Login processing...

Trial ends in Request Full Access Tell Your Colleague About Jove
Click here for the English version

Neuroscience

Måling og manipulering funksjonelt spesifikke nevrale veier i det menneskelige motorsystemet med transkraniell magnetisk stimulering

doi: 10.3791/60706 Published: February 23, 2020

Summary

Denne artikkelen beskriver nye tilnærminger for å måle og styrke funksjonelt spesifikke nevrale veier med transkraniell magnetisk stimulering. Disse avanserte ikke-invasive hjernestimuleringsmetodene kan gi nye muligheter for forståelsen av hjerneatferdsrelasjoner og utvikling av nye terapier for å behandle hjernesykdommer.

Abstract

Å forstå interaksjoner mellom hjerneområder er viktig for studiet av målrettet atferd. Funksjonell neuroimaging av hjernetilkobling har gitt viktig innsikt i grunnleggende prosesser i hjernen som kognisjon, læring og motorisk kontroll. Denne tilnærmingen kan imidlertid ikke gi årsaksbevis for involvering av hjerneområder av interesse. Transcranial magnetisk stimulering (TMS) er et kraftig, ikke-invasivt verktøy for å studere den menneskelige hjernen som kan overvinne denne begrensningen ved å transientt modifisere hjerneaktivitet. Her fremhever vi nylige fremskritt ved hjelp av en sammenkoblet puls, dual-site TMS-metode med to spoler som causally sonderkortikokortikale interaksjoner i det menneskelige motorsystemet under ulike oppgavesammenhenger. I tillegg beskriver vi en dual-site TMS-protokoll basert på kortikal parassosive stimulering (cPAS) som forbigående forbedrer synaptisk effektivitet i to sammenkoblede hjerneområder ved å bruke gjentatte par kortikale stimuli med to spoler. Disse metodene kan gi en bedre forståelse av mekanismene underliggende kognitiv-motor funksjon samt et nytt perspektiv på å manipulere spesifikke nevrale veier på en målrettet måte for å modulere hjernekretser og forbedre atferd. Denne tilnærmingen kan vise seg å være et effektivt verktøy for å utvikle mer sofistikerte modeller av hjerneatferdsrelasjoner og forbedre diagnose og behandling av mange nevrologiske og psykiatriske lidelser.

Introduction

Ikke-invasiv hjernestimulering er et lovende vurderingsverktøy og behandling for mange nevrologiske lidelser, som Parkinsons sykdom, Alzheimers sykdom og hjerneslag1,2,3,4. Det er akkumulerende bevis som etablerer forholdet mellom atferdsmessige manifestasjoner av nevrologiske sykdommer og abnormiteter av kortikal spenning, nevroplastisitet, kortiko-kortikal og kortiko-subkortikal tilkobling5,6. Derfor kan grunnleggende kunnskap om hjernenettverksdynamikk og plastisitet i nevrologiske tilstander gi uvurderlig innsikt i sykdomsdiagnose, progresjon og respons på terapi. Funksjonell magnetisk resonansavbildning(fMR) er et nyttig verktøy for å forstå de komplekse relasjonene mellom hjerne og atferd i både sunne og syke hjernenettverk og har potensial til å forbedre behandlingen basert på et nettverksperspektiv7,8,9. F MRer imidlertid korrelasjonell i naturen og kan ikke gi en årsakssammenheng mellom hjernefunksjon og atferd, og heller ikke manipulere funksjonell tilkobling for å gjenopprette unormale nevrale kretser forbundet med atferdshemming hos pasienter10,11,12. Transcranial magnetisk stimulering (TMS) kan både causally måle og modulere menneskelig hjernefunksjon og atferd i helse og sykdom3,13,14,15.

TMS er en sikker, ikke-invasiv metode for å stimulere den menneskelige hjernen16,17og kan brukes til å indusere og måle plastisitet18. Denne metoden kan fremme vår forståelse av årsakssammenhenger mellom individuelle hjerneområder og atferd10,11,12,19og deres spesifikke funksjonelle interaksjoner med andre noder i et hjernenettverk20,21,22,23. Hittil har de fleste studier fokusert på det menneskelige motorsystemet, gitt at TMS til håndområdet i motorcortex (M1) kan produsere motorfremkalt potensialer (parlamentsmedlemmer) som fysiologiske avlesninger for endringer forbundet med motorisk atferd24, slik at undersøkelse av ulike hemmende og eksitatoriske kretser på systemnivå i den menneskelige hjerne25. Nylige fremskritt ved hjelp av en kondisjoneringstest TMS tilnærming med to spoler viser at det er mulig å måle funksjonelle interaksjoner mellom ulike kortikale områder. I motorsystemet viser tms-eksperimenter med to nivåer at innganger fra kortikale områder forbundet med M1 kan endres med oppgavekrav, alder eller sykdom14,26. Seminal arbeid av Ferbert og kolleger har funnet ut at bruk av en kondisjoneringsstimulans på M1 før en teststimulans av den andre M1 kan resultere i hemming av MEP-amplituden, et fenomen kjent som kortintervallinterhemisfær hemming (SIHI)28. En rekke TMS-studier ved hjelp av denne tilnærmingen har også vist at M1 er sterkt forbundet med den kontralaterale M1, ventral premotorcortex (PMv), dorsal premotorcortex (PMd), supplerende motorområde (SMA), pre-SMA, primær sensorisk cortex (S1), dorsolateral prefrontal cortex (DLPFC) og bakre parietal cortex (PPC) i ro27,28,29,30,31,32,33,34,35,36,37,38,39,40,41,42. Interessant, effekten av stimulering fra disse kortikale områdene på motorkortikal spenning er anatomisk, timelig, og funksjonelt spesifikk for den pågående hjerneaktiviteten under utarbeidelsen av en bevegelse (tilstand- og kontekstavhengig43,44,45,46,47,48,49,50,51,52,53,54,55,56,57,58,59,60,61,62,63,64,65,66,67,69). Svært få studier med tms med to nivåer har imidlertid karakterisert mønstre av funksjonell kortikokortikal tilkobling med motoriske og kognitive funksjonsnedsettelser hos pasienter med hjernesykdommer70,71,72. Dette gir muligheter til å utvikle nye metoder for å vurdere og behandle motoriske og kognitive lidelser.

Ved hjelp av denne teknikken, det har også blitt funnet at gjentatte par kortikale TMS brukt på kortikale områder forbundet med M1 som contralateral M168,69,70, PMv76,77,78, SMA71, og PPC80,81,82 kan indusere endringer i synaptisk effektivitet i bestemte nevrale veier basert på Hebbian prinsippet om assosiativ plastisitet83 ,84,85,86 og forbedre atferdsytelse72,73,74. Likevel, få studier har brukt denne tilnærmingen til å studere krets og plastisitet dysfunksjon i nevrologiske lidelser2,75,76,77,78,79,80,81,82,83,84,90,91,92, 93,94,95,96. Det gjenstår å bli vist om styrking funksjonelt spesifikke nevrale veier med TMS kan gjenopprette aktivitet i dysfunksjonelle kretser, eller om den potensielle styrkingen av intakt krets kan øke motstandskraften 97 i hjernenettverk som støtter motor og kognitiv funksjon over hele levetiden og i sykdom. Mangelen på grunnleggende forståelse av nevrale mekanismer underliggende nevrologiske lidelser og effekter av stimulering på sammenkoblede dysfunksjonelle hjernenettverk begrenser dagens behandling.

Til tross for sin evne har TMS ennå ikke blitt en standard del av armamentarium av nevrovitenskap og kliniske verktøy for å forstå hjerneatferdsrelasjoner, patofysiologi av hjernesykdommer og effektiviteten av behandlingen. Derfor, for å realisere sitt potensial og støtte sin store applikasjon, er standardisering av TMS-metoder viktig fordi det er mer sannsynlig å øke påkjenningen av fremtidige TMS-eksperimenter og reproduserbarhet på tvers av uavhengige laboratorier. Denne artikkelen beskriver hvordan TMS kan brukes til å både måle og manipulere funksjonelle interaksjoner. Her beskriver vi denne teknikken i motorsystemet (f.eks. parieto-motorsti44) ved å måle TMS-baserte utgangstiltak (f.eks. parlamentsmedlemmer), hvor metoden best forstås. Det er imidlertid viktig å merke seg at denne protokollen også kan tilpasses til mål funksjonell kobling av andre subkortikale85,cerebellar86,87og kortikale områder. 73,74,88 I tillegg kan neuroimaging teknikker som EEG89,90,91 og fMRI92,93 brukes til å vurdere TMS-induserte endringer i aktivitet og tilkobling26,94. Vi konkluderer med å foreslå at studien av funksjonell involvering av kretsnivå kortikal tilkobling med disse TMS-metodene i både helse og sykdom gjør det mulig å utvikle målrettede diagnoser og innovative terapier basert på mer sofistikerte nettverksmodeller av hjerneatferdsrelasjoner.

