2 便携式三维电阻抗成像系统设计

为了满足上述特点，笔者选用了 Altera 的 Stratix II 系列 FPGA （EP2S60F484） 作为处理器， 该芯片功耗低、速度快（高达 550 MHz 的内部时 钟频率） 。电流源的正弦激励波形由 FPGA 产生， 并由 14 位 DAC（AD2904，TI） ，最大工作频率 125MHz，转换为模拟信号并放大，经由加法电 路成为混频电压信号，并用于电压控制电流源模 块。该模块与输出阻抗的测量和补偿电路配合， 以确保系统的精度。 在信号测量端， 是由 max4051 建立的模拟开 关阵列，地间电容 2pF，通道串扰小于 90 dB。由 电流源产生的信号经过注入电极阵列选通后注 入被测目标，响应电压进入高速模数转换器后量 化为数字信号，所得到的数字信号就包含了被测 目标的内部电阻抗信息，再将该数字信号通过数 字相敏检波(DPSD)和快速傅里叶变换(FFT)调解 出其幅值以及相位，以此信息进行图像重构。 该系统可以使用医用电源或者电池供电，通 过 USB 或 Wifi 的方式 PC 机或者笔记本电脑进行 通讯，也可将数据存于内部存储器，使之应用于 社区医院或流动体检站进行疾病筛查成为可能。
器，笔者设计了具有更灵活，稳定性更高的混合 频率恒流源触发电路，该电路由 FPGA 直接数字 频率合成，电压控制增益放大器和电压控制电流 源组成，具有低噪声，高输出阻抗，能产生 1kHz~1MHz 单一频率或双频混合正弦波的特点。
图 3 混合频率激励源框图
不同于传统的数字频率生成技术，本系统将 相位积累和查表功能被集成在 FPGA 中，可设置 满量程输出电流(从 1mA 到 10mA)。在混频模式 下，两个频率在 FPGA 中事先合成，再由 DAC 转换为模拟信号，如图 3 所示。这种设计保证了 频率选择的灵活性，稳定性，简化了硬件设计， 并降低了整体功耗。
n 1
GND
图 4（a）激励源输出阻抗检测
C1 1 8 Vi Ccomp 4 5 GND R1 GND R2 OPA2 OUT + C2 GND OPA1 C3 R3 GND OUT + + + AD8130 GND ZL
Vo +
Rs
Co
Io
N
n 1
N
可以看出无论是数字相敏检波，还是快速傅 立叶变换（FFT） ，结构都是基于乘法和积累，这 是很容易 FPGA 来实现，这使得系统集成程度更 高，系统体积及功耗进一步降低。
4.4 信噪比
测试时电流由 1 号节点流入， 64 号节点流出， 注入电流的峰峰值为 0.5mA，频率从 24.4KHz 到 390.6KHz， 分别测量 2 号、 8 号和 63 号节点处的 电压。测量次数 K=1000 次，实验结果如图 7 所 示。
4.3 混频恒流源输出频谱
为检验本系统设计混频恒流源的混频性能， 用 TDS1012B-SC 型示波器观测混频恒流源不同 频 率 信 号 的 输 出 。 实 验 中 ， 采 用 24.4kHz 与 195.3kHz 混频， 并应用示波器自带的 FFT 功能在 时域和频域范围观察结果。
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重庆市电机工程学会 2012 年学术会议论文
(a) 系统测量方式
(b) 检测区域
(c) 电极排列示意图
(d) 系统实物
(e) 背电极
图 2. 开放式电阻抗成像与三维电阻抗成像模型
2.2 系统使用
该系统使用时将测量探头压在乳房上，如图 2（a）所示，为使人体内的电流分布更均匀、探 测深度更深，在被测者背部贴一个背电极。电流 由 64 个电极依次注入，背电极流出，每次激励 时测量另外 63 个电极对背电极的电压，一次测 量可以得到 64× 63=4032 次独立测量数据，极大 增加了测量数据量。 虽然对电阻抗成像系统的电极分布结构已 有不少研究，但是其设计和相关参数的选择仍处 于试验阶段，由于电极位置及注入方式对 EIT 的 影响非常复杂[6]。考虑该系统在乳腺疾病检测中 的应用，综合被测对象形状和信息量需求，笔者 选取了镀金的铜合金电极， 其接触电阻只有 0.3m Ω。 由 64 个间距为 8mm 方形 8* 8 电极阵列构成 如图 2（c）所示形状，并配以一个复合电极盘， 如图 2（e）所示，测量时激励电流由中间圆盘注 入，而电压测试使用环形部分，以降低接触阻抗 对系统测量的影响。
Rf
敏检波(DPSD)， 对混频恒流源的响应信号进行快 速傅里叶变换(FFT)， 从而分离出数字信号中的幅 值、相位，以提取被测目标的电阻抗信息。
图 5. 数字相敏检波示意图
RcalH I Ro Co + OUT Vcal
相敏检测能从背景噪声中提取微弱信号的 幅度和相位，对随机噪声具有较强的抑制作用， 具有灵活性，精度高，线性度好等优点。[8] 输入信号可以表示为 N 个分量叠加，
2 系统设计
2.1 系统原理框图及简介
1 引言
