第十六章 神经及肌电信号的测量及处理 (Measurement and

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第十六章 神经和肌电 信号的测量与处理 (Measurement and Processing of Signals from Neural and Muscular System)

第一节 脑电信号的采集与处理 (Measurement and Processing for Eelectroencephalo-Signal)

一、脑电图的基本特征和分类

脑电图是由电极记录下来的大脑细胞群的自发性生物电 活动。

以电位为纵轴,时间为横轴将它以曲线的形式显示出 来,即脑电图,也称为脑波。

目前的脑电设备已基本实现电 脑化,脑电信号被数字化后存于计算机中,通过屏幕来显示 或在计算机控制下打印出来。

脑波具有在时间和空间分布上 不断变化的特性,因此,脑波的电位(振幅)、时间(周期) 及位相三者构成为脑电图的基本特征。

脑波的周期与物理学中正弦波的周期略有不同,它指的 是一个波的波谷(或波峰)到下一个波的波谷(波峰)之间 的时间,用毫秒(msec:millisecond)表示。

每秒种出现 的周期的数目称为频率,用Hz表示。

在脑电图上,除形态类 似正弦波的波形外,还可见到由不同周期的脑波重叠在一起 所构成的复合波。

脑波的振幅通常是从波峰划一条垂直于基线的 直线,并且与前后两个波的波谷连线相交,此交点 至波峰的距离称为脑波的振幅,用(μV)微伏表示。

采用这种计量方法的理由是,脑电图的基线常会不 太稳定。

脑波的振幅主要决定于脑内发生的电活动 的强度和参考电极的选择。

按照振幅的大小,通常 将脑波分为四种类型:在25μV以下为低幅,25~ 75μV为中幅,75~150μV为高幅,150μV以上为极 高幅。

脑波振幅的变化方式可大致分为三种:① 非 常快的突然性变化如癫痫波;② 短时间内(几十毫 秒至几分钟)的变化,如闭目状态的睁眼,外界刺 激及思维活动等引起的变化;③ 发育过程中或者随 年龄增加出现的几天至几年的缓慢振幅变化。

脑波的位相又被称为脑波的极性。

通常的规定是,以基 线为标准,波顶朝上的脑波称为负相(阴性)波,波顶朝下 的脑波称为正相(阳性)波。

这里需要说明的是,在脑波的 记录中,通常是把负电位记录在基线以上而正电位记录在基 线以下的。

按照相位的情况,脑波就有单相、双相或多相之 分。

在同时观察和比较两个部位的脑波时,两者之间的位相 关系是一个很重要的指标。

当两个部位的脑波在同一时间点 上具有完全相同的周期和位相则称它们是同相的,当两个部 位的脑波在同一时间向基线相反的方向偏转时则称它们是反 相的。

在健康人的脑电图中,一般左右对称部位的α波呈同 位相,特别是在左右枕区之间,但在左右顶区可有位相差, 在枕顶区与额区之间可见位相倒置。

脑波的同位相或非同位 相对脑机能损害的定位判断具有重要意义。

人类的脑电图中脑波频率一般在0.5~30Hz, 通常按照频率进行分类以表示各种成分。

下面是国 际上的分类标准。

一般将比α波慢的δ波与θ波统称 为慢波;而将比α波快的β波和γ波统称为快波。

此 外,对在特定条件下,如在病理情况下容易出现的 与上述不相同的脑波,则按其波形特征及其所代表 的意义分别予以命名,如棘波、尖慢综合波、顶尖 波及三相波等。

表16-1 脑波按频率的分类

和田丰治分类 δ(Hz) 0.5~3 θ(Hz) 4~7 α(Hz) 8~13 β(Hz) 18~30 γ(Hz) >31 δ(Hz) 0.5~3 θ(Hz) 4~7 Walter分类 α(Hz) 8~13 β(Hz) 14~25 γ(Hz) >26

1.α波 健康成人α波的平均振幅在30~50μV,主要 分布于顶枕区,一般呈正弦波样。

大多数健 康成人的脑电以α波为主要成分,在觉醒安静 闭目状态时出现的数量最多且振幅也最高。

当进入睡眠时,α波完全消失。

清醒时睁开眼 睛或注意力集中时其幅值降低,并由较高频 率的β波代替。

α波随脑发育成熟或年龄的变 化而变化。

对少儿,随着脑的发育α波数量逐 渐增多,频率逐渐提高,至成年期趋于稳定, 到老年期α波则逐渐变慢。

可见α波的频率、 振幅、和空域分布等因素是反应大脑机能状 态的重要指标。

2.β波 β波的频率范围为14~30Hz,振幅一般5~30μV, 它遍及整个大脑,主要分布于前半球及颞区。

约 有6%的健康成人的脑电图以β波活动为主。

β波可 能与性别、心理、个性及年龄有关。

一般女性较 男性β波多见,老年人β波较成人为多。

情绪不稳、 应用镇静催眠剂等药物时β波常会增多,振幅增高。

β波可进一步分为β1和β2,β1波的频率约为13~ 20Hz, 它与α波一样受心理活动的影响,β2波的频 率约为20~30Hz, 它在中枢神经系统强烈活动或 紧张时出现。

3.θ波 θ波的频率为4~7Hz,振幅10~40μV。

从小儿到成人, θ波数量逐渐减少,频率逐渐增加而振幅逐渐降低。

健 康成人脑电图中仅散在出现少量θ波。

θ波主要发生在儿 童的顶部和颞部,成年人在感情压抑,特别在失望和遇 到挫折时,也能出现近20s的θ波。

疲劳状态或入睡后θ 波将增多。

在老年期和病理状态下θ波是很常见的波形。

4.δ波 δ波出现在熟睡、婴儿及严重器质性脑病患者中。

也可 以在作了皮质下横切手术的试验动物的脑上记录到这种 δ波,这种手术使大脑皮质和网状激活系统产生了功能 性分离,因此,δ波只能在皮质内发生,而不受脑的较 低级部位神经的控制。

5.μ节律 μ节律是在中央区出现的8~12Hz的梳形节律。

可 见于一侧中央区,在两侧中央区出现时可以不同步、 不对称、μ节律在睁眼时不消失,但在握拳(对 侧)、精神活动及受到触觉刺激时出现抑制而有短 暂的消失。

μ节律可出现于健康人、神经症及脑外 伤后等,其意义尚未明确。

6.顶尖波 顶尖波(vertex sharp transient )又称为峰波(hump), 为浅睡初期在顶、中央区同步出现的阴性尖波,以 顶区最为显著。

可呈2~3相,以阴性波为主体,但 在少儿期可以阳性波为主。

峰波的频率为3~5Hz, 振幅100~300μV,成双出现时又称为“双顶驼 峰”。

7.睡眠纺锤波 睡眠纺锤波(spindle wave)又称为σ节律(sigma rhythm),频率12~14Hz,少儿可为10~12Hz。

主要见于顶/中央区,有时可呈广泛性出现。

在少 儿期σ节律可左右不同步,60岁以后σ节律显著减 少或消失。

σ节律为浅睡期的主要脑波标志。

8.复合波 K复合波(K-complex)为顶尖波与σ节律组成的复合 波。

在浅睡期可自发出现或由外部的知觉刺激尤其 声响刺激所诱发,通常是两侧对称同步出现。

σ节 律是一种正常睡眠中的觉醒反应。

二、脑电图的记录方法 我们已经了解了关于脑波的种类和性质,然而如果不知道在 哪个部位安装电极,用哪种方式记录脑电图,则不能正确分 析脑电图,因此在这里介绍脑电图的记录方法。

1.脑电图仪与记录电极 脑电图仪为放大百万倍的微伏级精密电子设备,它的使用环 境及条件设置要求较严格。

通常应选择在安静、避光和电磁 干扰小的房间。

临床使用的脑电图仪至少应有8个导程,此 外尚有12、16、32导程等多种规格型号。

在认知研究中则 一般使用32、64、96、128或256导程的脑电图机。

通常脑 电图仪导程数目越多,所能获得的脑电时空信息也越丰富。

但是,电极数越多,除了设备越昂贵外,在使用时安装电极 的时间也越长,信息处理的复杂度也相应增加,因此应根据 具体情况作出合理的取舍。

记录脑电图所使用的电极有漏斗状电极、盘状 电极和针状电极,此外还有需要放置在特定部位的 特殊电极如蝶骨电极、鼻咽电极、皮质电极和深部 电极等。

关于头皮电极的位置,有许多放置法如 Montreal、Cohn及Gibbs法等。

但应用最多的是 10/20系统法,即国际脑电图学会建议采用的标准 电极安放法(Montreal),其放置方法如图16-2。

图 16-2 10–20 电极安放示意图

图16-3 32导电极位置分布示意图。

图16-4 64道电极位置分布示意图

10/20系统共计21个电极,它的显著特点是,头部电极的 位置与大脑皮质的解剖学分区较为明确,电极的排列与头颅 大小几及形状成比例,在与大脑皮质凸面相对应的头部各主 要区域均有电极放置。

