CN102106731A

CN102106731A - 一种电阻抗断层成像测量方法

Info

Publication number: CN102106731A
Application number: CN 201110041872
Authority: CN
Inventors: 邓娟; 沙洪; 赵舒; 任超世; 王妍; 王磊
Original assignee: Institute of Biomedical Engineering of CAMS and PUMC
Current assignee: Institute of Biomedical Engineering of CAMS and PUMC
Priority date: 2011-02-22
Filing date: 2011-02-22
Publication date: 2011-06-29

Abstract

本发明实施例公开了一种电阻抗断层成像测量方法，其特征在于，在置于人体体表的N个电极的环形阵列中，每两个相邻电极组成一对激励电极对进行一次激励，共进行N次激励，一次激励中，除激励电极对外的其他N-2个电极作为测量电极，选取与该次激励中被激励电极相邻的两个电极作为参考电极，分别与其他测量电极组成测量电极对，以及两个参考电极组成的一对测量电极对，共2N-7个测量电极对，通过所述激励电极对输入激励电流后，测量所述2N-7个测量电极对的电压数据，根据N次激励测量得到的所有N(2N-7)个电压数据获取人体内部的电阻抗分布图像，其中N为不小于8的整数。本发明实施例还公开了另一种电阻抗断层成像测量方法。采用本发明，可改善测量整体数据的可信度和有效性，有足够的独立测量数，冗余测量少，测量的实时性好。特别是在EIT系统测量灵敏度较低和信噪比较差时可获取更好的成像效果。

Description

一种电阻抗断层成像测量方法

技术领域

本发明涉及生物医学信号检测领域，尤其涉及一种电阻抗断层成像测量方法。

背景技术

电阻抗断层成像(Electrical impedance tomography，EIT)通过置于人体体表的电极阵列，依据激励-测量模式施加微小激励电流，测量响应电压，通过重建算法获取人体内部的电阻抗分布图像，提取与人体生理、病理状态相关的组织或器官的电特性信息，给出反映组织、器官功能状态及其变化规律的图像结果。EIT具有无损伤、功能成像和医学图像监护三大突出优势。国内目前已建立多个EIT实验装置和研究平台，并在乳腺肿瘤检测，脑、腹部渗血监护和肺功能测量等方面向临床应用研究发展，从方法学研究向应用基础和临床应用研究过渡的时机已经成熟。EIT方法学研究在于探索成像原理，希望影响因素最少，其测量系统通常是理想化的，具有最高的检测灵敏度和最佳的信噪比，可以分辨任意微小的边界电压检测值。实用化EIT测量与仿真时的理想条件相差甚远，其检测灵敏度(精度)和信噪比是有限的。

实用化EIT系统由数据测量系统及图像重构软件两大部分组成，系统总体原理图如附图1所示。数据测量系统包括激励源、电极阵列、激励-测量模式转换、信号采集与预处理、信号解调。其中环形电极阵列包含的电极数不小于8个，一般较为常用的是16电极阵列和32电极阵列。激励源的作用是产生对人体安全的正弦激励并以一定的激励模式施加于激励电极上；测量系统的主要功能是从测量电极以一定测量方法获取正弦激励下的体表电信号，经高精度放大后采用解调技术提取反映成像目标内阻抗分布信息，供算法重构阻抗图像应用；控制电路作为计算机与激励源及测量电路间的接口电路，主要负责激励源及测量电路的参数及模式设置，以及校正和定标等功能；最终采集得到的数据通过计算机进行数据处理、采用一定的算法进行图像重构和图像显示。

不同的激励-测量模式对实用化EIT系统的检测精度和信噪比有不同的要求。对于检测灵敏度(精度)和信噪比有限的实用化EIT系统，激励-测量模式是影响系统最终成像结果的关键因素之一。相邻激励-相邻测量(Adjacent Excitation pattern-Adjacent measurement pattern，AEP-AMP)是EIT最常用的激励-测量模式，如附图2所示。该模式具有最大的独立测量数(一次激励可获得13独立测量电压)，数据信息丰富。仿真条件下，激励电流为1mA，均匀场电导率为0.1Ω^-1m^-1时，该模式下测量电压动态范围为0.1247mV-0.9715mV，次小边界电压为0.1281mV，边界电压值测量值小，电压的动态范围宽。为获得高质量的成像结果，该模式要求噪声水平低，动态范围宽，检测灵敏度高于0.0035mV(分辨任两个电压的差异，即高于次小电压值减去最小电压值)的EIT检测系统。但是实用化EIT系统的检测灵敏度和噪声水平总是有限的，往往缺乏必要的数据分辨能力，AEP-AMP下测量电压小，难以识别或分辨，影响图像重建结果。