Protocol

Følgende tre TMS-metoder er beskrevet nedenfor. For det første er to metoder beskrevet for å måle kortikokortikal tilkobling ved hjelp av dual-site transcranial magnetisk stimulering (dsTMS) mens deltakerne er enten 1) i hvile (hviletilstand) eller 2) utfører en objektrettet rekkevidde-til-gripe bevegelse ( oppgaveavhengig). For det andre er en kortikal parede assosiative stimuleringsmetoder (cPAS) beskrevet for å modulere samspillet mellom to hjerneområder på en kontrollert måte ved å parre kortikale stimuli (f.eks. bakre parietale og primære motorkortices) for å styrke funksjonelle spesifikke nevrale veier med TMS og indusere endringer i kortikal spenning. Et representativt datasett er gitt for hver metode. Alle metodene som er beskrevet i denne protokollen ble godkjent av University of Michigan Institutional Review Board i samsvar med Helsingfors erklæringen.

1. Rekruttering av deltakere

  1. Screen alle deltakere for eventuelle kontraindikasjoner til TMS95,96,97,98,99,100 og magnetisk resonans imaging (MR) før rekruttering. Rekrutter høyrehendte deltakere101 for eksperimenter som undersøker funksjonell tilkobling i motorsystemet.
  2. Informer hver deltaker om studiemålene, prosedyrene og risikoen godkjent av det lokale institusjonelle gjennomgangsrådet. Innhente skriftlig samtykke før den enkelte kan delta i studien.

2. Elektromyografi (EMG) Elektrodeplassering

  1. Instruer deltakeren om å sitte komfortabelt i den eksperimentelle stolen med begge armene støttet i en avslappet posisjon. Gi en hakehvile for deltakerne under TMS for å holde hodebevegelsen til et minimum under stimulering.
  2. Rengjør huden over muskelen av interesse med en mild slipende. Bruk en mage-sene elektrode arrangement, plassere en disponibel Ag-AgCl elektrode på magemuskelen og en annen på en benete landemerke i nærheten for et referansested på begge hender av deltakeren. Gjenta dette trinnet for hver muskel av interesse.
  3. Koble en bakkeelektrode til ulnar styloidprosessen. Det er viktig å inspisere nivået av overflatekontakt av elektrodene med huden gjennom hele eksperimentets varighet, fordi dette utelukker impedanskvaliteten til EMG-signalet. Plassere tape over overflaten elektroden kan forbedre graden av kontakt med hudoverflaten.
    MERK: For rekkeviddehandlinger vanlige muskler som studeres er 1) de første dorsal interosseous (FDI), 2) abductor pollicis brevis (APB), og 3) abductor digiti minimi (ADM) muskler i hånden.
  4. Koble overflateelektrodene til en EMG-forsterker og et datainnsamlingssystem. Ta opp og lagre EMG-signalene fra forsterkeren til datainnsamlingsdatamaskinen med EMG-programvare for online overvåking og frakoblet analyse av EMG-signalet. Eventuelt, forsterke EMG-signalet 1000x, og bruk et bånd-pass filter mellom 2 Hz og 2,5 kHz, digitalisert ved 5 kHz av et analogt-til-digitalt grensesnitt.

3. Lokalisere hjerneområder for målrettet TMS

  1. Metode 1: Lokalisering uten EN MR-skanning
    1. Ved hjelp av 10-20 EEG systemmerke C3, som ligger omtrent over venstre primære motorcortex (M1), og P3, som ligger omtrent over en del av kantete gyrus i venstre bakre parietal cortex (PPC), på deltakerens hodebunn. Se metoder som tidligere er beskrevet102 for spesifikke trinn for å lokalisere hjerneområder med 10-20 EEG-systemet (se figur 3 og 4 fra Villamar et al.102).
    2. Alternativt kan en elektroencefalografi (EEG) hodehette brukes til å tilnærme hjerneområdene i hodebunnen. Plasser en passende størrelse EEG cap på deltakerens hode og justere Cz posisjon på hetten med merket Cz posisjon på deltakerens hodebunn. Merk C3 og P3 ved hjelp av hetten.
      MERK: Lokalisering uten en persons MR-skanning har potensial til å være unøyaktig103. Derfor er MR-basert nevronavigasjon sterkt anbefalt for å øke nøyaktigheten og påliteligheten til målretting av TMS. Dette kan potensielt føre til mindre variasjon i TMS-indusertettereffekter.
  2. Metode 2: Bruke en MR-skanning
    1. Før TMS-økten får du deltakerens strukturelle MR (T1). Last opp skanningen til et nevronavigasjonssystem.
    2. Lag en tredimensjonal rekonstruksjon av hjernen og hudoverlegget ved hjelp av neuronavigation-programvaren. Plasser markører på de anatomiske landemerkene på tuppen av nesen, nasion, inion og de preauricular hakkene i begge ører. Ikke bruk tragus som det kan skifte når øreproppene er satt inn.
    3. Finn håndknotten, det anatomiske landemerket som tilsvarer M1104, i venstre precentral gyrus. Plasser en banemarkør på dette punktet med nevronavigasjonssystemet. Dette punktet bør justeres 45° fra midsagittallinjen og omtrent vinkelrett på det sentrale sulfatet. Ta opp og gi det anatomiske landemerket navnet neuronavigation system (Figur 1).
    4. Finn det ikke-motoriske interesseområdet (f.eks. over det strammere intraparietale sulcus-området i PPC). Plasser en annen banemarkør over dette anatomiske landemerket. Ta opp og gi navnet plasseringen med nevronavigasjonssystemet (figur 1).
  3. Utfør spole- og hoderegistrering med sporingssystemet
    1. Kalibrer begge TMS-spolene med kalibreringsblokken separat ved hjelp av nevronavigasjonssystemet.
    2. Plasser hodesporingen sikkert på deltakerens hode, slik at trackeren er i sikte gjennom hele eksperimentets varighet.
    3. Registrer de anatomiske landemerkene på deltakerens hode til nevronavigasjonssystemet. Hvis en MR ikke ble hentet fra deltakeren, bruk en mal MR fra Montreal Neurological Institute.
      MERK: Det er viktig å ikke bruke for mye kraft med pekeren på deltakerens hud for å unngå ubehag og unøyaktigheter når du utfører registrering. Det kan være verdifullt å sjekke regelmessig gjennom hele eksperimentet at hodet tracker ikke har skiftet. Disse prosedyrene sikrer presisjon når du bruker TMS-spolen til et målområde for stimulering under eksperimentet.

4. Lokalisering av optimal TMS-spoleposisjon og fastsettelse av terskler

MERK: I dette eksperimentet refererer CoilM1 til spolen som brukes til å levere stimulering til M1, mens CoilTwo refererer til spolen som brukes til å levere stimulering til det andre kortikale interesseområdet (f.eks. bakre parietal cortex). Terskler over M1 må bestemmes for at CoilTwo skal beregne maksimal stimulatorutgang (MSO) som brukes over ikke-motoriske områder. Motorterskelverdier bør rapporteres for å tillate sammenligninger og reproduserbarhet på tvers av eksperimenter.