近年随着信息技术和计算机科学的发展,脑电采集正在 向多道系统发展,32,64 ,96,128甚至256道的系统也在 开始进入实验室。

就我们的观察而言,在电极数为32道时, 采用的是在10/20系统的基础上,按其10/20原则进行补充而 成,而当电极数为64或更多时,虽有10%、10/5%电极规范 推出,但更多的系统采用的实际上是在头表上尽可能的均匀 分布。

图16-3,图16-4,图16-5分别给出了有关系统中采用 的32道、64道和128道电极位置的示意图。

需要说明的是, 不同的脑电系统对相似位置电极的命名也常略有不同。

2.脑电图导联方法 将电极按照一定的目的组合起来进行某种形式 的记录称为一种导联(Montage),如常用的单极导 联和双极导联。

单极导联中有一个电极(如耳垂电极)被作为 所有导联的公用电极,称为“不活动”电极或参考 电极。

脑电图仪每个导程的放大器均有两个输入端 G1和G2 。

单极导联就是将参考电极连接在所有放 大器的G2(+)端上,而将活动电极连接在放大器 的G1(-)上。

在这种导联情况下,活动电极下面 的阴性电位将作为波顶朝上的阴性波被记录下来。

在单极导联中,常用的是耳垂参考电极。

在基于32 及以上电极数的多道记录中,一般都是采用单极导 联法。

耳垂参考电极与头部活动电极的连接 方法有3种:①左右侧耳垂电极分别与同侧 半球的活动电极相连接;②左右侧耳垂电 极先连接在一起,再与左右侧半球的电极 相连接;③左右两侧耳垂电极分别与两侧 半球的电极相连接。

平均电极(Average)是用每个时刻所有 电极位置处的电位的平均值作为公用电极, 它可以在用耳垂参考电极完成记录后,经 过简单的换算得到。

图16-5 128道电极位置分布示意图

双极导联是将两个头部活动电极分别连接到脑电图仪 每个放大器的G1和G2端,这样记录下来的是两个活动电 极间的电位差。

双极导联在医学临床中有较多的应用。

从物理上考虑,理想的导联应当是以某个真正的不活动电 极为参考的记录,可是在脑电观测中根本就不存在这样的 参考点,这是在当前脑电实践存在基于多种参考的多种导 联的根本原因。

以耳垂为参考电极的导联易受颞部脑电活动的影响。

在背景活动上,当耳垂受α波影响时,会使原本很少有α波 的额部出现α波,并与枕部的α波呈位相倒置;有关颞部附 近出现爆发波时,因为耳垂电极在其附近,有时可在其它 电极记录到与颞部异常波幅度相当,甚至波幅更高的异常 波,这种情况称为参考电极活化。

脑电参考电极的活化问题是一个伴随脑电技术 出现100年来一直未能很好解决的问题, Hagemann et al (2001)在一项研究中指出,EEG参 考的选择对用alpha波进行额叶对称性的研究是一 个关键性的因素,并指出在进行文献评述时,不能 把基于不同参考得到的结果进行简单的互换。

由此 可见,选择一个公用且中性的参考,对于不同实验 室的结果的交流有着十分重要而基础性的地位。

我 们新近的研究表明,在多道记录的情况下,可以通 过一个数学的变换,近似地把基于上述参考的记录, 换算成以无穷远点为参考的记录。

由于无穷远点远 离所有实际的脑电活动点,因此可以被看成是一个 真正的不活动点,从而为对脑电数据的客观分析提 供了可能。

4.脑电图记录的基本要求 过去记录EEG需要在声光电磁隔离很好的屏蔽室(三层 金属网,内外层为铁磁材料,中层为铜材料,还要夹以吸声 材料)内进行,需有良好的本地接地装置。

由于电子技术的 进步,特别是放大器性能的提高,对电磁屏蔽的要求有所降 低,甚至不需电磁屏蔽。

但由于声光刺激对EEG的影响大, 故仍需采取相应的屏蔽措施。

在放大器方面,由于EEG信号非常微弱,一般在μV数 量级。

输入级应具有如下特性:低输入噪音(≤3μV P-P), 高增益(0.5×103~10×104),高共模抑制比 (KCMR≥80dB), 低漂移和高输入阻抗(≥10MΩ)等。

要 达到上述要求,除采用低噪音差动电路外,还必须对元器件 进行严格的挑选,并注意工艺过程。

仪器必须有良好的接地。

根据目前仪器的设计水平,一般可不要屏蔽室,但如果周围 环境电磁干扰较强,还是需要装屏蔽室。

在电极方面,记录电极本身不应产生噪声和漂移。

实验证明,用火 棉胶固定的银-氯化银或金质盘状电极是较好的电极。

但由于现在的放大 器具有高输入阻抗,由其他材料制成的电极和电极膏也可以取得很好的 效果。

为减少噪声,电极必须保持清洁。

电极应尽可能按系统建议的方 法放置。

电极间阻抗在记录前必须作常规测量,一般不超过5KΩ。

在记 录过程中出现伪迹时需重新测量。

常规记录时低频滤波器不应高于1Hz(-3dB),高频滤波器不低于 70Hz(-3dB)。

一般情况下不要用50/60Hz陷波,因为可能导致棘波失真 或变小。

除非想尽一切办法都不能去除50/60Hz干扰时才使用。

自发脑电的记录至少应包括技术操作非常满意的20分钟记录。

如果 要进行一些诱发实验,如过度呼吸、闪光刺激等,则应记录更多的时间。

脑电图记录时间越短,出现异常的机会就越少。

脑电记录的趋势在于发展佩带更加方便、迅速和舒适的记录系统, 其中包括蓝牙技术的采用等。

5.脑电图记录中的伪差 在分析脑电图时,必须注意混入脑电图记录中的脑电活动以外的活动, 即伪差(artifact)。

伪差的出现给脑电的处理和解释都带来了很大的困 难。

为此在记录时应尽可能地减少伪差,同时也必需能够熟练地识别伪 差。

当然,发展先进的伪差识别与剔除方法也是当前脑电研究中的一个 很重要的方面。

检查者在记录过程中应耐心细致地观察被试的状态,若 发现伪差应及时予以纠正并将伪差出现的原因作好记录。

表16-2中列出 了常见的几种伪差。

表16-2脑电检查中的常见伪差

来自被检人体的伪差 ①眼睑及眼球运动 ②体动及肌电位的伪差 ③心电伪差 ④皮肤出汗 ⑤呼吸动作、哭泣 ⑥血管搏动 来自仪器的伪差 ①记录仪故障 ②电极接触不良或电极线晃动 ③电极故障及电极线断开 ④交流电干扰(如地线不良) ⑤电子表的影响等

图16-6 32道脑电图波形举例

图16-6 32道脑电图波形举例

图16-6是利用一个32道脑电仪采集的一段EEG信号,图 中伪差非常明显(红线内)。

EEG的记录点为国际标准10~ 20脑电系统的FZ、F3、F4、FP1、FP2、F7、F8、FT7、 FT8、FC3、FCZ、FC4、CZ、C3、C4、T7、T8、TP7、 TP8、CP3、CPZ、CP4、P3、P4、PZ、P7、P8、O1、 O2、OZ共30道,加上水平眼动和垂直眼动一共32道,电极 分布位置如图16-3所示。

这些电极用系统提供的标准化电极 帽固定,头皮与电极之间的阻抗<5千欧。

参考电极取左右乳 突之均值,采样频率为250Hz,所用直流放大器增益为 15000倍,频宽为0.1~40Hz。

两眼外测1.5cm处放置电极记 录水平眼动(HEOG),左眼下方1.5cm处放置电极以记录 垂直眼动(VEOG)。

图中椭圆内的部分可见非常明显的眼 电干扰。

消除眼电等干扰的办法主要有阈值法和时 空信号处理方法。

阈值法的基本思路是丢掉 幅度超过正常范围的记录时间段,缺点是相 应时段的信息也一同丢掉了。

时域信号处理 方法包括主成分分析法(PCA),独立成分 分析法(ICA),它们的核心是把脑电和伪迹 (artifact)分解到不同的信号成分中去,然 后加以消除。

