基于MIT软件鉴相系统设计和相位检测实验

2011-05-08荆西京路国华李文哲

电子科技 2011年9期

张华，荆西京，路国华，王华，李文哲

(第四军医大学生物医学工程学院，陕西西安 710032)

脑磁感应断层成像(Magnetic Induction Tomography，MIT)通过非接触方式获取生物组织的电导率分布，对颅内病变进行实时监测和诊断。MIT技术依据涡流检测原理，检测信号与原始激励信号之间的相位差和被测组织电导率成线性关系，所以在MIT技术中建立高精度的相位差检测单元是提高系统性能的重要环节[1-2]。检测相位差的方法有硬件鉴相、软件鉴相。硬件鉴相要求时钟分辨率始终是信号频率的某个倍数，如3 600倍，即可保证全频段范围内0.10°分辨率，但是MIT检测信号的频率高达MHz，硬件检测的方案很难实现[3]，且硬件电路存在温漂、噪声等干扰。而软件鉴相可以克服硬件电路的温漂等影响，在实践性和可扩展性等方面存在明显优势，广泛应用于相位差检测中。目前，主要的鉴相算法有过零法、相关法、FFT算法。过零法，当信号含有干扰时，信号的过零点不易准确测量，误差较大[4];相关法，测量相位差适用于低频信号，特别是对超低频信号的测量具有其他测量方法不可比拟的优点[5];由于实验信号频率高达MHz且容易引入高频电磁干扰所以选用FFT算法实现相位差检测。

文中介绍FFT算法的MIT软件鉴相系统设计，基于该系统在模拟脑出血实验中进行相位差检测。实验结果表明，随着出血量的增加，系统检测出参考信号和检测信号相位差增大，且当激励功率一定时，随着激励信号的频率增加相位差增大。MIT软件鉴相系统为后续MIT成像及临床实验打下基础。

1 MIT软件鉴相系统

MIT软件鉴相系统组成如图1所示，MIT软件鉴相系统由激励源产生两路同频信号，路作为参考信号，另一路加载在激励线圈上作为激励信号。激励信号通过激励线圈产生激励磁场B，在磁场B中放置脑模型容积导体。由于电磁感应作用，在容积导体内会产生出涡流，涡流又会感生出扰动磁场ΔB，影响原激励磁场的空间分布，且磁场强度发生变化，在检测线圈中可以检测到变化的磁场，当容积导体里的电导率发生变化时，其涡流强度及空间分布会随之发生相应的变化，扰动磁场ΔB也发生变化，从而使得检测线圈上的电信号相位发生变化[6]。检测到的信号属于微弱小信号，经过增益放大模块进行功率放大。信号采集模块PXI5122对放大后的检测信号与同频参考信号同时进行采集，采集到的参考信号和检测信号通过FFT鉴相算法进行相位差检测。

图1 MIT软件鉴相系统组成框图

1.1 组成模块

(1)信号采集卡NI PXI-5122。激励信号频率在1 MHz和10 MHz，MIT软件鉴相系统完成实时采样对采集卡的采样频率要求较高，前期实验中采用的采集卡PCI-6115最高采样频率为10 MHz不能满足实验需求，选用5122可以达到100 MSample·s-1的实时采样。对信号的实时采样精度直接影响FFT算法相位检测精度，实验中旨在建立高精度的MIT软件鉴相系统，原实验中PCI-6115最高12位精度的采集卡不能满足精度要求，现改进为5122采集卡14位分辨率的双同步采样通道，满足实验要求。该采集卡同时还带有去噪和抗混叠滤波器的100 MHz带宽和62 dB信号-噪声及失真比，可以有效地抑制干扰。

(2)LabVIEW2009平台。NI公司为提高用户开发效率而设计的NI LabVIEW 2009图形化编程环境，通过流程图的方式提供拖放式图形化功能块与线，用于设计、测试、测量与控制。LabVIEW2009提供了强大的分析、处理VI库及许多专业的工具包，结合LabVIEW独特的数据结构，使得测量数据的分析、处理简单、方便，并且实用性强，节约了开发时间。

