專利名稱：心電信號(hào)rr間隔和qt間隔的動(dòng)力學(xué)模型的建立方法和該模型的應(yīng)用的制作方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明涉及心電信號(hào)RR間隔和QT間隔的動(dòng)力學(xué)模型的建立方法和該模型 的應(yīng)用。
背景技術(shù)：
通過(guò)連續(xù)測(cè)量心電圖(electrocardiology， ECG)的Q波，R波和T波可 以獲得離散的RR間隔(R-R interval, RRI)信號(hào)和QT間隔(Q-T interval, QTI)信號(hào)。RRI信號(hào)代表心律的變化，即心律變異(heart rate variability, 服V)，而QTI信號(hào)表征心室肌動(dòng)作電位持續(xù)時(shí)間(action potential duration, APD)的改變。QTI信號(hào)受各種生理和病理因素的影響，如心律，自律神經(jīng)張力， 激素水平，藥物，電解質(zhì)和心臟功能等，其中心律的影響尤其重要。1920年，Bazett最早認(rèn)識(shí)到心律的改變對(duì)QTI的影響，提出了有名的利用 RRI矯正QTI的公式。矯正后的QT間隔(heart rate corrected, QTc)等于 QTI除以RRI的平方根。后來(lái)的研究發(fā)現(xiàn)這個(gè)QTc只適用于心率在50-90次/分 的條件，在心律較慢時(shí)，Bazett公式對(duì)QTI過(guò)度矯正，而在心律比較快的時(shí)候 Bazett公式對(duì)QTI矯正不充分。同一時(shí)期，F(xiàn)ridericia則提出了將QT間隔除 以RR間隔的3次方根的方式對(duì)QT間隔進(jìn)行矯正。利用RRI對(duì)QTI進(jìn)行矯正的最常用的公式由Ashman于1942年提出 = & x log10 (10 x [朋+ 0.07]),男性的^=0'38，女性的6=0'39。在此以前，Adams提出了一個(gè)矯正QT間隔的線性公式為女性.0" = CU259xi^+ 0.2789,男性.= () 1536 xi i +0.2462.后來(lái)，Schlamovitz, Malik等對(duì)Ashman的線性公式進(jìn)行改寫，然而這些 公式仍局限于描述QT與RRI間的恒穩(wěn)態(tài)(steady-state)公式，并沒(méi)有描述在 心率突然改變的時(shí)心室復(fù)極過(guò)程的適應(yīng)性過(guò)程。隨著24小時(shí)動(dòng)態(tài)心電圖(Holter)診斷技術(shù)的發(fā)展，能通過(guò)計(jì)算機(jī)準(zhǔn)確地 識(shí)別ECG的各個(gè)波形，從而獲取長(zhǎng)時(shí)間的RRI信號(hào)和QTI信號(hào)。這種由心律變 異引起的QT間隔的改變被稱為QT動(dòng)力學(xué)(QT dynamics)。很多實(shí)驗(yàn)表明，QTI 與RR工之間存在著線性相關(guān)，并發(fā)現(xiàn)同一個(gè)體不同條件下的QTI/RRI斜率值相 對(duì)穩(wěn)定，而個(gè)體間的QTI/RRI斜率值差異明顯。缺血性心臟疾病發(fā)作后的高 QTI/RRI斜率值預(yù)示著心臟猝死發(fā)生的風(fēng)險(xiǎn)增加?，F(xiàn)代高精度的"beat-to-beat"的RRI和QTI的分析發(fā)現(xiàn)RRI與QTI之間 的關(guān)系并非是單純的線性關(guān)系，QT工與RRI之間存在著滯后現(xiàn)象(QT hysteresis)。