空域分析方法,如脑电逆问题 求解法则希望通过找出脑电和artifact所分别 对应的源,加以舍去而实现对伪迹的消除。

这些技术都有一定的效果,但还不完善,有 关的研究仍在进行之中。

三、脑电地形图 头皮上记录的脑电图,是沿着时间轴记录下来 的某特定部位的脑电位活动的变化。

脑电图的空间 分布只有综合各道电极位置的脑电图来加以判断。

由于利用计算机的影像表示法的发展,能够把脑电 图表示在二维的地形图上。

由于多道脑电记录仪器 的产生,近年高分辨率脑电成像技术迅速得到广泛 研究。

脑电图的二维表示法中有各种各样的方法,原 理是尽可能记录更多头皮位置的电位,没有记录电 极的部位的电位用附近的电极的电位通过数学插值 法算出,综合后可以绘制出脑电地形图。

脑电地形图的表示法有两种。

① 把被记 录的脑电图通过快速傅立叶算法分析其频谱, 将其分为几个频带,比如δ波、θ波、α波、β 波等(或者更细致的频带划分),求出各频 带的平均功率值,计算功率值的平方根就是 波幅值,作为波幅绝对值(μV)表示的方法。

② 另一种方法是计算出某频带功率值与各频 带功率值总和之比,即得到该频带相对功率 值(%)。

由于脑波幅度的绝对值个体差异 大,进行多个被试者之间的比较时,相对功 率值方便些,两种方法呈现大体类似的图形。

正常人的觉醒安静状态的脑电基本节律的地 形图显示: α波地形图:无论哪种导联法都在枕部优势,从 后向前波幅递减,不同的导联法对整体图形影 响不大,但波幅衰减的快慢与导联法相关。

δ波地形图:在额部优势,因为额部容易混入眼 球运动电位,所以尽量剔除眼动伪差。

θ波地形图:无论哪种导联法都在额正中部最优 势。

β波地形图:在两侧额部、中央部占优势。

脑电地形图能够应用于显示脑血管病、脑肿 瘤等局限性慢波的存在,背景脑电活动的左右差 等。

另外关于癫痫的局限性爆发性棘波,如果记 录含棘波短的时间带的脑电地形图,棘波分布能 表现在地形图上,进一步,如统计比较使用药物 前后的头皮上各部位的分析值,其t值的分布以二 维图画出的t值地形图,也称为显著性概率地形图 (SPM:significance probability mapping,), 能够在二维脑电地形图上掌握由药物产生的各频 带值的变化等。

第二节 骨骼肌电信号处理 (Eectromyosignal Processing)

人体的肌肉(muscle)有三种类型:骨骼肌(skeletal muscle)、心肌 (cadiac muscle)和平滑肌(smooth muscle)。

骨骼肌和心肌按其结构都属横 纹肌(striated muscle),有很强的收缩功能。

心肌产生的电信号称为心电信 号(ECS:electrocardiosignal),有较好的周期波形重复性,是研究得最 多应用最广的一种肌电信号,已在第12章讨论过。

平滑肌电信号按器官的 不同,分别称为胃电信号(EGS: electrogastrosignal)、肠电信号(EIS: electrointestinosignal)、膀胱电信号(electrocystosignal)等。

因此,通常将 骨骼肌电信号称为肌电信号(Eectromyosignal)。

肌电信号是骨骼肌细胞 的自发电活动的综合信号,临床用于判断神经-肌肉疾病。

一般需要用特制 针状电极进行引导。

因此肌电信号处理技术属于微创技术。

一、肌电信号获取系统 1.肌电信号的特点 肌电信号的幅度为:10μ~100mV,带宽为: 5~2000kHz。

这个特性决定了对肌电信号处理系统 的要求,主要是对模拟放大器的要求。

2.系统参数 肌电信号处理系统的参数建议如表16-3。

表16-3 肌电信号处理系统的参数

输入阻抗(MΩ) 增益 >100 105 共模抑制比 (dB) >80 带宽(Hz) 5~10k 输入噪声(nV) <1

3. 电极 引导肌电信号使用的电极有:同心针电极、 双心针电汲、单极针电极、表面电极及复式 电极等。

检查前必须将针电极用薰蒸法或消 毒液浸饱法严格消毒。

酒精可造成电极损坏, 一般避免使用。

也有使用中医针灸的银针作 为单极电极的情况。

检查部位的选择应根据 疾病的性质决定。

4.检查体位和注意 受检者应取自然放松,又能作各种运动的体 位。

检查下肢及躯干肌肉取卧位,上肢可取 坐位。

二、肌电信号的波形特征

1. 正常肌电信号 (1) 插入电位 插入电位是指针极插入肌腹,以及其被移动和叩击时,对 肌纤维或神经支的机械刺激及损伤作用触发的电位。

正常 肌肉在大部分情况下只是在针极插入或移动瞬间出现。

且 持续时间很短。

针极移动停止,插入电位即消失。

(2)高频负电位 部分正常肌肉在电极插入瞬间触发一序列负相电位。

波形 常为先高幅度负相,后低幅度正相的双相表现。

时限为 l.0~4.0mS。

电压常大于200mV,频率可高达100~150Hz。

(3)终板噪声 当针极插入正常肌肉终板及其邻近部位时,在基线上出现 10~40μV的不规则低电压扰动,称为终板噪声。

由此,可 判断肌肉运动终板的位置。

(4)肌痉挛电位 有些正常人在电极插入后伴有肌肉收缩及痉挛, 出现恒时限、低幅度电位或正常运动单位电位, 即为肌痉挛电位。

该电位波形甚至类似纤颤电位, 持续时间短,分布范围窄,稍移动电极即可消失。

(5)运动单位电位· 肌肉轻度收缩电位 一个脊髓前角细胞通过轴突、神经肌肉接头和所 支配的肌纤维称为一个运动单位。

正常肌肉随意 收缩时,出现的动作电位称运动单位电位,是运 动单位电活动的综合结果。

正常肌肉的不同运动 单位的电位时限可自5mS到12mS不等,幅度自 100~2000mV不等。

运动单位电位波形如图16-7。

图16-7 运动单位电位波形

(6)肌肉用力收缩电位 肌肉收缩时,由于用力程度不同,参加收缩的 运动单位数目不同会出现不同的波形:单纯相、 混合相、干扰相等,如图16-8。

图16-8 肌肉中度用力收缩时的肌电图

单纯相收缩电位:肌肉轻度用力时,只有1个或 少数几个运动单位参加肌肉收缩.肌电信号只出 现孤立的单个运动单位电位,表现为单纯相波形, 如图16-8a)。

混合相收缩电位:肌肉中等度用力时,参加肌肉 收缩的运动单位数量增加,肌电信号表现为单个 运动单位电位独现与多个运动单位电位密集共存 的混合相波形,如图16-8b)。

干扰相收缩电位:肌肉用最大力收缩时,参加肌 肉收缩的运动单位多,运动单位电位重叠复合, 无法分出单个电位,成为干扰相波形,如图168c)。

图16-9 部分异常肌电信号

(7)异常肌电信号 纤颤电位:纤颤电位是肌纤维自发性收缩产生的电位,以短时限、低电 压为特点。

纤颤电位时限大部分为2.0mS以下,电压小于300~500μV, 频率为2~30 Hz。

波形以起始相为正相的双相波居多,如图16-9。

纤颤 电位主要出现在周围神经及脊髓前角细胞病变中,提示肌肉的去神经支 配,是神经原性受损的主要指证,故将纤颤电位也称为去神经电位。

正相电位:正相电位波形常为双相,起始部呈宽大之正相,后继一低长 的负相.又称正锐波或“V”波.正相电位时限5~100mS,电压为50~ 200μV,频率2~200Hz,放电间隔规律,波形相当恒定,移动针极位 置时也不改变,如图16-9b)。

正相电位和纤颤电位的发生机制和临床意 义相同。

束颤电位:束颤电位是一自发的运动单位电位,时限宽,电压高,变化 范围大,其频率甚不规则,根据其波形不同,可分为单纯束颤电位和复 合束颤电位。

束颤电位仅表示运动单位兴奋性增高,常为运动神经元疾 病、神经根疾患的重要表现。

三、肌电信号的参数计算 现代肌电信号的参数:时程、幅度、频率都由计 算机自动测量和计算,并根据以往经验自动诊断 并打印报告:包括文字和彩色图形。

进一步隐含 信息的提取尚需进一步研究。

第三节 诱发电位信号的处理 (Evoked Potential Signal Processing)

第一节已经详细介绍了自发脑电,然而在人的头皮表面,我们可以记录到两大 类脑电活动,即自发脑电图(Electroencephalogram,简称EEG)和与一定刺激相 关的脑诱发电位(Evoked potentials,简称EP)。

