基于原子磁力计的穿戴式脑磁图动态测量研究

2022-09-09陈春巧郭清乾徐佳玉冯晓宇杨晓冬

波谱学杂志 2022年3期

陈春巧，张欣，郭清乾，徐佳玉，冯晓宇，常严，胡涛#，杨晓冬*

陈春巧1,2,3，张欣2,3，郭清乾2,3，徐佳玉1,2，冯晓宇2,3，常严2,3，胡涛2,3#，杨晓冬1,2,3*

1. 长春理工大学电子信息工程学院，吉林长春 130022；2. 中国科学院苏州生物医学工程技术研究所，江苏苏州 215163；3. 季华实验室，广东佛山 528200

脑磁图作为一种无创的脑功能成像技术，依靠超高的时间及空间溯源分辨率，在脑科学研究和临床应用领域中有着极其重要的价值．本文介绍了自主搭建的基于原子磁力计的穿戴式脑磁图系统，通过设计匀场补偿线圈组并结合参考传感器阵列，实现被试头部运动区域内剩磁在±1 nT以内，保证动态测量过程中传感器输出维持在动态范围以内；同时提出了一种虚拟合成梯度去噪方法，显著抑制了环境共模噪声；最终在被试者头部自然运动状态下，成功检测到高信噪比的节律信号与听觉诱发磁场信号，证实了该系统的有效性，为穿戴式脑磁图应用推广提供更多的可能性．

穿戴式脑磁图；原子磁力计；动态测量；匀场补偿；噪声抑制

引言

近年来，一种新型的量子弱磁传感器——无自旋交换弛豫（spin-exchange relaxation-free，SERF）原子磁力计（optically-pumped magnetometer，OPM）得到了快速发展[13-15]，其利用碱金属原子光泵浦自旋极化和零场磁共振检测原理，通过抑制自旋交换弛豫，它无需工作在低温环境就能实现和SQUID相当的探测灵敏度，并且具有轻便、可小型化、探测距离近等优势[16]．通过阵列形式将小型原子磁力计排布在脑磁测量帽插槽内可实现穿戴式脑磁图——OPM-MEG，并可在被试者自然运动状态下进行测量，大大提升了系统的灵活性和便利性[17,18]．2018年，英国诺丁汉大学团队首次利用OPM-MEG实现了被试者运动过程中波（13～30 Hz）脑磁信号测量[19]．2019年，Barry等[20]利用OPM-MEG实现了过程中海马体波（4～8 Hz）信号测量动态．2021年，Seymour等[21]利用OPM-MEG开展了动态过程中听觉诱发信号的检测．轻量化穿戴式脑磁图动态测量的实现在提升被试者体验感的同时扩大了其临床应用范围，尤其是对癫痫、多动症、帕金森病等无法控制自身活动的患者，弥补了传统脑磁图技术的不足．

本文详细介绍了自主搭建的基于原子磁力计的穿戴式脑磁图系统，为实现动态脑磁信号测量，设计了匀场补偿线圈组并结合参考传感器阵列，用于被试头部运动区域内剩磁补偿，保证动态测量过程中传感器输出维持在动态范围内．此外，研究了一种虚拟合成梯度去噪方法，用于抑制环境共模噪声．最后，设计了两组动态脑磁信号测量实验，用于验证系统的可靠性和有效性．