为了提高测量信号的信噪比，现有技术中提出了一种在交叉电极上测量边界电压的交叉测量协议(Cross measurement protocol，CMP)。相邻激励下，以单位条件下相邻测量的最大信号为阈值，在所有非电流注入电极对上做灵活选择，如果测量电极对上计算出的电压小于阈值则被舍去，否则保留，如附图3所示。这种CMP模式下共有48个测量电极对，以下简称为CMP-48。现有的CMP技术，方案的确定需通过阈值电压筛选，没有其他更为直接的测量电极对确定方法，较为麻烦；一次激励需要检测48个数据，约为AMP测量数的3-4倍，会明显影响系统的实时性；只是给出特定目标(位于场域中心)在一定的噪声水平下的一种交叉方法及其效果，没有对交叉测量方法原理和CMP-48的必要性进行深入的研究和分析，更没有指出是否存在其他更优的CMP。

CMP方式下，测量电极对不局限于两个相邻的电极。对于一个采用相邻激励的16电极EIT系统，可有91个交叉测量数据。全部或过多采用91个数据不仅将增加更多的数据采集时间，系统的实时性受到影响，而且由于其中包含了很多可信度较差的、相邻电极间的小信号测量，反而不利于改善整体数据的可信度和有效性，会影响成像质量。

发明内容

本发明实施例所要解决的技术问题在于，提供一种电阻抗断层成像测量交叉方法，可改善测量整体数据的可信度和有效性，获取更好的成像效果，同时减少冗余测量，提高测量的实时性。

为了解决上述技术问题，本发明实施例提供了一种电阻抗断层成像测量方法，其特征在于，在置于人体体表的N个电极的环形阵列中，每两个相邻电极组成一对激励电极对进行一次激励，共进行N次激励，一次激励中，除激励电极对外的其他N-2个电极作为测量电极，选取与该次激励中被激励电极相邻的两个电极作为参考电极，分别与其他测量电极组成测量电极对，以及两个参考电极组成的一对测量电极对，共2N-7个测量电极对，通过所述激励电极对输入激励电流后，测量所述2N-7个测量电极对的电压数据，根据N次激励测量得到的所有N(2N-7)个电压数据获取人体内部的电阻抗分布图像，其中N为不小于8的整数。本发明实施例的典型特征是25个测量电压，经分解还原成相邻测量模式下各独立测量数据之和，如附图4中经电极3和6测量得到的电压可还原成3和4，4和5，5和6这三个相邻测量模式下的独立测量电压之和，每个独立测量数出现的机会均等，均为13次，有利于改善成像质量。

另外，本发明实施例还提供了另一种电阻抗断层成像测量方法，其特征在于，在置于人体体表的N个电极环形阵列中，每两个相邻电极组成一对激励电极对进行一次激励，共进行N次激励，在一次激励中，除激励电极对外的其他N-2个电极作为测量电极，选取与该次激励中被激励电极相邻的任一个电极作为参考电极，分别与其他测量电极组成N-3个测量电极对，通过所述两个激励电极输入激励电流后，测量所述N-3个测量电极对的电压数据，根据N次激励测量得到的所有N(N-3)个电压数据获取人体内部的电阻抗分布图像，其中N为不小于8的整数。本发明实施例的典型特征是13个测量电压，是冗余最小的交叉测量方法。

实施本发明实施例，具有如下有益效果：可改善测量整体数据的可信度和有效性，有足够的独立测量数，冗余测量少，测量的实时性好。特别是在EIT系统测量灵敏度较低和信噪比较差时可获取更好的成像效果。

附图说明

为了更清楚地说明本发明实施例或现有技术中的技术方案，下面将对实施例或现有技术描述中所需要使用的附图作简单地介绍，显而易见地，下面描述中的附图仅仅是本发明的一些实施例，对于本领域普通技术人员来讲，在不付出创造性劳动的前提下，还可以根据这些附图获得其他的附图。

