一种高场强磁共振兼容心电采集与处理系统的设计与实现

杨威，喻罡，王德峰

（1. 中南大学地球科学与信息物理学院，长沙410083；2. 香港中文大学深圳研究院，深圳418054）

1 引言

磁共振成像过程中的心电信号采集主要应用于三个领域。首先，在心血管磁共振成像（cardiovascular MRI）过程中，心脏和与之相连的血管的搏动在成像过程中会产生运动伪影，使用心电门控技术可以有效减少运动伪影[1]。其次，在功能磁共振成像（functional MRI）领域中，低频范围内的心率波动与血氧水平依赖信号（BOLD）的波动之间存在相关性，功能磁共振试验中，采集心电信号可用于研究其与BOLD信号之间的联系[2]。最后，磁共振环境下的心电采集还可用于生理监护，磁共振成像安全委员会发布的关于磁共振成像过程中生理参数监护的指导方针和建议表明，对于在麻醉状态下的患者和危重患者在做磁共振检查时需要进行生理参数监护[3]。

高场强磁共振设备工作时产生的电磁场环境主要包括静磁场，梯度磁场和射频脉冲。在设计采集系统的过程中需要考虑以下两个问题，首先是兼容性问题，在保证安全的条件下，心电采集系统和磁共振成像设备都能正常工作。目前临床超导磁共振设备一般为1.5T和3T，铁磁性物质在被磁场吸引时会成为潜在的危险品。由于电磁感应，导体在时变电磁场中会产生涡流，Kugel等人报道过因涡流的热效应烧伤患者甚至引燃心电导联线的事故[4]。另一方面，涡流产生的磁场会影响静磁场的均匀性和射频电磁场，从而使成像产生伪影和畸变。

其次是有效性问题，磁共振环境下心电传感器采集到的信号不仅包含心电信号还含有磁共振环境产生的干扰信号。首先，磁流体动力学效应产生的电动势会叠加在心电信号的ST段，在临床环境下，心脏收缩期主动脉流加大的同时使得磁流体动力学电动势加大，进而使得心电信号的ST段受到严重干扰。贝克等人指出在1.5T磁场环境能观察到磁流体动力学效应的干扰[5～7]，这种不可逆的干扰使得磁共振环境下的心电信号只适用于心率监护而不适用于心脏疾病诊断。射频脉冲产生的电磁场会通过人体和传感器耦合进入采集系统，1.5T的磁共振系统，其频率范围一般为44MHZ左右。最后，梯度磁场切换过程中通过电磁感应会在闭环回路中产生感应电动势，由于梯度磁场切换时间从几毫秒到几十毫秒，因此产生的感应电动势的频率范围也在几赫兹和千赫兹，其频率范围覆盖了整个心电信号的频带。

为抑制射频脉冲产生的干扰，本文在系统的输入端设计了预处理电路。为保证安全和磁共振的成像质量，系统不能进行磁屏蔽，因此梯度磁场的产生的干扰不可避免。为去除梯度磁场噪声，Abacherli等人提出使用自适应滤波的方法[8]，自适应滤波需要同时采集多路信号，并选择一路信号作为参考信号，这会提高电路系统的复杂性，从而使其抗电磁干扰能力降低。本文的方法是选用集成电路器件以简化电路系统设计，受干扰的心电信号经过小波变换的方法处理后能够稳定地检测出R波位置，可用于磁共振心率监护和心电门控成像。

2 系统设计

本文设计的系统主要由前端采集和后端处理两部分组成，前端采集部分佩戴在磁共振扫描区域的试验者胸前。后端处理部分位于控制室内，将系统的后端处理部分放在控制室，可减少带入磁共振室的电子设备。系统设计如图1所示。

图1系统设计框图

根据电极之间的距离越小引入的电磁场干扰将越小的原则[9]，本文设计的电极安放方式如图1所示，V1位于左锁骨中线第二肋间，V2位于左腋前线第五肋间，V3为右腿驱动电极。前端采集模块主要包括预处理电路，采集控制电路、电源管理电路和串口光信号发射电路。前端采集模块和后端处理部分通过串口光纤通信，光纤通过波导孔从磁共振室进入控制室。光纤接收电路将串口信号转换为USB信号传送到上位机。上位机软件使用LABVIEW开发，主要完成心电信号的实时处理、显示和存储任务。

