方法文章

在功能磁共振成像期间进行神经导航聚焦经颅直流电刺激

DOI：

10.3791/67155

⸱

2024年11月15日

 ,  ,  ,  ,  ,  ,  ,  ,  ,  ,  ,  ,  ,  ,  ,  ,  ,  ,  ,  ,  ,  , 
1Department of Neurology, University Medicine Greifswald, 2Department of Psychology, University Medicine Greifswald, 3Berlin School of Mind and Brain, Humboldt Universität zu Berlin, 4Neurocomputation and Neuroimaging Unit, Freie Universität Berlin, 5Wilhelm-Wundt-Institute for Psychology, Cognitive and Biological Psychology, Leipzig University, 6Lise Meitner Research Group Cognition and Plasticity, Max Planck Institute for Human Cognitive and Brain Sciences, 7Lifespan Developmental Neuroscience, Faculty of Psychology, Technische Universität Dresden, 8Centre for Tactile Internet with Human-in-the-Loop, Technische Universität Dresden, 9Department of Psychology and Neurosciences, Leibniz Research Centre for Working Environment and Human Factors, 10German Centre for Mental Health (DZPG), 11Clinic of Psychiatry and Psychotherapy, Protestant Hospital of Bethel Foundation, University Hospital OWL, Bielefeld University, 12Danish Research Centre for Magnetic Resonance, Centre for Functional and Diagnostic Imaging and Research, Copenhagen University Hospital Amager and Hvidovre, 13Department of Health Technology, Technical University of Denmark, 14Department of Neurology and Center for Translational Neuro- and Behavioral Sciences (C-TNBS), Essen University Hospital, 15Department of Psychology, University of Kent, 16Kent Medway Medical School, 17Institute of Biomedical Engineering and Informatics, Technische Universität Ilmenau, 18German Center for Neurodegenerative Diseases (DZNE Site Greifswald)

* These authors contributed equally

本文内容

摘要

$$\rightleftharpoonup{xx}$$ $$\longleftharp{xx}$$, $$\longrightharp{xx}$$,

该协议描述了在功能磁共振成像 （fMRI） 期间进行局灶性经颅直流电刺激 （tDCS） 的神经导航电极放置方法。

摘要

$$\rightleftharpoonup{xx}$$ $$\longleftharp{xx}$$, $$\longrightharp{xx}$$,

经颅直流电刺激 （tDCS） 是一种无创脑刺激技术，可以调节人脑的兴奋性和可塑性。聚焦 tDCS 设置使用特定的电极布置来限制电流流向指定的大脑区域。然而，局灶性 tDCS 的有效性可能会因头皮上的电极定位错误而受到影响，从而导致当前到达 tDCS 目标大脑区域的剂量显着减少。根据结构磁共振成像 （MRI） 数据得出的个体头部和大脑解剖结构，由神经导航引导的电极放置可能适合提高定位精度。

该协议描述了用于聚焦 tDCS 设置的神经导航电极放置方法，该方法适用于功能性 MRI （fMRI） 期间的并发给药。我们还量化了电极放置的准确性，并在同时进行的 tDCS-fMRI 实验中研究了电极漂移。关键步骤包括根据当前模型优化电极位置，该模型考虑了个体的头部和大脑解剖结构，在头皮上实施神经导航电极放置，以及在 fMRI 期间进行优化和局灶性 tDCS 的管理。

电极放置的区域精度使用欧几里得范数 （L2 Norm） 进行量化，以确定在同时进行的 tDCS-fMRI 研究期间实际与预期电极位置的偏差。通过比较 fMRI 采集前后的实际电极位置来研究实验期间电极的任何潜在位移（漂移）。此外，我们直接比较了神经导航 tDCS 的放置精度与基于头皮的靶向方法（10-20 脑电图 （EEG） 系统）实现的放置精度。这些分析表明，与基于头皮的电极放置相比，神经导航的放置精度更高，并且在 20 分钟的扫描周期内电极漂移可以忽略不计。

引言

$$\rightleftharpoonup{xx}$$ $$\longleftharp{xx}$$, $$\longrightharp{xx}$$,

经颅直流电刺激 （tDCS） 是一种无创脑刺激技术，可在实验和临床环境中改变认知和生理脑功能 1,2,3。tDCS 的急性给药可导致神经元兴奋性发生瞬时变化，刺激后后遗症持续数分钟至数小时 4,5。施加的电流不会诱导动作电位，而是将神经元的静息膜电位瞬时转向去极化或超极化，从而使用标准方案在宏观水平上增加或减少神经元兴奋性 4,5,6。此外，关于 tDCS 的突触可塑性效应，动物和人类研究表明，tDCS 会诱导长期增强和抑制（LTP 和 LTD）样过程 4,5。

在运动系统中，运动诱发电位 （MEP） 的调节允许直接评估 tDCS 对局部皮层兴奋性的神经生理学影响7。然而，这种方法无法量化 tDCS 对大规模功能性脑网络支持的高阶认知功能的神经影响8。可以通过将 tDCS 与现代功能成像技术相结合来研究对大脑网络的影响 9,10。其中，功能性磁共振成像 （fMRI） 已成为最常用的方法，因为它提供了出色的空间和足够的时间分辨率来揭示 tDCS 影响刺激部位局部大脑活动的神经机制和大规模神经网络 11,12,13,14。

到目前为止，fMRI-tDCS 联合研究主要采用所谓的传统 tDCS 设置，该设置使用 25 至 35 cm2（5 x 5 cm2 和 5 x 7 cm2）之间的相对较大的橡胶电极插入盐水浸泡的海绵袋中15,16。这些设置将电流投射到两个电极之间，这两个电极通常连接到 （a） tDCS 的目标大脑区域和 （b） 返回电极位于非目标大脑区域或颅外区域（例如肩部）上。这导致电流广泛流过大脑，影响目标区域以外的区域，从而使关于 tDCS 效应神经起源的因果假设和解释复杂化17。

聚焦 tDCS18 可以实现更精确的空间定位。这些设置采用彼此靠近排列的较小电极阵列，或者使用放置在中心阳极周围的环形阴极来限制电流流向目标区域18,19。电流的计算机模拟表明，与传统蒙太奇相比，聚焦 tDCS 可以导致流向目标区域的电流空间精度更高20。此外，行为研究表明使用聚焦设置进行区域和任务特定的行为调节 19,21,22。然而，只有少数研究在 fMRI 期间使用了局灶性 tDCS。这些研究已经能够确定这种方法的可行性，并为区域特异性神经调节提供了第一个证据19,23。

然而，由于区域精确的电流传输，聚焦 tDCS 设置可能比传统蒙太奇对头皮上的电极定位误差更敏感。例如，Seo 等人证明，在聚焦运动皮层设置中，5 mm 的定位误差可将手柄中的峰值躯体极化降低高达 87%24。此外，最近的一项计算建模研究表明，与传统设置相比，电极从局灶的预期位置位移导致 tDCS 目标区域的电流剂量显着减少，范围从 26% 到 43%25。因此，得出的结论是，未来的研究应常规包括改进电极定位的适当方法和 fMRI5 前后电极定位的验证。

在本研究中，我们描述了一种新的 fMRI 兼容局灶性 3 x 1 tDCS 设置（即三个单独的阴极围绕单个中心阳极排列成一个圆圈）的神经导航电极定位方法，该方法目前正在由德国科学基金会资助的合作研究联盟中使用（DFG 研究单位 5429， https://www.memoslap.de）。该联盟研究了聚焦 tDCS 对学习和记忆的行为和神经影响，以及四个功能领域（即视觉空间、语言、运动和执行功能）刺激反应的预测因子。研究参与者的结构 T1 和 T2 加权 MRI 数据是在基线扫描期间获取的。这些数据用于个性化的电流模拟26 以确定电极的头皮位置，从而最大限度地提高流向各个研究参与者目标区域的电流。例如，该协议将描述一个参与者中以右背外侧前额叶皮层 （rDLPFC） 为中心的单独确定的电极位置的神经导航靶向。

