一種基于多頻電阻抗斷層成像系統(tǒng)的校準(zhǔn)方法研究

楊 琳，徐燦華，史學(xué)濤，付 峰，代 萌，夏軍營(yíng)，李 靖，董秀珍

一種基于多頻電阻抗斷層成像系統(tǒng)的校準(zhǔn)方法研究

楊 琳，徐燦華，史學(xué)濤，付 峰，代 萌，夏軍營(yíng)，李 靖，董秀珍

目的：研究一種簡(jiǎn)便、有效的多頻電阻抗斷層成像數(shù)據(jù)采集系統(tǒng)的幅頻和相頻校準(zhǔn)方法，以提高成像數(shù)據(jù)的質(zhì)量。方法：基于系統(tǒng)的正交數(shù)字解調(diào)方法的特點(diǎn)，提出相頻和幅頻校正方法；通過電阻網(wǎng)絡(luò)模型和單通道測(cè)量實(shí)驗(yàn)給出校正因子的獲取方法；開展物理模型實(shí)驗(yàn)，對(duì)比校準(zhǔn)前后的數(shù)據(jù)質(zhì)量以及成像結(jié)果。結(jié)果：物理模型實(shí)驗(yàn)表明，校準(zhǔn)后的數(shù)據(jù)質(zhì)量明顯得到改善，成像結(jié)果能夠清晰地反映成像目標(biāo)。結(jié)論：該校準(zhǔn)方法是一種簡(jiǎn)便、有效的多頻電阻抗斷層成像系統(tǒng)的幅頻和相頻校準(zhǔn)方法，為未來將多頻電阻抗成像技術(shù)應(yīng)用于臨床奠定了良好的基礎(chǔ)。

多頻電阻抗成像數(shù)據(jù)采集系統(tǒng)；幅頻；相頻；校準(zhǔn)方法

0 引言

電阻抗斷層成像（electrical impedance tomography，EIT）是一種新型的成像技術(shù)，其通過向人體施加安全激勵(lì)電流（電壓），同時(shí)測(cè)量邊界電壓（電流），然后利用成像算法計(jì)算出目標(biāo)內(nèi)阻抗的分布或者變化的圖像。由于該技術(shù)對(duì)人體無害，而且與傳統(tǒng)臨床成像技術(shù)相比，具有無輻射、無創(chuàng)、便攜、低成本和功能成像等優(yōu)勢(shì)，所以，具有良好的臨床應(yīng)用前景[1]。

目前，大多數(shù)的EIT臨床應(yīng)用都是針對(duì)不同時(shí)刻的阻抗變化進(jìn)行成像（時(shí)差成像），這種成像方式可對(duì)疾病的發(fā)展過程進(jìn)行實(shí)時(shí)動(dòng)態(tài)地監(jiān)測(cè)，但是對(duì)于已經(jīng)存在并在短期內(nèi)不會(huì)發(fā)生變化的疾病，例如腦血腫、腫瘤等，則難以達(dá)到檢測(cè)的目的。而相關(guān)文獻(xiàn)表明，人體的不同組織具有不同的阻抗頻譜特性[2－3]，因此，可利用同一時(shí)刻不同激勵(lì)頻率下的電阻抗特性的差異進(jìn)行成像，以期達(dá)到診斷疾病的目的，這種EIT成像方式即為多頻電阻抗斷層成像（multi-frequency electrical impedance tomography，MFEIT）。

MFEIT要求數(shù)據(jù)采集系統(tǒng)能夠工作在較寬的頻帶范圍內(nèi)，同時(shí)，對(duì)系統(tǒng)的精度也提出了更高的要求。但是系統(tǒng)內(nèi)部的器件、電路布線、電極導(dǎo)線等會(huì)產(chǎn)生一定的分布電容，而分布電容的電阻抗會(huì)隨測(cè)量頻率的改變而變化，因而會(huì)不可避免地引入因工作頻率的不同而產(chǎn)生的測(cè)量誤差，這些誤差可能導(dǎo)致在成像結(jié)果中無法準(zhǔn)確地分析成像目標(biāo)內(nèi)的阻抗信息，故在實(shí)際應(yīng)用前需要對(duì)這種誤差進(jìn)行校準(zhǔn)。本文從幅頻特性和相頻特性2個(gè)方面對(duì)本課題組自主研發(fā)的MFEIT數(shù)據(jù)采集系統(tǒng)進(jìn)行了研究，提出了幅頻和相頻校準(zhǔn)方法，并通過物理模型實(shí)驗(yàn)對(duì)比了校準(zhǔn)前后的結(jié)果，證明了校準(zhǔn)的有效性。