  1. Lokalisering og terskelmed CoilTwo
    1. Plasser midten av CoilTwo over målet M1 plassering identifisert i forrige avsnitt for å indusere en bakre-fremre gjeldende retning i hjernen.
    2. For å finne den optimale plasseringen for aktivering av målmuskelen, levere pulser til M1 på 30% av maskinens MSO. Vær oppmerksom på om den leverte stimuleringen gir en muskelrykning og bestemmer amplituden til motoren som fremkalles potensial (MEP) registrert med EMG-elektrodene fra muskelaktiviteten som vises av datainnsamlingssystemet.
    3. Hvis en MEP eller en synlig muskelrykning ikke observeres, fortsett å øke stimulatorutgangen med 5% trinn. Posisjonen, rotasjonen, tonehøyden og yawen til TMS-spolen må kanskje justeres for å optimalisere amplituden til MEP. Gjenta dette til et svar er observert.
    4. Senk intensiteten på en trinnvis måte til den laveste intensiteten som produserer minst 5 av 10 MEP-svar med en amplitude på ≥ 50 μV mens deltakeren er i ro97,98,105. Dette er definert som hvilemotorterskelen (RMT).
    5. Sørg for varigheten av terskeløkten at begge hender er i hvilestilling med både armer og hender støttet med puter.
    6. Gi visuelle eller auditive tilbakemeldinger fra muskelaktivitet i sanntid fra EMG (f.eks. på en skjerm eller høyttaler) gjennom hele økten, spesielt hvis det er overdreven muskelaktivitet (f.eks. eldre voksne populasjoner).
    7. Spør kontinuerlig deltaker om nivåer av komfort.
      MERK: Det er viktig at alle prosedyrer som er beskrevet ovenfor utføres separat og gjentas for hver TMS-spole for å bestemme de spesifikke parametrene som brukes i eksperimentet for de forskjellige spolene (f.eks. lokalisering av optimal TMS-spoleposisjon og fastsettelse av stimuleringsintensiteter for motorterskler). Det er også viktig at intervallet mellom TMS-pulsene er > 5 s for å unngå å indusere endringer i kortikal spenning.
  2. Lokalisering og terskelmed CoilM1
    1. Gjenta trinnene som er beskrevet ovenfor for å finne den optimale stimuleringsplasseringen med CoilM1.
    2. Bestem den laveste stimulatorintensiteten som trengs for å generere parlamentsmedlemmer på ≥ 1 mV i 5 av 10 studier i målhåndmuskelen når muskelen er helt avslappet. Merk og registrer posisjonen til CoilM1 ved hjelp av nevronavigasjonssystemet.

5. TMS med to sider (hviletilstand)

  1. Bruk to figur-8-formede spoler (f.eks. SpoleM1 og spoleto) koblet til to individuelle TMS-stimulatorer (f.eks. to Magstim 2002-enheter). Lever teststimuli (TS) over M1 med CoilM1 (f.eks. D70² figur-8-formet spole, utvendig diameter på sløyfen er 7 cm) og kondisjoneringsstimuli (CS) til det andre interesseområdet med CoilTwo. (f.eks. D50 Alpha B.I., utvendig diameter på hver løkke er 5 cm).
  2. Bestem prosentandelen av MSO-intensiteten for kondisjoneringsstimulansen (CS) for CoilTwo.
    MERK: Prosentandelen av MSO-intensiteten er ofte mellom 70–140 RMT og vil avhenge av de spesifikke parametrene og målene for eksperimentet (se tabell 3 fra Lafleur et al.14). For dette eksperimentet ble CS satt til 90% av RMT, lik parametere som brukes andre steder35,44,60.
  3. For testen stimulans (TS), bruk den tidligere bestemte intensiteten som fremkaller MEP amplitudes på ~ 1 mV i målrettet quiescent hånd muskel.
  4. Angi det nøyaktige interstimulusintervallet (ISI) mellom CS og TS.
  5. Bruk den medfølgende kontrollprogramvaren eller ekstern kontroll via TTL-pulser til å kontrollere ISI for de to pulsene. ISI varierer ofte fra 4–20 ms (se tabell 1 fra Lafleur et al.14). For dette eksperimentet gikk CS til PPC foran TS til M1 med en ISI på 5 ms.
  6. Ved hjelp av et skreddersydd kodeskript genererer du i tilfeldig rekkefølge TMS-studiene med én puls (TS alene) og tms-studier (CS-TS) (parede pulser) ved den angitte ISI-en.
  7. Plasser CoilM1 over venstre M1 og plasser CoilTwo over det andre interesseområdet.
  8. Lever TS alene-forsøkene med CoilM1. For de sammenkoblede pulsforsøkene (CS-TS) leverer du CS med CoilTwo etterfulgt av TS for å spoleM1 ved de forhåndsbestemte IS-ene. Dette er illustrert i figur 2. Gjenta minst 12 forsøk for hver betingelse. Lever TS minst 1 s etter starten av studien for å samle prestimulus EMG aktivitet. Bruk et 4 s datainnsamlingssveip for hver prøve etterfulgt av et intervall på 1 s intertrial.
  9. Juster om nødvendig TMS-spoleposisjonene litt for å imøtekomme plasseringen av begge spolene over de valgte målrettede plasseringene på deltakerens hode. Juster og registrer den nye plasseringen av CoilM1 og CoilTwo ved hjelp av nevronavigasjonssystemet tilsvarende.
  10. Bruk utløserknappen på TMS-maskinen for den medfølgende kontrollprogramvaren eller det skreddersydde kodeskriptet fra den eksterne kontrolleren til å levere de programmerte TMS-pulsene.
    MERK: For dette eksperimentet ble et datainnsamlingssystem (f.eks. CED Micro 1401) og programvarepakke (f.eks. Signal versjon 7) brukt til å generere stimuli, fange opp data, kontrollere det eksterne utstyret og kjøre analysen. De skreddersydde kodeskriptene som brukes til å kjøre og analysere data fra eksperimentene, er tilgjengelige fra den tilsvarende forfatteren.

6. TMS med to sider (oppgavekontekst)

MERK: TMS med to sider kan også brukes til å teste om funksjonell tilkobling i ro kan moduleres av ulike oppgavekontekster.

  1. Følg den samme metoden som er beskrevet i avsnittet ovenfor for å undersøke funksjonelle interaksjoner mellom ulike kortikale områder som er koblet til M1, men i løpet av den forberedende fasen av en oppgave som engasjerer nettverket (f.eks. under handlingsplanen for en forståelse).
  2. Bestem tidskurset og et kortikal interesseområde (f.eks. PPC) for å studere funksjonelle interaksjoner med M1 under utarbeidelsen av en kompleks bevegelsesplan (f.eks. objektdrevet presisjonsgrep eller hele håndsgrep43,44,45,46,47,48,49,106) for selektive håndmuskler.
  3. Ved hjelp av et skreddersydd kodeskript, generere i tilfeldig rekkefølge tidspunktet for TS alene studier og sammenkoblede puls forsøk (CS-TS) på en gitt ISI etter 'GO' cue i løpet av reaksjonsperioden (planfase) slik at MEP opptakene samles før bevegelsen initiering (prebevegelsesperiode) for oppgaven.
  4. Lever tms (TS alene med én puls) eller tms-prober (parkoblet puls) mellom 50 og 800 ms etter «GO»-signalet47,49 under handlingsplanen for komplekse håndbevegelser. Se figur 3 for tidspunktet for en hendelsesrelatert prøveversjon for dette eksperimentet. De skreddersydde kodeskriptene som brukes til å kjøre tidspunktet for hendelsesrelaterte prøveversjoner, er tilgjengelige fra den tilsvarende forfatteren.
    1. Før testøkten med TMS må deltakeren utføre oppgaven i minst 50 øvelsesstudier for å etablere en konsekvent reaksjonstid. Oppfordre deltakeren til å stille spørsmål om oppgaven for å sikre pålitelig ytelse under testøkten med TMS.
    2. Bruk det skreddersydde kodeskriptet til å levere alle kombinasjoner av tms (TS alene med én puls) eller sammenkoblet puls-TMS (CS-TS) og oppgave (f.eks. forstå en mindre topp eller forstå et større bunnobjekt) i reaksjonsperioden (planfasen) slik at MEP-opptakene er før faktisk bevegelsesstart.

7. Kortikal parede assosiativ stimulering (cPAS)

MERK: Denne protokollen innebærer å levere par monophasic pulser til to forskjellige kortikale områder over korte perioder for å indusere veispesifikke endringer i synaptisk styrke mellom forbindelser i den menneskelige hjerne. Denne tilnærmingen er basert på hebbiske prinsipper for pigg timing avhengig plastisitet107,108,109,110. I likhet med tms-metoder på to områder leveres cPAS med to TMS-maskiner koblet til to individuelle TMS-spoler over to forskjellige kortikale områder (f.eks. PPC og M1).