當(dāng)改變心率使之持續(xù)幾分鐘的時(shí)候就可以在QTI信號(hào)與RRI信號(hào) 之間可見(jiàn)QT滯后于RR的現(xiàn)象。對(duì)滯后時(shí)間進(jìn)行矯正可以發(fā)現(xiàn)QTI與RRI之間 的相關(guān)系數(shù)高達(dá)0.8以上。盡管在RRI和QTI之間明顯地存在著因果關(guān)系，至今的研究仍停留在描述 性的分析上，沒(méi)有建立一個(gè)實(shí)用的數(shù)學(xué)動(dòng)力學(xué)模型用于分析QTI變異。發(fā)明內(nèi)容本發(fā)明的第一個(gè)目的是提供一種心電信號(hào)RR間隔和QT間隔的動(dòng)力學(xué)模型 的建立方法，該方法分析RRI與QTI之間的相關(guān)性，并建立一個(gè)線性數(shù)學(xué)模型 用以描述RRI與QTI之間的動(dòng)力學(xué)關(guān)系。本發(fā)明的第二個(gè)目的是提供采用上述 動(dòng)力學(xué)模型獲取單位階越響應(yīng)函數(shù)的方法。本發(fā)明的第三個(gè)目的是提供采用上 述動(dòng)力學(xué)模型獲取單位階越響應(yīng)函數(shù)的裝置。為了實(shí)現(xiàn)上述的第一個(gè)目的，本發(fā)明采用了以下的技術(shù)方案心電信號(hào)RR間隔和QT間隔的動(dòng)力學(xué)模型的建立方法，該方法把RRI作為 輸入信號(hào)，QTI作為輸出信號(hào)，在RRI與QTI信號(hào)之間建立線性關(guān)系的動(dòng)力學(xué)模 型。作為優(yōu)選，所述的線性關(guān)系的動(dòng)力學(xué)模型為二階線性關(guān)系的動(dòng)力學(xué)模型或 二階以上線性關(guān)系的動(dòng)力學(xué)模型。作為再優(yōu)選，上述的二階線性關(guān)系的動(dòng)力學(xué)模型如下所示A為系統(tǒng)的固有頻率，取RRI信號(hào)的主頻率，即HRV中的LF成分的角頻率 為A的值，也就是=2《，...................................................(1)^為HRV中LF成分的角頻率；傳遞函數(shù)H(s)的增益為1,1= 2、L 、2，a/(1-........................②Q為輸入信號(hào)的角頻率與固有頻率之比，Q = co/ ，輸入信號(hào)的角頻率"等于系統(tǒng)的固有頻率w"，則傳遞函數(shù)H(s)的增益為歸會(huì),....................................(3)把QTI信號(hào)與RRI信號(hào)在頻率為^的振幅比看成是H(s)的增益，則 "2《|G(>)|.將(l)和(3)代入H(s)得卵)=2《|G(>)|(2《)2 2+ 2《(2tt/lf ) s + (2;r/iF )2 , ............(4)其中，《為待定參數(shù)；將實(shí)際的RRI信號(hào)輸入到H(s)中，使仿真產(chǎn)生的輸出信號(hào)與QT工s測(cè)定的QTI之間的誤差平方和最小，也就是e(。 = Z[QTIs(t)-QTI(t)]2........................(。值最小時(shí)的《值為系統(tǒng)的^值。作為另優(yōu)選方案，上述的二階線性關(guān)系的動(dòng)力學(xué)模型如下 ^^則^--^將實(shí)際的RRI信號(hào)輸入到H(s)中，使仿真產(chǎn)生的輸出信號(hào)與QTL測(cè)定的 QT工之間的誤差平方和最小，可以得到eCD) = Z[QTIs(t)-QTI(t)]2 e(K) = S[QTIs(t) —QTI(t)f e(Z))和e(K)值最小時(shí)的D值和K值為系統(tǒng)的D值和K值。 