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        fMRI掃描噪聲有源控制系統(tǒng)的次級通道建模

        2018-12-01 05:34:50劉曉靜趙超巨磊徐俊成蔣瑜
        磁共振成像 2018年9期
        關(guān)鍵詞:噪聲控制離線有源

        劉曉靜,趙超,巨磊,徐俊成,蔣瑜

        在功能磁共振成像(functional magnetic resonance imaging,fMRI)掃描過程中,梯度電流會發(fā)生快速切換,在切換過程中梯度線圈受到主磁場施加的洛倫茲力的作用,使得線圈受力產(chǎn)生振動,從而產(chǎn)生很強的聲音,這是磁共振噪聲產(chǎn)生的主要原因。

        較強的噪聲會給磁共振掃描帶來一些弊端,比如對于人類來說,接近120 dB的磁共振強噪聲進入耳朵,會使人感覺到疼痛。磁共振噪聲除了阻礙被試和操作員之間的交流外,還可能會給被試帶來一些其他的影響,例如噪聲會使得患者不適和焦慮的程度增大[1-3],尤其當(dāng)患有幽閉恐怖癥的患者躺在一個狹窄磁共振成像系統(tǒng)的閉合圓筒內(nèi)時,其焦慮程度會顯著增大[4]。此外Tischler等[5]的研究結(jié)果表明,71%的被試表示在掃描過程中會出現(xiàn)焦慮的癥狀。噪聲還會帶來暫時性失聰[6]、刺激人體內(nèi)神經(jīng)及肌肉組織[7]、潛在的永久性聽覺損傷等危害[8],Brummett等[9]報道指出43%的患者,在沒有耳朵保護或保護不當(dāng)?shù)那闆r下,他們的聽力閾值會暫時改變。高強度的噪聲會導(dǎo)致特定頻率的永久閾值漂移(即永久性的聽力損失)。另外,在腦功能聽覺fMRI實驗中,掃描噪聲會掩蓋刺激信號,同時噪聲可能會提高聽覺皮層腦活動的基線水平,降低與功能范式相關(guān)的腦激活程度[10],進而干擾fMRI實驗的結(jié)果。梯度噪聲還會對人腦聽覺、運動和視覺皮質(zhì)產(chǎn)生影響,噪聲會使得總運動激活增加,相對于視覺刺激。并且當(dāng)受試者暴露于高強度的噪聲環(huán)境下,相應(yīng)的(視覺)皮質(zhì)活動顯著減少[11-12]。Zhang等[13]研究結(jié)果顯示,在fMRI采集過程中,產(chǎn)生的梯度噪聲干擾了視覺皮層中的神經(jīng)行為和BOLD信號。Yakunina等[14]研究表明,掃描背景噪聲不僅影響了聽覺腦區(qū)域,還影響注意力和感覺等網(wǎng)絡(luò)。在實驗中,掃描噪聲還會干擾其他腦區(qū)的激活,從而使得圖像包含一些虛假的激活成分[15-16],因此對磁共振掃描噪聲的控制具有非常重要的意義。

        傳統(tǒng)的磁共振噪聲控制方法主要是采用無源降噪技術(shù),比如在掃描過程中,被試戴上海綿和耳塞等部件,這可以降低部分噪聲,但是這種被動降噪技術(shù)所使用的降噪設(shè)備一般體積都比較大,且對低頻噪聲降噪效果較差[17]??紤]到磁共振成像(magnetic resonance imaging,MRI)系統(tǒng)的空間有限,無法使用尺寸較大的被動式裝置,因此為了解決這個難題,筆者將采用有源噪聲控制(active noise control,ANC)技術(shù)來控制噪聲。與傳統(tǒng)的無源降噪方法相比,ANC技術(shù)能夠?qū)Φ皖l噪聲起到較好的抑制作用。另外ANC技術(shù)在聲納、雷達、電信、生物工程學(xué)、聲學(xué)以及密碼學(xué)等領(lǐng)域的應(yīng)用也非常廣泛[18]。相對被動降噪裝置而言,有源降噪裝置體積較小,在磁共振成像實驗中,可以同時結(jié)合無源與有源兩種降噪方法,更好地抑制被試所接收到的噪聲強度。