(3)增益放大模块。

由于脑组织内部容积导体变化感应出的涡流磁场强度相对于主磁场较弱，容易外界干扰，需要将检测线圈获得的微弱信号进行放大，以提高检测信号的信噪比。增益放大模块完成对微弱信号的增益放大处理，多个通道选其中心频率分别为200 kHz、1 MHz、10 MHz、21.4 MHz、30.850 MHz、40.05 MHz 和49.950 MHz;信噪比65 dB以上;共模抑制比65 dB以上;通道-3 dB带宽10 kHz以上;信道增益范围20～70 dB;输入阻抗1 MΩ、输出阻抗 5 0 Ω;通讯接口为RS232;数据格式9 600 bit·s-1，8，1，N。且考虑了电磁安全性，输出放大信号稳定、安全。

1.2 FFT鉴相算法程序框图

FFT软件鉴相算法流程如图2所示，MIT软件鉴相系统首先打开鉴相程序，先对采集卡设置进行数据采集即输入激励信号和参考信号，采集到的波形实时显示。采集信号通过滤波器进行带通滤波，滤波后的波形实时显示。滤除干扰后进行FFT变换，将时域信号转换到频域分别计算参考和激励信号的相位，得到相位差，实时存储并显示相位差信息完成相位差检测。

图2 MIT软件鉴相系统程序流程图

1.3 算法实现

软件MIT软件鉴相系统的算法实现如图3所示，以LabVIEW2009为编程平台，通过DAQ助手对采集卡NI PXI-5122进行参数设置，由参考信号和检测信号的特点设置合适的采样率和采样点数。采集的数据通过带通滤波器，滤波后信号分别通过FFT频谱测量模块，运用频域中最大值统计求出峰值点即为主频率点处对应的相位值，保存在一维数组中，对两路信号的相位求差值，利用写入测量文件模块将得到的相位差存储，实时显示输出相位差。

图3 MIT软件鉴相系统算法实现图

2 模拟脑出血相位检测实验

2.1 实验线圈和脑模型

2.1.1 激励和检测线圈说明

激励线圈直径6.5 cm，10匝;检测线圈直径21.5 cm，10匝。漆包线直径0.7 mm。计算得到激励线圈的电感 4 .20 μH，检测线圈电感 2 7.84 μH[8]。如图1所示激励线圈产生同频且幅值相同的两路信号:一路作为参考信号直接输入采集卡;另一路作为激励信号作用脑模型通过检测线圈中得到检测信号。

2.1.2 脑模型说明

模拟正常脑组织，电导率为0.133 S/m，实验中使用2 800 mL蒸馏水和0.929 g NaCl晶体注入脑模型模拟正常脑组织。

2.2 实验材料出血溶液介绍

模拟出血，电导率0.822 S/m，实验中使用200 mL蒸馏水和0.411 g NaCl晶体配制出血溶液。

2.3 MIT软件鉴相系统参数设置

激励源产生两路同频正弦信号作为激励和检测信号，两次实验频率分别为10 MHz和20 MHz，幅值VP-P为1 V，初始相位差为0°。PXI 5122采集卡的采样频率100 MHz，采样点数为2 000 000点。带通滤波器的高低通截止频率为10.1 MHz和9.9 MHz。增益放大器选择10 MHz和20 MHz通道，增益设为30 dB，输出功率158 mW。

2.4 实验方法说明

实验从0 mL开始，每次增加20 mL出血溶液改变脑模型的磁场电导率，用MIT软件鉴相系统测量出血状态的相位变化。

2.5 实验数据

图4为激励信号频率为10 MHz，增益设为30 dB，输出功率选择158 mW，每次增加20 mL出血溶液，测得参考信号和检测信号的相位差数据图。

图4 相位差随出血量变化图

图5为激励信号频率分别为10 MHz和20 MHz，增益30 dB，输出功率选择158 mW，每次增加20 mL出血溶液测得参考信号和检测信号的相位差数据图。

图5 不同频率下测量相位差变化

2.6 实验结果

信号频率和激励功率一定时，改变出血量实验测量结果如图4所示，随着出血量的增加，检测信号和参考信号的相位差逐渐增大，相位差增大随着目标溶液量增加，符合 MIT相位检测理论基础。以LabVIEW2009为实验平台采用FFT算法实现的MIT软件鉴相系统能够较精确地计算出两路信号的相位差，并可以实时地显示保存。采用NI公司最新的采集卡PXI 5122提高了采样频率，同时新研制的增益放大模块提高微弱信号的信噪比，实验结果在课题组原有的鉴相平台 0.01°[9]基础上精度提高到 0.001°。

图5显示，改变激励频率，在10 MHz和20 MHz激励作用下，随着频率的增加，激励信号和检测信号在出血量相同的情况下，相位差增大。同时在两个频率点实验都表明随着出血量的增加，信号相位差增大。