鼻腔内机械振荡刺激对健康人群静息态脑电图相对功率及有效连接的影响

俞孝儒 徐文龙* 徐冰俏 葛巧玲

1(中国计量大学信息工程学院,杭州 310018)

2(浙江大学医学院附属邵逸夫医院临床工程科,杭州 310016)

引言

鼻腔内机械振荡刺激(intranasal mechanical vibrational stimulation,iMVS)是一种新型的无创神经刺激技术。iMVS 技术通过气动方式控制橡胶气球,瘪气状态的橡胶气球插入鼻腔后,以先鼓胀贴附鼻腔、再振荡的方式对鼻黏膜施加振荡刺激。iMVS 技术的刺激目标为鼻黏膜下的翼腭神经节(pterygopalatine ganglion,PPG),振荡刺激经由PPG的节前神经纤维传导至大脑,以达到治疗神经、精神疾病的目的[1-2]。iMVS 疗效显著、易于操作、副作用轻微、成本低,是一种富有前景的神经刺激技术[3-5]。

目前,iMVS 的相关机制尚不清楚。现有研究认为,iMVS 技术能够改善自主神经平衡,该结论在Juto 等[3-4]应用iMVS 治疗鼻炎及偏头痛患者的临床研究中首次被提出,iMVS 显著改善了鼻炎及偏头痛患者的症状,并且疗效持续时间可达数周。2015年,Li 等[5]采用功能核磁共振成像(functional magnetic resonance imaging,fMRI)研究iMVS 对偏头痛患者及健康被试脑功能状态的影响,结果发现,iMVS 实施过程中大脑边缘系统和初级感觉系统的内在功能活性得到提升。边缘系统是自主神经系统的重要组成部分,iMVS 对自主神经平衡的改善源于其对边缘系统内在功能活性的提升[5-6]。该研究也报道了iMVS 对偏头痛患者的长期疗效,但其后未检测到边缘系统血氧水平依赖(blood oxygenation level dependent,BOLD)信号提升。

神经刺激领域所关注的焦点在于对神经刺激生理机制的阐释以及对最佳刺激模式的探索[7]。脑电图(electroencephalogram,EEG)较fMRI 技术具有更高的时间分辨率且成本低,常用于神经刺激生理机制的阐释。EEG 相对功率和EEG 有效连接能够反映大脑神经元的兴奋状态,并拥有丰富的在线算法支持,可作为iMVS 效用的生物标记物用于优化刺激模式[8]。本研究假设,通过EEG 采集分析技术能够检测到iMVS 后边缘系统内在功能活性的提升。本研究将采集刺激前后被试的EEG 信号,并对EEG 信号的相对功率、有效连接进行分析,旨在阐释iMVS 改善自主神经平衡的相关机制,并为采用EEG 相对功率和EEG 有效连接作为iMVS 效用评价的生物标记物提供证据。

1 材料和方法

1.1 机械振荡刺激系统

机械振荡刺激系统如图1所示,包括刺激信号发生器及振荡器。刺激信号发生器通过主控电路生成驱动电信号,并驱动振子作单一频率的振荡。振荡器由导管及橡胶气球组成,导管连接振子与橡胶气球。系统运行时,刺激信号发生器带动橡胶气球进行充、泄气以及振荡等操作。

图1 机械振荡刺激系统结构Fig.1 Block diagram of mechanical vibrational stimulation system.

1.2 实验

1.2.1 被试信息

本实验共招募22 名被试,其中男性14 名,女性8 名,年龄范围为19 ～45 岁,(25.1±6.7)岁。现有研究提示,偏头痛患者和健康人群经由iMVS 后被激活的脑区基本一致[5]。因此,入选被试为无神经疾病史,无鼻部疾病、无头部皮肤损伤、右利手的健康人群。随机选取11 名被试作为刺激组,其余11名作为对照组。所有被试均被告知本实验的目的、流程以及可能存在的副作用,并签署知情同意书。