3 心电电极选择和心电导联线设计

常规的Ag-AgCl金属钮扣心电电极含有铁磁性物质会影响磁场的均匀性，并有大面积低电阻率的金属材料会产生较大涡流，在磁共振环境下不仅会影响成像质量还极易发生危险[10,11]。本文选用了高阻抗3MTMRED DOTTM 2470可重复粘贴碳材料心电电极并设计了一款碳纤维材质的心电导联线。

为达到抑制涡流的副作用的效果，高阻抗非金属材质的心电导联线比较适用于磁共振环境。Wendt等人提出使用石墨制作心电导联线并用于其设计的心电采集系统装置[12]，但石墨的延展性差，做成导线容易断裂。本文设计的心电导联线采用3K碳纤维，其电阻率（133Ω/m）要远大于石墨（(8～13)×10-4Ω/m）。在心电采集系统中，由导联线构成的闭环面积与导联线长度成正比，该闭环在梯度磁场环境下会在前置放大器输入端产生干扰电动势[12]。为减小闭环面积，本文设计的心电导联线长度为15cm（远小于常规心电导联线(3～3.4m)）。碳材料心电电极和碳纤维导联线的总阻值（<30KΩ），并不会影响心电信号的幅度和质量，因为其阻值相对于前置放大器的输入阻抗（>1000MΩ）较小。

4 电路系统设计

4.1 预处理电路

预处理电路的主要作用是抑制射频干扰和过压保护。本文使用片式磁珠和电容串联接地构成低通滤波器，它等效于电感和电阻的串联，但它比电感有更好的高频滤波特性，因为其在高频时呈现出高阻抗的特性。同时，本文使用双向并联二极管组成限幅电路，可通过的电压幅值范围200mV。

4.2 采集控制电路和电磁屏蔽设计

采集控制电路是电路系统的核心部分，该部分电路同时完成心电信号放大、ADC转换和实时上传任务。采集控制电路的模拟前端采用TI公司的ADS1291，该芯片功耗极低（335μW/通道）并具有高集成度的特点，其内部具有可程控放大器，右腿驱动和24位精度Δ-∑ADC。其共模抑制比为105dB，输入阻抗达1000MΩ，非常适用于微弱生理信号采集。

采集控制电路的MCU采用基于ARM CortexTM-M3内核的STM32F103T8，其封装面积仅为4×4mm，该芯片的外设资源（SPI、I2C、UART）正好满足本文的设计需求。MCU通过SPI总线从ADS1291读取心电数据，通过I2C接口从电源监控芯片 BQ27425获取电池电量信息。最后，MCU将心电数据、系统时间和系统电量打包并使用UART模块通过光纤传输链路上传到上位机。

采集控制电路位于磁共振试验者胸前，它工作时向外辐射的电磁波会影响磁共振的射频脉冲从而产生成像伪影和畸变[13]。为防止时钟电路、控制器向外辐射电磁波，本文在这些元器件上加上了电磁屏蔽罩。屏蔽罩由无磁不锈钢材料制成，并在其表面镀锡。

4.3 串口信号光发射接收电路

为避免在磁共振室使用金属导线，同时克服串口（RS-232）通信距离短的缺点。本文选用AVAGO Technologies公司的HFBR-1414光发射器和HFBR-2412光接收器并配合42.5/125μm光纤设计了串口信号的光传输链路。

HFBR-1414光发射器的内部是一个820nm波长的发光二极管，它是一种电流驱动型器件，其正常工作所需要的驱动电流与通信距离成正相关。HFBR-x4xx系列光器件的高耦合效率，本文设计的光纤传输距离为20米，仅需5mA的驱动电流。HFBR-2412光接收器的内部由光电二极管和直流放大器驱动的集电极开路的肖特基三极管组成。在设计光接收电路时，需要在集电极的输出端接上拉电阻。由于现在很多PC都没有RS-232接口，为方便使用并提高串口传输速率，使用PL2303设计了串口转USB差分信号传输电路。