图1是实用化EIT检测系统的原理框图；

图2是常用的相邻激励-相邻测量方式下一次激励下的测量电极对；

图3是现有的CMP-48测量方法中一次激励下测量电极对的选取方法示意图；

图4为本发明第一实施例中一种电阻抗断层成像中一次激励下25电极对测量方法的测量电极对的选取方法示意图；

图5为本发明第二实施例中一种电阻抗断层成像中一次激励下13电极对测量方法的测量电极对的选取方法示意图；

图6为本发明实施例中进行仿真对比的三个目标模型图；

图7为本发明实施例中在不同检测灵敏度的EIT系统下不同测量模式对目标A的成像结果；

图8为本发明实施例中在检测不同灵敏度的EIT系统下不同测量模式对目标B的成像结果；

图9为本发明实施例中在检测不同灵敏度的EIT系统下不同测量模式对目标C的成像结果；

图10为本发明实施例中在不同信噪比的EIT系统下不同测量模式对目标A的成像结果；

图11为本发明实施例中在不同信噪比的EIT系统下不同测量模式对目标B的成像结果；

图12为本发明实施例中在不同信噪比的EIT系统下不同测量模式对目标C的成像结果。

图中1.成像目标A，2.成像目标B，3.成像目标C。

具体实施方式

下面将结合本发明实施例中的附图，对本发明实施例中的技术方案进行清楚、完整地描述，显然，所描述的实施例仅仅是本发明一部分实施例，而不是全部的实施例。基于本发明中的实施例，本领域普通技术人员在没有做出创造性劳动前提下所获得的所有其他实施例，都属于本发明保护的范围。

AMP模式下的边界测量电压小。对于检测灵敏度和噪声水平一定的EIT检测系统，由于其对小的边界电压缺乏必要的数据分辨能力，将直接影响检测目标的成像。CMP的原理是，在不改变激励模式的情况下，通过增加间隔较大电极间的电压值测量，以可信度较好的大电压值测量取代或补充可信度较差的小电压值测量，改善整体数据的可信度和有效性。由于CMP的测量电极对不局限于两个相邻的电极。以增加大电压值测量的次数弥补检测系统测量灵敏度和噪声水平的不足，在一定程度上降低对实用化EIT系统检测灵敏度和信噪比的要求，获得成像质量的改善。其代价是EIT检测数据采集时间增加，系统的实时性降低。

交叉测量数据的选择非常重要。全部或过多的测量数据不仅将增加更多的数据采集时间，而且由于其中包含了很多可信度较差的、相邻电极间的小信号测量，反而不利于改善整体数据的可信度和有效性。CMP构建策略的研究和测量次数的优化十分重要。

基于上述CMP原理，提出以下三原则作为本发明实施例中的电阻抗断层成像交叉测量模式所采用的构建策略。

(1)设置合适的阈值。CMP以可信度较好的大电压值测量取代或补充可信度较差的小电压值测量，“大电压”阈值的设置直接影响到构建CMP的测量数。为改善整体数据的可信度和有效性，阈值的设置应保证获取足够的大电压数据，舍去那些可信度较差的小电压值测量。小的阈值，不能达到改善整体数据的可信度和有效性的目的。以相邻激励-相邻测量的最大测量电压为“大电压”阈值应是一种较佳的选择。

(2)保留尽可能多的独立测量数。CMP要舍去那些可信度较差的小电压值测量，而一些相邻电极间的小电压值测量却往往代表了EIT的独立测量数。为获取最丰富的数据信息，降低图像重建的病态性，CMP的构建必须保留尽可能多的独立测量数。事实上，在选取的交叉测量值中，若两个数据相或加减可还原出相邻测量模式下的独立测量数，那么这两个数据就体现了该独立测量数。如从电极3-4和3-5的测量结果可得到4-5测量的结果，这组数据就体现了3-4和4-5的独立测量意义，其中4-5的独立测量是通过3-5测量数据，以一个更大数值的形式(大电压)表达的；