1 材料和方法

1.1 MFEIT系統(tǒng)的測(cè)量原理

MFEIT系統(tǒng)的性能為：工作頻率為1～190 kHz，輸出電流為0～1.25 mA，測(cè)量速度為1幀/s，共模抑

制比大于75 dB，互易性誤差小于0.11%[4]。本文采用的激勵(lì)測(cè)量模式為對(duì)向激勵(lì)（電流激勵(lì)）、鄰近測(cè)量（電壓測(cè)量）。該系統(tǒng)共16個(gè)電極，測(cè)量原理如圖1所示。某一時(shí)刻，某一對(duì)相對(duì)電極作為激勵(lì)電極向目標(biāo)施加電流，其余鄰近電極測(cè)量電壓，每對(duì)電極激勵(lì)下共有12個(gè)測(cè)量通道的數(shù)據(jù)有效；下一時(shí)刻，另一對(duì)相對(duì)電極作為激勵(lì)電極，其余相鄰電極測(cè)量電壓，當(dāng)遍歷完所有電極之后，所有測(cè)量電壓形成一幀數(shù)據(jù)（192個(gè)）。

圖1 MFEIT系統(tǒng)的測(cè)量原理

假設(shè)激勵(lì)信號(hào)為I=Asin（kωt），幅度為A，角頻率為kω，測(cè)量信號(hào)經(jīng)每周期的N點(diǎn)均勻采樣（N＞2k）后可得序列為：

式中，Z為阻抗的模值，φ為相移，j為0～N-1的整數(shù)。

采用正交數(shù)字解調(diào)方法[5]，分別構(gòu)造正弦序列和則S與 S1和S2的內(nèi)積分別為：

其中，Re和Im分別對(duì)應(yīng)角頻率為ω時(shí)阻抗的實(shí)部和虛部。

圖2 MFEIT測(cè)量系統(tǒng)誤差來源等效電路圖

1.2 相位誤差和幅度誤差的校準(zhǔn)方法

當(dāng)系統(tǒng)工作在不同頻率時(shí)，測(cè)量數(shù)據(jù)會(huì)受到多方面的影響。圖2為MFEIT測(cè)量系統(tǒng)誤差來源等效電路圖，其中Rs和Cs為電流源的輸出阻抗，R0和C0為電極與皮膚之間的接觸所產(chǎn)生的阻抗，Cd為導(dǎo)線、電子器件（例如多路開關(guān)[6]）對(duì)地的分布電容，Ri和Ci為電壓放大器的輸入阻抗，RL和CL為負(fù)載。因?yàn)橄到y(tǒng)的各個(gè)誤差成分復(fù)雜，而且隨系統(tǒng)的工作頻率發(fā)生變化，因而無法通過嚴(yán)格的數(shù)學(xué)推導(dǎo)進(jìn)行求解[7]，所以，本文采用實(shí)驗(yàn)的方法對(duì)系統(tǒng)誤差進(jìn)行校準(zhǔn)。

在實(shí)際應(yīng)用中，系統(tǒng)誤差的影響使相移φ不僅包含了組織引起的相位偏移（φz），而且包含了系統(tǒng)誤差引起的相位偏移（ξ），即：φ=φz+ξ；同時(shí)，使模值（Z）受到一定程度的偏移，即：Z=μ·Z0，μ為幅值偏移系數(shù)。 因此，式（2）、（3）可寫為：

理論上，如果不存在系統(tǒng)誤差（μ=1，ξ=0），那么，當(dāng)負(fù)載為電阻時(shí)，由于負(fù)載不會(huì)產(chǎn)生相移（φz=0），并且負(fù)載上測(cè)得的電壓信號(hào)應(yīng)只與激勵(lì)電流（I）和負(fù)載（Z0=R）有關(guān)，所以，經(jīng)解調(diào)后的阻抗實(shí)部和虛部分別為：

但是，在實(shí)際中，由于系統(tǒng)誤差的存在，使得不同頻率下的測(cè)量電壓信號(hào)具有不同程度的相位偏移和幅值偏移（μ≠1，ξ≠0），所以，經(jīng)解調(diào)后的阻抗實(shí)部和虛部具有如下形式：

