導語：用于腦部電阻抗斷層成像的高穩定性恒流源的設計一文來源于網友上傳，不代表本站觀點，若需要原創文章可咨詢客服老師，歡迎參考。

【關鍵詞】電阻抗斷層成像；恒流源；分布電容；屏蔽驅動

Designofacurrentsourcewithhighstabilityforbrainelectricalimpedancetomographysystem

【Abstract】AIM:Toimprovethestabilityofthecurrentsourceforbrainelectricalimpedancetomography(EIT)dataacquisitionsystem.METHODS:Ashieldguardtechniquewasemployedtominimizetheshuntingeffectofthestraycapacitanceofwiresbetweenelectrodesandcurrentsource.Atthesametime,anoutputcurrentcompensatingmethodwasadoptedtocompensatethecurrentlosscausedbythemultiplexersstraycapacitance.RESULTS:Thesimulationresultsshowedthatafterthosemethodswereused,themaximumrelativecurrenterrorona1.5kΩloaddroppedfrom7%to0.4%inworkingfrequencyrange,andthepracticalresultsalsoshowedthatthefinalmaximumrelativecurrenterroronthisloadwaslessthan1%.CONCLUSION:Theshieldguardmethodforwiresandtheoutputcurrentcompensatingmethodforcurrentsourcecaneffectivelyimprovethestabilityofcurrentsourcesoutputcurrent.

【Keywords】electricalimpedancetomography;currentsource;straycapacitance;shieldguard

【摘要】目的:提高腦部電阻抗斷層成像數據采集系統的恒流源的輸出穩定度.方法：采用屏蔽驅動的方法減弱電極導線分布電容的分流作用，同時采取輸出電流補償的方法對多路開關上的分布電容分流作用進行補償．結果：仿真結果表明通過這些措施后流經1.5kΩ負載的激勵電流的幅度在工作頻率范圍內最大相對偏差可由原來的7%降至0.4%以下．最終所實現的激勵源的最大相對偏差也小于1%．結論：所采取的電極導線屏蔽驅動和輸出電流補償的方法可以達到有效提高恒流源輸出電流穩定度的目的．

【關鍵詞】電阻抗斷層成像；恒流源；分布電容；屏蔽驅動

電阻斷層抗成像（electricalimpedancetomography，EIT）是一種通過體表弱電信號激勵和體表電信號測量的方法獲取目標區域（某一斷面）內組織電阻抗分布信息，并以圖像的方式反映出來的新型醫學成像技術［1］．與現有的成像技術相比，該技術具有結構簡單、設備小巧、易于操作、無創無害等特點，在對機體生理或病理狀態的功能成像等方面有著誘人的應用前景，吸引著國內外眾多的學者，是近年來生物醫學工程領域的研究熱點之一．其中，高精度數據采集系統的研制是該技術的研究重點和難點之一．

我們目前的研究目標是利用EIT技術研制一種能實現對人腦出血、腦水腫等疾病進行長時間圖像監護的儀器．由于有顱骨這樣高電阻率組織的存在［2］，腦部EIT測量時，目標區域電阻率相對較高，同時又由于顱骨的影響，由顱內組織電阻率變化所導致的體表電信號的變化量也相對較弱，因而對相應的數據采集系統提出了更高的要求［3］．本研究以提高數據采集系統中恒流源的輸出穩定度為目標，分析影響系統工作時輸出電流穩定性的主要因素，并以屏蔽驅動和輸出補償的方式弱化這些因素的影響，達到提高輸出穩定度的目的.

1原理

目前的EIT數據采集系統多采用電流激勵、電壓測量的工作模式．測量時，以等間距貼于目標外周的16或32個電極中的1對（或多對）進行激勵，注入一定頻率的弱激勵電流，同時測量其余電極對上的電壓差［4］．理想情況下，恒流源的輸出阻抗無窮大，此時不論負載阻抗如何變化，流經負載的電流始終是恒定值，因而通過電壓與電流間的比值可精確求解出測量電極間的傳輸阻抗．但如圖1所示，對于實際的EIT系統，雖然恒流源自身的輸出阻抗可以達到數MΩ以上的水平，但由于激勵電流要通過多路開關和長達1m以上的電極導線才能進入目標區域，多路開關的導通電阻、公共端等效電容、等效輸入電容以及電極導線的雜散電容等因素會對激勵電流形成一定的影響．為分析這些因素的影響，我們設恒流源輸出阻抗為Zs，多路開關公共端等效電容為C1、任意一對相鄰的輸入端等效并聯電容為C2、各通道的導通電阻為R，同時，假設負載阻抗為ZLoad，導線間電容為Cline．在忽略導線電阻的情況下，可以得到恒流源工作時的等效電路(圖2).此時，令C=C2//Cline=C2+Cline，可得實際流過負載的電流Iload：式中，ω為激勵電流的角頻率．

可以看出，Iload不僅會隨負載阻抗而變化，同時還會隨激勵信號頻率的改變而改變．由于我們的系統要求在1~200kHz的頻率范圍內提供相對可靠的阻抗信息，同時，前期的實驗結果表明，腦EIT成像時，采用準對向驅動模式［1］情況下，相對恒流源而言，負載阻抗一般在0.5~1.5kΩ之間．因而，我們根據現有電子元件的相關參數，取R=300Ω，C1=30pF，C2=2pF，Cline=100pF，Zs=4MΩ，并將恒流源輸出電流設為1mA，以仿真的方式獲得了如圖3所示的ZLoad分別為0.5kΩ，1kΩ和1.5kΩ時，負載電流隨頻率變化的曲線．可見，隨著頻率的上升，流經負載的電流急劇下降，特別是當負載為1.5kΩ，頻率為200kHz時，負載電流下降幅度可達7%以上，嚴重影響了EIT系統的測量精度．因而采取適當的措施降低這種影響是非常必要的.

