Summary
Denne protokollen beskriver prosessen for å utføre en nevrofysiologisk vurdering av de nedre ekstremitetsmusklene, tibialis fremre og soleus, i stående stilling ved hjelp av TMS hos personer etter hjerneslag. Denne posisjonen gir større sannsynlighet for å fremkalle en TMS-respons etter hjerneslag og muliggjør bruk av redusert stimulatorkraft under nevrofysiologiske vurderinger.
Abstract
Transkraniell magnetisk stimulering (TMS) er et vanlig verktøy som brukes til å måle oppførselen til motorkretser i sunne og nevrologisk svekkede populasjoner. TMS brukes mye til å studere motorstyring og responsen på nevrorehabilitering av øvre ekstremiteter. TMS har imidlertid blitt mindre brukt i studiet av postural og gangspesifikk motorstyring med lavere ekstremitet. Den begrensede bruken og de ekstra metodiske utfordringene ved TMS-vurderinger med lavere ekstremitet har bidratt til mangel på konsistens i TMS-prosedyrer med lavere ekstremiteter i litteraturen. Inspirert av den reduserte evnen til å registrere TMS-motor med lavere ekstremitet fremkalte potensialer (MEP), beskriver denne metodologiske rapporten trinn for å muliggjøre TMS-vurderinger etter hjerneslag i en stående holdning. Den stående holdningen gjør det mulig å aktivere det nevromuskulære systemet, noe som reflekterer en tilstand som er mer lik systemets tilstand under posturale og gåoppgaver. Ved hjelp av to-topp kraftplater instruerte vi deltakerne om å fordele vekten likt mellom deres paretiske og ikke-paretiske ben. Det ble gitt visuelle tilbakemeldinger på deltakernes vektfordeling. Ved hjelp av bildeveiledningsprogramvare leverte vi enkle TMS-pulser via en dobbel kjeglespole til deltakernes lesjonerte og ikke-lesjonerte halvkule og målte den kortikomotoriske responsen til paretiske og ikke-paretiske tibialis fremre og soleusmuskler. Å gjøre vurderinger i stående stilling økte TMS-responsraten og tillot bruk av lavere stimuleringsintensiteter sammenlignet med standard sitte-/hvilestilling. Utnyttelse av denne TMS-protokollen kan gi en felles tilnærming for å vurdere kortikomotorisk respons etter hjerneslag når nevrorehabilitering av posturale og ganghemminger er av interesse.
Introduction
Transkraniell magnetisk stimulering (TMS) er et instrument som brukes til å måle oppførselen til nevrale kretser. De fleste TMS-undersøkelser med fokus på studiet av motorstyring/ytelse er utført i øvre ekstremiteter. Ubalansen mellom de øvre og nedre ekstremitetsstudiene skyldes blant annet de ekstra utfordringene med å måle kortikomotorisk respons (CMR) med lavere ekstremitet. Noen av disse metodologiske hindringene inkluderer de mindre kortikale representasjonene av de nedre ekstremitetsmusklene i motor cortex og den dypere plasseringen av representasjonene i forhold til hodebunnen1. I populasjoner med nevrologisk skade er det også flere hindringer til stede. For eksempel viser omtrent halvparten av individene etter hjerneslag ingen respons på TMS i ro i nedre ekstremitetsmuskler2,3. Mangelen på post-stroke respons på TMS er selv sett når pasienter opprettholde noen volitional kontroll av musklene, noe som indikerer minst en delvis intakt kortikospinal kanal.
Mangelen på målbare TMS-responser med vedlikeholdt motorisk funksjon bidrar til vår reduserte forståelse av postural og gangspesifikk motorstyring og nevrofysiologiske effekter av nevrorehabilitering. Imidlertid er noen av utfordringene med lavere ekstremitet etter hjerneslag nevrofysiologiske vurderinger blitt overvunnet. For eksempel kan en dobbel-kjegle spole brukes til pålitelig å aktivere nedre ekstremitet motoneuroner som ligger dypt i interhemispheric fissure1. Dobbeltkjeglespolen produserer et større og sterkere magnetfelt som trenger dypere inn i hjernen enn den mer brukte figuren av åtte spole4. En annen metodologisk endring som kan implementeres for å øke responsen på TMS, måler CMR under en liten frivillig sammentrekning5. Generelt utføres denne sammentrekningen på et forhåndsbestemt nivå av enten maksimalt frivillig felles dreiemoment eller maksimal elektromyografisk (EMG) muskelaktivitet. Perifer nervestimulering kan også brukes til å fremkalle en maksimal muskelrespons, og den registrerte EMG av denne responsen kan brukes til å sette målrettet frivillig aktivering av muskelen.
Å utføre TMS-vurdering etter hjerneslag under aktiv muskelkontraksjon er ganske vanlig i de øvre ekstremitetene der isometriske oppgaver kan etterligne funksjonelle aktiviteter, for eksempel å gripe / holde objekter. I motsetning oppnås turgåing gjennom bilateral aktivering av flere muskelgrupper via kortikale, subkortiske og ryggmargsstrukturer og krever postural muskelaktivering for å motstå effekten av tyngdekraften. Denne aktiveringstilstanden gjenspeiles sannsynligvis ikke når du måler isolerte muskler som produserer en isometrisk sammentrekning. Flere tidligere studier rettet mot å forstå postural og gangspesifikk motorstyring har levert TMS-pulser mens deltakerne gikk6,7,8 ogstående 9,10,11,12,13,14,15 . Målingen av CMR i oppreist stilling gjør det mulig å aktivere posturale muskler og subkortiske komponenter i posturale og gangmotorstyringsnettverk. Til dags dato har det ikke vært noen rapporter om å utføre stående TMS-vurderinger hos enkeltpersoner etter hjerneslag.
