0 引言

    電阻抗斷層成像(Electrical Impedance Tomography，EIT)是繼形態(tài)、結(jié)構(gòu)成像之后出現(xiàn)的新一代無損傷醫(yī)學(xué)成像技術(shù)。根據(jù)生物組織的電阻抗特性，通過在生物體表面施加安全電流(電壓)，測量其表面電壓，以所測信號為信息由計(jì)算機(jī)根據(jù)相應(yīng)的電學(xué)斷層圖像重建算法得出被測對象的電阻抗分布圖像^[1-3]。由于電阻抗斷層成像技術(shù)不使用超聲、射線、電磁波等技術(shù)，所以對人體無傷害，并且可以多次不間斷測量和重復(fù)使用，成本低廉，成為一種理想的無損傷醫(yī)學(xué)成像技術(shù)。EIT技術(shù)在國外的發(fā)展較早，許多研究小組都根據(jù)自己的需求開發(fā)了自己獨(dú)特的硬件系統(tǒng)。較為成熟的硬件系統(tǒng)如：美國達(dá)特茅斯小組利用DSP和FPGA構(gòu)建的64通道的EIT系統(tǒng)^[4]，該系統(tǒng)由一個(gè)DSP主控和8個(gè)相同的從控模塊通過SPI通信，每個(gè)從控模塊都由DSP和FPGA控制4個(gè)通道的激勵、測量和校準(zhǔn)模式；加拿大蒙特利爾小組基于無線電通信信號處理器的多頻EIT系統(tǒng)^[5]，該系統(tǒng)由一個(gè)掃描頭和一個(gè)基站構(gòu)成，其中掃描頭包含一組16電極陣列用于測量阻抗的前端電路，基站包含16個(gè)DDS、32個(gè)數(shù)字下變頻器、數(shù)控電路控制采集序列和1個(gè)USB2.0微控制器；芬蘭的庫奧皮奧小組構(gòu)建了一套基于PXI的三維電阻抗成像系統(tǒng)^[6]，該系統(tǒng)由16個(gè)獨(dú)立的激勵源通道和80個(gè)獨(dú)立的測量通道構(gòu)成；GOHARIAN M，SOLEIMANI M等利用DSP構(gòu)建的三維多頻電阻抗系統(tǒng)^[7]，該系統(tǒng)由48個(gè)電極構(gòu)成，激勵頻率從0.1 kHz～125 kHz可調(diào)節(jié)，基于相敏解調(diào)的幅值及相位的提取方法。上述硬件系統(tǒng)雖然整體性能不錯(cuò)，功能各有特點(diǎn)，但硬件結(jié)構(gòu)比較復(fù)雜且成本較高，這對EIT的廣泛應(yīng)用和研究帶來了一定的約束性。

    本系統(tǒng)采用相對簡單的軟硬件設(shè)計(jì)，同樣實(shí)現(xiàn)了復(fù)雜的功能，工作性能穩(wěn)定且成像結(jié)果清晰、準(zhǔn)確，為醫(yī)學(xué)臨床應(yīng)用監(jiān)護(hù)病人肺呼吸和幫助醫(yī)生做出正確診斷提供了一種硬件設(shè)計(jì)方案。

1 硬件電路設(shè)計(jì)

    系統(tǒng)以FPGA作為主控器，配合高速D/A轉(zhuǎn)換器，經(jīng)過壓流變換產(chǎn)生高精度正弦電流作為激勵源，通過模擬開關(guān)依次加載到與被測物體連接的傳感器上，采用相鄰激勵相鄰測量的方式，把采集到的信號經(jīng)過信號調(diào)理電路及高速A/D轉(zhuǎn)換器送入FPGA中解析出信號的幅值，再通過RS232上傳到電腦進(jìn)行成像。圖1所示為EIT系統(tǒng)下位機(jī)的硬件電路原理框圖。

    該系統(tǒng)下位機(jī)硬件結(jié)構(gòu)的構(gòu)建使用了模塊化設(shè)計(jì)理念，包括電源模塊、以FPGA為控制核心的激勵和采集模塊及多路復(fù)用器模塊，這3個(gè)模塊都裝配到一個(gè)母板上。利用LabVIEW編寫的上位機(jī)人機(jī)交互界面負(fù)責(zé)用戶指令的發(fā)送和接收上傳數(shù)據(jù)并進(jìn)行實(shí)時(shí)成像。

