阻抗断层成像技术
作者：侯文生 杨 东 彭承琳
单位：重庆大学 (400044)
关键词：
中国医疗器械杂志990609 Electrical Impedance Tomography Technology
Hou Wensheng YangDong PengChenglin
Chongqing University
随着技术的不断发展，人们对医学检测客观性的要求越来越高，检测手段已从过去的人工主观检测逐步发展到今天的主观检测和客观检测指标相结合，特别是医学影像技术的出现，使疾病诊断更加客观、准确。目前，临床上广泛采用的医学影像技术主要有X射线成像、计算机断层扫描成像(CT)、核磁共振成像(MRI)和超声成像，它们都可以给医生显示患者体内组织的分布及解剖结构特征信息。近年来，又出现了一种基于生物组织电学特性的阻抗断层成像技术(ElectricalImpedance Tomography,EIT)，这种EIT技术除了能够实现以上几种医学成像技术相类似的功能外，还可以得到反映生物组织生理状态短时变化的图像，这在研究人体生理功能和疾病诊断方面有重要的临床价值[1]。利用阻抗断层成像(EIT)技术，可以显示人体内组织的阻抗分布图像、人体组织的阻抗随频率变化图像、人体器官完成生理活动(如呼吸、心脏搏动)时的阻抗变化图像[1]。
, 百拇医药
1 阻抗断层成像(EIT)的理论基础
1.1 生理组织的阻抗模型[2，5]
从金属导电特性中总结出的欧姆定律，很快被应用到生物组织的阻抗测量。19世纪，包括du.BoisReymond在内的许多研究人员发现，生物组织的阻抗随测量频率的增加有下降的趋势，后来Berstein提出了“细胞膜假设”理论来解释生物组织阻抗随频率变化的现象。Philippson在1921年进一步提出了生物组织的电阻-电容电学模型来解释组织的阻抗特性。在实际测量中发现，有些组织的阻抗特性同上面的模型符合得很好，而有一些组织的阻抗却有较大差异，这时Philippson的电阻-电容电学模型已经失效，1940年Cole又提出了一个被广泛采用的Cole模型。在该模型中，使用了一个特殊电容，其容抗可表示为k(jw)-α，其中k固定，等效于普通电容的1/C，α控制其电容特性，当α=1时，为普通电容。Cole方程可表示为
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其中，Z为与频率有关的综合电抗，Z0和Z∞为Z在低频和高频时的有效数值，fc为中心频率。只要选择合适参数，Cole模型可以代表绝大多数的组织的电学特性，但是目前还没有能对此作出合理的生理解释。
1.2 生物组织阻抗的各向异性[1]
大多数的生物组织的电学特性都各向异性，即它们的电学特性与我们的测量方向有关，如肌肉组织，沿着肌纤维方向的导电性能就比横向导电特性好。生物组织的这种特性对EIT图像重建非常有用，因为组织的各向异性，沿不同方向测量时，其阻抗各不相同，就可以根据各个方向测得的阻抗重建组织的阻抗图。但是，由于高频时生物组织的阻抗很小，这时阻抗的各向异性特性已不明显。
1.3 生理活动对生物组织阻抗的影响[3，4]
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实验观察发现，人体器官在完成生理活动的不同阶段，相应组织的阻抗要发生变化，如肺在呼吸过程中和胃在进食及排空时，它们的容积和位置要发生变化，它们的阻抗也会发生相应的变化。根据生物组织的这一特性，我们可以观察人体器官的生理活动情况。
1.4 病变组织的阻抗变化
生物组织出现病变时，其阻抗和相应的正常组织相比有较大变化，主要表现在：
(1) 正常组织和病变组织在某些特定的频率处有不同的绝对阻抗，如在1kHz时，脑部肿瘤阻抗只有正常脑组织阻抗的一半[3]。
(2) 疾病发作时，有关组织的阻抗会出现较大变化，如脑震荡阻抗要增大100%，癫痫发作时要增加20%。
(3) 病变过程中，组织阻抗变化情况同正常生理活动时阻抗变化情况也不相同，在动物身上的观察发现，呼吸受到阻塞时肺的阻抗变化幅度比正常呼吸时要下降50%[6]。
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1.5 不同组织有不同的阻抗
