腦磁圖（MEG）新型技術(shù)及功能特點
多通道光泵磁力計便攜平臺

腦磁圖（MEG）發(fā)展背景前景介紹

腦磁圖（MEG）通過評估神經(jīng)電流產(chǎn)生的磁場來測量大腦功能。傳統(tǒng)的MEG使用超導(dǎo)傳感器，這對性能、實用性和部署產(chǎn)生了重大限制；然而，近年來，光泵磁力計optically-pumped-magnetometers（OPMs）的引入使該領(lǐng)域發(fā)生了革命性變化。OPMs可以在沒有低溫的情況下測量MEG信號，從而實現(xiàn)了“OPM-MEG"系統(tǒng)的概念，該系統(tǒng)表面上允許增加靈敏度和分辨率、壽命依從性、自由受試者移動和更低的成本。在這里，我們報告了一種新的OPM-MEG設(shè)計，具有小型化和集成的電子控制、高水平的便攜性和改進的傳感器動態(tài)范圍（可以說是現(xiàn)有儀器的zui大限制）。我們表明，與已建立的儀器相比，該系統(tǒng)產(chǎn)生等效的措施；具體而言，當(dāng)測量任務(wù)誘導(dǎo)的beta帶、伽馬帶和誘發(fā)的神經(jīng)電反應(yīng)時，來自兩個系統(tǒng)的源定位具有高度可比性，時間相關(guān)性＞0.7在個體水平和＞0.9群體中。使用電磁體模，我們通過在背景場中運行系統(tǒng)來證明改進的動態(tài)范圍8nT。我們表明，該系統(tǒng)在自由運動期間（包括坐立范式）收集數(shù)據(jù)是有效的，并且它與同時electroencephalography（EEG-臨床標(biāo)準(zhǔn)）兼容。zui后，我們通過在兩個實驗室之間移動系統(tǒng)來證明可移植性。總體而言，我們的新系統(tǒng)被證明是OPM-MEG技術(shù)的重要一步，并為下一代功能醫(yī)學(xué)成像提供了一個有吸引力的平臺。

腦磁圖（MEG）測量電流通過大腦神經(jīng)元組裝產(chǎn)生的磁場（Cohen 1968）。這些磁場的數(shù)學(xué)建模產(chǎn)生三維圖像，顯示electrophysiological活動的空間和時間特征。MEG是研究大腦功能的成熟工具，在神經(jīng)科學(xué)和臨床實踐中具有應(yīng)用（Baillet，2017）。在神經(jīng)科學(xué)中，它可用于測量誘發(fā)反應(yīng)，神經(jīng)振蕩，功能連接和網(wǎng)絡(luò)動力學(xué)-顯示大腦如何不斷形成和溶解支持認(rèn)知的網(wǎng)絡(luò)。臨床上，MEG zui常用于癲癇，以定位負(fù)責(zé)癲癇發(fā)作的大腦區(qū)域以及周圍雄辯的皮層（De Tiège et al.，2017）。還有其他潛在的應(yīng)用，從研究兒童常見疾?。ɡ纾蚤]癥聽覺誘發(fā)反應(yīng)潛伏期的測量（Matsuzaki等人，2019年））到調(diào)查老年人的神經(jīng)退行性疾?。ɡ?，癡呆癥皮質(zhì)減緩的測量（Gouw等人，2021年））。MEG在空間精度（因為磁場對頭骨的扭曲比EEG測量的電位?。┖挽`敏度（因為EEG更受非神經(jīng)元來源（如肌肉）的人工制品的影響）方面優(yōu)于臨床標(biāo)準(zhǔn)electroencephalography（EEG）（Boto等人，2019年；Goldenholz等人，2009年）

