導(dǎo)讀

經(jīng)顱磁刺激(TMS)可直接激活人腦新皮層中的神經(jīng)元，并已被證明是認(rèn)知神經(jīng)科學(xué)因果假設(shè)檢驗的基礎(chǔ)。通過同時使用TMS和fMRI，皮層TMS對遠(yuǎn)端皮層和皮層下結(jié)構(gòu)活動的影響可以通過改變TMS輸出強(qiáng)度來量化。然而，TMS在fMRI時間序列中產(chǎn)生了顯著的波動，在解讀研究結(jié)果之前需要謹(jǐn)慎對待它們復(fù)雜的相互作用。本文提出了同步TMS-fMRI的方法學(xué)挑戰(zhàn)，并提供了在實驗設(shè)計和后處理中盡量減少誘發(fā)偽影的指南。本研究主要考察兩種前額葉-紋狀體神經(jīng)環(huán)路：在健康的人類參與者中，初級運動皮層(M1)投射到殼核和外側(cè)前額葉皮層(PFC)投射到尾狀核。結(jié)果發(fā)現(xiàn)，隨著刺激強(qiáng)度的增加，TMS參數(shù)化地增加了目標(biāo)區(qū)域和皮層下投影的BOLD信號。總之，這項工作提供了克服同步TMS-fMRI常見挑戰(zhàn)的實際步驟，并演示了如何使用TMS-fMRI來研究腦功能網(wǎng)絡(luò)。

前言

經(jīng)顱磁刺激(TMS)通過在靠近頭皮的大腦局部區(qū)域誘導(dǎo)電場來直接調(diào)控大腦皮層的因果關(guān)系。由于其高空間(＜1cm)和時間分辨率(＜1ms)，該方法被證明對于測試神經(jīng)振蕩的因果作用和大腦特定區(qū)域神經(jīng)活動的精確時間是至關(guān)重要的。此外，TMS對腦區(qū)的影響被認(rèn)為可以改變結(jié)構(gòu)和功能連接的大腦區(qū)域網(wǎng)絡(luò)中的活動。通過將TMS與同步或并發(fā)fMRI相結(jié)合，可以實證研究TMS對局部和遠(yuǎn)處大腦活動的影響。

磁共振成像掃描依賴于均勻磁場。因此，人們早就認(rèn)識到強(qiáng)磁場和TMS同步應(yīng)用所產(chǎn)生的信號破壞程度。目前已在努力解決TMS和fMRI之間復(fù)雜的相互作用。然而，盡管同步TMS-fMRI已經(jīng)問世近20年，但迄今為止，只有不到100項實驗研究使用了該技術(shù)。這種有前景的方法發(fā)展緩慢，最可能的原因是對運行中的TMS線圈如何影響MRI信號的理解不完全，以及缺乏解決不必要偽影的最有效設(shè)置和方法的共識。有幾個因素阻礙了同步TMS-fMRI的標(biāo)準(zhǔn)化，包括現(xiàn)有的MRI掃描儀、接收線圈和控制TMS脈沖傳遞的設(shè)備在技術(shù)特性上的內(nèi)在差異。盡管存在這些因素，但更好地理解常見挑戰(zhàn)和基本原理可以提高同步TMS-fMRI應(yīng)用和后續(xù)數(shù)據(jù)預(yù)處理的一致性。

本研究對同步TMS-fMRI中不同來源的偽影進(jìn)行了全面、詳細(xì)的調(diào)查。在此基礎(chǔ)上，研究者提出了在連續(xù)fMRI中進(jìn)行TMS的方法學(xué)框架，從而在實驗設(shè)計和后處理中最大限度地減少誘發(fā)的偽影。首先，回顧了進(jìn)行TMS-fMRI實驗研究的硬件和具體步驟。其次，探索了TMS與fMRI交織的技術(shù)，并總結(jié)了在fMRI數(shù)據(jù)采集過程中TMS產(chǎn)生的即時偽影。雖然許多先前發(fā)表的同步TMS-fMRI研究使用了TMS與fMRI交替采集，但本研究探索了在連續(xù)MRI中使用TMS以減少數(shù)據(jù)采集的低效性。第三，本研究描述了在后處理過程中出現(xiàn)的典型偽影，并給出了偽影剔除建議。本研究提出的理論原則和實踐步驟也廣泛適用于其他進(jìn)行同步TMS-fMRI研究的研究人員，無論硬件或軟件的技術(shù)差異如何。最后，本研究通過實驗來證明使用這些方法靶向兩個不同的額葉皮層區(qū)域，并研究了TMS的局部效應(yīng)和神經(jīng)激活擴(kuò)散到每個區(qū)域的已知紋狀體投射。