要形成反映组织特征的EIT图像，就需要使不同组织间阻抗有足够变化。这一点，在早期的单一频率测量系统中难以实现，因为在某一频率处，甲组织和乙组织的阻抗可能有较大差异，但甲组织和丙组织的阻抗可能就很接近，无法加以区分。现在，EIT系统都采用了多频测量，也就是采用多个测量频率，不同的组织间可以选用不同的测量频率，直到使被检测组织和周围组织的阻抗都有足够差异，从而得到被测组织的高质量阻抗图[7，8，9]。需要说明的是，在对不同病人的同一组织进行测量或者在不同时间对同一病人的同一组织进行测量，其结果都是有差异的，一般前者较后者差异大得多。因而，我们在实际中得到的都只能是某一特定病人的组织结构EIT图像，不同个体情况会有差异。
2 阻抗断层成像的实现
阻抗断层成像(EIT)就是在被检测的目标组织表面施加安全的激励电流(电压)，同时测量目标组织表面的电压(电流)信号后，由所测信号计算出相应阻抗，再根据图像重建算法得到被检测组织内的阻抗(变化)的二维或三维分布。以阻抗绝对值为成像目标的称为静态EIT，以阻抗的变化量为成像目标的称为动态EIT。要得到高质量的图像，就要求测量数据精度要高，重复性要好。
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2.1 阻抗断层成像(EIT)系统的基本原理
EIT系统的基本原理如图1所示，电流源将已知电流加到一对电极上，用一差分放大器去检测另一对电极间的电位差[1]。对直流电流源来说，测量的电位差同生物组织电阻是成正比的，由于电极对测量的影响和考虑到安全性，几乎所有的EIT系统都不使用直流电流来刺激，而采用频率在1kHz～1MHz的交流电流源；测量的也不是阻抗，而是利用同步解调器测量电阻和电抗。图1所示只是一对电极的情况，而且只能作单次测量，实际上至少要对一组织作上百次的独立测量才可能获得正确的阻抗图，这时通常有两种方案[1]：
图1 阻抗断层成像(EIT)系统的本原理
(1) 如图2所示，在被检测组织表面安置大量电极，利用多路转换开关在不同的电极间加上不同频率的交流电流，同时利用多路转换开关将差分放大器接到不同的电极对上测量电位差；经差分放大后的电信号送到同步解调器进行处理，同步解调器的同步信号来自波形合成器；同步解调器的输出为被测组织的电阻和电抗值，这个结果再送到计算机中进行阻抗图像重建，通过计算机可以显示和打印出被测组织的阻抗分布图。另外，计算机还给多路开关提供控制信号。
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图2 采用多路开关的单放大器EIT系统
(2) 如图3所示，这种阻抗断层成像系统不使用多路转换开关，它同时使用多个频率不同的交流电流源和多个差分放大器，每个电极都有自己独立的电流源和放大器。其中，每个电流源的频率和电流波形模式都由可编程衰减器控制，每个差分放大器对相应电极上的电信号放大以后，再送到同步解调器进行处理，得到电极所在部位的被测组织的电阻和电抗值；接着再把这些测量结果用计算机进行阻抗图像重建，并显示或打印阻抗图。同上一种方案相比，其速度快，但成本高，结构复杂。
图3 多电流源多放大器EIT系统
在上面两种方案中，各部分要完成的主要功能是：
波形合成器 刺激电流几乎都是中频正弦波，频率范围较宽(1kHz～1MHz)，现在一般都用数字信号来合成正弦波，这样的信号波形失真小，而且可以和解调器实现很好的同步。通常都是波形合成器从内存函数表中读取不同的正弦波函数，再将相应数字信号送到模-数转换器。
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电流源 通常使用电压-电流变换器，产生一个与波形合成器输出成正比的电流。
多路转换开关 多路转换开关的应用，使得加在不同电极上电流源和检测的电极可以不断切换。多路转换开关通常由计算机控制工作顺序，或者采用固定的循环模式，这些都事先设计好并保存在内存中。
差分放大器 差分放大器用来测量一对电极间的电位差，其幅度大小与组织阻抗成正比，其相位反映阻抗中电阻和电抗的分布。
同步解调器 利用同步解调器可以提取输出信号中的相位信息。同步解调器的输出为直流信号，根据同步方式的不同，其幅度代表了被测组织的电阻或电抗值。