Denne studien foreslår en standardisert metodikk, bygget på den eksisterende litteraturen av stående TMS-metoder6,7,8,9,10,11,12,13,14,15, for stående TMS-vurdering av CMR etter hjerneslag. Denne metodikken kan benyttes av forskningsgrupper som studerer, men ikke begrenset til, posturale underskudd og gangspesifikk motorisk kontroll etter hjerneslag og etablerer større konsistens av TMS-prosedyrer. Hensikten med denne metodologiske undersøkelsen var å avgjøre om stående TMS-vurderinger er gjennomførbare hos personer etter hjerneslag med moderate ganghemminger. Vi antok at å utføre vurderinger i stående stilling ville 1) øke sannsynligheten for å fremkalle en målbar respons (motorindusert potensial, MEP) og 2) at stimulatorkraften / intensiteten som brukes til å utføre stående TMS-vurderinger, ville være lavere enn for de vanligvis utførte sitte- / hvilevurderingene. Vi tror at vellykket gjennomføring og utbredt bruk av denne protokollen kan føre til en større forståelse av de nevrofysiologiske aspektene ved postural postural og gangspesifikk motorisk kontroll og effekten av nevrorehabilitering.
Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.
Protocol
Alle prosedyrer ble godkjent av Institutional Review Board ved Medical University of South Carolina og samsvarte med Helsinkideklarasjonen.
1. Deltakerrekruttering
- Rekrutter enkeltpersoner etter hjerneslag fra den lokale databasen. For dette eksperimentet ble 16 personer rekruttert fra en lokal elektronisk rekrutteringsdatabase. I noen tilfeller ble deltakerne rekruttert spesielt fordi de ikke hadde respondert på TMS i ro i tidligere studier utført av vår forskningsgruppe.
- Bruk følgende inklusjonskriterier for denne undersøkelsen: menn og kvinner mellom 18-85 år, minst 6 måneder etter hjerneslag, restparese av nedre ekstremiteter, og i stand til å stå 10 min uten hjelpemiddel.
- Ekskluder deltakere hvis de hadde en historie med anfall, tok reseptbelagte medisiner som senket anfallsterskler, hadde en historie med hjerneskade og / eller andre sykdommer i sentralnervesystemet, hadde implanterte enheter eller metallobjekter i hodet, eller hadde alvorlig leddgikt eller ortopediske forhold som begrenser deres passive bevegelsesområde.
MERK: Deltakernes demografi finnes i tabell 1.
| Studie-ID | Alder | Måneder Strek etter innlegg |
Sex | Rase | Type strek | Slag Halvkule |
Høyde (cm) |
Vekt (kg) |
Selvvalgt ganghastighet (m/s) | Spasering Hjelpe |
||
| 1 | 67 | 28.7 | M | C | Intracerebral blødning | Høyre | 180 | 74.8 | 0.61 | Ingen | ||
| 2 | 84 | 55.8 | F | C | Iskemiske | Høyre | 165 | 68.0 | 0.94 | Ingen | ||
| 3 | 56 | 262.7 | F | C | Subarachnoid blødning | Venstre | 152 | 59.0 | 1.29 | Ingen | ||
| 4 | 67 | 141.8 | M | C | Intracerebral blødning | Høyre | 180 | 72.6 | 0.27 | Stokk / AFO | ||
| 6 | 48 | 21.6 | M | C | Intracerebral blødning | Høyre | 170 | 61.2 | 0.83 | Ingen | ||
| 7 | 58 | 93.9 | M | C | Akutt iskemisk | Venstre | 168 | 112.5 | 0.77 | Quad Stokk / AFO | ||
| 8 | 71 | 55.3 | F | AA | Akutt iskemisk | Venstre | 170 | 68.0 | 1.05 | Ingen | ||
| 9* | 65 | 23.7 | M | C | Akutt iskemisk | Høyre | 178 | 84.8 | - | Knestøtte | ||
| 10 | 70 | 26.6 | M | C | Akutt iskemisk | Venstre | 173 | 78.9 | 0.81 | Ingen | ||
| 12 | 70 | 10.0 | M | C | Akutt iskemisk | Venstre | 170 | 86.2 | 1.11 | Ingen | ||
| 13 | 65 | 80.6 | M | C | Akutt iskemisk | Høyre | 185 | 139.7 | 0.93 | Stokk / Krykke | ||
| 14 | 79 | 83.0 | M | C | Akutt iskemisk | Høyre | 175 | 88.5 | 0.48 | Stokk | ||
| 15 | 51 | 54.4 | M | AA | Akutt iskemisk | Venstre | 178 | 90.7 | 1.35 | Ingen | ||
| 17 | 65 | 18.5 | M | C | Akutt iskemisk | Høyre | 170 | 74.8 | 0.28 | Stokk | ||
| 18 | 63 | 48.8 | F | AA | Akutt iskemisk | Høyre | 170 | 83.9 | 1.12 | Ingen | ||
| 19 | 58 | 25.9 | M | C | Akutt iskemisk | Begge | 183 | 88.5 | 1.10 | Ingen | ||
| * Deltaker fjernet fra dataanalyse på grunn av manglende evne til å fullføre nødvendige vurderinger | ||||||||||||
| AFO = ankelfot orthortic | ||||||||||||
Tabell 1: Deltakerdemografi.
- Ta innledende kontakt med deltakerne via telefon og forklar kort testprosedyrene. Inviter interesserte personer til laboratoriet.
- Ved ankomst til forskningsanlegget, be et medlem av forskningspersonalet fullt ut forklare den eksperimentelle protokollen til de potensielle deltakerne.
- Når en potensiell deltaker bekrefter sin vilje til å delta i studien, innhente skriftlig informert samtykke godkjent av det lokale institusjonelle kontrollutvalget.