  1. Ved hjelp av et skreddersydd kodeskript genererer du 100 par stimuli på 0,2 Hz (8,3 min varighet hver). For den eksperimentelle cPASTwo→M1 tilstand, levere de første stimuli over det ikke-motoriske området (f.eks PPC) med CoilTwo med en spesifisert pulsintensitet (f.eks. 90% RMT) for 5 ms før den andre stimuli over M1 med CoilM1 med en pulsintensitet som fremkaller en MEP amplitude på ~ 1 mV i den målrettede håndmuskelen.
  2. Det er viktig å kontrollere for: 1) retningsbestemthet av tilkoblingen (CTRLM1→Two); 2) timing (CTRLISI = 500ms); og 3) stimuleringssted (CTRL Kontrollområde→M1) i separate økter. For eksempler se72,74,111,112. De skreddersydde kodeskriptene for hver cPAS-betingelse er tilgjengelige fra den tilsvarende forfatteren. Stimuleringsparametrene (f.eks. intensiteter og ISI) kan justeres for ulike kortikale områder. Se tabell 2 fra Lafleur et al.14 for et sammendrag av plastikitetsprotokoller.
  3. Bruk prosedyrene som er beskrevet i tidligere seksjoner, til å veilede den nøyaktige plasseringen av TMS-spolene.
  4. Oppnå baseline kortikospinalmålinger med CoilM1 (f.eks. ~24 parlamentsmedlemmer).
  5. Randomiserdeltakerne til en av fire intervensjonsgrupper: 1) cPAS Two→M1; 2) CTRLM1→To; 3) CTRLISI = 500ms; 4) CTRL Kontroll område→M1.
  6. For dette eksperimentet ble bare den eksperimentelle cPAS Two→M1-tilstanden testet, og PPC ble brukt som interesseområde. Når du utfører flere økter på samme deltaker, er det viktig at hver eksperimentelle økt er atskilt med minst 48 timer i en randomisert rekkefølge for å forhindre kryssovereffekter. Det er også viktig å gjenta økter i hver deltaker samtidig på dagen for å kontrollere for årvåkenhet.
  7. Bruk det skreddersydde kodeskriptet til å levere den angitte cPAS-betingelsen.
  8. Overvåk muskelaktiviteten til den andre (venstre) hånden under eksperimentet med EMG for å sikre at hånden er helt avslappet under protokollen.
  9. Få kortikospinalmålinger med CoilM1 (f.eks. ca. 24 parlamentsmedlemmer) på forskjellige tidspunkter etter cPAS (f.eks. 0, 10, 20, 30, 40, 50, 60 min) for å undersøke tidsforløpet til Den TMS-induserte effekten på hjernespenning.
    MERK: Den eksperimentelle protokollen som brukes her, vises i figur 4. De fleste studier til dags dato har fokusert på motorsystemet fordi MEP er et pålitelig resultatmål. Atferdstiltak72,73,74 og funksjonell tilkoblingsstyrke med fMRI92,93 og EEG89,90 etter TMS-manipulering av assosiativ plastisitet kan også undersøkes. Disse metodene kan også vedtas for ulike kortikale områder som ikke inkluderer M1 som et kortikalmål.

8. Databehandling og analyse

  1. Visuelt inspisere EMG data offline og kaste eventuelle spor som viser muskelaktivitet der roten gjennomsnittlig kvadrat EMG aktivitet i musklene overskredet et bakgrunnsnivå på 10 μV i løpet av 100 ms umiddelbart før TMS puls for å sikre musklene var i ro59,113.
  2. På samme måte forkaster du eventuelle studier med EMG-aktivitet som sammenfaller med TMS-pulsen under bevegelsesforberedelsesperioden (f.eks. 800 ms vindu47,49) i to-site TMS-aktivitetskontekstforsøk for å utelukke forventningsfulle svar.
  3. For hver MEP-studie måler du topp-til-topp-amplituden mellom minimums- og maksimumsverdiene i mV i tidsvinduet mellom 50 ms før og 100 ms etter TS105.
  4. Beregn gjennomsnittet av MEP-amplitudene i millivolt fra TS alene-studiene og de sammenkoblede pulsforsøkene (CS-TS) for hver deltaker. Beregn gjennomsnittet på tvers av alle deltakerne. Rapporter disse verdiene.
  5. Deretter normaliserer du de gjennomsnittlige MEP-amplituden fra parede pulsstimuleringsforsøk (CS-TS) fra de ubetingede single-pulse (TS alene) forsøkene for hver deltaker og tilstand. Uttrykk MEP-amplitudene som et forhold til den opprinnelige TS-tilstanden.

Equation 1

  1. Beregn gjennomsnittet på tvers av alle deltakerne. Rapporter disse verdiene.

Representative Results

Figur 5 viser størrelsen på et eksemplarisk MEP-respons fremkalt i FDI-muskelen av TMS for en ubetinget test stimuli (TS alene til M1, blå spor) eller betinget stimuli fra PPC (CS-TS, rød spor) mens deltakeren var i ro (øverste panel) eller planlegger en målrettet gripehandling til et objekt (bunnpanel). I ro utøver PPC en hemmende påvirkning på ipsilateral M1, som vist ved reduksjonen i MEP-amplituder forsterket av en underterskel CS levert over PPC 5 ms før en suprathreshold TS over M1 (øverste panel). Under utarbeidelsen av en grepshandling, gikk denne nettohemmende stasjonen i ro fra PPC til tilrettelegging (frigjøring av hemming). For å sammenligne PPC-M1-interaksjoner direkte under hvile versus oppgavekrav, ble MEP-amplitudene normalisert til TS alene-studier for hver tilstand og plottet som et forhold for MEP-amplitude. PPC-M1-samhandlingen ble tilrettelagt fra hvile når du planlegger en objektrettet forståelse (lilla stolper).

Topppanelet i figur 6 viser endringer i MEP-amplituder under administrering av cPAS-protokollen. MEP amplituder indusert av parret stimulering av PPC og M1 gradvis økt over tid under stimulering protokollen, noe som tyder på plasteffekter på nivået av parieto-motor tilkobling, M1 kortikospinal nevroner, eller begge deler. Det nederste panelet i figur 6 viser endringer i MEP-amplituder fremkalt i hvilefdimuskelen med enkeltpuls TMS over M1 før og etter cPAS-protokollen. Størrelsen på MEP-amplitudene økte 10 min etter cPAS-protokollen, noe som tyder på at motorspenningsettereffekter ble indusert etter administrering av de gjentatte parene av kortikale stimuli over PPC og M1.

Figure 1
Figur 1: Tredimensjonal rekonstruksjon av en typisk deltakers anatomiske MR med merkede kortikale steder over den primære motorcortex (M1, blått symbol) og bakre parietal cortex (PPC, rødt symbol) på venstre halvkule. Neuronavigation programvare for TMS ble ansatt for å målrette individuelt bestemte kortikale områder med hver figur-8 TMS coil. Vennligst klikk her for å vise en større versjon av dette tallet.

Figure 2
Figur 2: Skjematisk representasjon av dual-site, parret puls transkraniell magnetisk stimulering med to spoler (dsTMS) brukes til å sondere funksjonelle interaksjoner mellom bakre parietal cortex (PPC) og primær motorcortex (M1) i ro (hviletilstand). En CS ble brukt på PPC for å undersøke effekten på en påfølgende suprathreshold TS til M1. Enhver endring i amplituden av høyre muskelrespons på TMS måles med EMG. For dette eksperimentet var CS-intensiteten 90% av RMT. Intensiteten av TS ble justert for å fremkalle en MEP på ~ 1 mV topp-til-topp i den avslappede FDI og ADM. ISI mellom pulser var 5 ms. Vennligst klikk her for å se en større versjon av dette tallet.

Figure 3
Figur 3: DSTMS-tilnærmingen som brukes til å undersøke funksjonelle interaksjoner mellom PPC og M1 under en rekkevidde-til-rekkevidde-bevegelse (oppgavekontekst). Belysningen av en LED instruertdeltakeren til å planlegge en av to mulige høyrehåndshandlinger på målobjektet: 1) gripe den mindre toppsylinderen eller 2) gripe den større bunnsylinderen. TS alene eller CS-TS ved den angitte ISI (f.eks. 5 ms) ble levert 300 ms etter 'GO'-signalet (f.eks. LED-utbrudd) i reaksjonsperioden (planfasen) slik at MEP-opptak ble samlet inn før faktisk bevegelsesstart (stiplet svart linje). Vennligst klikk her for å vise en større versjon av dette tallet.

Figure 4
Figur 4: Skjematisk av kortikal parede assosiative stimuleringsprotokoll (cPAS) som brukes til å styrke funksjonelt spesifikke nevrale veier. Den første stimulansen ble brukt på interesseområdet med CoilTwo (f.eks. PPC, rød spole) 5 ms før den andre stimulansen ble levert til M1 (blå spole) med CoilM1. Parene med kortikale stimuli ble levert med en frekvens på 0,2 Hz (en gang hver 5 s) og gjentatt for 100 forsøk (~ 8,3 min). Vennligst klikk her for å vise en større versjon av dette tallet.

