应用于肺部EIT系统的激励电流源设计

侯海岭 王化祥 陈晓燕

(天津科技大学电子信息与自动化学院1，天津 300222;天津大学电气工程与自动化学院2，天津 300072)

0 引言

医学电阻抗成像(electrical impedance tomography，EIT)技术是一种无损伤的探测技术，可对患者进行连续长期的医学监护。Brown等人于1985年首次介绍了EIT的医学应用前景，并提出将EIT应用于肺部通气过程图像监测［1］。

根据生物组织Cole-Cole等效电路模型［2］，组织的复阻抗表示为医学研究表明，该复阻抗的实部和虚部均蕴含着丰富的生理和病理信息。然而，虚部信息较实部信息微弱。目前，EIT系统的激励信号源激励频率一般为10 kHz～1 MHz的扫频信号。扫频信号一般为电流激励(其安全电流小于5 mA［3］)，并采用相邻电流激励、相邻电压测量的“四电极法”模式，可有效消除电极与皮肤之间的接触阻抗对测量的影响。

显然，高品质的电流源是EIT系统的重要环节，其输入电压与输出电流之间应具有良好的线性关系，且产生较少相移。通常采用双运放电压控制电流源难以消除直流信号，这将导致在生物体内产生极化现象;如果在电流输出端串接隔直电容，不仅会引起饱和，而且在扫频范围内将产生较大的相移［4］。本设计以Analog Devices公司生产的电流反馈放大器AD844为核心，构建电流源电路。

1 硬件电路构成

系统的结构框图如图1所示。系统采用FPGA为控制核心，利用其自带的直接数字合成器(direct digital synthesizer，DDS)知识产权核(intellectual property core，IP)产生正弦波输出，通过数模转换器(digital to analog converter，DAC)转换成模拟正弦信号。系统中采用的DAC是14位的DAC904，为电流输出型DAC。经I/V转换后的单端输出电压信号通过二阶低通滤波器滤除高频噪声后，送入由AD844构成的压控电流源。

图1 系统结构框图Fig.1 System block diagram

1.1 泰勒级数插值的DDS模块

系统采用赛灵思Spartan-3系列的xc3s400 FPGA芯片支持DDS IP核。该IP核可支持16通道，各通道的频率和初相位可分别通过写入相位增量PINC和相位偏移量POFF控制，PINC、POFF与输出频率fout、初始相位φ的关系为:

该DDS IP核的输入输出分布图如图2所示。图2中，Data信号引脚为时分复用的数据总线，当WE=1、AMSB=0时，CLK的上升沿将Data上的数据写入PINC寄存器中;当WE=1、AMSB=1时，CLK的上升沿将 Data上的数据写入POFF寄存器中。Sine和Cosine端分别输出正弦和余弦数据。

图2 DDS输入输出Fig.2 Input and output of DDS

本文采用泰勒级数插值的DDS模块，其原理如图3所示。

图3 泰勒级数插值的原理图Fig.3 Principle of Taylor series interpolation

ROM查找表中存储了一个周期内N个等间隔角度 θi的幅值sinθi，对于未存储在 ROM 中的 θ，采用泰勒级数插值的方法得到其幅值［5］。

在Spartan3 FPGA中，利用内部嵌入的(18×18)bit硬件乘法器以及Block RAM块，通过流水线式查表、乘加运算，在每个时钟得到插值数据，使输出的正弦波数据不再局限于查找表中存储的数据。输出波形更为光滑，信号源的精度更高［6］。

通过安捷伦示波器观测到的DDS正弦电压输出波形如图4所示。从图4可以看出，采用泰勒级数插值的正弦波形图更为平滑。

图4 泰勒级数插值前后的波形对比图Fig.4 Comparison of waveforms before and after Taylor series interpolation

1.2 数模转换

系统选用了14位高速数模转换器DAC904，3.3 V供电，选择使用器件内部参考电压，具有较高的无杂散动态范围(spurious-free dynamic range，SFDR)。当fclk=50 MS/s、fout=5.04 MHz时，其无杂散动态范围为82 dBc，可满足医学EIT在扫频范围内无杂散动态范围的要求。

数模转换单元如图5所示。DAC904配置为差分输出方式，减小了偶次谐波以及共模噪声。相比于单端模式，差分输出的方法改善了电路的动态性能。DAC904的满量程输出电流通过外部配置RSET为20 mA输出。管脚端输出差分电流信号，经阻值为25 Ω的负载电阻后，形成峰值为0.5 V的差分电压信号，然后由运放A1转成单端信号输出。考虑到运放A1输入电阻与DAC904负载电阻并联的影响，RL1与RL2需经筛选，以获得25 Ω的对称负载电阻。