代表性结果部分基于在研究单位的三个子项目中同时进行 tDCS-fMRI 之前和之后获得的结构成像数据。这些研究针对右枕颞叶皮层 （rOTC） 、左颞顶叶皮层 （lTPC） 和 rDLPFC。数据是在格赖夫斯瓦尔德大学医学院神经病学系获得的。使用这些数据，我们旨在实现两个主要目标:（1） 通过比较"预期"与经验确定的"实际"电极位置25 来量化神经导航电极放置的空间精度，以及 （2） 研究 fMRI 会话过程中电极位移的程度（即电极漂移）。这些因素对于提高同时进行的 tDCS-fMRI 研究中 tDCS 效应的准确性和可靠性至关重要27。此外，使用我们小组25 之前的 tDCS-fMRI 研究的数据，将神经导航 tDCS 的靶向准确性与基于头皮的方法进行了比较。

方案

$$\rightleftharpoonup{xx}$$ $$\longleftharp{xx}$$, $$\longrightharp{xx}$$,

本协议中介绍的所有实验程序均已由格赖夫斯瓦尔德大学医学院伦理委员会审查和批准。所有参与者在纳入研究之前都提供了知情同意书，并授予匿名发布其数据的权限。

1. 禁忌证的筛查和一般注意事项

  1. 在参加研究之前，使用适当的问卷仔细筛查参与者的 MRI28 和 tDCS29 禁忌症（例如，起搏器、幽闭恐惧症、癫痫发作史、偏头痛、头皮皮肤病 [例如，牛皮癣/湿疹]）。
  2. 向参与者解释研究目标和所有计划程序，并根据当地要求获得书面知情同意书。
  3. 遵循一般程序，以提高并发 tDCS-fMRI 实验的报告和可重复性，并按照 ContES 清单30 的建议测试当前和/或 tDCS 设备引起的潜在成像伪影。
  4. 使用适当的方法评估参与者和研究者盲法31,32 和 tDCS的潜在不利影响 29。

2. 基线 MRI 扫描和个体化电流建模

  1. 完成安全检查（即从参与者身上取下金属物体，如硬币、项链、穿孔等）后，引导参与者进入扫描仪室，并将她/他舒适地放在 MRI 检查台上。根据制造商的规格，连接头部线圈的上部并将参与者移动到 MRI 扫描仪的孔内。
    注意:我们使用了配备 3 通道头/颈垫片线圈的 64T 扫描仪。
  2. 通过单击 主菜单 |考试 |患者登记 并填写必填字段。转到 Program Choice 并收集并选择计划的成像协议。单击 Patient orientation 并选择 头部优先，仰卧位 选项。从 Region of examination and sideality（检查和偏侧性区域 ）下拉菜单中，选择 brain（大脑 ），然后单击 Examination（检查 ）以进入检查菜单。
  3. 按照预定义扫描协议的屏幕说明（如调整视野等）获取 T1 和 T2 加权 MRI 序列。如有必要，通过扫描仪实习生通信系统与参与者互动。
    注意:个性化电流建模需要 T1 和 T2 加权图像。神经导航也需要 T1 加权图像来识别参与者头皮上电极的计划和优化位置。
  4. 使用 https://github.com/memoslap/Greifswald 中的脚本和基线 MRI 扫描期间获取的结构成像数据进行个体化电流建模（例如，使用 SimNIBS26）。按照 Readme.md 文件中的步骤应用有限元方法和从参与者的结构 T1 和 T2 加权图像 （http://simnibs.org）26、33、34 CHARM 工具35 生成的个性化四面体头部网格进行头部重建，以确定峰值电场以确定将 tDCS 电极放置在 rDLPFC 上的优化目标位置。有关用于此协议的程序结果的示例，请参见 图 1 。
    注意:识别用于神经导航靶向的头皮坐标的替代方法是可能的，并且取决于研究特定的程序。

3. 神经导航

  1. 准备步骤
    1. 打开 Neuronavigation 控制计算机和跟踪系统。
    2. 组装步骤:组装神经导航所需的所有设备（图 2;有关神经导航设置的概述，请参阅 补充图 S1）。 图 2 中的设备包括 （1） 一个主题跟踪器、（2） 螺丝刀、（3） 六角杆、（4） 护目镜和 （5） 个指针。按照以下说明完成组装。
      1. 用螺丝刀松开被摄体跟踪器下方的螺丝。
      2. 将六角杆的较长边插入安装在主题跟踪器上的螺母中，然后拧紧螺钉。
      3. 松开护目镜左侧的螺丝（护目镜的位置就像透过护目镜看一样）。
      4. 将六角杆的另一侧插入安装在护目镜左侧的螺母中，然后拧紧护目镜的螺丝。
        注意:您可以选择将主题跟踪器安装在护目镜的左侧或右侧。此选择取决于目标区域相对于神经导航系统摄像头（必须识别指针和主体跟踪器）的位置与参与者的位置。在本示例中，跟踪器安装在左侧，因此执行跟踪的人不会站在跟踪器和相机之间。
    3. 传输在步骤 2.3 中获得的相应参与者的结构 T1 加权（例如，作为神经影像信息学技术倡议 （NIfTI） 文件）。到神经导航系统的控制计算机。
    4. 打开神经导航软件，然后选择 New Empty Project （新建空项目）。
    5. 加载参与者的 T1 加权图像，并通过选择 Save project 来保存项目。
    6. 要启动 3D 头部重建，请转到应用程序主窗口中的 Reconstructions 部分。点击 新建... |Skin （皮肤），这将打开另一个窗口。通过按下相应的按钮重建皮肤。如果在头部重建中观察到扭曲，请调整蒙皮/空气阈值。
      注意:建议检查整个头部是否重建正确。鼻子和耳朵的良好重建对于检测下一步中描述的标志物很重要。
    7. 配置 5 个标志:鼻孔、左右鼻孔、左右耳前凹坑（LPA 和 RPA）。在应用程序主窗口的 Landmarks 部分注册参与者需要这些（有关详细信息，请参阅 补充图 S2）。
    8. 在 目标 部分配置 rDLPFC 的电极位置，方法是插入阳极位置的 x、y 和 z 坐标（由步骤 2.4 中描述的个性化电流模拟提供），单击 新增，然后键入阳极作为电极位置的名称。对三个返回电极重复该过程。
  2. 电极位置的神经导航识别
    1. 将参与者舒适地放在面向跟踪摄像头的椅子上。让他/她戴上装有被摄体跟踪器的护目镜。
    2. 指导参与者在整个神经导航过程中不要触摸护目镜。这对于精确配准标志和验证电极位置至关重要。
    3. 转到 Sessions 选项卡，然后从左侧选择 Online Session 从 New 下拉菜单中。选择 Polaris 选项卡，并通过将主体跟踪器和指针移动到相机视野中来验证它们的可见性。当 Tools 面板（应用程序窗口左侧）中相应的红色叉号变为绿色复选标记时，可以正确识别这两个设备。
    4. 选择 Registration 部分以注册 5 个预定义的地标。通过将指针垂直于参与者的头部，使传感器指向摄像头，找到相应的路标。然后，踩下神经导航系统的脚踏板以确认位置。确保每个地标的名称前面都有一个绿色的对勾标记。
    5. 导航到 验证 部分，通过将指针尖端放在已注册的地标上来验证界标，然后检查两个 距离指数;第一个索引显示十字准线（虚拟指针尖端）和注册特征点之间的距离，第二个索引显示十字准线和重建皮肤之间的距离。
      注意:当使用神经导航系统的默认参数时，低于 5 毫米的指数表示有足够的精度通过验证步骤。这在许多实验上下文中是可以接受的。然而，由于本协议中使用了优化的焦点设置，只有当与预期坐标的偏差小于 1 mm 时，才接受电极的验证（参见 图 3）。
    6. 将指针移动到参与者的头皮上，并在神经导航监视器上检查重建头皮的十字准线。如果十字准线与重建的头皮保持对齐，没有穿透头皮或在其上方产生间隙，则可以跳过下一步，但不建议这样做。
    7. 对极值点位置周围的其他点进行采样，包括最左侧、最右侧、最顶部、最后方和最前部位置。为此，请单击每个位置的 refinement landmarks 面板中的 Add 按钮。接下来，将指针放在头部的目标表面上，确保指针尖端轻轻接触头皮，然后踩下踏板以记录位置。重复此过程，直到十字准线和重建皮肤之间的距离尽可能短。
      注意:不同的神经导航系统可能使用不同的术语来指代这个过程（例如， 表面配准）。
    8. 选择 Perform 部分并将指针移动到 DLPFC 的大致位置，以找到中心阳极的位置（基于 图 1D 中提供的坐标）。在移动指针的同时，请同时观察屏幕。当指针尖端与屏幕上的绿色十字准线中心对齐时，标记电极的位置。
    9. 将参与者的头发从头皮上的相应区域移开，并用皮肤记号笔/笔标记位置
      10. .对三个阴极的位置重复该过程（参见 图 1D）。
    10. 在电极的预期位置涂抹少量局部麻醉霜，以减少 tDCS-fMRI 期间头皮的身体感觉。
      注意:确保在涂抹乳膏和启动 tDCS 之间至少间隔 20 分钟。