计算机 计算机是EIT系统中的中央控制设备，它要完成对整个系统工作的控制，测量数据的计算，图像的重建，显示和打印。
2.2 提高阻抗断层成像(EIT)系统性能的措施
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2.2.1 增加电极[1] 增加电极数量就可以得到更多的独立测量数据，从而可以提高重建图像空间分辨率和图像质量。然而，电极的增加会使系统更复杂，在病人身上安贴电极也更困难，并且电极数目的增加会使电极间空间距离缩小，测量的电压下降，信噪比降低。目前还不知道电极的安贴密度多大为最好，大多数设计人员都选择在同一平面使用16～32个电极。
2.2.2 系统结构[10] 以前的EIT系统都包括一个中央单元和一系列连到病人身体的电缆，中央单元集中了所有模拟电子器件和绝大多数数字电子器件，这种设计结构简单，便于使用，但必须处理电缆的分布电容。于是出现了“分布式”EIT系统，在这种系统中，大部分甚至所有的电子元件都离电极很近，或者干脆固定在电极上，这样原则上可以克服许多以前EIT系统的不足，而且随着半导体集成度的提高，也不会给使用带来不便。
2.2.3 工作频率的选择[12，13] 早期的EIT系统都工作在10k～100kHz范围的一固定频率，而现在的系统几乎都使用多频率测量，这是因为在多个频率中，总存在某个频率使某两种组织间具有最佳的对比度。当然，多频测量要求我们系统的频率响应范围要宽，而且具有一致性。
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2.2.4 电流模式选择[9，11] 电流模式的选择就是决定在不同电极对上所加激励电流的波形问题。当同时要激励多个电极时，激励电流的模式选择就具有很大的灵活性，Gisser等1987年发现，对任一组织阻抗的初始分布，总存在一最佳电流模式使其灵敏度最高，这个最佳模式的选择要用到自适应和最优化技术。另外，提高灵敏度和空间分辨率是互相冲突的，实际测量中要注意两者兼顾。
2.3 阻抗断层成像(EIT)的新动向[13，14，15]
绝大多数阻抗断层成像(EIT)系统都采用在一些电极上加激励电流，在另一些电极上测量电压的方法。为了克服使用电极带来的诸如同皮肤接触电阻太大、安贴大量电极浪费时间及安全性等方面的问题，现在出现了一些新的阻抗测量方法，其中有：利用感应线圈给组织施加电磁场，测量贴在皮肤表面的电极上的电压；利用感应线圈给组织施加电磁场，测量组织表面的磁场分布，用电容来偶合电流和电压，让皮肤不直接与电极接触。采用这些方法，还可以使身体内电流分布更均匀，系统结构更简单，典型的电磁感应测量系统的示意图如图4所示。其缺点是感应线圈中央的电流失效，使身体深处组织的测量灵敏度降低。
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图4 利用电磁感应原理的EIT系统示意图
另外，三维EIT系统也是目前的发展方向，尽管还处于起步阶段，在被测部位的表面安贴数百个电极还相当困难，三维图像的重建还有许多技术问题，但三维EIT能解决许多二维EIT系统无法解决的问题。
3 讨论
阻抗断层成像(EIT)是一种新兴的医学影像技术，和其他医学影像技术相比，它有许多优点。经过工程技术人员和医务工作人员的努力，EIT技术已取得了长足的发展，但离广泛临床应用还有一定距离，目前还有许多问题有待解决：一是电极同皮肤间接触电阻太大，二是大量电极如何安贴，三是在不同组织间如何选择具有最大对比度的电流频率，四是多频测量时如何解决噪声和交调失真。当然，有各领域的广大研究人员的努力，有日新月异的新技术的支持，EIT会很快进入实用阶段，为临床医学的诊断和治疗作出贡献。
参考文献
, http://www.100md.com
1 K.Booneet al. Imaging with electricity: Report of the European Concerted Action on Impedance Tomograph. Journal of Medi cal Engineering ＆ technology.1997;21(6):201-232.