1.2.2 鼻腔内机械振荡刺激

实验采用机械振荡刺激系统对刺激组被试实施iMVS。刺激组实验步骤如下:将橡胶气球用水进行润滑,后由被试自行将瘪气状态的橡胶气球插入一侧鼻腔,并手持导管以固定气球位置；启动机械振荡刺激系统,将气球充气至9.5 kPa,设置振荡频率为68 Hz,时长为10 min。待被试闭眼后,开始振荡刺激；一侧iMVS 结束后,将气球泄气,抽离鼻腔,并对另一侧鼻腔采取相同操作[3-4]。对照组被试施加假刺激。假刺激与iMVS 的区别在于,假刺激操作中瘪气的橡胶气球插入鼻腔后既不充气也不振荡,其他实验操作与iMVS 一致。

1.2.3 EEG 信号记录

采用ANT Neuro 公司的EEGO MYLAB 脑电采集系统,采样率为500 Hz,电极分布遵循10-10 国际标准导联系统,选取8 个导联(额叶:F3、F4,顶叶:C3、C4,颞叶:T7、T8,枕叶:O1、O2)进行记录,Cz为参考电极,Fpz 为地电极。

EEG 记录实验室为封闭的隔音室,室内温度为24℃。实验前需清洁被试的头发,并在电极位置注入导电膏,确保电极阻抗低于5 kΩ。

记录EEG 时,被试全程处于静息闭眼状态,避免面部及肢体活动,保持清醒放松。有研究提示,iMVS 疗效持续时间为iMVS 开始15 min 至iMVS 结束后24 h[4]。因此,本研究中EEG 记录分为两个阶段:(1)刺激开始30 min 前,记录5 min 的EEG 作为基线；(2)刺激结束30 min 后,记录5 min 的EEG信号。

1.3 EEG 信号分析

EEG 信号分为4 个频段:delta(1 ～4 Hz),theta(4～8 Hz),alpha(8～13 Hz),beta(13～30 Hz)。

1.3.1 预处理

采用EEGLAB 软件进行EEG 预处理。步骤如下:(1)带通滤波0.5 ～45 Hz,去除基线漂移以及工频干扰；(2)REST 参考[9-11]；(3)使用伪影子空间重建[12],去除不良数据段,若去除数据大于10%,则样本视为无效；(4)使用独立成分分析,分解去除眼动、肌电等噪声成分,若去除数据大于10%,则样本视为无效；(5)对EEG 进行分段,其中每个数据段时长为4 s,相邻数据段50%重叠。

1.3.2 EEG 相对功率

功率谱分析采用Welch 法,选用Hanning 窗。计算每个数据段的功率谱密度,并求叠加平均值。

各频段EEG 相对功率计算公式为

式中,Welch(fs,fe)表示频率从fs到fe之间功率密度值的总和。

1.3.3 EEG 有效连接

采用SIFT 工具,运用直接定向传递函数(direct directed transfer function,dDTF)计算样本的dDTF 值[13]。

建立滑动窗口的自适应多变量自回归模型( adaptivemultivariateautoregressivemodel,AMVAR)。选用矩形窗,时长0.4 s,步进0.03 s。

AMVAR 定义为

式中,X(t)=[X1(t),X2(t),…,X8(t)]T为8 导联EEG 时间序列,A(n)是8×8 系数矩阵,E(t)为白噪声余项,p为由汉南奎因信息准则确定的多变量自回归模型阶数。

使用快速傅立叶变换将式(2)转化至频域,有

dDTF 定义为

其中,

式中,k表示导联的数量。

Pij(f)定义为

其中,

1.3.4 显著性分析

采用SPSS 软件对EEG 相对功率和EEG 有效连接计算结果进行显著性分析。根据刺激前后不同频段的EEG 相对功率差值,采用独立样本t检验比较组间差异；采用配对t检验对刺激前后组间差异显著频段的EEG 相对功率值进行比较；针对刺激前后不同导联的EEG 相对功率值使用配对t检验进行比较；采用FDR 方法对检验结果进行多重校正。根据刺激前后不同频段的dDTF 差值,采用独立样本t检验比较组间差异；针对组间差异显著的频段,采用配对t检验对刺激前后各连接方向的dDTF 值进行显著性分析,并使用FDR 方法进行多重校正。