电阻抗成像能够检测出器官的功能性改变， 被认为是乳腺癌的早期筛查的有效手段[1]。由于 患者乳房的生理结构特征各异，传统的封闭式 EIT 系统很难满足于不同形状和位置的病灶检 测。开放式 EIT 得益于其检查便利，只需将测量 探头放置于被测对象上，避免了粘贴电极的麻 烦，被医生和患者广泛接受。 已有报道的开放式 EIT 系统有，以色列的 TS2000 系统[2][3]， 俄罗斯的 MEIK®系统[4]， 伦 斯勒理工学院的 ACT-4 系统[5]， 以上系统经评估 可用于临床，但受限于系统带宽，处理速度，系 统体积等因素，还不能够应用于便携的检测方 式。此外，探测深度，系统输出阻抗，系统抗干 扰能力等问题都有待改善。这里笔者介绍了一 种，多频，便携，能灵活用于临床的开放式 EIT 系统，它具备采样速度快，精度高，安全性能好 等特点，并能够在目前二维成像的基础上实现三 维重构，从而进行病灶的位置，体积分析。
便携式三维电阻抗成像系统设计ຫໍສະໝຸດ 便携式三维电阻抗成像系统设计
何为，冉鹏，徐征，李冰
（重庆大学 电气工程学院 输配电装备及系统安全与新技术国家重点实验室. 重庆 400030）
摘要：乳腺癌是妇女常见的疾病，电阻抗成像（EIT）作 为一种功能医学影像技术，可以反映组织功能的变化， 并具有无创、便携和检查费用低廉等特点。鉴于以上优 势，本文着眼于开发一种体积小，功耗低，高速，频带 宽，具有扫频和混频两种激励方式的电阻抗成像系统， 应用于乳腺疾病的早期筛查。该系统采用 8× 8 电极阵列 成像，通过不同电流激励模式的区别比较，最终采用了 恒流源辅助背电极的方式。考虑到乳腺组织的电特性， 笔者的设计输入阻抗高，数据采集灵活，抗干扰能力强。 该系统采用高性能 FPAG，使得激励源控制，数字频率合 成，信号预处理，高速相敏检波，快速傅立叶变换解调 测量信号等功能集成在单一的芯片中，减小了系统的复 杂性，提高了其可靠性和可移植性。 关键词：电阻抗成像，开放式 EIT，便携，混频 图 1. 64 电极开放式 EIT 成像系统原理框图
设定值（mA） 测量值（mA） 相对误差（%） 0.5 0.515 3.01 0.75 0.750 0.01 1 0.997 0.26 1.25 1.235 1.23
表 1 电流源精度 1.5 1.473 1.79 1.75 1.711 2.25 2 1.994 0.3 2.25 2.187 2.82 2.5 2.471 1.17
图 6 混频恒流源输出频谱
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便携式三维电阻抗成像系统设计
励电极对的电极测量精度较低。分析其原因，认 为远离激励电极对的电阻网络上的电流非常小， 虽然其电压不一定很微弱，但还是对测量电路的 精度产生了影响。
阻抗，减小漂移，提高系统测量精度的相关电路 设计，使得该系统能够满足于医用快速采集，及 成像的要求。 该系统还有改善空间，随着频率的升高，杂 散电容会严重影响输出阻抗值；两个输入端电极 的接触阻抗不同，这样运放输入端的不平衡转换 为共模信号会降低其共模抑制能力。
3 系统设计关键点
3.1 激励源设计
人体组织在不同频率激励下的电特性不同， 恒流源精度及其输出阻抗的设计十分重要，对进 入人体的电流也有严格限制， 规定在频率 100kHz 以上，最大为 10mA。基于传统的数字信号发生
3.2 输出阻抗采集及补偿
系统的另一个重要指标是输出阻抗 ZOUT， 由于电路中杂散电容的存在，随着工作频率的上 升输出阻抗 ZOUT 急剧下降，解决此问题的一个 方法是采用复阻抗变换电路 (NIC) 抵消杂散电容 来提高输出阻抗[7]。图 4(a)中恒流源用一个理想
表 2 恒流源输出阻抗与频率的关系 频率（KHz） 阻抗（MΩ） 1 4.9 10 4.5 100 3.4 500 1.2 1000 0.8
时域波形图中可看出不同频率合成的时域 波形，其波形稳定无毛刺；频谱图上可以看出在 混合的两种频率的对应频率点上有强度一致的 谱线，谱线与其余噪声信号相比非常明显，信号 强度差为 50dB。
Vi (n) A sin(2n / N ) Vn (n) n 1,2,..., N (1)
基于匹配滤波器(Matched Filter, MF)原理[9], 可得信号 Vq 2 ) A Vr2 Vq2 ， a r c t a n ( (2) Vr N N N 2n 2n ) ) Vq Vi (n) cos( 其中， Vr Vi (n) sin(
4 系统性能评估
4.1 恒流源电流值精度
为测量恒流源输出电流的精度，实验产生单 频正弦电流，注入一个阻值为 2.2kΩ、精度为 1% 的电阻负载中，测量其两端的电压，可以求得电 流源的幅值。频率为 24.4kHz 时，对比设定值和 测量值，实验结果如
图 4 （b）负阻抗补偿电路数据采集
信号经由差分放大器 AD8130（共模抑制比 80dB@2MHz） ，转换为单端电压信号，经压控增 益放大器 AD8331 （带宽 120 MHz， 噪声 0.74 nV/ √Hz） ，使得增益在 14.5dB ~ 74.5dB 可调。该信 号经过 14 位模数转换芯片 AD9259（50MSPS， 功耗 98mW，无寄生动态范围 84dBc）转换后进 入 FPGA。对扫频恒流源的响应信号进行数字相 表 1 所示。