4. tDCS-fMRI

  1. 同步 tDCS-fMRI 的准备
    1. 使用多通道直流 （DC） 刺激器准备局灶性 3 x 1 tDCS。
    2. 在正常（非电池）模式下使用多通道直流刺激器36。将刺激器的电源插头插入与扫描仪相同的电源板中，以提高信噪比并减少成像伪影（另请参阅制造商规格中的注释）。
    3. 确保所有必要的刺激相关材料都可用且干净（图 4）。请特别注意橡胶电极和 3D 模板不包含之前实验过程中的任何糊状物。
      注意:本项目中使用的设置采用与 DC 刺激器制造商合作开发的定制电极和滤光片盒，以满足研究单位的特定要求（参见 图 4A）。但是，也可以使用标准 MRI 兼容组件。
      1. 在将电极连接到头皮之前，使用 3D 打印（热塑性）电极糊填充助剂来标准化导电电极糊的应用（图 4A （9），B）。
      2. 使用 3D 打印（热塑性）垫片将电极定位在头皮上，并确保在 fMRI-tDCS 会话期间保持阳极和阴极之间的距离（图 4A （10），C）。
        注意:可以使用以下链接访问 3D 自定义模板:https://github.com/memoslap/Material
    4. 要设置直流刺激器，请将直流刺激器连接到外箱（使用外箱电缆和适配器）。将内盒电缆连接到内盒和外盒（请参阅 图 4）。
    5. 将 1 mm 的导电膏均匀地涂抹在 focal-tDCS 3x1 设置的所有电极表面上。使用电极填充辅助工具标准化焊膏厚度。仅用糊状物覆盖电极表面，并去除任何其他糊状物。
    6. 打开 DC 刺激器和 Panel PC（按给定顺序）。双击桌面上的 DC-Stimulator MC 图标。在 选定的序列设置 下拉菜单中选择所需的刺激序列。单击 校准刺激器 按钮以校准无负载的刺激器（即参与者未连接到刺激器）。
      注意: 如果参与者在校准时连接到刺激器，电流会引起疼痛感。
    7. 将参与者舒适地放置在 MRI 扫描仪室外的直流刺激器附近。
    8. 确定参与者头部最宽的部分，从前额（就在眉毛上方）到后脑勺的枕骨，以选择脑电图帽的最佳尺寸，以便在 tDCS-fMRI 会话期间将电极保持在原位。
    9. 将电极放在垫片中，以确保阴极围绕中心阳极的间距相等，并将电极连接到已识别和标记的头皮位置。
    10. 在 tDCS-fMRI 期间，使用最佳尺寸的不带塑料嵌件的 EEG 帽将电极保持在原位。
      注意:确保在盖上盖子时电极不会移位。
    11. 将电极电缆的引线连接到直流刺激器的内盒以执行阻抗检查。在 选定的序列设置 下拉菜单中选择所需的刺激序列。按下 DC 刺激器上的 阻抗检查 按钮启动阻抗检查。确保选中 MR 模式 。
    12. 按下刺激器界面上的相应按钮进行 阻抗检查 ;如果阻抗为 ≤25 kΩ，则执行下一步 （4.1.13）。如果任何电极的阻抗较高，请将电极轻轻按压到头皮上，拧紧盖子，让导电膏预热。如果需要，涂抹更多糊状物。
    13. 断开内箱与外箱的连接，将外箱插入扫描仪的波导中。
    14. 引导参与者进入扫描仪室，同时抓住内箱和连接的电极电缆。
      注意:在任何时候，都要非常小心，不要在电缆上产生张力，这可能会导致电极位移。
    15. 让参与者坐在 MRI 检查台上，然后将内盒重新连接到外盒（插入扫描仪的波导中）。
    16. 将参与者舒适地仰卧在 MRI 检查台上，头部位于打开的头线圈中。在头部两侧使用充气垫，并在头顶使用额外的垫子来稳定它。
      注意:与泡沫垫相比，侧面首选充气垫，以避免在插入泡沫垫时电极移位。
    17. 在连接磁头线圈的上部并将其锁定到位之前，将电极电缆穿过磁头线圈的下部。
    18. 将内框放在 MRI 检查台上参与者旁边，然后将参与者移入扫描仪孔中。
    19. 离开扫描仪室，在每个结构和功能成像序列之前，以及在扫描仪内部进行第二次阻抗检查之前，通过扫描仪的通信接口通知参与者即将进行的程序。
  2. 并发 tDCS-fMRI
    1. 在 扫描仪 Panel PC 上，通过单击主 菜单 |考试 |患者登记 并填写所需的必要字段。转到 Program Choice 并收集并选择计划的成像协议。单击 Patient orientation 并选择 头部优先，仰卧位 选项。从 Region of examination and laterality 下拉菜单中，选择 brain 并单击 Examination 以进入检查菜单。
    2. 按照屏幕上的说明按照本协议以下步骤所示的顺序获取计划的扫描（径向采集 （PETRA） 的 fMRI 前点编码时间减少、fMRI、fMRI 后 PETRA）。
      1. 获取 PETRA 扫描，以验证参与者头部的电极位置。
      2. 告诉参与者，将进行两次 10 分钟的静息态 fMRI 扫描，并且他/她应在整个扫描期间（2 x 10 分钟）将目光保持在注视十字架上（通过投影仪和安装在头线圈上的镜子显示）。
      3. 按下 Panel PC 上的 init 刺激按钮开始 tDCS 刺激。单击释放开始触发按钮，在开始功能成像序列之前以 10 秒的斜坡开始刺激。用 2 mA 施用 tDCS 20 分钟。
        注意:其他具有不同斜坡周期或刺激强度或持续时间的刺激方案是可能的。
      4. 功能扫描和刺激期结束后，当电极仍连接到参与者的头部时，进行第二次 PETRA 扫描。
        注意:通过与 fMRI 前 PETRA 扫描相比，这允许确定 tDCS-fMRI 实验中电位电极移动（即漂移）。
    3. 完成 MRI 会话后，断开电极电缆与外盒的连接并关闭直流刺激器，将参与者从扫描仪孔中移出，取下参与者头部的盖子，然后取下电极。
    4. 检查参与者的头皮是否有刺激引起的皮肤发红。清洁放置电极的参与者头皮。
    5. 在实验结束时，要求参与者完成 tDCS 不良反应29 和盲法31,32 问卷。

结果

$$\rightleftharpoonup{xx}$$ $$\longleftharp{xx}$$, $$\longrightharp{xx}$$,

纳入了 43 名健康年轻参与者 （20 名男性/23 名女性，年龄 24.74 ± 5.50 岁） 的数据。参与者完成了多达四次 fMRI 会议。在每次 fMRI 会议之前进行电极的神经导航放置。数据分析总共包括 338 个数据集，代表 fMRI 前后中心阳极的位置。