因此，當(dāng)負(fù)載為電阻（R）時(shí)，可通過公式（8）、（9）計(jì)算系統(tǒng)在不同頻率點(diǎn)上的ξ和μ，即：

計(jì)算出ξ和μ后，就可利用ξ和μ校準(zhǔn)測(cè)量數(shù)據(jù)，即ξ和μ分別為相頻校正因子和幅頻校正因子。

1.3 獲取系統(tǒng)校正因子

由于系統(tǒng)的互易性誤差小于0.11%，所以，可利用單通道測(cè)量數(shù)據(jù)計(jì)算校正因子。本文首先采用電阻網(wǎng)絡(luò)模型驗(yàn)證系統(tǒng)的各通道在各頻率點(diǎn)的測(cè)量一致性，然后研究單通道不同阻值（正常腦部傳輸阻抗范圍內(nèi)）的負(fù)載在各頻率點(diǎn)處的相位偏移和幅值偏移，最后根據(jù)不同負(fù)載的校正因子確定系統(tǒng)整體的校正因子。

1.3.1 系統(tǒng)各通道的一致性驗(yàn)證

本文采用由精密電阻構(gòu)成的電阻網(wǎng)絡(luò)模型，電路圖如圖3（a）所示。設(shè)置激勵(lì)頻率分別為1～10（增量為1 kHz）、20～190 kHz（增量為10 kHz），共計(jì)28個(gè)頻率（以下實(shí)驗(yàn)設(shè)置相同），激勵(lì)電流設(shè)置為1 000 μA，采集速度為1幀/s，每個(gè)頻率點(diǎn)共采集100幀數(shù)據(jù)。

若激勵(lì)電流頻率總數(shù)為M=28，每個(gè)頻率點(diǎn)上的采集幀數(shù)N=50，每幀數(shù)據(jù)為其中，i＝1，2，…，N表示每個(gè)頻率點(diǎn)的采集幀數(shù)，j＝1…M表示頻率，k＝1，2，…，192表示每幀數(shù)據(jù)的通道數(shù)，各頻率點(diǎn)的各通道測(cè)量均值為：由于電阻網(wǎng)絡(luò)模型的對(duì)稱性，可將每對(duì)電極激勵(lì)下的12個(gè)測(cè)量數(shù)據(jù)分為2組（每組6個(gè)數(shù)據(jù)），而且這2組數(shù)據(jù)具有對(duì)稱性，同理，每幀數(shù)據(jù)中有32組數(shù)據(jù)具有對(duì)稱性?；诖?，各頻率點(diǎn)處的總體測(cè)量均值為其中，m＝1，2，…，6。然后計(jì)算各頻率的數(shù)據(jù)與總體均值的比率其中，k＝m·n，n＝1，2，…，32。最后以各頻率處rj（k）的標(biāo)準(zhǔn)差評(píng)價(jià)各頻率處各通道幅值的一致性誤差（amplitude channel consistency error，ACCE），即：ACCEj＝std（rj（1），rj（2），…，rj（k）），其中，std（·）表示·的標(biāo)準(zhǔn)差，并將ACCE的最大值作為系統(tǒng)各通道的一致性誤差（system amplitude channel consistencyerror，SACCE），即：SACCE=max（ACCEj），其中，max（·）表示·的最大值。

其中，mean（·）表示·的均值。

1.3.2 系統(tǒng)整體校正因子的確定

電極測(cè)量的生物阻抗主要包括接觸阻抗和生物阻抗，在低頻范圍內(nèi)主要為接觸阻抗。接觸阻抗隨頻率的增大而減小，但是仍有較大值。初步的人體實(shí)驗(yàn)表明，腦部的傳輸阻抗為1～70 Ω（32電極法）。當(dāng)頻率為20～256 kHz時(shí)，接觸阻抗為300 Ω～2.7 kΩ。為了使電流源的工作接近實(shí)際情況，在進(jìn)行實(shí)驗(yàn)時(shí)需考慮接觸阻抗的影響，所以，本文采用的電路如圖3（b）所示，選擇接觸阻抗Zc為500 Ω的電阻。由于課題組采用16電極法，理論上傳輸阻抗范圍應(yīng)為2～140 Ω。本文在2～140 Ω內(nèi)選擇9個(gè)精密電阻作為負(fù)載，各電阻的阻值由精密阻抗分析儀（Agilent 4294，Palo Alto，USA）進(jìn)行測(cè)量。系統(tǒng)與電極之間的導(dǎo)線的長(zhǎng)度為1 m，采用電極對(duì)（1-9）驅(qū)動(dòng)，電極對(duì)（2-3）測(cè)量負(fù)載上的電壓，每個(gè)頻率點(diǎn)采集100幀數(shù)據(jù)。