1 穿戴式脑磁图系统

1.1 系统整体介绍

本文自主搭建的基于原子磁力计的穿戴式脑磁图系统基本结构如图1(a)所示，其中OPM传感器均使用美国QuSpin公司二代原子磁力计（QZFM Gen-2.0），该OPM最多支持双通道（轴与轴）脑磁信号采集，其测量方向如图1(b)所示．系统主体在磁屏蔽室中，磁屏蔽室内部尺寸为 1.75 m×1.95 m×2.23 m，可将地磁场屏蔽至10 nT以内，使传感器处于正常工作状态，同时利用左右两侧匀场补偿线圈组进一步补偿屏蔽房中心区域剩磁．被试头部佩戴柔性脑磁测量帽，表面共排布32个插槽用于放置OPM探测传感器阵列，测量帽可根据任意头型调整大小，并使传感器紧贴头皮. 4个OPMs作为参考传感器阵列固定在左右两侧支架上，用于测量屏蔽房内部剩磁及环境噪声. OPM参考传感器阵列和探测传感器阵列信号经屏蔽房外的OPM电子学系统，输出到控制采集系统，进行数据处理．被试接受脑磁诱发刺激模块产生的听觉、视觉或触觉等相关刺激[22]，并由脑磁诱发刺激控制系统所控制．控制采集系统采用C++语言编写，以1 024 Hz采样率记录原始数据并与刺激序列保持同步．

图1 (a)自主搭建的基于原子磁力计（OPM）的穿戴式脑磁图仪系统整机图；(b) OPM传感器双轴测量方向

1.2 匀场补偿

由于磁屏蔽室内部残余剩磁的大小约为10 nT，且在空间中存在较大的梯度场，在OPM-MEG动态实验过程中，头部的轻微晃动都有可能超出OPM传感器自身的动态范围（±1.5 nT），使其无法正确探测脑磁信号．因此，如何使用匀场补偿线圈组进一步补偿磁屏蔽室内部剩磁及梯度场至关重要[19,23]. 本文基于平面型载流面[24]自主设计了7组对称补偿线圈组（3组匀场线圈B、B和B，4组一阶梯度线圈dB/d、dB/d、dB/d和dB/d），补偿中心区域为40 cm×40 cm×40 cm，7组补偿线圈张叠加粘贴在左右两侧固定支架上，线圈尺寸均为165 cm×140 cm，左右两侧线圈间距120 cm．7组补偿线圈系数实测值如表1所示．

表1 补偿线圈系数实测值

采用4个OPMs作为参考传感器阵列摆放在被试头部左右两侧，两侧间距为40 cm．具体位置如图2(a)所示，4个OPMs参考传感器围成一个30 cm×30 cm×40 cm区域，可涵盖被试头部自然运动范围．OPMs参考传感器均工作在三轴直流测量（field-zero）模式，实时探测所在位置处三轴方向剩磁，参考传感器位置摆放包含各个方向梯度磁场（例如1号与2号参考传感器作差可得到方向的梯度场），便于最优化补偿．匀场补偿需建立优化目标函数，目标函数定义为：

为测试匀场补偿效果，我们将一个OPM探测传感器插入脑磁测量帽中，传感器工作在单轴弱磁测量模式．被试头部在30 cm×30 cm×40 cm区域内各个方向自由晃动，测量补偿前后剩磁变化，结果如图2(b)所示．可以看出，未施加匀场补偿情况下，被试头动极易导致被测磁场（细虚线）超出传感器动态范围（±1 500 pT）达到饱和，无法正常进行脑磁测量；而在完成匀场补偿后（粗实线），被试头部任意晃动，被测磁场仍在±1 000 pT（即±1 nT）以内，传感器可正常工作．

图2 (a) OPM参考传感器位置摆放示意图；(b)被试自然头动状态下，探测传感器所测磁场变化（细虚线：未施加匀场补偿；粗实线：施加匀场补偿）

1.3 虚拟合成梯度去噪

环境噪声的抑制将有利于获取高信噪比的脑磁信号，本文提出一种虚拟合成梯度去噪方法用于环境共模噪声抑制．该系统配置由脑磁测量帽上的OPMs探测传感器阵列和远离头皮的参考传感器阵列组成，参考传感器阵列摆放位置与图2(a)保持一致．在完成匀场补偿后，4个参考传感器工作在单轴弱磁测量模式，虚拟合成梯度去噪具体方法如下：