材料和方法

在加州大學(xué)伯克利分校的Henry H. Wheeler Jr.腦成像中心使用西門子3T MAGNETOM Trio (Erlangen，Germany)采集同步TMS-MRI數(shù)據(jù)。TMS使用MagVenture公司(Farum，Denmark)生產(chǎn)的MR兼容的8型Mri-B91 TMS線圈和MagPro X100，MagOption運行的軟件版本為7.1.1。使用Rogue Research公司的BrainSight v2.2.11(Montreal，Canada)和Northern Digital Polaris Spectra infrared long-range camera (Waterloo，Ontario，Canada)以及定制的磁共振兼容組件進(jìn)行3D立體定位跟蹤(稱為神經(jīng)導(dǎo)航)。
設(shè)備和程序①fMRI數(shù)據(jù)采集覆蓋全腦的MR序列為T2?加權(quán)單次激發(fā)平面回波成像(EPI)序列，包括40個3.5×3.5×3.0mm體素層，層間距離10%，2s重復(fù)時間(TR)，降序采集，相位編碼方向為前后，20ms回波時間(TE)，60°翻轉(zhuǎn)角度(FA)，脂肪預(yù)飽和。為了建立關(guān)于自旋-晶格弛豫的穩(wěn)態(tài)，在每個時間序列開始時獲得了兩個虛擬體積數(shù)據(jù)。將前兩個volumes從分析中排除，以進(jìn)一步確保自旋-晶格弛豫。

在TMS-fMRI掃描前，使用西門子12通道頭部線圈采集數(shù)據(jù)，采用T1加權(quán)磁化制備的快速梯度回波(MP-RAGE)序列，各向同性體素為1mm，重復(fù)時間為2.3s，反轉(zhuǎn)時間900ms，以加速因子為2的廣義自動校準(zhǔn)部分并行采集(GRAPPA)進(jìn)行并行成像。首選具有快速獲取詳細(xì)解剖掃描能力的接收線圈，因為該圖像用于神經(jīng)導(dǎo)航。此外，由于解剖掃描的主要用途是神經(jīng)導(dǎo)航，建議提供足以確保耳朵和鼻子都在3D圖像內(nèi)的視場，因為這三個身體部位用于立體定向配準(zhǔn)。

②MR接收線圈

TMS-fMRI中接收線圈的選擇是至關(guān)重要的，因為它直接影響可以刺激和成像的大腦區(qū)域。標(biāo)準(zhǔn)的頭部容積線圈，如西門子12通道線圈，內(nèi)徑約25cm，僅在頭部前面開放訪問。這無法提供足夠的空間讓TMS線圈在參與者的頭皮周圍移動，最終限制了可刺激腦區(qū)的位置。為了克服這一限制，在本研究的fMRI實驗中，研究者使用了一個定制的圓極化、僅接收鳥籠射頻線圈(RAPID BioMedical，Rimpar，Germany)。這個鳥籠接收線圈的內(nèi)徑(29.8cm)比標(biāo)準(zhǔn)的頭部容積線圈(25.0cm)大，并且它的背面是打開的(圖1A)。因此，該接收線圈允許TMS線圈靈活地繞著頭皮移動，電纜從鳥籠線圈的后面穿過。由于TMS對大腦活動的影響不僅限于TMS的作用部位，而且是全腦網(wǎng)絡(luò)范圍內(nèi)的，所以量化TMS對整個皮層和皮層下的影響對于理解TMS的全部影響至關(guān)重要。因此，本研究選擇了一種獲取全腦fMRI的方法。?

在本研究的設(shè)置中，TMS線圈連接到一個定制的支撐臂上(圖1A，B)。這個定制的TMS支撐臂由塑料制成，配重裝置由一個MR兼容的塑料盒組成，盒內(nèi)有沙子(重量：5.7-5.8kg；尺寸：25.1cm×35.2cm×7.7cm)。鉤子將TMS線圈臂支撐固定在病床上。該臂包括6個自由度：沿磁體主軸的3個平移，外加提供3個獨立旋轉(zhuǎn)軸的TMS線圈裝置(圖1B)。以背側(cè)、外側(cè)和前部皮層為靶點，TMS線圈可以很容易地定位于頭部頂部、側(cè)面和前部。無論TMS線圈相對于頭部的位置如何，研究人員應(yīng)確保參與者的頭部沒有壓力，因為在實驗過程中，這種壓力會使頭部越來越不舒服。用于將頭部包裹到接收線圈中的緩沖墊，不僅可以減少頭部運動，而且這些緩沖墊也承擔(dān)了穩(wěn)定頭皮的額外作用。

