腦磁圖（MEG）新型技術及功能特點

多通道光泵磁力計便攜平臺

腦磁圖（MEG）發展背景前景介紹

腦磁圖（MEG）通過評估神經電流產生的磁場來測量大腦功能。傳統的MEG使用超導傳感器，這對性能、實用性和部署產生了重大限制；然而，近年來，光泵磁力計optically-pumped-magnetometers（OPMs）的引入使該領域發生了革命性變化。OPMs可以在沒有低溫的情況下測量MEG信號，從而實現了“OPM-MEG”系統的概念，該系統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范圍（可以說是現有儀器的最大限制）。我們表明，與已建立的儀器相比，該系統產生等效的措施；具體而言，當測量任務誘導的beta帶、伽馬帶和誘發的神經電反應時，來自兩個系統的源定位具有高度可比性，時間相關性＞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來證明改進的動態范圍8nT。我們表明，該系統在自由運動期間（包括坐立范式）收集數據是有效的，并且它與同時electroencephalography（EEG-臨床標準）兼容。最后，我們通過在兩個實驗室之間移動系統來證明可移植性?？傮w而言，我們的新系統被證明是OPM-MEG技術的重要一步，并為下一代功能醫學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元組裝產生的磁場（Cohen 1968）。這些磁場的數學建模產生三維圖像，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，在神經科學和臨床實踐中具有應用（Baillet，2017）。在神經科學中，它可用于測量誘發反應，神經振蕩，功能連接和網絡動力學-顯示大腦如何不斷形成和溶解支持認知的網絡。臨床上，MEG最常用于癲癇，以定位負責癲癇發作的大腦區域以及周圍雄辯的皮層（De Tiège et al.，2017）。還有其他潛在的應用，從研究兒童常見疾?。ɡ?，自閉癥聽覺誘發反應潛伏期的測量（Matsuzaki等人，2019年））到調查老年人的神經退行性疾?。ɡ纾V呆癥皮質減緩的測量（Gouw等人，2021年））。MEG在空間精度（因為磁場對頭骨的扭曲比EEG測量的電位小）和靈敏度（因為EEG更受非神經元來源（如肌肉）的人工制品的影響）方面優于臨床標準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。這導致了多種優勢。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，這可以提供前所未有的空間分辨率（高于傳統的MEG和EEG）（Nugent等人，2022年；Tierney等人，2022年；Wens，2023年）。陣列可以適應任何頭部形狀-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）。適應性還意味著陣列可以設計為優化對特定效應（Hill等人，2024年）或大腦區域（Lin等人，2019年；Tierney，Levy等人，2021年）的敏感性。當傳感器隨著頭部移動時，參與者可以在記錄期間自由移動（假設背景場得到良好控制）（Holmes等，2018,2019,2023；Rea等，2021）。這使得在新任務期間記錄數據（Boto等，2018；Rea等，2022）甚至癲癇發作（Feys等，2023；Hillebrand等，2023）。對不同頭部大小/形狀的適應性加上運動魯棒性（Feys&De Tiège，2024）意味著，像EEG一樣，OPM-MEG系統是可穿戴的。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。

最后，即使在開發的早期階段，基于OPM的系統也比傳統的MEG設備更便宜。這些顯著的優勢在理論上可能導致OPMMEG成為electrophysiological測量的首選方法，甚至有可能取代EEG成為某些應用的臨床工具。

多通道OPM-MEG系統數據采集分析

我們最初的目標是比較兩種不同的OPM-MEG系統。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192個獨立通道的數據收集。傳感器設計已經有了很好的記錄（Boto等人，2022；V.Shah等人，2020），這里不再詳細重復；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，相關光學器件通過電池投射兩個正交光束，以實現三軸場測量。傳感器的中位數噪聲底限預計~15fT/sqrt(Hz)在3-100 Hz范圍內。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控制和數據采集；該范式（以及相關的時間標記（“觸發器”）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。視覺刺激通過波導投影到位于受試者前方的背投影屏幕上~100 cm呈現。我們使用了Optoma HD39 Darbee投影儀，刷新率為120 Hz。兩個系統的示意圖如圖1C所示。

圖1：OPM-MEG系統：A）機架安裝（RM）OPM-MEG系統；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；受試者佩戴的背包內包含所有控制和采集電子設備。系統原理圖——對兩個系統都有效，主要區別是電子OPM：紅色路徑顯示IM系統，藍色顯示RM系統。集成微型系統的電子設備照片。