Figure 5
Figur 5: Eksemplarmep spor for en ubetinget test stimulans (TS alene, blå spor) eller betinget stimulans (CS-TS, rødt spor) for hviletilstand (øverste panel) og kontekstavhengig (nederst panel) tilstand. Stolpegrafer viser MEP-amplitudene fra dsTMS-protokollen mens deltakeren er i ro eller utfører en gripeoppgave (handling). Når deltakeren var i ro (øverste panel), cs-TS (rød linje) redusert gjennomsnittlig amplitude av parlamentsmedlemmer (hemming) sammenlignet med ubetinget TS alene (blå bar). I motsetning, når deltakeren planla reach-to-grasp-oppgaven (nederste panel), økte gjennomsnittlig MEP-amplitude (tilrettelegging) for CS-TS (rød linje) forsøk sammenlignet med TS alene (blå bar) forsøk. For å sammenligne PPC-M1-interaksjonen direkte for hvile versus handlingstilstand, ble gjennomsnittlig MEP-amplitude fremkalt av parpulsstimulering (CS–TS) normalisert ved å beregne forholdet mellom amplituden i forhold til gjennomsnittlig ubetinget MEP-amplitude (TS alene). Lilla stolper representerer den normaliserte MEP-amplituden for hver tilstand. Y = 1 indikerer ingen effekt av CS på M1 spenning (stiplet svart linje), mens forhold høyere enn 1 indikerer økt M1 spenning og forhold lavere enn 1 indikerer redusert M1 spenning på grunn av betinget stimuli (CS-TS). Feilfelt representerer SEM. Vennligst klikk her for å vise en større versjon av dette tallet.

Figure 6
Figur 6: Parlamentsmedlemmer under cPAS. Topppanelet viser at MEP-amplituder økte under administrering av cPAS. Det nederste panelet viser effekten av cPAS-protokollen på MEP-amplitude. Etter cPAS-intervensjonen (rød bar) økte kortikospinal eksitabilitet etter 10 min (mørk grå bar) sammenlignet med baseline (lys grå bar), som vurdert av parlamentsmedlemmer i de quiescent håndmuskulaturene. Den røde linjen representerer den sammenkoblede stimuleringsintervensjonen, cPAS (100 par på 0,2 Hz, ~ 8,3 min). Dette tyder på at modulerende parieto-motor interaksjoner med cPAS kan indusere forbigående endringer i motorplastisitet. Feilfelt representerer SEM. Vennligst klikk her for å vise en større versjon av dette tallet.

Discussion

Dual-site TMS-metoden som er beskrevet her, kan brukes til å undersøke funksjonelle interaksjoner mellom ulike kortikale områder sammen koblet til den primære motorcortex mens en deltaker er i ro eller planlegger en målstyrt handling. Mens hjerneavbildning er korrelativ, kan grunnleggende kunnskap fra TMS-metoder på to områder avsløre årsakssammenhenger knyttet til endringer i kortikokortikale kretser. I tillegg kan kortikal parede assosiativ stimulering med to TMS-spoler brukt i områder forbundet med M1 brukes for å styrke funksjonelt spesifikk tilkobling for bevegelseskontroll og øke effektiviteten av induserende plastisitet. Samlet viser disse metodene at disse TMS-protokollene både kan måle og manipulere den underliggende informasjonsflyten mellom hjerneområder på en anatomisk-, oppgave- og tidsavhengig måte i motorsystemet. Dette gir muligheter til å teste ulike hypoteser knyttet til årsaksbidraget til kortikale områder til motorfunksjon.

I dette lyset kan tilnærmingen også gi et viktig grunnlag for å forstå nettverkstilkobling på et systemnivå hos nevrologiske og psykiatriske pasienter med lignende symptomologi og gjøre det mulig å bruke som både et verktøy for å diagnostisere og behandle kretsdysfunksjon. Derfor er det viktig for flere studier å utforske andre kortikale områder utenfor motorsystemet for å teste sin generalizability på tvers av hjernenettverk i både sunne og syke hjerner. Dette er en viktig faktor gitt at man ikke kan anta at responsen på TMS i en hjerneregion vil gi samme fysiologiske effekt når den brukes på en annen region. Det er også en fordel at disse prosedyrene kan utvides til mer komplekse bevegelser, og andre domener utenfor bevegelse som kognisjon, persepsjon og humør. Faktisk har flere studier ved hjelp av dual-site TMS og cPAS begynt å undersøke effektene og gjennomførbarheten av studier i visuelle og kognitive systemer73,74,88. Viktigere, dette vil gi muligheter til å utvikle en mer sofistikert forståelse av nevrale underlag som knytter hjerneaktivitet til motor, kognitiv og affektiv funksjon. Som et resultat er det avgjørende at en solid mekanistisk kunnskap om neural kretsdynamisk i pasientpopulasjoner undersøkes før du bestemmer nytten av å bruke disse protokollene i fremtidige kliniske innstillinger.

Selv om økende bevis tyder på at TMS er en ny tilnærming som er i stand til å karakterisere synaptisk dysfunksjon og plastisitet i nevrologiske og psykiatriske lidelser som Parkinsons sykdom, Alzheimers sykdom og hjerneslag, den kliniske nytten av disse vurderinger må etableres i større skala. Videre har alt arbeid i pasientpopulasjoner bare fokusert på de funksjonelle kretsene mens deltakerne er i ro. Det er viktig at fremtidige studier med tms med to nivåer vurderer tilstands- og oppgaveavhengige effekter, spesielt når pasienten utfordres, til å fylle kunnskapshull i å forstå hvordan endret hjernedynamikk bidrar til spesifikk motor, kognitiv og affektiv Dysfunksjoner. Viktigere, denne innstillingen gir enestående muligheter til å omfattende studere funksjonelle hjernekretser og plastisitet ikke-invasivt ved både opptak og manipulering av nevrale aktivitet. Dette kan til slutt oversettes til nye kliniske terapier for hjernesykdommer.

Venter på disse kliniske fremskrittene, er et kritisk første skritt å øke strenghet og reproduserbarhet av TMS eksperimenter på tvers av uavhengige laboratorier ved å gi veldefinerte metodiske prosedyrer som er lett deployerbare og delbare. Følgende retningslinjer for TMS-prosedyrene som er beskrevet ovenfor, kan bidra til å standardisere design, implementering og avgjørende funn. For det første bør stimuleringsparametere som intensitet, varighet, ISI, timing, coil posisjon og anatomiske steder være nøye dokumentert og gjentatt i samme oppgavekontekst på tvers av flere uavhengige laboratorier for å oppmuntre til storskala testing og anvendelse. For det andre bør hjernemål defineres nøyaktig basert på klare anatomiske og funksjonelle kriterier som fanger opp hjerneaktivitet i hjernekretser forbundet med atferd. For det tredje bør neuronavigation brukes til å veilede TMS-spoleplasseringen når du målretter mot nevnte hjernekretser. Det anbefales også at eksperimenter være hypotesedrevet og bruke både en kontrolloppgave for å sikre at endringer er relatert selektivt til oppgavekonteksten og et kontrollhjerneområde utenfor det antattmålrettede nettverket for å utelukke den ikke-spesifikke effekten av stimulering. For det fjerde, for bedre å informere diagnostisk nøyaktighet og terapeutisk effektivitet av disse metodene i fremtidige kliniske innstillinger, må grunnleggende forskning bruke en multimodal tilnærming som kombinerer TMS-tiltak og manipulasjoner med neuroimaging og atferdstiltak for bedre å karakterisere de underliggende patologiske forandringene og effekten av behandlingen. For det femte må variasjonen av individuelle svar ved hjelp av tms-metoder på to områder rapporteres fordi det kan gi viktig informasjon om hvordan intervensjoner kan optimaliseres for ulike hjerneområder, noe som fører til nye behandlinger basert på individuelle patofysiologiske mekanismer. Til slutt må forskerne være gjennomsiktige når de rapporterer funn ved å inkludere negative resultater42 og gjøre data offentlig tilgjengelig for tolkning for å øke utvalgsstørrelsene og fremme mer effektiv vitenskap. Denne omfattende tilnærmingen vil øke strenghet og reproduserbarhet i både innsamling og analyse av data som kan veilede fremtidiggrunnleggende nevrovitenskap og kliniske studier. Til syvende og sist vil dette muliggjøre forbedringer i eksperimentell design og optimalisere målrettede terapier, og dermed redusere sykelighet og funksjonsnedsettelser i nevrologiske og psykiatriske lidelser.

Disclosures

Forfatterne har ingenting å avsløre.

Acknowledgments

Dette arbeidet ble støttet av University of Michigan: MCubed Scholars Program og School of Kinesiology.

