Elektroencefalograf

Elektroencefalograf
Zanim poznamy budowę aparatury do pomiaru EEG, warto dowiedzieć się (lub przypomnieć jeśli
czytelnik zaznajomił się już z treścią rozdziałów Elektroencefalogram czyli EEG[1] oraz Biofizyczne
podstawy generacji sygnałów EEG[2]), czym jest sam sygnał EEG. Procesy chemiczne i elektryczne,
które zachodzą w mózgu prowadzą do powstania na powierzchni głowy rozkładu potencjału
elektrycznego. Do pomiaru tego potencjału służy urządzenie diagnostyczne, zwane
elektroencefalografem (gr. electro – elektryczny, encephalo – mózg, graphein – rysować). Zapis
elektrycznej aktywności mózgu, dokonany za pomocą elektroencefalografu oraz elektrod
umieszczonych na powierzchni głowy, nazywamy jest elektroencefalogramem, sygnałem EEG lub w
skrócie EEG. W szczególnych przypadkach elektrody umieszczane są bezpośrednio na powierzchni
kory mózgowej i wtedy zarejestrowaną aktywność elektryczną mózgu określa się mianem
elektrokortikogramu, sygnału ECoG lub po prostu ECoG. Rejestracja sygnału EEG jest zatem, w
ogólnym zarysie, niczym innym jaki pomiarem napięcia, powstałego w wyniku elektrycznej
aktywności mózgu. Obecnie pomiar napięć wydaje się banalnie prosty. W sklepie lub na bazarze
można za 20-30zł (cena z grudnia 2009 roku) kupić tzw. multimetr, czyli wielofunkcyjny, zwykle
cyfrowy miernik, umożliwiający pomiar m.in. napięcia, natężenia prądu, czy oporu. W celu pomiaru
napięcia, wystarczy przełączyć multimetr w tryb działania woltomierza, odpowiednio ustawić skalę,
przyłożyć elektrody do punktów, pomiędzy którymi chcemy zmierzyć napięcie (np. bieguny baterii) i
odczytać wynik na wyświetlaczu. Niestety, rejestracja czynności elektrycznej mózgu, jest pomiarem
znacznie bardziej skomplikowanym i wymagającym czułego oraz wyspecjalizowanego (a co za tym
idzie droższego) miernika niż „bazarkowy” multimetr. Poniżej w punktach wymieniono zasadnicze
różnice pomiędzy standardowym pomiarem napięcia, a rejestracją potencjałów na powierzchni
głowy.
Napięcia spotykane przez nas w urządzeniach codziennego użytku, mają amplitudy od kilku
mV do 230 V (napięcie skuteczne w gniazdku ściennym). Amplituda sygnału EEG zmienia się w
zakresie od 0 μV do 100 μV, ogólnie jednak rzadko przekracza wartość 20 μV. Są to napięcia o
trzy rzędy wielkości mniejsze niż czułość standardowych woltomierzy.
Pomiarowi czynności elektrycznej mózgu towarzyszą liczne zakłócenia o amplitudzie często
kilka razy większej od samego sygnału EEG. Źródłem tych zakłóceń jest zarówno środowisko
otaczające człowieka (różne urządzenia elektryczne, kable od sieci zasilającej położone w
ścianach), jak i sam człowiek, w którym znajduje się wiele generatorów czynności elektrycznej,
wśród których można wymienić: sygnał sterujący pracą serca oraz mięśni, czy też
spolaryzowaną elektrycznie gałkę oczną.
Aktywność mózgu zmienia się pod wpływem docierających do niego bodźców i wykonywanych
przez człowieka czynności. W związku z tym, zmienia się również w czasie, rozkład potencjału
elektrycznego na powierzchni głowy. Elektroencefalograf powinien zatem umożliwiać
rejestrację czynności elektrycznej mózgu przez odpowiednio długi okres czasu, zwykle od
kilkudziesięciu minut do nawet kilku dni.
Aktywność elektryczna mózgu zmienia się również w przestrzeni. W mózgu bowiem można
wyróżnić ośrodki, które odpowiedzialne są za poszczególne funkcje. I tak, np. przetwarzanie
bodźców wzrokowych odbywa się w płatach potylicznych, z kolei uznaje się, że płaty czołowe
są odpowiedzialne za myślenie abstrakcyjne oraz funkcje związane z pamięcią. Pomiar EEG
należy zatem wykonać, odpowiednio rozmieszczając na powierzchni głowy jak najwięcej
elektrod. Obecnie, do celów diagnostycznych, rejestrację sygnału EEG dokonuje się przy
użyciu co najmniej 19 elektrod. W przypadku badań naukowych liczba stosowanych elektrod
waha się od kilku do 256, podczas gdy do wykonania pomiaru napięcia pomiędzy biegunami
bateryjki, czy pomiaru napięcia w gniazdu wystarczą tylko dwie elektrody.
Nośnikiem prądu elektrycznego w większości na co dzień spotykanych urządzeniach
elektrycznych są elektrony. Prąd, który płynie po powierzchni głowy pod wpływem pola
elektrycznego wytworzonego przez mózg, jest prądem jonowym.
Schemat blokowy aparatury do rejestracji sygnału EEG.
Jak można zauważyć, elektroencefalograf w porównaniu ze standardowym woltomierzem, musi
zapewnić rejestrację napięć o amplitudzie tysiące razy mniejszych, udostępniać znacznie więcej
kanałów pomiarowych oraz umożliwić w jakiś sposób prezentację i akwizycję zebranych danych (do
czego oczywiście kilkucyfrowy wyświetlacz multimetra nie nadaje się ). Dawniej, elektroencefalograf
połączony był z urządzeniem rysującym przebieg sygnału EEG na papierze. Obecnie w skład zestawu
do rejestracji czynności elektrycznej mózgu wchodzi komputer, który umożliwia wyświetlanie
pomiarów na monitorze oraz ich archiwizację na odpowiednich nośnikach danych. Zaprezentowane
poniżej materiały nieco odbiegają, od standardowego opisu aparatury wykorzystywanej do rejestracji
sygnału EEG. Zwykle, czytelnika najpierw zapoznaje się z charakterystyką sygnału EEG (co zostało
powyżej dokonane), po czym przechodzi się do konstrukcji samego wzmacniacza. Na końcu
omawiane są artefakty, które towarzyszą pomiarowi. Mając nadzieję, że pomoże to czytelnikowi
lepiej zrozumieć koncepcję pomiaru EEG, postanowiono zmienić tę kolejność. Na rys. 1
zaprezentowano schemat blokowy aparatury do rejestracji sygnału EEG, wśród której można
wymienić trzy podstawowe elementy: elektrody, elektroencefalograf oraz komputer. Budowa
elektroencefalografu jest konsekwencją własności potencjału elektrycznego wytworzonego na
powierzchni głowy, zjawisk zachodzących na granicy elektroda-skóra oraz zakłóceń towarzyszących
pomiarowi sygnału EEG. W związku z tym, najpierw zostaną omówione pokrótce zjawiska fizykochemiczne zachodzące na granicy metal-elektrolit, funkcje jakie mają spełniać elektrody pomiarowe,
zaś temat zakłóceń występujących w trakcie badania EEG, jako nierozerwalnie związany z
konstrukcją samego elektroencefalografu, zostanie poruszony w rozdziale poświęconym budowie
oraz roli pełnionej przez blok wzmacniający w elektroencefalografie.
Zadaniem elektrody pomiarowej jest przeniesienie potencjału, który istnieje na powierzchni głowy,
do wejścia elektroencefalografu. Elektrody stosowane do pomiaru EEG maja znacznie bardziej
skomplikowaną konstrukcję niż sondy igłowe, czy chwytaki krokodylkowe, w które wyposażony jest
standardowy woltomierz (rys. 2). Niektóre typy elektrod wykorzystywane do pomiaru sygnału EEG
wyposażone są w elementy aktywne, które wzmacniają sygnał już w samej elektrodzie. Poniżej
omówiona zostanie ogólna zasada działania najprostszego typu elektrod stosowanych w rejestracji
sygnału EEG.
A - sonda igłowa stosowana w
standardowych miernikach napięcia oraz
prądu elektrycznego. B - elektroda
miseczkowa chlorosrebrowa (Ag-AgCl)
stosowana do rejestracji sygnału EEG,
zaprezentowana od strony, która styka się
głową. C - elektroda miseczkowa
chlorosrebrowa od strony wierzchu. Otwory
w elektrodach Ag-AgCl służą do
umieszczania w nich specjalnych żeli
poprawiających przewodnictwo prądu.
Spośród najważniejszych różnic, które istnieją pomiędzy elektrodami EEG, a sondami standardowych
woltomierzy, należy wymienić materiał z których zostały zbudowane sondy i elektrody oraz ich
kształt. Zarówno budowa jak i skład chemiczny elektrod stosowanymi w pomiarze EEG wynika ze
zjawisk fizycznych oraz chemicznych zachodzących pod wpływem elektrycznej aktywności mózgu.
Zjawiska zachodzące na granicy metal-elektrolit
Prąd elektryczny płynący w spotykanych na co dzień urządzeniach jest najczęściej prądem
elektronowym, czyli takim, w którym nośnikami ładunku są elektrony. Organizm ludzki dosyć dobrze
przewodzi prąd, jednakże pod względem właściwości elektrycznych należy go traktować jako
elektrolit, gdzie płynący prąd jest prądem jonowym (nośnikami ładunku są jony). W związku z tym,
głównym zadaniem elektrody do pomiaru czynności elektrycznej mózgu jest przetworzenie prądów
płynących w postaci różnego rodzaju jonów, na prądy elektronowe, które mogą być przenoszone i
analizowane przez urządzenia elektryczne.
Zjawiska zachodzące na granicy metal-elektrolit pod nieobecność zewnętrznego pola
elektrycznego.
Na granicy metal-elektrolit, nawet pod nieobecność zewnętrznego pola elektrycznego, zachodzą
zjawiska mające bardzo istotny wpływ na pomiar czynność elektrycznej mózgu oraz konstrukcję
elektroencefalografu.
Przykładowy rozkład ładunków, tuż po
zetknięciu elektrody pomiarowej z
elektrolitem. Elektroda pomiarowa zawiera
dodatnio naładowane jony metalu oraz
swobodnie poruszające się elektrony.
Elektrolit z kolei składa się z
rozpuszczalnika oraz kationów i anionów
substancji, która uległa w nim dysocjacji.
Na rys. 3 przedstawiono schematycznie rozkład ładunków w elektrodzie pomiarowej oraz
elektrolicie, tuż po zetknięciu tych ośrodków ze sobą. Elektrolit składa się z rozpuszczalnika oraz
substancji, która rozpuszczona w nim ulega dysocjacji. Z kolei w metalu możemy wyróżnić dodatnio
naładowane centra sieci krystalicznej oraz swobodnie poruszające się elektrony, które tworzą tzw.
gaz elektronowy. Przykładem najbardziej znanego elektrolitu, stosowanego również w
elektroencefalografii jest sól fizjologiczna, czyli rozpuszczony w odpowiednim stężeniu w wodzie
chlorek sodu.