2 结果

2.1 EEG 相对功率

独立样本t检验结果显示,在alpha 和beta 频段,两组被试iMVS 前后的EEG 相对功率差值存在显著差异(P＜0.05)。刺激组被试的alpha 频段EEG 相对功率由51.57%±5.93%提升至57.33%±4.59%,beta 频段由7.28%±0.11%提升至8.36%±0.44%。表1 展示了刺激组被试alpha 和beta 频段EEG 相对功率提升显著的导联以及iMVS 前后的EEG 相对功率值。在alpha 和beta 频段下刺激组被试顶、颞、枕区各导联的EEG 相对功率提升显著。在delta 和theta 频段,两组被试的EEG 相对功率差值差异不显著。

表1 刺激组alpha 与beta 频段EEG 相对功率显著变化(P＜0.05)的导联及相对功率值(%)Tab.1 The significantly changed leads and relative power value(%)of alpha and beta band in experimental group(P＜0.05)

图2 为两组被试在alpha 和beta 频段下各导联EEG 相对功率的结果。由图可见,在iMVS 结束30 min 后刺激组被试alpha 和beta 频段EEG 相对功率在各导联均有增强。对照组被试iMVS 前后的EEG相对功率则未见显著变化。

图2 iMVS 前后alpha 和beta 频段EEG 相对功率(*表示对照组和刺激组之间存在显著性差异，P＜0.05)。(a)Alpha 频段对照组；(b)Alpha 频段刺激组；(c)Beta 频段对照组；(d)Beta 频段刺激组Fig.2 Mean value and variance of EEG relative power before and after iMVS in alpha and beta band(*represents the significant difference between the control and experimental groups， P ＜0.05).(a)Control group in alpha band；(b)Experimental group in alpha band；(c)Control group in beta band；(d)Experimental group in beta band

2.2 EEG 有效连接

独立样本t检验结果显示,iMVS 前后alpha 频段的dDTF 差值组间差异显著(P＜0.05)。刺激组被试的alpha 频段dDTF 值由0.052 0±0.001 7 提升至0.059 2±0.002 8。delta、theta、beta 频段的dDTF差值组间差异不显著。

图3 为两组被试在alpha 频段下所有导联间连接方向的dDTF 差值色块图。图中刺激组被试的dDTF 差值矩阵色块较浅,说明刺激组alpha 频段dDTF 值在iMVS 后有明显的提升。

图3 iMVS 前后alpha 频段的dDTF 差值色块图(横轴代表dDTF 流发出导联，纵轴代表dDTF 流被影响的导联)。(a)对照组；(b)刺激组Fig.3 Difference of dDTF matrix before and after iMVS in alpha band(horizontal coordinates represent channels of dDTF outflow， vertical coordinates represent channels of dDTF inflow ).( a )Control group；( b )Experimental group

表2 与图4 为刺激组被试alpha 频段dDTF 值变化显著的连接方向,其中表2 列出了iMVS 前后alpha 频段的dDTF 值。由以上图表可见,iMVS 增强了alpha 频段下额、顶、颞区导联之间(C4 至F4、F3 至C3、F3 至T7、C4 至T8)以及额、枕区导联之间(O2 至F3、O2 至F4)的有效连接,并且额、顶、枕区左右半球间(F4 至F3、C4 至C3、O2 至O1)的有效连接也得到了增强。对照组iMVS 前后dDTF 值未见显著变化。

图4 刺激组alpha 频段EEG 有效连接显著变化的连接方向Fig.4 The significantly changed direction of alpha band in experimental group

表2 刺激组alpha 频段EEG 有效连接显著变化(P＜0.05)的连接方向及dDTF 值Tab.2 The significantly changed direction and dDTF value of alpha band(P＜0.05)in experimental group

3 讨论

当人处于静息闭眼状态时大脑仍处于活动状态[14]。为满足大脑神经元活动的能量需求,处于活动状态脑区的BOLD 信号将会增强。根据静息状态下大脑BOLD 信号的时间、空间相关性,大脑被分为多个静息态脑网络( resting state networks,RSN)[15]。默认模式网络(default mode network,DMN)是静息闭眼状态下内在脑活动活跃的RSN。DMN 主要包括丘脑、海马、扣带回、内侧前额叶皮层等脑区,类似于边缘系统结构[6,16]。