Materials

Name Company Catalog Number Comments
Alpha B.I. D50 coil (coated) Magstim 50mm coil
BrainSight 2.0 Software Rogue Research Neuronavigation software
BrainSight frameless Stereotactic System Rogue Research Neuronavigation equiptment
D702 Coil Magstim 70mm coil
Discovery MR750 General Electric 3.0T MRI machine
Disposable Earplugs 3M Foam earplugs
ECG Electrodes 30mm x 24mm Coviden-Kendall H124SG Disposable electrodes
Four Channel Isolated Amplifier Intronix Technologies Corporation 2024F EMG amplifier
gGAMMAcap g.tec Medical Engineering EEG head cap
Micro1401-3 Cambridge Electronic Design Scientific data recorder and processing machine
Nuprep Skin Prep Gel Weaver and Company Skin prep abrasive gel
Signal v.7 Cambridge Electronic Design Data acquisition and analysis software
The Magstim BiStim2 Magstim Transcranial magnetic stimulator (two 2002 units)

DOWNLOAD MATERIALS LIST

References

  1. Ni, Z., Chen, R. Transcranial magnetic stimulation to understand pathophysiology and as potential treatment for neurodegenerative diseases. Translational Neurodegeneration. 4, (1), 1-12 (2015).
  2. Koch, G., Martorana, A., Caltagirone, C. Transcranial magnetic stimulation_ Emerging biomarkers and novel therapeutics in Alzheimer's disease. Neuroscience Letters. 134355, (2019).
  3. Hallett, M., et al. Contribution of transcranial magnetic stimulation to assessment of brain connectivity and networks. Clinical Neurophysiology. 128, (11), 2125-2139 (2017).
  4. Hummel, F. C., Cohen, L. G. Non-invasive brain stimulation: a new strategy to improve neurorehabilitation after stroke. The Lancet Neurology. 5, (8), 708-712 (2006).
  5. Caligiore, D., et al. Parkinson's disease as a system-level disorder. Nature Publishing Group. 2, (1), 1-9 (2016).
  6. Grefkes, C., Fink, G. R. Reorganization of cerebral networks after stroke: new insights from neuroimaging with connectivity approaches. Brain. 134, (5), 1264-1276 (2011).
  7. Calhoun, V. D., Miller, R., Pearlson, G., Adalı, T. The Chronnectome: Time-Varying Connectivity Networks as the Next Frontier in fMRI Data Discovery. Neuron. 84, (2), 262-274 (2014).
  8. Fox, M. D., et al. Resting-state networks link invasive and noninvasive brain stimulation across diverse psychiatric and neurological diseases. Proceedings of the National Academy of Sciences of the United States of America. 111, (41), 4367-4375 (2014).
  9. Fox, M. D., Halko, M. A., Eldaief, M. C., Pascual-Leone, A. Measuring and manipulating brain connectivity with resting state functional connectivity magnetic resonance imaging (fcMRI) and transcranial magnetic stimulation (TMS). NeuroImage. 62, (4), 2232-2243 (2012).
  10. Pascual-Leone, A., Walsh, V., Rothwell, J. Transcranial magnetic stimulation in cognitive neuroscience--virtual lesion, chronometry, and functional connectivity. Current Opinion in Neurobiology. 10, (2), 232-237 (2000).
  11. Pascual-Leone, A., Bartres-Faz, D., Keenan, J. P. Transcranial magnetic stimulation: studying the brain-behaviour relationship by induction of "virtual lesions". Philosophical transactions of the Royal Society of London Series B, Biological Sciences. 354, (1387), 1229-1238 (1999).
  12. Bolognini, N., Ro, T. Transcranial magnetic stimulation: disrupting neural activity to alter and assess brain function. The Journal of Neuroscience. 30, (29), 9647-9650 (2010).
  13. Rothwell, J. C. Using transcranial magnetic stimulation methods to probe connectivity between motor areas of the brain. Human Movement Science. 30, (5), 906-915 (2010).
  14. Lafleur, L. P., Tremblay, S., Whittingstall, K., Lepage, J. F. Assessment of Effective Connectivity and Plasticity With Dual-Coil Transcranial Magnetic Stimulation. Brain Stimulation. 9, (3), 347-355 (2016).
  15. Chouinard, P. A., Paus, T. What have We Learned from "Perturbing" the Human Cortical Motor System with Transcranial Magnetic Stimulation. Frontiers in Human Neuroscience. 4, 173 (2010).
  16. Chen, R. Studies of human motor physiology with transcranial magnetic stimulation. Muscle & Nerve. 23, (S9), 26-32 (2000).
  17. Hallett, M. Transcranial magnetic stimulation and the human brain. Nature. 406, (6792), 147-150 (2000).
  18. Chen, R., Udupa, K. Measurement and modulation of plasticity of the motor system in humans using transcranial magnetic stimulation. Motor Control. 13, (4), 442-453 (2009).
  19. Walsh, V., Rushworth, M. A primer of magnetic stimulation as a tool for neuropsychology. Neuropsychologia. 37, (2), 125-135 (1999).
  20. Bestmann, S., et al. Mapping causal interregional influences with concurrent TMS-fMRI. Experimental Brain Research. 191, (4), 383-402 (2008).
  21. Siebner, H. R., Hartwigsen, G., Kassuba, T., Rothwell, J. C. How does transcranial magnetic stimulation modify neuronal activity in the brain? Implications for studies of cognition. Cortex. 45, (9), 1035-1042 (2009).
  22. Dayan, E., Censor, N., Buch, E. R., Sandrini, M., Cohen, L. G. Noninvasive brain stimulation: from physiology to network dynamics and back. Nature Publishing Group. 16, (7), 838-844 (2013).
  23. Sack, A. T. Transcranial magnetic stimulation, causal structure-function mapping and networks of functional relevance. Current Opinion in Neurobiology. 16, (5), 593-599 (2006).
  24. Bestmann, S., Krakauer, J. W. The uses and interpretations of the motor-evoked potential for understanding behaviour. Experimental Brain Research. 233, (3), 679-689 (2015).
  25. Vesia, M., Davare, M. Decoding Action Intentions in Parietofrontal Circuits. Journal of Neuroscience. 31, (46), 16491-16493 (2011).
  26. Cantarero, G., Celnik, P. Applications of TMS to Study Brain Connectivity. Brain Stimulation: Methodologies and Interventions. 191-211 (2015).
  27. Ni, Z., et al. Two Phases of Interhemispheric Inhibition between Motor Related Cortical Areas and the Primary Motor Cortex in Human. Cerebral Cortex. 19, (7), 1654-1665 (2009).
  28. Ferbert, A., et al. Interhemispheric inhibition of the human motor cortex. The Journal of Physiology. 453, 525-546 (1992).
  29. Bäumer, T., et al. Inhibitory and facilitatory connectivity from ventral premotor to primary motor cortex in healthy humans at rest - A bifocal TMS study. Clinical Neurophysiology. 120, (9), 1724-1731 (2009).
  30. Koch, G., et al. Asymmetry of Parietal Interhemispheric Connections in Humans. Journal of Neuroscience. 31, (24), 8967-8975 (2011).
  31. Koch, G., et al. Focal stimulation of the posterior parietal cortex increases the excitability of the ipsilateral motor cortex. The Journal of Neuroscience. 27, (25), 6815-6822 (2007).
  32. Koch, G., et al. Interactions between pairs of transcranial magnetic stimuli over the human left dorsal premotor cortex differ from those seen in primary motor cortex. The Journal of Physiology. 578, (2), 551-562 (2007).
  33. Koch, G., et al. TMS activation of interhemispheric pathways between the posterior parietal cortex and the contralateral motor cortex. The Journal of Physiology. 587, Pt 17 4281-4292 (2009).
  34. Ziluk, A., Premji, A., Nelson, A. J. Functional connectivity from area 5 to primary motor cortex via paired-pulse transcranial magnetic stimulation. Neuroscience Letters. 484, (1), 81-85 (2010).
  35. Karabanov, A. N., Chao, C. C., Paine, R., Hallett, M. Mapping different intra-hemispheric parietal-motor networks using twin coil TMS. Brain Stimulation. 6, (3), 384-389 (2012).
  36. Mochizuki, H., Huang, Y. Z., Rothwell, J. C. Interhemispheric interaction between human dorsal premotor and contralateral primary motor cortex. The Journal of Physiology. 561, Pt 1 331-338 (2004).
  37. Civardi, C., Cantello, R., Asselman, P., Rothwell, J. C. Transcranial Magnetic Stimulation Can Be Used to Test Connections to Primary Motor Areas from Frontal and Medial Cortex in Humans. NeuroImage. 14, (6), 1444-1453 (2001).