Granica faz pomiędzy metalem, a
elektrolitem jest wybiórczo przepuszczalna,
np. umożliwia swobodne przenikanie jonów
metalu, natomiast nie przepuszcza
elektronów. W wyniku np. procesu dyfuzji,
jony metalu (K+) przemieszczają się z
elektrody pomiarowej do elektrolitu. W
metalu pozostają elektrony (e−), których
ładunek przestaje być równoważony przez
dodatnio naładowane centa sieci
krystalicznej. Warstwa metalu, znajdujące
się przy granicy z elektrolitem, staje się
naładowana ujemnie. Z kolei w elektrolicie
powstaje nadmiar ładunku dodatniego. W
wyniku nierównomiernego rozkładu
ładunków zostaje wytworzone pole
elektryczne, przeciwdziałające dalszemu
przenikaniu jonów z elektrody do elektrolitu.
Czerwoną strzałką zaznaczono kierunek
powstałego pola elektrycznego.
Po umieszczeniu elektrody pomiarowej w elektrolicie, zachodzi proces przechodzenia jonów
pomiędzy tymi dwoma ośrodkami. Przepływ ładunków może następować w wyniku procesu dyfuzji,
jak również jony metalu mogą być przyciągane poprzez pole elektryczne wytworzone przez jony
znajdujące się w elektrolicie (rys. 4). Zwykle granica faz, pomiędzy metalową elektrodą a
elektrolitem, jest wybiórczo przepuszczalna dla jonów i elektronów, co prowadzi do
nierównomiernego rozkładu ładunku w obydwu ośrodkach, np. warstwa metalu stykająca się z
elektrolitem może być naładowana ujemnie, podczas gdy warstwa elektrolitu granicząca z metalem
będzie naładowana dodatnio. Proces przenikania ładunków pomiędzy elektrodą a elektrolitem jest
kontynuowany do momentu, kiedy powstające w wyniku nierównomiernego rozkładu ładunków pole
elektryczne, nie zrównoważy procesów powodujących przemieszczanie się ładunków. W ten sposób
na granicy faz, pomiędzy metalową elektrodą a elektrolitem, powstaje elektryczna warstwa
dipolowa, w której występuje skok potencjału. Wartość tego potencjału, który nazywa się
potencjałem standardowym lub potencjałem równowagowym, może wynosić nawet kilka woltów. W
elektroencefalografii przyjęto standard, iż wielkość potencjału warstwy dipolowej nie powinna
przekraczać 300 mV.
Po umieszczeniu metalowej elektrody w
elektrolicie, elektroda uzyskuje pewien
potencjał względem elektrolitu. W tym
przypadku warstwa metalu granicząca z
elektrolitem jest naładowana ujemnie,
podczas gdy warstwa elektrolitu zawiera
nadmiar ładunku dodatniego. Poniżej
przedstawiono elektryczny schemat
zastępczy dla warstwy dipolowej.
Powstała na granicy elektroda-elektrolit warstwa dipolowa wpływa niekorzystnie na rejestrację
sygnału EEG. Po pierwsze, jej dopuszczalna w elektroencefalografii wielkość, wynosząca 300 mV,
jest przynajmniej o 4 rzędy wielkości większa od samego sygnału EEG. Ponadto, warstwa ta ma
pewne własności elektryczne: opór RD oraz pojemność CD. Elektryczny schemat zastępczy dla
warstwy dipolowej został zaprezentowany na rys. 5. Na wielkość pojemności CD ma wpływ materiał
z którego wykonano elektrodę, a także jej kształt. Po drugie, pojemność warstwy dipolowej zwiększa
całkowitą impedancję elektrody, która jak to zostanie wykazane w dalszej części materiałów,
powinna mieć jak najmniejszą wartość. Oprócz tego impedancja kondensatora jest odwrotnie
proporcjonalna do częstości przepływającego przez niego prądu, w związku z czym prądy o niskich
częstościach, w tym sygnał EEG, są gorzej przewodzone przez element pojemnościowy. Ogólny
schemat procesów, które zachodzą pomiędzy elektrodą a elektrolitem, zależą od rodzaju metalu oraz
elektrolitu. Powyżej opisano sytuację, gdy kationy metalu przenikają do elektrolitu, skutkiem czego
ten ostatni zyskuje ładunek dodatni, podczas gdy metal ma nadmiar ładunku ujemnego. Możliwa jest
również sytuacja odwrotna, kiedy z elektrolitu, zawierające sole metalu, z którego zbudowana jest
elektroda, następuje przenikanie jonów metalu do elektrody. Wtedy elektroda staje się naładowana
dodatnio względem elektrolitu. Trudno jest również przewidzieć, a także i zmierzyć, wartość
powstałej na granicy faz bariery potencjału, ponieważ pomiary będą zaburzały jej wielkość. Można
natomiast, posługując się szeregiem napięciowym metali - rys. 6, porównać występujący na
elektrodzie potencjał z potencjałem elektrody wodorowej, dla której umownie przyjęto zerową
wartość potencjału. Stosunkowo niski potencjał standardowy posiada ołów, jednakże pierwiastek
ten, z uwagi na silne właściwości toksyczne, nie nadaję się jako materiał na budowę elektrody do
rejestracji sygnału EEG. Niski potencjał (ok 0,222 mV) posiada również elektroda chlorosrebrowa
Ag-AgCl, która wykonana jest z metalicznego srebra (Ag), pokrytego chlorkiem srebra (AgCl).
Oprócz niskiej wartości potencjału, elektrodę Ag-AgCl charakteryzuje również stabilność tego
potencjału i brak właściwości toksycznych. Z uwagi na powyższe zalety, elektroda Ag-AgCl jest
najbardziej rozpowszechnioną i najczęściej używaną elektrodą do pomiaru EEG. W szczególnych
przypadkach do rejestracji czynności elektrycznej mózgu stosuje się również elektrody wykonane ze
złota, platyny czy stali. Elektrody te nie mają tak niskiej wartości potencjału standardowego jak
elektroda chlorosrebrowa, jednak są bardziej wytrzymałe od strony technicznej, bowiem warstwa
chlorku srebra, która pokrywa elektrodę AgCl jest delikatna i z czasem ulega zniszczeniu.
Szereg napięciowy metali.
Zjawiska zachodzące na granicy metal-elektrolit w zewnętrznym polu elektrycznym
Kiedy układ elektroda-elektrolit znajdzie się w zewnętrznym polu elektrycznym, np. wytworzonym
przez aktywność elektryczną mózgu, zostaje naruszony stan równowagi na granicy faz metalelektrolit. Przykładowo, na rysunku 7 układ elektroda-elektrolit został umieszczony w polu
elektrycznym o potencjale dodatnim względem elektrody. Powoduje to, że nadmiar ładunku
ujemnego z elektrody przesuwa się w kierunku dodatniego potencjału pola, w wyniku czego
zmniejsza się wielkość bariery potencjału, co z kolei przyspiesza proces przenikania jonów metalu do
elektrolitu. Podłączając układ metal-elektrolit za pomocą kabli do miernika prądu elektrycznego,
zaobserwowalibyśmy przepływ prądu. W ten sposób prądy jonowe, które płyną po powierzchni głowy
w wyniku aktywności elektrycznej mózgu, zostają zamienione w układzie elektroda-elektrolit na prąd
elektronowy, który może być przetwarzany przez urządzenia pomiarowe.
Opór układu elektroda-skóra i opór wejściowy wzmacniacza
Zajmując się rejestracją sygnału EEG praktycznie za każdym razem zetkniemy się z problemem
oporu występującego pomiędzy elektrodami. Niemalże każdy elektroencefalograf wyposażony jest w
funkcję umożliwiającą pomiar tego oporu. Dlaczego jest on aż tak istotny? Jak można było się
dowiedzieć z poprzedniego rozdziału, układ elektroda-elektrolit posiada pewien opór. Pomiar
czynności elektrycznej mózgu odbywa się za pomocą elektrod, które przy pomocy specjalnych
czepków, opasek lub klei przytwierdzane są do skóry na głowie. Najbardziej zewnętrzna warstwa
skóry - naskórek, bardzo słabo przewodzi prąd (naskórek ma tendencję do rogowacenia, ponadto jest
pokryty tłuszczami, które chronią i nawilżają skórę). W związku z powyższym, do całkowitego oporu
układu elektrolit-elektroda należy również dodać opór skóry. W dalszej części materiałów będzie już
mowa o układzie skóra-elektrolit-elektroda.
Schemat zastępczy dla układu elektrody wejście wzmacniacza wchodzącego w skład
elektroencefalografu.
Na rys. 7 zaprezentowano schemat zastępczy dla układu elektrody pomiarowe-wzmacniacz (który
wchodzi w skład elektroencefalografu, patrz rys. 1. Dla uproszczenia problemu założono, że
elektrody pomiarowe mają tylko opór, nie posiadają natomiast pojemności ani indukcyjności. Na
rysunku przyjęto następujące oznaczenia:
— napięcie występujące pomiędzy elektrodami pomiarowymi, będące skutkiem aktywności
elektrycznej mózgu,
,
— elektrody pomiarowe,
,
— opory elektrod pomiarowych, uwzględniające już opór pomiędzy elektrodą a skórą,
— opór wejściowy wzmacniacza,
— napięcia wejściowe wzmacniacza.
Jak zostało to opisane we wcześniejszych rozdziałach, aktywność elektryczna mózgu powoduje
przepływ po powierzchni głowy jonowego prądu elektrycznego, który w układzie elektroda-elektrolit
zostaje zamieniony na prąd elektronowy. Prąd ten płynie od elektrod poprzez kable do wzmacniacza.