3.1 EEG 相对功率分析

大脑活动本质上是脑内神经元间的信息接受、整合与传导[17]。大量神经元信息传导引发同步的神经元突触后电位,并产生足以改变脑皮层电势的强大电场。此外,为满足大脑活动的能量需求,处于活动状态的脑区血流量将会增加。由此可见,EEG 信号与BOLD 信号之间有着密切的联系。

本研究结果显示,iMVS 结束30 min 后,健康被试的alpha、beta 频段EEG 相对功率得到提升。现有EEG-fMRI 研究表明,静息状态下脑电alpha、beta频段功率与DMN 内在脑活动呈正相关[18-20]。本研究结果证明,iMVS 能够提升DMN 的内在功能活性。

本研究中,iMVS 后被试alpha 频段以及beta 频段EEG 相对功率在额、顶、颞、枕区均有提升。其中,alpha 频段C3、C4、T8、O1、O2 导联以及beta 频段C3、C4、T7、T8、O2 导联的EEG 相对功率提升显著。DMN 由众多分布于额、顶、颞等脑区的脑网络节点组成,位于头皮部位的脑电电极能够接收到来自DMN 节点的EEG 信号[21]。本研究中,刺激后各脑区电极的alpha、beta 频段EEG 相对功率均有提升,可能是由于DMN 功能相关脑区在脑内分布广泛,以及大脑容积传导效应导致头皮电极所记录的神经元活动空间分辨率较低引起。

3.2 EEG 有效连接分析

本研究结果显示,iMVS 提升了健康被试alpha频段的有效连接。静息状态下alpha 频段EEG 有效连接与DMN 的内在脑活动呈正相关[22-24]。可见,刺激结束30 min 后iMVS 对DMN 内在脑活动的提升作用引发了alpha 频段EEG 有效连接的增强。

本研究中,iMVS 后alpha 频段下F3 至C3、F4至F3、C4 至F4、C4 至C3、F3 至T7、C4 至T8、O2 至F3、O2 至F4、O2 至O1 方向的dDTF 值提升显著,这些连接方向主要在额、顶、颞区之间,额、枕区之间以及额、顶、枕区左右半球间。有效连接是指一个神经系统对另一个神经系统产生的影响,依赖于脑神经纤维束连接[25]。现有弥散张量成像研究结果显示,丘脑前辐射连接丘脑与内侧前额叶皮层,扣带束连接基底前脑与内侧前额叶皮层、后扣带皮层、海马以及海马旁回,以上神经纤维结构连接为额、顶、颞区之间以及额、枕区之间的EEG 信号同步提供基础[16,26-27]。现有研究显示,额、顶、颞区导联与DMN 具有较强的区域连通性,并且额区导联与内侧前额叶皮层、顶区导联与海马旁回及丘脑、颞区导联与后扣带皮层具有连接性[21,28],枕区导联则与海马及楔前叶具有连接性[28]。iMVS 增强了DMN 的内在脑活动,在丘脑前辐射、扣带束等神经纤维连接基础上,DMN 各脑区之间的信息传递变得更加容易、频繁、高效,并表现为额、顶、颞区导联以及额、枕区导联之间脑电alpha 频段EEG 有效连接增强。额、顶、枕区左右脑间的有效连接增强是由于DMN 双侧海马、双侧顶区、双侧前额叶具有半球间连通性[29]。

综上所述,iMVS 能够提升被试边缘系统的内在功能活性,并表现为alpha、beta 频段EEG 相对功率增强以及alpha 频段EEG 有效连接增强。iMVS 结束30 min 后边缘系统脑区的内在功能活性高于刺激前的基线水平,证明该技术对于自主神经平衡具有改善作用。

本研究对iMVS 效用持续时间的分析局限于刺激后30 min,未来的研究需在刺激中、后阶段设置多个采集时间点,以明确iMVS 的确切起效时间以及疗效的持续时间。此外,本研究样本数量较小,下一步研究将结合大样本采集与统计分析,以提升研究结果的可靠性。最后,研究中采用脑电电极数量较少,实验结果不够精细,下一步将采用32 导联脑电数据适当提升脑电数据的空间分辨率。

4 结论

本研究首次从脑电分析角度探讨iMVS 的神经电生理机制,为iMVS 对自主神经平衡的长期改善作用提供解释,也为采用EEG 相对功率和EEG 有效连接作为iMVS 效用评估的生物标记物提供证据。