為了準(zhǔn)確定位感興趣的部位，在MRI室內(nèi)使用了神經(jīng)導(dǎo)航(圖1C)。將遠(yuǎn)程紅外攝像機(jī)的磁性支架替換為定制的塑料支架，使攝像機(jī)可以在患者的床腳使用。一臺運行BrainSight的iMac電腦被放在MRI室的門口，并用塑料鏈固定在墻上，以避免其在強(qiáng)磁場中被吸走。根據(jù)BrainSight提供的頭部和線圈跟蹤器的尺寸定制并3D打印頭部和線圈跟蹤器，用于MRI(圖1D，E)。頭部跟蹤器與參與者的頭帶相連。至關(guān)重要的是，跟蹤器可以從基座上拆卸下來，并且可在MR接收線圈內(nèi)重新連接。同樣，TMS線圈跟蹤器可以從TMS線圈中取出，然后重新連接到MR線圈中。所有項目都被標(biāo)記為MR兼容，并對所有用戶和參與者進(jìn)行了仔細(xì)篩選。在MR線圈上安裝了一個定制的鏡像系統(tǒng)，以使參與者能夠看到反向投影屏幕(AVOTEC，Stuart，F(xiàn)L，USA)，其中包括一個可自選的眼動跟蹤裝置(AVOTEC)，該裝置在本研究中未使用。本研究在MR環(huán)境中進(jìn)行神經(jīng)導(dǎo)航的程序包括三個階段(表1)，并在之前獲得的高分辨率解剖圖像中計算感興趣的區(qū)域后進(jìn)行。

使用鳥籠線圈的一個優(yōu)點是，它允許對大腦皮層的大部分背側(cè)和前部區(qū)域進(jìn)行TMS，例如，外側(cè)前額葉皮層(PFC；圖1F)或初級運動皮層(M1；圖1G)。對于后側(cè)部位(如下頂內(nèi)溝)，應(yīng)用頸墊將頭部抬起，使TMS線圈置于頭部下方(圖1H)。在測試中，除了小腦和腹內(nèi)側(cè)前額葉皮層(VMPFC)外，我們能夠定位頭皮上的大部分傳統(tǒng)TMS定位位點。經(jīng)顱磁刺激到VMPFC的位置太靠前了，以至于前額和MR接收線圈之間的空間受到限制，盡管參與者不需要看到屏幕，或者如果可以構(gòu)建一個鏡像系統(tǒng)，那么使用與本文類似的設(shè)置，TMS到VMPFC原則上是可行的。

同步TMS-fMRI中的信號偽影

TMS包括在參與者的頭皮上產(chǎn)生短暫而強(qiáng)烈的磁場。當(dāng)在MRI掃描儀內(nèi)執(zhí)行時，TMS和MRI硬件可以通過幾種方式進(jìn)行交互。最明顯的是，強(qiáng)磁場的TMS脈沖與核磁化相互作用，干擾了MR成像。這種相互作用的精確結(jié)果取決于TMS脈沖時的磁化強(qiáng)度以及TMS磁場大小和空間異質(zhì)性等因素。此外，即使在TMS線圈不主動發(fā)送脈沖時，也可能出現(xiàn)偽影。線圈的存在會導(dǎo)致局部信號從磁化率梯度失相，以及射頻場傳輸時的陰影。MR脈沖序列和圖像處理工具的開發(fā)沒有考慮到這些因素。最后，TMS控制電子器件可能存在效率低下的問題，這在可行的約束條件下是不可避免的，這無意中導(dǎo)致TMS線圈在脈沖之間產(chǎn)生了弱磁場。

表2列出了當(dāng)TMS線圈位于MRI掃描儀孔內(nèi)時，或當(dāng)TMS線圈在fMRI采集過程中傳輸脈沖時，fMRI數(shù)據(jù)中可能出現(xiàn)的偽影。表2中列出的偽影并不是所有的，而是根據(jù)其物理來源進(jìn)行分類的。這里沒有列出這些偽影的嚴(yán)重程度，因為它們受到特定硬件選擇和實驗設(shè)置的強(qiáng)烈影響(例如，TMS線圈相對于參與者頭部的位置)。本研究已經(jīng)給出了每個潛在偽影的近似時間尺度，但是這些估計也會受到這些因素的影響。