脑诱发电位是中枢神经系统在感 受外界或内在刺激过程中产生的生物电活动。

脑的诱发电位是相对于脑的自发电位 而言的。

脑电图显示的是大脑皮层在无外界刺激时产生的电活动,它的特点是具有 节律性和连续性。

概括地说,人的感觉器官,如眼、耳、皮肤在接受光、声或者微 弱电流等特定的诱发刺激后,按照其特有的神经通路将所感受的信息向中枢传递。

其信息内容在通路的各个水平不断组合,最后到达皮层引起一连串的活动,这种活 动与皮层的功能状态和复杂的心理、生理因素相关,并以生物电变化的形式被我们 从头皮电极中记录到,这就是脑诱发电位产生的简单机制。

脑诱发电位可以从头皮 无创记录,称为头皮(记录的)脑诱发电位(ESP:evoked scalpic potential ),也可 从大脑皮质记录,称为皮层脑诱发电位(ECP:evoked cortical potential)。

在EP的研究中常用的刺激模式有:1)Oddball模式,它包括两种刺激,其中一种刺激偶然 呈现,作为靶信号;2)选择性注意模式 (selective attention),分别于两个或多个通道 (如双耳、双眼;或视/听混合)呈现一系列刺激, 要求被试者从一个通道上检测偶然出现的靶信号; 3)记忆比较模式(Memory comparison),被试者 从若干非靶刺激中找出短期记忆力中的靶信号, 如记忆搜索。

类似的实验模式还有许多,重要的 是研究者在实践上应根据研究的目的去合理的选 择、改进或设计新的刺激模式。

一、传统提取技术-叠加技术

脑诱发电位又称平均诱发电位(Average evoked potentials)、事件相关电位(Event related potentials 简称ERPs)、诱发电位 (EP)。

目前国外更倾向于使用事件相关电位, 他们认为事件相关电位含义广泛,不只是包括由 外界刺激诱发出的神经系统电位变化,还包括伴 随各种生理/心理活动如认知和运动的电位变化。

脑诱发电位目前还没有公认统一的分类及命名系 统。

根据脑诱发电位的性质、特点、属性,目前 普遍的分类有以下几种:

1.按刺激形式分类 听觉诱发电位(Auditory evoked potentials,AEP)、视 觉诱发电位(Visual evoked potentials,VEP)、体感诱 发电位(Somatosensory evoked potentials,SEP)、嗅 觉诱发电位(Olfactory evoked potentials,OEP)、味觉 诱发电位(Gustatory evoked potentials,GEP)等。

目前, 临床上应用的刺激只限于听觉,视觉和体感三种感觉系统。

其他的感觉系统由于技术原因还不能用于临床。

2.按距离分类 近场电位(Near-field potentials)或远场电位(Far-field potentials)。

记录的近场皮层诱发电位,其波幅大小接近 背景脑电,所以一般要经过64~128次扫描和叠加处理,才 能得到清晰的波形。

而记录远场电位常常要经过上百次或 上千次的刺激和叠加处理。

3.按刺激率分类 瞬态诱发电位(Transient evoked potential)或稳态诱发电 位(Steady-state evoked potential)。

由于叠加技术需要 连续多次进行刺激,在应用低频率刺激时,若刺激的间隔时 间足够长,并能保证每个脑诱发电位的波形能完全呈现,这 种电位称为瞬态诱发电位。

瞬态诱发电位是临床和科学研究 中最常用的脑诱发电位类型。

若刺激频率太高,刺激的间隔 时间短于诱发电位的时程,第一个刺激诱发的反应将会与第 二个刺激的反应相互干扰。

这时,瞬态诱发电位所具有的一 连串正极与负极的波形成分就会被节律性正弦样波所取代, 这种电位称为稳态诱发电位。

4.按起源分类 皮层诱发电位(Cortical evoked potential)、皮层下诱发电位 (Subcortical evoked potential)。

5.按潜伏期分类 短潜伏期诱发电位、中潜伏期诱发电位、长潜伏期诱发电位。

其中长潜伏期诱发电位按其波形可分成:① P300,又称联 合皮层电位(Association cortex potentials)。

其潜伏期常 在300ms左右出现,目前认为P300是测定大脑意愿活动最 客观的手段。

② 关联性负变(Contingent negative variation,CNV)。

短潜伏期诱发电位几乎不受外界的影响, 即使多次重复同样的刺激后,反应也不减弱或消失,在临床 时可获得满意的结果。

大多数长潜伏期诱发电位相对不稳定, 对技术要求高。

与大脑的自发电位相区别,ERPs有下列四个特点: ⑴ 潜伏期 ⑵ 有一定的空间分布 ⑶ 有一定的反应模式和重复性 ⑷ 诱发电位受非特异性的因素影响很小

二、单次提取技术 现今最为广泛使用的诱发电位提取方法是上述 的叠加技术。

但有两个假设作为叠加的前提条件: 一是每次刺激都得到相同的兴奋度,即每次的刺激 -反应信号波形(EP)不变;二是背景噪声 (EEG)是随机的可通过多次叠加而减弱或消除。

对于不同类型的刺激叠加次数从100~2000次不等, 而过多的重复刺激既花费时间又可能使受试者,尤 其是精神病患者的状态发生改变而影响测试。

因此 人们一直在寻找新方法、新途径试图以较少的刺激 次数完整地提取脑诱发信号而抑制噪声,能从一次 刺激中提取出诱发电位是我们所期待的,即单次提 取方法。

在头皮记录诱发脑电信号的过程中,一定会同 时记录下自发脑电信号,所以为了研究诱发脑电位, 必须先把刺激-反应信号从自发脑电信号中分离开。

诱发脑电位和自发脑电信号相比有如下特点:1) 诱发电位的幅度比自发脑电低一个数量级,无法从 一次观察中直接得到。

2)诱发电位的频谱与自发 脑电频谱完全重迭,使得频率滤波失效。

3)在统 计上诱发电位是非平稳的、时变的。

第四节 自主神经系统功能测定 (Measuring Autonomic Nervous System Function)

自主神经系统曾经称为植物神经系统或内脏神经系统。

自主神经系统 有中枢和外周两个部分,通过“神经-递质-受体”的途径,“电-化学-电” 的作用机制,调控着内脏和腺体的功能,包括体温和进食调节、昼夜和其 他生物节律的调节。

多数腺细胞不产生动作电位而产生“分泌电位” (secretory potential),但是也发现有一些腺细胞,如胰岛β细胞、大鼠 垂体前叶细胞、肾上腺皮质细胞等能产生动作电位。

对自主神经系统功能的研究正在受到更多的重视。

很多疾病都能引起 自主神经系统功能障碍,也有些疾病的病因就是自主神经系统功能障碍, 因而产生了一些医学领域内的交叉学科,如“神经心脏病学” (Neurocardiology)。

对自主神经系统功能的研究,也分实验室研究和临 床应用研究两个方面。

本节主要介绍我们实验室研制的通过心动周期信号 无创测试自主神经系统功能的现代方法。

一、自主神经系统概述 对不同器官的支配和中枢的不同部位,自主神经纤 维是不完全相同的。

交感神经和副交感神经节前纤 维都分泌乙酰胆碱。

自主神经纤维的分布及其支配 的器官如图16-10。

图16-10 自主神经纤维及其支配的器官

1.胆碱能纤维(acetylcholinergic fibers) 胆碱能纤维末梢在兴奋时通过神经-肌肉接头(junction)以 “量子”式的泡吐作用,释放乙酰胆碱(Ach: acetylcholine),作用于靶细胞的乙酰胆碱受体(receptor) (有M和N两种乙酰胆碱受体),产生生物效应。

对于平滑肌, 交感神经释放乙酰胆碱,产生收缩和蠕动加速效应。

对于心 肌,副交感神经释放乙酰胆碱,使心肌有关靶细胞的兴奋性、 自律性、收缩性都降低。

2.肾上腺能纤维(adrenergic fibers) 肾上腺能纤维在兴奋时通过神经-肌肉接头(junction)以 “量子”式的泡吐作用,释放递质(transmitter)去甲肾上腺 素(NA: noradrenine),作用于靶细胞的肾上腺素受体 (receptor)(有α和β两种受体),产生生物效应。

