用于脑部电阻抗断层成像的高稳定性恒流源的设计

            作者： 史学涛，尤富生，霍旭阳，付峰，刘锐岗，董秀珍

【关键词】  电阻抗断层成像；恒流源；分布电容；屏蔽驱动

      　Design of a current source with high stability for brain electrical impedance tomography system

    【Abstract】 AIM: To improve the stability of the current source for brain electrical impedance tomography (EIT) data acquisition system. METHODS: A shield guard technique was employed to minimize the shunting effect of the stray capacitance of wires between electrodes and current source. At the same time, an output current compensating method was adopted to compensate the current loss caused by the multiplexers stray capacitance. RESULTS: The simulation results showed that after those methods were used, the maximum relative current error on a 1.5 kΩ load dropped from 7% to 0.4% in working frequency range, and the practical results also showed that the final maximum relative current error on this load was less than 1%. CONCLUSION: The shield guard method for wires and the output current compensating method for current source can effectively improve the stability of current sources output current.

    【Keywords】 electrical impedance tomography; current source; stray capacitance; shield guard

    【摘要】 目的: 提高脑部电阻抗断层成像数据采集系统的恒流源的输出稳定度. 方法：采用屏蔽驱动的方法减弱电极导线分布电容的分流作用，同时采取输出电流补偿的方法对多路开关上的分布电容分流作用进行补偿．结果：仿真结果表明通过这些措施后流经1.5 kΩ负载的激励电流的幅度在工作频率范围内最大相对偏差可由原来的7%降至0.4%以下．最终所实现的激励源的最大相对偏差也小于1%．结论：所采取的电极导线屏蔽驱动和输出电流补偿的方法可以达到有效提高恒流源输出电流稳定度的目的．

    【关键词】 电阻抗断层成像；恒流源；分布电容；屏蔽驱动

      电阻断层抗成像（electrical impedance tomography，EIT）是一种通过体表弱电信号激励和体表电信号测量的方法获取目标区域（某一断面）内组织电阻抗分布信息，并以图像的方式反映出来的新型医学成像技术［1］．与现有的成像技术相比，该技术具有结构简单、设备小巧、易于操作、无创无害等特点，在对机体生理或病理状态的功能成像等方面有着诱人的应用前景，吸引着国内外众多的学者，是近年来生物医学工程领域的研究热点之一．其中，高精度数据采集系统的研制是该技术的研究重点和难点之一．

    我们目前的研究目标是利用EIT技术研制一种能实现对人脑出血、脑水肿等疾病进行长时间图像监护的仪器．由于有颅骨这样高电阻率组织的存在［2］，脑部EIT测量时，目标区域电阻率相对较高，同时又由于颅骨的影响，由颅内组织电阻率变化所导致的体表电信号的变化量也相对较弱，因而对相应的数据采集系统提出了更高的要求［3］．本研究以提高数据采集系统中恒流源的输出稳定度为目标，分析影响系统工作时输出电流稳定性的主要因素，并以屏蔽驱动和输出补偿的方式弱化这些因素的影响，达到提高输出稳定度的目的.

    1原理

    目前的EIT数据采集系统多采用电流激励、电压测量的工作模式．测量时，以等间距贴于目标外周的16或32个电极中的1对（或多对）进行激励，注入一定频率的弱激励电流，同时测量其余电极对上的电压差［4］．理想情况下，恒流源的输出阻抗无穷大，此时不论负载阻抗如何变化，流经负载的电流始终是恒定值，因而通过电压与电流间的比值可精确求解出测量电极间的传输阻抗．但如图1所示，对于实际的EIT系统，虽然恒流源自身的输出阻抗可以达到数MΩ以上的水平，但由于激励电流要通过多路开关和长达1 m以上的电极导线才能进入目标区域，多路开关的导通电阻、公共端等效电容、等效输入电容以及电极导线的杂散电容等因素会对激励电流形成一定的影响．为分析这些因素的影响，我们设恒流源输出阻抗为Zs，多路开关公共端等效电容为C1、任意一对相邻的输入端等效并联电容为C2、各通道的导通电阻为R，同时，假设负载阻抗为ZLoad，导线间电容为Cline．在忽略导线电阻的情况下，可以得到恒流源工作时的等效电路(图2). 此时，令C=C2//Cline=C2+Cline，可得实际流过负载的电流Iload：式中，ω为激励电流的角频率．

     可以看出，Iload不仅会随负载阻抗而变化，同时还会随激励信号频率的改变而改变．由于我们的系统要求在1~200 kHz的频率范围内提供相对可靠的阻抗信息，同时，前期的实验结果表明，脑EIT成像时，采用准对向驱动模式［1］情况下，相对恒流源而言，负载阻抗一般在0.5~1.5 kΩ之间．因而，我们根据现有元件的相关参数，取R=300 Ω，C1=30 pF，C2=2pF，Cline=100pF，Zs=4 MΩ，并将恒流源输出电流设为1 mA，以仿真的方式获得了如图3所示的ZLoad分别为0.5 kΩ，1 kΩ和1.5 kΩ时，负载电流随频率变化的曲线．可见，随着频率的上升，流经负载的电流急剧下降，特别是当负载为1.5 kΩ，频率为200 kHz时，负载电流下降幅度可达7%以上，严重影响了EIT系统的测量精度．因而采取适当的措施降低这种影响是非常必要的.