(3)减少冗余测量。在保留足够独立测量数的原则下，CMP的构建应尽量减少测量次数。测量次数的优化十分重要，冗余测量不但无益，反而会影响整个检测系统的实时性。

基于上述的CMP构建策略，本发明实施例提出了两种满足上述原则的电阻抗断层成像测量方法。

图4为本发明第一实施例中一种电阻抗断层成像测量方法的一种测量电极对的选取方法示意图；

设置于人体体表的16个电极编号为1～16，其中1和2为激励电极，3～16为测量电极，本实施例中可以选取3和16作为参考电极，其中3分别与4～15组成12个测量电极对，16分别与4～15组成12个测量电极对，以及3和16组成的测量电极对，在通过1和2输入激励电流后，测量上述共25个测量电极对的电压数据。更换激励电极(分别采用2和3，3和4，…，16和1)，共进行相邻激励16次，采用上述测量方法，共测量得到400个电压数据，根据全部的电压数据获取人体内部的电阻抗分布图像。根据本实施例中的测量方法中一次激励共有25个测量电极对，下文将本实施例简称为CMP-25测量模式。

值得指出的是，若将CMP-25的25个数据分解为AMP方式下的独立测量数据之和，如将3-7分解为3-4，4-5，5-6，6-7之和，可以发现独立测量电极对如3-4，3-5等在CMP-25测量数据中出现的次数都是13次，即AMP中的每个独立测量值在25次CMP数据中各出现13次，机会均等。而其他方法构建的CMP中，包括CMP-13和CMP-48，每个独立测量数据在最后的测量数据中的比重不尽相同，也就是有的AMP中独立测量成份对成像的影响比重更大，有的则偏小。鉴于在AMP中每个独立测量数对成像的影响是独立的，机会均等的，从这一意义上讲，CMP-25中的独立测量值在25次CMP数据中各出现13次，机会均等，对成像结果的影响方式与AMP模式较为一致。这可能是CMP-25的独特优势，是其他任何CMP方式所不可比拟的。

图5为本发明第二实施例中一种电阻抗断层成像测量方法的另一种测量电极对的选取方法示意图；

与上一实施例相同的条件，设置于人体体表的16个电极编号为1～16，其中1和2为激励电极，3～16为测量电极，本实施例中可以选取3作为参考电极，分别与4～16组成13个测量电极对，在通过1和2输入激励电流后，测量所述13个测量电极对的电压数据。更换激励电极(分别采用2和3，3和4，…，16和1)，共进行相邻激励16次，采用上述测量方法，共测量得到208个电压数据，根据全部的电压数据获取人体内部的电阻抗分布图像。根据本实施例中的测量方法中一次激励共有13个测量电极对，下文将本实施例简称为CMP-13测量模式。

CMP-48和CMP-13，CMP-25都满足CMP的构建原则1和2。在原则1和2的基础上，对于CMP构建原则3，CMP-13是最小交叉测量模式，没有冗余测量。CMP-48冗余最大，对检测系统的实时性的影响最大。CMP-25介于CMP-13和CMP-48之间。

下面我们通过在不同检测灵敏度和噪声水平的实用化EIT系统条件下，分别采用AMP、CMP-13、CMP-25以及CMP-48四种模式的测量结果进行仿真图像重建的对比研究。

本实施例中的仿真条件如下：16电极EIT系统，激励电流为1mA，均匀场电导率设置为0.1Ω^-1m^-1，成像目标电导率设置为0.001Ω^-1m^-1。由于场域中不同位置的成像目标成像结果的差异较大，分别设置了靠近场域边界的目标A，场域中心的目标C和位于两者之间的目标B，如附图6所示。分别应用AMP，CMP-48和本实施例中的CMP-13，CMP-25共4种测量方式，在不同灵敏度和噪声水平的实用化EIT系统条件下，采用Tikhonov和Noser类组合正则化算法重建图像。

目前对于图像重建效果的评价大多以直接观察的视觉效果或者边界值测量结果为依据，只是一种定性的评价，缺乏客观的科学依据。研究表明，采用图像重建误差函数ER和结构相似度函数SSIM，可定量评价不同算法，不同激励-测量模式和不同成像目标EIT重建图像的效果和质量。

设X，Y为待比较的两幅图像，其中X为成像目标，Y是重建的图像，定义EIT图像重建误差函数ER和结构相似度函数SSIM如下：

ER = \frac{Σ_{p = 1}^{M} \frac{| Gy (p) - Gx (p) |}{255}}{M} \times 100 %, (p = 1,2, . . ., M)

式中，M为有限元剖分的总单元数，Gx(p)为附图6中的成像目标模型，Gy(p)为重建图像，ER表示每个单元的重建图像灰度值和模型灰度值的差归一化后的平均值，取值范围为[0，1]。ER可灵敏地反映重建图像的质量。ER值越小表示成像结果与模型的差别越小，图像重建质量越高。

