Бегущая волна ЭЭГ (1113522), страница 4

Просмтор этого файла доступен только зарегистрированным пользователям. Но у нас супер быстрая регистрация: достаточно только электронной почты!

Текст из файла (страница 4)

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).

Рис.2. Примеры векторных структур "бегущей волны" ЭЭГ. А - диагональный перелив, более свойственный интровертам; Б -диагональный перелив, более свойственный экстравертам; В - поперечный перелив; Г - перелив по сложной траектории.

На последовательных эпохах анализа вычислялись структуры из 18-и векторов, которые служили в качестве отдельных кадров мультипликации. При реальном времени отображения сменялось 10 кадров в секунду. На экране векторы откладывались из точек, примерно соответствующих геометрическим центрам треугольных сегментов - см. рис.1,Б, рис.2. Для учёта реальной геометрии головы (сфера, а не плоскость) при просмотре мультипликации контур тестируемого электродами квадратного "окна" выводился на фоне контура затылка (примеры отдельных кадров мультипликации - см. на рис.2).
Следует отметить, что измеренные межэлектродные сдвиги значительно варьируют от эпохи к эпохе - это особенность данного способа оценки фазовых соотношений, при котором ЭЭГ нарезается на эпохи вслепую, без учёта реальных границ ЭЭГ-феноменов. При показе мультипликации по таким первичным данным картина получается довольно беспорядочной ("мельтешение"). Однако заметно, что в каждый период времени векторы колеблются всё-таки вокруг некоторого определённого направления. Для более наглядной визуализации этого направления целесообразно проводить сглаживание данных во времени. Конкретно - выводилась мультипликация фазовых соотношений, полученных в режиме скользящего среднего, т.е. в данном кадре усреднялись несколько последних измерений. Таким образом визуально выявлялась некая инвариантная траектория волны, соответствующая данной эпохе однородности фазовых соотношений. Для исследованного состояния спокойного бодрствования с закрытыми глазами (много альфа-ритма) опытным путём было установлено, что в скользящем режиме следует накапливать измерения 8-10 последних эпох анализа.
Однако сами эти отдельные измерения, будучи независимыми оценками, также представляют ценность. Они необходимы для независимого анализа фазовых соотношений методами вариационной статистики и объективного контроля выявляемых визуально закономерностей, о чём говорилось во Введении. Такой анализ был нами призведён. Для каждого испытуемого вычислялась доля векторов каждого направления из 8-и выделенных направлений - два продольных (вперёд и назад по голове), два поперечных (вправо и влево) и 4 диагональных. Если очередной вектор попадал в пределы соответствующего сектора пространства (см. рис.1,В), то счётчик данного направления увеличивался на единицу. Затем доля каждого направления вычислялась в процентах от общего числа эпох анализа. Для каждого направления велась также отдельная статистика длин векторов, или - по нашей модели - наблюдающиеся скорости распространения волны в данном направлении. Описанные статистические параметры накапливались раздельно по каждому из 18-треугольных сегментов (сегменты - см. рис.1,Б), а также вычислялись и усреднённые параметры по всему электродному полю. По индивидуальным данным строились лепестковые диаграммы (рис.3).
С каждым испытуемым было проведено комплексное психологическое тестирование. При этом числе прочих тестов использовался известный тест Айзенка на экстраверсию-интроверсию и нейротизм. Параметры психической индивидуальности сопоставлялись с измеренными характеристиками "бегущей волны" ЭЭГ. Для статистической обработки использовались методы вариационной статистики - коэффициент ранговой корреляции Спирмена, парный и непарный t-критерии (Стьюдента) и другие.