Wykorzystując II prawo Kirchhoffa dla układu zastępczego zaprezentowanego na rys. 7, możemy
napisać następujące równanie:
za pomocą którego możemy wyznaczyć prąd płynący w układzie elektrody-wzmacniacz pod wpływem
potencjału :
oznaczając przez
postaci:
sumaryczny opór elektrod
równanie (%i 2) możemy zapisać w
W związku z powyższym spadek napięcia (obserwowane napięcie na wzmacniaczu) jest równe:
Wzór (%i 4) można przekształcić do postaci:
Jak widzimy, napięcie rejestrowane przez wzmacniacz
jest mniejsze od napięcia występującego
pomiędzy elektrodami ( ). Dokładniej, stosunek napięcia
do napięcia wynosi:
Napięcie występujące pomiędzy elektrodami oraz napięcie rejestrowane przez wzmacniacz będą
sobie równe, kiedy opór wzmacniacza będzie dążył do nieskończoności lub sumaryczny opór elektrod
będzie dążył do zera. Spełnienie któregokolwiek z powyższych warunków jest oczywiście
niemożliwe, możemy jedynie zadbać aby stosunek
był jak najmniejszy. Przyjęto, że opór
wejściowy wzmacniacza powinien być wyższy od 10 MΩ, zaś opór elektrod mniejszy niż 5 kΩ. W
takim przypadku stosunek napięcia rejestrowanego do napięcia rzeczywistego jest równy:
a zatem nie przekracza 0,5‰ (pół promila). Obecnie opory wewnętrzne wzmacniaczy EEG są
znacznie większe od 10 MΩ, nie oznacza to jednak, iż można zwiększyć opór układu skóra-elektrodaelektrolit. Po pierwsze, wraz z wielkością oporu rośnie również wielkość szumu termicznego, który
jest generowany na elektrodzie Ag-AgCl, co opisuje następujący wzór:
gdzie:
— wartość skuteczna napięcia generowanego na elektrodzie[3],
— stała Boltzmana,
— temperatura, wyrażona w Kelvinach,
— opór elektrody,
— szerokość pasma mierzonego sygnału.
W przypadku sygnału EEG, można przyjąć następujące wartości:
(temperatura ciała
zdrowego człowieka),
(opór elektrody),
(szerokość pasma sygnału EEG).
Podstawiając powyższe dane do wzoru (%i 8), otrzymujemy:
. Jest to wielkość 10-krotnie
mniejsza od amplitudy sygnału EEG. W przypadku rejestracji czynności elektrycznej mózgu, pomiaru
napięcia dokonujemy przynajmniej pomiędzy dwiema elektrodami, dlatego wielkość szumu należy
zwiększyć o czynnik
, w związku z czym wartość skuteczna napięcia rejestrowanego przez
elektroencefalograf w pojedynczym kanale wzrośnie w przybliżeniu rośnie do wartości
,
co nadal jest znacznie mniejszym napięciem od amplitudy sygnału EEG. Należy jednak pamiętać, że
wzór (%i 8) jest wyrażeniem na wartość skuteczną napięcia. Przyjmuje się, że chwilowa wartość
szumu jest 10-krotnością jego wartości skutecznej. Rejestrując czynność elektryczną mózgu można
się zatem spodziewać szumu na poziomie około 1 μV, czyli o wielkości porównywalnej już z sygnałem
EEG. Jeśli zwiększymy opór elektrody dwukrotnie, do
, wielkości chwilowa szumu
wzrośnie do wartości
. Jeśli zamierzamy przeprowadzić eksperymenty, z rejestracją
czynności elektrycznej mózgu w bardzo szerokim paśmie częstości, np. od 1 do 100Hz, to przy
oporze elektrod
, wartość chwilowej amplitudy szumu wyniesie prawie 2 μV. Drugim
powodem, dla którego warto jest zadbać o niski opór układu skóra-elektrolit-elektroda są zakłócenia,
które niemal zawsze towarzyszą pomiarowi sygnału EEG i szerzej zostaną omówione w rozdziale
Budowa elektroencefalografu [4]. Duży opór elektrod może prowadzić do rejestrowania zakłóceń o
tak wysokiej amplitudzie w porównaniu z czynnością elektryczną mózgu, że pomiar sygnału EEG
będzie mijał się z celem.
Praktyczne implementacja elektrody pomiarowe stosowane do rejestracji
sygnału EEG.
Z uwagi na w przybliżeniu okrągły, gładki kształt głowy, umieszczenie na jej powierzchni elektrod
nie jest zadaniem prostym. Obecnie na świecie trwają prace, mające na celu skonstruowanie tzw.
suchych elektrod, to jest elektrod, których umieszczenie na głowie wymagałoby założenia jedynie
opaski lub odpowiednio dopasowanego czepka. Póki co jednak, w praktyce klinicznej oraz w
większości badań naukowych stosowane są elektrody mokre, tj. wymagające użycia substancji
poprawiających przewodzenie prądu pomiędzy skórą a elektrodą. Różne typy elektrod mokrych
zostaną omówione poniżej. Niezależnie od rodzaju elektrody, z reguły mają one powierzchnię około 1
centymetra kwadratowego. W korze mózgowej o takiej powierzchni znajduje się około miliona
neuronów.
Elektrody grzybkowe
Elektroda grzybkowa (rys. 8) zbudowana jest z metalu uformowanego w kształt zaprezentowany na
rys. 9. Jeden koniec elektrody zakończony jest płaskim dyskiem, który owija się watą oraz gazą,
podczas gdy do drugiego końca przymocowane są odpowiednio wyprofilowane elementy służące do
umieszczenia elektrody na powierzchni głowy. Całość przypomina kształtem grzyb, stąd nazwa tego
typu elektrod. Elektrody grzybkowe mocowane są do powierzchni głowy przy pomocy czepków (rys.
10), których gumowe wężyki dociskają elektrodę do skóry. Przed wykonaniem badania elektrody
grzybkowe należy nasączyć w roztworze soli fizjologicznej, która pełni w tym wypadku rolę
elektrolitu i zapewnia przewodnictwo prądu pomiędzy skóra a elektrodą.
Metalowy rdzeń elektrody
grzybkowej.
Elektrody grzybkowe. Metalowy rdzeń, zaprezentowany na
zdjęciu %i 8 owinięty jest gazikiem.
Czepek do mocowania elektrod
grzybkowych założony na szklany model
głowy.
Elektrody grzybkowe są powszechnie stosowane do rejestracji sygnału EEG, jednakże nie są zbyt
wygodne dla pacjenta, czującego ucisk plastikowych i gumowych elementów czepka oraz elektrod. W
związku z tym, stosuje się je głownie do krótkotrwałych, nie przekraczających 30 minut badań. Jeśli
wymagany jest dłuższy pomiar sygnału EEG, powinno się używać inne typy elektrod, omówione w
kolejnych rozdziałach.
Elektrody miseczkowe
Elektroda miseczkowa (rys. 11), jak sama nazwa wskazuje, ma kształt wklęsłego dysku, który
przypomina małą miseczkę. Zazwyczaj tego rodzaju elektrody są elektrodami chlorosrebrowymi dysk wykonany jest ze srebra, pokrytego chlorkiem srebra. Spotyka się również elektrody
miseczkowej wykonane ze złota lub platyny. Nowe elektrody chlorosrebrowe mają ciemno brązowy
lub ciemno fioletowy kolor, który zawdzięczają związkowi chlorku-srebra. Elektrody miseczkowe
umieszcza się na głowie za pomocą specjalnych klei. Jednym z najbardziej znanych jest kolodium.
Klej ten rozprowadza się po brzegach elektrody, a następnie przykłada się ją w odpowiednim miejscu
do głowy badanej osoby. Po wyschnięciu, kolodium jest w stanie utrzymać elektrodę przy skórze
nawet przez klika dni. Tak zamocowane elektrody odkleja się przy pomocy rozpuszczalnika
acetonowego. Po umieszczeniu elektrody na głowie, pomiędzy skórą a elektrodą tworzy się wolna
przestrzeń wypełniona przez włosy oraz powietrze. Aby umożliwić przewodzenie prądu, pomiędzy
skórą a elektrodą wprowadza się odpowiednie żele przez otwór znajdujący się w elektrodzie
miseczkowej, za pomocą tępej igły. Wadą kolodium jest stosunkowo długi czas potrzebny na
wyschnięcie tego kleju. Niedogodności tej pozbawione są nowe rodzaje klejów, które pełnią
jednocześnie rolę spoiwa mocującego elektrodę do skóry jak i żelu zapewniającego kontakt elektrody
ze skórą. Wadą z kolei tych klejów jest ich stosunkowo niska w porównaniu z kolodium przyczepność.
Elektrody umieszczone na głowie za ich pomocą, w przypadku gwałtownego ruchu pacjenta mogą
łatwo ulec odczepieniu od skóry. Ponadto kleje te są wodo-zmywalne, co z jednej strony ułatwia
zdjęcie elektrod, z drugiej jednak strony powoduje rozpuszczenie kleju pod wpływem potu
wydzielanego przez pacjenta. W związku z tym, kleje wodo-zmywalne uniemożliwiają dłuższe niż 3 4 godzinne badanie EEG. Specjalnym rodzajem elektrod miseczkowych są elektrody mocowane do
głowy przy pomocy specjalnych czepków (rys. 12) przypominających kształtem czepek pływacki.
Tego typu czepki wyposażone są w otwory z odpowiednimi zaczepami. Po założeniu czepka o
rozmiarze dostosowanym do wielkości głowy badanej osoby, za pomocą tępej igły ze strzykawką
wpuszcza się odpowiedni żel, a następnie wpina się elektrody.
A - zdjęcie elektrod miseczkowych bezpośrednio przyklejanych do skóry
badanej osoby. B - elektrody miseczkowe wpinane w czepek, który jest
zakładany na głowę badanej osoby.
A - czepek z do mocowania elektrod miseczkowych, zaprezentowanych na
rysunku rys. 11B. B - czepek wraz z wpiętymi elektrodami miseczkowymi,
na szklanym modelu głowy.
Budowa elektroencefalografu
Na rys. 1 został przedstawiony ogólny schemat aparatury do rejestracji sygnału EEG. Jak można
zauważyć, w skład zestawu pomiarowego wchodzą: elektrody, elektroencefalograf oraz komputer,
którego zadaniem jest wyświetlanie i archiwizacja zebranych danych oraz, w niektórych wypadkach
(np. eksperymentach naukowych), sterowanie badaniem. Dotychczas omówiona została budowa oraz
zasada działania elektrod pomiarowych. W bieżącym rozdziale przedstawiona zostanie budowa
elektroencefalografu. Jednym z najważniejszych jego elementów jest blok wzmacniaczy, którego
funkcją jest wzmocnienie rejestrowanego sygnału EEG, przed jego dalszym przetworzeniem. Budowa
bloku wzmacniającego w głównej mierze jest uzależniona nie tylko od charakterystyki czynności
elektrycznej mózgu, ale również od zakłóceń, które towarzyszą pomiarowi. Zostaną one opisane w
poniższym podrozdziale.
Źródła zakłóceń rejestracji sygnału EEG, konstrukcja bloku wzmacniającego
Wśród głównych zakłóceń, towarzyszących rejestracji sygnału należy wymienić:
1. Zjawiska fizyczne i chemiczne zachodzące pomiędzy skórą, elektrolitem a elektrodą. Jak
wiadomo, każda elektroda metalowa posiada pewien charakterystyczny dla siebie potencjał,
zwany potencjałem standardowym. W przypadku elektrod stosowanych do pomiaru EEG,
wielkość tego potencjału waha się w granicach od około 220 mV dla elektrody Ag-AgCl do
ponad 500 mV dla elektrody wykonanej ze stali i pokrytej złotem. Potencjał elektrody
chlorosrebrowej jest stabilny, jednakże pewne zjawiska mogą doprowadzić do zmian tego
potencjału w czasie (np. badana osoba zacznie się pocić, skutkiem czego żel przewodzący
zmieni swoje własności). W zależności od tego, jak elektrody połączone są ze wzmacniaczem,
może to spowodować np. powstanie w zapisie sygnału EEG wolnozmiennej fali (o okresie kilku
sekund) o dużej amplitudzie, występującej na odprowadzeniach z jednego lub wielu kanałów.