2 Brown et al. Measured and expected Cole Parameters from ele ctrical impedance tomographic spectroscopy images of the human thorax. Physiological Mea surement.1995;16:57-67.
3 Erol et al. Detecting oesophageal-related changes using elec trical impedance tomography. Physiological Measurement.1995;16:143-152.
, http://www.100md.com
4 Barber et al. Localisation of cardiac related impedance chan ges in the thorax. Clinical Physics and Physiological Measurement.1987;8:167-173.[ ZK)〗
5 Griffiths et al. A cole phantom for EIT. Physiological Measu rement.1995;16:29-38.
6 Hahn et al.Changes in the thoracic impedance distribution un de r different ventilatory conditions. Physiological Measurement.1995;16:161-173.[ ZK)〗
7 Hampshier et al. Multifrequency and parametic EIT images of neonatal lungs. Physiological Measurement.1995;16:175-189.
, 百拇医药
8 Jossinet et al. The variability of resistivity in human brea st tissue. Medical and Biological Engineering and computing.1996;34:346-350.
9 Rigaud et al. In vivo tissue characterisation and Modelling using e lectrical impedance measurements in the 100Hz～10MHz frequency range. Physiolo gical Measurement.1995;16:15-25.
10 Gisser et al. Current topics in impedance imaging. Clinical Physics and Physiological Measurement.1987;8:13-31.
, 百拇医药
11 Gisser et al. Theory and perforance of an adaptive current tomogra phy system. Clinical physics and Physiological Measurement.1988;9:35-41.
12 Riu et al. A broadband system for multifrequency static ima ging in electrical impedance tomography. Clinical Physics and Physiological Measurement . 1992;13:61-67.
13 Osypka et al. Tissue impedance spectra and the appropriate frequency for EIT. Physiological Measurement.1995;16:49-55.
14 Cook et al. A high-speed,high-precision electrical impedanc e tomography. IEEE, Transactions on Biomedical Engineering.1994;41:713-722.
15 Freeston et al. Impedance imaging using induced current. Ph ysiological Measurement. 1995;16:257-266.
(1998年10月20日收稿), 百拇医药
单位：重庆大学 (400044)
关键词：
中国医疗器械杂志990609 Electrical Impedance Tomography Technology
Hou Wensheng YangDong PengChenglin
Chongqing University
随着技术的不断发展，人们对医学检测客观性的要求越来越高，检测手段已从过去的人工主观检测逐步发展到今天的主观检测和客观检测指标相结合，特别是医学影像技术的出现，使疾病诊断更加客观、准确。目前，临床上广泛采用的医学影像技术主要有X射线成像、计算机断层扫描成像(CT)、核磁共振成像(MRI)和超声成像，它们都可以给医生显示患者体内组织的分布及解剖结构特征信息。近年来，又出现了一种基于生物组织电学特性的阻抗断层成像技术(ElectricalImpedance Tomography,EIT)，这种EIT技术除了能够实现以上几种医学成像技术相类似的功能外，还可以得到反映生物组织生理状态短时变化的图像，这在研究人体生理功能和疾病诊断方面有重要的临床价值[1]。利用阻抗断层成像(EIT)技术，可以显示人体内组织的阻抗分布图像、人体组织的阻抗随频率变化图像、人体器官完成生理活动(如呼吸、心脏搏动)时的阻抗变化图像[1]。
