原子磁力计在脑磁测量中的应用研究进展

刘慧丰，鲍善霞

（1.中北大学信息商务学院，山西晋中 030600；2.山西大同大学物理与电子科学学院,山西大同037009）

脑磁图（Magnetoencephalography，MEG）是一种能够完全无侵地直接测量大脑神经功能活动的最新医学诊断技术，已被广泛用于研究大脑的高级功能和各种神经系统疑难病症。通过对人脑进行非侵入性测量，MEG能精确定位磁场源的部位，并且实时反映磁场源的活动状态[1]，还可以通过外界信号如声信号、电信号等刺激脑部，引起磁场变化，从而可实现人脑的动态行为[2]，故研究MEG对于探索大脑机理、解读大脑奥秘有着很好的促进作用。

过去的几十年间，用于脑磁场探测的是基于超导量子干涉仪（Superconducting quantum interference device，SQUID）的商用仪器，但是该系统需要液氦对工作环境制冷、运行成本高、装置复杂、造价昂贵以及探头距头皮位置较远，限制了该设备的使用范围，所以开发适用于室温环境的磁力计尤为重要。随着激光和探测技术的迅速发展，原子磁力计的灵敏度达到了飞特斯拉水平，开始进入生物磁场测量和研究的领域。2010年普林斯顿大学Romalis研究小组实现的无自旋交换弛豫（Spin-exchange relaxation free，SERF）原子磁力计的测量灵敏度0.16fT/[3]，可以与SQUID磁力计相媲美，甚至超越了它。在脑磁测量领域，高灵敏的原子磁力计可以代替目前昂贵的SQUID磁力计，是目前国际上公认的下一代脑磁图仪器的发展方向。

1 MEG信号发生机理

人体内神经细胞受刺激后表现为电解质离子输运产生电流，信号以传导电流形式在神经纤维上传导，根据毕奥—萨法尔定律，生物电流会产生生物磁场，而生物磁场又包含了生理过程及其病理信息等，信号强度稳定，传输简单。对于生物体来说，神经细胞主要集中在脑部，当外界刺激脑部产生神经冲动时，活动的神经电流会产生交变磁场，此磁场可以穿透脑组织和颅骨到达头部之外，在头皮表面放置一组探测器阵列用来记录分布在头皮表面上的交变磁场的变化，即可获得脑磁图。脑磁图可以确定脑内磁场发生源的精确位置和强度，反映脑部磁场变化。

1949年，Brazier提出可用电流偶极子来描述脑内电磁磁源[4]，人脑的神经活动是产生电流偶极子的电源，脑电流分为跨膜电流、细胞内电流和细胞外容积电流三种。跨膜电流产生的磁场相互抵消，无法探测到磁信号；而由于细胞外容积电流的电流密度低，产生的微弱磁场基本上对脑磁图的结果没有影响，所以产生脑磁场的电流主要是细胞内电流。将细胞内电流看作一个电流偶极子，电流偶极子可以分解为径向成分和切向成分，在球头导体模型下如图1所示,径向偶极子是脑电图测量电位信号的主要来源,对头外磁场没有贡献，因此脑磁场所测量的是与脑表面呈切向分量的脑细胞内电流产生的磁场[5]。

图1 头模型下切向和径向示意图

作为一种无创性探测大脑电磁信号的电生理学技术，MEG具有高灵敏度、高时间分辨率和高空间分辨率等特征，对于研究人脑工作机制有着至关重要的作用。然而，脑磁的磁信号振幅在50 fT～5pT的范围内，仅相当于地球磁场(30～50 μT)的亿分之一，探测难度极高。为了测量微弱的脑磁信号，探测器的灵敏度需要达到1 fT量级。原子磁力计无需使用低温超导磁体，在室温环境下即可有效测量微弱磁场，是一种高灵敏的重要医学辅助诊断仪器。

2 原子磁力计原理及光学结构

原子磁力计的基本原理是以玻璃气室中的钾、铷和铯等碱金属原子蒸气作为探头，利用外界磁场条件下光与原子的相互作用将磁场信息转变成光的信息，进而通过光学探测手段实现磁场测量。生物磁的研究和测量中通常采用的原子磁力计有基于光学-射频双共振现象的光抽运磁力计（Optically-pumped magnetometers，OPM），利用非线性磁光旋转（Nonlinear magneto-optical rotation，NMOR）的磁力计，相干布局囚禁磁力计（Cherent population trapping，CPT），以及用于测量低频弱磁场的无自旋交换弛豫（Sin-exchange relaxation-free,SERF）磁力计等。