为了确定电极的预期位置，使用在单独的 MRI 会话中（在 fMRI 会话之前）获取的结构 MRI 数据进行个体化电流建模。目前的建模旨在优化 3 x 1 设置的头皮位置，以最大限度地提高流向 rDLPFC （N = 19，参与者/N = 137 个数据点）、rOTC （N = 12/104） 或 lTPJ （N = 12/97） 的电流。使用在每次 fMRI 会话之前和之后获取的结构 MRI 数据（PETRA 图像）凭经验确定 3 x 1 设置的中心阳极的实际位置（注意:目标坐标在主题空间中提供。因此，个体参与者的 PETRA 扫描与他们在基线扫描期间获取的自己的 T1 加权图像共同配准，现场模拟基于该图像）。由于在 3D 中识别电极位置容易出错，因此使用带有电极的重建头皮的修改后的 2D"煎饼"视图（参见图 537,38）来确定中心阳极的六个边缘点。随后，计算质心以获得每个 fMRI 会话和时间点（即 tDCS 之前或之后）的阳极中心坐标。随后，应用反向 2D->3D 变换以获得 3D 空间中的电极坐标。

通过比较"预期"和"实际"电极位置25 来研究神经导航电极放置的空间精度，并报告为 L2 范数（欧几里得范数）距离39。L2 范数是标准向量范数，计算为向量分量平方和的平方根。预期坐标和实际坐标之间的差异是通过所有矢量分量的差值计算的，即 3D 空间的每个维度 （x/y/z）。通过比较 fMRI 前后确定的实际电极位置来研究实验过程中的电极位移（即漂移）。

此外，我们将神经导航电极放置的靶向准确性与我们小组之前使用基于头皮的靶向方法（10-20 EEG 系统25）的研究数据进行了比较。这项研究包括来自 60 名参与者（31 名男性/29 名女性，年龄 22.17 ± 2.33 岁）、两个目标区域（N = 30/30，运动皮层/额下回）和两个 fMRI 会话的数据，共 240 个数据点。用于所有分析的数据和代码在 https://github.com/LawsOfForm/VerFlu_Simulation_Niemann_2023 上公开提供。

线性混合模型用于分析 （a） 实际电极位置与预期位置的偏差和 （b） 以以下公式和 L² Norm 作为因变量在 fMRI 会话中的漂移:

yij = β0 + 位置x1ij + 区域x2ij + 位置 * 区域x3ij + μ0j + εij

yij 是受试者 j 的 POSITION i 处预期电极位置和实际电极位置之间的 L2 范数距离。 β0 是固定效应截距，X1 是对象 j 中位置 i 处的位置（1:预期，2:实际 fMRI 前;3:fMRI 后）的值。X2 是对象 j 中区域 i 处的感兴趣区域（1:lTPC，2:rDLPFC，3:rOTC）的值。X3 是位置和区域 i 和对象 j 的位置和区域交互作用的值， u0 是主题 j 的随机截距 （μ0j ~ N（0， τ002））;εij 是主题 j 中时间点 i 的残差 （εij ~ N（0，σ2））。

使用基于各组中预期位置和实际位置之间 L2 Norm 差异的 t 检验比较神经导航和基于头皮的电极放置的靶向精度。

整个实验中的神经导航放置精度和位移
参考模型（中心阳极的预期位置;区域:lTPC）显示，在 fMRI 前和 fMRI 后评估中，电极位置与预期位置存在显著偏差（8.71 mm，95%-CI:[6.57-10.84]，p < .001;8.51 mm，95%-CI:[6.35-10.66]，p < .001）补充表 S1。计算所有感兴趣的主要和简单效应的估计边际均值 （EMM） 的事后分析（参见补充表 S2、补充表 S3、图 6、图 7、补充图 S3 和补充图 S4）。所有 fMRI 前会话的预测平均放置误差为 8.54 mm 95%-CI:[7.66-9.42]，与预期位置显着不同 （t （296） = -8.54，p < 0.0001）。fMRI 后坐标也是如此 （8.61 mm，95%-CI: [7.73-9.50];t （296） = -10.97，p < 0.0001，见图 6 和补充表 S2）。由于放置误差可能因区域 25,40,41 而异，因此还计算了每个位置的目标区域之间的错位。然而，在 rOTC 、 lTPC 和 rDLPFC 之间没有发现区域特异性差异 （补充表 S3 、图 7 和补充图 S4）。

通过比较 fMRI 前后的实际电极位置来评估中心阳极的位移（即漂移）可以忽略不计 （-0.08 ± 0.39 mm;t （291） =-0.20，p = 0.98）。有关详细信息，请参阅 图 6 和 补充表 S2。

神经导航和基于头皮的放置方法之间电极放置误差的比较
为了研究神经导航放置的相关性，将基于神经导航电极放置的预期位置和实际位置之间的 L² Norm 差异与先前使用基于头皮的靶向方法的研究获得的数据进行了回顾性比较25。在本研究中，阳极的预期位置和实际位置之间的 L² 范数差为 12.33 ± 5.67 mm。神经导航 （8.83 ± 4.68） 和基于头皮的方法之间的直接比较显示，L² 标准距离显着减少 3.50 毫米，有利于神经导航电极放置 （t （397） =4.91，p < 0.001）。

figure-results-1
图 1:表示个性化电流建模方法的步骤序列的简化描述。 该方法旨在使用焦点 3 x 1 tDCS 设置确定电极在目标区域（右 DLPFC）上的优化头皮位置。（A） 灰色的解剖目标区域。（B） 在参与者重建的头部上图示的优化电极位置（阳极 = 黑色，阴极 1 = 红色，阴极 2 = 绿色，阴极 3 = 蓝色。（C） 基于此蒙太奇的个性化电流建模的模拟电场（以 V/m 为单位）。（D） 神经导航定位期间使用的所有预期电极位置的目标坐标（尺寸:x/y/z）。缩写: DLPFC = 右背外侧前额叶皮层;tDCS = 经颅直流电刺激。 请单击此处查看此图的较大版本。

figure-results-2
图 2:神经导航设备。 1） 主题跟踪器，2） 螺丝刀，3） 六角杆，4） 护目镜，5） 指针。注意:神经导航软件与位置传感器（跟踪相机）通信，以获取被测者（安装在护目镜上）的位置。它使用注册矩阵（通过指针识别受试者头部的地标获得）将受试者的头部位置从现实世界对齐到参与者的图像空间（基于参与者的 T1 加权图像）。 补充图 S1 中提供了整体设置的概述。 请单击此处查看此图的较大版本。

figure-results-3
图 3:目标区域验证。 说明通过神经导航验证刺激目标区域的过程。1） 主体跟踪器组装在护目镜的左侧。2） 指针用于定位阳极的预期位置 （rDLPFC）。3） 计算机屏幕上的绿色十字准线和红点（代表指针的尖端）。3a） 如果指针偏离十字准线小于 3 毫米，则索引号为绿色;3b） 如果指针偏离 3 到 5 毫米，则索引号为橙色;3c） 如果指针偏离超过 5 毫米，则为红色。缩写:rDLPFC = 右背外侧前额叶皮层。 请单击此处查看此图的较大版本。