    激勵信號源的性能是影響整個(gè)系統(tǒng)精度的重要因素，對信號源的精度、穩(wěn)定性、動態(tài)范圍及信噪比都有較高的要求。系統(tǒng)利用FPGA自帶的DDS(Direct Digital Synthesizer)IP核，對其進(jìn)行相應(yīng)的配置使其產(chǎn)生頻率為100 kHz、相位為0的數(shù)字正弦信號，經(jīng)模數(shù)轉(zhuǎn)換和低通濾波后得到比較純凈的模擬正弦電壓。正弦電壓通過增強(qiáng)型的Howland電流源拓?fù)浣Y(jié)構(gòu)—電壓控制電流源(VCCS)^[8]得到恒流源?？紤]到作用對象人體所能接受的最大安全電流為5 mA，通過調(diào)節(jié)回路中的運(yùn)放使得輸出電流為4 mA。在實(shí)際的電路中由于輸出雜散電容等的影響，輸出阻抗不是無窮大；在高頻下，較大的輸出電容也會使得Howland電流源正負(fù)反饋回路引起電路的振蕩。因此，根據(jù)本電路設(shè)計(jì)以并行的方式在反饋回路增加一個(gè)6.8 pF的陶瓷電容來改善這種影響^[9]。

    輸出的恒定正弦電流首先經(jīng)過一個(gè)標(biāo)準(zhǔn)電阻(R_S=10 Ω)，通過差分運(yùn)放取得電阻兩端的電壓差，經(jīng)過單刀雙擲開關(guān)選擇通道及ADC轉(zhuǎn)換之后送入FPGA進(jìn)行分析，其有兩大作用：一是通過對輸出電流進(jìn)行監(jiān)測，對其隨時(shí)間變化及通道切換時(shí)的穩(wěn)定性進(jìn)行定量分析并且計(jì)算恒流源的輸出阻抗；二是通過對輸出電流的值進(jìn)行分析，對各通道電極與被測對象是否良好連接進(jìn)行判斷，并且在硬件電路上有相應(yīng)的4個(gè)LED指示燈進(jìn)行顯示哪些通道電極處于虛連狀態(tài)。能夠直觀準(zhǔn)確地幫助測試人員對接觸不好的電極重新連接，從而避免后期采集數(shù)據(jù)完畢后再通過算法檢測是否有電極接觸不良導(dǎo)致的數(shù)據(jù)錯(cuò)誤。

2 系統(tǒng)下位機(jī)軟件設(shè)計(jì)

    系統(tǒng)主程序采用VHDL語言完成各元件信號的物理連接，利用FPGA片上嵌入的PicoBlaze微處理器完成數(shù)據(jù)采集過程的串行時(shí)序控制，具體為激勵電極的切換、測量電極的切換、PGA增益的調(diào)節(jié)、幅值提取的控制、FIFO啟動及串口收發(fā)的控制等。

    利用VHDL語言設(shè)計(jì)了一個(gè)幅值提取的元件（component）實(shí)體，把測量到的數(shù)據(jù)通過幅值提取元件提取其幅值。為了最大程度地降低噪聲干擾又兼顧速度平衡，對每一個(gè)測量點(diǎn)采用連續(xù)采集5個(gè)周期的幅值，去掉最大值和最小值后利用算數(shù)平均法得到這一個(gè)測量點(diǎn)的最終幅值。

    系統(tǒng)軟件控制流程如圖2所示。具體的控制流程為：當(dāng)利用LabVIEW編寫的上位機(jī)人機(jī)交互界面準(zhǔn)備就緒后，首先檢測所有電極是否接觸良好，并發(fā)送“DETEC”指令，目的是檢測電極是否接觸良好。當(dāng)有電極接觸不好，程序會暫停并上傳bad connect，同時(shí)核心板上與通道檢測有關(guān)的的4個(gè)指示燈會按二進(jìn)制編碼的方式亮起來指示哪個(gè)通道沒有接觸好。操作人員重新連接該通道后重新循環(huán)檢測，直到檢測所有通道接觸良好；然后發(fā)送“HOMO”，目的是采集一幅均勻場的數(shù)據(jù)。采集完畢后通過串口上傳到上位機(jī)并預(yù)先存入LabVIEW的數(shù)據(jù)庫作為成像時(shí)的參考數(shù)據(jù)。最后發(fā)送“INHOMO”，目的是采集非均勻場數(shù)據(jù)，一直采集直至接收到停止指令。每采集完一幅圖像的完整數(shù)據(jù)后調(diào)用MATLAB程序利用共軛梯度算法進(jìn)行成像。

3 系統(tǒng)性能及模型試驗(yàn)

3.1 系統(tǒng)信噪比測試

    在試驗(yàn)圓桶上進(jìn)行連續(xù)100次的空場數(shù)據(jù)采集，用式(1)計(jì)算系統(tǒng)中各通道的信噪比SNR，其中是每個(gè)通道100次的平均電壓，V_i是每個(gè)通道第i次測量電壓，L=100是測量次數(shù)。經(jīng)測試各通道的最大值為59.32 dB，平均值為45.88 dB。

3.2 物理模型動態(tài)性能測試

    在試驗(yàn)鹽水槽中，直徑為30 mm的有機(jī)玻璃棒在L=10 mm處，電極2和電極3處開始以大約8 r/s的速度按順時(shí)針方向勻速轉(zhuǎn)動一周。其動態(tài)成像結(jié)果如圖3，通過這8幅圖像基本可以反映有機(jī)玻璃棒的運(yùn)動過程，表明該系統(tǒng)能夠?qū)\(yùn)動的物體進(jìn)行準(zhǔn)確識別。