对于平 滑肌,副交感神经释放去甲肾上腺素,产生舒张和蠕动减缓 效应。

对于心肌,交感神经释放去甲肾上腺素,使心肌有关 靶细胞的兴奋性、自律性、收缩性都增加。

3.嘌呤能神经纤维(purinegic fibers) 在消化道和呼吸道平滑肌中,还发现了嘌呤能神经纤维,释 放的递质(transmitter)是合成ATP所需的酶,作用于靶细胞 的嘌呤能受体(有P1和P2两种受体),产生生物效应(作用 于P1受体,使平滑肌舒张,作用于P2受体,使平滑肌收缩)。

4.肽能神经纤维(peptidergic fibers) 交感神经节、副交感神经节和纤维,消化道壁内神经元中, 均存在肽能神经纤维,释放的递质有:脑啡肽、P物质、生 长抑制素、血管活性肠肽、胆囊收缩素样肽、胃泌素、神经 降压素等,其中一些可能是神经调质(nerve modulator)。

这些递质都有各自的受体。

5.交感神经与副交感神经相互作用 包括通过中枢和递质的相互作用。

总的说来,主要有两种形 式: (1)加强拮抗(accentuated antagonism)作用和(2)交 互性兴奋(reciprocal excitation)作用。

二、自主神经系统功能测定的原理和方法

从ECS(electrocardiosignal)中提取的R-R间期(R-R intervals)组成的数字 时间序列称为心动周期信号(HPS:heart period signal)。

大量研究表明,HPS 含有自主神经系统功能的信息。

不管是HPS的时域参数还是频域参数都可反映自 主神经系统功能。

频域参数还能分别定量表征交感神经和副交感神经功能。

比起 传统的凭印象的、需要病人动作配合的方法来,有最大的适应性和可接受性。

因 此,该方法被公认为测定自主神经系统功能的现代方法。

这里叙述我们研制的通 过心动周期信号(HPS: heart period signal)测定自主神经系统功能的方法。

系 统框图见第一章图1-5,系统功能如图16-11。

在这项研究中,我们计算了描述自 主神经系统活动的复杂性的4项参数,建立了比较分带动态谱分析技术,并用它结 合物理、药物试验(M和β受体阻滞剂)阐明了国际上争论不休的和使人困惑的描 述交感活动的参数问题,指出心动周期信号谱的超低频带参数反映了交感的活动, 低频带是一个过渡带。

报告了从新生儿到60岁以上老人的自主神经系统功能随年 龄的变化,指出了(1) 自主神经系统功能随年龄的变化具有最大值函数关系;(2)这 种关系反映了自主神经系统随年龄的发育、成熟和衰老过程;(3)成年以后随年龄 的增加,迷走神经系统功能的降低胜于交感神经系统;(4) 保护迷走神经对抗衰老 的重要意义。

1.系统功能介绍 (1)电极系统:仰卧位。

Ag/AgCl一次性心电电极。

CM5导联 (V5-胸骨柄)。

参考电极位于右胸壁锁骨中线与第四肋间 隙的交点。

(2)信号获取参数:采样频率:300Hz。

ADC: 12 Bit。

放大 器参数:时间常数3.2秒;高端截止频率:250Hz;放大倍数: 1500。

数据长度:4*64Kbyte。

采样时间:8分钟左右。

(3)信号处理流程:输入受检者的标识信息→获得CM5导联 心电信号→QRS识别(准确定位R波峰)→提取HPS,产生 HPS中间数据(即R-R间期数据)→计算三个复杂性(混沌 特征)参数→谱分析→计算九个谱参数→作图(HPS时域图、 相平面图、延迟映射图、功率谱、比较分带动态谱)→显示 和或打印结果。

(4)软件系统功能:软件系统共有8项功能,如图16-11,分别 叙述如下:

图16-11 自主神经功能测定系统软件框图

(i) Online –processing:完成上述第(3)项全部流程。

分析结果如图1612(汉文)和图16-13(英文)。

(ii) Extraction and analysis:对以往采集的ECS进行回顾性分析,即完成 除采集的ECS以外的上述第(3)项全部流程。

(iii) Analysis:对以往产生的HPS中间数据进行分析,给出最后结果。

(iv) Sampling:只用于采集ECS。

(v) Runing(1):完成中间数据HPS的动态谱(running spectrum)、分带动态 谱(banded running spectrum)作图和全部参数计算,动态谱如图16-14, 分带动态谱如图16-15。

(vi) Running(2):完成中间数据HPS的比较动态谱(comparative running spectrum)和比较分带动态谱(CBRS:comparative banded running spectrum)作图和全部参数计算。

比较分带动态谱如图16-16。

(vii) Print ECG:选择一个ECS数据块,显示或打印一幅心电图,如图1617。

(viii) Exit:退出处理系统,回到操作系统。

图16-12 系统分析结果(汉语显示,参数意义于后面叙述) 注:图的上部为图形结果,分别为:a)HPS:心动周期信号(R-R间期)数字时间序列; b)Phase plot:相图(意义于后面叙述);C)Return map:延迟影射图(意义于后面叙述); d)Power spectrum:HPS功率谱。

图16-13 系统分析结果(英语显示,参数意义于后面叙述)

图16-14 HPS动态谱

图16-15 HPS分带动态谱

图16-16 HPS比较分带动态谱

图16-17 系统给出的心电图(ECG)

2. 谱分带法(method for banding spectrum) 将HPS数据作FFT后获得功率谱,如图16-12d, 将谱分为三带: (1)超低频带(UFB: ultralow frequency band): 0.003 ~ 0.04Hz。

(2)低频带(LFB: low frequency band): 0.04~0.14Hz。

(3)高频带(HFB: higher frequency band): 0.14~0.5Hz。

3.参数计算

(1) 4个复杂性(complexes)或混沌特征(chaotic characteristic) 参数计算: ①相对分散度(HRD: HPS relative dispersion): HPS的变化复杂性量 度。

HRD = SDHPS/MHPS (12.1) 式中SDHPS 为HPS的标准差。

MHPS为HPS的均值。

②分维数(HFD: HPS fractal dimension):HPS的自相似复杂性量度。

HFD = logN(ε)/ logε (12.2) 式中ε为自相似性的量度单位。

N(ε)为量度计数。

log为对数算符。

③李雅普诺夫指数(HLE: Lyapunov exponent):HPS的稳定性量度。

HLE = (1/N)Σlog2|HPS’(n)| n= 0,1,2 … N-1 (12.3) 式中HPS’(n)为HPS的微商。

|· |为绝对值算符。

④混沌度(HCC: HPS chaosness count):HPS的宽带谱特性,即谱 复杂性的量度。

HCC = W(ε)/N (12.4) 式中ε为阈值,W(ε)为HPS谱超过阈值的状态计数。

N为总的状态数。

(2) 11个谱参数的计算 ①总功率(TPV:total power value):反映自主神经系统的活动,即波动总功率(不含直流分量功率, 或去均值计算结果): TPV = ∑Pi i = 1,2 N-1 (12.5) 式中Pi为第i成分的功率。

②总功率(2):含直流分量。

③UFB绝对功率(APU:absolute power in ultralow frequency band):反映交感神经的活动。

APU = ∑Pi 0.003 ≤ i ≤ 0.04Hz (12.6) ⑤LFB绝对功率(APL:absolute power in low frequency band):无特别的意义,为与国际接轨而保 留。

APL = ∑Pi 0.04 ≤ i ≤ 0.14Hz (12.7) ⑥HFB绝对功率(APH:absolute power in higher frequency band):反映迷走神经的活动。

APH = ∑Pi 0.14 ≤ i ≤ 0.5Hz (12.8) 以上四个参量属于绝对量度,不同的个体有较大的差异,其单位为mS2。

⑦UFB相对功率(RPU:relative power in ultralow frequency band):反映交感神经的活动。

RPU= APU/TPV (12.9) ⑧LFB相对功率(RPL:(relative power in low frequency band):无特别的意义,为与国际接轨而保留。

RPL= APL/TPV (12.10) ⑨HFB相对功率(RPH:relative power in higher frequency band):反映迷走神经的活动。

RPH= APH/TPV (12.11) 以上三个参量属于相对量度,不同的个体比较稳定,无量纲,系统给出的是百分值。

⑩超低频带功率/高频带功率(RUH :ratio of APU to APH):反映交感、迷走神经的平衡特征。

RUH = APU / APH (12.12) 低频带功率/高频带功率(RLH:ratio of APL to APH):无特别的意义,为与国际接轨而保留。

RLH = APL / APH (12.13)

以上两个参量也属于相对量度,无量纲,系统给出的是比值。

以下是其它5个参 数的计算: ①平均心率(MHR:mean heart rate):单位为cpm (circle per minute:次/ 分) ②平均心动周期(MHP:mean heart period):单位为mS。