OPM测量磁场时需要一个射频线圈提供射频场，来驱动原子拉莫尔进动，存在额外的射频噪声；CPT磁力计不需要射频线圈，探头体积很小，但是其探测灵敏度在pT/水平，在脑磁测量中应用范围有限；NMOR原子磁力计采用非线性磁光效应测量探测光的偏振面的旋转来实现微弱磁场的测量，灵敏度高，设备相对简单。NMOR原子磁力计使用的探头为碱金属原子（如Na、K、Rb、Cs）蒸气室，其最外层只有一个带自旋的电子。利用一束σ+的圆偏振光对碱金属原子进行共振泵浦，这些电子的自旋被操控同相位的极化到同一个方向。此时，原子自旋磁矩的总和表现为一个沿着泵浦光的宏观磁矩，在外磁场的作用下，原子的自旋极化宏观磁矩会在垂直于泵浦光的平面上发生拉莫尔进动，进动频率ωL=γB，其中ωL为拉莫尔进动频率，γ为旋磁比，B为磁感应强度，如图2所示。在垂直于泵浦光的方向上入射一束非共振的线偏振探测光，原子宏观磁矩在进动过程中会在探测光方向上产生投影，即在该方向上产生了原子的自旋极化，自旋极化会改变原子系综对光的吸收率和色散率。线偏振探测光可以分解为两个反方向的圆偏振光（σ+和σ-），而不同的圆偏光会有不同的吸收率（即折射率），则通过原子气室后两种圆偏振光之间产生相位差，最终线偏振光的偏振面发生旋转。使用偏振检测计探测旋转的角度，在一定区间内，该角度与外磁场大小成正比，从而可以计算出外磁场的大小，实现弱磁测量[7]。

图2 原子磁力计原理图

由于原子之间的自旋交换碰撞，原子的自旋极化寿命受到了限制，若想获得最大的磁场测量灵敏度，就必须抑制各种弛豫机制，获得极窄的磁共振线宽。1973年由美国普林斯顿大学的Happer教授提出碱金属原子在高粒子数密度和极低磁场区域内（即SERF）自旋交换碰撞的弛豫展宽消失，获得的磁共振线宽极窄。利用碱金属原子在SERF区域内呈现的极窄线宽特性，SERF磁力计对磁场进行高精度测量[8]，其工作原理和NMOR磁力计相似，从其物理本质上来说是一种压窄原子磁共振谱线线宽的方法。

SERF磁力计实验平台主要包括原子探头、光学系统、加热系统、磁场控制系统以及信号采集与处理系统五部分，目前国内外最常采用的基本装置如图3所示[9]。其中磁力计的探头是一个充有自然丰度碱金属的玻璃气室，考虑光路的准直性及整个结构的紧凑型采用硼硅酸盐制的立方形玻璃气室，为了避免碱金属原子与玻璃器壁的碰撞，气室中充有氦气作为缓冲气体，为了抑制激发态自发辐射过程中杂散荧光导致原子自旋极化的破坏，充氮气作为淬灭气体；光学系统中的光有两个作用：与碱金属原子D1线共振的圆偏振激光作为泵浦光极化原子，与碱金属原子D2线大失谐的线偏振激光作为探测光用来探测原子自旋极化的变化；为了保证气室内原子数密度足够大，气室放置在高温材料聚四氟乙烯制成的加热室中，无磁加热至80～1900C范围内；为了保证SERF磁力计工作环境磁场足够低，加热室放置在三轴亥姆霍兹线圈构成的磁场主动补偿装置内，调节亥姆霍兹线圈电流控制线圈内剩余磁场强度在10 nT以内；探测光通过原子气室后经偏振光束分路器分解P光和S光，差除和检测电路测量探测光偏转角，通过锁相放大器后由计算机记录。为了进一步提高SERF磁力计的灵敏度，可以利用其矢量特性同时测量三轴磁场[10]、使用单路椭圆偏振光同时进行泵浦和探测从而降低系统复杂性[11]、利用多次反射提高测量灵敏度[12-13]、利用两种碱金属原子混合泵浦以提高原子自旋极化效率[14-17]、利用偏振压缩光[18]或者量子非破坏探测等方法提高磁场测量灵敏度等。目前演示的原子磁力计中，SERF磁力计的探测灵敏度最高。同时，SERF磁力计也具有较高的空间分辨率，结合微机电系统技术，SERF可以在更广阔的领域得到应用。

图3 Bell-Bloom SERF原子磁力仪装置图

图4 为利用微电机系统工艺制作的芯片尺度的超灵敏原子磁力计。传感器中心是一个内部体积为1.5 mm3的碱金属蒸气泡，含有同位素87Rb，缓冲气体为N2，通过光纤导入大功率激光到“吸光生热”的彩色滤波片上来给气室加热，从而提高碱金属原子的粒子数密度。采用圆偏振泵浦光光抽运原子，通过光电二极管探测该光，监测原子极化。这种模式采用一束光同时作为泵浦光和探测光，简化结构的同时降低了功耗。这仅仅是关于极化、传感器形状和波束的许多可能配置中的一种[19]。