figure-results-4
图 4:多通道直流刺激器和*定制组件的选定组件。 （A） 1） 插入直流刺激器插座的适配器，2） 外箱 LAN 电缆，3） *在 tDCS-fMRI 期间位于扫描仪波导内的外箱（滤光盒）。夹子连接到波导上，将滤光片盒与屏蔽 MRI 室的浮动质量连接起来，以减少潜在的伪影。4） 内箱电缆，5） 带电极电缆插头的内箱，6） *将三个独立通道组合成一个中心阳极的熔断器适配器，7） *熔断电极电缆和中心阳极（半径 10 mm）的电极，由柔性导电硅胶制成，8） 单独的阴极和电缆，9） 插入 3D 打印填充助剂中的电极示例， 10） 放置在 3D 垫片中的电极示例，11） 卷尺，12） 无塑料嵌件的脑电图帽，用于将电极固定在头皮上。对于本协议中未使用的完整设置和标准组件，读者可参考制造商的网站（ 材料表中的链接）。（B） 电极填充助剂的 3D 模型。（C） 垫片的 3D 模型。缩写:tDCS-fMRI = 经颅直流电刺激-功能性磁共振成像;EEG = 脑电图。 请单击此处查看此图的较大版本。

figure-results-5
图 5:基于 PETRA 图像的头皮和电极的煎饼视图。 颜色代表不同大小的头皮扁平面具（红色 = 2 毫米;绿色 = 4 毫米，蓝色 = 6 毫米膨胀的头皮，用于头部的深度可视化）。转换后的图像的方向以白色字母标记。白点代表手动选择的中心阳极边缘点，放置在右侧背外侧前额叶皮层上。质心计算为重新转换为 3D 空间之前边缘点的中点坐标。缩写: PETRA = 径向采集的逐点编码时间减少;L = 左;R = 右;P = 后;A = 前部。 请单击此处查看此图的较大版本。

figure-results-6
图 6:阳极电极在所有会话和区域（rOTC、lTPC、rDLPFC）的预期电极位置和实际电极位置之间的 L2 范数（欧几里得范数）距离的估计边际平均值。 原始数据点为土耳其石色。EMM 的 95% 置信区间为灰色。缩写: EMMs = 估计边际均值;rOTC = 右枕颞叶皮层;lTPC = 左颞顶叶皮层;rDLPFC = 右背外侧前额叶皮层;fMRI = 功能性磁共振成像。 请单击此处查看此图的较大版本。

figure-results-7
图 7:在每个区域（rOTC、lTPC、rDLPFC）之间每个位置（预期、fMRI 前/后）的每个区域（预期、前/后 fMRI）之间的所有会话中阳极电极的预期和实际电极位置之间的 L2 标准（欧几里得标准）距离的估计边际平均值。 原始数据点为土耳其石色。EMM 的 95% 置信区间为灰色。缩写: EMMs = 估计边际均值;rOTC = 右枕颞叶皮层;lTPC = 左颞顶叶皮层;rDLPFC = 右背外侧前额叶皮层;fMRI = 功能性磁共振成像。 请单击此处查看此图的较大版本。

补充图 S1:神经导航系统概述。 1） 安装了神经导航软件的神经导航系统的控制计算机;2） 北极星相机;3） 脚踏板;4） 带被摄体跟踪器的护目镜（详见 图 2 ）;5） 指针。 请点击此处下载此文件。

补充图 S2:带有黄色标志的重建皮肤。 1） 鼻音，2） 左鼻孔;3） 右鼻孔;4） 左耳前坑;5） 右侧耳前凹坑（参见方案步骤 3.1.7）。缩写: LPA = 左耳前坑;RPA = 右耳前凹陷。 请点击此处下载此文件。

补充图 S3:每个区域（rOTC、lTPC、rDLPFC）的位置之间（预期、fMRI 前/后）之间阳极电极预期和实际电极位置之间 L² 标准（欧几里得标准）距离的估计边际平均值。 原始数据点为土耳其石色。EMM 的 95% 置信区间为灰色。缩写: EMMs = 估计边际均值;rOTC = 右枕颞叶皮层;lTPC = 左颞顶叶皮层;rDLPFC = 右背外侧前额叶皮层;fMRI = 功能性磁共振成像。 请点击此处下载此文件。

补充图 S4:每个感兴趣区域（rOTC、lTPC、rDLPFC）在所有会话和位置（预期、fMRI 前/后）阳极电极位置之间 L² 标准（欧几里得标准）距离的估计边际平均值。 原始数据点为土耳其石色。EMM 的 95% 置信区间为灰色。右枕颞叶皮层 （rOTC）、左颞顶叶皮层 （lTPC）、右背外侧前额叶皮层 （rDLPFC）。 请点击此处下载此文件。

补充表 S1:预期坐标和实际坐标之间 L² 范数（欧几里得范数）距离的线性混合模型分析结果。 报告了线性混合模型（随机截距模型）的回归系数和双侧 p 值。缩写: CI = 置信区间;rOTC = 右枕颞叶皮层;lTPC = 左颞顶叶皮层;rDLPFC = 右背外侧前额叶皮层;df = 自由度;σ2 = 合并残差方差;τ = 由受试者解释的合并方差;ICC = 类内相关系数;N = 主体数。 请点击此处下载此文件。

补充表 S2:用于 L² Norm（欧几里得范数）差异的线性混合模型分析的事后 EMM）。 位置主要影响的主要对比和简单对比（预期，fMRI 前/后，另见 补充图 S2）和每个区域的位置简单影响（lTPC、rDLPFC、rOTC，另见 图 6）。对于简单效果，仅显示显著效果。缩写: EMMs = 估计边际均值;SE = 标准误差;df = 自由度;rOTC = 右枕颞叶皮层;lTPC = 左颞顶叶皮层;rDLPFC = 右背外侧前额叶皮层。 请点击此处下载此文件。

补充表 S3:用于 L² Norm（欧几里得范数）差异线性混合模型分析的事后 EMM。 区域主要效应（lTPC、rDLPFC、rOTC，另见 补充图 S3）和每个位置的区域简单效应（预期，fMRI 前/后，另见 图 7）的主要和简单对比。缩写: EMMs = 估计边际均值;SE = 标准误差;df = 自由度;rOTC = 右枕颞叶皮层;lTPC = 左颞顶叶皮层;rDLPFC = 右背外侧前额叶皮层。 请点击此处下载此文件。

讨论

$$\rightleftharpoonup{xx}$$ $$\longleftharp{xx}$$, $$\longrightharp{xx}$$,

方法的关键步骤、可能的修改和故障排除
电极的准确定位是 tDCS 实验中的一个关键技术因素，与预期头皮位置的偏差或电极漂移会影响流向预期目标大脑区域的电流42,43。这与聚焦 tDCS 尤其相关，因为给药电流的区域特异性使这些设置特别容易受到定位误差的影响 5,25。在当前的方案中，我们描述了一种在 fMRI 期间施用神经导航、聚焦 tDCS 的方法，旨在提高单独确定的头皮位置的放置准确性。关键步骤包括 （1） 使用电流流建模为每个研究参与者优化 3 x 1 设置的头皮位置，（2） 通过神经导航识别优化的头皮位置，（3） 使用标准化程序将电极定位和固定在头皮上，以及 （4） 调查同步 tDCS-fMRI 前后的放置精度和电极漂移。

我们协议的第一步描述了通过个性化电流建模为我们正在进行的研究单位 （RU） 的单个研究参与者优化电极位置（重建优化的代码可以在此处找到 https://github.com/memoslap/SimNIBS_Optimization）。这种方法对 RU 项目具有高度特异性，涉及此处未报告的两个准备步骤:（1） 基于使用相同/相似运动或认知任务的 fMRI 和/或 tDCS 研究，为八个经验 RU 项目 （www.memoslap.de） 定义解剖目标区域;（2） 通过调整中心阳极和周围阴极之间的间距来均衡各个项目的平均电流剂量。这涉及我们小组可用的计算建模研究和结构成像数据，以确定特定于项目的电极间距。然后使用这些特定于项目的蒙太奇来优化 RU 项目中各个参与者的头皮位置，以在各个目标区域实现最大电流强度（在本协议中:右 DLPFC）。值得注意的是，有许多可能的方法可以确定所需的头皮位置，这些方法取决于研究的目标（即区域或剂量控制、解剖学或功能靶向）。