對同步TMS-fMRI偽影的詳細(xì)研究表明，很難從泄漏電流、振動和接收線圈的鈴流信號中分離出殘余偽影。這三種效應(yīng)都會在TMS脈沖后的幾毫秒內(nèi)衰減。研究者認(rèn)為泄漏電流仍然是TMS后的主要偽影，盡管MagVenture系統(tǒng)進(jìn)行了升級，通過在TMS電路中插入一個繼電器二極管組合來降低泄漏電流。雖然泄漏電流磁場強(qiáng)度比TMS脈沖小幾個數(shù)量級，并且從刺激大腦的角度來看影響很小，但在EPI過程中，泄漏電流偽磁場足以擾動磁化。由于fMRI實驗經(jīng)常測量BOLD信號的細(xì)微變化，這些泄漏電流可以在TMS線圈附近產(chǎn)生顯著的局部圖像擾動，特別是在TMS脈沖后的10-20ms內(nèi)。研究者將這種延遲與本實驗中使用的具體時間結(jié)合起來考慮，并注意到這種延遲還允許恢復(fù)TMS線圈的任何振動，TMS線圈內(nèi)的電場放電，以及恢復(fù)接收線圈電子器件的鈴流信號。

由于MRI的時間分辨率較低，TMS電源的泄漏電流、MRI掃描儀部件中的渦流以及TMS線圈響應(yīng)脈沖的振動所產(chǎn)生的偽影對MRI圖像的影響幾乎無法區(qū)分。每個偽影源都會在TMS線圈的3D位置周圍產(chǎn)生信號衰減。空間局部化的衰減返回到離偽影源更遠(yuǎn)的基線。

一些先前發(fā)表的TMS-fMRI實驗在多層EPI volume的每個層之間添加了延遲(層間隙；圖2A)。在這種稱為層間交錯的TMS-fMRI框架中，單個脈沖或TMS序列可以在與間隙時間兼容的間隔內(nèi)發(fā)送，即每整數(shù)個EPI層發(fā)送一個脈沖或短脈沖。然而，這種方法減少了在給定時間內(nèi)可以收集到的fMRI數(shù)據(jù)量?；蛘撸梢栽贛R采集的每個volume之間增加掃描延遲(volume間隙；圖2B)，研究者將這種方法稱為volume交錯。無論是否使用TMS脈沖，EPI序列的每個volume都必須包括延遲，而不是只在特定volume之前，以避免干擾MRI信號的T1穩(wěn)態(tài)。這種方法還減少了單位時間內(nèi)收集的fMRI數(shù)據(jù)量。研究者在這里提出了一個時序范式，在連續(xù)EPI時間序列中的某些安全事件期間應(yīng)用TMS脈沖(圖2C)，從而消除了間隙EPI采集的需要，并允許以通常的速率收集fMRI數(shù)據(jù)。確定為連續(xù)TMS-fMRI間隔時間的安全EPI采集事件是Crusher梯度。

Crusher梯度是磁場片斷，旨在打亂不需要的磁化階段。主要有兩個目標(biāo)。脂肪飽和射頻脈沖后的立即Crusher梯度設(shè)計是為了消除相干脂肪信號，并在讀出k空間時使脂肪信號最小化。在二維k空間讀出后的層采集結(jié)束時，Crusher梯度被設(shè)計用來確保在激發(fā)和檢測下一個層之前，前一個層的信號完全消失。TMS線圈產(chǎn)生的雙相脈沖磁場在時間上是不對稱的，因此第二相比第一相略弱。雙相TMS脈沖作為Crusher梯度比掃描儀施加的約40mT Crusher梯度大6個數(shù)量級。具有諷刺意味的是，使用TMS脈沖改善不需要的MR信號的破壞可能會導(dǎo)致一種情況，即在TMS-fMRI期間獲得的BOLD信號相對于沒有TMS的BOLD信號具有更好的信噪比，例如，使用TMS可能會減少殘留的頭皮脂肪信號所產(chǎn)生的明顯N/2鬼影。針對Crusher梯度的技術(shù)困難在于這些梯度是短暫的，在標(biāo)準(zhǔn)西門子實現(xiàn)中約為3ms。為了可靠地鎖定Crusher梯度，需要亞毫秒級的TMS精確定時。針對Crusher周期，還需要特別注意在施加TMS脈沖后留下的任何TMS偽影。