2. Image guidance system og deltakeroppsett
- Bruk programvare for bildeveiledning for å sikre konsekvent levering av TMS-pulsene under vurderingen.
- Start et nytt prosjekt ved hjelp av MNI-hodemodellen som er innfødt i bildeveiledningssystemet. Åpne programvaren, og velg Nytt MNI-hodeprosjekt.
- I popup-vinduet klikker du kategorien Mål , og deretter klikker du Konfigurer mål. Bestem hodebunnsplasseringen direkte overlegen den pre-sentrale gyrus og 0,5 cm lateral til midsagittallinjen.
- Når plasseringen er visuelt identifisert, legger du til et nytt rektangulært rutenett ved å klikke Nyog deretter på Rektangulært rutenett. Rutenettet skal vises på skjermen, og medialraden skal være 0,5 cm lateral til midsagittallinjen.
- Endre størrelsen på rutenettet ved å skrive inn 3 og 5 i boksene for rutenettstørrelse. Sett rutenettavstanden til 10 x 10 mm ved å skrive inn i boksene for rutenettavstand. Velg Markørverktøy, og flytt deretter markøren til hodebunnsbildet.
- Trykk og hold nede museknappen for å rotere hodebunnsbildet for å sikre at alle rutenettpunktene berører huden. Hvis rutenettpunktene ikke er i hodebunnen, justerer du krumningen i rutenettet ved å flytte krumningsglidebryteren.
- Gjenta disse prosedyrene for å plassere et nytt rutenett på 3 x 5 over den motsatte halvkule.
MERK: Dette kan utføres før en deltaker påmelding til studien og ankomst til laboratoriet. I tillegg kan en deltakers anatomiske T1-vektede bilde brukes hvis tilgjengelig. Spesifikke detaljer om bruk av anatomiske MRIer for navigasjon finner du i den tidligere publiserte artikkelen16.
- Start en ny økt i bildeveiledningsprogramvaren ved å velge Økter-fanen når programvaren er åpen.
- Klikk Ny, og klikk deretter Elektronisk økt. I det neste vinduet velger du de to rutenettene som ble opprettet i forrige del (del 2.1) ved å klikke dem, og deretter klikker du Legg til.
- Merk av for Bruk bryter (bryter inn) og skriv inn 0 ms i Dødtid-boksen under Alternativer for TTL-utløser i kategorien IOBox. Klikk på Neste-knappen øverst. Kontroller visuelt at kameraet i bildestyringssystemet er aktivt.
- Start deltakerregistreringen ved å plassere emnesporeren, som følger med bildeveiledningssystemet, rundt deltakerens panne.
- Juster kameraet manuelt for å sikre at deltakersporeren er midt i kameraets synsfelt. Deretter klikker du på Registrering-fanen øverst i programvaren.
- Plasser bildeveiledningssystemets peker/markør på registreringslandemerkene: nasion og høyre og venstre vinkelrette punkter. Når pekeren er plassert på skallet, klikker du på Neste-knappen for å registrere deltakerens skallplasseringer til bildeveiledningsprogramvaren.
- Når registreringslandemerkene er registrert, klikker du på Skalering-fanen øverst i programvarevinduet. Plasser pekeren lengst til høyre, lengst til venstre, øverst, fremst og lengst bak i deltakerens hodebunn.
- Klikk på Neste-knappen på hvert sted for å skalere bildeveiledningssystemet til deltakerens hode. Når skaleringen er fullført, klikker du på Utfør-fanen øverst i programvaren. Bildeveiledningssystemet er nå klart.
3. Overflateelektromyografi forberedelse og oppsett
- Forbered deltakernes tibialis fremre (TA) og soleus (SOL) muskler for overflateelektromyografi (sEMG) elektroder. For å forberede huden på sEMG, rengjør området ved hjelp av alkoholputer og, om nødvendig, fjern eventuelt hår med en engangs sikkerhets barberhøvel. Plasser sEMG engangsgelelektroder i henhold til SENIAM-retningslinjene17.
MERK: Sensorplasseringen for TA er 1/3 av veien ned på linjen mellom spissen av fibulaen og spissen av medial malleolus. For SOL plasserer du sensoren 2/3 av linjen mellom medialkondylen på lårbenet til medial malleolus. - Når elektrodene er festet, må du visuelt inspisere signalet for kvalitet. Fortsett deretter å pakke skaftene med en elastisk bandasje for å minimere enhver bevegelse av elektrodene og den resulterende artefakten under testing.
MERK: Registrer sEMG-signaler ved 5000 Hz i et vindu på 0,5 s som starter 0,1 s før levering av TMS-pulsene. Den nøyaktige samplingsfrekvensen og mengden data som samles inn, vil være avhengig av maskinvaren og programvaren som brukes til å registrere sEMG-responsen på TMS. For detaljer om etablering av EMG-opptak og analyser, se Tankisi et al.18.
4. Force plate og deltaker sikkerhetsoppsett
- Åpne datainnsamlingsprogramvaren og start en ny prøveversjon for å kalibrere den doble kraftplaten.
- Klikk startknappen, og start en prøveversjon av FP Zero. Samle inn 3-5 s data uten belastning på kraftplaten, og klikk deretter Stopp.
- Når kraftplaten er kalibrert, er deltakeren registrert i bildestyringssystemet (avsnitt 2.2), og sEMG-elektrodene er plassert og testet for signalkvaliteten (avsnitt 3), instruere deltakeren om å stå og montere dem med en sikkerhetssele.
- Be deltakeren gå inn på kraftplaten og standardisere fotplasseringen med maskeringstape forhåndspåført på kraftplaten for å betegne den fremste posisjonen til foten og medialkantene på føttene like avstander fra midtlinjen.