同样，有许多不同的市售神经导航设备和直流电刺激器可用于神经导航放置和进行 tDCS-fMRI 研究。因此，如果使用来自不同制造商的设备或使用不同的扫描仪类型进行 tDCS-fMRI，则需要修改本协议中概述的程序。尽管如此，我们相信该方案可以以灵活的方式进行调整，以满足研究特定的要求。例如，对于 3 x 1 设置，我们建议使用 3D 打印垫片，以确保在放置和扫描过程中达到并保持电极之间的所需距离。如本协议所述，可以使用电极填充助剂实现导电膏量的标准化。为了允许定制，用于打印的 3D 模型已公开可用（参见协议步骤 4.1.3.2）。

扫描仪内 tDCS fMRI 实验的复杂性是另一个关键的考虑因素，这需要参与者进入连接到头部的电极。即使精确定位，这些研究也存在后续电极位移的重大风险5。因此，我们建议常规实施适当的方法来减少电极位移和漂移（例如，使用与 MRI 兼容的标准充气垫以避免 MRI 扫描仪内的电极移位，使用脑电图帽或轮廓带将电极固定到位，以及上述方案中详述的其他措施）。

最后，与行为 tDCS 研究相比，在 fMRI 期间施用 tDCS 可以验证电极在头皮上的确切位置（基于 3D 结构 MRI 图像）并量化与预期位置的潜在偏差。然而，在 3D 中识别电极位置容易出错。因此，我们建议对头皮和电极进行 2D 转换，以促进实际电极位置的验证。然而，需要未来的研究来验证这种新方法，并将结果与从 3D 图像中提取数据进行比较。

该方法相对于现有其他方法的重要性
迄今为止，基于头皮的靶向方法（例如，10-20 EEG 系统44）已用于大多数 tDCS 研究。这涉及手动或自动识别解剖标志和额外的测量（例如，头围、标志之间交点的计算）以确定电极的预期头皮位置。虽然这种方法在一定程度上考虑了个体参与者的头部大小，但它忽略了大脑和颅骨形态的其他特征，导致准确性下降 5,41,45。本协议的代表性结果部分说明了使用 MRI 引导的神经导航可以实现的增强精度。在这里，我们使用正在进行的多中心 tDCS-fMRI 研究的数据量化了神经导航靶向的精度，并回顾性地比较了神经导航靶向与基于头皮的方法的放置精度。此外，我们还研究了 fMRI 期间电极位移的程度。该协议实证部分的主要结果是 （1） 神经导航靶向优于基于头皮的电极放置，基于 L2 范数的精度提高了约 40%;（2） 在 fMRI 会话中电极的漂移最小，突出表明为保持电极就位而实施的技术和程序步骤（即帽、垫片、充气垫）是成功的。

该方法的局限性和未来应用
使用本协议中描述的方法有几个限制因素。例如，通过计算建模、神经导航靶向和电极验证来优化预期的电极位置，需要访问结构 MRI 数据、特定的技术专业知识和可能无法获得的昂贵设备。因此，这种方法仅限于执行需要电流输送高空间精度的研究的专业研究中心（例如，对神经典型人群进行调查因果脑行为关系的实验研究或调查剂量-反应关系的计算建模研究）。在这种情况下，值得一提的是，在头部手术或进行性病变的患者中，基于 MRI 的当前建模的有效性可能会降低，在将本协议中描述的方法应用于临床人群时，需要考虑这一点。

此外，该协议中通过计算建模和神经导航放置来优化电极位置，旨在最大限度地提高解剖精度。如上所述，其他个性化靶向方式是可能的（包括仅限于特定临床人群的侵入性方法46），并且解剖精度并不一定意味着受刺激区域的功能相关性。后者需要在 tDCS-fMRI 之前获得定位器任务（在个人参与者或团体层面），以确定与神经导航目标相关的功能相关大脑区域。此外，未来的研究需要确定电极位移对行为和神经功能的功能相关性，包括直接比较焦点蒙太奇和常规蒙太奇之间的效果。

应该注意的是，计算机模拟依赖于从 MRI 获得的（半）自动组织分割的解剖精度，并根据对各种组织类别的电导率的假设来估计电场 5,47。因此，为了提高计算模型的准确性，必须验证这些假设并评估分割精度。在这方面，在同时进行 tDCS-MRI 测量期间研究脑组织 tDCS 诱导的电流电导率的新方法包括磁共振电流密度成像 （MRCDI） 和磁共振电阻抗断层扫描 （MREIT）5,48,49。这些方法有可能验证 tDCS 电场模拟和优化个体化电流剂量计算。在不久的将来，将这种优化的计算建模方法与神经导航的 tDCS 相结合可能会提高 tDCS 在实验和临床环境中的精度和有效性。

披露

$$\rightleftharpoonup{xx}$$ $$\longleftharp{xx}$$, $$\longrightharp{xx}$$,

MAN 是 Neuroelectrics 和 Précis 的科学顾问委员会的成员。AH 部分受雇于 neuroConn GmbH。其他作者没有需要声明的利益冲突。

致谢

$$\rightleftharpoonup{xx}$$ $$\longleftharp{xx}$$, $$\longrightharp{xx}$$,

这项研究由德国研究基金会资助（项目资助:FL 379/26-1;ME 3161/3-1;CRC INST 276/741-2 和 292/155-1，研究单位 5429/1 （467143400）、FL 379/34-1、FL 379/35-1、Fl 379/37-1、Fl 379/22-1、Fl 379/26-1、ME 3161/5-1、ME 3161/6-1、AN 1103/5-1、TH 1330/6-1、TH 1330/7-1）。AT 得到了灵北基金会的支持（拨款 R313-2019-622）。我们感谢 Sophie Dabelstein 和 Kira Hering 在数据提取方面提供的帮助。

材料

本文使用的材料清单
姓名公司目录编号评论
Brainsight 神经导航系统Brainsight;Rogue Research Inc.，蒙特尔和埃卡特;al， 加拿大
CR-5 Pro 高温 3D 打印机 CREALITY，中国
DC-STIMULATOR MCNeuroConn GmbH，德国伊尔梅瑙https://www.neurocaregroup.com/technology/dc-stimulator-mc
EMLA Cream 5%Aspen，爱尔兰
MAGNETOM Vida 3T，syngo_MR_XA50软件Siemens Healthineers AG，德国
Polaris 相机北极星 Vicra;Northern Digital Inc.，加拿大
Ten20 导电脑电图膏Weaver and Company，美国
TPU 3D 打印机线材SUNLU International，中国
替代品示例
Ingenia 3.0T（MR 扫描仪）Phillips，荷兰阿姆斯特丹
Localite TMS 导航器（神经导航设备）Localite，波恩，德国
神经导航器（神经导航设备）美国新泽西州
PEBA 3D 打印机耗材Kimya，南特，法国
PLA 3D 打印机耗材Filamentworld，Neu-Ulm，德国
StarStim（刺激器）Neuroelectrics， 巴塞罗那， 西班牙
深圳都柏林福希海姆滑铁卢奥罗拉香港Soterix