作為優(yōu)選方案，本發(fā)明通過(guò)調(diào)整呼吸頻率的方法提高RRI信號(hào)的振幅；調(diào) 整呼吸頻率的方法是讓試驗(yàn)者通過(guò)肉眼觀察自己的實(shí)時(shí)心率變化曲線，當(dāng)心率 開(kāi)始上升的時(shí)候做吸氣運(yùn)動(dòng)，當(dāng)心率開(kāi)始下降的時(shí)候做呼氣運(yùn)動(dòng)。 為了實(shí)現(xiàn)上述的第二個(gè)目的，本發(fā)明采用了以下的技術(shù)方案 采用人體RRI到QTI的動(dòng)力學(xué)模型獲取單位階越響應(yīng)函數(shù)的方法，該方法 包括以下的步驟①胸導(dǎo)聯(lián)V2、 V3獲取信號(hào)，經(jīng)放大，濾波，A/D轉(zhuǎn)換后得到 數(shù)字化后的ECG信號(hào)，并輸入計(jì)算機(jī)進(jìn)行信號(hào)處理；②ECG信號(hào)保存到文件后進(jìn) 行offline的R， T波的自動(dòng)識(shí)別，計(jì)算出R波和Q波的頂點(diǎn)位置，波形的識(shí)別 采用了模板匹配技術(shù)(Pattern matching), QT間隔定義為Q波的起始至T波結(jié) 束的時(shí)間間隔；③采用上述的方法建立的動(dòng)力學(xué)模型，對(duì)模型參數(shù)進(jìn)行估算； ④仿真產(chǎn)生單位階越響應(yīng)函數(shù)。作為優(yōu)選方案，上述的ECG信號(hào)的采樣頻率大于等于2000HZ，最好是2000HZ。作為優(yōu)選方案，通過(guò)調(diào)整呼吸頻率的方法提高RRI信號(hào)的振幅；調(diào)整呼吸 頻率的方法是讓試驗(yàn)者通過(guò)肉眼觀察自己的實(shí)時(shí)心率變化曲線，當(dāng)心率開(kāi)始上 升的時(shí)候做吸氣運(yùn)動(dòng)，當(dāng)心率開(kāi)始下降的時(shí)候做呼氣運(yùn)動(dòng)。為了實(shí)現(xiàn)上述的第三個(gè)目的，本發(fā)明采用了以下的技術(shù)方案采用人體RRI到QTI的動(dòng)力學(xué)模型獲取單位階越響應(yīng)函數(shù)的裝置，該裝置 包括以下的部件①數(shù)據(jù)采集單元，數(shù)據(jù)采集單元包括依次連接的ECG信號(hào)采 集器、心電放大器和A/D轉(zhuǎn)換卡；②數(shù)據(jù)處理單元，數(shù)據(jù)處理單元連接數(shù)據(jù)采 集單元，數(shù)據(jù)處理單元采用計(jì)算機(jī)，計(jì)算機(jī)裝機(jī)有軟件，通過(guò)軟件將ECG信號(hào) 保存到文件后進(jìn)行offline的R， T波的自動(dòng)識(shí)別，計(jì)算出R波和Q波的頂點(diǎn)位 置，波形的識(shí)別采用了模板匹配技術(shù)(Pattern matching), QT間隔定義為Q波 的起始至T波結(jié)束的時(shí)間間隔，采用上述的方法建立的動(dòng)力學(xué)模型，對(duì)模型參 數(shù)進(jìn)行估算，仿真產(chǎn)生單位階越響應(yīng)函數(shù)。作為優(yōu)選方案，上述的ECG信號(hào)的 采樣頻率大于等于2000HZ，最好是2000HZ。本發(fā)明基于兩者之間的高相關(guān)性以及QTI滯后于RRI的事實(shí)，在RRI和QTI 之間建立了一個(gè)線性模型，優(yōu)選是二階線性模型。