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1 阻抗断层成像(EIT)的理论基础
1.1 生理组织的阻抗模型[2，5]
从金属导电特性中总结出的欧姆定律，很快被应用到生物组织的阻抗测量。19世纪，包括du.BoisReymond在内的许多研究人员发现，生物组织的阻抗随测量频率的增加有下降的趋势，后来Berstein提出了“细胞膜假设”理论来解释生物组织阻抗随频率变化的现象。Philippson在1921年进一步提出了生物组织的电阻-电容电学模型来解释组织的阻抗特性。在实际测量中发现，有些组织的阻抗特性同上面的模型符合得很好，而有一些组织的阻抗却有较大差异，这时Philippson的电阻-电容电学模型已经失效，1940年Cole又提出了一个被广泛采用的Cole模型。在该模型中，使用了一个特殊电容，其容抗可表示为k(jw)-α，其中k固定，等效于普通电容的1/C，α控制其电容特性，当α=1时，为普通电容。Cole方程可表示为
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其中，Z为与频率有关的综合电抗，Z0和Z∞为Z在低频和高频时的有效数值，fc为中心频率。只要选择合适参数，Cole模型可以代表绝大多数的组织的电学特性，但是目前还没有能对此作出合理的生理解释。
1.2 生物组织阻抗的各向异性[1]
大多数的生物组织的电学特性都各向异性，即它们的电学特性与我们的测量方向有关，如肌肉组织，沿着肌纤维方向的导电性能就比横向导电特性好。生物组织的这种特性对EIT图像重建非常有用，因为组织的各向异性，沿不同方向测量时，其阻抗各不相同，就可以根据各个方向测得的阻抗重建组织的阻抗图。但是，由于高频时生物组织的阻抗很小，这时阻抗的各向异性特性已不明显。
1.3 生理活动对生物组织阻抗的影响[3，4]
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实验观察发现，人体器官在完成生理活动的不同阶段，相应组织的阻抗要发生变化，如肺在呼吸过程中和胃在进食及排空时，它们的容积和位置要发生变化，它们的阻抗也会发生相应的变化。根据生物组织的这一特性，我们可以观察人体器官的生理活动情况。
1.4 病变组织的阻抗变化
生物组织出现病变时，其阻抗和相应的正常组织相比有较大变化，主要表现在：
(1) 正常组织和病变组织在某些特定的频率处有不同的绝对阻抗，如在1kHz时，脑部肿瘤阻抗只有正常脑组织阻抗的一半[3]。
(2) 疾病发作时，有关组织的阻抗会出现较大变化，如脑震荡阻抗要增大100%，癫痫发作时要增加20%。
(3) 病变过程中，组织阻抗变化情况同正常生理活动时阻抗变化情况也不相同，在动物身上的观察发现，呼吸受到阻塞时肺的阻抗变化幅度比正常呼吸时要下降50%[6]。
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1.5 不同组织有不同的阻抗
要形成反映组织特征的EIT图像，就需要使不同组织间阻抗有足够变化。这一点，在早期的单一频率测量系统中难以实现，因为在某一频率处，甲组织和乙组织的阻抗可能有较大差异，但甲组织和丙组织的阻抗可能就很接近，无法加以区分。现在，EIT系统都采用了多频测量，也就是采用多个测量频率，不同的组织间可以选用不同的测量频率，直到使被检测组织和周围组织的阻抗都有足够差异，从而得到被测组织的高质量阻抗图[7，8，9]。需要说明的是，在对不同病人的同一组织进行测量或者在不同时间对同一病人的同一组织进行测量，其结果都是有差异的，一般前者较后者差异大得多。因而，我们在实际中得到的都只能是某一特定病人的组织结构EIT图像，不同个体情况会有差异。
2 阻抗断层成像的实现
阻抗断层成像(EIT)就是在被检测的目标组织表面施加安全的激励电流(电压)，同时测量目标组织表面的电压(电流)信号后，由所测信号计算出相应阻抗，再根据图像重建算法得到被检测组织内的阻抗(变化)的二维或三维分布。以阻抗绝对值为成像目标的称为静态EIT，以阻抗的变化量为成像目标的称为动态EIT。要得到高质量的图像，就要求测量数据精度要高，重复性要好。
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2.1 阻抗断层成像(EIT)系统的基本原理
EIT系统的基本原理如图1所示，电流源将已知电流加到一对电极上，用一差分放大器去检测另一对电极间的电位差[1]。对直流电流源来说，测量的电位差同生物组织电阻是成正比的，由于电极对测量的影响和考虑到安全性，几乎所有的EIT系统都不使用直流电流来刺激，而采用频率在1kHz～1MHz的交流电流源；测量的也不是阻抗，而是利用同步解调器测量电阻和电抗。图1所示只是一对电极的情况，而且只能作单次测量，实际上至少要对一组织作上百次的独立测量才可能获得正确的阻抗图，这时通常有两种方案[1]：
图1 阻抗断层成像(EIT)系统的本原理