本研究的連續(xù)TMS-fMRI定時解決方案確認(rèn)了潛在的偽影源，并考慮了EPI期間TMS具有顯著不同影響的三個階段：①脂肪飽和與層激發(fā)的RF脈沖，②k空間平面采樣的梯度階段，以及③重置層間MR信號或破壞由脂肪抑制脈沖產(chǎn)生的相干性Crusher梯度(圖2D)。為了研究TMS對EPI各時相的影響，向功能生物醫(yī)學(xué)信息學(xué)研究網(wǎng)絡(luò)(FBIRN)標(biāo)準(zhǔn)凝膠模型提供了單脈沖TMS。TMS脈沖每三個volume發(fā)送一次，TMS的精確時間為體模中心附近的層采集階段。TR為2s，共采集40層，每層采集時間為50ms。因此，在EPI序列過程中發(fā)送了51個脈沖，其中每個脈沖在不同的1ms層采集間隔內(nèi)發(fā)送。計算每個TMS脈沖的時序定向MR層內(nèi)的平均信號，并與前一個volume的平均信號進(jìn)行比較。該分析旨在定量說明TMS對每個層采集周期的MR信號的影響。

預(yù)處理和偽影去除

在統(tǒng)計分析之前，需要對fMRI數(shù)據(jù)進(jìn)行預(yù)處理。TMS線圈內(nèi)的渦流/泄漏電流或機(jī)械振動會干擾TMS以外的多個volumes的局部MR信號，然而，這些線圈偽影在大多數(shù)已發(fā)表的同步TMS-fMRI研究中并未得到解決。在沒有顯式建模的情況下，不能排除由于局部失真造成的假陽性變化。由于TMS線圈下的偽影，因而TMS在該部位的有效性難以得到驗證，導(dǎo)致研究集中在TMS的遠(yuǎn)端效應(yīng)。目前關(guān)于TMS是否會引起被刺激部位的神經(jīng)活動(如BOLD信號)仍然存在爭議，最近的一篇綜述論文聲稱，除非靶向M1，否則TMS不會增加BOLD信號。本研究方法通過獨立成分分析(ICA)來表征和回歸與線圈偽影相關(guān)的fMRI數(shù)據(jù)，并使用標(biāo)準(zhǔn)化的方法來驗證某個區(qū)域的BOLD信號不是由假陽性驅(qū)動的。

盡管TMS在第一次Crusher梯度時的效果肉眼不可見，但本研究將TMS期間獲得的每個層替換為前一個和后一個volume中相同層的平均值。雖然插值失去了一些時間分辨率，但由于不包括volume延遲或?qū)友舆t，在精度上的凈增益是保留的。此外，被TMS時間擾動的層可以被選擇為不感興趣的區(qū)域。在插值層之后，應(yīng)用FSL的MELODIC算法，該算法執(zhí)行ICA，將信號分解為各種信號源或獨立成分(ICs)。接下來，運行一般線性模型(GLM)來預(yù)測接近瞬時的信號下降(因變量)，典型的TMS偽影使用每個IC的時間序列作為自變量。該偽影時間序列在無TMS的情況下為0，在有TMS的情況下為負(fù)1。在識別出與預(yù)測偽影時間過程有較大解釋差異(大于10%)的IC后，手動檢查了每個成分的空間相關(guān)性，并剔除了與TMS線圈放電相關(guān)的成分。10%的閾值是根據(jù)因子分析等其他技術(shù)的閾值慣例選擇的，使用較低的閾值需要更多的手動檢查。在一些參與者中，本研究還發(fā)現(xiàn)IC與TMS期間采集的層具有空間相關(guān)性。剔除定位于TMS線圈放電的IC后，除非另有說明，否則在Matlab的統(tǒng)計參數(shù)映射12(SPM12)工具箱中進(jìn)行預(yù)處理。使用AFNI進(jìn)行數(shù)據(jù)剔除，手動重新定位到前連合，時間層校正，使用剛體旋轉(zhuǎn)重新對齊到平均功能圖像，與解剖圖像進(jìn)行共配準(zhǔn)，并使用全寬為4mm的半最大值高斯核對數(shù)據(jù)進(jìn)行平滑。