图4 光纤耦合原子磁力计传感头

原子磁力计是可单独放置的室温传感器，它的优点如下：第一，原子磁力计不需要使用杜瓦，从而使得探头和头皮之间的距离更短。这可以增强探头位置处MEG的信号强度，从而获得更高的信噪比。第二，探头尺度小，多个探头可以贴合人脑形状布置以满足三维成像需求，进一步减少了传感器与磁场发生源之间的距离，这对于儿童脑磁图测量研究系统尤其有利。超灵敏的原子磁力计已经开始应用于心磁、脑磁等生物磁研究，展现出潜在的重要应用前景。

3 研究现状

基于原子磁力计的MEG系统研究始于2006年，普林斯顿大学的Xia H等人使用SERF原子磁力计测量了非低温下的脑磁信号。此原子磁力计的K原子蒸气室由派热克斯玻璃制成，边长7.5 cm，里面充有缓冲气体和淬灭气体，工作温度为180°C。气室放置在人体大脑左侧，其中心和头皮之间的距离为6.25 cm。采用光功率为0.5 W的圆偏振光泵浦钾原子，与其垂直方向上入射一束光功率为0.5 W线偏振探测光，通过交叉偏振分析片和二维16×16元光电二极管阵列检测探测光的偏转角，通过数据采集板电路上的可编程门阵列对信号解调，从而获得磁场。大脑受到听觉刺激后，在100 ms时观察得到的N100峰值清晰可见。该实验同时对6名受试者的大脑听觉刺激反应进行测量，实现了原子磁力计探测大脑受到听觉刺激后响应的脑磁[20]。

2010年，Johnson C等人使用SERF磁力计测量大脑磁场。泵浦光和探测光反向同轴通过直径2.5 cm、长2.5 cm的圆柱形Rb原子蒸气室，气室与头皮之间的距离为2 cm。将男性受试者的头部置于SERF原子磁力计探测区域，采用多通道测量技术，记录听觉刺激和电刺激正中神经后的诱发响应，得到MEG。通过与基于SQUID的商用MEG系统相比，证明了SERF磁力计探测脑部磁场的有效性[21]，为以后研究非低温全脑磁图提供了依据。

2012年，Sander T H等人使用基于Rb原子芯片尺度的原子磁力计测量对躯体感觉诱发的和自发性的脑磁信号。非制冷的、光纤耦合的原子磁力计探头体积为1 cm3，便于操作且到头皮的距离仅为4 mm，测得的信号更强。刺激受试者的右手腕，用置于头顶C3区域的传感器测量躯体受刺激后诱发的脑磁信号。在相同的受试者中，与基于SQUID的测量结果比较，由于原子磁力计紧贴头皮，获得的脑磁信噪比更好[22]。

2015年Kamada等人使用基于K原子模块紧凑的高灵敏度原子磁力计测量人脑磁图，磁力计探头体积为8.3×9.5×19 cm3，研究闭眼、睁眼时人大脑的自发神经振荡变化、脑神经响应等微弱的磁场信号，与基于SQUID的测量结果相比，使用超灵敏原子磁力计探测脑部神经磁场的同样可行[23]。

2017年，北京大学的Sheng J等人基于Cs原子的SERF原子磁力计测量脑听觉激励磁场响应信号，与基于SQUID探头获得的听觉激励时刻点后100 ms处信号的M100相比，原子磁力计的信号幅度更大[24]。

2018年9月，我国中国科学院生物物理所成功构建一套12通道的基于原子磁力计的脑磁图原型机[25]，如图5所示，该原型机含有可兼容多种探测器的96通道脑磁图头盔，该头盔由3D打印而成，质量轻并且可以“私人定制”，使得头盔大小和形状适用于每位受试者头部，保证传感器和每个受试者头皮直接接触，增加了脑磁成像的信号强度。该原型机可有效探测大脑海马区、上丘等脑深部区域；对于传统脑磁图难以应用的低龄儿童、帕金森患者等群体，也可以有效探测；在发育心理学和脑疾病诊断等领域有着潜在的应用前景。这种新型原型机可佩戴，在测量过程中受试者可以自由地进行头部活动。未来，受试者还可以穿戴该头盔进行社交活动等，不会受到任何影响。

图5 原子磁力计脑磁图原型机

4 展望

原子磁力计是近期发展起来的具有超高灵敏度的磁力计，不仅具有小型化的磁探头，可实现较高的空间分辨率，而且比传统的SQUID磁力计制作和运行成本低，是目前世界上精密磁场探测领域的前沿研究方向。基于原子磁力计的脑磁图系统是当前国际公认的下一代MEG仪器的发展方向，它在常温下即可工作，磁力计探头可紧贴头皮，具备灵敏度高、造价低廉及可以制作成可穿戴式系统的优势。除此之外，还可以测量大脑功能，并且可对神经、神经退行性和精神健康情况进行研究，有望取代目前基于SQUID的MEG系统，有着广泛的应用前景。