SSIM(X，Y)＝l(X，Y)c(X，Y)s(X，Y)

l (X, Y) = \frac{{2 u}_{x} u_{y}}{u_{x}^{2} + u_{y}^{2}}, c (X, Y) = \frac{2 σ_{x} σ_{y}}{σ_{x}^{2} + σ_{y}^{2}}, s (X, Y) = \frac{σ_{xy}}{σ_{x} σ_{y}}

图像X，Y的结构相似度为：

SSIM (X, Y) = \frac{4 u_{x} u_{y} σ_{xy}}{(u_{x}^{2} + u_{y}^{2}) (σ_{x}^{2} + σ_{y}^{2})}

其中

分别表示图像X，Y的均值、方差和协方差。由于图像的均值、方差(标准差)可以看作是对图像亮度、对比度的粗略估计，而协方差则是重建图像相对于成像模型的非线性改变。因此，l(X，Y)c(X，Y)s(X，Y)可以分别看作亮度比较、对比度比较和图像结构比较。SSIM取值范围为[0，1]。当EIT重建图像与检测模型图像完全相同时，SSIM＝1。结构相似度SSIM的值越接近于1，重建图像相对于成像模型的非线性改变越小，成像质量越好。

本实施例对所有图像的评价均从反映图像重建误差的ER和反映对目标的定位能力的结构相似度SSIM两个方面进行评价。

本发明实施例分别在理想EIT系统(ideal)和检测灵敏度为1mV，0.1mV和0.01mV的实用化EIT系统条件下，分别对目标A、B、C采取4种测量模式，AMP，CMP-13，CMP-25和CMP-48的成像效果进行仿真研究。结果分别如附图7，8、9和表1，2，3所示。

表1不同检测灵敏度EIT系统下4种测量模式成像结果的定量评价(目标A)

表1采用评价函数定量、细致地反映了附图7中各测量方法成像结果之间的差异。在AMP无法成像的1mV系统灵敏度下，CMP-25具有相对其他模式更低的ER和较大的SSIM，即采用CMP-25的成像误差较小且结构相似度较大，成像质量较其他CMP更高。0.1mV时，CMP-25的ER最小，AMP的SSIM最大且超出3种CMP很多，其总体质量最好。当检测灵敏度达到0.01mV或在理想状态时，AMP的ER最小且SSIM大，表明其成像质量较其他方式有较大优势。3种CMP中，CMP-13的SSIM较大，CMP-25的ER较小，两种方式差异不大，优于CMP-48。造成这种现象的原因是AMP的每个测量数都是独立的，当检测系统灵敏度足够时，AMP数据的信息是完整的。而CMP方式下的测量数据是若干个独立测量数据的多次组合。当检测系统灵敏度不足时，从成像质量上看CMP-25是最好的选择，CMP-13次之。

表2不同检测灵敏度EIT系统下4种测量模式成像结果的定量评价(目标B)

表2对附图8的定量评价结果显示，在1mV的检测灵敏度下，CMP-48的结构相似度SSIM最大，成像误差ER较小，成像质量高。当检测灵敏度为0.1mV时，CMP-25和CMP-48两者的定量评价结果比较接近，CMP-25的ER小但结构相似度SSIM也略小，两种模式的成像质量接近且是所有方式中较好的。随着灵敏度的再提高，在0.01mV和ideal条件下，AMP有最大的SSIM但ER也较大，CMP-25有最小的ER和较大的SSIM，两种成像方式从成像误差和结构相似度来看各有所长并优于其他的方式。此时CMP-13优于CMP-48。当检测系统灵敏度为1mV时，从成像质量上看CMP-48最好，当检测灵敏度高于1mV时，总体上CMP-25最好，其次是AMP，然后是CMP-13，最后是CMP-48。

表3不同检测灵敏度EIT系统下4种测量模式成像结果的定量评价(目标C)

表3对附图9的定量评价结果表明，当检测灵敏度为1mV时，AMP无法成像，此时CMP-13有最大的SSIM和相对其他较小的ER，CMP-25有最小的ER和较大的SSIM，两种方式各有所长，优于其他方式。当检测灵敏度为0.1mV时，CMP-25有最大的SSIM，CMP-48的ER最小，成像质量高于其他方式。0.01mV和理想EIT系统下状态(ideal)下，CMP-25和CMP-13的定量指标几乎无差别，且ER都明显小于其他方式，成像质量高且接近。