        ANC技術(shù)利用聲波的干涉原理實現(xiàn)主動降噪[19]。如圖1所示,在腔體的一端放置一個揚聲器來播放初級噪聲,在其附近放置一個麥克風(fēng)采集初級噪聲源,通過控制器對采集的初級噪聲進行處理并產(chǎn)生一個反噪聲,送入在腔體另一端放置的揚聲器進行播放,使得原噪聲與反噪聲(與原噪聲幅值相同、相位相反)相互抵消,以降低聲場中的聲能量,從而達到主動降噪的目的。

        在進行ANC系統(tǒng)設(shè)計時,次級通道(控制器至誤差麥克風(fēng)之間的通道)的物理特性(通道的相位、幅值信息)將直接影響到降噪的效果,因此在進行噪聲控制之前,我們必須準確獲取次級通道的傳遞函數(shù)。筆者將介紹一種基于NI USB-7856R的附加高斯白噪聲次級通道離線建模方法,此方法能夠用于建立不同環(huán)境下的次級通道模型,因此可以在大腦聽覺功能磁共振成像實驗過程中,利用所獲取的次級通道傳遞函數(shù)來實現(xiàn)整個主動降噪系統(tǒng)的搭建。筆者還通過自適應(yīng)有源噪聲控制系統(tǒng)的仿真,證明了利用建模獲取的參數(shù)可以有效地抑制磁共振噪聲。

        1 磁共振掃描噪聲分析

        MRI掃描實驗是在Magnetom Prisma 3.0 T(Siemens)磁共振成像系統(tǒng)下進行的,實驗中利用Brüel & Kj?r 2250型手持式聲級計采集噪聲。考慮到在強磁場下,聲級計無法正常使用,在測試過程中,利用原裝的10 m延長線纜(型號:AO-0441-D-100)將麥克風(fēng)和聲級計主機隔開。

        在頻域范圍內(nèi),利用BZ-7223 (Brüel & Kj?r)軟件分析麥克風(fēng)采集的磁共振掃描噪聲,如圖2所示,使用常規(guī)回波平面成像脈沖(echo planar imaging,EPI)序列(給病人檢查時,經(jīng)常使用的序列),在掃描過程中測得噪聲的1/3倍頻程頻譜(Z計權(quán))。從圖中可以看出頻率在1 kHz處的噪聲聲壓級最大,最高達到97.6 dBZ,而且說明了噪聲的能量主要集中在1 kHz頻率附近。

        筆者還對其他掃描序列所對應(yīng)的噪聲信號進行了分析,結(jié)果如表1所示。從表中可以看出,對應(yīng)掃描序列不同,得到的噪聲強度也會不同,另外對于同一個掃描序列,參數(shù)選取不同,產(chǎn)生的噪聲強度也不同。數(shù)據(jù)表明,不同掃描序列對應(yīng)的噪聲最大強度的頻率主要分布在3 kHz范圍內(nèi),還可以看出常規(guī)EPI序列掃描得到的噪聲強度相對于其他掃描序列更大,因此為了降低噪聲對fMRI掃描圖像的影響,對磁共振掃描噪聲的控制刻不容緩。

        表1 不同MRI掃描序列下測得的磁共振噪聲強度Tab. 1 The measured noise intensity for different MRI scanner sequences

        圖1 有源噪聲控制原理圖 圖2 常規(guī)EPI序列掃描時噪聲的1/3倍頻程頻譜Fig. 1 The schematic diagram of active noise control. Fig. 2 1/3 Octave Spectra of scanning noise for conventional EPI sequence.