- Fest deltakerens sikkerhetssele til takstøtten. Plasser en rullator, eller lignende enhet, rundt kraftplaten for å gi deltakerne noe å stabilisere seg med under testing om nødvendig.
MERK: Sørg for at deltakerne under alle stående TMS-prosedyrer er festet til taket via en sikkerhetssele for å forhindre fall.
- Mål og samle deltakerens vekt når de står på kraftplaten ved å klikke på Start og velge en FP Statisk prøveversjon. Registrer data for 2-5 s, og klikk Stopp for å avslutte prøveperioden.
- Når du står på kraftplatene, må du kontrollere at datainnsamlingsprogramvaren viser to stolpediagrammer som representerer vekten/kraften under hver av deltakerens føtter (figur 1A). Når deltakeren skifter vekt til én side, endres stolpediagrammene i høyden (Figur 1B).
- Hvis en deltaker fjerner vekten på beina mot armene, må du kontrollere at stolpegrafvisningen endrer farge (Figur 1C). Etter at en deltaker blir komfortabel med å stå med lik vekt fordelt mellom beina, kan måling av CMR starte.
Figur 1: Representativt bilde av den visuelle tilbakemeldingen som gis til deltakerne under den stående TMS-vurderingen. (A) viser den visuelle tilbakemeldingen som ble gitt til deltakerne mens de sto med vekten likt fordelt mellom paretiske og ikke-paretiske ben. De vertikale stolpene representerer mengden kraft målt ved hvert av områdene på kraftplaten. De heldekkende horisontale linjene representerer rekkevidden av vertikal kraft målt for å sikre lasting av kroppsvekt på nedre ekstremiteter og ikke gjennom armene hvis deltakerne trengte å stabilisere seg med den medfølgende håndstøtten. Hvis deltakerens kroppsvekt ble flyttet til den ene siden mer enn 5 %, endret de loddrette stolpene farger for å informere deltakeren om å lene seg mot siden som ble losset, som vist i (B). Hvis deltakeren lastet inn/losset mer enn +/- 5% av kroppsvekten av bena, vil bakgrunnsskjermfargen endres som vist i (C). Klikk her for å se en større versjon av denne figuren.
5. Stående kortikomotorisk responsvurdering
- Begynn de nevrofysiologiske vurderingene ved å identifisere en stimulatorintensitet som produserer konsistente motoriske fremkalte potensialer (MEP), det vil si EMG-signalamplitude > 50 μV, og/eller en synlig kortikosilent periode i de aktive musklene, i målet TA og SOL-muskel.
MERK: Bruk en dobbel kjeglespole til å levere alle TMS-pulser med strømmen som beveger seg gjennom spolen i fremre retning til bakre retning. Påfør TMS-pulsene bare når deltakeren opprettholder lik vektfordeling mellom paretiske og ikke-paretiske ben, som angitt av de visuelle tilbakemeldingene/stolpediagrammene som er nevnt i forrige avsnitt (avsnitt 4.2).- Test paretic lem først ved å bruke TMS pulser på den lesjonerte halvkule. Begynn med å sette TMS-stimulatoreffektnivået til 50 % maksimal stimulatorutgang (%MSO) ved å dreie på utgangskontrollknappen. Påfør en enkelt puls ved 50 % MSO på det midterste rutenettpunktet som er plassert like etter den langsgående sprekken ved å trykke på utløserknappen på stimulatoren. Påfør 2-3 pulser med et interstimulusintervall på 5-10 s.
MERK: Hvis en deltaker viser et svar på 50 % MSO, går du til avsnitt 5.2 og begynner med hotspotidentifikasjon. - Hvis svarene ikke ses i TA og SOL, øker du stimulatoreffekten med 10 % MSO ved å dreie på utgangskontrollknappen og levere 2-3 TMS-pulser som i trinn 5.1.1.
- Hvis ingen svar ses etter å ha økt stimulatoren til 60% MSO, øker du igjen strømmen med 10% MSO. Hvis ingen MEP-er fremkalles ved 70 % MSO, velger du tilfeldig flere rutenettpunkter og bruker TMS-pulser for å finne ut om det er et svar med gjeldende strøminnstilling.
- Hvis ingen svar registreres på noe rutenettpunkt ved dagens 70% MSO, gå tilbake til det opprinnelige målnettpunktlandet, fortsett å øke stimulatorkraften med trinn på 10% MSO og bruk 2-3 stimuleringer som tidligere beskrevet.
MERK: Gjenta denne prosessen til pålitelige svar registreres fra målmuskulaturen eller til det er fastslått at deltakeren ikke har noe svar på TMS. Ikke alle deltakere vil gi et målbart svar på TMS.
- Test paretic lem først ved å bruke TMS pulser på den lesjonerte halvkule. Begynn med å sette TMS-stimulatoreffektnivået til 50 % maksimal stimulatorutgang (%MSO) ved å dreie på utgangskontrollknappen. Påfør en enkelt puls ved 50 % MSO på det midterste rutenettpunktet som er plassert like etter den langsgående sprekken ved å trykke på utløserknappen på stimulatoren. Påfør 2-3 pulser med et interstimulusintervall på 5-10 s.
- Når stimulatorkraften som gir en konsekvent respons er identifisert, begynner du å identifisere hotspotet, det vil si hodebunnsplasseringen som gir størst respons på de påførte TMS-pulsene.
- Start en ny prøveversjon av aktiveringspunktet ved å klikke Start og velge Aktiveringspunkt. Påfør en enkeltpulsstimulering på hvert av de 15 nettpunktene på suprathreshold-effektnivået som er identifisert i de forrige trinnene. Bruk bildeveiledningssystemet til å flytte spolen til det første rutenettpunktet.