依據(jù)實(shí)驗(yàn)檢測(cè)到的受檢者的 數(shù)據(jù)對(duì)傳遞函數(shù)進(jìn)行系統(tǒng)的參數(shù)估計(jì)得到一個(gè)特別的傳遞函數(shù)。再將系統(tǒng)仿真 發(fā)現(xiàn)仿真得到的QTI與實(shí)際測(cè)得的QTI相當(dāng)接近。RRI和QTI之間的傳遞特征反 映出心臟的功能狀態(tài)，可利用傳遞函數(shù)的單位越階相應(yīng)評(píng)價(jià)心臟功能進(jìn)行評(píng)價(jià)， 這一系統(tǒng)將有一定的臨床研究前景。


圖1為本發(fā)明軟硬件設(shè)計(jì)框圖。圖2為正常呼吸和HRV反饋調(diào)節(jié)呼吸時(shí)的RRI和QTI信號(hào)。其中a:呼吸反饋調(diào)節(jié)時(shí)的RRI和QTI信號(hào)；b:從正常呼吸轉(zhuǎn)變到呼吸反饋過(guò)程中RRI信號(hào)和QTI信號(hào)變化的結(jié)果，箭 頭所示處是HRV反饋調(diào)節(jié)呼吸的起始點(diǎn)。圖3為RRI信號(hào)與QTI信號(hào)的比較。其中a為經(jīng)過(guò)呼吸反饋調(diào)節(jié)獲得的 RRI信號(hào)和QTI信號(hào)，相對(duì)于RRI (標(biāo)準(zhǔn)偏差是56.4 ms)， QTI的震蕩較小(標(biāo) 準(zhǔn)偏差是2.6ms);b為對(duì)RRI信號(hào)和QTI信號(hào)進(jìn)行頻譜分析，在HRV的LF(O. 1Hz) 附近出現(xiàn)明顯的波峰；c為調(diào)整RRI和QTI的振幅使其模相等，則可以看出明 顯的QT滯后現(xiàn)象，其滯后的時(shí)間是"；d為將QTI向前移動(dòng)"以后，可以發(fā)現(xiàn) RRI與QTI之間呈現(xiàn)線性的關(guān)系，其相關(guān)系數(shù)為0. 835。圖4為利用Matlab對(duì)RRI到QTI的傳遞函數(shù)式(6 )進(jìn)行沖激響應(yīng)(c)， 單位階越響應(yīng)(b)和極點(diǎn)零點(diǎn)分析(a)并將實(shí)際測(cè)出的RRI作為輸入信號(hào)仿真產(chǎn)生QT1。其中a為極點(diǎn)零點(diǎn)分析圖；b為單位階越響應(yīng)圖；C為沖激響應(yīng)圖；d為仿真產(chǎn)生QTI與實(shí)際測(cè)量的QTI的比較圖。圖5為兩位健康男性的RRI到QTI的傳遞函數(shù)的單位階越響應(yīng)。a為64歲 健康男性，b為40歲健康男性。
具體實(shí)施方式
下面結(jié)合附圖對(duì)本發(fā)明的具體實(shí)施方式
做一個(gè)詳細(xì)的說(shuō)明。 實(shí)施例1 從RRI到QTI的動(dòng)力學(xué)模型的建立把RRI作為輸入信號(hào)，QTI作為輸出信號(hào)，這樣就可以在RRI與QTI信號(hào)之 間建立一個(gè)以下的動(dòng)力學(xué)模型。這個(gè)模型的傳遞函數(shù)H(s)為二階線性模型，因?yàn)镼TI信號(hào)與RRI信號(hào)之間 表現(xiàn)出相位和振幅的差異可以用這樣的數(shù)學(xué)模型進(jìn)行近似模擬。^W中的^為 系統(tǒng)的固有頻率，取RRI信號(hào)的主頻率，即HRV中的LF成分的角頻率為w"的值。 也就是=2《，.............................................(1)^為HRV中LF成分的角頻率，為O. lHz左右。