从表3和附图9综合来看，对于位于场域中心的目标C，CMP-25成像质量要优于其他方式。可以认为，由于成像目标C在场域中心，其与每一激励电极对和测量电极对的距离相等。此时取自各电极对的测量数据对图像重建的影响是相等的。从这一意义上讲，在CMP-25的构建策略中，AMP的各独立测量值在CMP数据中各出现13次，机会均等，其测量数据对场域中心的成像目标有均衡的贡献，有利于场域中心成像目标重建结果的改善。其他2种CMP包含的各独立测量成份在测量数据中出现的次数不等，各测量数据对成像结果的影响力不尽一致，因此成像质量不如CMP-25。

以上不同检测灵敏度EIT系统的CMP成像研究结果表明，AMP对EIT系统检测灵敏度和成像目标的位置十分敏感。目标越靠近场域中心，AMP对灵敏度的要求越高。相比之下，CMP可以弥补实用化EIT系统检测灵敏度的不足。总体而言，对于高精度的实用化EIT系统，当目标靠近场域边缘，可采用AMP得到误差小，结构相似度高的高质量图像。对于灵敏度略低或很低的EIT系统，或者用于靠近场域中心的目标时，可采用CMP成像，改善图像重建质量。在本研究条件下，CMP-25的综合优势较为明显，CMP-13成像质量也较好。CMP-48仅对某些特定位置的目标，在特定的灵敏度下成像质量较优。若重点要求好的成像质量，CMP-25应该是最佳的CMP选择。若兼顾成像质量，实时性和测量系统的复杂性，CMP-13因其测量次数少，成像质量较好，不失为一种较好的选择。

本发明实施例还分别在实用化EIT系统的信噪比分别为10dB，20dB，30dB，40dB，50dB和60dB，分别对目标A、B、C采用4种测量模式，AMP，CMP-13，CMP-25和CMP-48的成像效果进行仿真，结果分别如图10，11，12和表4，5，6所示。

EIT检测系统的噪声水平直接影响到系统检测灵敏度的发挥。如果噪声过大，超过了必要的有用信息，则系统的检测灵敏度再高也将无能为力。信噪比是影响实用化EIT系统成像结果十分重要的参数。现有CMP-48的抗噪性能研究时采用随机噪声建模，且考虑到当AMP和CMP-48仿真中均检测了相邻激励相邻测量时的最大检测电压，因此采用对应于最大检测电压的信噪比作为整体数据的信噪比，没有考虑其他检测电压信噪比的影响，因此对系统噪声的评价不具有代表性。本实施例中采用高斯白噪声，并考虑所有检测数据的影响，将所有测量数据视为一组，噪声在数据组中服从高斯分布，信噪比定义为数据组的信噪比。

表4不同信噪比实用化EIT系统下4种测量模式成像结果的定量评价(目标A)

表4对附图10的定量评价结果表明，在不同信噪比条件下，CMP-25较之其他CMP具有小的ER和大的SSIM，在3种CMP中效果最好。CMP-13和CMP-48在不同SNR下的定量评价指标互有交错，总体情况相差不大。系统信噪比低于30dB时，由于AMP无法得到合理的图像，CMP-25最好的选择。当信噪比达到30dB，AMP得到了合理的成像结果，但ER较之于其他测量方法大。当信噪比到40dB甚至更高，AMP的ER小且SSIM大，成像质量明显好于其他模式。

表5不同信噪比实用化EIT系统下4种测量模式成像结果的定量评价(目标B)

表5对附图11的定量评价结果更为细致的反映出不同测量方法之间的差异。系统信噪比为10dB时，所有方法下不能成像。在20dB和30dB的信噪比条件下，3种CMP的成像质量逐渐提高，成像质量随之改善，而AMP依然不能成像，此时CMP-25最好，CMP-13和CMP-48的两个指标交错，各有所长。在40dB和50dB时，AMP可成像但质量仍不如CMP。当信噪比达到60dB时，AMP与CMP-25成像质量接近，其定量评价指标出现了交错，成像质量也优于其他方式。总体而言，表5的结果表明，不同信噪比条件下，CMP-25较之其他3种测量方式的成像质量要高一些，当信噪达到60dB时AMP与CMP-25接近。CMP-13和CMP-48的成像质量相差不大，稍低于CMP-25。