- Når spolen er i riktig posisjon, bruker du TMS-pulsen ved å trykke på utløserknappen på stimulatorenheten. Deretter flytter du spolen til neste rutenettplassering og bruker en annen enkelt TMS-puls. Fortsett til en enkelt stimulering er brukt på hvert rutenettpunkt og klikk på Stopp for å avslutte studien.
- Undersøk amplitudene til sEMG-signalene som er registrert på hvert rutenettpunkt. Identifiser rutenettpunktene visuelt med den største MEP-amplituden, registrert i sEMG-signalene, for hver av de målrettede musklene. Nettplasseringene med de største MEP-amplitudene er hotspots og vil bli brukt til å måle kortikomotorisk respons i følgende avsnitt.
MERK: Ved noen anledninger kan en enkelt nettplassering gi de største MEP-amplitudene for både TA og SOL. I disse tilfellene, bestemme motorterskler for hver muskel separat.
- Deretter bestemmer du motorterskelen til den målrettede muskelen ved hjelp av enkel adaptiv parameterestimering ved sekvensiell testing (PEST)19,20.
- Åpne PEST-programmet og sett den første stimulatorintensiteten til suprathreshold-verdien som brukes til å identifisere hotspotet ved å skrive inn verdien i boksen.
- Start en ny PEST-prøveversjon ved å klikke kategorien Start i datainnsamlingsprogramvaren og velge PEST.
- Påfør en enkelt TMS-puls på den identifiserte målmuskelens hotspot ved den første %MSO-intensiteten som vises i PEST-programmet. Angi i PEST-programmet at det ble observert et svar i muskelens sEMG-signal ved å skrive y eller n. PEST-programmet vil automatisk beregne neste stimuleringsintensitet.
- Juster stimulatorens effektnivå slik at det samsvarer med PEST-programmet og bruk en annen enkelt TMS-puls. Fortsett denne prosessen til PEST-programmet bestemmer motorterskelen, indikert med en endring i fargen på stimuleringsintensiteten, og avslutt datainnsamlingsforsøket ved å klikke på Stopp-fanen.
MERK: PEST-prosedyren bruker et fritt tilgjengelig program som styrer hvor mye stimulatorkraft som skal brukes med påfølgende pulser. Et av PEST-programmene finner du her: (https://www.clinicalresearcher.org/software.htm).
- Etter at målmuskelens hotspot og motorterskel er identifisert, start CMR-evalueringen. Sett stimulatorens intensitet til 120% av den bestemte motorterskelen.
- Start en ny prøveversjon av datainnsamlingsprogramvaren ved å klikke på Start-fanen og velge en MEP-prøveversjon. Plasser spolen på muskelens hotspot og påfør 10-20 enkeltpulsstimuleringer.
- La det være 5-10 s mellom hver stimulering. Registrer de fremkalte sEMG-svarene for off-line analyse. La deltakeren hvile ad libitum og i tilstrekkelig tid mellom testprosedyrer for å redusere sannsynligheten for at deltakeren utvikler tretthet, noe som kan påvirke resultatene.
- Klikk på Stopp-fanen etter å ha spilt inn MEP-ene for å avslutte prøveperioden.
MERK: Forskeren som håndterer TMS-spolen, bør sørge for at deltakerne har lik vektfordeling under hvert ben umiddelbart før de bruker TMS-puls. Hvis etterforskeren mener stimuleringen ble brukt mens deltakerens vekt ikke var like fordelt, utfør en ekstra stimulering og utelukke den forrige studien fra fremtidig analyse. Test de ikke-paretiske musklene umiddelbart etter de paretiske musklene. Figur 2 viser det eksperimentelle oppsettet under den stående TMS-vurderingen.
Figur 2: Bilde tatt under måling av kortikomotorisk respons (CMR) i stående stilling. Bildeveiledningssystemet og den innsamlede sEMG-aktiviteten vises for å undersøke personell under datainnsamling som vist på skjermene på venstre side av bildet. Visuell tilbakemelding av vektfordelingen ble gitt foran og litt til høyre for deltakerne. Deltakerne hadde på seg en sikkerhetssele som var festet til taket for å forhindre fall mens de sto på den doble kraftplaten. Støtte til deltakernes armer ble gitt for å hjelpe deltakerne med å stabilisere seg etter at TMS-pulser ble brukt. Klikk her for å se en større versjon av denne figuren.
6. Sittende kortikomotorisk responsvurdering
- Etter at den stående TMS-vurderingen er fullført, må du omplassere motorterskler og CMR i hvile-/sittestilling.
- Bruk de samme prosedyrene som er beskrevet tidligere (pkt. 5.2-5.4). Den eneste endringen er at deltakeren skal sitte i en stol med beina støttet og musklene avslappet.
- Bruk de samme hotspots som er identifisert under den stående vurderingen (avsnitt 5.2) i sittestilling. Utfør den nevrofysiologiske testingen på samme måte som den brukes i stående stilling, bortsett fra å bruke en stimuleringsintensitet på 120% av hvile- / sittemotorterskelen.
MERK: Det kan være nødvendig å utføre ytterligere testing ved hjelp av en tidligere bestemt stimulatorkraft. For eksempel, hvis sammenligninger mellom amplituden til MEP i forskjellige posturale posisjoner utføres, kan det være nødvendig å bruke en lignende absolutt stimulatorkraft. Dette vil avhenge av det aktuelle problemstillingen og bør identifiseres under studiedesign.
7. Statistisk tilnærming
- For å teste hypotesen om at stående ville føre til økt sannsynlighet for å fremkalle målbare svar konstruere en 2 x 2 tabell og teste proporsjonene ved hjelp av McNemars Test21.
- For å sammenligne effektnivåene til motorterskler, bruk en parret t-test på deltakerne som hadde målbare svar i begge posisjoner. Bestem signifikans med et alfa = 0,05.
Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.
Representative Results
En deltaker ble fjernet fra analysen på grunn av manglende evne til å tolerere den stående TMS-prosedyren på grunn av eksisterende knesmerter og et diabetikersår mottatt før de kom til forskningslaboratoriet, og etterlot en endelig prøvestørrelse på 15. Diabetisk sår var direkte over TA og utelukket noen sEMG tiltak av denne muskelen. Det ble ikke rapportert noen store uønskede hendelser til etterforskerne verken under sittende eller stående TMS-prosedyrer. Flere mindre bivirkninger ble rapportert, for eksempel nakkemuskelsmerter og svak hodepine. Imidlertid ble disse mindre hendelsene rapportert på slutten av testøkten, og det var ikke klart om sitte- eller stående prosedyrer var mer ansvarlige for disse bivirkningene. Disse mindre bivirkningene ses ofte etter TMS-evalueringer og i TMS-litteraturen22.
Total lasting/lossing av kroppsvekt under TMS pulspåføring var +0,4% (SD 1,8%) av kroppsvekten. Dette betyr at deltakerne ikke losset kroppsvekten fra beina til armene når de brukte rullatoren som et middel til å forsørge seg selv under TMS-prosedyrene. Gjennomsnittlig vektfordeling av deltakernes venstre ben var 50% (SD 6%). Vi forsøkte å måle motorterskler i fire separate muskler (paretisk og ikke-paretisk, TA og SOL), noe som førte til totalt 60 motorterskler i både stående og sittende posisjoner. I stående stilling kunne vi fremkalle og måle en motorterskel 90,0% av tiden sammenlignet med 65,0% i sittestilling. I løpet av en enkelt økt var det mer sannsynlig at vurdering av motorterskelen i stående stilling ville resultere i et målbart svar (McNemar Chi 2 ,Yates-korreksjon,χ = 8,48, P = 0,004) ( tabell2). Dette er enig med vår første hypotese om at den stående posisjonen vil resultere i økt sannsynlighet for å fremkalle målbare svar. Vår andre hypotese var at stående ville resultere i motorterskler som krever lavere stimulatorkraft. Våre resultater viser at når enkeltpersoner presenterte målbare motorterskler i sitte- og stående stilling, var de målte tersklene i stående stilling lavere (N = 38, Stående MT 45% MSO SD 9, Sittende MT 53% MSO SD 11, Parret t-statistikk 4,99, P < 0,001). Figur 3 viser de målte motorterskler for hver muskel og tilstand for alle deltakere.
| Sitter Svar |
Stående respons | ||||
| Ja | Nei | Total | % | ||
| Ja | 38 | 1 | 39 | 65 | |
| Nei | 16 | 5 | 21 | 35 | |
| Total | 54 | 6 | 60 | ||
| % | 90 | 10 | 100 | ||
Tabell 2: Den konstruerte tabellen 2 x 2 viser den rapporterte muligheten til å gi et svar på TMS og evnen til å måle en motorterskel under sitte- og stående forhold. McNemars test ble brukt til å sammenligne sannsynligheten for å fremkalle et målbart svar, og det ble funnet at de stående vurderingene var betydelig mer sannsynlig å fremkalle en målbar respons sammenlignet med å utføre evalueringer i en sittende stilling.
Figur 3: Målte motorterskler i musklene av interesse. Linjer som forbinder venstre og høyre verdi indikerer at individet hadde målbare motorterskler for den muskelen i både sitte- og stående stilling. Motorterskler måles og rapporteres som en prosentandel av maksimal stimulatorutgang (%MSO). (A,B) viser motorterskler målt i henholdsvis paretiske og ikke-paretiske tibialis fremre muskler. (C, D) viser motorterskler av henholdsvis paretiske og ikke-paretiske soleusmuskler. Klikk her for å se en større versjon av denne figuren.
Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.
Discussion
Den eksperimentelle protokollen ble godt tolerert av de fleste deltakerne. En person var ikke i stand til å fullføre den stående TMS-evalueringen på grunn av eksisterende decubitus sår sekundært til diabetiske komplikasjoner og ortopediske problemer som involverer eksisterende knesmerter. Mengden lasting / lossing av kroppsvekt fra beina var minimal. Imidlertid var det i gjennomsnitt en litt større nedadgående kraft målt under påføring av TMS-pulsene. Dette skyldes sannsynligvis vekten av spolen og det nedadgående trykket som brukes av etterforskerne for å sikre at det var tilstrekkelig kontakt mellom hodebunnen / hodet og TMS-spolen. De minimale endringene i kroppsvekt fanget under TMS prosedyrer sammenlignet med statiske studier tyder på at ingen signifikante effekter av kroppsvekt lasting eller lossing bidro til våre resultater. Vi undersøkte også vektfordelingen mellom beina og fant at den var symmetrisk, med et gjennomsnitt på 50% av deltakernes vekt støttet av venstre ben. Det forventes at etterslagspersoner som kan stå i 10 minutter med liten eller ingen støtte, kan fullføre de beskrevne stående TMS-vurderingene. Den stående posisjonen tillot en større responsrate til TMS sammenlignet med hvile- / sittestillingen. Økningen i TMS-respons i stående stilling kan tillate personer som tidligere ble diskvalifisert fra nevrofysiologiske studier på grunn av mangel på målbar TMS-respons for å kvalifisere for fremtidige studier som undersøker postural og gangspesifikk motorisk kontroll etter hjerneslag. Økning av utvalget av kvalifiserte deltakere kan føre til større generalisering av forskningsfunn på tvers av befolkningen etter hjerneslag.
