Визуализация (Раздаточные материалы)

Визуализация «бегущей волны» ЭЭГ.

1. Обзор и сравнение различных методов обработки ЭЭГ - сигналов.

1. Биофизические основы возникновения «бегущей волны» ЭЭГ.

ВВЕДЕНИЕ
При многоэлектродной регистрации ЭЭГ фазовый сдвиг между процессами возрастает по мере удаления электродов - это выглядит как "бегущая" или "распространяющаяся волна" ЭЭГ, причём правило достаточно универсально для разных видов активности мозга. По мнению А.Н. Шеповальникова [1], можно считать установленным, что доминирующая ритмика любой частоты имеет градиент фазы, особенно выраженный в продольном направлении. Однако наиболее изучен в данном отношении альфа-ритм.
"Бегущие волны" в альфа-диапазоне делятся по направлению движения экстремумов и изопотенциальных линий электрического поля. Наиболее часто встречаются лобно-затылочные переливы (от затылка ко лбу, или наоборот) - до 70 % всех регистрируемых альфа-волн. Редко наблюдаются поперечные и диагональные переливы. Из других вариантов отмечается вращение поля по и против часовой стрелки; различные переходные состояния, т.е. колебания со значительным различием периодов или с разнонаправленными градиентами в разных регионах; наблюдается также и синфазность во всех точках [1-3].
Пространственная структура фазовых соотношенипрй альфа-волн квазипериодически меняется, подчиняясь определённым закономерностям. Направление и величина пространственных сдвигов фаз сохраняются в коротких сериях последовательных альфа-волн - "интервалах однородности", квазипериодически сменяющих друг друга. Перемена знака фазового сдвига происходят во всех отведениях почти одновременно, а в пределах "интервалов однородности" (отдельные группы волн) фазовые соотношения поддерживаются с высокой степенью постоянства. [1-6].
Имеются три основных гипотезы, объясняющие пространственную организацию альфа-ритма: гипотеза физической интерференции электрических колебаний от одного или нескольких компактных генераторов [7-9], "единой движущейся волны", распространяющейся по коре за счёт последовательного вовлечения в синхронную деятельность нейрональных элементов [1,10]; таламического пейсмекера [11,12].
В последнее время появились убедительные данные о локальном компактном генераторе альфа-ритма в области стриарной коры. По этим данным, альфа-ритм на конвекситальной поверхности головы образуется за счёт физического наведения через ткани мозга. Наблюдаемое же движение альфа-волны возникает при смещении компактного источника, - эквивалентного токового диполя, - по стриарной коре и при повороте оси его дипольного момента [9,13]. Таким образом, конвекситальная кора в этой модели выступает в роли пассивного экрана. Описанное представление имеет экспериментальное обоснование, включающее результаты прямых ЭЭГ-экспериментов с математической локализацией эквивалентного токового диполя и наложением его вычисленного движения на ЯМР-томограмму области шпорной борозды. Имеются также и косвенные подтверждения. Последние включают исследования И.А.Шевелева с соавторами, связанные с гипотезой альфа-сканирования. Были изучены иллюзии, возникающие при ритмической диффузной фотостимуляции, причём на частоте вспышек, равной доминирующей частоте в альфа-диапазоне данного испытуемого [14-16]. Были также проведены опыты с восприятием ускоренных и равномерных движений к центру и от центра поля зрения. По мнению авторов получается, что именно по стриарной коре каждые 100 мс распространяется сканирующая волна возбуждения, которая суммируется с рельефом активности, созданном афферентацией, и осуществляет считывание информации для её передачи в другие области [17, 18].
Однако в варианте с компактным источником не объясняются многие более ранние данные о движении волн только в пределах ограниченных "генерирующих областей". В этих областях коры движение происходит с небольшими сдвигами фаз по пространству, а на границах областей наблюдаются быстрые (скачкообразные) изменения фазы, смешение перемещающихся волн и понижение когерентности колебаний. При этом отношения двух областей достаточно динамичны, граница между ними постоянные смещается даже во время одного интервала однородности [1,4,19]. Изменения формы и фазовых соотношений "движущихся" волн отмечались также на границе цитоархитектонических полей - имело место отклонение от прямолинейного движения [20]. Наконец, имеются прямые эксперименты с микроэлектродной регистрацией, свидетельствующие о физиологическом распространении синхронной активности по коре мозга. Верцеано и Негиши [21] обнаружили фазовые сдвиги между вспышками разрядов от четырёх микроэлектродов, расположенных в цепочку, причём склонность клеток разряжаться пачками возрастала с увеличением синхронизации ЭЭГ. Кроме того, всё изложенное выше относится только к альфа-ритму, а градиент фазы, как уже отмечалось, является универсальной закономерностью для любой ритмической активности.
По нашему мнению, возможность разобраться в имеющихся противоречиях представляют бурно развивающиеся цифровые компьютерные технологии. С точки зрения стратегии, имело бы смысл повторить некоторые классические исследования 60-х, 70-х годов на этом новом методическом уровне. Конкретная же новизна нашей работы состоит в визуализации "бегущей волны" ЭЭГ средствами компьютерной мультипликации. Поиск закономерности в огромных числовых массивах, как известно, весьма трудоёмок, а результат неочевиден. В то же время глаз человека явился бы в этом смысле гораздо лучшим "анализатором". Возможность непосредственного наблюдения ЭЭГ-волны, бегущей по поверхности головы испытуемого, предоставит внимательному наблюдателю новые возможности по сравнению с соответствующим статистическим анализом после опыта. Тем не менее, не подлежит сомнению, что объективный статистический анализ также необходим - он позволит подтвердить (или опровергнуть) увиденные закономерности, исходя из критериев статистической значимости. Описанный подход позволит сделать исследуемые закономерности "бегущей волны" более понятными и более очевидными.

