统的共模抑制比高于75dB,相对测量精度优于0.02%。

关键词:电阻抗断层成像;数据采集;数字解调中图分类号:R318.06　　　　文献标识码:A

HighQualityDataAcquisitionSystemforElectrical

ImpedanceTomography

112111

ShiXuetao,YouFusheng,HuoXuyang,FuFeng,LiuRuigang,DongXiuzhen

(1.BiomedicalEngineeringSchool,FourthMilitaryMedicalUniversity,Xi′an,710033,China;

2.FacultyofPublicHealth,JilinMedicalCollege,Jilin,132013,China)

Abstract:Toprovideelectricalimpedanceinformationwiththehighaccuracyfortheelectricalimpedancetomography,ahighprecisiondataacquisitionsystemisdeveloped.Thesystemismainlycomposedofaprogrammabledrivingcurrentsourcebasedondigitalsynthesistechniqueandaboundaryvoltagemeasurementmodulebasedonorthogonalsequentialdigitaldemodulationmethod.Thefrequencyofthedrivingcurrentcanbeprogrammedamong1～190kHz.Theamplitudeoftheoutputcurrentcanbeprogrammedamong0～1.25mAtomeetthesafetyrequirementonthehumanbody.Whendataacquiring,boththeamplitudeandthephaseshiftoftheboundaryvoltagescanbesimdtaneouslyextracted.Inthebandwidth,thecommonmoderejectionratio(CMRR)ofthesystemismorethan75dB,andtherelativemeasurementprecisionishigherthan0.02%.Comparisonresultsshowthatthesystemissuperiortosomeothersystemsinmainaspects.

Keywords:electricalimpedancetomography;dataacquisition;digitaldemodulation

构人体内电阻率分布或其变化的图像。虽然由电流在容积导体中分布的非线性特性决定,现阶段的EIT空间分辨率还相对较低,无法与现有的医学成像手段所比拟,但由于该技术不使用射线(如CT),因而不会对人体造成伤害;同时不需要使用对环境要求严格的传感器(如MRI),因而结构相对简单,体积小且造价低;更为关键的是:由于组织的功能性变化(如血供、电解质浓度、膜的通透性和局部温

引　　言

电阻抗断层成像(Electricalimpedancetomography,EIT)技术最早由英国人BHBrown等于1982年提出。该技术基于人体不同组织具有不同电阻抗特性的原理,采用在体表外加弱的交流激励电流并测量体表边界电压分布的方式来重

[1]

　基金项目:国家自然科学基金(50937005)资助项目;国家科技支撑计划(2006BAI03A14)资助项目;陕西省工业攻关基金(2007k04-29)资助项目;第四军医大学生物医学工程系青年人才资助计划(2007-03)资助项目。　收稿日期:2008-09-08;修订日期:2008-12-18260

数据采集与处理第25卷

升等)均会导致其电阻抗特性的改变[2],因而EIT具有功能成像的特点,并有望能在器质性病变发生之前检测到病变的存在,因而在疾病的早期辅助诊断与筛查方面有着广泛而诱人的应用前景。

在EIT技术研究中,数据采集系统的性能一直是一个重点和难点问题。EIT数据采集系统的工作方式一般是先选择一对电极为激励而测量其余各相邻电极对上的电压差,然后切换到下一对激励电极,并再次测量其余各对电极上的电压差。由于电流的非线性分布,一方面会导致体内的电阻抗变化只能产生非常弱的电压变化量,另一方面还使得各相邻电极电压差的动态范围很大,因而,需要测量系统有足够高的采集精度,特别是对于像脑部这类电阻率分布极不均匀的器官,对测量精度的要求更高。此外,由于测量两电极间的电压差时会引入较大的共模电压,因而要求测量电路还必须具有足够高的共模抑制能力。不仅如此,由于生物组织具复电阻抗特性且在不同的频率下的阻抗特性差异也不同,例如有研究表明在频率在1～200kHz之间脑部的电阻率变化较为明显[4-5],因而EIT系统还应具有一定的频率选择功能,并能够在这段频率范围内测量电阻抗的实、虚部分量。因此,高性能的EIT数据采集系统应具备以下性能:与目标组织频率特性相符的工作频率范围(一般在1～200kHz之间)、足够高的测量精度(通常要求达到0.1%以上)和足够高的共模抑制比(通带范围内大于60dB)。基于以上要求,本文设计并实现了一个新的高性能EIT数据采集系统。