圖2顯示了我們的RM和IM系統之間的比較結果。單個主題的結果顯示（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調制。在這兩個系統中，最大的beta調制被定位到左側初級感覺運動皮層（由于右食指的運動），時間過程顯示出明顯的運動誘導beta幅度的減少，如預期的那樣。圖2B顯示了圓刺激呈現期間的伽馬調制。在這里，最大的刺激誘導增加在主要視覺區域，并觀察到刺激呈現期間伽馬幅度的預期增加。圖2C顯示了對面部呈現的誘發反應。圖像顯示了誘發反應的空間簽名，其延遲為~170ms，主要在梭形區域。

圖2：RM和IM系統比較：A）手指運動的β帶反應；在左邊的圖像中，疊加顯示最大beta調制的位置，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；圖像顯示伽馬調制的位置，時間過程顯示伽馬帶振幅的演變。c）對面部呈現的誘發反應；圖像顯示最高誘發功率的位置，時間過程顯示試驗平均誘發反應。在所有三種情況下，數據在6次運行中平均；顯示了兩個系統的圖像，在時間過程圖中，紅色表示RM系統，藍色表示IM系統，陰影區域表示運行均方差。

圖3顯示了我們的坐立任務的結果。圖3A和C圖分別顯示了beta調制和從初級感覺運動皮層峰值提取的TFS的pseudo-T-statistical圖像。最大的beta調制局限于雙側感覺運動區域，從手部區域中間延伸到負責腿部運動的區域（回想一下，任務涉及站立時手指運動，所以這是可以預料的）。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據。大多數傳感器顯示由運動產生的背景場偏移，>1.5 nT這超過了傳感器在開環模式下運行時的動態范圍。盡管有這些大的場偏移，傳感器仍保持運行。雖然傳感器在開環運行時可以進行這些測量，但信號的準確性將受到增益和CAPE誤差的顯著阻礙（Borna et al.，2022）。

圖3：坐立任務：A）任務引起的beta調制的空間特征。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，顯示神經振蕩的時頻演變。D）任務的再現，以展示運動范圍。

· 并發OPM-MEG/EEG聯動對比·

圖4：并發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據：顯示了實驗中受試者所做的最大平移和旋轉。條代表受試者的平均值；數據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。在這兩種情況下pseudo-T-statistical圖像和相關的TFS（來自beta的最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。所有數據都是在運動的情況下記錄的。

小型化OPM-MEG系統總結

我們的總體目標是展示一種新的OPM-MEG系統，具有集成和小型化的電子設備，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系統在兩個受試者中多次使用，以提供與已建立的OPM-MEG設備的比較，該設備以前已經得到廣泛驗證（Boto等人，2022；Rea等人，2022；Rier等人，2023,2024），包括與傳統MEG（Boto等人，2021；Hill等人，2020；Rhodes等人，2023）。兩個系統獲得的結果顯示出驚人的一致性。源時間在系統之間具有高度可重復性，平均相關性為~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。總體而言，這些結果表明這兩個系統提供了等效的性能。重要的是，這不僅驗證了小型化的電子設備，而且還表明MSR內部的這種電子設備（作為背包佩戴）不會在OPM傳感器處產生顯著的磁干擾，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。

最后，從實際角度來看，IM系統表現良好。在之前的OPM中，MEG系統的魯棒性一直是一個關鍵問題，特別是在測量中丟失的通道數量。在這里，在使用我們的IM系統的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最小的公差，因為即使是電纜厚度的微小變化也會使卡扣連接器松動，從而導致連接不穩定（這也是IM系統中空房間噪音略微增加的可能原因）。這是該系統未來幾代應該改變的事情。盡管有這個小限制，IM系統表現良好。64個Quspin QZFM傳感器的設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、優化所有傳感器參數、將每個電池內的場歸零、校準傳感器和打開閉環的時間。每個OPM傳感器頭的特性略有不同，這意味著控制參數必須在每個傳感器的基礎上進行優化（就像超導量子干涉設備（SQUID）必須在傳統MEG系統中單獨調整一樣）。在IM系統中，由于這些參數是在傳感器啟動時優化和設置的，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。這是運行系統時的一個重要的實際優勢，進一步增加了設計的模塊化。

這里報告了一種全新的OPM-MEG系統設計，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范圍。我們已經證明，與已建立的儀器相比，這種儀器提供了對刺激的誘導和誘發神經電反應的等效測量，并且它提供了改進的動態范圍。我們已經證明，該系統在參與者運動期間（包括從坐到站的范例）收集數據是有效的，并且它與同步EEG記錄兼容。最后，我們通過在兩個實驗室之間移動系統來證明便攜性?？傮w而言，我們的新系統代表了OPM-MEG向前邁出的重要一步，并為下一代功能性醫學成像提供了極具吸引力的平臺。