Motorterskler vurdert i stående stilling ble målt til en lavere %MSO. Motorterskler etter hjerneslag økes oftemed 23 og krever stimulering ved høy %MSO for å måle CMR. Bruk av høyeffekts TMS-pulser med en dobbel kjeglespole kan føre til økt ansikts- og øvre ekstremitetsmuskelsammentrekninger som kan være ubehagelige for forskningsdeltakere. Å utføre nevrofysiologiske evalueringer med lavere intensitet kan øke tolerabiliteten til TMS-prosedyrer hos noen deltakere etter hjerneslag og øke deltakelsen i denne typen studier.
Denne metoden beskriver prosessen for måling av kortikomotorisk respons på enkeltpuls TMS. Imidlertid kan parret puls paradigmer også samles i stående stilling. Intracortical inhibition (SICI) og intracortical facilitation (ICF) bruker to TMS-pulser levert av samme spole med interstimulusintervaller på henholdsvis 2 og 10 ms, henholdsvis24. Disse intracortical tiltakene kan gi ytterligere detaljer om nervesystemets nevrofysiologiske tilstand / oppførsel under stående sammenlignet med motorterskler alene.
Som med alle vitenskapelige metoder, er det begrensninger i den nåværende protokollen. Et viktig element å vurdere er at personer med post-stroke hemiparese ikke utfører aktiviteter på samme måte som nevrologiske intakte grupper. Personer i kronisk fase etter hjerneslag har vanligvis utviklet kompenserende strategier for å utføre fysiske oppgaver25,26, som strekker seg til å opprettholde en oppreist holdning. Selv med lik/symmetrisk vektbæring mellom paretiske og ikke-paretiske lemmer, kan det hende at deltakerne etter hjerneslag ikke er i symmetrisk oppreist stilling. Standardisering av fotposisjoner på kraftplaten kan bidra til å dempe denne begrensningen. En annen begrensning er at nyere undersøkelser har foreslått å registrere mer enn 10 motor-fremkalte potensialer27, på grunn av den kjente variasjonen i CMR. I denne undersøkelsen valgte vi å registrere bare 10 testpulser for å redusere deltakerbyrden mens vi sto. Som nevnt tidligere ble denne protokollen godt tolerert / utført av personer som har evnen til å stå uavhengig i minst 10 minutter. Dette faktum kan begrense bruken av denne protokollen i høye / alvorlige funksjonshemmingsnivåer etter hjerneslag eller hos personer med ortopediske begrensninger.
Nevrofysiologiske vurderingsmetoder av nedre ekstremiteter, og spesielt i nevrologisk svekkede populasjoner, har ennå ikke fått mye konsistens i litteraturen. Når holdnings- og gangspesifikke funksjonsnedsettelser og/eller lavere ekstremitetsrehabilitering er hovedfokuset, er det ingen konsensus om den beste metoden å bruke. For eksempel er sammenligninger mellom hvile,aktive og stående tiltak og hvordan disse tiltakene forholder seg til klinisk funksjonshemming ikke blitt fullstendig undersøkt. De fleste forskere vil være enige om at dobbeltkjeglespiralen er den mest hensiktsmessige enheten å bruke for å stimulere kortikale representasjoner av nedre ekstremitet. Utenfor denne parameteren gjøres mye av de lavere ekstremitets-TMS-studiene til individuelle forskningsgruppers standarder. Mangelen på konsistens mellom forskningsgrupper øker vanskeligheten med å utføre større metaanalytiske vurderinger som er nødvendige for å utvide generaliserbarheten av forskningsfunn. I denne protokollen gir vi grunnlag for TMS-prosedyrer med lavere ekstremitet som kan brukes i studier som undersøker postural og gangspesifikk motorstyring og nevrorehabilitering etter hjerneslag.
Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.
Disclosures
Forfatterne erklærer at de ikke har noen reelle eller oppfattede interessekonflikter knyttet til det rapporterte arbeidet.
Acknowledgments
Forfatterne ønsker å anerkjenne Mr. Brian Cence og Mrs. Alyssa Chestnut for deres bidrag til deltakerrekruttering og datainnsamling.
Støtten til dette prosjektet ble delvis gitt av en teknisk utviklingspris fra NIH National Center for Neuromodulation for Rehabilitation (NM4R) (HD086844) og av Veteran's Affairs Rehabilitation Research and Development Career Development Award 1 (RX003126) og Merit Award (RX002665).
Innholdet i denne rapporten representerer ikke synspunktene til det amerikanske veterandepartementet, US National Institutes of Health eller USAs regjering.
Materials
| Name | Company | Catalog Number | Comments |
| Data Acquisition Software | MathWorks | MatLab | The custom data collection program was written in Matlab. However, other software/hardware providers can be used (e.g. National Instruments, AD Instruments, CED Spike2 or Signal) |
| Double-cone coil | Magstim | D110 | Double-cone coil for TMS pulse delivery |
| Dual force plate | Advanced Mechanical Technology Inc (AMTI) | Dual-top Accusway | Force plate used to measure force/weight distrobution under each leg independently. |
| Dual-pulse TMS | Magstim | Bistim 200 | Connects two Magstim 200 units together for dual-pulse applications |
| EMG pre-amplifiers | Motion Labs Inc | MA-422 | Preamplifiers for disposable surface EMG electrodes |
| EMG system | Motion Labs Inc | MA400 | EMG system for data collection |
| Neuronavigation System | Rogue Research | Brainsight | Software and hardware used to ensure consistent placement/delivery of magnetic stimulations. Marking the stimulation location on a participant's head or on a place showercap can also be used in the absence of neuronavigational software. |
| Recruitment Database | N/A | N/A | Electronic database including names of possible individuals who are eligble for your studies. |
| TMS unit (x2) | Magstim | Magstim 200 | Delivers TMS pulses |
References
- Kesar, T. M., Stinear, J. W., Wolf, S. L. The use of transcranial magnetic stimulation to evaluate cortical excitability of lower limb musculature: Challenges and opportunities. Restorative Neurology and Neuroscience. 36 (3), 333-348 (2018).