        2 次級通道的建模方法

        有源噪聲控制技術(shù)有前饋控制系統(tǒng)和反饋控制系統(tǒng)兩種實現(xiàn)方法,反饋控制系統(tǒng)不需要實時提前獲取噪聲信號的信息,需要通過誤差麥克風(fēng)采集的誤差信號來預(yù)測反噪聲信號,而前饋控制系統(tǒng)需要預(yù)先采集噪聲信號,作為ANC系統(tǒng)的參考輸入來預(yù)測反噪聲信號,因此相比較而言,前饋控制系統(tǒng)能夠及時、有效地預(yù)測反噪聲信號,從而更好地抑制噪聲信號,達到更好的降噪效果,因此筆者將采用前饋ANC控制系統(tǒng)來抑制磁共振噪聲。如圖3所示,磁共振掃描噪聲在磁體腔內(nèi)部,通過空氣傳遞到被試耳道位置,即待降噪點。P(n)為初級噪聲源到待降噪點的初級聲通道傳遞函數(shù),MRI噪聲經(jīng)過初級聲通道后變?yōu)閐(n)。自適應(yīng)控制器(包括自適應(yīng)濾波器和自適應(yīng)算法)利用采樣獲取的參考噪聲信號x(n)來預(yù)測反噪聲信號y(n),然后y(n)經(jīng)過數(shù)模轉(zhuǎn)換器(D/A)、揚聲器驅(qū)動器以及揚聲器之后輸出,該輸出信號y'(n)用于抵消待降噪點處的噪聲信號d(n)。然后待降噪點處的誤差麥克風(fēng)采集誤差噪聲信號e(n)作為濾波器的誤差輸入信號。

        圖3 有源噪聲前饋控制系統(tǒng) 圖4 離線建模原理 圖5 FxLMS算法框圖Fig. 3 Active noise feedforward control system. Fig. 4 Off-line modeling schematic. Fig. 5 Block diagram of FxLMS algorithm.

        濾波器的輸出至濾波器誤差輸入之間的次級通道S(n),會對輸出信號y(n)以及誤差噪聲e(n)的幅值和相位產(chǎn)生影響,因此需要對該通道進行建模,即獲取數(shù)模轉(zhuǎn)換器(D/A)、揚聲器驅(qū)動器、揚聲器、誤差麥克風(fēng)、音頻放大器、模數(shù)轉(zhuǎn)換器(A/D)以及揚聲器到誤差麥克風(fēng)之間的聲通道等環(huán)節(jié)的傳遞函數(shù)。為了獲取次級通道的傳遞函數(shù)估計值S'(n),筆者將采用自適應(yīng)建模的方法,該方法是利用自適應(yīng)濾波原理來估計物理通路的傳遞函數(shù),建模方式可以分為離線建模和在線建模兩種方法[20]。

        在線建模主要用在次級通道的幅值及相位特性不斷變化的情況下,它能夠跟蹤次級通道特性的變化,但是具有算法運算量大、收斂速度慢等缺點,還會使得建模附加的噪聲傳播至被試耳道內(nèi)。然而對于功能磁共振成像掃描,被試頭部位于掃描腔中心,掃描室內(nèi)的MRI系統(tǒng)部件、環(huán)境溫度以及被試的位置等因素,在掃描過程中基本保持不變或者變化緩慢,因此可以利用離線建模的方法來預(yù)先對S(n)進行建模,并利用建立的傳遞函數(shù)S'(n)實現(xiàn)有源自適應(yīng)噪聲控制系統(tǒng)仿真,離線建模具有控制算法簡單、收斂速度快、建模精度高等優(yōu)點。因此筆者將采用離線建模的方式,來獲取次級通道的傳遞函數(shù)。

        離線建模方法分為時延估計法、雙傳聲器法和附加隨機噪聲法三種,Eriksson等[21]最早提出了附加隨機噪聲法,即附加噪聲源與揚聲器相連,同時將激勵信號送入自適應(yīng)濾波器作為參考輸入,誤差麥克風(fēng)輸出信號作為濾波器的輸入信號(圖4)。

        磁共振噪聲頻譜較寬,包含了20 Hz到-20 kHz的聲音頻率,因此在建模過程中,可以采用附加與待控制的噪聲不相關(guān)的高斯白噪聲的離線建模方法[22-23],該噪聲包含負無窮到正無窮的所有頻率分量,頻率范圍較廣,可以使得建模的結(jié)果適用于整個感興趣的頻率范圍,與附加待控制噪聲建模的方法相比,控制算法的收斂速度較快,對被控信號變化的響應(yīng)速度和計算的復(fù)雜程度等方面具有優(yōu)越性[24],并能夠準確地獲取次級通道傳遞函數(shù)的估計值。