4 人體肺呼吸成像實(shí)驗(yàn)

4.1 呼吸過程數(shù)據(jù)采集

    在實(shí)驗(yàn)室環(huán)境溫度為21 ℃，待測志愿者(男性)胸部周邊沿著第5肋骨與第6肋骨之間均勻粘貼16個(gè)一次性心電電極。具體做法如下：首先用軟尺標(biāo)出16個(gè)電極的位置使1號電極粘貼在右側(cè)腋窩下，其他電極依次向左側(cè)粘貼，6、7號電極恰好位于心臟區(qū)域，9號電極在左側(cè)腋窩下，13～14 電極在后背的脊柱左右。在要粘貼心電極部位皮膚擦拭酒精，然后按照標(biāo)記水平粘貼16個(gè)心電電極。心電電極與人體皮膚接觸(粘貼)部分中起導(dǎo)電性的為導(dǎo)電壓敏膠。

    測試時(shí)，把數(shù)據(jù)采集系統(tǒng)通過專用導(dǎo)聯(lián)線連接到粘貼在人體胸腔處的一次性心電極，待測者坐立，采用幅值為4.5 mA、頻率為100 kHz的正弦激勵電流進(jìn)行相鄰激勵，并用相鄰測量模式采集邊界電壓，采集速度為1 r/s。開始采集時(shí)肺部處于呼吸末狀態(tài)并將其作為參考數(shù)據(jù)，然后進(jìn)行連續(xù)深呼吸，系統(tǒng)實(shí)時(shí)采集數(shù)據(jù)并通過串口通信上傳到上位機(jī)。

4.2 圖像重建

    將人體CT圖像中提取的胸腔外圍輪廓導(dǎo)入到仿真軟件Comsol Multiphysics中建立起16電極的胸腔模型，進(jìn)行正問題求解后導(dǎo)入MATLAB 計(jì)算得到靈敏度系數(shù)矩陣，再利用共軛梯度算法重建 EIT 圖像。由于不同的組織具有不同的電阻抗頻率特性，為人體胸腔內(nèi)部肺呼吸的圖像重建提供了非常有價(jià)值的先驗(yàn)信息，這些先驗(yàn)信息能夠使正問題的求解更好地接近實(shí)際情況，進(jìn)而在求解逆問題圖像重建時(shí)得到更加真實(shí)的成像效果。其中胸腔模型中是否加入先驗(yàn)信息對于成像質(zhì)量的影響比較大，下文將對沒有加入先驗(yàn)信息的均勻胸腔模型和加入了先驗(yàn)信息的胸腔模型進(jìn)行成像試驗(yàn)對比。

4.2.1 均勻胸腔模型成像試驗(yàn)

    首先假設(shè)胸腔內(nèi)部是均勻場，即各處電導(dǎo)率相同，沒有區(qū)分肺部、心臟、脊椎和皮下組織，其電導(dǎo)率均設(shè)為皮下組織的電導(dǎo)率0.037 Ω/m，經(jīng)過正問題求解得到如圖4所示的電流流線圖，將其導(dǎo)入到MATLAB后計(jì)算得到靈敏度系數(shù)矩陣，再利用本EIT系統(tǒng)采集到的人體呼吸時(shí)的邊界電壓信息進(jìn)行圖像重建，其中一個(gè)呼吸過程的成像結(jié)果如圖5所示。其中圖(a)～圖(e)是逐漸吸氣至最大吸氣量過程中肺部阻抗分布圖像，圖(f)～圖(h)是呼氣至殘氣量的阻抗分布圖像。

4.2.2 帶有先驗(yàn)信息的胸腔模型成像試驗(yàn)

    本設(shè)計(jì)結(jié)合了先驗(yàn)信息，在胸腔模型中加入皮下組織、肺、心臟及脊椎的電導(dǎo)率，經(jīng)過正問題求解得到圖6所示的電流流線圖。

    將其導(dǎo)入到MATLAB后計(jì)算得到靈敏度系數(shù)矩陣，再利用采集到的呼吸過程的數(shù)據(jù)進(jìn)行成像，其中一個(gè)呼吸過程的成像結(jié)果如圖7所示，其中圖(a)～圖(e)是逐漸吸氣至最大吸氣量過程中肺部阻抗分布圖像，圖(f)～圖(h)是呼氣至殘氣量的阻抗分布圖像。

5 結(jié)論

    經(jīng)過對比均勻胸腔模型和帶有先驗(yàn)信息的胸腔模型成像結(jié)果試驗(yàn)，最終利用帶有先驗(yàn)信息的胸腔模型經(jīng)過正逆問題求解后得到了清晰的肺部輪廓變化的成像。結(jié)果表明該系統(tǒng)能夠?qū)崟r(shí)監(jiān)測到人體肺呼吸的過程變化，為深入開展肺功能評價(jià)研究及呼吸過程的床旁監(jiān)護(hù)等需求奠定了可靠有效的硬件基礎(chǔ)。

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