    2方法和结果

    通过公式(1)可以看出，由于恒流源输出阻抗Zs远大于多路开关的导通电阻R和负载阻抗ZLoad，导致负载电流随频率和负载变化的主要原因是分布电容．其中，导线分布电容Cline由导线的长度和布局决定，往往会随着环境的改变而变化．为减小Cline对激励电流的分流作用，我们对电极导线进行了屏蔽驱动，具体方法是以同轴电缆的芯线连接电极与恒流源，同时还与一个增益为1的电压缓冲放大器的输入级相联，缓冲放大器的输出级与同轴电缆的屏蔽层相连．工作时，由于芯线与屏蔽层电压相等，激励电流不会分流，从而将Cline的影响减到可以忽略不记的程度.

    多路开关的公共端和输入端的等效电容C2和C1由现有器件水平决定，无法降低．但根据公式(1)，负载电流总是随频率的升高而降低，如果我们能使恒流源输出电流Is随频率的升高而升高，则会产生补偿作用，从而在一定范围内提高负载上的电流．根据这一原理，我们实现了如图4所示的恒流源．图中A1为美国Analog Devices公司的AD844型电流反馈型运算放大器．当其同相输入端（In+）有一电压Vs时，放大器内部电路会在负相输入端（In-）建立一个与之相等的电压，同时通过内部电流镜的作用在输出端建立一个与负相输入端大小相等的电流．因而可得恒流源输出电流Is：因而，我们取负载阻抗为1 kΩ，同时取Ri=4 kΩ代入上式，可得Ccomp=12.5 pF．此时，通过仿真可得如图5所示的负载阻抗分别为500 Ω，1 kΩ和1.5 kΩ时负载电流随频率的变化曲线．从中可见：由于Ccomp的引入，当负载取为1 kΩ时，负载电流基本不随频率而改变．而当负载取为1.5 kΩ时，负载电流的最大相对偏差也不到0.4%，相对未加补偿时7%的最大偏差而言，降低了10倍以上．

    根据以上结果，在实际电路的实现上，我们通过匹配，将补偿电容设置为13 pF，同时引入微调电位器，使Ri可在3.9~4.1 kΩ调整．最终测量得的激励源在负载为1 kΩ时工作频带内负载电流的最大相对偏差不大于0.2%，负载为1.5 kΩ时负载电流的最大相对偏差也在1%以内，提高了负载电流的稳定度.

    3讨论

    EIT技术由于具有成本低、使用方便和对人体无创等优点受到了国内外众多的学者的青睐．在EIT研究中，如何进一步提高测量系统的精度的问题是困扰研究人员的难点之一.

    我们根据国外在脑EIT成像方面的研究基础［5-6］和课题组在前期研究的工作基础，在国内外率先提出将EIT技术应用于人颅脑出血、水肿等病的动态床旁图像监护，并通过近期的研究基础也证实了这种方法的可行性［7］．但由于头部高电阻率颅骨的存在，由颅内阻抗变化所导致的体表电信号被大大减弱，从而要求测量系统具有相对更高的测量精度．而根据目前现有的器件水平，影响系统性能的主要因素之一是多路开关对恒流源的影响．这种影响的主要表现是由于多路开关和电极导线等的分布电容的存在使得最终流入成像目标区域的负载电流不稳定，并随负载阻抗以及频率的变化而变化，从而会引入较大的非线性测量误差．为减小这种误差，本研究一方面从减小电极导线分布电容的影响的角度出发，对电极导线进行了屏蔽驱动；另一方面从减小多路开关等效分布电容的影响的角度着手，采取对恒流源进行补偿的方法使实际流过负载的电流保持相对稳定．通过仿真结果可以看出：采用这些措施后，负载电流的稳定性提高了10倍以上．在实际应用中虽然受器件等诸多因素的影响，负载电流的稳定度无法达到仿真的水平，但测量结果也表明电路的输出电流稳定度也有了明显的提高，从而提高了EIT测量结果的准确性．

    【】

    ［1］ 史学涛，董秀珍，帅万钧,等. 适用于脑部电阻抗断层成像的单源驱动电流模式［J］. 第四军医大学学报， 2006, 27(3): 279-282.

    ［2］ Goncalves S, de Munck JC, Verbunt JPA, et al. In vivo measurement of the brain and skull resistivities using an EITbased method and the combined analysis of SEF/SEP data［J］. IEEE Trans Biomed Eng, 2003, 50(9):1124-1128.

    ［3］  MurrietaLee JC, Pomfrett CJD, Beatty PCW, et al. EIT voltage changes on the human scalp due to brain stimulus［J］. Proceedings of the 15th International Conference on Electronics［C］. Communications and Computers (CONIELECOMP 2005).

    ［4］ 史学涛，尤富生，付峰，等. 同时工作于四种频率的多频电阻抗断层成像系统 ［J］．航天医学与医学工程，2006, 19(1): 47-50.

    ［5］ Yerworth RJ, Bayford RH, Cusick G， et al. Design and performance of the UCLH Mark 1b 64 channel electrical impedance tomography (EIT) system optimized for imaging brain function［J］. Physiol Meas, 2002, 23(2): 149-158.

    ［6］ Merwa R, Hollaus K, Scharfetter H. Detection of brain oedema using magnetic induction tomography: A feasibility study of the likely sensitivity and detectability［J］. Physiol Meas, 2004, 25 (1): 1-8.

    ［7］ 史学涛，董秀珍，霍旭阳,等. 电阻抗断层成像技术监护脑出血的可行性研究［J］. 航天医学与医学工程， 2007,20(1):待发表.