参考文献

$$\rightleftharpoonup{xx}$$ $$\longleftharp{xx}$$, $$\longrightharp{xx}$$,
  1. Can transcranial direct current stimulation counteract age-associated functional impairment. Neurosci Biobehav Rev. 65, 157-172 (2016).">Perceval, G., Flöel, A., Meinzer, M. Can transcranial direct current stimulation counteract age-associated functional impairment. Neurosci Biobehav Rev. 65, 157-172 (2016).
  2. Electrical brain stimulation (tES) improves learning more than performance: A meta-analysis. Neurosci Biobehav Rev. 84, 171-181 (2018).">Simonsmeier, B. A., Grabner, R. H., Hein, J., Krenz, U., Schneider, M. Electrical brain stimulation (tES) improves learning more than performance: A meta-analysis. Neurosci Biobehav Rev. 84, 171-181 (2018).
  3. The neurobiology of prefrontal transcranial direct current stimulation (tDCS) in promoting brain plasticity: A systematic review and meta-analyses of human and rodent studies. Neurosci Biobehav Rev. 125, 392-416 (2021).">Chan, M. M. Y., Yau, S. S. Y., Han, Y. M. Y. The neurobiology of prefrontal transcranial direct current stimulation (tDCS) in promoting brain plasticity: A systematic review and meta-analyses of human and rodent studies. Neurosci Biobehav Rev. 125, 392-416 (2021).
  4. Physiology of transcranial direct current stimulation. J ECT. 34 (3), 144-152 (2018).">Stagg, C. J., Antal, A., Nitsche, M. A. Physiology of transcranial direct current stimulation. J ECT. 34 (3), 144-152 (2018).
  5. Investigating the neural mechanisms of transcranial direct current stimulation effects on human cognition: current issues and potential solutions. Front Neurosci. 18, e1389651(2024).">Meinzer, M., et al. Investigating the neural mechanisms of transcranial direct current stimulation effects on human cognition: current issues and potential solutions. Front Neurosci. 18, e1389651(2024).
  6. The use of transcranial magnetic stimulation in cognitive neuroscience: A new synthesis of methodological issues. Neurosci Biobehav Rev. 35 (3), 516-536 (2011).">Sandrini, M., Umiltà, C., Rusconi, E. The use of transcranial magnetic stimulation in cognitive neuroscience: A new synthesis of methodological issues. Neurosci Biobehav Rev. 35 (3), 516-536 (2011).
  7. Effects of anodal transcranial direct current stimulation on motor evoked potentials variability in humans. Physiol Rep. 7 (13), e14087(2019).">Bashir, S., et al. Effects of anodal transcranial direct current stimulation on motor evoked potentials variability in humans. Physiol Rep. 7 (13), e14087(2019).
  8. Dynamic models of large-scale brain activity. Nat Neurosci. 20 (3), 340-352 (2017).">Breakspear, M. Dynamic models of large-scale brain activity. Nat Neurosci. 20 (3), 340-352 (2017).
  9. Functional imaging and related techniques: an introduction for rehabilitation researchers. J Rehabil Res Dev. 47 (2), vii-xxxiv (2010).">Crosson, B., et al. Functional imaging and related techniques: an introduction for rehabilitation researchers. J Rehabil Res Dev. 47 (2), vii-xxxiv (2010).
  10. Advantages in functional imaging of the brain. Front Hum Neurosci. 9, 249(2015).">Mier, W., Mier, D. Advantages in functional imaging of the brain. Front Hum Neurosci. 9, 249(2015).
  11. Microstructural and functional plasticity following repeated brain stimulation during cognitive training in older adults. Nat Commun. 14 (1), e3184(2023).">Antonenko, D., et al. Microstructural and functional plasticity following repeated brain stimulation during cognitive training in older adults. Nat Commun. 14 (1), e3184(2023).
  12. Current intensity- and polarity-specific online and aftereffects of transcranial direct current stimulation: An fMRI study. Hum Brain Mapp. 41 (6), 1644-1666 (2020).">Jamil, A., et al. Current intensity- and polarity-specific online and aftereffects of transcranial direct current stimulation: An fMRI study. Hum Brain Mapp. 41 (6), 1644-1666 (2020).
  13. Prefrontal transcranial direct current stimulation changes connectivity of resting-state networks during fMRI. J Neurosci. 31 (43), 15284-15293 (2011).">Keeser, D., et al. Prefrontal transcranial direct current stimulation changes connectivity of resting-state networks during fMRI. J Neurosci. 31 (43), 15284-15293 (2011).
  14. Anodal transcranial direct current stimulation temporarily reverses age-associated cognitive decline and functional brain activity changes. J Neurosci. 33 (30), 12470-12478 (2013).">Meinzer, M., Lindenberg, R., Antonenko, D., Flaisch, T., Floel, A. Anodal transcranial direct current stimulation temporarily reverses age-associated cognitive decline and functional brain activity changes. J Neurosci. 33 (30), 12470-12478 (2013).
  15. Transcranial direct current stimulation with functional magnetic resonance imaging: a detailed validation and operational guide. Wellcome Open Res. 6, 143(2023).">Nardo, D., et al. Transcranial direct current stimulation with functional magnetic resonance imaging: a detailed validation and operational guide. Wellcome Open Res. 6, 143(2023).
  16. Transcranial direct current stimulation and simultaneous functional magnetic resonance imaging. J Vis Exp. (86), e51730(2014).">Meinzer, M., et al. Transcranial direct current stimulation and simultaneous functional magnetic resonance imaging. J Vis Exp. (86), e51730(2014).
  17. Inferring causality from noninvasive brain stimulation in cognitive neuroscience. J Cogn Neurosci. 33 (2), 195-225 (2021).">Bergmann, T. O., Hartwigsen, G. Inferring causality from noninvasive brain stimulation in cognitive neuroscience. J Cogn Neurosci. 33 (2), 195-225 (2021).
  18. Technique and considerations in the use of 4x1 ring high-definition transcranial direct current stimulation (HD-tDCS). J Vis Exp. (77), e50309(2013).">Villamar, M. F., et al. Technique and considerations in the use of 4x1 ring high-definition transcranial direct current stimulation (HD-tDCS). J Vis Exp. (77), e50309(2013).
  19. Stimulation of dorsolateral prefrontal cortex enhances adaptive cognitive control: A high-definition transcranial direct current stimulation study. J Neurosci. 36 (50), 12530-12536 (2016).">Gbadeyan, O., McMahon, K., Steinhauser, M., Meinzer, M. Stimulation of dorsolateral prefrontal cortex enhances adaptive cognitive control: A high-definition transcranial direct current stimulation study. J Neurosci. 36 (50), 12530-12536 (2016).
  20. Comparing cortical plasticity induced by conventional and high-definition 4 × 1 ring tDCS: A neurophysiological study. Brain Stimul. 6 (4), 644-648 (2013).">Kuo, H. -I., et al. Comparing cortical plasticity induced by conventional and high-definition 4 × 1 ring tDCS: A neurophysiological study. Brain Stimul. 6 (4), 644-648 (2013).
  21. Common and unique effects of HD-tDCS to the social brain across cultural groups. Neuropsychologia. 133, e107170(2019).">Martin, A. K., Su, P., Meinzer, M. Common and unique effects of HD-tDCS to the social brain across cultural groups. Neuropsychologia. 133, e107170(2019).
  22. The right temporoparietal junction Is causally associated with embodied perspective-taking. J Neurosci. 40 (15), 3089-3095 (2020).">Martin, A. K., Kessler, K., Cooke, S., Huang, J., Meinzer, M. The right temporoparietal junction Is causally associated with embodied perspective-taking. J Neurosci. 40 (15), 3089-3095 (2020).
  23. HD-tDCS induced changes in resting-state functional connectivity: Insights from EF modeling. Brain Stimul. 16 (6), 1722-1732 (2023).">Müller, D., Habel, U., Brodkin, E. S., Clemens, B., Weidler, C. HD-tDCS induced changes in resting-state functional connectivity: Insights from EF modeling. Brain Stimul. 16 (6), 1722-1732 (2023).
  24. The effect of a transcranial channel as a skull/brain interface in high-definition transcranial direct current stimulation-a computational study. Sci Rep. 7 (1), e40612(2017).">Seo, H., Kim, H. -I., Jun, S. C. The effect of a transcranial channel as a skull/brain interface in high-definition transcranial direct current stimulation-a computational study. Sci Rep. 7 (1), e40612(2017).