[3]

1.1　可编程电流源

从测量原理和系统结构上看,激励源是EIT数据采集系统的核心:一方面,其输出信号的频率决定着系统的工作频率;另一方面其性能直接决定着系统最终的精度。

由于本文研究的首要目标是应用于脑部成像,系统的工作频率范围应在1～200kHz附近,因而激励源应有在这一频率段内变换输出频率的功能,且由于生物组织电阻抗对测量频率的敏感性,激励信号的频率必须足够稳定。另外要最终达到0.1%以上的高测量精度,激励源也必须有足够高的信噪比和稳定度。基于以上两点要求,本文基于数字合成技术设计实现了如图2所示的可编程电流源。其工作原理是:控制信号作用下,现场可编程逻辑(Fieldprogrammablegatearray,FPGA)器件中的可编程时钟控制器设置好可编程时钟发生器的频率,所产生的时钟信号被送往由512进制的计数器构成的周期地址信号发生器,产生的寻址信号被送往存储单元,从而使存储单元周期性地输出具有16位精度的正弦信号采样值,并送往DAC合成正弦波信号。该信号经滤波后由电压电流转换器转换成激励电流信号。

1　系统组成

图2　电流源结构框图

EIT测量系统主要由激励源、电极选择系统和

测量模块三大部分构成。图1是最终实现的数据采集系统结构框图。其中激励源由一个可编程电流源实现,测量模块由程控增益放大器和一个16位高速AD转换器构成,电极选择系统由4个16选1多路开关构成。系统采用单片机进行参数设定与采样管理,并通过USB接口方式与主控计算机通信。

基于这种结构,激励电流源的输出频率f将仅由可编程时钟发生器的输出频率f

clk

所决定,即f=

fclk/512。由于这里的可编程时钟发生器基于石英晶体和锁相环技术实现,其输出信号的绝对最大抖动周期不超过85ps,而所合成信号的最小周期也在2󰀁s以上,因而,合成的信号具有很高的频率稳定性。同时,由于该锁相环共有19位的频率控制字,从而使得系统几乎可以在所选频率段内输出任意频率的合成信号。

为保证输出信号的幅度稳定性,在波形重建中选择了具有16位精度的高速DA转换器,并选择了与之相适应的高性能滤波器以滤除高次谐波,形成

图1　EIT系统结构框图频率单一的激励信号。第2期　史学涛,等:高精度电阻抗断层成像数据采集系统

261

由于医疗仪器安全标准规定:注入人体的电流幅度在频率>100kHz时不超过10mA,而在频率<100kHz时按公式Imax=f(kHz)/10(mA)来确定[6],因而,在实际EIT数据采集中,一方面要在安全标准允许的范围内尽可能高的提高激励电流的幅度以提高信号的信噪比,另一方面又要根据不同的激励频率而变更激励电流的大小。为达到这一目标,本文选用了最大输出幅值可在0到满量程间以10位的精度程控可选的16位DA转换器,通过这种方式可以在不降低合成信号的幅值精度的前提下实现对激励电流幅度的灵活控制。

电压电流转换器采用具有电流镜结构的运算放大器实现,并根据系统频率范围要求,对其进行了相应的补偿[7]。

Sn(i)=󰀁Z󰀁Isin

2󰀂i+ 　i=0,1,…,N-1N

(1)

式中:󰀁Z󰀁为目标频率下的电阻抗模值; 为其相位;N为采样点数;I为激励电流的幅值。

此时构造复数序列为

Qn(i)=sin

2󰀂i2󰀂i+jcosNN

i=0,1,…,N-1

　　并计算Qn与Sn的内积可得

N-1

P=

∑Qn(i)󰀂Sn(i)=

i=0

N󰀁Z󰀁I[cos +jsin ]2

(2)