МЕТОДИКА
Поставленная задача решается путём программного измерения текущей пространственной структуры фазовых соотношений при многоэлектродной регистрации ЭЭГ, а затем - через адекватное отображение соответствующей траектории и скорости волны ЭЭГ на экране в виде компьютерной мультипликации на контуре головы.
Реальная скорость перемещения ЭЭГ-волны по коре такова, что она полностью обегает голову за время, сравнимое с длительностью одного кадра (при общепринятой частоте кадров 24/сек). Поэтому при непосредственной визуализации потенциала в реальном темпе на экране получается беспорядочное мельтешение. Однако структура фазовых сдвигов имеет тенденцию поддерживаться от волны к волне примерно постоянной в течении некоторых интервалов однородности, доходящих до 2 сек. Эти интервалы резко сменяют друг друга квазипериодически (см. выше). Поэтому имеет смысл изображать условную скорость "бегущей волны" ЭЭГ, пропорциональную реально измеренной, но по той же траектории. При этом мы увидели бы на экране регулярную (раз в 1.5-2 с) смену упорядоченных динамических картин в соответствии со сменой упомянутых интервалов однородности фазовых структур.
ЭЭГ регистрировалась от 16-и пунктов коры монополярным способом относительно объединённых ушных электродов. Электроды располагались в теменно-затылочной области квадратом 4 на 4 (рис.1,А). Нижняя граница квадрата совпадала с линией O1-O2 системы "10-20", линия P3-P4 располагалась между 3-м и 4-м электродами снизу. Все межэлектродные интервалы в продольном и поперечном направлении задавались одинаковыми и составляли 2-2.5 см - несколько по разному в зависимости от размеров головы испытуемого. Сторона всего квадрата составляла таким образом 8-10 см. При выбранном масштабе электродное поле включало всю зрительную сферу испытуемого (затылочную долю), в том числе весьма интересную для нас область "переворота фазы", наблюдаемого при биполярном способе отведения. Это место соответствует локализации амплитудного фокуса альфа-волн - альфа-центру [7]. В нашей схеме он располагался, как правило, в области 2-го или 3-его электрода снизу - обычно справа (пункты №11 или №7 на рис.1,А). Кроме того, на затылке наименее выражен глазной артефакт и КГР. Это существенно для поставленной задачи визуализации, поскольку разрывы в записи нежелательны.

А

Рис.1. Организация электродного поля (разбиение на сегменты).
А. Расположение активных электродов на голове испытуемого. Индифферентный электрод - на мочках ушей. Б. Деление квадратного поля из 16-и электродов на 18 треугольных сегментов. Векторы, показывающие направление "бегущей волны" ЭЭГ в каждом треугольном сегменте, строятся из точек в центре сегментов. В. Выделенные 8 направлений, для каждого из которых подсчитывалась доля векторов "бегущей волны" ЭЭГ, попавших в соответствующий сектор пространства - в процентах от общего числа эпох анализа.