        3 算法

        在MRI掃描過程中,噪聲會隨著掃描序列的變化而發(fā)生改變,因此為了實時地降低被試接收到的噪聲強度,實驗中采用的自適應(yīng)控制系統(tǒng)中,需要利用自適應(yīng)控制器來實時跟蹤誤差噪聲和預(yù)測反噪聲。自適應(yīng)控制器主要包含濾波器和算法兩個部分,濾波器通常采用有限沖激響應(yīng)( finite impulse response,F(xiàn)IR)結(jié)構(gòu)或無限沖激響應(yīng)(in finite impulse response,IIR)結(jié)構(gòu),但是與IIR濾波器相比,F(xiàn)IR濾波器具有線性相位,且容易設(shè)計。另外FIR濾波器不存在反饋回路,所以其結(jié)構(gòu)較為穩(wěn)定,但是IIR濾波器在自適應(yīng)控制過程中很難控制極點的位置,易出現(xiàn)不穩(wěn)定的問題[25],因此筆者選用FIR濾波器。

        自適應(yīng)算法主要包括兩種基本的算法:最小均方誤差(least mean square,LMS)算法和遞推最小二乘(recursive least square,RLS)算法。由Widrow等[26]提出的LMS算法,具有計算量小、易于實現(xiàn)等優(yōu)點而在實踐中被廣泛采用。LMS算法的基本思想:調(diào)整濾波器自身參數(shù),使濾波器的輸出信號與期望輸出信號之間的均方誤差最小。但是LMS算法并沒有考慮到次級通道對降噪結(jié)果的影響,因此為了達到更好的降噪效果,筆者將采用結(jié)合FIR濾波器和LMS算法的濾波-x最小均方誤差( filter-x least mean square,F(xiàn)xLMS)算法[27-28],該算法最早是由Burgess[29]在1981年命名的,在有源噪聲控制中,已經(jīng)成為有源控制算法中的經(jīng)典和最常用的算法,下面將對FxLMS算法進行分析。

        圖5為FxLMS算法框圖,F(xiàn)IR濾波器的輸入信號,參考噪聲源:

        濾波器權(quán)矢量:

        式(1)和(2)中n表示采樣時刻,L表示濾波器階數(shù)。

        則濾波器輸出:

        因此,誤差信號:

        式(4)中d(n)表示待抵消噪聲,y(n)表示自適應(yīng)算法輸出的反噪聲,y'(n)表示反噪聲誤差噪聲,S(n)表示次級聲通道。

        目標(biāo)函數(shù)可以表示為:

        則濾波器更新公式為:

        式(6)中算法的輸入?yún)⒖荚肼晉'(n)=x(n)*S'(n),S'(n)表示次級聲通道模型。

        圖6 噪聲采樣和輸出程序 圖7 次級通道建模程序框圖Fig. 6 Noise sampling and output programs. Fig. 7 Secondary path modeling program block diagram.

        圖8 A:次級通道參數(shù);B:初級通道參數(shù)Fig. 8 A: Secondary path parameters. B: Preliminary path parameters.

        圖9 自適應(yīng)有源噪聲控制系統(tǒng)仿真Fig. 9 Adaptive active noise control system simulation.

        從上述推導(dǎo)可以看出,F(xiàn)xLMS算法濾波器的權(quán)矢量W(n+1)迭代公式中含有信號矢量x'(n),它是輸入信號矢量與次級通道的脈沖響應(yīng)函數(shù)的卷積,因此準確地獲取次級通道的傳遞函數(shù)是設(shè)計有源前饋控制系統(tǒng)的關(guān)鍵步驟,且次級通道傳遞函數(shù)是否符合實際次級通道的特性,將直接影響降噪系統(tǒng)的穩(wěn)定性和降噪量[30]。