近年來，MEG儀器通過引入光泵磁力計（OPMs）而發(fā)生了革命性的變化。（參見（Brookes等人，2022年；Schofield等人，2023年；Tierney等人，2019年）的評論。）OPMs測量磁場的靈敏度與傳統(tǒng)MEG使用的傳感器相似，但不需要低溫冷卻。它們也可以是微制造的（Schwindt等人，2007年；V. Shah等人，2007年，2020年；V.K.Shah&Wakai，2013年），因此它們小巧輕便。這導(dǎo)致了多種優(yōu)勢。例如，傳感器可以放置在更靠近頭皮表面的位置（與低溫設(shè)備相比，不再需要熱絕緣間隙）；這顯著提高了信號幅度（Boto等人，2016年，2017年；livanainen等人，2017,2019,2020）理論計算表明，這可以提供的空間分辨率（高于傳統(tǒng)的MEG和EEG）（Nugent等人，2022年；Tierney等人，2022年；Wens，2023年）。陣列可以適應(yīng)任何頭部形狀-從新生兒到成年人（Corvilain等人，2024年；Feys等人，2023年；Hill等人，2019年；Rier等人，2024年）。適應(yīng)性還意味著陣列可以設(shè)計為優(yōu)化對特定效應(yīng)（Hill等人，2024年）或大腦區(qū)域（Lin等人，2019年；Tierney，Levy等人，2021年）的敏感性。當(dāng)傳感器隨著頭部移動時，參與者可以在記錄期間自由移動（假設(shè)背景場得到良好控制）（Holmes等，2018,2019,2023； Rea等，2021）。這使得在新任務(wù)期間記錄數(shù)據(jù)（Boto等，2018；Rea等，2022）甚至癲癇發(fā)作（Feys等，2023；Hillebrand等，2023）。對不同頭部大小/形狀的適應(yīng)性加上運動魯棒性（Feys&De Tiège，2024）意味著，像EEG一樣，OPM-MEG系統(tǒng)是可穿戴的。然而，與EEG不同，傳感器不需要與頭部進行電接觸，使得OPM-MEG在患者友好性方面比EEG更實用。

zui后，即使在開發(fā)的早期階段，基于OPM的系統(tǒng)也比傳統(tǒng)的MEG設(shè)備更便宜。這些顯著的優(yōu)勢在理論上可能導(dǎo)致OPMMEG成為electrophysiological測量的shou選方法，甚至有可能取代EEG成為某些應(yīng)用的臨床工具。

多通道OPM-MEG系統(tǒng)數(shù)據(jù)采集分析

我們zui初的目標(biāo)是比較兩種不同的OPM-MEG系統(tǒng)。兩者都由64個三軸Quspin QZFM OPM傳感器（QuSpin Inc. Colorado，USA）組成，每個傳感器都能夠在三個正交方向上測量磁場，從而實現(xiàn)192個獨立通道的數(shù)據(jù)收集。傳感器設(shè)計已經(jīng)有了很好的記錄（Boto等人，2022；V.Shah等人，2020），這里不再詳細(xì)重復(fù)；簡而言之，每個傳感器頭都是一個獨立的單元，包括一個87Rb蒸汽電池，一個用于光泵浦的激光器，一個用于電池內(nèi)場控制的板載電磁線圈和兩個用于信號讀出的光電二極管。光束分離器將激光輸出分開，相關(guān)光學(xué)器件通過電池投射兩個正交光束，以實現(xiàn)三軸場測量。傳感器的中位數(shù)噪聲底限預(yù)計~15fT/sqrt(Hz)在3-100 Hz范圍內(nèi)。這比典型的單軸或雙軸OPM的噪聲底略高，因為需要將激光束分開進行三軸測量（Boto et al.，2022）。兩個系統(tǒng)的傳感器安裝在相同的3D打印頭盔中（Cerca Magnetics Limited，Nottingham，UK），確保陣列幾何形狀對于所有測量都是相同的（參見圖1A-插圖）。陣列被放置在一個磁屏蔽室（MSR）中，包括四個金屬層和一個銅層，以分別衰減DC/低頻和高頻磁干擾場（Magnetic Shields Limited，Kent，UK）。MSR墻壁配備了消磁線圈，以減少掃描前的殘余磁化。MSR還配備了矩陣線圈（Holmeset al.，2023）和指紋線圈（Holmeset al.，2019）-兩者都能夠進行主動場控制（Cerca Magnetics Limited，Nottingham，UK）。單個“采集"計算機用于OPM-MEG控制和數(shù)據(jù)采集；該范式（以及相關(guān)的時間標(biāo)記（“觸發(fā)器"）描述了向受試者提供刺激的時間）由第二臺“刺激"計算機控制。視覺刺激通過波導(dǎo)投影到位于受試者前方的背投影屏幕上~100 cm呈現(xiàn)。我們使用了Optoma HD39 Darbee投影儀，刷新率為120 Hz。兩個系統(tǒng)的示意圖如圖1C所示。