傳遞函數(shù)H(s)的增益為一)|=,， ，—Q" +(2判2 ........................ (2)這里的Q為輸入信號(hào)的角頻率與固有頻率之比，Q = ffl/W 。本發(fā)明中，輸入 信號(hào)的角頻率w等于系統(tǒng)的固有頻率""，則傳遞函數(shù)H(s)的增益為1 、 ;1 2c .................................... (3)可以把QTI信號(hào)與RRI信號(hào)在頻率為^^的振幅比看成是H(s)的增益，則"2《|G(>)|。將(d和(3)代入h(s)得邵)=2《|G(>)|(2《)2 ^s2+2《(27r//jr)s + (27r/iF)2 ， ............(4)其中，《為待定參數(shù)。為了確定《值的大小，將實(shí)際的RRI信號(hào)輸入到H(s)中，使仿真產(chǎn)生的輸出信號(hào)QT、與測(cè)定的QT工之間的誤差平方和最小，也就是e(《)=Z[QTIs(t)-QTI(t)f.......................值最小時(shí)的《值為系統(tǒng)的《值。實(shí)施例2 從RRI到QTI的動(dòng)力學(xué)模型的建立把RRI作為輸入信號(hào)，QTI作為輸出信號(hào)，這樣就可以在RRI與QTI信號(hào)之 間建立一個(gè)以下的動(dòng)力學(xué)模型。<image>image see original document page 13</image>將實(shí)際的RRI信號(hào)輸入到H(s)中，使仿真產(chǎn)生的輸出信號(hào)與QTL測(cè)定的 QTI之間的誤差平方和最小，可以得到<formula>formula see original document page 13</formula> e(D)和e(幻值最小時(shí)的D值和K值為系統(tǒng)的D值和K值。 實(shí)施例3獲取單位階越響應(yīng)函數(shù)的方法1、 受檢者的募集本發(fā)明募集了 8名健康成年人參加實(shí)驗(yàn)(以前沒(méi)有過(guò)心臟方面的疾病，ECG 檢查沒(méi)有早搏等)，其中男性4人，女性4人，平均年齡為26.2±7.8歲。2、 ECG檢查和R， T波的自動(dòng)識(shí)別如圖1所示，胸導(dǎo)聯(lián)V2、 V3獲取信號(hào)，經(jīng)放大，濾波，A/D轉(zhuǎn)換后得到數(shù) 字化后的ECG信號(hào)，并輸入計(jì)算機(jī)進(jìn)行信號(hào)處理。ECG信號(hào)保存到文件后進(jìn)行 offline的R， T波的自動(dòng)識(shí)別，計(jì)算出R波和Q波的頂點(diǎn)位置。波形的識(shí)別采 用了模板匹配技術(shù)(Patternmatching), QT間隔定義為Q波的起始至T波結(jié)束 的時(shí)間間隔。所有的設(shè)備經(jīng)反復(fù)調(diào)試矯正后進(jìn)行實(shí)驗(yàn)。3、 調(diào)節(jié)呼吸頻率獲取大振幅的RRI信號(hào)為了獲得較大振幅的RRI信號(hào)來(lái)分析HRV對(duì)QTI的影響，本發(fā)明采用了調(diào) 整呼吸頻率的方法提高RRI信號(hào)的振幅。具體的做法是讓試驗(yàn)者通過(guò)肉眼觀 察自己的實(shí)時(shí)心率變化曲線，當(dāng)心率開(kāi)始上升的時(shí)候做吸氣運(yùn)動(dòng)，當(dāng)心率開(kāi)始下降的時(shí)候做呼氣運(yùn)動(dòng)。只要控制呼吸節(jié)律和呼氣強(qiáng)度得當(dāng)，那么就可以獲得頻率為0。 