實驗設(shè)計

先前的正電子發(fā)射斷層掃描(PET)證據(jù)表明，TMS到M1和PFC分別導(dǎo)致后殼核和背側(cè)尾狀核的多巴胺細(xì)胞外釋放。這些發(fā)現(xiàn)與結(jié)構(gòu)連接研究一致，研究發(fā)現(xiàn)額葉皮層和紋狀體存在前后梯度，例如PFC優(yōu)先投射到前部尾狀核，M1優(yōu)先投射到后部殼核。本研究進(jìn)行了一項實驗來測試同步TMS-fMRI程序的有效性，并考察了是否存在TMS線圈下局部活動增加和先驗紋狀體區(qū)域激活的證據(jù)。采用10Hz重復(fù)TMS(rTMS)同步采集fMRI數(shù)據(jù)，以右側(cè)M1或右側(cè)PFC的額前、中回為靶點。本研究假設(shè)，在睜眼休息狀態(tài)下，TMS傳遞到右側(cè)M1時會激活殼核，傳遞到右側(cè)額前中回時會激活尾狀核前部。本研究通過考察TMS對背側(cè)紋狀體各區(qū)域的影響來評估TMS的特異性。

本研究得到了加州大學(xué)伯克利分校人體受試者保護(hù)委員會的批準(zhǔn)。15名參與者(年齡：18-29歲，平均年齡=21.6歲，標(biāo)準(zhǔn)差=2.5歲)參與了這項研究，其中包括兩個fMRI sessions。在第一個session，獲得了個體的全腦解剖圖像和10min的睜眼靜息態(tài)fMRI數(shù)據(jù)，同時要求參與者注視中央十字。這些數(shù)據(jù)通過12通道MR接收線圈收集。第二個session由同步TMS-fMRI實驗組成，不同參與者的TMS位置不同：右側(cè)M1(8名參與者)或PFC(7名參與者)。

結(jié)果

MRI等中心的TMS強(qiáng)度

在早期試驗中，研究者觀察到參與者對TMS強(qiáng)度的主觀體驗在MRI孔內(nèi)比在孔外更大。為了測試TMS誘發(fā)電場的系統(tǒng)差異，研究者使用連接到示波器的探頭(MagVenture MagProbe)記錄了TMS脈沖引起的電動勢(emf)，同時在MRI掃描儀的等中心和邊緣場中確定參與者的靜息運動閾值。這個位置靠近MRI室的入口，距離MRI孔的入口約3m。探頭連接到TMS線圈的中心，并在這兩個位置都記錄了電動勢。本研究發(fā)現(xiàn)了一個系統(tǒng)性差異，即在3T磁體等中心內(nèi)的TMS相對于邊緣場位置產(chǎn)生的強(qiáng)度增加了約2μv。這一差異相當(dāng)于MagVenture系統(tǒng)線圈輸出的5%。因此，本研究認(rèn)為預(yù)期的TMS強(qiáng)度應(yīng)在掃描儀內(nèi)降低5%。

Crusher梯度

在MRI層采集的每毫秒內(nèi)進(jìn)行TMS，并計算對所采集時間層中平均信號與下一個volume的影響(圖2E，F(xiàn))。RF脈沖期間的TMS在當(dāng)前volume中產(chǎn)生偽影，但也會破壞后續(xù)多個volume的MR信號。在k空間讀取過程中施加的TMS脈沖不可挽回地?fù)p壞了該時間層，但對后續(xù)層沒有影響。這不是疊加在真實測量上的損壞信號，而是對信號讀數(shù)的根本中斷；因此，沒有線性回歸器可以恢復(fù)底層圖像。如果需要在k空間讀取期間施加TMS脈沖，研究者建議對該時間層的鄰近volume進(jìn)行線性插值。如果參與者在TMS前后volume內(nèi)有明顯的移動，插值可能會誘發(fā)其自身的偽影。如果插值時間層是由于運動而從大腦不同部位收集的數(shù)據(jù)均值，這將會產(chǎn)生空間和時間平滑效應(yīng)。

在某些實驗設(shè)計中，例如超過MRI時間層采集速率的高頻節(jié)律性TMS，在讀出梯度期間的TMS可能是不可避免的。在這種情況下，研究者建議將施加TMS的時間安排在對特定研究問題不太感興趣的時間層采集期間。例如，如果實驗不需要分析小腦的BOLD信號，而MR采集包括小腦中的時間層，則MR采集時可在這些小腦層中發(fā)送TMS脈沖。在對損壞的時間層進(jìn)行插值后，對后續(xù)volume的干擾將是有限的。