图5 数模转换单元原理图Fig.5 Principle diagram of DAC unit

图5 中，R1=R2=200 Ω，Rf=400 Ω，运放 A1输出电压为)，放大倍数为2，输出电压为 ±1 V，放大器A1采用±5 V的双电源供电。电路通过在端之间加接电容Cdiff，可进一步改善电路的交流特性，并起到低通滤波作用，避免因高频噪声而达到放大器A1的摆幅限制或过载。

1.3 压控电流源电路

系统以Analog Devices公司生产的电流反馈放大器AD844为核心，构建了压控电流源电路。AD844内部集成了电流镜，实现了第二代电流传输器功能，并将跟随器集成于同一芯片内，克服了电流镜不对称和温度稳定性问题［7］。电流传输关系如下:

AD844电流传输器原理框图如图6所示。

图6 AD844电流传输器示意图Fig.6 Schematic diagram of AD844 current conveyor

以AD844为核心构建的压控电流源电路如图7所示。图7中，宽带运放A1为输入缓冲器，克服了因AD844第一级增益精度带来的误差。AD844的3脚是电压输入端，电流为零，因此呈现的输入阻抗为无穷大;2脚是电流输入端，电压跟随3脚电压，呈现低输入阻抗;低阻抗的电流输入端的电流传输到高阻抗的5脚输出，从而产生一个可控输出电流。该电路中增加了直流反馈环节，使6脚的输出电压近似为零，有效地消除了在生物阻抗测量中的残余直流信号，避免了在生物体中产生极化现象。根据器件手册，AD844非反相端输入电压低于±1 V时性能最优。为了增大输出电流，可将两片AD844并联。

图7 基于AD844的压控电流源电路原理图Fig.7 Circuit principle diagram of VCCS based on AD844

2 电路特性分析

医学EIT系统要求在10 kHz～1 MHz的扫频范围内，激励信号源的最小输出阻抗为100 kΩ［8］。该电路在频率为1 MHz时，输出阻抗为239 kΩ［9］，最大相移不超过 10°，基本满足EIT系统的需求。试验测出的输出电流与输入电压的线性度关系曲线如图8所示。从图8可以看出，电流源输出电流与输入电压基本呈线性关系。

图8 输出电流与输入电压的关系曲线Fig.8 Relationship curve between output current and input voltage

为检测该激励电流源的恒流特性，参照图9所示的电路进行测试。

图9 恒流特性测试Fig.9 Test of constant current characteristic

测试时，采用100～600 Ω的负载电阻，分别选取10 kHz和1 MHz作为测试频率，测试结果如表1和表2所示。当f=10 kHz时，该压控电流源的恒流特性很好;当f=1 MHz时，由于频率的升高，电路输出端与接地之间的分布电容所带来的等效阻抗不断降低，使得输出阻抗变小，输出电流有所改变。

表1 f=10 kHz时的恒流特性测试Tab.1 Constant current characteristic test under 10 kHz

表2 f=1 kHz时的恒流特性测试Tab.2 Constant current characteristic test under 1 MHz

3 结束语

本文设计了一种基于FPGA的14位高精度激励电流源，采用泰勒级数修正的DDS IP核级数，使输出频率的最小分辨率可达0.0117 Hz，无杂散动态范围高达115 dBc;且在无需改变外围电路的情况下，通过修改程序即可使电路工作在单频、扫频及混频模式。基于第二代电流传输器AD844的VCCS具有输出阻抗高、相移小及线性度好的特点，可以满足电流激励模式下人体肺部电阻抗成像系统在10 kHz～1 MHz扫频范围内对激励信号源的要求。

［1］Brown B H，Barber D C，Seagar A D.Applied potential tomography:possible clinical applications［J］.Clinical Physics and Physiological Measurement，1985，6(2):109 － 121.

［2］Cole K S，Cole R H.Dispersion and absorption in dielectrics［J］.Chem.Phys.，1941，9(4):341 －351.

［3］王化祥，崔自强.基于FPGA的电阻抗成像系统激励信号源［J］.电子器件，2007，30(1):90 －92，96.

［4］魏娟.生物电阻抗断层成像的系统设计与优化［D］.天津:天津大学，2003.

［5］孟玉洁，贾怀义，陶成.DDS中几种关键的ROM压缩方法［J］.天津通信技术，2004(1):37－39.

［6］Sodagar A M，Lahiji G R.Mapping from phase to sine amplitude in direct digital frequency synthesizers using parabolic approximation［J］.IEEE Transaction on Circuits and Systems-II:Analog and Digital Signal Processing，2000(47):1452 －1457.

［7］Ramon B，Javier R，Pere R.A wide-band AC-coupled current source for electrical impedance tomography［J］.Physiol Meas，1994(5):A91 －A99.

［8］Denyer C W，Lidgey F J，Zhu Q S et al.A high output impedance current source［J］.Physiol Meas，1994(6):A79 － A82.

［9］王超，王化祥.用于医学电阻抗成像的电压控制电流源(VCCS)［J］.电子测量技术，2001(3):18－20.