圖1：OPM-MEG系統(tǒng)： A）機架安裝（RM）OPM-MEG系統(tǒng)；傳感器頭通過MSR外的電子機架控制。B）集成小型化（IM）OPM-MEG系統(tǒng)；受試者佩戴的背包內(nèi)包含所有控制和采集電子設(shè)備。系統(tǒng)原理圖——對兩個系統(tǒng)都有效，主要區(qū)別是電子OPM：紅色路徑顯示IM系統(tǒng)，藍色顯示RM系統(tǒng)。集成微型系統(tǒng)的電子設(shè)備照片。

圖2顯示了我們的RM和IM系統(tǒng)之間的比較結(jié)果。單個主題的結(jié)果顯示（在所有6次運行中平均）；第二個主題的等效圖在補充材料中提供。面板A顯示按鈕按下期間的beta調(diào)制。在這兩個系統(tǒng)中，zui大的beta調(diào)制被定位到左側(cè)初級感覺運動皮層（由于右食指的運動），時間過程顯示出明顯的運動誘導(dǎo)beta幅度的減少，如預(yù)期的那樣。圖2B顯示了圓刺激呈現(xiàn)期間的伽馬調(diào)制。在這里，zui大的刺激誘導(dǎo)增加在主要視覺區(qū)域，并觀察到刺激呈現(xiàn)期間伽馬幅度的預(yù)期增加。圖2C顯示了對面部呈現(xiàn)的誘發(fā)反應(yīng)。圖像顯示了誘發(fā)反應(yīng)的空間簽名，其延遲為~170ms，主要在梭形區(qū)域。

圖2：RM和IM系統(tǒng)比較： A）手指運動的β帶反應(yīng)；在左邊的圖像中，疊加顯示zui大beta調(diào)制的位置，右邊的時間過程顯示beta帶振幅的時間演變。b）對視覺刺激的伽馬反應(yīng)；圖像顯示伽馬調(diào)制的位置，時間過程顯示伽馬帶振幅的演變。c）對面部呈現(xiàn)的誘發(fā)反應(yīng)；圖像顯示zui高誘發(fā)功率的位置，時間過程顯示試驗平均誘發(fā)反應(yīng)。在所有三種情況下，數(shù)據(jù)在6次運行中平均；顯示了兩個系統(tǒng)的圖像，在時間過程圖中，紅色表示RM系統(tǒng)，藍色表示IM系統(tǒng)，陰影區(qū)域表示運行均方差。

圖3顯示了我們的坐立任務(wù)的結(jié)果。圖3A和C圖分別顯示了beta調(diào)制和從初級感覺運動皮層峰值提取的TFS的pseudo-T-statistical圖像。zui大的beta調(diào)制局限于雙側(cè)感覺運動區(qū)域，從手部區(qū)域中間延伸到負(fù)責(zé)腿部運動的區(qū)域（回想一下，任務(wù)涉及站立時手指運動，所以這是可以預(yù)料的）。TFS在每次試驗的前4秒顯示出清晰的beta帶不同步，而受試者正在運動。圖3 顯示了傳感器測量的原始磁場數(shù)據(jù)。大多數(shù)傳感器顯示由運動產(chǎn)生的背景場偏移，>1.5 nT這超過了傳感器在開環(huán)模式下運行時的動態(tài)范圍。盡管有這些大的場偏移，傳感器仍保持運行。雖然傳感器在開環(huán)運行時可以進行這些測量，但信號的準(zhǔn)確性將受到增益和CAPE誤差的顯著阻礙（Borna et al.，2022）。

圖3：坐立任務(wù)：A）任務(wù)引起的beta調(diào)制的空間特征。B）通道測量的原始磁場，顯示傳感器穿過a ~2 nT背景場，參與者從坐姿移動到站姿。C）來自感覺運動皮層的TFS，顯示神經(jīng)振蕩的時頻演變。D）任務(wù)的再現(xiàn)，以展示運動范圍。

并發(fā)OPM-MEG/EEG聯(lián)動對比

圖4：并發(fā)OPM-MEG/EEG： A）戴著EEG帽和OPM-MEG頭盔的參與者。b）在自然頭部運動期間記錄數(shù)據(jù)：顯示了實驗中受試者所做的zui大平移和旋轉(zhuǎn)。條代表受試者的平均值；數(shù)據(jù)點顯示每個個體受試者的值。C）和D）分別顯示組平均beta和伽馬效應(yīng)。在這兩種情況下pseudo-T-statistical圖像和相關(guān)的TFS（來自beta的zui小值和伽馬視覺皮層的中心點）在這些圖像中顯示了EEG和MEG。所有數(shù)據(jù)都是在運動的情況下記錄的。