1Hz左右的RRI信號(hào)，這個(gè)頻率與HRV的LF成分對(duì)應(yīng)。通過(guò)呼吸反饋調(diào)節(jié)，可以得到頻率在0. 1Hz附近的RRI信號(hào)和QTI信號(hào)， 并且這時(shí)得到的RRI信號(hào)和QTI信號(hào)與沒(méi)有經(jīng)過(guò)呼吸反饋調(diào)節(jié)得到的信號(hào)相比 其振幅明顯增加。圖2是從一位64歲正常健康男性受檢者記錄到的RRI信號(hào)和 QTI信號(hào)。圖2a是經(jīng)過(guò)呼吸反饋調(diào)節(jié)得到的RRI信號(hào)和QTI信號(hào)，圖2 b顯示 從正常呼吸到呼吸反饋過(guò)程RR工信號(hào)和QTI信號(hào)變化的結(jié)果，圖中箭頭所示處 是HRV反饋調(diào)節(jié)呼吸的起始點(diǎn)。通過(guò)呼吸的反饋調(diào)節(jié)，RR間隔明顯增加(圖2b)。在沒(méi)有進(jìn)行呼吸調(diào)節(jié)的 情況下(圖2b， 208秒時(shí)點(diǎn)以前)，RRI值為973.6土21.6ms， QTI值為402. 6± 2. 5 ms;開(kāi)始進(jìn)行呼吸反饋調(diào)節(jié)(圖2b， 208秒時(shí)點(diǎn)以后部分)后，RRI值為 988. 1±52. 6 ms， QTI值為402. 1±4. 0 ms， RRI值的標(biāo)準(zhǔn)偏差和QTI值的標(biāo)準(zhǔn) 偏差都明顯增加，而其平均值保持不變。 4、 RRI信號(hào)和QTI信號(hào)的比較相對(duì)于RRI的變異程度，呼吸反饋調(diào)節(jié)得到的QTI的變異相對(duì)較小。本例 中的男性受檢者的5分鐘RRI的平均值為964. 1 ms，標(biāo)準(zhǔn)偏差是56. 4 ms，而 其QTI的平均值為402. 3ms， 標(biāo)準(zhǔn)偏差為2. 6ms，是RRI標(biāo)準(zhǔn)偏差的4. 6% (圖 3a)。分析呼吸反饋調(diào)節(jié)產(chǎn)生RRI信號(hào)和QTI信號(hào)的頻率特征(圖3b)發(fā)現(xiàn)在 相對(duì)應(yīng)于HRV的LF成分(0. 1 Hz附近)的呼吸節(jié)律時(shí)，HRV和呼吸節(jié)律產(chǎn)生共 振(synchronization)導(dǎo)致大振幅的RRI信號(hào)的出現(xiàn)。這時(shí)的QTI的振幅增加 并不明顯，然而QTI信號(hào)也明顯地表現(xiàn)出追隨RRI的頻率特征，其頻率成分也 相應(yīng)地集中到與HRV的LF成分(0.1 Hz附近)對(duì)應(yīng)的節(jié)律上(圖3b)。通過(guò)任意調(diào)整RRI和QTI信號(hào)的振幅使其模相等，那么就可以明顯地看出 QTI信號(hào)與RRI信號(hào)之間的相位延遲，也就是QTI信號(hào)較RR工信號(hào)出現(xiàn)時(shí)間滯后 現(xiàn)象(QT hysteresis,圖3c)。本例中的時(shí)間滯后d為2. 8秒，不同受檢者之 間其d值存在著個(gè)體差異。調(diào)整RR工和QTI之間的相位延遲，也就是將QTI信號(hào)人為地向前移動(dòng)d以 后，那么RRI與QTI之間存在著明顯的線性關(guān)系(圖3d)，其相關(guān)系數(shù)達(dá)到0. 835。單位是ms。 4、 QTI動(dòng)力學(xué)模型中的參數(shù)估計(jì)式(4)傳遞函數(shù)中的y^， IG(,)I和《是三個(gè)待定的未知數(shù)?？