4.4 电源管理电路

前端采集部分的供电电源委托惠州基安比新能源有限公司设计并制造了一种无磁性铝聚合物电池（300mAh,3.7V）。电源管理方面，本文选用TPS41093 DC-DC转换器将3.7V电池电压升压至5V，然后使用两片低压差线性稳压器TPS71733提供一路模拟部分3.3V供电电源和一路数字部分3.3V供电电源。为方便日常管理和使用，本文基于TI 公司的集成电路BQ24072设计了一种充电电路并配合电量监控IC(BQ27425)设计了电池电量实时监控电路。前端采集模块全部选用了低功耗模块，测试得出系统工作时平均功耗为200mW，本文使用的无磁性铝聚合物电池能支持系统在所有磁共振序列扫描所需时间内正常工作。

5 心率监护和心电门控成像的实现

5.1 R波检测算法

为实现心率监护和磁共振心电门控功能，系统必须能够稳定地检测出R波位置。人体心电信号的幅值在10μV～5mV之间，频率在0.5～100HZ范围内，由于心电信号幅度小，在高场强磁共振序列扫描环境下，心电信号将淹没在噪声中。为提高R波的检测准确率，需对心电信号进行预处理。由频谱分析可知，QRS波的中心频带在17HZ左右，带宽为10HZ[14]。由于不同磁共振扫描序列产生的噪声分布在心电信号的不同时间和不同频带内，属于非平稳信号。小波分析具有刻画信号局部性质和多尺度分析的能力，本文使用小波变换将受干扰的心电信号分解成具有不同尺度上的信号，然后使用逆小波变换重构出包含QRS波细节的参考信号。使用该参考信号进行R波检测，可以有效提高检测的准确率。

因为不同磁共振序列扫描过程中产生的噪声的频率特性和形态特性各不相同，本文选用了不同的小波函数进行测试。daubechies,coiflets和symlets正交小波函数可实现无冗余的信号分解，这三个系列的小波函数也常被用于心电信号的处理，QRS波检测，心电数据压缩，心率失常分类[15～17]。对于心电信号处理，小波函数支集长度越短，处理的实时性越高，但支集越短也会导致消失矩变短，因此重构的信号会不光滑，消失矩过高会丢失细节。权衡支集长度和消失矩，本文选择了db4, db4, coif3, coif4, sym4, sym5小波函数进行测试。小波分解的层数主要取决于能否将QRS波所属的频带分离出来，本文设计的采集系统的采样频率为500HZ并使用离散小波变换进行5层分解。取d4和d5尺度的信号进行小波逆变换得到的参考信号的频率范围7.81～31.25HZ，包含了QRS波的主要频率成分。QRS波中R波的幅值最大，因此本文使用阈值判断的方法从参考信号中检测出R波位置，首先使用差分法检测参考信号前5秒时间内的极大值点，将这些极大值点求平均值，并将该平均值的40%作为阈值。

5.2 心率计算方法

系统的采样频率为500HZ，本文将5秒钟时间内的心电数据依次放入数组缓冲区，并根据式（1）计算心率。其中NR表示5秒钟时间内的R波个数，PNR和P1R分别代表最后一个和第一个R波在数组中的位置。

5.3 心电门控成像和同步脉冲的产生

心电门控磁共振成像的实现方法是以心电信号R波为时间基准并附加一定的延迟时间后产生TTL同步脉冲触发磁共振脉冲序列控制器，在每个心动周期的同一延迟时间发射脉冲序列后采集到的磁共振信号以行为单位依次填充K空间。当K空间的数据填充满后，该心脏时相的图像便可重建出来。使用不同的延迟时间可获得不同时相的心脏图像。

为实现心电门控功能，本文使用单稳态电路产生同步脉冲，以检测到R波的位置为时间基准，根据上位机软件设定的延迟时间产生触发信号到单稳态电路输入端，单稳态电路的输出信号接入到磁共振脉冲序列控制器即可用于心电门控成像。

6 磁共振环境测试

6.1 心电采集质量和处理性能测试

为测试系统在磁共振环境下采集到的心电信号的质量，本文在西门子AVANTO 1.5T环境下选用了三种基本序列（梯度回波序列(GE)、快速自旋回波序列(FSE)、和反转自恢复自旋回波序列(IRSE))进行扫描并使用SPR(Signal Power Ratio)来评价信号质量，SPR值越大，信噪比越高，其中 为没有序列扫描时R-R间期内的信号能量， 为有序列扫描时R-R间期内的信号能量。观察表1，GE序列环境下的心电信号质量最差，FSE序列环境下的心电信号质量最好。