  25. Electrode positioning errors reduce current dose for focal tDCS set-ups: Evidence from individualized electric field mapping. Clin Neurophysiol. 162, 201-209 (2024).">Niemann, F., et al. Electrode positioning errors reduce current dose for focal tDCS set-ups: Evidence from individualized electric field mapping. Clin Neurophysiol. 162, 201-209 (2024).
  26. Field modeling for transcranial magnetic stimulation: A useful tool to understand the physiological effects of TMS. Thielscher, A., Antunes, A., Saturnino, G. B. 2015 37th Annual International Conference of the IEEE Engineering in Medicine and Biology Society (EMBC), , 222-225 (2015).
  27. Investigating the neural mechanisms of transcranial direct current stimulation effects on human cognition: current issues and potential solutions. Frontiers in Neuroscience. 18, 1389651(2024).">Meinzer, M., et al. Investigating the neural mechanisms of transcranial direct current stimulation effects on human cognition: current issues and potential solutions. Frontiers in Neuroscience. 18, 1389651(2024).
  28. Magnetic resonance imaging contraindications. StatPearls. , (2024).">Ghadimi, M., Sapra, A. Magnetic resonance imaging contraindications. StatPearls. , (2024).
  29. Low intensity transcranial electric stimulation: Safety, ethical, legal regulatory and application guidelines. Clin Neurophysiol. 128 (9), 1774-1809 (2017).">Antal, A., et al. Low intensity transcranial electric stimulation: Safety, ethical, legal regulatory and application guidelines. Clin Neurophysiol. 128 (9), 1774-1809 (2017).
  30. A checklist for assessing the methodological quality of concurrent tES-fMRI studies (ContES checklist): a consensus study and statement. Nat Protoc. 17 (3), 596-617 (2022).">Ekhtiari, H., et al. A checklist for assessing the methodological quality of concurrent tES-fMRI studies (ContES checklist): a consensus study and statement. Nat Protoc. 17 (3), 596-617 (2022).
  31. Effectiveness of tDCS blinding protocol in a sham-controlled study. Brain Stimul. 10 (2), 401(2017).">Dinn, W., et al. Effectiveness of tDCS blinding protocol in a sham-controlled study. Brain Stimul. 10 (2), 401(2017).
  32. Is the "end-of-study guess" a valid measure of sham blinding during transcranial direct current stimulation. Eur J Neurosci. 53 (5), 1592-1604 (2021).">Turner, C., Jackson, C., Learmonth, G. Is the "end-of-study guess" a valid measure of sham blinding during transcranial direct current stimulation. Eur J Neurosci. 53 (5), 1592-1604 (2021).
  33. Brain and Human Body Modeling. , 3-25 (2019).">Saturnino, G. B., et al. SimNIBS 2.1: A comprehensive pipeline for individualized electric field modelling for transcranial brain stimulation. Brain and Human Body Modeling. , 3-25 (2019).
  34. Electric field calculations in brain stimulation based on finite elements: An optimized processing pipeline for the generation and usage of accurate individual head models. Hum Brain Mapp. 34 (4), 923-935 (2013).">Windhoff, M., Opitz, A., Thielscher, A. Electric field calculations in brain stimulation based on finite elements: An optimized processing pipeline for the generation and usage of accurate individual head models. Hum Brain Mapp. 34 (4), 923-935 (2013).
  35. Accurate and robust whole-head segmentation from magnetic resonance images for individualized head modeling. NeuroImage. 219, e117044(2020).">Puonti, O., et al. Accurate and robust whole-head segmentation from magnetic resonance images for individualized head modeling. NeuroImage. 219, e117044(2020).
  36. neuroConn Programmable multichannel current stimulator -- DC-Stimulator MC Instruction for use -- (Version 5.3.1). , (2021).">neuroConn Programmable multichannel current stimulator -- DC-Stimulator MC Instruction for use -- (Version 5.3.1). , (2021).
  37. Frontiers in ICT. 5, (2019).">Fleury, M., Barillot, C., Mano, M., Bannier, E., Maurel, P. Automated electrodes detection during simultaneous EEG/fMRI. Frontiers in ICT. 5, (2019).
  38. Novel artefact removal algorithms for co-registered EEG/fMRI based on selective averaging and subtraction. NeuroImage. 64, 407-415 (2013).">De Munck, J. C., Van Houdt, P. J., Gonçalves, S. I., Van Wegen, E., Ossenblok, P. P. W. Novel artefact removal algorithms for co-registered EEG/fMRI based on selective averaging and subtraction. NeuroImage. 64, 407-415 (2013).
  39. Determining electrode placement for transcranial direct current stimulation: A comparison of EEG- versus TMS-guided methods. Clin EEG Neurosci. 48 (6), 367-375 (2017).">Rich, T. L., et al. Determining electrode placement for transcranial direct current stimulation: A comparison of EEG- versus TMS-guided methods. Clin EEG Neurosci. 48 (6), 367-375 (2017).
  40. Three-dimensional probabilistic anatomical cranio-cerebral correlation via the international 10-20 system oriented for transcranial functional brain mapping. NeuroImage. 21 (1), 99-111 (2004).">Okamoto, M., et al. Three-dimensional probabilistic anatomical cranio-cerebral correlation via the international 10-20 system oriented for transcranial functional brain mapping. NeuroImage. 21 (1), 99-111 (2004).
  41. Using the international 10-20 EEG system for positioning of transcranial magnetic stimulation. Brain Topogr. 16 (2), 95-99 (2003).">Herwig, U., Satrapi, P., Schönfeldt-Lecuona, C. Using the international 10-20 EEG system for positioning of transcranial magnetic stimulation. Brain Topogr. 16 (2), 95-99 (2003).
  42. The importance of accurately representing electrode position in transcranial direct current stimulation computational models. Brain Stimul. 16 (3), 930-932 (2023).">Indahlastari, A., et al. The importance of accurately representing electrode position in transcranial direct current stimulation computational models. Brain Stimul. 16 (3), 930-932 (2023).
  43. Effects of electrode drift in transcranial direct current stimulation. Brain Stimul. 8 (3), 515-519 (2015).">Woods, A. J., Bryant, V., Sacchetti, D., Gervits, F., Hamilton, R. Effects of electrode drift in transcranial direct current stimulation. Brain Stimul. 8 (3), 515-519 (2015).
  44. Transcranial direct current stimulation (tDCS): A beginner's guide for design and implementation. Front Neurosci. 11, e641(2017).">Thair, H., Holloway, A. L., Newport, R., Smith, A. D. Transcranial direct current stimulation (tDCS): A beginner's guide for design and implementation. Front Neurosci. 11, e641(2017).
  45. Left prefrontal neuronavigated electrode localization in tDCS: 10-20 EEG system versus MRI-guided neuronavigation. Psychiatry Res Neuroimaging. 274, 1-6 (2018).">De Witte, S., et al. Left prefrontal neuronavigated electrode localization in tDCS: 10-20 EEG system versus MRI-guided neuronavigation. Psychiatry Res Neuroimaging. 274, 1-6 (2018).
  46. Stereo-EEG based personalized multichannel transcranial direct current stimulation in drug-resistant epilepsy. Clin. Neurophysiol. 137, 142-151 (2022).">Daoud, M., et al. Stereo-EEG based personalized multichannel transcranial direct current stimulation in drug-resistant epilepsy. Clin. Neurophysiol. 137, 142-151 (2022).
  47. Review of individualized current flow modeling studies for transcranial electrical stimulation. J Neurosci Res. 101 (4), 405-423 (2023).">Hunold, A., Haueisen, J., Nees, F., Moliadze, V. Review of individualized current flow modeling studies for transcranial electrical stimulation. J Neurosci Res. 101 (4), 405-423 (2023).
  48. Human in-vivo brain magnetic resonance current density imaging (MRCDI). NeuroImage. 171, 26-39 (2018).">Göksu, C., et al. Human in-vivo brain magnetic resonance current density imaging (MRCDI). NeuroImage. 171, 26-39 (2018).
  49. The stray magnetic fields in magnetic resonance current density imaging (MRCDI). EJMP. 59, 142-150 (2019).">Göksu, C., Scheffler, K., Siebner, H. R., Thielscher, A., Hanson, L. G. The stray magnetic fields in magnetic resonance current density imaging (MRCDI). EJMP. 59, 142-150 (2019).

重印与许可

申请许可以重复使用本 JoVE 文章的文本或图表

申请许可

标签

相关文章