　　可以看出:将P的模值除以0.5NI即可得到传输阻抗的模值,而P的相位即为传输阻抗的相位。这种方式不仅能有效降低谐波失真的影响,还可将随机噪声衰减

0.5N倍,从而有效提高系统的

[8]

1.2　测量模块

EIT的电压测量模块不仅要具有高共模抑制比、低噪声和宽频带等特性,由于边界电压信号具有相对较高的输入阻抗和较宽的动态范围,为满足小信号测量精度的要求,还需有相应的增益调节功能。为满足这些要求,本模块采用如图3所示的结构,其中前级选用高精度、宽带固定增益放大器并加入屏蔽驱动功能以降低分布电容对输入阻抗的影响,后级采用一个具有8种可选增益、6dB步长的程控增益放大器,从而使系统的总增益可在4～514之间变换,提高了系统对弱信号的检测能力。

[3]

测量精度。

最终的解调运算由FPGA完成,结果通过接口电路上传至主控计算机。

1.3　电极选择模块

由于本系统是一串行系统,即只有一个激励电源和电压测量模块,因而需要通过电极选择模块来负责在EIT数据采集时进行激励与测量电极对的选择。为满足16电极EIT系统中任意驱动和测量模式选择要求,本文采用4片16选1多路开关组成了一个16×4开关阵列,使得系统可以选择16电极中的任意电极与激励和测量模块相连,进行激励和测量。

由于多路开关的公共端对地会表现出较大的分布电容,从而降低电流源的输出阻抗,为此,本文专门选择了分布电容相对较低的多路开关,并对电

[3]

图3　测量模块的结构框图

流源进行了相应的补偿。

[7]

经放大调理后的信号由1个16位1MHz采样速率的ADC在同步脉冲控制下对测量到的边界电压进行每周期128点的采样。当频率较高时,则通过适当的欠采样方式实现等效的每周期128点的采样。

由于所获得的是交流信号,其幅值和相位与被测阻抗相关,因而需有适当的解调手段来得到这些信息。本系统所用的解调方法为正交序列数字解调法[8]。其原理在于:假设经AD采样后所得信号可表示为2　系统性能

最终实现的EIT硬件系统可工作在1～190kHz的频率区间,输出电流在0～1.25mA间程控

可调,最高可实现每秒钟1帧数据的高精度成像测量。

为测量激励源的输出精度,本文将激励源对地串接一个1k!的精密电阻,并将输出电流幅度设为1mA,采用一块精度为16位、最高速度为1MHz的数据采集卡(PCI-6250,美国NationalInstrument公司)采集电阻两端电压信号,并对该信号262

数据采集与处理第25卷

16个电极引线依次连接至电阻网络的16个节点处,并将系统的激励电流幅度设为500󰀁A,频率设置为10kHz,采用对向驱动邻近测量[3]模式进行EIT数据采集,采集速度为1帧/s,连续采集30min,计算这段时间内在各激励/测量电极组合下所获得的边界电压的标准差和平均值,并以2者的比值作为该处的测量精度;然后将激励频率依次变更为50,100,150和180kHz,进行同样的测量与计算。测量结果表明:在1～190kHz的频率范围内,系统的测量精度优于0.2‰,部分频率下测量精度甚至达到或接近0.1‰的水平。图6给出了以电极对(1,9)为驱动时,在电极对(2,3),(3,4),…,(7,8),(10,11),…,(16,1)上所测得的各频率下边界电压值和相应的相对测量精度,可见其精度远优于1‰指标要求。

为进一步评价系统整体性能,本文采用专门定制的带屏蔽层的导线和Ag/AgCl电极制作了线长为2m的EIT电极系统,并利用上述精密电阻制作了定标模型,在精简模式下,该模型的效果与上一实验相同,即8个47!和8个140!的精密电阻相互间隔串联起来,组成一个环形电阻网络。从