表6不同信噪比实用化EIT系统下4种测量模式成像结果的定量评价(目标C)

表6对附图12的定量分析结果可进一步分辨不同CMP的成像效果。当系统信噪比为10dB和20dB时，所有测量方法不能成像。当系统信噪比增加为30dB时，AMP仍然无法成像，相比之下，CMP都能成像，其中CMP-13最好，CMP-25次之，CMP-48最差。当信噪比到40dB时，AMP可以成像但其ER在4种测量方式中最大的，此时CMP成像质量相对于30dB时有较大改善，成像误差ER明显减小。比较之下，CMP-13比CMP-25的SSIM大，同时ER也大。两种方式的评价指标出现交错，各有所长。当信噪比为50dB时，AMP的可得到质量较好的图像，但其ER相对CMP仍然偏大，不如CMP。此时CMP-2最好。系统信噪比达到60dB，AMP的重建图像最好。总体上看，在系统信噪比低时CMP-13略好于CMP-25，随着信噪比的提高，CMP-25的效果更好，信噪比达到60dB，AMP和CMP-25相差不大，各有所长。总体而言，CMP-25最好，CMP-13次之。

综合不同信噪比条件下对3个位置目标的成像结果，AMP对系统信噪比的要求较高，且随着目标由场域边缘向场域中心移动，AMP对系统的信噪比要求越来越高。在本实施例中的仿真条件下，根据目标位置不同，AMP对系统SNR的要求为30-50dB。在60dB时AMP对三个目标的成像质量都较高。相比之下，CMP随目标位置的不同，在SNR为10-30dB时即可成像。当信噪比达到40dB后，对三个位置的目标均能较好的成像。CMP通过选取较大的测量数据，改善了信号与噪声的关系，可降低对检测系统信噪比的要求。从总体质量上看，CMP-25是一种相对其他3种方法，获得高质量成像结果的方法。对于高信噪比的系统且目标靠近场域边缘的情况，AMP相对于CMP-13和CMP-48，具有优势。

本发明实施例根据构建CMP的三原则，提出了2种新的EIT交叉测量方法，CMP-13和CMP-25，并在不同检测灵敏度和不同噪声水平的实用化EIT系统条件下，与AMP和CMP-48进行了EIT的成像仿真研究对比与评价。结果表明，CMP-13模式是符合三原则，具有最少测量数的CMP，如果强调实时性要求，CMP-13可能是好的选择。CMP-25则完全符合三原则，特别的是，该模式下各测量电压值经分解后各独立测量数据出现机会均等，与AMP较为一致，总体上成像质量最好，实时性适中，是一般情况下的首选测量模式。

以上所揭露的仅为本发明一种较佳实施例而已，当然不能以此来限定本发明之权利范围，因此依本发明权利要求所作的等同变化，仍属本发明所涵盖的范围。

Claims

1.一种电阻抗断层成像测量方法，其特征在于，在置于人体体表的N个电极的环形阵列中，每两个相邻电极组成一对激励电极对进行一次激励，共进行N次激励，一次激励中，除激励电极对外的其他N-2个电极作为测量电极，选取与该次激励中被激励电极相邻的两个电极作为参考电极，分别与其他测量电极组成测量电极对，以及两个参考电极组成的一对测量电极对，共2N-7个测量电极对，通过所述激励电极对输入激励电流后，测量所述2N-7个测量电极对的电压数据，根据N次激励测量得到的所有N(2N-7)个电压数据获取人体内部的电阻抗分布图像，其中N为不小于8的整数。

2.一种电阻抗断层成像测量方法，其特征在于，在置于人体体表的N个电极环形阵列中，每两个相邻电极组成一对激励电极对进行一次激励，共进行N次激励，在每次激励中，除激励电极对外的其他N-2个电极作为测量电极，选取与该次激励中被激励电极相邻的任一个电极作为参考电极，分别与其他测量电极组成N-3个测量电极对，通过所述两个激励电极输入激励电流后，测量所述N-3个测量电极对的电压数据，根据N次激励测量得到的所有N(N-3)个电压数据获取人体内部的电阻抗分布图像，其中N为不小于8的整数。