表1不同序列环境下的心电采集Table1ECG acquisition in different MRI sequence environment

为测试系统的处理性能，本文使用R波的检出率进行评价。本文使用了不同小波函数对受干扰的心电信号进行R波检测。观察表2，对于FSE序列，本文选取的小波函数都有良好的检出率。对于IRSE序列，各小波函数的误判均为零，但是存在漏检，其中coif4小波的漏检最少。相对于IRSE序列和FSE序列，GE序列的误检率相对偏高，经过频谱分析发现GE序列产生的噪声和QRS波处在相同的频带，但是sym5和db4小波仍然表现出了良好的抗干扰能力,其中sym5小波的误判率为0.89%。

表2R波检测性能比较Table2The performance comparison of R-wave detection

图2不同小波函数R波检测性能比较

图2所示是受GE扫描序列干扰的心电信号分别用db4和sym4小波进行的处理结果。从图中可以清晰地看出db4小波函数优越性，使用sym4小波函数进行R波检测有3个明显的误判。图3是FSE序列和IRSE序列扫描环境下的心电信号采集和处理结果，可以看出不同的扫描序列产生的噪声的频率特性和形态特性都不相同，但使用sym5小波函数处理后的结果可准确地检测出R波位置。

图3不同序列环境下的心电处理

6.2 心率监护和心电门控功能测试

心电门控成像是在每个心动周期的相同时间点采集磁共振信号，R波的漏检会延长成像时间但不会影响成像质量，R波的误判会导致在错误的时间点采集磁共振信号，因此会影响成像质量。sym5小波在三种基本的磁共振序列扫描环境下的误判率最低，因此本文使用sym5小波函数提取参考信号并用于产生心电门控成像所需的同步脉冲。本文在对心电门控功能进行测试的时候，同时还测试了采集控制电路的电磁屏蔽设计对成像质量的影响。因此，本文使用对磁场均匀性非常敏感的四心腔序列对心脏部位成像。

观察图4(a)，由于受到前端采集控制电路的电磁干扰，在图像的右上角出现了明显的黑带和图像变形。对比图4(a)和图4(b)中，采集控制电路使用电磁屏蔽后，成像质量明显提高。对比图4(b)中和图4(c)，由于图4(b)的成像使用了心电门控从而不受运动伪影的影响，比图4(c)更加清晰。图5为图4（b）成像过程中，计算出的心率波动曲线。

7 总结

图4成像质量比较

本文设计并实现了一种高场强磁共振兼容的心电采集与处理系统，并通过磁共振环境的测试验证了本系统的安全性和应用性。将前端采集和后端处理模块分别放在磁共振室和控制室有效地减小了带入磁共振室的电子设备，基于光纤的串口通信技术和基于集成电路模拟前端和控制器的心电采集方案有效提高了系统抗电磁干扰能力。使用碳纤维设计心电导联线避免了金属导线的引入从而提高了系统的安全性。

图5心率波动曲线

对受干扰的心电信号进行小波变换分解，取含有QRS波频带的尺度进行重构获得参考信号，利用该参考信号进行R波检测可有效提高检出率。不同小波函数测试发现，sym5小波在三种基本磁共振序列（GE、FSE、IRSE）干扰环境下检出率相对较高，其在GE序列环境下误判率为0.89%，FSE和IRSE序列干扰环境下误判率为零。基于参考信号产生的同步脉冲用于心电门控成像，可获得没有运动伪影的心脏图像。目前，国内关于高场强磁共振兼容的生理信号检测方面的研究还非常少，国外公司研制的高场磁共振兼容生理信号检测仪器售价非常昂贵，本文设计并实现了一种低成本磁共振兼容心电解决方案，后期我们将利用采集到的心电信号并结合磁共振成像方法进行临床方面的研究。同时，该解决方案对于研制磁共振兼容的脑电信号采集系统有积极的借鉴意义。

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