图4　电流源输出的频谱图

每两个电阻的接点处引出一个直径10mm的镀金焊盘为电极连接点。采用临床实验所用的Ten20TM型医用粘性导电膏将电极与焊盘粘接在一起,进行数据测量与分析,测量方法与过程与上一实验相同,所得结果如图7所示。

可以看出,相对于图6,当采用电极系统进行连

进行频谱分析。图4给出了激励源在5,50,100和190kHz时的输出信号相对频谱图,从中可以看出:输出信号的噪声水平一般在-80dB以下,接近-90dB,是16位系统的极限。

图5是本系统测量模块的共模抑制比(Commonmoderejectionratio,CMRR)与英国伦敦大学学院(UCL)当前使用的数据采集系统UCLHMK1b和UCLHMK2的对比。可以看出:在工作频率范围内,CMRR优于75dB,高于UCL大学的两套系统。

　　为评价系统的测量精度与稳定度,本文利用8个47!和8个140!的0.1%精度的精密电阻相互间隔串联起来,组成一个环形电阻网络,将系统的

[5]

[9]

图5　本系统与UCL系统的共模抑制比对比图6　部分边界电压差与相对测量精度第2期　史学涛,等:高精度电阻抗断层成像数据采集系统

263

数据系统,为进一步的EIT研究奠定了基础。

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图7　通过EIT电极系统在电阻网络模型上获得的相

对测量精度

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[8]　ShiXuetao,DongXiuzhen,YouFusheng,etal.

Highprecisionmultifrequencyelectricalimpedancetomography

system

and

preliminary

imaging

接后,所得到的边界电压相对测量精度有明显下降,在部分频率点处的测量误差已接近甚至超过0.2‰的水平,但这些点主要集中在使用相对较少的高频段(150和180kHz),因而,即使在使用了对整体性能影响相对较大的电极系统后,本系统的整体精度仍然能够接近0.2‰的水平。表1是本文系统与UCL大学当前期使用的两套数据采集系统的性能对比。可见本系统的主要性能均优于这两套系统。

表1　本文系统与UCL小组所报导的系统的性能对比

参数频率/kHz速度/(帧・s)

精度/‰CMRR/dB互易误差/%

-1

本文系统UCLHMK1bUCLHMK21～1901<0.2≥75≤0.11

0.225～77

3≤3≥70≤2

8～800未知≤355～83未知

3　结束语

由于电流的非线性分布特性,EIT成像过程是一种病态性相对严重的数学问题,边界电压较小的误差或扰动常会对成像结果产生严重影响,甚至导致结果发散,因而尽可能地降低测量数据中的干扰是电阻抗成像技术研究的重要而关键问题。本研究以高精度的数据采集为目标,一方面基于数字合成技术建立了输出频率稳定且灵活可控、噪声水平低于-80dB的程控电流源,另一方面基于高性能放大器和16位高速AD转换器结合数字解调技术实现了CMRR高于75dB、增益可控的电压测量模块,建立了一个主要性能优于国外同类系统的EIT

resultsonsalinetank[C]//ProIEEE/EMSS27th1495.AnnIntConf.USA:IEEE,2005:1492-[9]　YerworthR,BayfordR,BrownB,etal.Electrical

impedancetomographyspectroscopy(EITS)forhumanheadimaging[J].PhysiolMeas,2003:24

(2):477-4.

作者简介:史学涛(1973-),男,副教授,研究方向:生物医学信号检测与处理和医学成像技术等,E-mail:tosxt@126.com;尤富生(1969-),男,副教授,研究方向:生物医学信号检测与处理;霍旭阳(1977-),男,讲师,研究方向:生物医学信号检测与处理;付峰(1971-),男,副教授,研究方向:电磁场理论等;刘锐岗(1972-),男,副教授,研究方向:电磁场理论分析等;董秀珍(1956-),女,教授,博士生导师,研究方向:医学测量和医学成像。