梢酝ㄟ^(guò)對(duì)RRI 和QTI進(jìn)行頻譜分析得到服V的LF成分，再把這個(gè)頻率代入/if (本例男性的^ 為0. lHz)。 |( (>)|是頻率為/ .的QTI振幅與RRI振幅之比，本例的lG(加)l為0.0357。最后剩下的《可通過(guò)式(5)得到，其值為0.66。這樣傳遞函數(shù)//("為根據(jù)式(6)，可以計(jì)算系統(tǒng)的極點(diǎn)(圖4a)，仿真出其沖激響應(yīng)(圖4c: unit st印 response)和單位階越響應(yīng)(圖4b: impulse response)及輸入為RRI的輸出 信號(hào)QTI (圖4d)。由圖4d可知，由仿真產(chǎn)生的QTI與實(shí)際測(cè)量的QTI相當(dāng)接近，說(shuō)明通過(guò)以 上方法得到的傳遞函數(shù)式(6)是比較合理的。不同的受檢者有不同的傳遞函數(shù)， 其單位階越響應(yīng)也不同，圖5顯示兩位健康男性(分別是64歲和40歲)的單 位階越響應(yīng)，其形態(tài)存在明顯的差異。 5、結(jié)果討論本例中= 0.038x^7 + 365.60.0186040.82938s+ 0.39478本發(fā)明重點(diǎn)探討了 RR間期變異對(duì)QT間期變異的影響。因?yàn)樵谝话闱闆r下 RR間期變異幅度相對(duì)較小，并且波形不規(guī)則，所以需要獲得一個(gè)較大幅度的RRI 和QTI信號(hào)以觀察RRI信號(hào)和QTI信號(hào)的相關(guān)性以及RRI信號(hào)對(duì)QTI信號(hào)的影 響。同時(shí)，本發(fā)明也發(fā)現(xiàn)呼吸對(duì)RR間期變異的影響是頻率依賴性的，表現(xiàn)出類 似相位鎖定(phase-lock)的特征。通過(guò)實(shí)時(shí)監(jiān)測(cè)受檢者的心率變異，通過(guò)視 覺(jué)反饋調(diào)節(jié)呼吸的頻率和強(qiáng)度，在心率加快的時(shí)候進(jìn)行吸氣，在心率下降的時(shí) 候呼氣，這樣得到了近似正弦函數(shù)的RRI信號(hào)和QTI信號(hào)，兩者的增幅都明顯 地增加了 (圖2)。對(duì)RRI信號(hào)和QTI信號(hào)進(jìn)行頻譜分析，發(fā)現(xiàn)通過(guò)呼吸反饋調(diào) 節(jié)產(chǎn)生的RRI信號(hào)，QTI信號(hào)及呼吸頻率的主成分正好與HRV頻譜中的LF成分 線吻合，其頻率在O. lHz附近(圖3)。HRV的LF成分與血壓變異的Maryer wave相一致，并且普遍認(rèn)為Maryer wave 是產(chǎn)生LF成分的原因。其生理機(jī)制與血壓的反饋調(diào)節(jié)有關(guān)，取決于自律神經(jīng)中 的交感神經(jīng)與非交感神經(jīng)興奮性的變化。這也是利用HRV成分中的LF成分評(píng)價(jià) 交感神經(jīng)興奮性的基礎(chǔ)。當(dāng)交感神經(jīng)興奮性增加時(shí)LF成分相應(yīng)的增加。吸氣運(yùn) 動(dòng)產(chǎn)生的胸腔低壓可以通過(guò)自律神經(jīng)的反饋?zhàn)饔锰岣呓桓猩窠?jīng)的興奮性提高LF 成分的功率，相反地，呼氣運(yùn)動(dòng)可以通過(guò)自律神經(jīng)的反饋?zhàn)饔锰岣呙宰呱窠?jīng)的 興奮性從而降低LF成分的功率。本發(fā)明證明，通過(guò)呼吸反饋調(diào)節(jié)可以使LF成 分與呼吸頻率產(chǎn)生共振的作用，從而獲得了大增幅的RRI信號(hào)和QTI信號(hào)。