РЕЗУЛЬТАТЫ ИССЛЕДОВАНИЯ
При просмотре записей с "бегущей волной", визуализированной описанным способом, прежде всего обращает на себя внимание чрезвычайная переменчивость и разнообразие сменяющихся на экране векторных структур. Это выглядит как мерцающие переливы, напоминающие мерцание пламени. Наиболее близкая визуальная аналогия для отдельного вектора - пламя свечи, колеблемое ветром. При смене чистого альфа-ритма на полиритмию и при десинхронизации ЭЭГ "ветер" начинает дуть сильнее и "пламя" мечется быстрее и резче.
Совершенно очевидно, что наблюдаемые векторные структуры являются упорядоченными, т.е. отдельные векторы направлены не хаотично, а согласованно. Это однако не означает, что все они направлены в одну сторону (хотя часто бывает и такое), а образуют более сложные, но всегда целостные, внутренне логичные картины (см. примеры на рис. 2). То же самое относится и к длине векторов - длинные и короткие расположены не вперемешку, а распределены по некоторой закономерности и при этом удлиняются и укорачиваются синхронно. Продолжая аналогию со свечами, можно сказать, что несколько свечей отдувает переменчивым сквозняком из стороны в сторону (или, скажем, раздувает в виде веера - рис.2А), причём степень согласованности и длина язычков пламени зависит от силы порывов ветра.
Визуально более упорядоченные картины получаются при больших временных сдвигах процессов под соседними электродами, т.е. при более медленном "распространении" ЭЭГ-волны. Векторные структуры, соответствующие коротким сдвигам, выглядят более хаотичными. Это связано с точностью измерения - длинные интервалы измеряются более дробно и соответствующий вектор можно точнее проложить на экране. При малых сдвигах степень неопределённости в их измерении и в направлении векторов резко возрастает. Сравните: "5 отсчётов плюс-минус 3" - семь градаций против "1 отсчёт плюс-минус 1" - три градации. В последнем случае разница в вычисленных направлениях может достигать в последовательных эпохах 90 градусов (было "1 и 0", стало "0 и 1" по двум катетам). Повышение точности описания возможно только за счёт увеличения частоты дискретизации ЭЭГ.
В настоящем исследовании описанная неточность приводила к тому, что часть векторов, вычисленных по очень малым сдвигам (один из них измерен как 0), ошибочно пролагались на экране параллельно координатным осям и попадали не в свой статистический класс (см. рис.1,В). За счёт этого относительная доля векторов, параллельных осям (направления №1,3,5,7 на рис.1,В) оказывалась непропорционально большой в ущерб диагональным направлениям №2,4,6,8. Для минимизации данного артефакта при подсчёте статистики использовалась пороговая длина вектора, т.е. векторы, вычисленные по двум слишком малым сдвигам, автоматически исключались из анализа - причём не только типа "0, 1" или "1, 0"…, но и для равновесия "1, 1", "1, -1" …
Следует ещё раз отметить, что описываемая динамика очень разнообразна, т.е. число наблюдаемых вариантов "поведения" векторных структур и степень их многообразия гораздо выше, чем можно было себе представить по литературным данным [1-4, 6, 19, 23-28 и др.]. Подчас наблюдаемая картина лишь с трудом поддаётся формальному словесному описанию. Каждую секунду возникает другой узор, и в то же время в общем характере переливов чувствуется нечто одинаковое, отличающее именно этого испытуемого или данное состояние. На формальное выделение таких инвариантов и был направлен последующий анализ - как визуальный, так и статистический.
Прежде всего, практически у каждого испытуемого в исследованном состоянии (покой, глаза закрыты) обнаружилось предпочтительное направление "бегущей волны" ЭЭГ- в этом направлении большинство векторов выстраивались наиболее часто и были так расположены наибольший процент времени. В аналогии с пламенем свечей - это направление, куда чаще дует сквозняк. Предпочтительное направление было выражено не в равной степени - у одних испытуемых оно едва чувствовалось (испытуемые №17,18 на рис.3), у других резко преобладало, т.е. векторы почти всегда были направлены в эту сторону (испытуемые №6, 11 на рис.3). Визуально определяемая средняя длина векторов тоже варьировала от человека к человеку, т.е. для одних было характерно более медленное распространение ЭЭГ-волны, для других - более быстрое. Однако если по предпочтительному направлению и по его выраженности различия между испытуемыми были отчётливы и даже резки, то по скорости волны лишь единицы заметно уклонялись в ту или другую сторону от среднего по группе.
Если говорить о конкретных испытуемых и конкретных направлениях, то из визуальных наблюдений очевидно, что для одних испытуемых более характерно и чаще наблюдается "распространение" ЭЭГ волны в поперечном направлении (слева направо или справа налево - как на рис.2,В), для других - в продольном направлении (вперёд или назад - как на рис.2,А,Б). При этом выделяются несколько групп испытуемых (рис.3, I-III).
Напомним, что для объективного контроля определяемых визуально закономерностей велась статистика векторов по выделенным направлениям - доля векторов каждого направления (рис.,В) в процентах от общего числа векторов (эпох анализа), как описано в "Методике". Эти статистические данные по каждому человеку накапливались как для отдельных треугольных сегментов электродного поля, так и общие - т.е. для всего квадратного поля в целом. Общие статистические данные приведены в таблице. По данным таблице строились лепестковые диаграммы, приведённые на рис.3. Следует подчеркнуть, что в основе приводимой ниже классификации лежит объективный критерий - вычисленный процент встречаемости того или иного направления векторов; до некоторой степени субъективны границы между группами испытуемых.
Вначале были исключены 2 испытуемых с почти симметричными диаграммами, т.е. с наименее выраженным предпочитаемым направлением "перелива ЭЭГ" (по терминологии М.Н.Ливанова) (рис.3, III). Оставшиеся 16 человек разделились на две группы по частоте встречаемости поперечных направлений (направления 1 и 5 на рис.1,В). Отметим, что образовавшиеся по этому формальному признаку две равные группы с преобладанием продольного или поперечного переливов (рис.3, I, II) отличаются довольно резко, промежуточные варианты редки - см. столбец (1+5) в таблице.

Рис.3.Индивидуальная статистика векторных структур - лепестковые диаграммы долей векторов каждого из 8-и направлений в процентах от общего числа эпох анализа (направления - см. также рис.1,В). В скобках после номера испытуемого приведён показатель экстраверсии.

Характеристики

Список файлов учебной работы