陳春巧，張 欣，郭清乾，徐佳玉，馮曉宇，常 嚴，胡 濤#，楊曉冬*

基于原子磁力計的穿戴式腦磁圖動態(tài)測量研究

陳春巧1,2,3，張 欣2,3，郭清乾2,3，徐佳玉1,2，馮曉宇2,3，常 嚴2,3，胡 濤2,3#，楊曉冬1,2,3*

1. 長春理工大學 電子信息工程學院，吉林 長春 130022；2. 中國科學院蘇州生物醫(yī)學工程技術(shù)研究所，江蘇 蘇州 215163；3. 季華實驗室，廣東 佛山 528200

腦磁圖作為一種無創(chuàng)的腦功能成像技術(shù)，依靠超高的時間及空間溯源分辨率，在腦科學研究和臨床應用領(lǐng)域中有著極其重要的價值．本文介紹了自主搭建的基于原子磁力計的穿戴式腦磁圖系統(tǒng)，通過設計勻場補償線圈組并結(jié)合參考傳感器陣列，實現(xiàn)被試頭部運動區(qū)域內(nèi)剩磁在±1 nT以內(nèi)，保證動態(tài)測量過程中傳感器輸出維持在動態(tài)范圍以內(nèi)；同時提出了一種虛擬合成梯度去噪方法，顯著抑制了環(huán)境共模噪聲；最終在被試者頭部自然運動狀態(tài)下，成功檢測到高信噪比的節(jié)律信號與聽覺誘發(fā)磁場信號，證實了該系統(tǒng)的有效性，為穿戴式腦磁圖應用推廣提供更多的可能性．

穿戴式腦磁圖；原子磁力計；動態(tài)測量；勻場補償；噪聲抑制

引 言

近年來，一種新型的量子弱磁傳感器——無自旋交換弛豫（spin-exchange relaxation-free，SERF）原子磁力計（optically-pumped magnetometer，OPM）得到了快速發(fā)展[13-15]，其利用堿金屬原子光泵浦自旋極化和零場磁共振檢測原理，通過抑制自旋交換弛豫，它無需工作在低溫環(huán)境就能實現(xiàn)和SQUID相當?shù)奶綔y靈敏度，并且具有輕便、可小型化、探測距離近等優(yōu)勢[16]．通過陣列形式將小型原子磁力計排布在腦磁測量帽插槽內(nèi)可實現(xiàn)穿戴式腦磁圖——OPM-MEG，并可在被試者自然運動狀態(tài)下進行測量，大大提升了系統(tǒng)的靈活性和便利性[17,18]．2018年，英國諾丁漢大學團隊首次利用OPM-MEG實現(xiàn)了被試者運動過程中波（13～30 Hz）腦磁信號測量[19]．2019年，Barry等[20]利用OPM-MEG實現(xiàn)了過程中海馬體波（4～8 Hz）信號測量動態(tài)．2021年，Seymour等[21]利用OPM-MEG開展了動態(tài)過程中聽覺誘發(fā)信號的檢測．輕量化穿戴式腦磁圖動態(tài)測量的實現(xiàn)在提升被試者體驗感的同時擴大了其臨床應用范圍，尤其是對癲癇、多動癥、帕金森病等無法控制自身活動的患者，彌補了傳統(tǒng)腦磁圖技術(shù)的不足．

本文詳細介紹了自主搭建的基于原子磁力計的穿戴式腦磁圖系統(tǒng)，為實現(xiàn)動態(tài)腦磁信號測量，設計了勻場補償線圈組并結(jié)合參考傳感器陣列，用于被試頭部運動區(qū)域內(nèi)剩磁補償，保證動態(tài)測量過程中傳感器輸出維持在動態(tài)范圍內(nèi)．此外，研究了一種虛擬合成梯度去噪方法，用于抑制環(huán)境共模噪聲．最后，設計了兩組動態(tài)腦磁信號測量實驗，用于驗證系統(tǒng)的可靠性和有效性．

1 穿戴式腦磁圖系統(tǒng)