在研究了TMS對整個MRI時間層采集的影響后，研究者確定了Crusher梯度作為發(fā)送TMS的最佳時間。Crusher梯度期間的TMS沒有產(chǎn)生任何可見的失真(圖2E的頂行)，也沒有在圖像的平均信號中產(chǎn)生明顯的變化(圖2F)。為了確定這一定性觀察是否具有統(tǒng)計學(xué)意義，本研究收集了一組同步TMS-fMRI數(shù)據(jù)，在時間層34、36、38和40的第一個Crusher梯度中，以10Hz的頻率發(fā)送4個脈沖。在48個TMS序列中，本研究計算了TMS期間收集的volume中每個層之間相對于TMS后收集的volume中的平均信號差異(圖2G)。對每個層進(jìn)行t檢驗，并將顯著性閾值設(shè)置為0.05。結(jié)果發(fā)現(xiàn)TMS產(chǎn)生了顯著的信號差異，其中TMS期間獲得的四個層的信號差異最大，以及TMS對每個volume(35、37、39和下一volume的第1、3、5層)后獲得的層的殘留影響具有統(tǒng)計學(xué)意義。這些發(fā)現(xiàn)表明，在TMS過程中，設(shè)備中存在泄漏電流只是層采集影響的一小部分。鑒于此，研究者在采集小腦時間層的同時進(jìn)行了TMS，并對TMS期間和TMS后立即采集的每個層的數(shù)據(jù)進(jìn)行了插值(圖2H)。

獨立成分分析去除TMS線圈偽影

TMS脈沖偽影可干擾TMS以外的多個TRs的局部MR信號。為了建模并去除所有由渦流/泄漏電流或機(jī)械振動驅(qū)動的TMS線圈偽影，首先使用基于GLM的方法來識別這些偽影，然后將數(shù)據(jù)分解為IC，并回歸出被識別為TMS線圈放電偽影的數(shù)據(jù)。由于線圈周圍的信號下降是在TMS時發(fā)生的，因此在TMS時對典型HRF進(jìn)行建模將導(dǎo)致假陽性。當(dāng)信號下降回到基線時，信號的增加將模擬HRF的上升邊緣(圖3A)，而標(biāo)準(zhǔn)的fMRI分析管道會將這種模式誤認(rèn)為是BOLD響應(yīng)。當(dāng)對有明顯TMS線圈放電偽影的數(shù)據(jù)進(jìn)行GLM時，將每個TMS脈沖視為與典型HRF卷積的事件，線圈偽影被錯誤地識別為顯著的BOLD激活。當(dāng)?shù)官ゑR函數(shù)以TMS序列的時間為中心來捕捉信號下降時，生成的對比圖(圖3B)顯示TMS位置有明顯的偽影，并延伸到TMS線圈位置的顱骨上方空間。FIR函數(shù)模型顯示，該TMS線圈放電偽影隨TMS強(qiáng)度的變化而變化，并在TMS后持續(xù)兩個volumes以上。

為了識別具有TMS線圈放電偽影的數(shù)據(jù)，研究者應(yīng)用FSL的MELODIC算法將數(shù)據(jù)分解為ICs，然后運行GLM來預(yù)測每個IC的時間過程中近乎瞬時的信號下降。通過典型偽影形狀解釋IC時間進(jìn)程中的差異足以識別出偽影數(shù)據(jù)(圖3C)。通過檢查其空間相關(guān)性，手動剔除與預(yù)測偽影時間過程具有高解釋方差的ICs(圖3D)。使用這種方法，從與TMS線圈放電偽影相關(guān)的數(shù)據(jù)中剔除ICs。值得注意的是，這些偽影的時間過程揭示了一個持續(xù)效應(yīng)(圖3E)。在TMS線圈下的兩個感興趣位置(即，M1和PFC)中，偽影包括BOLD信號的急劇下降，并在四個volumes后回到基線，在TMS后的第5個volume達(dá)到基線(圖3F，G)。由于本研究的MR序列使用的TR為2s，因此，數(shù)據(jù)中的線圈放電偽影出現(xiàn)了8s。在去除與TMS線圈放電偽影相對應(yīng)的IC后，在TMS目標(biāo)部位可以看到典型的HRF模式(圖3F，G)。