        4 實驗及結(jié)果分析

        4.1 次級通道離線建模

        為了實時抑制磁共振噪聲,降噪系統(tǒng)需要實時地跟蹤誤差噪聲的變化,因此要求聲音的采集和處理設(shè)備能夠高速率地采集和處理磁共振信號。美國國家儀器(National Instruments,NI)的可編程數(shù)據(jù)采集模塊USB-7856R(多功能可重配置I/O設(shè)備)(http://www.ni.com/pdf/manuals/374952b.pdf)每通道具有專用模數(shù)轉(zhuǎn)換器(ADC),用于獨立的定時和觸發(fā),它還具有用戶可編程FPGA (fieldprogrammable gate array)器件,可用于高性能板載處理和對I/O信號進行直接控制,以確保系統(tǒng)定時和同步的完全靈活性。因此本實驗將基于USB-7856R設(shè)備,同時利用LabVIEW FPGA模塊軟件對該設(shè)備進行配置,開發(fā)噪聲的實時采樣和輸出程序(圖6)。在實驗中,利用先入先出隊列( first input first output,F(xiàn)IFO)實現(xiàn)FPGA終端與上位機之間的數(shù)據(jù)傳輸,最終在上位機中實現(xiàn)次級通道建模程序的設(shè)計。

        在LabVIEW FPGA終端內(nèi)部(圖6),在順序結(jié)構(gòu)的第一幀,定時器用于控制程序的采集和輸出速率。第二幀中,將高斯白噪聲發(fā)生器函數(shù)控件與USB-7856R模擬輸出接口AO1相連,然后利用USB-7856R外接的驅(qū)動器驅(qū)動揚聲器輸出噪聲信號,信號經(jīng)過空間傳播至待降噪點處,此時利用誤差麥克風(fēng)采集噪聲信號,信號經(jīng)過音頻放大器后,通過模擬輸入接口AI1傳輸至FPGA終端。然后利用FIFO將FPGA終端高斯白噪聲以及誤差麥克風(fēng)采集的噪聲信號傳輸至上位機分別作為濾波器參考輸入信號x(n)和誤差輸入信號e(n)。

        圖10 噪聲控制前的噪聲頻譜Fig. 10 Noise spectrum before noise control.

        根據(jù)次級通道離線建模具體流程(圖3),在上位機中,建立次級通道建模程序(圖7),圖中依據(jù)麥克風(fēng)采集的信號e(n),利用濾波器對x(n)進行濾波處理,并預(yù)測反噪聲信號y(n),同時迭代地更新濾波器權(quán)矢量W(n)。當(dāng)濾波器誤差輸入信號e(n)趨近于0時,則自適應(yīng)建模程序停止運行,建模過程結(jié)束。自適應(yīng)建模過程中,濾波器長度(記為L)為256,步長(也被稱為收斂系數(shù),記為μ)為0.002。程序運行結(jié)束后,誤差輸入信號e(n)趨近于0時,建模所獲得的次級通道傳遞函數(shù)的估計值S'(n)如圖8A所示。從圖中可以看出抽頭數(shù)大于50時,S'(n)的值接近于0,因此當(dāng)S'(n)的長度取50時,建模獲取的參數(shù)即可描述次級通道的脈沖響應(yīng)特性。從建模結(jié)果來看,利用附加高斯白噪聲離線建模的方法,可以很好地建立出次級通道的參數(shù)模型。為了完成自適應(yīng)有源噪聲控制系統(tǒng)的仿真,筆者將采用與次級通道離線建模同樣的方式,對初級聲通道進行了離線建模,結(jié)果如圖8B所示。

        4.2 自適應(yīng)有源噪聲控制仿真

        依據(jù)圖3中的控制系統(tǒng),搭建了自適應(yīng)有源噪聲控制的仿真程序(圖9)。筆者采用實測的fMRI掃描噪聲作為初級噪聲源(圖10),在實驗前期,用于探究筆者搭建的自適應(yīng)有源噪聲控制程序是否正確。如圖9,利用建模獲取的包含有通道脈沖響應(yīng)函數(shù)的相位和幅值信號參數(shù)S'(n)、P(n),并結(jié)合FIR濾波器(相位和幅值可設(shè)置)分別創(chuàng)建次級通道和初級通道模型。實測的噪聲信號x(n)經(jīng)過FIR1濾波器后,成為待降噪點處的待控制信號d(n)。

        圖11 噪聲控制的仿真結(jié)果Fig. 11 Simulation results after noise control.