③HPS的标准差(HSD:standard deviation of HPS):单位为mS。

④微分变时值(HDC:differential chronotropy of HPS),即平均心动周期 变化率: HDC= (1/N) ΣHPS’(n) n=0,1,2,… N-1 (12.14) ⑤最大微分变时值(MDC: maximal differential chronotropy of HPS),即最 大心动周期变化率: MDC = Max(HPS’(n)) n=0,1,2,… N-1 (12.15) 医学中,把(给以某种处理后)心率的变快或慢(或心动周期的变长或短)称为 变时作用(chronotropic action 或 chronotropy)或变时效应(chronotropic effect)。

该量只能量度积分(积累)效应,不管在多少时间内完成该变化,因 此,不能表征瞬变或变化的快慢。

实际上,量度心率或心动周期的变化率是非常 重要的。

我们称这种效应为微分变时效应,用心动周期信号的一阶导数来量度。

因此这里设计了一个量度这种微分变时效应的参量称为微分变时值的参量HDC, 实际上量度的是平均微分变时效应。

所以,另外设计了一个参量MDC来量度最 大的微分变时效应。

4. 图形指标 (1)HPS时域图(图16-12 a):是函数y=HPS(n)的描图。

纵坐标是 HPS(n),横坐标是自变量n(实际是nΔt)。

表示HPS的幅度随时间的变化。

(2)相平面图(Phase plot,图16-12 b)): 是函数PP(HPS’(n), HPS(n))=0的 描图。

纵坐标是HPS(n)的一阶导数HPS’(n),横坐标是HPS(n)本身。

表 示信号的非线性复杂性。

周期信号是一个圆或椭圆(见第四章第二节)。

其填充平面的范围提示复杂性的程度:填充平面内的面积大,复杂度就 高。

(3)延迟映射图(Return map: 图16-12 c)): 是函数RM(HPS(n+1), HPS(n))=0的描图。

纵坐标是HPS(n+1),横坐标是HPS(n)本身。

表示信 号的非线性复杂性的另一种图形法。

周期信号是一个圆或椭圆(见第四 章第二节)。

其填充平面的范围提示复杂的程度:填充平面内的面积大, 复杂度就高。

(4)功率谱(Power specdtrum: 图16-12 d)): 是函数y=Power(K) 的描 图,这是一幅频域描图,表示HPS的功率谱随频率的变化。

这是离散表 示法:横坐标是离散的。

纵坐标是HPS(n)的功率谱的幅度Power(K),横 坐标是频域自变量K(实际上是Kf0,f0称为频域分辨率)。

三、阐明HPS谱超低频带反映交感神经功能的试验 在对HPS谱的生理解释中,公认其高频带有 关的值(绝对值APH或相对值RPH)反映副交感 神经的活性(activity)。

对HPS谱的低频带的生 理意义尚有颇多争论。

对HPS谱的超低频带的生 理意义尚未阐明。

这里所进行的物理(站立)和 药物实验,既阐明了HPS谱的超低频带的生理意 义,又说明了HPS谱的低频带的性质。

既往生理学知识表明,站立位交感神经活动增强,仰 卧位则副交感神经活动相对增强。

给以M受体 (Muscarinoceptor:毒蕈碱受体,一种胆碱能受体)阻滞 剂后,交感神经活动相对增强。

给以β受体(Betaadrenoceptor:β肾上腺素能受体,一种肾上腺素能受体) 阻滞剂后,副交感神经活动相对增强。

试验设计的设想是: (1)如果站立位(与仰卧位相比)测量,HPS谱中与超低 平带有关的值(绝对值APU或相对值RPU)增加,则说明 的HPS谱中与超低平带谱反映交感神经的活性。

(2)给以 M受体阻滞剂后,如果HPS谱中与超低平带有关的值(绝 对值APU或相对值RPU)增加,则说明它反映交感神经活 动。

(3)给以β受体阻滞剂后,如果HPS谱中与超低平带 有关的值(绝对值APU或相对值RPU)降低,则也说明它 放映交感神经活动。

1. 体位试验(postural test)

2. 阿托品试验(atropine test)

3. 倍他乐克试验(Betaloc test)

4.关于低频带功率 四、HPS参数随年龄的变化

人的所有功能,如思维、体能、视力、听力等都随出生后的时 间先是增加到达峰之后随着衰老有逐渐降低。

自主神经系统功能 也有一个类似的先是增加后是降低的最大值过程。

如果HPS的参 数也符合最大值过程,则就可以认为,这个过程可以反映自主神 经系统的发育、成熟和衰退的过程。

进一步可以分别反映交感神 经和副交感神经的发育、成熟和衰退的过程。

根据从新生儿到老 年人(>70岁)的研究结果,HPS的参数确实符合这样的最大值 过程。

根据这些参数的实验数据的统计平均绘出的图16-20,示出 了HPS参数随时间变化的最大值过程。

图16-20中的横坐标的分度代表时间(年龄) 分段,其中成年(20岁)以前按儿科学分段, 成年(20岁)以后每10年一段,如表16-7所列。

纵坐标为自规一化的相对单位。

表16-7 图16-20中的年龄分段对应表

1 0 ~ 5 天

2 6~3 0天

3 1~1 2月

4 1~ 3 岁

5 3~ 6 岁

6 7~1 2岁

7 12~2 0岁

8 20~3 0岁

9 30~4 0岁

10 40~5 0岁

11 50~6 0岁

12 60~7 0岁

图16-20 HPS参数随年龄的变化

图16-20 a)分别示出了四个复杂性参数:HRD、HLE、HFD和HCC (参数意义已于本节第二小节叙述)随时间的变化具有最大值过程的特 征。

图16-20 b) 分别示出了三个谱参数:总功率TPV和高频带参数APH 和RPH(参数意义已于本节第二小节叙述)随时间的变化具有最大值过 程的特征,HLE作为这三个谱参数与混沌特征参数的对比参照。

图16-20 c) 分别示出了另外二个谱参数:超低频带绝对功率APU和低频带绝对功 率APL(参数意义已于本节第二小节叙述)随时间的变化具有最大值过 程的特征,TPV和APH作为对比参照。

图16-20 d)分别示出了超低频和 低频带相对功率RPU和RPL及反映交感神经和副交感神经活动的平衡特 征参数RUH(参数意义已于本节第二小节叙述)的随时间变化具有最小 值过程的特征,RPH参数作为对比参照。

图16-20 d)说明对于儿童和老人,交感神经活性相对增强。

图16-20 C)说明,在成年以后,副交感神经(以APH表征)的衰减最甚,因此, 采取措施,抑制成年以后的副交感神经活性的衰减,将能有效抗衰老。

这些结果同时也说明,保护副交感神经功能具有重要医学意义。

第五节 胃电信号处理 (Electrogastrosignal Processing)

表16-7 胃肠电的主节律(cpm:次/分)

胃窦(胃体远端2/3) 十二指肠 回肠 结肠

人 狗 猫 兔 大鼠

3 5 5 4 3~4

11 17~20 15~20 17`22 11~15

8~9 22~24 12 7~12 —

7~10 3~5 5 — —

由平滑肌组成的器官或系统的功能异常会产生平滑肌电 信号异常。

平滑肌的形态学改变(器质性变化),如肿瘤、 溃疡等也会引起功能异常,也会反映到平滑肌电信号中来, 且往往比临床可见的形态学异常更早期出现。

因此,平滑 肌信号分析有重要的临床应用意义。

对胃电活动的研究开始于20世纪初,一般认为, Alvarez(1921)最先报告了“胃肠道的动作电流(Action current in stomach and intestine)”。

他将电极放置在病 人的腹部皮肤上记录到了约3次/分的胃电波形(现称为慢 波)。

Bozter第—个系统报告了胃的平滑肌电位。

他发现 了胃平滑肌的慢电位(slow potentials)和峰电位(spike potential)。

但是对胃肠电活动的兴趣和细致研究是在近20 年的事情。

本节主要讨论与胃电相关的内容。

一、胃的结构(Gastric constructure) 1. 胃的解剖分区 胃是一个复杂的电化学器官。

胃平滑肌本身可周期性地 产生电活动,以调节胃的机械活动。

胃电活动的产生与波形 变化因部位不同而有差异。

因此有必要在叙述胃电之前先介 绍一下胃的简单解剖结构。

胃是一个袋状器官,是消化道上 端最膨大的部分。

上接食管,下与十二指肠相连,如图16-21。

胃从解剖上分前、后壁和上、下缘。

上缘为胃小弯,凹向前 方,其最低点弯曲成角状为角切迹。

胃与十二指肠连接处为 胃的出口,称幽门(pylorus)。

幽门表面有一缩窄的环形沟, 是幽门所在之处。

其前端狭窄部分为幽门管。

胃的分区,自 贲门(念bimen:caidia)门平面向下的膨大部分为胃底,以 下至胃窦部之间为胃体,自角切迹向胃大弯作一联线,自联 线向右至幽门为胃窦部,胃窦部的大弯侧有一中间沟,将幽 门区分为胃窦和幽门管。