В исследовании приняли участие 18 практически здоровых испытуемых - 9 мужчин и 9 женщин. Регистрация ЭЭГ производилась при закрытых глазах во время слабой стандартизирующей нагрузки, служившей аналогом спокойного бодрствования - подсчёт капель, падающих из крана с невысокой частотой (звук капель имитировался фоностимулятором). В этом состоянии в ЭЭГ испытуемых хорошо выражен альфа-ритм. По альфа-волнам обычно имеется высокий градиент фазы по поверхностным координатам, т. е. достаточно велики измеряемые межэлектродные сдвиги по времени между процессами.
Временные сдвиги оценивались через отыскание максимума кросскорреляционной функции. Этот способ имеет то преимущество, что индифферентен к частотному составу колебаний и мало чувствителен к форме волн. По сравнению с ним измерение запаздывания одноимённых фаз - например, гомологичных экстремумов одного знака - наоборот, весьма чувствительно к форме колебаний и сильно зависит от параметров фильтрации (любая фильтрация и сама регистрация как таковая по определению смещает фазы).

ЭЭГ вводилась в компьютер с частотой дискретизации 500 Гц, а в нескольких последних опытах - 630 Гц. При избранной схеме (см. ниже) этого обычно вполне достаточно для оценки временных сдвигов колебаний альфа-ритма, а также при некоторой полиритмии. При сопровождающей активацию десинхронизации ЭЭГ и при установлении бета-ритма межэлектродные сдвиги существенно уменьшаются и данная частота дискретизации уже не обеспечивает достаточной точности их измерения - например, резко возрастает доля измеренных нулевых сдвигов (выглядит как синфазность). В действительности они просто недоступны измерению. В частности, доля "нулей" заметно уменьшилась при переходе с частоты опроса 500 Гц на 630 Гц. По указанной причине мы не анализировали описываемым методом ЭЭГ в деятельном состоянии. Эта проблема обсуждается далее.
Оценка текущей структуры фазовых соотношений осуществлялась в последовательных неперекрывающихся эпохах анализа, длительностью, примерно равной альфа-периоду, - т.е. 0.1 секунды или 50 отсчётов (63 отсчёта при 630 Гц). Длительность непрерывной записи составляла 2-3 минуты. При 10-и измерениях в секунду таким образом накапливалось до 1500 независимых измерений фазовой структуры.
При полиритмичной ЭЭГ степень когерентности сопоставляемых колебаний обычно резко уменьшается при удалении друг от друга пунктов регистрации и измерение временных сдвигов между колебаниями становится бессмысленным, поскольку они уже не гомологичны. Например, бессмысленно сопоставлять отрезок, содержащий одну альфа-волну, с отрезком, включающим две бета-волны - измеренный сдвиг может оказаться каким угодно. По этой причине мы отказались от первоначальной идеологии одного опорного отведения [см. 23], при которой все ритмические процессы (даже удалённые) сопоставляются с одним процессом, выбранным в качестве основного или опорного. Схема с одним опорным отведением возможна при очень высокой когерентности колебаний по пространству - фактически лишь при гиперсинхронном альфа-ритме, который наблюдается весьма редко и очень непродолжителен.
Всё квадратное поле из 16 электродов было разбито на 18 треугольных сегментов, как показано на рис.1Б. В качестве опорной точки в каждом треугольном сегменте служила вершина прямого угла; относительно этого пункта в отсчётах АЦП измерялись отставания (или опережения) колебаний в двух других пунктах - через отыскание максимума соответствующей кросскорреляционной функции. По получившимся двум ортогональным сдвигам (катеты прямоугольного треугольника) строился вектор, характеризующий, по нашей идее, направление "бегущей волны" ЭЭГ в пределах данного треугольного сегмента. Таким образом, каждый сегмент анализировался отдельно и в каждом случае сопоставлялись ЭЭГ двух соседних пунктов, которые при межэлектродном расстоянии 2 см были с гарантией высоко когерентными и потому сопоставимыми. Суммарная картина из 18-и векторов получается целостной и упорядоченной в той мере, в какой упорядочена реальная "единая движущаяся волна ЭЭГ" (см. рис.2). Однако при такой схеме все измеряемые временные сдвиги заведомо малы и требуют для своего измерения высокой частоты дискретизации.
В используемой модели чем быстрее воображаемое распространение волны, тем короче межэлектродные сдвиги по времени. Исходя из этого, длина вектора движения вычислялась обратно пропорциональной двум измеренным ортогональным сдвигам. Следует уточнить, что при вычислении направления вектора мы исходили именно из модели "Волна", а не из модели "Поток движущихся частиц". В последнем случае направление вектора скорости частиц вычисляется совсем иначе. Вначале мы испробовали оба варианта и с очевидностью убедились, что более правильной является модель "Волна", при которой вектор, пролагаемый на экране, показывает, куда движется фронт волны (вектор перпендикулярен фронту).