1.1 系統(tǒng)整體介紹

本文自主搭建的基于原子磁力計的穿戴式腦磁圖系統(tǒng)基本結(jié)構(gòu)如圖1(a)所示，其中OPM傳感器均使用美國QuSpin公司二代原子磁力計（QZFM Gen-2.0），該OPM最多支持雙通道（軸與軸）腦磁信號采集，其測量方向如圖1(b)所示．系統(tǒng)主體在磁屏蔽室中，磁屏蔽室內(nèi)部尺寸為 1.75 m×1.95 m×2.23 m，可將地磁場屏蔽至10 nT以內(nèi)，使傳感器處于正常工作狀態(tài)，同時利用左右兩側(cè)勻場補償線圈組進一步補償屏蔽房中心區(qū)域剩磁．被試頭部佩戴柔性腦磁測量帽，表面共排布32個插槽用于放置OPM探測傳感器陣列，測量帽可根據(jù)任意頭型調(diào)整大小，并使傳感器緊貼頭皮. 4個OPMs作為參考傳感器陣列固定在左右兩側(cè)支架上，用于測量屏蔽房內(nèi)部剩磁及環(huán)境噪聲. OPM參考傳感器陣列和探測傳感器陣列信號經(jīng)屏蔽房外的OPM電子學系統(tǒng)，輸出到控制采集系統(tǒng)，進行數(shù)據(jù)處理．被試接受腦磁誘發(fā)刺激模塊產(chǎn)生的聽覺、視覺或觸覺等相關(guān)刺激[22]，并由腦磁誘發(fā)刺激控制系統(tǒng)所控制．控制采集系統(tǒng)采用C++語言編寫，以1 024 Hz采樣率記錄原始數(shù)據(jù)并與刺激序列保持同步．

圖1 (a)自主搭建的基于原子磁力計（OPM）的穿戴式腦磁圖儀系統(tǒng)整機圖；(b) OPM傳感器雙軸測量方向

1.2 勻場補償

由于磁屏蔽室內(nèi)部殘余剩磁的大小約為10 nT，且在空間中存在較大的梯度場，在OPM-MEG動態(tài)實驗過程中，頭部的輕微晃動都有可能超出OPM傳感器自身的動態(tài)范圍（±1.5 nT），使其無法正確探測腦磁信號．因此，如何使用勻場補償線圈組進一步補償磁屏蔽室內(nèi)部剩磁及梯度場至關(guān)重要[19,23]. 本文基于平面型載流面[24]自主設計了7組對稱補償線圈組（3組勻場線圈B、B和B，4組一階梯度線圈dB/d、dB/d、dB/d和dB/d），補償中心區(qū)域為40 cm×40 cm×40 cm，7組補償線圈張疊加粘貼在左右兩側(cè)固定支架上，線圈尺寸均為165 cm×140 cm，左右兩側(cè)線圈間距120 cm．7組補償線圈系數(shù)實測值如表1所示．

表1 補償線圈系數(shù)實測值

采用4個OPMs作為參考傳感器陣列擺放在被試頭部左右兩側(cè)，兩側(cè)間距為40 cm．具體位置如圖2(a)所示，4個OPMs參考傳感器圍成一個30 cm×30 cm×40 cm區(qū)域，可涵蓋被試頭部自然運動范圍．OPMs參考傳感器均工作在三軸直流測量（field-zero）模式，實時探測所在位置處三軸方向剩磁，參考傳感器位置擺放包含各個方向梯度磁場（例如1號與2號參考傳感器作差可得到方向的梯度場），便于最優(yōu)化補償．勻場補償需建立優(yōu)化目標函數(shù)，目標函數(shù)定義為：

為測試勻場補償效果，我們將一個OPM探測傳感器插入腦磁測量帽中，傳感器工作在單軸弱磁測量模式．被試頭部在30 cm×30 cm×40 cm區(qū)域內(nèi)各個方向自由晃動，測量補償前后剩磁變化，結(jié)果如圖2(b)所示．可以看出，未施加勻場補償情況下，被試頭動極易導致被測磁場（細虛線）超出傳感器動態(tài)范圍（±1 500 pT）達到飽和，無法正常進行腦磁測量；而在完成勻場補償后（粗實線），被試頭部任意晃動，被測磁場仍在±1 000 pT（即±1 nT）以內(nèi)，傳感器可正常工作．