小型化OPM-MEG系統(tǒng)總結(jié)

我們的總體目標(biāo)是展示一種新的OPM-MEG系統(tǒng)，具有集成和小型化的電子設(shè)備，并測試其評估人體electrophysiological功能的可行性。我們的主要演示看到新的IM系統(tǒng)在兩個受試者中多次使用，以提供與已建立的OPM-MEG設(shè)備的比較，該設(shè)備以前已經(jīng)得到廣泛驗證（Boto等人，2022； Rea等人，2022；Rier等人，2023,2024），包括與傳統(tǒng)MEG（Boto等人，2021；Hill等人，2020；Rhodes等人，2023）。兩個系統(tǒng)獲得的結(jié)果顯示出驚人的一致性。源時間在系統(tǒng)之間具有高度可重復(fù)性，平均相關(guān)性為~0.75對于單個運行，以及>0.9對于同一受試者的多次運行的平均值?？傮w而言，這些結(jié)果表明這兩個系統(tǒng)提供了等效的性能。重要的是，這不僅驗證了小型化的電子設(shè)備，而且還表明MSR內(nèi)部的這種電子設(shè)備（作為背包佩戴）不會在OPM傳感器處產(chǎn)生顯著的磁干擾，這些干擾不能通過均勻場校正（Tierney等人，2021）和波束成形（Brookes等人，2021）等方法在后處理中被拒絕。

zui后，從實際角度來看，IM系統(tǒng)表現(xiàn)良好。在之前的OPM中，MEG系統(tǒng)的魯棒性一直是一個關(guān)鍵問題，特別是在測量中丟失的通道數(shù)量。在這里，在使用我們的IM系統(tǒng)的32個實驗中，我們丟失了（平均）3±5通道。在我們丟失通道的情況下，原因通常是傳感器頭和帶狀電纜之間的連接。傳感器頭使用卡扣連接，卡在帶狀電纜上，進行電氣連接。這在制造電纜時需要zui小的公差，因為即使是電纜厚度的微小變化也會使卡扣連接器松動，從而導(dǎo)致連接不穩(wěn)定（這也是IM系統(tǒng)中空房間噪音略微增加的可能原因）。這是該系統(tǒng)未來幾代應(yīng)該改變的事情。盡管有這個小限制，IM系統(tǒng)表現(xiàn)良好。64個Quspin QZFM傳感器的設(shè)置時間通常約為三分鐘——這包括加熱蒸汽電池和激光器、用PID控制器鎖定溫度、優(yōu)化所有傳感器參數(shù)、將每個電池內(nèi)的場歸零、校準(zhǔn)傳感器和打開閉環(huán)的時間。每個OPM傳感器頭的特性略有不同，這意味著控制參數(shù)必須在每個傳感器的基礎(chǔ)上進行優(yōu)化（就像超導(dǎo)量子干涉設(shè)備（SQUID）必須在傳統(tǒng)MEG系統(tǒng)中單獨調(diào)整一樣）。在IM系統(tǒng)中，由于這些參數(shù)是在傳感器啟動時優(yōu)化和設(shè)置的，傳感器頭可以輕松更換，而不需要在更換后重新啟動傳感器以外的任何東西。這是運行系統(tǒng)時的一個重要的實際優(yōu)勢，進一步增加了設(shè)計的模塊化。

這里報告了一種全新的OPM-MEG系統(tǒng)設(shè)計，具有小型化和集成的電子控制、高水平的便攜性和顯著改善的動態(tài)范圍。我們已經(jīng)證明，與已建立的儀器相比，這種儀器提供了對刺激的誘導(dǎo)和誘發(fā)神經(jīng)電反應(yīng)的等效測量，并且它提供了改進的動態(tài)范圍。我們已經(jīng)證明，該系統(tǒng)在參與者運動期間（包括從坐到站的范例）收集數(shù)據(jù)是有效的，并且它與同步EEG記錄兼容。zui后，我們通過在兩個實驗室之間移動系統(tǒng)來證明便攜性?？傮w而言，我們的新系統(tǒng)代表了OPM-MEG向前邁出的重要一步，并為下一代功能性醫(yī)學(xué)成像提供了具吸引力的平臺。

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