2. Generatory czynności elektrycznej znajdujące się w ciele człowieka. Do najsilniejszych
zakłóceń należy sygnał pochodzący od mięśnia sercowego o amplitudzie ok. 1 mV, sygnały
pochodzący od mięśni odpowiedzialnych za mimikę twarzy, ruch i utrzymywanie głowy w
pozycji pionowej, ruch języka. Źródłem bardzo silnego zaburzenia jest również, spolaryzowana
elektrycznie, gałka oczna. W momencie kiedy człowiek mruga, gałka oczna wykonuje lekki
ruch w górę (zjawisko Bella). Rogówka, znajdująca się w przedniej części gałki ocznej, posiada
ładunek dodatni, podczas gdy siatkówka ma ładunek ujemny. Układ siatkówka — rogówka
tworzy zatem dipol elektryczny, wytwarzający w przestrzeni pewien rozkład potencjału
elektrycznego. Rozkład ten ulega zmianie, kiedy dipol zmienia swoją orientację w przestrzeni,
czyli w trakcie mrugnięć, czy też wodzenia przez człowieka wzrokiem za jakimś obiektem.
3. Pola elektryczne wytworzone przez znajdujące się w pobliżu urządzenia elektryczne oraz sieć
zasilającą. Ostatnie źródło zakłóceń ma zasadniczy wpływ budowę bloku wzmacniającego w
elektroencefalografie. Prowadzi ono do powstania w zapisie EEG charakterystycznego,
regularnego artefaktu (o częstości 50 Hz w Europie i większości krajów Azji, 60 Hz w Ameryce
Północnej), które amplituda może nawet 10 krotnie przekroczyć rejestrowaną czynność
elektryczną mózgu. Oczywiście, badanie EEG można wykonywać środowisku pozbawionym
zakłóceń elektrycznych. Jednakże w praktyce może to bardzo ograniczyć zastosowanie
pomiaru EEG. Aby izolować układ pacjent — elektroencefalograf, należy rejestrację EEG
przeprowadzić w bardzo dokładnie wykonanej klatce Faradaya[5]. Elektroencefalograf
wymaga jednak zasilania, a zarejestrowane dane powinny być w jakiś sposób przesłane do
komputera. Każde dodatkowe połączenie, czy to dostarczające energię elektryczną do
elektroencefalografu, czy przesyłające dane, może stworzyć tor, przez który będą
rozprzestrzeniać się zakłócenia. Podsumowując, należy założyć, że w praktycznych
zastosowaniach EEG, nie da się idealnie odizolować układu pacjent — elektroencefalograf od
zewnętrznych źródeł zakłóceń. Na rys. 13 zaprezentowano bardzo uproszczony schemat
sprzężeń pomiędzy badaną osobą, elektroencefalografem a siecią elektryczną.
Uproszczony schemat sprzężeń, które powstają pomiędzy
badaną osobą, a siecią elektryczną. Na skutek sprzężeń
pojemnościowych oraz wielkości pasożytniczych
transformatorów stanowiących barierę galwaniczną, do
układu pacjent &mdashl; elektroencefalograf wpływają
prądy zakłócające pomiar EEG.
Niewłaściwie wykonywane badanie EEG. Jako masę układu
pacjent-elektroencefalograf wybrano uziemienie (pacjent
bezpośrednio podłączony do uziemienia). Uniemożliwi to
rejestrację aktywności elektrycznej mózgu, a ponadto
naraża pacjenta na niebezpieczeństwo. W przypadku
uszkodzenia bariery galwanicznej, przez
elektroencefalograf, a dalej przez elektrody pomiarowe i
pacjenta popłynie prąd .
W wyniku dołączenia do elektroencefalografu dodatkowego
urządzenia, elektroencefalograf stracił barierę galwaniczną
od strony uziemienia. W przypadku zwarcia lub
uszkodzenia bariery galwanicznej od strony zasilania, przez
badaną osobę może popłynąć znaczny prąd .
Człowiek, który dosyć dobrze przewodzi prąd, tworzy wraz z kablami sieci energetycznej 230V/50Hz
kondensator powietrzny
, natomiast z przewodami uziemiającymi kondensator
. Zakładając, że
pojemność kondensatora
jest równa pojemności kondensatora
, w wyniku sprzężenia
pojemnościowego z siecią elektryczną, na ciele człowieka powstaje potencjał o wielkości dochodzącej
do
!. Potencjał ten zmienia się w czasie z częstością 50Hz. Sprzężenie człowieka z
siecią elektryczną powoduje przepływ przez jego ciało prądów (na rys. 13 i ), które jednak z
uwagi na zbyt małą wartość pojemności kondensatorów
i
nie są przez niego wyczuwalne,
aczkolwiek ich amplituda jest na tyle wysoka, aby zaburzyć pomiar EEG.
Napięcia mierzymy zawsze względem jakiegoś punktu odniesienia. W przypadku urządzeń
elektrycznych, takim punktem jest ziemia, dla której umownie przyjęto potencjał równy 0 V. Z uwagi
na sprzężenie pojemnościowe człowieka z siecią elektryczną, dokonywanie pomiaru aktywności
elektrycznej mózgu względem ziemi nie miałoby sensu, bowiem rejestrowane byłoby głownie
zakłócenie pochodzące od sieci elektrycznej. W przypadku ekranowania badanej osoby od urządzeń
elektrycznych oraz wybrania punktu odniesienia jako elementu uziemionego, pomiar EEG również
nie mógłby się udać, z uwagi na inne źródła zakłóceń występujące w organizmie ludzkim, takich jak
np. potencjały od mięśnia sercowego serca. Co więcej, niezależnie od tego, czy występuje
ekranowanie układu pacjent – elektroencefalograf, czy też nie, wybranie do pomiarów ziemi jako
punktu referencyjnego może być niebezpieczne dla pacjenta. Sytuacja taka została zaprezentowana
na rys. 14 oraz na rys. 15. Na rys. 14 badana osoba została bezpośrednio podłączona do uziemienia
(kabel, zamiast kondensatora
), zaś na rys. 15 bezpośrednie połączenie człowieka z ziemią
występuję zamiast izolacji galwanicznej masy elektroencefalografu i kondensatora
. W obydwu
przypadkach, jeśli w układzie zasilającym elektroencefalograf, dojdzie to jakiegoś zwarcia, czy
uszkodzenia, np. izolacji galwanicznej, przez pacjenta może popłynąć prąd stanowiący realne
niebezpieczeństwo dla jego życia lub zdrowia. Wnioski jakie płyną z powyższych rozważań są
następujące:
1. Wielu producentów elektroencefalografów dopuszcza możliwość podłączania do niego różnych
dodatkowych aparatów. Ma to szczególne znacznie, w przypadku badań naukowych, kiedy
wykonuje się niestandardowe eksperymenty. Należy jednak pamiętać, że zbudowane przez nas
dodatkowe urządzenie również musi być izolowane galwaniczne od sieci zasilającej. Jeśli tak
nie będzie, to po podłączeniu tego urządzenia do elektroencefalografu, ten również przestanie
być izolowany galwanicznie, co może stwarzać niebezpieczeństwo dla pacjenta.
2. Nigdy nie wolno dopuścić do sytuacji aby badana osoba, w trakcie rejestracji EEG, miała
kontakt z metalowymi elementami, które mogą być uziemione.
3. Jeśli elektroencefalograf jest zasilany z sieci energetycznej, to musi być on izolowany
galwanicznie, np. od za pomocą transformatora, od tej sieci. W każdym elemencie
elektrycznym istnieją jednak wielkości „pasożytnicze”, które niekorzystnie wpływają na jego
parametry, np. rezystor, oprócz oporu, może posiadać również pewną pojemność oraz
indukcyjność. W wyniku tego, izolacja galwaniczna, również nigdy nie jest idealna – posiada
pewną pojemność przez którą do elektroencefalografu przedostają się niepożądane prądy, na
rys. 13 oznaczone jako oraz .
4. Punkt, względem którego dokonuje się pomiaru potencjałów związanych z czynnością
elektryczną mózgu, powinien znajdować się na ciele człowieka. Standardowo jest to punkt
głowie, chociaż istnieją pewne konstrukcje wzmacniaczy, w przypadku których elektroda masy
elektroencefalografu umieszczana jest na brzuchu. Tego rodzaju uziemienie, nazywa się w
języku angielskim floating– ground, co w bezpośrednim tłumaczeniu na język polski oznacza
„pływającą masę" (potencjał elektrody wybranej jako masa układu pomiarowego zmienia wraz
z czynnością elektryczną na powierzchni głowy). W takim przypadku, różnica potencjału
pomiędzy elektrodami pomiarowymi (na rys. 13 zaznaczona wraz z kablami kolorem żółtym), a
elektrodą masy, spowodowana przez sieć elektryczną wynosi od 0 mV do 100 mV (i oczywiście
zmienia się w czasie z częstością 50 Hz). Potencjał ten obserwowany jest na wszystkich
elektrodach, w związku z czym określa się go jako sygnał wspólny lub współbieżny (ang.
Common Mode Signal, CMS). Z uwagi na fakt, że amplituda sygnału wspólnego, przekracza
znacznie amplitudę sygnału EEG, wzmacnianie różnicy potencjałów (czyli napięcia),
występujących na powierzchni głowy nie ma sensu. Wzmocnieniu ulegnie bowiem również
zakłócenie sygnału, na tle którego czynność elektryczna mózgu będzie niemożliwe do
zaobserwowania. W związku z tym należy wzmacniać różnicę napięć, a nie same napięcia, co
umożliwi zredukowanie sygnału wspólnego. W tym celu, w elektroencefalografach stosuje się
wzmacniacze różnicowe. Podanie w tym miejscu, szczegółowego schematu połączeń, jakie
występują pomiędzy elektrodami pomiarowymi, a wzmacniaczami nie jest możliwe, ponieważ
zazwyczaj stanowi to tajemnicę producenta elektroencefalografu, który stara się zmniejszyć
wpływ zakłóceń na rejestrację sygnału EEG poprzez nowatorskie rozwiązania techniczne.
Poniżej zostanie przedstawiona bardzo ogólna koncepcja wykorzystania wzmacniaczy
różnicowych w pomiarze EEG.