TMS對額葉紋狀體環(huán)路的激活具有層次性

研究者進(jìn)行了一項實驗來驗證同步TMS-fMRI程序是否足以捕獲TMS位點和解剖連接的額葉紋狀體環(huán)路的激活(圖4A)。首先，假設(shè)對M1的TMS會在M1引起B(yǎng)OLD反應(yīng)，而對PFC的TMS會在PFC引起B(yǎng)OLD反應(yīng)。為了驗證這一假設(shè)，研究者在目標(biāo)區(qū)域和非目標(biāo)區(qū)域使用被試間因素(TMS位點)和被試內(nèi)因素(BOLD信號)進(jìn)行了雙因素方差分析。在分析TMS強(qiáng)度對BOLD信號的參數(shù)效應(yīng)時，結(jié)果發(fā)現(xiàn)存在較小的交互作用，但不顯著(圖4B)。然而，BOLD信號估計的位點存在趨勢水平主效應(yīng)；M1顯示TMS對M1和PFC都有較大的效應(yīng)量，盡管這種效應(yīng)僅對M1顯著，而對PFC存在趨勢水平(圖5A，B)。事后t檢驗顯示，PFC僅在TMS至PFC上激活，而在TMS至M1上未被激活。本研究結(jié)果表明，TMS至PFC擴(kuò)散到更多的尾部區(qū)域(圖4E)，而TMS至M1未擴(kuò)散至外側(cè)PFC(圖4D)。

其次，本研究假設(shè)TMS到M1會在殼核的解剖連接部位引起B(yǎng)OLD信號反應(yīng)，而TMS到PFC會在尾狀核的背側(cè)前部引起B(yǎng)OLD信號反應(yīng)?；谙惹暗耐絋MS-PET研究，本研究將分析限制在這些特定的紋狀體靶點上。結(jié)果發(fā)現(xiàn)TMS位點和背側(cè)紋狀體的位置之間存在顯著的交互作用(圖4C)。事后t檢驗顯示，TMS-M1對殼核BOLD信號有中等大小的影響，但不顯著，對尾狀核BOLD信號無影響。然而，殼核的參數(shù)響應(yīng)大于尾狀核，并且TMS輸出的最高振幅顯示殼核有顯著的BOLD信號響應(yīng)，而尾狀核沒有。同樣，事后t檢驗顯示，TMS-PFC在殼核和尾狀核的BOLD信號均顯著增加。TMS強(qiáng)度對BOLD信號的參數(shù)效應(yīng)在殼核中遵循了預(yù)期的模式(即，隨著TMS強(qiáng)度的增加，BOLD呈線性增加)，但尾狀核在低強(qiáng)度TMS中顯示出BOLD信號的減少，而在高強(qiáng)度TMS中略有增加(圖5C，D)。

結(jié)論

同步TMS-fMRI提供了一種“生理探測”方式來獲得大腦網(wǎng)絡(luò)中時間特異性功能連接的因果證據(jù)，而這是單憑fMRI技術(shù)所無法解決的。本文建立的方法學(xué)框架建立在先前研究的基礎(chǔ)之上，為實現(xiàn)同步TMS-fMRI實驗和跨實驗室復(fù)制該環(huán)境提供了額外的基礎(chǔ)。本研究結(jié)果表明，在連續(xù)fMRI中精心定制TMS和進(jìn)行仔細(xì)的預(yù)處理可以產(chǎn)生無偽影的數(shù)據(jù)，而且能夠可靠地證明目標(biāo)區(qū)域及其相連區(qū)域的激活。通過合理地選擇TMS時間，以及在fMRI數(shù)據(jù)預(yù)處理過程中充分去除已知偽影，可以極大地減少TMS誘發(fā)的偽影。雖然同步TMS-fMRI在技術(shù)上具有挑戰(zhàn)性，但因果和相關(guān)方法的整合為促進(jìn)我們對人腦的理解提供了一種強(qiáng)大的工具。例如，使用TMS的行為研究可以為刺激對認(rèn)知的影響提供有價值的因果證據(jù)，但其無法表征刺激對神經(jīng)活動的影響。然而同時收集fMRI數(shù)據(jù)可以解決這一問題，并且可用于研究新的問題，如TMS的生理效應(yīng)，TMS對大腦和行為的影響，以及對構(gòu)成認(rèn)知功能基礎(chǔ)的功能性大腦網(wǎng)絡(luò)的因果影響。
原文：Riddle J, Scimeca JM, Pagnotta MF, Inglis B, Sheltraw D, Muse-Fisher C and D’Esposito M (2022) A guide for concurrent TMS-fMRI to investigate functional brain networks. Front. Hum. Neurosci. 16:1050605. doi: 10.3389/fnhum.2022.1050605

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