(1) 如图2所示，在被检测组织表面安置大量电极，利用多路转换开关在不同的电极间加上不同频率的交流电流，同时利用多路转换开关将差分放大器接到不同的电极对上测量电位差；经差分放大后的电信号送到同步解调器进行处理，同步解调器的同步信号来自波形合成器；同步解调器的输出为被测组织的电阻和电抗值，这个结果再送到计算机中进行阻抗图像重建，通过计算机可以显示和打印出被测组织的阻抗分布图。另外，计算机还给多路开关提供控制信号。
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图2 采用多路开关的单放大器EIT系统
(2) 如图3所示，这种阻抗断层成像系统不使用多路转换开关，它同时使用多个频率不同的交流电流源和多个差分放大器，每个电极都有自己独立的电流源和放大器。其中，每个电流源的频率和电流波形模式都由可编程衰减器控制，每个差分放大器对相应电极上的电信号放大以后，再送到同步解调器进行处理，得到电极所在部位的被测组织的电阻和电抗值；接着再把这些测量结果用计算机进行阻抗图像重建，并显示或打印阻抗图。同上一种方案相比，其速度快，但成本高，结构复杂。
图3 多电流源多放大器EIT系统
在上面两种方案中，各部分要完成的主要功能是：
波形合成器 刺激电流几乎都是中频正弦波，频率范围较宽(1kHz～1MHz)，现在一般都用数字信号来合成正弦波，这样的信号波形失真小，而且可以和解调器实现很好的同步。通常都是波形合成器从内存函数表中读取不同的正弦波函数，再将相应数字信号送到模-数转换器。
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电流源 通常使用电压-电流变换器，产生一个与波形合成器输出成正比的电流。
多路转换开关 多路转换开关的应用，使得加在不同电极上电流源和检测的电极可以不断切换。多路转换开关通常由计算机控制工作顺序，或者采用固定的循环模式，这些都事先设计好并保存在内存中。
差分放大器 差分放大器用来测量一对电极间的电位差，其幅度大小与组织阻抗成正比，其相位反映阻抗中电阻和电抗的分布。
同步解调器 利用同步解调器可以提取输出信号中的相位信息。同步解调器的输出为直流信号，根据同步方式的不同，其幅度代表了被测组织的电阻或电抗值。
计算机 计算机是EIT系统中的中央控制设备，它要完成对整个系统工作的控制，测量数据的计算，图像的重建，显示和打印。
2.2 提高阻抗断层成像(EIT)系统性能的措施
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2.2.1 增加电极[1] 增加电极数量就可以得到更多的独立测量数据，从而可以提高重建图像空间分辨率和图像质量。然而，电极的增加会使系统更复杂，在病人身上安贴电极也更困难，并且电极数目的增加会使电极间空间距离缩小，测量的电压下降，信噪比降低。目前还不知道电极的安贴密度多大为最好，大多数设计人员都选择在同一平面使用16～32个电极。
2.2.2 系统结构[10] 以前的EIT系统都包括一个中央单元和一系列连到病人身体的电缆，中央单元集中了所有模拟电子器件和绝大多数数字电子器件，这种设计结构简单，便于使用，但必须处理电缆的分布电容。于是出现了“分布式”EIT系统，在这种系统中，大部分甚至所有的电子元件都离电极很近，或者干脆固定在电极上，这样原则上可以克服许多以前EIT系统的不足，而且随着半导体集成度的提高，也不会给使用带来不便。
2.2.3 工作频率的选择[12，13] 早期的EIT系统都工作在10k～100kHz范围的一固定频率，而现在的系统几乎都使用多频率测量，这是因为在多个频率中，总存在某个频率使某两种组织间具有最佳的对比度。当然，多频测量要求我们系统的频率响应范围要宽，而且具有一致性。
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2.2.4 电流模式选择[9，11] 电流模式的选择就是决定在不同电极对上所加激励电流的波形问题。当同时要激励多个电极时，激励电流的模式选择就具有很大的灵活性，Gisser等1987年发现，对任一组织阻抗的初始分布，总存在一最佳电流模式使其灵敏度最高，这个最佳模式的选择要用到自适应和最优化技术。另外，提高灵敏度和空间分辨率是互相冲突的，实际测量中要注意两者兼顾。
2.3 阻抗断层成像(EIT)的新动向[13，14，15]
绝大多数阻抗断层成像(EIT)系统都采用在一些电极上加激励电流，在另一些电极上测量电压的方法。为了克服使用电极带来的诸如同皮肤接触电阻太大、安贴大量电极浪费时间及安全性等方面的问题，现在出现了一些新的阻抗测量方法，其中有：利用感应线圈给组织施加电磁场，测量贴在皮肤表面的电极上的电压；利用感应线圈给组织施加电磁场，测量组织表面的磁场分布，用电容来偶合电流和电压，让皮肤不直接与电极接触。采用这些方法，还可以使身体内电流分布更均匀，系统结构更简单，典型的电磁感应测量系统的示意图如图4所示。其缺点是感应线圈中央的电流失效，使身体深处组织的测量灵敏度降低。
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图4 利用电磁感应原理的EIT系统示意图
另外，三维EIT系统也是目前的发展方向，尽管还处于起步阶段，在被测部位的表面安贴数百个电极还相当困难，三维图像的重建还有许多技术问题，但三维EIT能解决许多二维EIT系统无法解决的问题。
3 讨论