Blok wzmacniający sygnał EEG
Podstawowym elementem bloku wzmacniającego sygnał w elektroencefalografie są wzmacniacze
operacyjne [6]. Jak już wspomniano na wstępie, elektryczną czynność mózgu należy mierzyć w
różnych miejscach na powierzchni głowy. Na rys. 16 zaprezentowano przykładowy schemat
wielokanałowego wzmacniacza, wchodzącego w skład elektroencefalografu. Układ ten wykorzystuje
wzmacniacze operacyjne pracujące w tzw. układzie nieodwracającym. Przyjęto następujące
oznaczenia:
— elektrody rejestrujące potencjały
na powierzchni głowy,
— elektroda masy układu, której potencjał wynosi ,
— elektroda referencyjna (odniesienia) rejestrująca potencjał . Z uwagi na zakłócenia
towarzyszące pomiarowi czynności elektrycznej mózgu, wzmacnianie napięć, czyli różnic
potencjałów pomiędzy elektrodą masy
, a elektrodą pomiarową
nie ma sensu. Wzmacnia się
natomiast różnice napięć, pomiędzy elektrodami pomiarowymi
a wyróżnioną
elektrodą, którą określa się jako elektrodę referencyjną,
— napięcia wyjściowe ze wzmacniaczy (wzmocniony sygnał EEG), względem
elektrody masy,
— różnica napięć pomiędzy wyjściami kolejnych wzmacniaczy a wyjściem
wzmacniacza napięcia elektrody odniesienia
.
Schemat ideowy 3-kanałowego wzmacniacza EEG. Kolorem
niebieskim oznaczono masą układu podłączoną do pacjenta
poprzez elektrodę
, natomiast kolorem żółtym elektrodę
referencyjną
względem której będą mierzone napięcia.
Potencjał rejestrowany przez kolejne elektrody jest równy:
gdzie:
— potencjał wytworzony przez elektryczną aktywność mózgu,
— sygnałem wspólnym na wszystkich elektrodach i związanym z zakłóceniem od sieci.
W przypadku idealnym, wykonywanie pomiarów różnicowych powinno prowadzić do zredukowania
sygnału CMS. Niestety w rzeczywistości, wzmacniacze operacyjne nie posiadają idealnych
parametrów. Ponadto wzmocnienie układu nieodwracającego, który występuje na rys. 16 w bloku
wzmacniającym, zależy od wartości oporów rezystorów wchodzących w skład tego wzmacniacza. I
tak, dla pierwszego od góry wzmacniacza na rys. 16 wynosi ono:
Elementy elektroniczne wykonane są ze skończona dokładnością, dlatego opory rezystorów R1, R3,
R5, R7 będą nieco od siebie się różnić, podobnie jak różne będą opory rezystorów R2, R4, R6 i R8, w
efekcie czego każdy ze wzmacniaczy będzie miał inne wzmocnienie. Prowadzić to będzie do różnego
wzmocnienia sygnału wspólnego i ostatecznie jego obserwacji, pomimo wykonywania pomiaru
różnicowego. Dla przykładu, niech współczynnik
będzie równy 50, natomiast różnica tego
współczynnika pomiędzy kolejnymi wzmacniaczami wynosi
(co należy uznać za wartość
bardzo małą). Jeśli amplituda sygnału wspólnego ma wartość 100 mV, wtedy na wyjściu pierwszego
wzmacniacza, uzyska on wartość
, natomiast na wyjściu wzmacniacza
napięcia referencyjnego:
, co prowadzi do powstania różnicy napięć
o amplitudzie:
. Z kolei aktywność elektryczna mózgu, o
amplitudzie rzędu 10 μV, po 50-krotnym wzmocnieniu osiągnie wartość 500 μV, a zatem
porównywalną z sygnałem pochodzącym od sieci elektrycznej. Sytuacja taka jest niedopuszczalna,
dlatego układ zaprezentowany na rys. 16 najprawdopodobniej nie jest już wykorzystywany w
elektroencefalografach. Podsumowując, z uwagi na cechy charakterystyczne czynności elektrycznej
mózgu, rejestrowany sygnał EEG musi zostać poddany wzmocnieniu. Na skutek zakłóceń
towarzyszących pomiarowi sygnału EEG, wzmacnianie napięć nie jest dobrym rozwiązaniem, dlatego
w elektroencefalografie, zostaje wzmocniona różnica napięć. Konstrukcja bloku wzmacniającego
może być przeprowadzona na wiele różnych sposobów, w zależności od producenta. Na froncie
elektroencefalografu, obok kanałów wejściowych, do których podłącza się kable elektrod
pomiarowych, na pewno znajdzie się wejście dla elektrody masy (często oznaczanej jako GND, od
ang. ground). W niektórych elektroencefalografach może również pojawić się wejście dla elektrody
referencyjnej, nie jest to jednak regułą. W niektórych elektroencefalografach, jako napięcie
referencyjne może zostać przyjęte średnie napięcie występujące na elektrodach pomiarowych.
Napięcie referencyjne może też być odejmowane na drodze programowej, przez procesor wchodzący
w skład elektroencefalografu lub też przez oprogramowanie do wizualizacji danych, które znajduje
się na komputerze.
Filtr dolnoprzepustowy oraz przetwornik analogowo-cyfrowy
Przetwornik Analogowo/Cyfrowy
Po wzmocnieniu, zarejestrowany sygnał EEG ma już amplitudę, która umożliwia jego dalszą analizę i
prezentację na monitorze komputerowym. Jednakże komputer przetwarza sygnały binarne, czyli
takie które przyjmują tylko dyskretne wartości napięć, podczas gdy zapis elektrycznej aktywności
mózgu jest sygnałem ciągłym. Zanim więc zarejestrowane dane zostaną przesłane z
elektroencefalografu do komputera, muszą zostać zamienione z postaci analogowej na postać
dyskretną. Proces przetwarzania sygnału analogowego na sygnał cyfrowy odbywa się w urządzeniu
nazywanym przetwornikiem analogowo-cyfrowym, w skrócie A/C (ang. Analog to Digital Converter).
Wyczerpujący opis budowy oraz zasady działania przetworników A/C czytelnik znajdzie w na
stronach Wikipedii [7], w skrypcie do Pracowni Elektronicznej FUW [8] oraz w Horowitz i Hill
(2009), Nadachowski i Kulka (1985). Istnieje wiele metod konwersji sygnału analogowego na
cyfrowy. Poniżej, dla przykładu omówiony zostanie jeden ze sposobów, polegający na porównaniu
napięcia wejściowego z N równomiernie rozłożonymi poziomami odniesienia.
Rys 17. Schemat prostego 2bitowego przetwornika analogowocyfrowego, którego działanie polega
na porównaniu napięć wejściowych z
napięciami referencyjnymi.
Zaprezentowany przetwornik może
dokonać konwersji napięcia
analogowego z zakresu od 0 V do 10
V (napięcie wejściowe układu
dzielników napięcia utworzonych z
rezystorów).
Na rys. 17 zaprezentowano schemat ideowy takiego 2-bitowego przetwornika. Elementem
elektronicznym, służącym do porównywania napięć jest komparator [9],[10], Horowitz i Hill (2009),
Nadachowski i Kulka (1985), który można zrealizować za pomocą wzmacniacza operacyjnego. Na
rysunku 17 napięcia referencyjne wytworzone są przez drabinkę rezystorów, tworzących dzielniki
napięcia[11], ,[12], Horowitz i Hill (2009), Nadachowski i Kulka (1985). Wyjścia komparatorów
połączone są z koderem[13], [14], Horowitz i Hill (2009), wytwarzającym słowo binarne,
odpowiadające najwyższemu numerowi komparatora, uaktywnionego przez napięcie wejściowe
.
Przykładowo, na rys. 17 pierwszy od dołu komparator porównuje napięcie wejściowe z napięciem:
1,67 V, komparator drugi z napięciem 5 V, natomiast komparator trzeci z napięciem 8,33 V. Jeśli na
wejściu układu pojawi się napięcie:
to wyjście żadnego z komparatorów nie zostanie uaktywnione, a na wyjściu kodera
pojawi się słowo 00 (dziesiętnie 0),
to uaktywni się wyjście komparatora numer 1, a na wyjściu kodera pojawi się
słowo 01 (dziesiętnie 1),
to uaktywni się wyjście komparatora numer 2, a na wyjściu kodera pojawi się
słowo 10 (dziesiętnie 2),
to uaktywni się wyjście komparatora numer 3, a na wyjściu kodera pojawi
się słowo 11 (dziesiętnie 1).
Układ zaprezentowany na rys. 17 jest w stanie przypisać napięciu analogowemu, o maksymalnej
amplitudzie zmieniającej się w zakresie od 0 V do 10 V, cztery stany, odpowiadające binarnym
sekwencjom 00, 01, 10 i 11. Rozdzielczość napięciowa takiego przetwornika jest więc równa:
Jest to oczywiście wartość za duża w przypadku konwersji sygnału EEG. W nowoczesnych
elektroencefalografach, stosowane są przetworniki analogowo - cyfrowe o znacznie większej ilości
bitów, co w połączeniu z wąską skalą pomiaru daje w efekcie rozdzielczości wystarczające na
potrzeby pomiaru sygnału EEG. Przykładowo, 16-bitowy przetwornik analogowo cyfrowy, dokonujący
konwersji w zakresie od -5 mV do +5 mV, ma rozdzielczość napięciową równą:
zaś rozdzielczość 24-bitowego przetwornika o zakresie pomiaru od -250 mV do +250 mV wynosi:
Rolą przetwornika A/C nie jest jednak tylko zamiana sygnału analogowego w dziedzinie amplitudy
napięć. Aktywność elektryczna mózgu zmienia się w czasie, dlatego konwersję opisaną powyżej,
powinna być dokonywana w każdej chwili czasu, co oczywiście jest niemożliwe. Rozwiązaniem tego
problemu jest odczytywanie wartości napięcia w regularnych odstępach czasu. Proces taki
nazywamy próbkowaniem sygnału. Pojawia się jednak pytanie, czy sygnał dyskretny w dziedzinie
czasu, może poprawnie odtwarzać informację, która była zawarta w sygnale ciągłym. Odpowiedź na
to pytanie jest twierdzącą, pod warunkiem spełnienia pewnego warunku, o którym mówi twierdzenie
Nyquista-Shannona[15]:
Sygnał dyskretny w dziedzinie czasu jest wierną reprezentacją sygnału ciągłego, z którego powstał
na drodze próbkowania, jeśli sygnał ciągły nie zawierał składowych częstościowych wyższych niż
połowa częstości próbkowania.