- Sivaramakrishnan, A., Madhavan, S. Absence of a transcranial magnetic stimulation-induced lower limb corticomotor response does not affect walking speed in chronic stroke survivors. Stroke. 49 (8), 2004-2007 (2018).
- Kindred, J. H., et al. Individualized responses to ipsilesional high-frequency and contralesional low-frequency rTMS in chronic stroke: A pilot study to support the individualization of neuromodulation for rehabilitation. Frontiers in Human Neuroscience. 14, 578127 (2020).
- Lu, M., Ueno, S. Comparison of the induced fields using different coil configurations during deep transcranial magnetic stimulation. PLoS One. 12 (6), 0178422 (2017).
- Hess, C. W., Mills, K. R., Murray, N. M. Responses in small hand muscles from magnetic stimulation of the human brain. The Journal of Physiology. 388, 397-419 (1987).
- Petersen, N., Christensen, L. O., Nielsen, J. The effect of transcranial magnetic stimulation on the soleus H reflex during human walking. The Journal of Physiology. 513, Pt 2 599-610 (1998).
- Capaday, C., Lavoie, B. A., Barbeau, H., Schneider, C., Bonnard, M. Studies on the corticospinal control of human walking. I. Responses to focal transcranial magnetic stimulation of the motor cortex. Journal of Neurophysiology. 81 (1), 129-139 (1999).
- Schubert, M., Curt, A., Colombo, G., Berger, W., Dietz, V. Voluntary control of human gait: conditioning of magnetically evoked motor responses in a precision stepping task. Experimental Brain Research. 126 (4), 583-588 (1999).
- Ackermann, H., Scholz, E., Koehler, W., Dichgans, J. Influence of posture and voluntary background contraction upon compound muscle action potentials from anterior tibial and soleus muscle following transcranial magnetic stimulation. Electroencephalography and Clinical Neurophysiology. 81 (1), 71-80 (1991).
- Lavoie, B. A., Cody, F. W., Capaday, C. Cortical control of human soleus muscle during volitional and postural activities studied using focal magnetic stimulation. Experimental Brain Research. 103 (1), 97-107 (1995).
- Soto, O., Valls-Solé, J., Shanahan, P., Rothwell, J. Reduction of intracortical inhibition in soleus muscle during postural activity. Journal of Neurophysiology. 96 (4), 1711-1717 (2006).
- Kesar, T. M., Eicholtz, S., Lin, B. J., Wolf, S. L., Borich, M. R. Effects of posture and coactivation on corticomotor excitability of ankle muscles. Restorative Neurology and Neuroscience. 36 (1), 131-146 (2018).
- Nandi, T., et al. In standing, corticospinal excitability is proportional to COP velocity whereas M1 excitability is participant-specific. Frontiers in Human Neuroscience. 12, 303 (2018).
- Tokuno, C. D., Keller, M., Carpenter, M. G., Márquez, G., Taube, W. Alterations in the cortical control of standing posture during varying levels of postural threat and task difficulty. Journal of Neurophysiology. 120 (3), 1010-1016 (2018).
- Mouthon, A., Taube, W. Intracortical inhibition increases during postural task execution in response to balance training. Neuroscience. 401, 35-42 (2019).
- Charalambous, C. C., Liang, J. N., Kautz, S. A., George, M. S., Bowden, M. G. Bilateral assessment of the corticospinal pathways of the ankle muscles using navigated transcranial magnetic stimulation. Journal of Visualized Experiments: JoVE. (144), (2019).
- Hermens, H. J., Freriks, B., Disselhorst-Klug, C., Rau, G. Development of recommendations for SEMG sensors and sensor placement procedures. Journal of Electromyography and Kinesiology. 10 (5), 361-374 (2000).
- Tankisi, H., et al.
- Mishory, A., et al. The maximum-likelihood strategy for determining transcranial magnetic stimulation motor threshold, using parameter estimation by sequential testing is faster than conventional methods with similar precision. The Journal of ECT. 20 (3), 160-165 (2004).
- Borckardt, J. J., Nahas, Z., Koola, J., George, M. S. Estimating resting motor thresholds in transcranial magnetic stimulation research and practice: a computer simulation evaluation of best methods. The Journal of ECT. 22 (3), 169-175 (2006).
- McNemar, Q. Note on the sampling error of the difference between correlated proportions or percentages. Psychometrika. 12 (2), 153-157 (1947).
- Rossi, S., et al. Safety and recommendations for TMS use in healthy subjects and patient populations, with updates on training, ethical and regulatory issues: Expert Guidelines. Clinical Neurophysiology. 132 (1), 269-306 (2021).
- McDonnell, M. N., Stinear, C. M. TMS measures of motor cortex function after stroke: A meta-analysis. Brain Stimulation. 10 (4), 721-734 (2017).
- Reis, J., et al. Contribution of transcranial magnetic stimulation to the understanding of cortical mechanisms involved in motor control. The Journal of Physiology. 586 (2), 325-351 (2008).
- Chen, G., Patten, C., Kothari, D. H., Zajac, F. E. Gait differences between individuals with post-stroke hemiparesis and non-disabled controls at matched speeds. Gait & Posture. 22 (1), 51-56 (2005).
- Knarr, B. A., Reisman, D. S., Binder-Macleod, S. A., Higginson, J. S. Understanding compensatory strategies for muscle weakness during gait by simulating activation deficits seen post-stroke. Gait & Posture. 38 (2), 270-275 (2013).
- Ammann, C., et al. A framework to assess the impact of number of trials on the amplitude of motor evoked potentials. Scientific Reports. 10 (1), 21422 (2020).