2. 胃壁的构造 胃壁的构造由浆膜,肌层、粘膜下层及粘膜层 构成,如图16-22。

胃壁肌层较厚,由外层纵行肌, 中层环行肌及内层斜形肌三层平滑肌构成。

外层的 纵行肌,是食管纵肌的连续,在胃体部分成两个肌 束,其中较粗强的束沿胃小弯行走,宽薄的束则覆 盖着胃大弯,在胃的前后壁处则稀疏。

中间环行肌 层最厚,肌纤维的排列与胃的长轴垂直,覆发着胃 的全部。

环行肌至幽门的部位进一步加厚,形成幽 门括约肌。

在环肌层与纵肌层间有肌间神经丛分布。

斜肌层位于最内层,数量很少,它从胃底部呈放射 形发出,于胃的尾部与环形肌汇合在一起(图16-223)。

二、胃的电活动

不同的部位、不同的电极配置记录到的胃电波形是不同的。

体 表电极只能记录到胃电的慢波,称为胃电信号 (electrogastrosignal)。

黏膜或浆膜电极和微电极还可以记录 到重叠在胃电慢波上的峰电位,称为胃平滑肌肌电信号 (gastroelectromyosignal 或 gastric electromyosignal)。

图16-23 微电极记录的胃的单个平滑肌细胞的慢波和峰电位 a:静息膜电位; b:去极化相; c:平顶相,载有或无锋电位; d: 极化恢复相。

1. 单个平滑肌细胞胃电波形 用尖端直径不到0.5μm的微电极插入单个胃平滑肌细胞记 录的静息电位(resting membrane potential,RMP),在狗的 胃环肌细胞静息膜电位约-70mV。

有人在人的胃肌细胞中 也发现与狗类似的电位。

在人或猫、狗的细胞内记录到的胃 电波形如图16-23所示,先出现一个正相的较高的初发电位 (又称初发去极化期,第一成分,锋成分,升支电位),随后 出现高而慢的第二电位。

明显可见重叠其上的峰电位(尖 波)。

2.双极记录细胞外胃电波形 作双极记录时二电极均放在胃的肌肉上。

Bozter用细胞 外双极引导记录出狗胃窦部胃电波形,如图16-24。

图形与心 肌电活动相似,表现出R、S、T波。

R波为起始部分,接 着—个小的负相波S,经过3-4S有—个复合的T波。

R-T波的 间隔与放置电极的距离有关,两个电极的间距大则R波幅增 大。

若电极间距超过1cm以上,则波幅变得更宽和不明显。

图16-24 细胞外双极引导记录出狗胃窦部胃电波形

3.单极记录的细胞外胃电波形

单极记录时,一个电极放于胃壁肌肉上,另一个电极需离开一段距离, 放置于皮肤上。

单极记录的胃电波形由第一成分(initial rapid component) 三相复合波和一个继发第二成分(second slow component) 所组成。

第二 成分延续到下个三相波出现。

一般第二成分是由第一成分触发的。

三相复 合电位起初是—个正电位,随后出现—个较大的负电位,后者回复到基线, 通常这种回复还带点小小的超射,如图16-25。

胃体的负电位幅度最小 (0.1~0.5mV),而在胃窦区幅度增加,可达到2—4mV。

图16-25 单极记录细胞外胃电波形

4.经口吸附电极(peroral suction electrode)记 录的胃电波形 用经口内进入的胃内粘膜双极吸附电极,可 记录到人胃电慢波电位。

实验对象吞入电极,在 X光机控制下将电极定位于胃体或胃窦部,可记 录到正常人胃每分钟3次规律的典型慢波电位如 图16-26 a)。

图16-26 黏膜和皮肤电极记录的胃电信号 a)胃黏膜电极记录; b)皮肤电极记录

5.用银一氯化银电极记录体表胃电图波形

1922年Alvarez首先在人腹壁表面记录到一个频率为每分钟3次的电信 号,以后有许多人进行这方面的研究,证明体表胃电图与粘膜电位相同, 波形与频率相似,如图16-26 b)。

粘膜电极记录到的平均振幅为 0.8±0.156mV,皮肤表面电极则为0.15mV±0.3 mV。

体表电极可用用 银—氯化银一次性电极,也可有实验室自行制作(见文献[22]p277)。

因 为银—氯化银电极具有低阻抗和低噪声的良好性,能适合体表记录需要。

也有园帽形可重复使用的专用体表胃电电极。

三、胃电发生机理 (Electrogastosigal genesis mechanisms) 实验证实了胃壁上始终存在着一种周期性变化的电 活动。

这种电活动在离体实验,麻醉动物和清醒动 物实验中都能记录到。

这种电活动称为慢波(slow wave),或称起步电位(pacesetter potential), 或称 基本电节律(BER:basic electrical rhythm),或称 电控活动(electrical control activity,ECA),或称 始发电位(initial potential)等,这些不同的名称都是 一个意思。

这里用“慢波”这个名称。

1. 胃电的特征 胃电慢波只存在于胃远端2/3区域,胃近贲 门1/3区域属电静息区(electrically silent area), 如图16-27。

越向幽门推移,波幅越大。

人的平均 慢波频率为每分钟3次,狗为每分钟5次。

在任何 情况下,全胃记录到的频率是一致的,每天平均 频率几乎没有变化。

正常胃的节律相当稳定,只 是偶尔在个别周期中看到不规则现象。

这种恒定 不变的频率提示有支配胃电节律的“起步点”区 域存在。

图16-27 胃电慢波的起步点区域

2. 胃电慢波的起源

自从心脏起步点的概念建立以后,Openchowski(1889)就提出胃运动的起 步点问题。

1898年Cannon最先用X线观察,发现蠕动波由胃的中部开始,向幽 门部推进,现已证明,胃电慢波发生于胃大弯侧上部约在贲门(cardia)和胃底 部中央处的纵行肌区域,此处的内在电节律比胃的其他部位要高,并证明该区 域有起步点细胞,是胃运动的起步点(pacemaker),见图16-27。