Przykładowo, na płycie CD nagrany jest dzwięk, który jest próbkowany z częstością 44 kHz, czyli w
odstępach czasu równych
. Ucho ludzkie rozróżnia dźwięki o częstości od 16
Hz do 20kHz. Z godnie z twierdzeniem Nyquista-Shannona, aby dyskretny sygnał zawierał tę samą
informację co sygnał ciągły (czyli abyśmy mogli słuchać nie zniekształconej muzyki), próbkowanie
sygnału w studio nagrań musi odbywać się przynajmniej z częstością 2*20 kHz = 40 kHz. Przyjmuje
się, że aktywność elektryczna mózgu rejestrowana na powierzchni głowy zawiera składowe
częstościowe w granicach od 0 do 100 Hz, chociaż największą moc tego sygnału rejestruje się w
paśmie od 0 do 50Hz. Na potrzeby badania EEG, przetwornik A/C musi więc próbkować sygnał z
częstością minimum 100 Hz. Nowoczesne elektroencefalografy umożliwiają wybór częstości
próbkowania w granicach od 256 Hz do 2048 Hz.
Filtr dolnoprzepustowy.
Ogólnie, rolą filtrów jest usuniecie z sygnału niepożądanych składowych częstościowych. W
poprzednim paragrafie można było dowiedzieć się, że próbkowanie sygnału w dziedzinie częstości,
wymaga spełnienia pewnego warunku, a mianowicie sygnał ciągły nie może zawierać składowych
częstościowych wyższych niż połowa częstości próbkowania. W związku z tym, zanim sygnał trafi na
wejście przetwornika analogowo-cyfrowego, zbyt wysokie składowe częstościowe muszą być z niego
usunięte, co dokonuje się przy pomocy filtrów dolnoprzepustowych. Uwaga, wiele filtrów w
elektroencefalografach jest zaprogramowanych w układach mikroprocesorowych, bądź też wchodzą
w skład pakietów do wizualizacji i analizy sygnału EEG. Są to filtry cyfrowe, czyli układy
elektroniczne lub programy operujące już na sygnale binarnym. W elektroencefalografie musi jednak
występować przynajmniej jeden filtr analogowy, znajdujący się przed przetwornikiem A/C.
Analogowe filtry dolnoprzepustowe są wykonywane najczęściej na bazie układów RC [16], [17],
Horowitz i Hill (2009), Nadachowski i Kulka (1985). Charakterystyka idealnego filtru
dolnoprzepustowego została zaprezentowana na rys. 18. Rzeczywiste filtry mają charakterystykę,
pokazaną na rys. 19.
Charakterystyka amplitudowoczęstościowa idealnego filtru
dolnoprzepustowego. Na osi
pionowej odłożono stosunek napięcia
wyjściowego na filtrze, do napięcia
wejściowego. Powyżej pewnej
częstości granicznej
filtr nie
przepuszcza sygnału.
Charakterystyka amplitudowoczęstościowa rzeczywistego filtru
dolnoprzepustowego. Na osi
pionowej odłożono stosunek napięcia
wyjściowego na filtrze, do napięcia
wejściowego. W filtrze rzeczywistym
występuje pewien obszar
przejściowy, pomiędzy częstościami
dla których
= 1, a
częstościami dla których
jest bliskie 0. Z reguły przyjmuje się,
że częstość odcięcia filtru, od której
sygnał jest tłumiony, to taka
częstość, dla której stosunek
= 0.75. Odpowiada to
sytuacji, kiedy energia sygnału
wyjściowego maleje do połowy
wartości sygnału wyjściowego.
Filtr górnoprzepustowy i sieciowy
Rolą tych filtrów jest usuniecie z sygnału EEG zakłóceń powstałych na granicy skróra-elektrodaelektrolit oraz zaburzeń pochodzących od sieci zasilającej i urządzeń zewnętrznych. Jak można było
się dowiedzieć w rozdziale dotyczącym zasady działania elektrod, na granicy faz metal – elektrolit
powstaje pewien charakterystyczny potencjał o wielkości mogącej dochodzić do kilkuset mV.
Potencjał ten w zasadzie jest stały w czasie (o ile nie zmieniają się parametry elektrolitu, np. żelu,
który został zastosowany do badania). Obserwowana aktywność elektryczna mózgu nie zmienia się
wokół potencjału zerowego, ale wokół potencjału standardowego elektrod. Z uwagi na stałą
amplitudę tego artefaktu w czasie, składa się on z bardzo niskich składowych częstościowych,
dlatego można go usunąć z zapisu EEG poprzez zastosowanie filtru górnoprzepustowego [18], [19],
Horowitz i Hill (2009), Nadachowski i Kulka (1985). Z reguły, filtr taki ma ustawioną częstość
odcięcia w granicach 0.1 Hz – 2 Hz. Przykładową charakterystykę rzeczywistego filtru
górnoprzepustowego zaprezentowano na rys. 20.
Charakterystyka amplitudowo częstościowa rzeczywistego filtru
górnoprzepustowego. Na osi
pionowej odłożono stosunek napięcia
wyjściowego na filtrze, do napięcia
wejściowego. Sygnał o częstości
niższej niż częstość odcięcia
jest
silnie tłumiony.
Z kolei filtr sieciowy, służy do usunięcia artefaktu związanego z siecią elektryczną. Jest to filtr
pasmowo-zaporowy [20], [21], Horowitz i Hill (2009), Nadachowski i Kulka (1985), którego
charakterystykę pokazano na rys. 21. Filtry górnoprzepustowy oraz sieciowy mogą być realizowane
w elektroencefalografach jako analogowe układy elektroniczne lub filtry cyfrowe, zaprogramowane
w układach mikroprocesorowych.
Charakterystyka amplitudowo częstościowa rzeczywistego filtru
pasmowo-zaporowego (sieciowego).
Na osi pionowej odłożono stosunek
napięcia wyjściowego na filtrze, do
napięcia wejściowego. Sygnał o
częstości w okolicach 50 Hz jest
usuwany z sygnału wyjściowego.
Dodatki
Praktyczne uwagi dotyczące przeprowadzania rejestracji sygnału EEG
Obecnie produkowane elektroencefalografy charakteryzują się pod wieloma względami bardzo
dobrymi parametrami, np. dokładnością konwersji analogowo-cyfrowej na poziomie kilkudziesięciu
nV, impedancją wejściową dochodząca nawet do
Ω, częstością próbkowania sygnału EEG
wynoszącą 2048 Hz i więcej. Wciąż jednak obok sygnału EEG rejestrowane są również artefakty.
Należy pamiętać, że jeśli chce się uzyskać sygnał, będący dobrym odzwierciedleniem elektrycznej
aktywności mózgu, powinno się pamiętać o pewnych regułach, niezależnie od jakości posiadanego
elektroencefalografu. Wbrew pozorom, które mogą powstać pod wpływem rozwiązań
technologicznych występujących w elektroencefalografie, osoba przeprowadzająca badanie EEG ma
olbrzymi wpływ na jakość uzyskanego pomiaru. Jeśli popełni ona jakiś błąd w trakcie np. zakładania
elektrod na głowę badanej osoby, nawet najbardziej zaawansowana elektronika nie będzie w stanie
skorygować tego błędu. Warto jest więc, wykonując badanie lub eksperyment związany z rejestracją
EEG, przestrzegać następujących reguł:
1. Wszystkie elektrody zastosowane w badaniu EEG powinny być takie same. Nie wolno stosować
elektrod kilku różnych typów, np. chlorosrebrowych i złotych. Potencjał standardowy elektrody
chlorosrebrowej wynosi około 220 mV podczas gdy elektrody stalowej, pokrytej złotem jest
większy od 500 mV. Zastosowanie tych dwóch rodzajów elektrod prowadziłoby do powstania
różnicy potencjałów na poziomie 300 mV, zaburzającej rejestrację EEG.
2. Jeśli do zapisu czynności elektrycznej mózgu stosowane są elektrody chlorosrebrowe, należy
pamiętać, że ciemnobrązowa warstwa chlorku srebra, stopniowo, wraz z kolejnymi badaniami
EEG będzie ulegać zniszczeniu. Po pewnym czasie spod warstwy AgCl zacznie pojawiać się
srebrny dysk elektrody. Nie powinno się wykonywać rejestracji sygnału EEG za pomocą
zużytych elektrod chlorosrebrowych (takich, na których nie występuje już warstwa AgCl) oraz
3.
4.
5.
6.
7.
8.
9.
nowych elektrod tego samego typu. Potencjał standardowy srebra wynosi około 700 mV,
podczas gdy potencjał elektrody chlorosrebrowej 220 mV. Zastosowanie nowych i zużytych
elektrod, podobnie jak w poprzednim punkcie doprowadzi do powstania różnicy potencjałów,
tym razem na poziomie ~500 mV.
Badana osoba pod żadnym pozorem nie powinna stykać się z elementami, które mogą być
uziemione.
Kontakt badanej osoby z elementami metalowymi (np. stół, którego konstrukcja oparta jest na
metalowym stelażu), będzie prowadzić do zwiększenia zakłóceń pochodzących od sieci
elektrycznej.
Należy zadbać, aby badana osoba została wygodnie ułożona, w przeciwnym razie mimowolne
napięcia mięśni, np. karku, doprowadzą do powstania trudnego do usunięcia z zapisu EEG
artefaktu wytworzonego przez sygnały elektrycznie sterujące mięśniami.
Pacjent, nie powinien wykonywać żadnych ruchów, w tym: nie marszczyć czoła, nie zaciskać
szczęk, nie ruszać językiem, ograniczyć mruganie oczami do minimum. Jeśli to możliwe,
badana osoba powinna lekko zmrużyć oczy, co przeciwdziała szybkiemu wysychaniu rogówki,
oraz włożyć język między zęby, co zapobiegnie jego ruchom oraz zaciskaniu szczęk.
Należy mierzyć opory pomiędzy elektrodami umieszczonymi na głowie pacjenta. Powinny być
one mniejsze od 5 kΩ i mieć zbliżone wartości na każdej elektrodzie. W celu zmniejszenia
oporu skóry, powinna być ona przemyta spirytusem, acetonem lub innym, dopuszczonym do
użytku roztworem odtłuszczającym. Powinno się zadbać, aby w przestrzeni pomiędzy elektrodą
a skórą znajdowało się jak najmniej włosów.
Elektrody powinno się zakładać na głowie pacjenta, zaczynając od odprowadzeń znajdujących
się w części potylicznej głowy i postępując w kierunku czoła. Dzięki czemu kable od już
założonych elektrod na głowie nie będą przeszkadzały w umieszczaniu następnych.
Opisując źródła zakłóceń, które wpływają na rejestrację sygnału EEG, zostały pominięte
wielkości pasożytnicze kabli łączących elektrodę ze wzmacniaczem. Kable te będą głównie
sprzężone pojemnościowo z siecią elektryczną, dlatego ich ruch może prowadzić (w zależności
od elektroencefalografu) do zwiększenia artefaktu sieciowego. W takim przypadku warto jest,
po umieszczeniu elektrod na głowie, spiąć kable w jedną wiązkę.
Literatura
Skrypt do Pracowni Elektronicznej FUW [22]
Horowitz P., Hill W. Sztuka elektroniki cz. 1 i 2. Wydawnictwa Komunikacji i Łączności WKŁ, 2009
Nadachowski M., Kulka Z. Analogowe układy scalone. Wydawnictwo Naukowo-Techniczne,
Warszawa, 1985.