圖3 電阻網(wǎng)絡(luò)和單通道電阻電路圖

1.4 驗(yàn)證校準(zhǔn)方法

為了驗(yàn)證校準(zhǔn)方法的有效性，開展鹽溶液物理模型實(shí)驗(yàn)和多頻電阻抗成像實(shí)驗(yàn)。

1.4.1 鹽溶液物理模型實(shí)驗(yàn)

本實(shí)驗(yàn)采用的物理模型是內(nèi)徑為205 mm的半球形有機(jī)玻璃容器，容器內(nèi)壁等間距地安放16個(gè)電極。鹽溶液的質(zhì)量分?jǐn)?shù)為0.05%（鹽溶液的阻抗頻譜特性與電阻相同，測(cè)量信號(hào)應(yīng)只具有實(shí)部值，且在頻帶內(nèi)穩(wěn)定不變，而虛部值為0），激勵(lì)電流為750 μA，每個(gè)頻率點(diǎn)采集100幀數(shù)據(jù)。

1.4.2 多頻電阻抗成像實(shí)驗(yàn)

本實(shí)驗(yàn)采用1.4.1所述的物理模型，鹽溶液的質(zhì)量分?jǐn)?shù)為0.04%，成像目標(biāo)為胡蘿卜（其阻抗隨頻率變化），電流的激勵(lì)頻率為750 μA。然后分別對(duì)校準(zhǔn)前后的2種不同頻率下的測(cè)量電壓的差值進(jìn)行成像，成像算法采用課題組提出的阻尼最小二乘重構(gòu)算法[8]，即：

其中，S為敏感性矩陣，λ為正則化參數(shù)（文中選擇λ= 0.1），R為正則化矩陣

2 結(jié)果

2.1 獲取系統(tǒng)校正因子

2.1.1 電阻網(wǎng)絡(luò)的測(cè)量結(jié)果

從圖4（a）可以看出，ACCE在190 kHz處達(dá)到

最大值，SACCE＜0.22%。從圖4（b）可以看出，PCCE隨著頻率的升高而增加，在190 kHz處達(dá)到最大值，SPCCE＜2%。因此，系統(tǒng)的各通道具有很好的一致性，可通過單通道數(shù)據(jù)計(jì)算校正因子。

圖4 系統(tǒng)的幅頻特性和相頻特性

2.1.2 單通道不同阻值電阻的測(cè)量結(jié)果

圖5分別是負(fù)載為不同阻值的幅頻和相頻校正因子。從圖5（a）中可以看出，不同阻值之間的幅頻校正因子的差異（標(biāo)準(zhǔn)差）在190 kHz處達(dá)到最大值（0.003 5），但是偏差（標(biāo)準(zhǔn)差/均值）小于0.36%。所以，本文將所有阻值的幅頻校正因子的均值作為系統(tǒng)的幅頻校正因子。

從圖5（b）中可以看出，不同阻值之間的相頻校正因子的差異隨頻率的增加而變大，在190 kHz處達(dá)到最大值（1.16°），但是偏差小于0.83%。所以，本文將所有阻值的相頻校正因子的均值作為系統(tǒng)的相頻校正因子。

2.2 驗(yàn)證校準(zhǔn)方法

2.2.1 鹽溶液物理模型實(shí)驗(yàn)

采用2.1節(jié)所獲取的幅頻校正因子和相頻校正因子校準(zhǔn)物理模型實(shí)驗(yàn)中采集的數(shù)據(jù)，圖6為測(cè)量數(shù)據(jù)校準(zhǔn)前后的結(jié)果。從圖中可以看出，校準(zhǔn)前實(shí)部和虛部存在負(fù)值，其值隨頻率的改變發(fā)生較大變化；校準(zhǔn)后，實(shí)部值遠(yuǎn)大于虛部（10倍以上），而且實(shí)部數(shù)據(jù)在頻帶內(nèi)變化較?。?.8%以下）。