圖2 (a) OPM參考傳感器位置擺放示意圖；(b)被試自然頭動狀態(tài)下，探測傳感器所測磁場變化（細虛線：未施加勻場補償；粗實線：施加勻場補償）

1.3 虛擬合成梯度去噪

環(huán)境噪聲的抑制將有利于獲取高信噪比的腦磁信號，本文提出一種虛擬合成梯度去噪方法用于環(huán)境共模噪聲抑制．該系統(tǒng)配置由腦磁測量帽上的OPMs探測傳感器陣列和遠離頭皮的參考傳感器陣列組成，參考傳感器陣列擺放位置與圖2(a)保持一致．在完成勻場補償后，4個參考傳感器工作在單軸弱磁測量模式，虛擬合成梯度去噪具體方法如下：

圖3 (a)頭模照片；(b)空屏蔽房中，3通道傳感器的虛擬合成梯度去噪結(jié)果

2 腦磁圖動態(tài)測量

為檢驗穿戴式腦磁圖系統(tǒng)的可靠性和實用性，我們開展了兩組被試者自然頭動狀態(tài)下的腦磁測量實驗，分別是節(jié)律光刺激和聽覺誘發(fā)刺激，每組實驗被試者4人，實驗設計均相同，節(jié)律實驗重復三次，聽覺實驗重復兩次，本文展示其中一名被試實驗結(jié)果[其余三名被試者實驗結(jié)果見圖S1和圖S2（掃描文章首頁二維碼或在論文網(wǎng)頁版查看）]．在兩組實驗中，被試頭部在30 cm×30 cm×40 cm區(qū)域內(nèi)自由擺動．腦磁圖動態(tài)測量實驗開始前，參考OPMs傳感器陣列在三軸直流測量模式下工作用于勻場補償．補償完畢后，補償線圈組電流保持恒定；此時，參考傳感器陣列切換到單軸弱磁測量模式（軸）測量環(huán)境噪聲，用于梯度去噪，梯度去噪覆蓋整個動態(tài)腦磁測量過程并與探測傳感器保持同步．

對于節(jié)律光刺激實驗，5通道OPMs探測傳感器配置在被試者的枕骨區(qū)域，因為節(jié)律（8～13 Hz范圍）信號源主要位于枕骨區(qū)[4,25,26]．光刺激任務設計如圖4所示，被試者通過空氣耳機指示在整個實驗中每5 s交替睜眼和閉眼．傳感器測量得到的全頻段時域信號經(jīng)過虛擬合成梯度去噪及8～13 Hz帶通濾波后，結(jié)果如圖5(a)所示，灰色和黃色區(qū)域代表睜眼和閉眼的狀態(tài)．從圖中可以看出5通道時域數(shù)據(jù)均有明顯的強弱交替的節(jié)律信號變化，當被試者睜眼時，信號幅度明顯減弱．各通道間信號幅度強弱則取決于OPM傳感器與顱內(nèi)信號源相對距離，越靠近信號源則幅度越強.

圖4 a節(jié)律光刺激實驗設計

聽覺信號源主要位于大腦皮層顳葉，因此聽覺誘發(fā)磁場信號測量的實驗中將10通道OPMs探測傳感器放置在被試者頭部的左側(cè)和右側(cè)顳葉區(qū)域，兩側(cè)各5通道．被試者佩戴空氣耳機聽取來自刺激裝置產(chǎn)生的聲音刺激，實驗總共施加400次聽覺刺激，持續(xù)時間為0.3 s，刺激時間間隔為1.7 s．同時，聽覺刺激頻率隨機呈現(xiàn)1 000 Hz或1 200 Hz，以保證被試不易產(chǎn)生聽覺疲勞，其中1 000 Hz刺激的數(shù)量占刺激總數(shù)的80%．聽覺誘發(fā)磁場信號所處波段為2～40 Hz，我們同樣采用虛擬合成梯度去噪方法對原始信號進行噪聲抑制并使用帶通濾波截取2～40 Hz范圍內(nèi)信號，對400個聽覺刺激信號做疊加取平均，得到如圖5(b)所示的聽覺誘發(fā)磁場時域信號，正負信號反映兩側(cè)腦磁信號方向相對傳感器測量方向相反．從圖中可以看出，在刺激產(chǎn)生大約100 ms后，10通道OPM傳感器均出現(xiàn)明顯的磁場強度峰值，該峰值即為M100信號．M100是一個典型的聽覺刺激誘發(fā)反應尖峰信號，產(chǎn)生于聽覺刺激發(fā)生100 ms以后，該反應是一個瞬態(tài)過程，后續(xù)不再有明顯反應[9,27]．