图3 (a)头模照片；(b)空屏蔽房中，3通道传感器的虚拟合成梯度去噪结果

2 脑磁图动态测量

为检验穿戴式脑磁图系统的可靠性和实用性，我们开展了两组被试者自然头动状态下的脑磁测量实验，分别是节律光刺激和听觉诱发刺激，每组实验被试者4人，实验设计均相同，节律实验重复三次，听觉实验重复两次，本文展示其中一名被试实验结果[其余三名被试者实验结果见图S1和图S2（扫描文章首页二维码或在论文网页版查看）]．在两组实验中，被试头部在30 cm×30 cm×40 cm区域内自由摆动．脑磁图动态测量实验开始前，参考OPMs传感器阵列在三轴直流测量模式下工作用于匀场补偿．补偿完毕后，补偿线圈组电流保持恒定；此时，参考传感器阵列切换到单轴弱磁测量模式（轴）测量环境噪声，用于梯度去噪，梯度去噪覆盖整个动态脑磁测量过程并与探测传感器保持同步．

对于节律光刺激实验，5通道OPMs探测传感器配置在被试者的枕骨区域，因为节律（8～13 Hz范围）信号源主要位于枕骨区[4,25,26]．光刺激任务设计如图4所示，被试者通过空气耳机指示在整个实验中每5 s交替睁眼和闭眼．传感器测量得到的全频段时域信号经过虚拟合成梯度去噪及8～13 Hz带通滤波后，结果如图5(a)所示，灰色和黄色区域代表睁眼和闭眼的状态．从图中可以看出5通道时域数据均有明显的强弱交替的节律信号变化，当被试者睁眼时，信号幅度明显减弱．各通道间信号幅度强弱则取决于OPM传感器与颅内信号源相对距离，越靠近信号源则幅度越强.

图4 a节律光刺激实验设计

听觉信号源主要位于大脑皮层颞叶，因此听觉诱发磁场信号测量的实验中将10通道OPMs探测传感器放置在被试者头部的左侧和右侧颞叶区域，两侧各5通道．被试者佩戴空气耳机听取来自刺激装置产生的声音刺激，实验总共施加400次听觉刺激，持续时间为0.3 s，刺激时间间隔为1.7 s．同时，听觉刺激频率随机呈现1 000 Hz或1 200 Hz，以保证被试不易产生听觉疲劳，其中1 000 Hz刺激的数量占刺激总数的80%．听觉诱发磁场信号所处波段为2～40 Hz，我们同样采用虚拟合成梯度去噪方法对原始信号进行噪声抑制并使用带通滤波截取2～40 Hz范围内信号，对400个听觉刺激信号做叠加取平均，得到如图5(b)所示的听觉诱发磁场时域信号，正负信号反映两侧脑磁信号方向相对传感器测量方向相反．从图中可以看出，在刺激产生大约100 ms后，10通道OPM传感器均出现明显的磁场强度峰值，该峰值即为M100信号．M100是一个典型的听觉刺激诱发反应尖峰信号，产生于听觉刺激发生100 ms以后，该反应是一个瞬态过程，后续不再有明显反应[9,27]．

图5 (a)被试者自然头动状态下5通道a节律信号时域图；(b)被试自然头动状态下10通道听觉诱发磁场信号时域图

两组实验均表明该系统可实现高信噪比的脑磁图动态测量，证实了该系统的有效性和实用性．

3 结论

本文详细描述了自主搭建的基于原子磁力计的穿戴式脑磁图动态测量系统，通过配置参考传感器阵列和匀场补偿线圈组，结合相应的补偿算法，可实现30 cm×30 cm×40 cm区域内剩磁在±1 nT以内，保证动态测量过程中传感器输出维持在动态范围以内．同时本文提出了一种虚拟合成梯度去噪方法，实现了环境共模噪声的有效抑制，使信号本底噪声可降低至传感器灵敏度附近．最后设计了两组实验用于验证穿戴式脑磁图系统动态测量性能，结果表明被试在头部自然运动状态下，可以成功检测到高信噪比的节律信号与听觉诱发磁场信号，证实了该系统的有效性．该研究为穿戴式脑磁图在癫痫、多动症、帕金森病等患者动态测量的应用推广提供了更多的可能性．

无

图S1 其余三名被试自然头动状态下5通道节律信号时域图

图S2 其余三名被试自然头动状态下10通道听觉诱发磁场信号时域图

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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