圖5 負(fù)載為不同阻值電阻的幅頻校正因子和相頻校正因子

圖6 數(shù)據(jù)校準(zhǔn)前后的結(jié)果

2.2.2 多頻電阻抗成像實(shí)驗(yàn)

選擇1 kHz和150 kHz的模值和實(shí)部數(shù)據(jù)進(jìn)行成像，成像結(jié)果如圖7所示。結(jié)果表明，校準(zhǔn)前的模值成像結(jié)果中雖然可以反映目標(biāo)，但是存在較多偽

影，實(shí)部成像結(jié)果中無法對(duì)目標(biāo)進(jìn)行定位；校準(zhǔn)后模值和實(shí)部成像結(jié)果中的目標(biāo)清晰，偽影較少，能較好地反映目標(biāo)信息。

圖7 校準(zhǔn)前后的成像結(jié)果

3 討論

電阻網(wǎng)絡(luò)實(shí)驗(yàn)結(jié)果表明，系統(tǒng)的SACCE和SPCCE都較小，說明系統(tǒng)各通道之間具有很好的一致性，所以，可通過單通道數(shù)據(jù)計(jì)算系統(tǒng)的幅值偏差和相位偏差；從單通道數(shù)據(jù)結(jié)果可以看出：當(dāng)負(fù)載在正常腦部傳輸阻抗范圍內(nèi)時(shí)，不同阻值負(fù)載之間的校正因子差別較小。因此，本文將所有負(fù)載的校正因子的均值作為系統(tǒng)的校正因子，而在實(shí)際中，可通過單通道單一電阻（阻值在正常腦部傳輸阻抗范圍內(nèi)）對(duì)系統(tǒng)進(jìn)行校準(zhǔn)。此研究大大簡(jiǎn)化了校準(zhǔn)過程，同時(shí)保證了校準(zhǔn)的可靠性。

為了驗(yàn)證校準(zhǔn)因子的準(zhǔn)確性，本文開展了鹽溶液實(shí)驗(yàn)。實(shí)驗(yàn)結(jié)果表明：校準(zhǔn)后的數(shù)據(jù)質(zhì)量比校準(zhǔn)前明顯得到改善，實(shí)部值在頻帶內(nèi)基本穩(wěn)定。盡管隨著頻率的升高，虛部值有所增加，但相比實(shí)部值較小。校準(zhǔn)后的數(shù)據(jù)的虛部在高頻 （＞100 kHz）仍有一定值，產(chǎn)生的原因可能是系統(tǒng)的電極引線和單通道測(cè)量實(shí)驗(yàn)中的電極引線不同。因此，應(yīng)考慮一些降低高頻誤差的方法，例如增加屏蔽或者盡量縮短電極引線[9]。針對(duì)與校準(zhǔn)實(shí)驗(yàn)所用差異（長(zhǎng)度、屏蔽層等）較大的電極線，應(yīng)根據(jù)具體的實(shí)際測(cè)量數(shù)據(jù)計(jì)算校正因子。

在多頻成像實(shí)驗(yàn)中，校準(zhǔn)后的模值圖像質(zhì)量明顯優(yōu)于校準(zhǔn)前，證明了幅頻校正因子的有效性；校準(zhǔn)前的實(shí)部圖像不能反映目標(biāo)，而在校準(zhǔn)后的圖像中，目標(biāo)清晰，驗(yàn)證了相頻校正因子的有效性。在實(shí)際中，針對(duì)每套系統(tǒng)可預(yù)先通過校準(zhǔn)方法得到幅頻和相頻校正因子，并將其存儲(chǔ)在計(jì)算機(jī)內(nèi)，在以后的應(yīng)用中可直接利用校正因子對(duì)測(cè)量數(shù)據(jù)進(jìn)行校準(zhǔn)。

總之，本文針對(duì)MFEIT對(duì)硬件采集系統(tǒng)的要求提出了一種簡(jiǎn)便、有效的系統(tǒng)的幅頻特性和相頻特性的校準(zhǔn)方法，根據(jù)實(shí)驗(yàn)確定了幅頻和相頻校正因子，并通過物理模型實(shí)驗(yàn)驗(yàn)證了校準(zhǔn)方法的有效性，為未來將多頻電阻抗成像技術(shù)應(yīng)用于臨床奠定了良好的基礎(chǔ)。

[1]董秀珍.生物電阻抗成像研究的現(xiàn)狀與挑戰(zhàn)[J].中國(guó)生物醫(yī)學(xué)工程學(xué)報(bào)，2008，27（5）：641-643.