  38. Groppa, S., et al. The human dorsal premotor cortex facilitates the excitability of ipsilateral primary motor cortex via a short latency cortico-cortical route. Human Brain Mapping. 33, (2), 419-430 (2011).
  39. Shirota, Y., et al. Increased primary motor cortical excitability by a single-pulse transcranial magnetic stimulation over the supplementary motor area. Experimental Brain Research. 219, (3), 339-349 (2012).
  40. Cattaneo, L., Barchiesi, G. Transcranial Magnetic Mapping of the Short-Latency Modulations of Corticospinal Activity from the Ipsilateral Hemisphere during Rest. Frontiers in Neural Circuits. 5, 14 (2011).
  41. Brown, M. J. N., et al. Somatosensory-motor cortex interactions measured using dual-site transcranial magnetic stimulation. Brain Stimulation. 12, (5), 1229-1243 (2019).
  42. Brown, M. J. N., Goldenkoff, E. R., Chen, R., Gunraj, C., Vesia, M. Using Dual-Site Transcranial Magnetic Stimulation to Probe Connectivity between the Dorsolateral Prefrontal Cortex and Ipsilateral Primary Motor Cortex in Humans. Brain Sciences. 9, (8), 177 (2019).
  43. Vesia, M., et al. Functional interaction between human dorsal premotor cortex and the ipsilateral primary motor cortex for grasp plans. Neuroreport. 29, 1355-1359 (2018).
  44. Vesia, M., et al. Human dorsomedial parieto-motor circuit specifies grasp during the planning of goal-directed hand actions. Cortex. 92, 175-186 (2017).
  45. Vesia, M., Bolton, D. A., Mochizuki, G., Staines, W. R. Human parietal and primary motor cortical interactions are selectively modulated during the transport and grip formation of goal-directed hand actions. Neuropsychologia. 51, (3), 410-417 (2013).
  46. Davare, M., Kraskov, A., Rothwell, J. C., Lemon, R. N. Interactions between areas of the cortical grasping network. Current Opinion in Neurobiology. 21, (4), 565-570 (2011).
  47. Davare, M., Rothwell, J. C., Lemon, R. N. Causal connectivity between the human anterior intraparietal area and premotor cortex during grasp. Current Biology. 20, (2), 176-181 (2010).
  48. Davare, M., Lemon, R., Olivier, E. Selective modulation of interactions between ventral premotor cortex and primary motor cortex during precision grasping in humans. The Journal of Physiology. 586, Pt 11 2735-2742 (2008).
  49. Davare, M., Montague, K., Olivier, E., Rothwell, J. C., Lemon, R. N. Ventral premotor to primary motor cortical interactions during object-driven grasp in humans. Cortex. 45, (9), 1050-1057 (2009).
  50. Schintu, S., et al. Paired-Pulse Parietal-Motor Stimulation Differentially Modulates Corticospinal Excitability across Hemispheres When Combined with Prism Adaptation. Neural Plasticity. 2016, (4-6), 1-9 (2016).
  51. Isayama, R., et al. Rubber hand illusion modulates the influences of somatosensory and parietal inputs to the motor cortex. Journal of Neurophysiology. 121, (2), 563-573 (2019).
  52. Karabanov, A., et al. Timing-dependent modulation of the posterior parietal cortex-primary motor cortex pathway by sensorimotor training. Journal of Neurophysiology. 107, (11), 3190-3199 (2012).
  53. Picazio, S., et al. Prefrontal Control over Motor Cortex Cycles at Beta Frequency during Movement Inhibition. Current Biology. 24, (24), 2940-2945 (2014).
  54. Mackenzie, T. N., et al. Human area 5 modulates corticospinal output during movement preparation. Neuroreport. 27, (14), 1056-1060 (2016).
  55. Groppa, S., et al. A novel dual-site transcranial magnetic stimulation paradigm to probe fast facilitatory inputs from ipsilateral dorsal premotor cortex to primary motor cortex. NeuroImage. 62, (1), 500-509 (2012).
  56. O'Shea, J., Sebastian, C., Boorman, E. D., Johansen-Berg, H., Rushworth, M. F. S. Functional specificity of human premotor-motor cortical interactions during action selection. The European Journal of Neuroscience. 26, (7), 2085-2095 (2007).
  57. Mars, R. B., et al. Short-latency influence of medial frontal cortex on primary motor cortex during action selection under conflict. The Journal of Neuroscience. 29, (21), 6926-6931 (2009).
  58. Hasan, A., et al. Muscle and timing-specific functional connectivity between the dorsolateral prefrontal cortex and the primary motor cortex. Journal of Cognitive Neuroscience. 25, (4), 558-570 (2013).
  59. Fujiyama, H., et al. Age-Related Changes in Frontal Network Structural and Functional Connectivity in Relation to Bimanual Movement Control. The Journal of Neuroscience. 36, (6), 1808-1822 (2016).
  60. Koch, G., et al. Functional Interplay between Posterior Parietal and Ipsilateral Motor Cortex Revealed by Twin-Coil Transcranial Magnetic Stimulation during Reach Planning toward Contralateral Space. The Journal of Neuroscience. 28, (23), 5944-5953 (2008).
  61. Koch, G., et al. In vivo definition of parieto-motor connections involved in planning of grasping movements. NeuroImage. 51, (1), 300-312 (2010).
  62. Koch, G., et al. Resonance of cortico-cortical connections of the motor system with the observation of goal directed grasping movements. Neuropsychologia. 48, (12), 3513-3520 (2010).
  63. Koch, G., et al. Time course of functional connectivity between dorsal premotor and contralateral motor cortex during movement selection. The Journal of Neuroscience. 26, (28), 7452-7459 (2006).
  64. Koch, G., Rothwell, J. C. TMS investigations into the task-dependent functional interplay between human posterior parietal and motor cortex. Behavioural Brain Research. 202, (2), 147-152 (2009).
  65. Lago, A., et al. Ventral premotor to primary motor cortical interactions during noxious and naturalistic action observation. Neuropsychologia. 48, (6), 1802-1806 (2010).
  66. Picazio, S., Ponzo, V., Koch, G. Cerebellar Control on Prefrontal-Motor Connectivity During Movement Inhibition. The Cerebellum. 15, (6), 680-687 (2015).
  67. Byblow, W. D., et al. Functional Connectivity Between Secondary and Primary Motor Areas Underlying Hand-Foot Coordination. Journal of Neurophysiology. 98, (1), 414-422 (2007).
  68. Rizzo, V., et al. Associative cortico-cortical plasticity may affect ipsilateral finger opposition movements. Behavioural Brain Research. 216, (1), 433-439 (2011).
  69. Rizzo, V., et al. Paired Associative Stimulation of Left and Right Human Motor Cortex Shapes Interhemispheric Motor Inhibition based on a Hebbian Mechanism. Cerebral Cortex. 19, (4), 907-915 (2009).
  70. Koganemaru, S., et al. Human motor associative plasticity induced by paired bihemispheric stimulation. The Journal of Physiology. 587, (19), 4629-4644 (2009).
  71. Arai, N., et al. State-dependent and timing-dependent bidirectional associative plasticity in the human SMA-M1 network. Journal of Neuroscience. 31, (43), 15376-15383 (2011).
  72. Fiori, F., Chiappini, E., Avenanti, A. Enhanced action performance following TMS manipulation of associative plasticity in ventral premotor-motor pathway. NeuroImage. 183, 847-858 (2018).
  73. Chiappini, E., Silvanto, J., Hibbard, P. B., Avenanti, A., Romei, V. Strengthening functionally specific neural pathways with transcranial brain stimulation. Current Biology. 28, (13), 735-736 (2018).
  74. Romei, V., Chiappini, E., Hibbard, P. B., Avenanti, A. Empowering Reentrant Projections from V5 to V1 Boosts Sensitivity to Motion. Current Biology. 26, (16), 2155-2160 (2016).
  75. Zittel, S., et al. Effects of dopaminergic treatment on functional cortico-cortical connectivity in Parkinson's disease. Experimental Brain Research. 233, (1), 329-337 (2014).
  76. Nelson, A. J., Hoque, T., Gunraj, C., Ni, Z., Chen, R. Impaired interhemispheric inhibition in writer's cramp. Neurology. 75, (5), 441-447 (2010).
  77. Murase, N., Duque, J., Mazzocchio, R., Cohen, L. G. Influence of interhemispheric interactions on motor function in chronic stroke. Annals of Neurology. 55, (3), 400-409 (2004).