2方法和結果

通過公式(1)可以看出，由于恒流源輸出阻抗Zs遠大于多路開關的導通電阻R和負載阻抗ZLoad，導致負載電流隨頻率和負載變化的主要原因是分布電容．其中，導線分布電容Cline由導線的長度和布局決定，往往會隨著環境的改變而變化．為減小Cline對激勵電流的分流作用，我們對電極導線進行了屏蔽驅動，具體方法是以同軸電纜的芯線連接電極與恒流源，同時還與一個增益為1的電壓緩沖放大器的輸入級相聯，緩沖放大器的輸出級與同軸電纜的屏蔽層相連．工作時，由于芯線與屏蔽層電壓相等，激勵電流不會分流，從而將Cline的影響減到可以忽略不記的程度.

多路開關的公共端和輸入端的等效電容C2和C1由現有器件水平決定，無法降低．但根據公式(1)，負載電流總是隨頻率的升高而降低，如果我們能使恒流源輸出電流Is隨頻率的升高而升高，則會產生補償作用，從而在一定范圍內提高負載上的電流．根據這一原理，我們實現了如圖4所示的恒流源．圖中A1為美國AnalogDevices公司的AD844型電流反饋型運算放大器．當其同相輸入端（In+）有一電壓Vs時，放大器內部電路會在負相輸入端（In-）建立一個與之相等的電壓，同時通過內部電流鏡的作用在輸出端建立一個與負相輸入端大小相等的電流．因而可得恒流源輸出電流Is：因而，我們取負載阻抗為1kΩ，同時取Ri=4kΩ代入上式，可得Ccomp=12.5pF．此時，通過仿真可得如圖5所示的負載阻抗分別為500Ω，1kΩ和1.5kΩ時負載電流隨頻率的變化曲線．從中可見：由于Ccomp的引入，當負載取為1kΩ時，負載電流基本不隨頻率而改變．而當負載取為1.5kΩ時，負載電流的最大相對偏差也不到0.4%，相對未加補償時7%的最大偏差而言，降低了10倍以上．

根據以上結果，在實際電路的實現上，我們通過匹配，將補償電容設置為13pF，同時引入微調電位器，使Ri可在3.9~4.1kΩ調整．最終測量得的激勵源在負載為1kΩ時工作頻帶內負載電流的最大相對偏差不大于0.2%，負載為1.5kΩ時負載電流的最大相對偏差也在1%以內，提高了負載電流的穩定度.

3討論

EIT技術由于具有成本低、使用方便和對人體無創等優點受到了國內外眾多的學者的青睞．在EIT研究中，如何進一步提高測量系統的精度的問題是困擾研究人員的難點之一.

我們根據國外在腦EIT成像方面的研究基礎［5-6］和課題組在前期研究的工作基礎，在國內外率先提出將EIT技術應用于人顱腦出血、水腫等病的動態床旁圖像監護，并通過近期的研究基礎也證實了這種方法的可行性［7］．但由于頭部高電阻率顱骨的存在，由顱內阻抗變化所導致的體表電信號被大大減弱，從而要求測量系統具有相對更高的測量精度．而根據目前現有的器件水平，影響系統性能的主要因素之一是多路開關對恒流源的影響．這種影響的主要表現是由于多路開關和電極導線等的分布電容的存在使得最終流入成像目標區域的負載電流不穩定，并隨負載阻抗以及頻率的變化而變化，從而會引入較大的非線性測量誤差．為減小這種誤差，本研究一方面從減小電極導線分布電容的影響的角度出發，對電極導線進行了屏蔽驅動；另一方面從減小多路開關等效分布電容的影響的角度著手，采取對恒流源進行補償的方法使實際流過負載的電流保持相對穩定．通過仿真結果可以看出：采用這些措施后，負載電流的穩定性提高了10倍以上．在實際應用中雖然受器件等諸多因素的影響，負載電流的穩定度無法達到仿真的水平，但測量結果也表明電路的輸出電流穩定度也有了明顯的提高，從而提高了EIT測量結果的準確性．

【參考文獻】

［1］史學濤，董秀珍，帥萬鈞,等.適用于腦部電阻抗斷層成像的單源驅動電流模式［J］.第四軍醫大學學報，2006,27(3):279-282.

［2］GoncalvesS,deMunckJC,VerbuntJPA,etal.InvivomeasurementofthebrainandskullresistivitiesusinganEITbasedmethodandthecombinedanalysisofSEF/SEPdata［J］.IEEETransBiomedEng,2003,50(9):1124-1128.

［3］MurrietaLeeJC,PomfrettCJD,BeattyPCW,etal.EITvoltagechangesonthehumanscalpduetobrainstimulus［J］.Proceedingsofthe15thInternationalConferenceonElectronics［C］.CommunicationsandComputers(CONIELECOMP2005).

［4］史學濤，尤富生，付峰，等.同時工作于四種頻率的多頻電阻抗斷層成像系統［J］．航天醫學與醫學工程，2006,19(1):47-50.

［5］YerworthRJ,BayfordRH,CusickG，etal.DesignandperformanceoftheUCLHMark1b64channelelectricalimpedancetomography(EIT)systemoptimizedforimagingbrainfunction［J］.PhysiolMeas,2002,23(2):149-158.

［6］MerwaR,HollausK,ScharfetterH.Detectionofbrainoedemausingmagneticinductiontomography:Afeasibilitystudyofthelikelysensitivityanddetectability［J］.PhysiolMeas,2004,25(1):1-8.

［7］史學濤，董秀珍，霍旭陽,等.電阻抗斷層成像技術監護腦出血的可行性研究［J］.航天醫學與醫學工程，2007,20(1):待發表.