Magnetoencefalografia
Sugerowana lektura (Hämäläinen et al., 1993)
Wstęp
Magnetoencefalogram (MEG) to zapis pól magnetycznych, indukowanych przez prądy jonowe
występujące w komórkach nerwowych. Pola te są niezmiernie słabe — rzędu setek femtotesli (fT).
Ilustruje to skalę trudności związanych z ich pomiarem i oddzieleniem pól pochodzących z mózgu od
szumów elektromagnetycznych. Pola magnetyczne generowane przez ruch metalowym śrubokrętem
w odległości kilku metrów czy przejazd samochodu w odległości kilkudziesięciu metrów są o kilka
rzędów wielkości silniejsze niż pola pochodzące z mózgu. Praktyczny pomiar MEG umożliwiło
wprowadzenie niezwykle czułych magnetometrów SQUID (ang. Superconducting Quantum
Interference Device) wykorzystujących efekty kwantowe w nadprzewodzących pierścieniach.
Uzyskanie nadprzewodnictwa wymaga jednak bardzo niskich temperatur (rzędu 4,2 K czyli ok.
–269ºC), przez co urządzenia te są duże i bardzo kosztowne. Dla porównania: najwyższej klasy
aparaty do naukowych pomiarów EEG kosztują dzisiaj (grudzień 2009) ok. 10 - 20 tysięcy Euro za
system 16 - 32 kanałowy, a prosty 2 - 4 kanałowy zestaw EEG do celów neurofeedback można
zbudować już za kilkaset złotych (korzystając np. z projektu http://openeeg.org). Standardowy
system do pomiaru MEG (ponad 200 magnetometrów lub gradiometrów) to koszt rzędu 2 milionów
Euro. Proporcjonalnie wysokie są również koszty utrzymania MEG — kilkadziesiąt litrów ciekłego
helu na tydzień, duży pobór prądu itp. Ponadto, rejestracja MEG musi się odbywać w
pomieszczeniach specjalnie budowanych pod kątem ekranowania pól magnetycznych.
MEG i EEG mierzą ślady tych samych procesów elektrycznych zachodzących w mózgu. Jednak
propagacja pola magnetycznego jest znacznie mniej zakłócana przez zmienne własności ośrodków
pomiędzy źródłami (przybliżanymi zwykle modelem dipola prądowego) a czujnikami. Można
powiedzieć, że granice tkanek, czaszki, skóry i powietrza, modyfikujące bardzo mocno pole
elektryczne, są dla pola magnetycznego przezroczyste. O ile w EEG widać aktywność wszystkich
odpowiednio silnych źródeł, to MEG wykazuje przede wszystkim wkłady od dipoli zorientowanych
prostopadle do promienia kuli przybliżającej głowę.
Słów kilka o historii
Pierwszy pomiar MEG został wykonany przez fizyka Davida Cohena w 1968 (Cohen D., 1968),
jeszcze przy użyciu cewek miedzianych. Niestety ze względu na niską czułość detektorów nawet
zastosowanie magnetycznie izolowanego pomieszczenia nie dawało zadowalających sygnałów.
Kolejną próbę Cohen podjął w MIT, gdzie miał do dyspozycji lepiej izolowany pokój pomiarowy i
pierwsze SQUIDy jako detektory. Początkowe wersje urządzeń pomiarowych miały jeden detektor
SQUID umieszczony w termostacie. Urządzenie to pozwalało na rejestrację sygnałów
jednokanałowych. Począwszy od lat 80-tych zaczęto produkować urządzenia MEG z coraz to większą
ilością SQUIDów zamkniętych w jednym termostacie. Współczesne urządzenia MEG dysponują 128 300 sensorami zamkniętymi w termostacie dopasowanym kształtem do głowy.
Co mierzy aparatura MEG
Kolorem szarym zaznaczono prądy jonowe
płynące wokół neuronu w wyniku akcji
synaptycznej. Strzałką zaznaczono kierunek
dipola prądowego posiadającego prądowe
źródło w dendrytach i prądowy zlew w
okolicy ciała neuronu. Płynące prądy są
źródłem pola magnetycznego.
Zgodnie z równaniami Maxwella ruch ładunków powoduje powstanie pola magnetycznego
prostopadłego do kierunku tego ruchu. Sygnały MEG (i EEG) pochodzą od prądów jonowych
płynących w drzewkach dendrytycznych neuronów w czasie transmisji synaptycznej (rys. 22).
W pierwszym przybliżeniu, wypadkowe prądy płynące w pobliżu neuronu w wyniku akcji
synaptycznej (tj. pobudzenia lub hamowania neuronu przez drugi neuron połączony z nim synapsą)
można traktować jak punktowy dipol prądowy, który charakteryzowany jest przez swoją wartość,
kierunek i położenie. Pole magnetyczne powstające wokół takiego dipola ma zwrot zgodny z regułą
prawej ręki i linie pola są okręgami o środku na osi dipola. Aby pole magnetyczne miało mierzalne
wartości potrzebna jest superpozycja dużej liczby synchronicznie aktywnych dipoli neuronowych o z
grubsza jednakowej orientacji. Ze względu na swoje równoległe ułożenie w poprzek warstw kory,
najlepsze warunki do takiej superpozycji mają korowe neurony piramidalne.
Idea pomiaru MEG.
Kora jest pofałdowana tworząc bruzdy i zakręty. Pole magnetyczne pochodzące od neuronów
umieszczonych w bruzdach jest prostopadłe do powierzchni głowy i daje większy wkład do sygnału
MEG niż pole pochodzące od neuronów umieszczonych w zakrętach. Ideę pomiaru MEG ilustruje
rysunek (rys. 23).
SQUID
SQUID (ang. Superconducting Quantum Interference Device) — jedno z najczulszych urządzeń
służących do pomiaru natężenia pola magnetycznego. Wykorzystywany jest efekt kwantyzacji
strumienia indukcji magnetycznej w pętli nadprzewodzącej i efekt Josephsona. Schemat pętli SQUID
(dc-SQUID) przedstawiony jest na rys. 24.
Schemat pętli nadprzewodzącej urządzenia
SQUID z zaznaczonymi złączami Josephsona.
A - powierzchnia pętli urządzenia SQUID, L indukcja pętli.
Zmiana strumienia pola magnetycznego obejmowanego przez pętlę SQUID wywołuje zmianę
natężenia prądu przepływającego przez urządzenie, jak i zmianę prądu indukowanego w pętli.
Napięcie na połączonych równolegle złączach Josephsona wykazuje okresową zależność od
strumienia magnetycznego przenikającego pętlę SQUID z okresem równym kwantowi strumienia
magnetycznego
gdzie: Stała Plancka, ładunek elementarny. Elektronika urządzenia
SQUID działa w układzie sprzężenia zwrotnego. Do pętli aplikowany jest albo prąd albo dodatkowe
pole magnetyczne (wytwarzane przez dodatkową cewkę modulującą) tak, aby układ pracował w
ustalonym punkcie charakterystyki napięcie - strumień. Wielkość zmian aplikowanego prądu jest
funkcją zmian strumienia magnetycznego. Aby otrzymać dobry stosunek sygnału do szumu
(związanego z samoindukcją pętli) indukcja pętli SQUID musi być mała. W rezultacie powierzchnia
pętli SQUID też jest mała. W praktyce stosuje się transformer strumienia złożony z dużej anteny o
powierzchni
, sprzęgniętej magnetycznie z pętlą SQUID (rys. 25).
Sprzężenie urządzenia SQUID z cewką o
dużej powierzchni.
Wprowadzenie cewki - anteny daje w zależności od konstrukcji cewki (magnetometr, gradiometr
osiowy, gradiometr planarny) możliwość pomiaru jednej z trzech wielkości:
strumienia pola magnetycznego — magnetometry
gradientu strumienia magnetycznego w kierunkach stycznych do powierzchni ciała —
gradiometry planarne
gradientu strumienia magnetycznego w kierunku normalnym do powierzchni ciała —
gradiometry osiowe
Konfiguracje cewek dla powyższych opcji przedstawione są na rys. 26.
Różne typy cewek. a) magnetometr
(pojedyncza pętla), b) gradiometr osiowy
pierwszego rzędu, c) gradiometr planarny
Dla prawidłowego działania urządzenia SQUID muszą znajdować się w stanie nadprzewodzenia. Stąd
też cewki i urządzenia SQUID umieszczone są w termostacie chłodzonym ciekłym helem.
Zakłócenia
Źródła zakłóceń
Jak już wspomnieliśmy poziom sygnałów biomagnetycznych jest rzędu 10-103 fT, czyli około 9 rzędów
wielkości mniejszy niż pole magnetyczne Ziemi. Źródłem innych sygnałów, które utrudniają pomiar
są linie energetyczne, silniki elektryczne, poruszające się obiekty ferromagnetyczne (np. tramwaj
przejeżdżający kilkaset metrów od urządzenia MEG, w szpitalu metalowe łóżka, na których przewozi
się pacjentów, zmienne pola magnetyczne magnesów stosowanych w obrazowaniu MRI o gradiencie
rzędu 10 mT/m). Wpływ na pomiar MEG mogą mieć także instrumenty laboratoryjne takie jak
generatory bodźców. Z tego względu bodźce akustyczne są na ogół dostarczane przez plastikowe
rurki, a bodźce wzrokowe są rzutowane przez układy luster (rys. 27).
Aparatura do pomiaru MEG.
Innym źródłem artefaktów są ruchy gałek ocznych oraz czynność elektryczna serca (pole
magnetyczne serca może mieć amplitudę o 2 rzędy wyższą niż to generowane w mózgu). Także
mechaniczne ruchy ciała związane z biciem serca i oddechami mogą powodować dodatkowe
zakłócenia, szczególnie jeśli badany miałby na sobie przedmioty z materiałów magnetycznych np.
zegarek, okulary itp.
Redukcja zakłóceń
Ekranowanie
Podstawową techniką stosowaną do zmniejszania zakłóceń jest umieszczenia aparatu MEG w
ekranowanym pomieszczeniu. Ściany takiego pomieszczenia zbudowane są przeważnie z kilku
warstw -matalu o bardo wysokiej przenikalności magnetycznej rozdzielonej warstwami czystego
aluminium o wysokim przewodnictwie - umożliwiają one indukownie prądów wirowych, które
przeciwstawiają się zmianom pola magnetycznego. Takie pomieszczenia zapewniają osłabienie pól
zewnętrznych o częstościach powyżej 1Hz rzędu 100dB (Hämäläinen et al., 1993, str. 445).
Gradiometry
Inną metodą jest stosowanie gradiometrów osiowych (rys. 26 b). Są one czułe jedynie na zmiany pola
występujące pomiędzy kolejnymi poziomami cewek. Założenie, które tu przyjmujemy jest takie, że
pola magnetyczne pochodzące od źródeł bliskich (w głowie) zmieniają się w przestrzeni znacznie
szybciej niż pola pochodzące od źródeł odległych (np. od przejeżdżającego obok budynku aparatury
MEG samochodu).