阻抗断层成像(EIT)是一种新兴的医学影像技术，和其他医学影像技术相比，它有许多优点。经过工程技术人员和医务工作人员的努力，EIT技术已取得了长足的发展，但离广泛临床应用还有一定距离，目前还有许多问题有待解决：一是电极同皮肤间接触电阻太大，二是大量电极如何安贴，三是在不同组织间如何选择具有最大对比度的电流频率，四是多频测量时如何解决噪声和交调失真。当然，有各领域的广大研究人员的努力，有日新月异的新技术的支持，EIT会很快进入实用阶段，为临床医学的诊断和治疗作出贡献。
参考文献
, http://www.100md.com
1 K.Booneet al. Imaging with electricity: Report of the European Concerted Action on Impedance Tomograph. Journal of Medi cal Engineering ＆ technology.1997;21(6):201-232.
2 Brown et al. Measured and expected Cole Parameters from ele ctrical impedance tomographic spectroscopy images of the human thorax. Physiological Mea surement.1995;16:57-67.
3 Erol et al. Detecting oesophageal-related changes using elec trical impedance tomography. Physiological Measurement.1995;16:143-152.
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4 Barber et al. Localisation of cardiac related impedance chan ges in the thorax. Clinical Physics and Physiological Measurement.1987;8:167-173.[ ZK)〗
5 Griffiths et al. A cole phantom for EIT. Physiological Measu rement.1995;16:29-38.
6 Hahn et al.Changes in the thoracic impedance distribution un de r different ventilatory conditions. Physiological Measurement.1995;16:161-173.[ ZK)〗
7 Hampshier et al. Multifrequency and parametic EIT images of neonatal lungs. Physiological Measurement.1995;16:175-189.
, 百拇医药
8 Jossinet et al. The variability of resistivity in human brea st tissue. Medical and Biological Engineering and computing.1996;34:346-350.
9 Rigaud et al. In vivo tissue characterisation and Modelling using e lectrical impedance measurements in the 100Hz～10MHz frequency range. Physiolo gical Measurement.1995;16:15-25.
10 Gisser et al. Current topics in impedance imaging. Clinical Physics and Physiological Measurement.1987;8:13-31.
, 百拇医药
11 Gisser et al. Theory and perforance of an adaptive current tomogra phy system. Clinical physics and Physiological Measurement.1988;9:35-41.
12 Riu et al. A broadband system for multifrequency static ima ging in electrical impedance tomography. Clinical Physics and Physiological Measurement . 1992;13:61-67.
13 Osypka et al. Tissue impedance spectra and the appropriate frequency for EIT. Physiological Measurement.1995;16:49-55.
14 Cook et al. A high-speed,high-precision electrical impedanc e tomography. IEEE, Transactions on Biomedical Engineering.1994;41:713-722.
15 Freeston et al. Impedance imaging using induced current. Ph ysiological Measurement. 1995;16:257-266.
(1998年10月20日收稿), 百拇医药