  78. Bonnì, S., et al. Altered Parietal-Motor Connections in Alzheimer's Disease Patients. Journal of Alzheimer's Disease. 33, (2), 525-533 (2012).
  79. Koch, G., et al. Altered dorsal premotor-motor interhemispheric pathway activity in focal arm dystonia. Movement Disorders. 23, (5), 660-668 (2008).
  80. Koch, G., et al. Hyperexcitability of parietal-motor functional connections in the intact left-hemisphere of patients with neglect. Brain. 131, Pt 12 3147-3155 (2008).
  81. Di Lorenzo, F., et al. Long-term potentiation-like cortical plasticity is disrupted in Alzheimer's disease patients independently from age of onset. Annals of Neurology. 80, (2), 202-210 (2016).
  82. Ponzo, V., et al. Altered inhibitory interaction among inferior frontal and motor cortex in l-dopa-induced dyskinesias. Movement Disorders. 31, (5), 755-759 (2016).
  83. Koch, G., et al. Effect of Cerebellar Stimulation on Gait and Balance Recovery in Patients With Hemiparetic Stroke. JAMA Neurology. 76, (2), 170-178 (2018).
  84. Palomar, F. J., et al. Parieto-motor functional connectivity is impaired in Parkinson's disease. Brain Stimulation. 6, (2), 147-154 (2013).
  85. Udupa, K., et al. Cortical Plasticity Induction by Pairing Subthalamic Nucleus Deep-Brain Stimulation and Primary Motor Cortical Transcranial Magnetic Stimulation in Parkinson's Disease. The Journal of Neuroscience. 36, (2), 396-404 (2016).
  86. Ugawa, Y., Uesaka, Y., Terao, Y., Hanajima, R., Kanazawa, I. Magnetic stimulation over the cerebellum in humans. Annals of Neurology. 37, (6), 703-713 (1995).
  87. Pinto, A. D., Chen, R. Suppression of the motor cortex by magnetic stimulation of the cerebellum. Experimental Brain Research. 140, (4), 505-510 (2001).
  88. Kohl, S., et al. Cortical Paired Associative Stimulation Influences Response Inhibition Cortico-cortical and Cortico-subcortical Networks. Biological Psychiatry. 85, (4), 355-363 (2019).
  89. Casula, E. P., Pellicciari, M. C., Picazio, S., Caltagirone, C., Koch, G. Spike-timing-dependent plasticity in the human dorso-lateral prefrontal cortex. NeuroImage. 143, 204-213 (2016).
  90. Veniero, D., Ponzo, V., Koch, G. Paired Associative Stimulation Enforces the Communication between Interconnected Areas. Journal of Neuroscience. 33, (34), 13773-13783 (2013).
  91. Tremblay, S., et al. Clinical utility and prospective of TMS-EEG. Clinical Neurophysiology. 130, (5), 802-844 (2019).
  92. Johnen, V. M., Neubert, F. X., Buch, E. R., Verhagen, L. Causal manipulation of functional connectivity in a specific neural pathway during behaviour and at rest. eLife. 4, 04585 (2015).
  93. Santarnecchi, E., et al. Modulation of network-to-network connectivity via spike-timing-dependent noninvasive brain stimulation. Human Brain Mapping. 39, (12), 4870-4883 (2018).
  94. Bergmann, T. O., Karabanov, A., Hartwigsen, G., Thielscher, A., Siebner, H. R. Combining non-invasive transcranial brain stimulation with neuroimaging and electrophysiology: Current approaches and future perspectives. NeuroImage. 140, 4-19 (2016).
  95. Rossi, S., Hallett, M., Rossini, P. M., Pascual-Leone, A. Screening questionnaire before TMS: An update. Clinical Neurophysiology. 122, (8), 1686 (2011).
  96. Keel, J. C., Smith, M. J., Wassermann, E. M. A safety screening questionnaire for transcranial magnetic stimulation. Clinical Neurophysiology. 112, (4), 720 (2001).
  97. Rossini, P. M., et al. Non-invasive electrical and magnetic stimulation of the brain, spinal cord and roots: basic principles and procedures for routine clinical application. Report of an IFCN committee. Electroencephalography and Clinical Neurophysiology. 91, (2), 79-92 (1994).
  98. Rossini, P. M., et al. Non-invasive electrical and magnetic stimulation of the brain, spinal cord, roots and peripheral nerves: Basic principles and procedures for routine clinical and research application. An updated report from an I.F.C.N. Committee. Clinical Neurophysiology. 126, (6), 1071-1107 (2015).
  99. Wassermann, E. M. Risk and safety of repetitive transcranial magnetic stimulation: report and suggested guidelines from the International Workshop on the Safety of Repetitive Transcranial Magnetic Stimulation, June 5-7, 1996. Electroencephalography and Clinical Neurophysiology. 108, (1), 1-16 (1998).
  100. Rossi, S., Hallett, M., Rossini, P. M., Pascual-Leone, A. Safety of TMS Consensus Group. Safety, ethical considerations, and application guidelines for the use of transcranial magnetic stimulation in clinical practice and research. Clinical Neurophysiology. 120, (12), 2008-2039 (2009).
  101. Oldfield, R. C. The assessment and analysis of handedness: the Edinburgh inventory. Neuropsychologia. 9, (1), 97-113 (1971).
  102. Villamar, M. F., et al. Technique and Considerations in the Use of 4x1 Ring High-definition Transcranial Direct Current Stimulation (HD-tDCS). Journal of Visualized Experiments. (77), e50309 (2013).
  103. Sack, A. T., et al. Optimizing functional accuracy of TMS in cognitive studies: a comparison of methods. Journal of Cognitive Neuroscience. 21, (2), 207-221 (2009).
  104. Yousry, T. A., et al. Localization of the motor hand area to a knob on the precentral gyrus. A new landmark. Brain. 120, Pt 1 141-157 (1997).
  105. Groppa, S., et al. A practical guide to diagnostic transcranial magnetic stimulation: Report of an IFCN committee. Clinical Neurophysiology. 123, (5), 858-882 (2012).
  106. Cattaneo, L., et al. A cortico-cortical mechanism mediating object-driven grasp in humans. Proceedings of the National Academy of Sciences of the United States of America. 102, (3), 898-903 (2005).
  107. Hebb, D. O. The organization of behavior: A neurophysiological approach. (1949).
  108. Caporale, N., Dan, Y. Spike Timing-Dependent Plasticity: A Hebbian Learning Rule. Annual Review of Neuroscience. 31, (1), 25-46 (2008).
  109. Markram, H., Lübke, J., Frotscher, M., Sakmann, B. Regulation of synaptic efficacy by coincidence of postsynaptic APs and EPSPs. Science. 275, (5297), 213-215 (1997).
  110. Jackson, A., Mavoori, J., Fetz, E. E. Long-term motor cortex plasticity induced by an electronic neural implant. Nature. 444, (7115), 56-60 (2006).
  111. Koch, G., Ponzo, V., Di Lorenzo, F., Caltagirone, C., Veniero, D. Hebbian and Anti-Hebbian Spike-Timing-Dependent Plasticity of Human Cortico-Cortical Connections. Journal of Neuroscience. 33, (23), 9725-9733 (2013).
  112. Romei, V., Thut, G., Silvanto, J. Information-Based Approaches of Noninvasive Transcranial Brain Stimulation. Trends in Neurosciences. 39, (11), 782-795 (2016).
  113. Carson, R. G., et al. Excitability changes in human forearm corticospinal projections and spinal reflex pathways during rhythmic voluntary movement of the opposite limb. The Journal of Physiology. 560, Pt 3 929-940 (2004).
Måling og manipulering funksjonelt spesifikke nevrale veier i det menneskelige motorsystemet med transkraniell magnetisk stimulering
Play Video
PDF DOI DOWNLOAD MATERIALS LIST

Cite this Article

Goldenkoff, E. R., Mashni, A., Michon, K. J., Lavis, H., Vesia, M. Measuring and Manipulating Functionally Specific Neural Pathways in the Human Motor System with Transcranial Magnetic Stimulation. J. Vis. Exp. (156), e60706, doi:10.3791/60706 (2020).More

Goldenkoff, E. R., Mashni, A., Michon, K. J., Lavis, H., Vesia, M. Measuring and Manipulating Functionally Specific Neural Pathways in the Human Motor System with Transcranial Magnetic Stimulation. J. Vis. Exp. (156), e60706, doi:10.3791/60706 (2020).

Less
Copy Citation Download Citation Reprints and Permissions
View Video

Get cutting-edge science videos from JoVE sent straight to your inbox every month.

Waiting X
simple hit counter