圖5 (a)被試者自然頭動狀態(tài)下5通道a節(jié)律信號時域圖；(b)被試自然頭動狀態(tài)下10通道聽覺誘發(fā)磁場信號時域圖

兩組實驗均表明該系統(tǒng)可實現(xiàn)高信噪比的腦磁圖動態(tài)測量，證實了該系統(tǒng)的有效性和實用性．

3 結(jié)論

本文詳細描述了自主搭建的基于原子磁力計的穿戴式腦磁圖動態(tài)測量系統(tǒng)，通過配置參考傳感器陣列和勻場補償線圈組，結(jié)合相應的補償算法，可實現(xiàn)30 cm×30 cm×40 cm區(qū)域內(nèi)剩磁在±1 nT以內(nèi)，保證動態(tài)測量過程中傳感器輸出維持在動態(tài)范圍以內(nèi)．同時本文提出了一種虛擬合成梯度去噪方法，實現(xiàn)了環(huán)境共模噪聲的有效抑制，使信號本底噪聲可降低至傳感器靈敏度附近．最后設計了兩組實驗用于驗證穿戴式腦磁圖系統(tǒng)動態(tài)測量性能，結(jié)果表明被試在頭部自然運動狀態(tài)下，可以成功檢測到高信噪比的節(jié)律信號與聽覺誘發(fā)磁場信號，證實了該系統(tǒng)的有效性．該研究為穿戴式腦磁圖在癲癇、多動癥、帕金森病等患者動態(tài)測量的應用推廣提供了更多的可能性．

無

圖S1 其余三名被試自然頭動狀態(tài)下5通道節(jié)律信號時域圖

圖S2 其余三名被試自然頭動狀態(tài)下10通道聽覺誘發(fā)磁場信號時域圖

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Moving Wearable Magnetoencephalography Measurement Study Based on Optically-pumped Magnetometer

1,2,3，2,3，2,3，1,2，2,3，2,3，2,3#，1,2,3*

1.School of Electronic and Information Engineering, Changchun University of Science and Technology, Changchun 130022, China; 2. Suzhou Institute of Biomedical Engineering and Technology, Chinese Academy of Sciences, Suzhou 215163, China; 3. Jihua Laboratory, Foshan 528200, China

Magnetoencephalography is a non-invasive technology for brain function imaging, which is of enormous value to brain science research and clinical application due to its ultra-high temporal and spatial trace resolution. In this paper, we introduce a self-built and atomic magnetometer based wearable magnetoencephalography system. By designing bi-planar coils system and combining with reference sensor array, the residual magnetic field in the subject’s head movement area is controlled to be within±1 nT, which ensures the sensors are maintained within their dynamic range during the moving measurement. At the same time, a virtual gradiometer-based noise reduction method is proposed to suppress the common-mode magnetic-field noise. Finally, the alpha rhythm and auditory evoked magnetic field signals with high signal-to-noise ratio are successfully detected under the subject’s natural head movement and the effectiveness of the system is confirmed. This study could provide more possibilities for the application and promotion of moving wearable magnetoencephalography.

wearablemagnetoencephalography, optically-pumped magnetometer, moving measurement, field nulling, noise reduction

O441.5；Q64

A

10.11938/cjmr20222975

2022-02-15;

2022-03-25

蘇州市基礎(chǔ)研究試點項目(SJC2021024)；季華實驗室項目(X190131TD190)；江蘇省自然科學基金青年項目(BK20200215).

# Tel: 17625326300, E-mail: hutao@sibet.ac.cn;

* Tel: 18900616030, E-mail: xiaodong.yang@sibet.ac.cn.