[2]廖琪梅，徐玉喬，董秀珍，等.乳腺癌及周圍組織電阻抗頻譜特性與其病理學(xué)特征的研究[J].生物醫(yī)學(xué)工程與臨床，2008，12（24）：263-266.

[3]Geddes L A，Baker L E.The specific resistance of biological materials：a compendium of data for the biomedical engineer and physiologist[J].Med Biol Eng，1967，5：271-293.

[4]史學(xué)濤，尤富生，霍旭陽(yáng)，等.高精度電阻抗斷層成像數(shù)據(jù)采集系統(tǒng)[J].數(shù)據(jù)采集與處理，2010，25（2）：256-263.

[5]史學(xué)濤，董秀珍，秦明新，等.用于電阻抗多頻及參數(shù)成像數(shù)據(jù)采集系統(tǒng)的正交序列解調(diào)法[J].第四軍醫(yī)大學(xué)學(xué)報(bào)，2000，21（7）：164-166.

[6]Cook R D，Saulnier G J，Gisser D C，et al.ACT3：A high speed，high precision electrical impedance tomography[J].IEEE Trans Biomedical Engineering，2002，4（8）：713-722.

[7]McEwan A，Cusick G，Holder D S.A review of errors in multi-frequencyEITinstrumentation[J].PhysiolMeas，2007，28：S197-S215.

[8]Canhua Xu，Meng Dai，F(xiàn)usheng You，et al.An optimized strategy for real-time hemorrhage monitoring with electrical impedance tomography[J].Physiol Meas，2011，32（5）：585-598.

[9]Huaxiang Wang，Chao Wang，Wuliang Yin.Optimum design of the structure of the electrode for a medical EIT system[J].Meas Sci Technol，2001，12：1 020-1 023.

（收稿：2013-06-26）

Calibration Method Based on Multi-frequency Electrical Impedance Tomography System

YANG Lin,XU Can-hua,SHI Xue-tao,FU Feng,DAI Meng,XIA Jun-ying,LI Jing,DONG Xiu-zhen (School of Biomedical Engineering,the Fourth Military Medical University,Xi'an 710032,China)

ObjectiveTo develop a simple and effective method that calibrates amplitude frequency and phase frequency of multi-frequency EIT data acquisition system,so as the quality of imaging data can be improved to lay a solid foundation for multi-frequency EIT.MethodsA calibration method of amplitude frequency and phase frequency was proposed based on the system characterization of orthogonal digital demodulation.Subsequently the method to acquire the calibration factor was given by the experiments of resistor network and single-channel measurement.Finally physical phantom experiments were conducted and data quality as well as image results were contrasted before and after calibration.ResultsThe results of physical phantom experiments showed that after calibration there was a significant improvement of data quality and the imaging target could be clearly reconstructed.ConclusionThis method is simple and effective for calibration of amplitude frequency and phase frequency of multi-frequency EIT system.[Chinese Medical Equipment Journal，2014，35（1）：1-5]

multi-frequency EIT data acquisition system;amplitude frequency;phase frequency;calibration method

R318；R312

A

1003-8868（2014）01-0001-05

10.7687/J.ISSN1003-8868.2014.01.001

國(guó)家科技支撐計(jì)劃課題（2011BAI08B13）；國(guó)家自然科學(xué)基金課題（51207161）；國(guó)家自然科學(xué)基金重點(diǎn)項(xiàng)目（50937005）；國(guó)家自然科學(xué)基金面上項(xiàng)目（61071033）；陜西省自然科學(xué)基金課題（2012JQ4012）

楊 琳（1988—），男，碩士研究生，主要研究方向?yàn)殡娮杩箶鄬映上竦乃惴ǎ珽-mail：yanglin.0601@163.com。

710032西安，第四軍醫(yī)大學(xué)生物醫(yī)學(xué)工程學(xué)院（楊 琳，徐燦華，史學(xué)濤，付 峰，代 萌，夏軍營(yíng)，李 靖，董秀珍）

董秀珍，E-mail：dongyang@fmmu.edu.cn