Literatura
Cohen D. Magnetoencephalography: evidence of magnetic fields produced by alpha rhythm currents.
Science 161:784-786, 1968.
Hämäläinen M., Hari R., Ilmoniemi R.J., Knuutila J., and Lounasmaa O.V. Magnetoencephalography
— theory, instrumentation, and applications to noninvasive studies of the working human brain. Rev.
Mod. Phys. 65: 413 - 497, 1993.
Korejestracja EEG i fMRI
Jak wspomniano w poprzednich rozdziałach spośród metod obrazowania funkcjonowania mózgu,
elektroencefalografia i magnetoencefalografia wyróżniają się najlepszą rozdzielczością czasową,
jednak ograniczoną rozdzielczością przestrzenną. W sygnale MEG nie są też widoczne aktywności od
wszystkich odpowiednio silnych dipoli, a tylko tych zorientowanych prostopadle do promienia kuli
przybliżającej głowę. Sygnał EEG natomiast jest znacznie bardziej zniekształcony poprzez własności
ośrodków pomiędzy źródłami a powierzchnią głowy. Połączenie informacji z sygnału EEG i MEG (a
zwłaszcza jednoczesny pomiar) daje lepsze możliwości lokalizacji źródeł analizowanych aktywności,
jednak nadal są to metody przybliżone, bazujące na rozkładzie pól na powierzchni głowy. Jeżeli
chodzi o lokalizacje przestrzenną źródeł mierzonych aktywności, pomocne mogą być techniki
związane z obrazowaniem mózgu, jak np. rejestrowany przy pomocy skanera MRI (ang. Magnetic
Resonance Imaging - rezonans magnetyczny) sygnał obrazujący stopień utlenienia krwi. Zmiany
intensywności w tym sygnale mogą być lokalizowane w mózgu z dokładnością rzędu milimetra.
Co rejestruje sygnał fMRI?
Wzrost aktywności metabolicznej w obszarze aktywowanych neuronów powoduje wzrost
zapotrzebowania na tlen rozprowadzany przez hemoglobine w krwi. Lokalną odpowiedzią na to
zapotrzebowanie jest zwiększenie przepływu krwi do aktywnych obszarów mózgu, co następuje z
opóźnieniem ok. 1 - 5 sekund. Odpowiedź ta, nazywana odpowiedzią hemodynamiczną, osiąga
maksimum po ok. 4 - 5 sekundach, a następnie wraca do poziomu odniesienia. Prowadzi to do
lokalnych zmian we względnej koncentracji oxyhemoglobiny (hemoglobiny połączonej z tlenem,
utlenowanej) i deoxyhemoglobiny (hemoglobiny nie połączonej z tlenem) oraz do zmian w lokalnej
objętości krwi mózgu, oprócz lokalnych zmian w przepływie krwi. Hemoglobina połączona z tlenem
jest diamagntykiem, a hemoglobina bez tlenu jest paramagnetykiem, tak więc sygnał rezonansu
magnetycznego dla krwi będzie różny w zależności od stopnia utlenowania. Sygnał związany z
lokalnymi zmianami przepływu utlenowanej krwi nazywa sie BOLD. Słowo to jest skrótem od Blood
Oxygenation Level-Dependent, co można przetłumaczyć jako "zależny od poziomu utlenowania krwi".
Obecnie, prawie wszystkie badania fMRI używają sygnału BOLD do lokalizacji miejsc o wzmożonej
aktywności w mózgu. Inne proponowane metody polegają np. na pomiarze ile oxyhemoglobiny
zostało zamienione na deoxyhemoglobine. Niezależnie od mierzonych parametrów, zmiany w
przepływie krwi spowodowane wzmożonym, lokalnym zapotrzebowaniem na tlen w neuronach są
zawsze opóźnione o parę sekund w stosunku do aktywności neuronów, a pełny przebieg odpowiedzi
BOLD na krótki bodziec trwa ok. 15 sekund. Właśnie ten efekt jest przyczyną ograniczeń czasowych
fMRI.
Badania EEG - fMRI
Zaledwie kilka lat po wprowadzeniu badań fMRI (początek lat 90-tych), zaproponowano jednoczesny
pomiar EEG w skanerze MRI. Otworzyło to szeroką ścieżkę możliwości analizy różnego rodzaju
aktywności spontanicznych (jak np. międzynapadowe iglice epileptyczne), które mogły być
rejestrowanej jedynie w zapisie EEG. Korelacja momentów wystąpienia aktywności obserwowanych
w sygnale EEG ze zmianami w sygnale BOLD pozwala na identyfikacje ośrodków w mózgu
związanych z tymi zjawiskami. Możliwości korejestracji EEG - fMRI nie sprowadzają się jedynie do
lokalizacji znanych zjawisk, co do których wiadomo, że przejawiają się jednocześnie w fMRI i EEG.
Istnieje wiele procesów, których związek pomiędzy aktywnością elektryczną a hemodynamiczną nie
jest oczywisty bądź jeszcze potwierdzony (Khader et al., 2008). Niemniej, jednocześnie rejestrowany
sygnał EEG wykorzystywany jest zawsze do określenia w czasie stanu aktywności mózgu i
obserwowania towarzyszących temu zmian hemodynamicznych. Bardzo ważny jest tu odpowiedni
dobór testów statystycznych określających istotność obserwowanych korelacji pomiędzy zjawiskami
w zapisie EEG, a zmianami w sygnale rejestrowanym przez skaner MRI (sygnał BOLD).
Pierwsze podejście z zastosowaniem techniki korejestracji EEG - fMRI dotyczyło badań
międzynapadowych wyładowań epileptycznych. Obecnie wykorzystuje się tę technikę do
monitorowania mózgu w czasie aktywności rozpoznawanych w sygnale EEG oscylacji, takich jak np.
fale alfa, a także do badań reakcji mózgu na bodźce zewnętrzne, oraz aktywności podczas
odpoczynku czy snu.
Technika jednoczesnego pomiaru EEG i fMRI
Pionierem jednoczesnego pomiaru EEG - fMRI jest R.J. Ives (Ives et al., 1993). Był to wielki krok
technologiczny. Skaner MRI nie był przyjaznym miejscem do pomiaru EEG gdyż aparatura ta
generuje stałe, duże pole magnetyczne i szybkozmienne pole magnetyczne podczas skanowania.
Każdy ruch przewodu elektrody wewnątrz dużego pola magnetycznego lub każda zmiana pola wokół
obwodu zamkniętego indukuje prąd, który jest widoczny jako artefakt w EEG. Poza okresem
skanowania także delikatny ruch np. głowy pacjenta może wywoływać podobny efekt. Gdy podczas
skanowania pole magnetycznie zmienia się bardzo szybko indukowany jest silny prąd powodujący
zakłócenie o amplitudzie niemal 50 razy większej niż mierzone EEG (jest to tzw. artefakt
gradientowy). Użyte elektrody EEG i przewody muszą być wykonane z materiałów niemagnetycznych
(zazwyczaj stosuje się elektrody Ag/AgCl). Poza tym w skanerze należy unikać pętli przewodów ograniczać powierzchnie obwodów zamkniętych (w tym celu zaproponowano skręcanie par
przewodów). Wzmacniacz zazwyczaj łączy się z komputerem, znajdującym się poza pomieszczeniem
ze skanerem, za pomocą przewodów z włókien optycznych, które zapewniają brak przewodnictwa
elektrycznego pomiędzy wnętrzem i zewnętrzem pomieszczenia skanera. Taki kanał przewodnictwa
elektrycznego mógłby pogorszyć jakość obrazów MRI.
Problemy korejestracji EEG i fMRI - przetwarzanie zarejestrowanych sygnałów
Sygnały EEG z jednoczesnego pomiaru EEG i fMRI.
Szczególnie widoczne artefakty podczas pracy skanera MRI
oraz artefakt balistokardiograficzny pojawiający się około
raz na sekundę, związany z biciem serca.
Pełne wykorzystanie możliwości jakie daje korejestracja EEG - fMRI utrudniają pewne, nie do końca
rozwiązane, problemy. Jednoczesny pomiar zmian metabolicznych w mózgu podczas rejestracji EEG
pociąga za sobą szereg zakłóceń jakości sygnału EEG (rys. 28). Największy jest wpływ artefaktów
pochodzących od dużego pola magnetycznego - włączanie akwizycji skanera MRI oraz efekt
balistokardiograficzny (Ritter et al., 2006; Herrmann et al., 2008; Menon et al., 2005; Niazy et al.,
2005). Proponuje się różne metody eliminacji artefaktów gradientowych. Częstym podejściem jest
oszacowywanie kształtu zakłócenia i wycinanie z każdego odcinka akwizycji. Uznaje się że potrzeba
próbkowania sygnału EEG z częstością do 5 kHz w celu precyzyjnego zapisu artefaktu
gradientowego do jego późniejszego usuwania. Najpowszechniej stosowaną metodą jest AAS
(average artifact subtraction, Allen et al., 2000). Pulse artefakt, często nazywany też
balistokardiograficznym (BCG) pojawia się jako niewielka fala następująca każdorazowo z rytmem
bicia serca. Jego źródłem jest prawdopodobnie niewielki ruch głowy, lub elektrod, z powodu
pulsowania krwi w tętnicach. Ten artefakt odnotowano od początków badań jako jeden z głównych
problemów jednoczesnego pomiaru EEG w skanerze MRI. Najczęściej usuwa się go przez
odejmowanie metodą AAS.
Literatura
Allen P.J., Josephs O., Turner R. A method for removing imaging artifact from continuous EEG
recorded during functional MRI. NeuroImage, 12(2):230–239, 2000.
Herrmann C.S., Debener S. Simultaneous recording of EEG and BOLD responses: a historical
perspective. Int J Psychophysiol, 67(3):161-168, 2008.
Ives R.J., Warach S., Schmitt F., Edelmann R.R., Schmoer D.L. Monitoring the patient’s EEG during
echo planar MRI. Electroenceph Clin Neurophysiol. 87:417–420, 1993.
Khader P., Schicke T., Röder B., Rösler F. On the relationship between slow cortical potentials and
BOLD signal changes in humans. Int J Psychophysiol. 67(3):252-261, 2008.
Menon V., Crottaz-Herbette S. Combined EEG and fMRI studies of human brain function. Int Rev
Neurobiol, 66:291-321, 2005.
Niazy R.K., Beckmann C.F., Iannetti G.D., Brady J.M., Smith S.M. Removal of fMRI environment
artifacts from EEG data using optimal basis sets. NeuroImage, 28:720–737, 2005.
Ritter P., Villringer A. Simultaneous EEG-fMRI. Neurosci Biobehav Rev, 30(6):823-838, 2006.