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1、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
2、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（V）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
3、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25V以下为低幅，2575V为中幅，75150V为高幅，150V以上为极高幅。脑波振幅的变化方式可大致分为三种：非常快的突然性变化如癫痫波；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；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
4、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0.530Hz，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。一般将比波慢的波与波统称为慢波；而将比波快的波和波统称为快波。此外，对在特定条件下，
5、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,1波健康成人波的平均振幅在3050V，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，波完全消失。清醒时睁开眼睛或注意力集中时其幅值降低，并由较高频率的波代替。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，到老年期波则逐渐变慢。可见波的频率、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波 波
6、的频率范围为1430Hz，振幅一般530V，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波活动为主。波可能与性别、心理、个性及年龄有关。一般女性较男性波多见，老年人波较成人为多。情绪不稳、应用镇静催眠剂等药物时波常会增多，振幅增高。波可进一步分为1和2，1波的频率约为1320Hz,它与波一样受心理活动的影响，2波的频率约为2030Hz,它在中枢神经系统强烈活动或紧张时出现。,3波波的频率为47Hz，振幅1040V。从小儿到成人，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波。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
7、折时，也能出现近20s的波。疲劳状态或入睡后波将增多。在老年期和病理状态下波是很常见的波形。4波波出现在熟睡、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，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节律节律是在中央区出现的812Hz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、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。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 tran
8、sient)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23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35Hz，振幅100300V，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)又称为节律（sigma rhythm），频率1214Hz，少儿可为1012Hz。主要见于顶/中央区，有时可呈广泛性出现。在少儿期节律可左右不同步，60岁以后节律显著减少或消失。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
9、常是两侧对称同步出现。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
10、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 1020 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
11、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
12、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
13、连接方法有3种：左右侧耳垂电极分别与同侧半球的活动电极相连接；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；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
14、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，当耳垂受波影响时，会使原本很少有波的额部出现波，并与枕部的波呈位相倒置；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
15、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
16、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V数量级。输入级应具有如下特性：低输入噪音（3V P-P）,高增益（0.510310104）,高共模抑制比（KCMR80dB）,低漂移和高输入阻抗（10M）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
17、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5K。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
18、，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,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EE
19、G信号，图中伪差非常明显（红线内）。EEG的记录点为国际标准1020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0.140Hz。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
20、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。,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
21、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。,三、脑电地形图,脑电地形图的表示法有两种。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，比如波、波、波、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（V）
22、表示的方法。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：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。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。波地形图：无论哪种导联法都在额正中部最优势。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
23、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
24、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
25、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：10100mV，带宽为：52000kHz。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,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
26、，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.04.0mS。电压常大于200mV，频率可高达100150Hz。(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1040V的不规则低电压扰动，称为终板
27、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1002000mV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
28、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16-8c)。,图16-9 部分异常
29、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300500V，频率为230 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5100mS，电压为50200V，频率2200Hz，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
30、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
31、（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
32、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）Odd-ball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 compariso
33、n)，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
34、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-fie
35、ld 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64128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
36、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：P300，又称联合皮层电位（Association cortex potentials）。其潜伏期常在300ms左右出现
37、，目前认为P300是测定大脑意愿活动最客观的手段。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：潜伏期 有一定的空间分布 有一定的反应模式和重复性 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
38、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1002000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
39、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
40、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（acetylcholinerg
41、ic 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）
42、，作用于靶细胞的肾上腺素受体（receptor）（有和两种受体），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
43、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
44、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
45、析技术，并用它结合物理、药物试验（M和受体阻滞剂）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
46、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
47、)Online processing：完成上述第（3）项全部流程。分析结果如图16-12（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。
48、(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16-17。(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
49、）；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 ban
50、d）:0.040.14Hz。(3)高频带（HFB:higher frequency band）:0.140.5Hz。,3参数计算(1)4个复杂性（complexes）或混沌特征（chaotic characteristic）参数计算：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。分维数（HFD:HPS fractal dimension）：HPS的自相似复杂性量度。HFD=logN()/log(12.2)式中为自相似性的量度单位。N()为量度计数。l