        自適應(yīng)過程中,x(n)通過自適應(yīng)控制器(由自適應(yīng)LMS算法和濾波器組成),控制器預(yù)測反磁共振噪聲y(n),然后y(n)經(jīng)過次級通道后輸出噪聲y'(n)。在待降噪點處,將y'(n)與d(n)疊加后剩余的誤差噪聲信號e(n)作為自適應(yīng)濾波器的誤差輸入信號,重復(fù)以上過程,直至e(n)達到最小值后,自適應(yīng)有源噪聲控制系統(tǒng)停止運行。在利用聲級計分析MRI掃描噪聲的過程中,同時利用電腦聲卡外接麥克風(fēng)(型號:Takstar MS-550)來采集MRI掃描噪聲,并作為自適應(yīng)有源控制系統(tǒng)仿真過程中所使用的初級聲源。如圖10所示,實測的掃描噪聲信號的頻譜圖,最大峰值在1 kHz附近,與圖2中所對應(yīng)的是同一個常規(guī)回波平面成像脈沖掃描序列。

        仿真實驗中,多次改變?yōu)V波器長度和步長的大小,獲得仿真結(jié)果如圖11所示。從圖中可以觀察到,設(shè)置不同的濾波器參數(shù),降噪結(jié)果也不同,設(shè)置不當(dāng)還會導(dǎo)致噪聲信號發(fā)散。從圖11(A)、11(B)和11(C)中可知,濾波器長度相同且步長不同時,在926.1 Hz處,降噪后的噪聲與原始噪聲相比,噪聲控制后,幅值分別降低了4 dB、19 dB、25 dB左右。其中圖11(B),在整個頻率范圍內(nèi)降噪效果最好,沒有出現(xiàn)明顯的噪聲增大現(xiàn)象,但是圖11(C)在3572.1 Hz噪聲幅值增加了30 dB左右。

        與圖11(B)的結(jié)果相比,當(dāng)濾波器長度增加時,圖11(D)中,在926.1 Hz處實現(xiàn)了22 dB的降噪效果,但是其在3528 Hz處噪聲幅值增加了45 dB。如圖11(A)、11(E)、11(F)所示,它們在926.1 Hz頻率處,各實現(xiàn)了4 dB、11 dB以及12 dB的降噪效果,結(jié)果表明當(dāng)濾波器步長相同時,濾波器長度增大時,能夠改善低頻范圍內(nèi)的噪聲抑制效果。因此在實驗過程中,濾波器長度和步長的選取至關(guān)重要。

        5 結(jié)論

        筆者詳細介紹了次級通道建模的方法以及實現(xiàn)離線建模的過程,最終利用NI USB-7856R實現(xiàn)了有源控制系統(tǒng)的次級通道離線建模。從建模結(jié)果來看,利用附加高斯白噪聲離線建模的方法,可以準確地建立出次級通道的參數(shù)模型。

        另外,在自適應(yīng)有源噪聲控制系統(tǒng)的仿真實驗中,利用建模過程中獲取的通道參數(shù),可以得到19 dB左右的降噪效果。因此在磁共振噪聲控制系統(tǒng)設(shè)計的過程中,可以利用附加高斯白噪聲的方式實現(xiàn)次級通道模型的建立,為接下來進一步實現(xiàn)實時控制功能磁共振成像過程中的掃描噪聲打下了基礎(chǔ)。

        實驗還存在許多不足的地方,在實際建模過程中,筆者利用了有限階數(shù)的FIR濾波器取代了無限長信號響應(yīng)、各種電子設(shè)備的傳遞函數(shù)、控制揚聲器與誤差麥克風(fēng)相對位置的擺放等方面,都會影響建模結(jié)果,進而影響磁共振噪聲的抑制效果,因此接下來我們要在現(xiàn)有系統(tǒng)結(jié)構(gòu)的基礎(chǔ)上,優(yōu)化濾波器的參數(shù)、電子設(shè)備參數(shù)以及為電聲器件選擇合適的布放位置。目前,利用搭建的有源控制系統(tǒng)軟件及硬件平臺,可以實現(xiàn)對含有多個頻率成分的正弦波噪聲進行實時地控制,實驗結(jié)果取得了很好的降噪效果。接下來我們要在搭建的平臺基礎(chǔ)上,進一步對采集的磁共振掃描噪聲進行實時的控制,最終選擇合適的電聲器件,將有源控制系統(tǒng)應(yīng)用在實際的fMRI掃描實驗過程中。

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