本章主要介紹弱信號檢測中的信號激勵方法，通過分析常見的單激勵數字相敏檢波方法系統累積誤差較大的缺點，提出了一種改進的信號檢測方法：正交雙激勵信號檢測方法（Double Digital Phase Sensitivity Demodulation，D-DPSD）。通過仿真實驗和誤差分析，該改進的方法在弱信號中的鑑幅鑑相能力上有一定的提高，取得了較好的效果。
3.1信號激勵方法概述
生物電阻抗測量系統是一個硬體與軟體結合的整體。其系統原理如圖3.1所示。其中信號源產生信號，通過電極傳到被測對象上，信號經過被測對象之後，再通過電極傳送到前端信號檢測模塊，經AD採集之後，送到上位機進行處理。
信號源和優化電極的配置是提高EIT系統性能的關鍵環節。人們對激勵信號源、電極及其影響進行了多方面研究，並對其結構形狀進行了許多改進，而優化電極結構，就必須對不同電極結構對敏感場分布以及測量的影響進行深入分析，從而獲得優化的結構形式。
信號源產生的信號主要有方波信號、正弦波信號、脈衝信號等。
目前，EIT系統中採用的電極有點電極、矩形電極、複合電極三種，點電極是一種直徑非常小的圓形電極。由於面積小，因而能測量「點」的電位信息，可以期望測量數據更接近於反映二維電導率分布狀況。但是實際上，點電極所產生的場類似於兩個點電荷所產生的場，在空間發散分布，這樣的場用二維場分析會導致較大的誤差（只有平行平面場才能簡化為二維場）。
矩形電極是為改善點電場分布的不均勻性而提出的。在均勻介質分布的情況下，可以近似認為電流密度在電極上均勻分布，當電極軸向足夠長、電極間距離很小時，除電極板邊緣部分存在邊緣效應外，中心區域電流密度平行分布。這樣矩形電極產生的場更符合二維場模型。
複合電極是醫學EIT領域提出的一種電極，實際上是矩形電極和點電極的組合。其目的是希望能綜合點電極和矩形電極的優點，即用矩形電極產生比較平行、均勻的敏感場，用點電極測量點的電位信息。同時利用大面積的電極能減小電極與皮膚之間的接觸阻抗，提高測量數據的可靠性。
無論哪種形狀的電極，其敏感場都均分布於一定的空間區域內，該區域媒質電導率的變化都會對敏感場的分布產生調製作用，從而導致邊界測量電壓的改變，使得測量的信息反映物場的變化。
在EIT系統中，電極的數目決定了可能的獨立測量數，而獨立測量數越多，越能獲得更高的圖像解析度。但是，電極數目的增加，對敏感場分布和測量信號也會產生其它影響：
（1）電極數目的增加，必然導致相鄰兩個電極之間的距離變小，從而激勵電流更多地流經場域邊界，造成場域邊界的靈敏度進一步提高，而場域中心的靈敏度進一步降低；
（2）電極數目的增加將導致一次激勵時，所獲得的各測量電壓之間差別的減小，這就要求數據採集系統具有更高的解析度。當兩個測量電極之間的電壓差小到低於數據採集系統解析度時，電極數目的增加也就失去了意義。測量電壓越小，相對來說其信噪比下降，相應地對測量電路的要求越高。此外，隨著電極數目的增加，獨立測量數也將增加，造成數據採集時間及圖像重建時間延長，影響系統實時性。
電極寬度對於敏感場的影響也需要考慮，在EIT系統中，寬電極被廣泛採用，在Ping Hua等人的研究中，電極甚至覆蓋了測量對象周邊面積的80—90％。
首先考慮激勵電極，在EIT系統中，電極與測量對象之間存在接觸阻抗，採用寬電極可以通過增大接觸面積而減少接觸阻抗。此外，增加電極寬度還可以改善敏感場分布的均勻性。無論對於相對激勵模式還是相鄰激勵模式，電極越窄，電極附近的敏感場相對越強，而遠離電極區域的敏感場相對越弱，敏感場分布的不均勻性越強。8個點電極構成的E1T系統在相鄰激勵模式下，有90％以上的敏感場分布在激勵電極對所在的半場，當電極數目增加時，敏感場分布的不均勻性將進一步加劇。
對於常規電極，測量電極與激勵電極是同一個電極，電極加寬對系統的不利影響主要體現在兩個方面：（1）由於電極與測量對象接觸面積的加犬，而使電極測量信號不能反應「點」電位信息；（2）由於電極為導體，它將與其接觸的被測體表面強制為等電勢，電極越寬，強制等勢面積越大，而對敏感場的影響越大。
EIT系統在醫學應用中，常使用複合電極。複合電極的外部電極作為電流激勵電極，內部電極作為電壓測量電極，由於測量電極面積很小，因此，可以看作點電極，從而克服了常規電極加寬所帶來的不利影響，但是由於外部電極面積較大，電極加寬造成的不利影響仍然存在。事實上，電極寬度的增加對測量所帶來的利弊互相制約，因此，在信號源已知的情況下，電極優化時必須綜合考慮。
3.2單激勵數字相敏檢測方法
數字相敏檢測方法是阻抗測量系統中提取信號幅值和相位的有效方法之一。
阻抗測量是生物電阻抗成像技術的關鍵，沒有阻抗測量系統準確的測量生物內部的各種特性，就沒有生物電阻抗成像技術的發展。生物電阻抗成像技術[1]是根據生物組織與器官的電特性，測量邊界電壓或電流信號來獲取物體內部電特性參數分布，進而重建物體內部結構與功能特性圖像。生物電阻抗測量技術是其關鍵。對於生物組織電阻抗檢測技術的研究，一直是生理學、生物醫學工程學關注的熱點問題。
近年來，生物電阻抗測量主要對中低頻阻抗分析測量，中低頻阻抗分析通常採用矢量法原理，根據被測物體兩端的矢量電壓和矢量電流計算出阻抗矢量，其原理如圖3.2所示。首先分別求出U和I在坐標軸上的各投影分量U x，U y，I x，I y。
據此求出阻抗
相位
3.2.1單激勵數字相敏檢波算法原理
傳統的相敏檢波方法是以模擬乘法器或乘積型數模轉換器為核心構成PSD.近年來，國內外也有學者開始研究用數字相敏檢波器（DPSD）以取代模擬相敏檢波器（APSD）。但是，採用模擬參考信號時，其乘法器的線性度和溫度漂移、有限的低通濾波器的積分時間以及直流放大器的零漂和1/f噪聲都使得精度難以做得很高[5]；而採用基於反向採樣的DPSD算法和基於V/F變換的DPSD算法[4]實現的方法時，由於其採用方波信號作為參考信號，所以存在諧波的影響。
針對上述相敏檢波技術的不足，通常的數字相敏檢波技術是採用激勵信號通過被測網絡，然後與同頻率的一組正交信號相乘來提取幅值和相位。在系統中搭建仿真時採用同一個AD的兩個通道將被測信號採入FPGA，在AD變換之後用數字濾波技術提取矢量信號的幅度和相位，利用正交相乘進行鑑幅和鑑相，該方法的線性度大大優於傳統乘積型模擬轉換器為核心構成的相敏檢波器的方案。由於採用了AD和FPGA相結合，系統的靈活性增大，且可以藉助各種數位訊號算法提高參數的估計精度。
單激勵源數字相敏檢波算法的實現方式是利用信號源產生一組正弦波，將這組正弦波與其同頻率的相乘得到1 y （ n ），2 y （ n ）。
然後通過累加方式濾波，在FPGA中進行運算處理來提取幅度和相位。如圖3.3所示。