慢波电位由起 步点开始,然后往幽门方向传播。

若将起步点区域切除则引起慢波频率的永久 性降低。

如将胃横切,切口远端胃的慢波频率降低。

在体实验观察到起步点频 率的慢波向胃窦部传播并决定后者的慢波频率。

由于慢波发生于肠壁的平滑肌细胞,所以它属于肌源性,而不是神经源性。

关于胃电起源还有一种振荡器学说,认为胃的许多区域,都各像一个电学的振 荡器,能发生有节律的电波。

具有较高频率的一个振荡器,能控制其他振荡器, 即由它发起胃电的慢波。

这一学说的要点是认为起决定作用的区域不是在一个 固定的位置。

慢波的产生与离子通过细胞膜的流动有关。

胃电慢波的第一成分是由于钠 内流,而第二成分则是由于钙内流的结果。

钠离子进入就使细胞膜去极化。

用 微电极记录单个胃平滑肌细胞时,可看到慢波是由细胞膜部分去极化引起的。

3. 胃电慢波的功能

胃电慢波电位不直接引起收缩,但能引起动作电位, 慢波使相邻区域的细胞协调同步,这样在发生去极化时,在 许多细胞中引发动作电位,产生一次有效的收缩。

慢波与动 作电位在长轴上向尾端传播,这有利于推动内容物向肛门方 向行进。

慢波在环行肌上的传播速度比之在纵行肌上的传播 速度要快8—10倍,这保证了横轴的同步活动和环行肌收缩 相互协调。

慢波能决定胃蠕动波传导的速度和方向以及决定 蠕动的节律。

此外,慢波与胃窦运动有很大关系,因为慢波 到达胃窦时,电压变大,此时就容易产生峰电位,引起肌肉 收缩。

胃电慢波的节律失常,有胃动过速(tachygastria)、胃动 过缓(bradygastria)和节律紊乱(rhythmic disorder)等。

四、体表胃电电极系统

图16-28 体表电极位置图

1.体表电极的实验室制作

用直径为0.8~1cm圆形银片,将外径为1 mm多股铜导线焊 接在银片上,再用环氧树脂加固。

在电极使用前要经氯化处 理,使成为银—氯化银电极。

银电极的氯化处理方法为:用 00号细砂纸擦平银电极表面,然后用棉纱布将其擦净,再 用75%酒精棉球轻擦以脱去油脂,最后放人清水中洗净备 用。

另取碳棒一根(可利用废干电池的碳蕊),在其顶端焊 接—根导线并接于1.5V干电池的负极,电池的正极则接银电 极的导线。

再取一干净的500ml棕色玻璃瓶,内盛0.9%的 盐水400ml,然后将碳棒放入盐水中。

同时,把与干电池正 极相接的银电极也放进盐水中。

碳棒与电极的隔距离约为 10cm,不要互相碰接。

接通电源后,电极即开始氯化。

经 过24hr左右,(负端)电极表面变成均匀的灰褐色,取出用请 水水冲洗干净,轻轻擦干后放人生理盐水中浸泡备用。

2. 体表电极放置 受检者仰卧床上,暴露腹部,用75%酒精擦 去皮肤表面油脂。

检查前应先确定电极安放的位 置。

严格的检查需在X射线在线定位。

用单极体 表导联记录胃体和胃窦部时,电极位置如图1628。

胃体位置在剑突与脐连线中点向上1cm,再 向左旁开4cm(图中位置1)。

胃窦位置在剑突与脐 连线中点向右旁开3cm (图中位置2)。

无关电极置 于右前臂内侧。

若用双极电极记录则可将2个电 极分别放在图中的位置1和2。

放置电极前,应将 导电糊涂在电极上,并用橡皮膏把电极牢牢地固 定在皮肤上。

五、三维胃电分析系统

1.系统参数

(1)导联系统 采用X、Y、Z三维几何正交导联系统。

胃电专用电极。

电极配置:理论 上,根据床旁胃的X射线成象体表投影定位。

X:X轴电极对置于胃窦、胃体的腹部体表投影部位,如图16-28的位置1 和2 。

Y:Y轴电极对置于X轴电极连线的中垂线上,两电极距X轴约3cM。

Z:X与Y的腹部体表交点及对应的背部投影部位。

(2)放大系统 胃电专用放大器。

输入阻抗:> 5MΩ。

共模抑制比:> 90dB。

放大倍数: > 5000。

时间常数6.4秒。

高端截止频率:4.5CPM。

带宽为: 1.5~4.5CPM, 中心频率3CPM(=0.05Hz), 可有效通过3CPM的胃电信 号,抑制呼吸波(18CPM=0.3Hz)和心电信号(60CPM=1Hz)。

(3)模数转换器:12位,4(/16)通道。

(4)计算机系统:微型计算机、打印机。

2.信号处理流程

受检者的标识信息输入→空腹三维(X、Y、Z)胃电信号采集,采样频 率:1Hz/通道(维)→空腹三维胃电(功率谱和动态谱)分析→进餐→ 餐后三分钟延时→餐后三维(X,Y,Z)胃电信号采集→餐后三维胃电 (功率谱和动态谱)分析→显示和或打印结果。

3.三维胃电动态谱分析软件系统

本软件是汉化面。

软件系统共有5项功能,如图16-29,分别叙述如下: (1) 胃电检查:完成上述全部信号处理流程。

(2) 采样和分析:用于受检者的标识信息输入后,由于某种原因(如临 时断电等)未能进入前项(1)中的后续操作的情况。

(3) 餐后采样和分析:用于受检者进餐后,由于某种原因(如临时断电 等)未能进入第一项(1)中的后续操作的情况。

(4) 回顾分析:对于曾经作过完整的胃电分析的受检者的胃电的分析。

与(1)项的区别是不输入受检者的基本信息,没有进餐和餐后延时。

(5) 结束:返回总控或操作系统。

图16-29 三维胃电分析软件系统主选单

4. 分析结果(analysis results)

(1) 三维胃电信号时域图,如图16-30。

图16-30 三维(X、Y、Z)胃电时域图

本图有三幅子图,分别示出以X、Y、Z为通道(导联) 标识符的三通道时域胃电信号的幅度(纵轴)-时间(横轴) 特性(amplitude-time characteristics)。

对每个通道给出了 4个参数,共12个参数。

4个参数的意义为:平均功率(在通 道标识符的左边,如Z通道的0.0232mmW(μW: 微瓦)。

图右 外侧的数据,从上到下,分别为方均根幅值,平均绝对幅值, 幅度最大绝对值位置(点数:点间隔为1秒)及最大绝对幅 度值,除位置参数外,单位均为mV。

程序中还有表示信号 对称性的平均幅值参数未在图中示出。

在图的下部,左为数 据文件名,最后一个字符“p”(postprandial:餐后的)的意义 为餐后数据,餐前数据的对应字符为“f”(fast:禁食的)。

图的右下部为分度单位,10points/scale表示:10点/分度。

(2) 三维胃电信号周期图(periodogram, 即功率谱), 如图16-31。

图16-31 三维胃电信号周期图

本图有三幅子图,分别示出以X、Y、Z为通道 (导联)标识符的三通道胃电信号的功率谱幅度 (纵轴)-频率(横轴)特性:power-frequency characteristics),又可叫周期图(periodogram)。

对每个通道给出了6个参数,共18个参数。

6个参数 的意义分别为:

(i) 峰功率:图左边,峰频处对应的功率,如Z通道的0.0034mmW(μW: 微瓦)为峰频3.1641CPM处的谱线的功率。

图右的数据,从上到下,分别为: (ii)平均功率:如Z通道的0.0232mmW,与时域图(图16-30)比较 (0.0234mmW)可知,这里的分析,符合Parseval定理。

(iii)直流分量:512点FFT分析结果。

三通道的值都为0,说明信号的对称 性好。

(iv)具有明显功率的谱线计数:定量表示功率谱的复杂性或时域波形的复 杂性。

计数阈值判据为每道最大功率谱线的功率值的20%。

三通道分别 为:3、14、10。

(v)最大功率位置:点数,分别为:25、28、28。

点间距 (0.1171875CPM),即频域分辨率,示于图16-31右下方。

由此参数结合 峰频点数的数据,可计算峰频:2.8125CPM、3.16406CPM、 3.16406CPM。

(vi)峰频:可见前项中的计算。

(4) 三维胃电信号动态谱 三维胃电信号动态谱(如图16-32。

)可以形 象地观察每维信号的频率分布和稳定性。

图16-32 左上角的“mmW”(毫毫瓦即微瓦)为纵坐标的单 位。

纵坐标的分度值为用作首次峰功率归一化作 图的峰功率值,对每信号自适应给出,其具体数 值用“*”号在图的下方给出,本例为 0.090027mmW。

6SPS(second per scale:每分 度6秒,即每次移动6个点)为动态谱的步长。

“TGR”为三维胃电动态谱(three dimensional gastric running spectrum)的意思。

图的右上角 的“40”字样为FFT次数。

图16-32 三维(X、Y、Z)胃电动态谱

(5) 最后结果数据输出 除了图中给出的数据外,这里集中给出数据统计分 析结果,如图16-33。

动态谱参数中,“频变系数” 的意思是40次分析中峰频的变异系数。

“峰变系数” 是40次分析中峰功率的变异系数。

“峰高值”、 “峰低值”、“峰变系数”分别指40次分析中峰功 率的变化情况。

功率谱参数中,除了谱线数的意义明了外,其余参 数均表示各带功率与总功率的比值。

6分带情况如下: 超低频带:0.1172~1.404CPM; 低频带: 1.521~2.574CPM.; 中心频带:2.691~3.746CPM; 高频带: 3.863~4.914CPM; 超高频带:5.031~7.254CPM; 特高频带:

图16-33 三维胃电动态谱分析数据报告

数据报告中,动态谱部分给出了24个数据,功率谱部分给出了27个数 据,共51个数据。

图形数据中,时域图给出了15个数据,功率谱给出了18 个数据,共33个数据。

总计有数据84个。

充分利用好这些数据,就能更好 地评价胃的电-机械活动功能,为诊断原发性胃功能紊乱,以及由胃炎、胃 溃疡以及胃癌引起的胃的电-机械功能紊乱。


  • 与《第十六章 神经及肌电信号的测量及处理 (Measurement and》相关:
  • 第十六章 神经和肌电信号的测量与处理 (Measu
  • 肌电信号的检测与处理
  • 神经网络在肌电信号分析中的应用
  • 基于神经网络的肌电信号的数据融合技术研究
  • 表面肌电信号分析中的数学处理方法
  • 基于广义动态模糊神经网络的肌电信号模式识别系统
  • 用小波变换和神经网络来识别表面肌电信号的情感状态
  • 基于高阶神经网络的肌电信号识别方法的改进
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  • 基于隐马尔可夫模型-径向基神经网络的表面肌电信号识
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