獲得大增幅的RRI和QTI信號(hào)非常有利于RRI和QTI信號(hào)的相關(guān)性分析。 實(shí)驗(yàn)表明，QTI的變異明顯地受到RR工信號(hào)的影響，這種影響是正相關(guān)的，也就 是說(shuō)，當(dāng)RR間隔增加的時(shí)候，QT間隔也相應(yīng)地增加，這與過(guò)去的實(shí)驗(yàn)結(jié)果相吻 合。然而，QT的變異總是滯后于RRI的，這種滯后也稱為(QT hysteresis)，當(dāng)調(diào)整這種滯后以后rri與qti之間的相關(guān)系數(shù)可以高達(dá)0. 8以上，并存在一 定的個(gè)體差。本發(fā)明通過(guò)仿真顯示，這種滯后來(lái)源于輸出信號(hào)qti的相位滯后。在RRI與QTI之間建立線性模型是基于這樣考慮的心臟的復(fù)極受到心肌 細(xì)胞的功能狀態(tài)，心肌供血狀態(tài)，血液內(nèi)的激素水平以及心肌的神經(jīng)支配特別 是交感神經(jīng)興奮性等因素的影響。這些因素都會(huì)受心肌收束的影響，也就是心 肌的收束可以改變心肌復(fù)極的內(nèi)環(huán)境從而間接地影響qti的變異。所以rr間隔 的變異與qt間隔的變異之間存在著因果關(guān)系，這個(gè)因果關(guān)系可以用圖1所示的 二階傳遞函數(shù)進(jìn)行近似。在決定圖1所示的傳遞函數(shù)H(s)中的《"的值的時(shí)候，選擇服V中的LF成分 的頻率作為系統(tǒng)的固有頻率，理由是呼吸反饋的頻率剛好落在HRV中的LF成分 上，可以將LF看成是系統(tǒng)的固有頻率。而反饋性的呼吸調(diào)節(jié)產(chǎn)生的大增幅的RRI 和QTI可解釋為呼吸頻率剛好與系統(tǒng)的固有頻率LF成分一致，產(chǎn)生共振且仿真 結(jié)果(圖4d)也證明這樣的選擇是比較合理的。從受檢者的RRI和QTI信號(hào)出發(fā)可以對(duì)系統(tǒng)的三個(gè)未知參數(shù)進(jìn)行估計(jì)得到 系統(tǒng)的傳遞函數(shù)，再仿真產(chǎn)生系統(tǒng)的單位越階相應(yīng)(圖5)。各受檢者表現(xiàn)出不 同的特征性的單位越階相應(yīng)，表現(xiàn)為穩(wěn)定值的不同，如圖5所示6 5歲健康男 性的穩(wěn)定值為0.041而4 0歲健康男性為0.05;另外，波形的形狀也不一樣， 用彈簧阻尼系統(tǒng)來(lái)說(shuō)明的話，4 0歲健康男性的阻尼系數(shù)相對(duì)于6 5歲健康男 性的阻尼系數(shù)要小。QT間期變異是心臟猝死發(fā)生的一個(gè)重要指標(biāo)，本研究在RRI和QTI之間建 立的系統(tǒng)傳遞函數(shù)一定程度上反映出心肌的工作狀態(tài)，通過(guò)對(duì)系統(tǒng)傳遞函數(shù)的 估計(jì)以及模型的仿真，為研究心臟的功能狀態(tài)開(kāi)辟一個(gè)嶄新的評(píng)價(jià)方法。其臨 床意義有待進(jìn)一步的研究。
權(quán)利要求
1.心電信號(hào)RR間隔和QT間隔的動(dòng)力學(xué)模型的建立方法，其特征在于該方法把RRI作為輸入信號(hào)，QTI作為輸出信號(hào)，在RRI與QTI信號(hào)之間建立線性關(guān)系的動(dòng)力學(xué)模型。
2. 根據(jù)權(quán)利要求1所述的心電信號(hào)RR間隔和QT間隔的動(dòng)力學(xué)模型的建立方法， 其特征在于所述的線性關(guān)系的動(dòng)力學(xué)模型為二階線性關(guān)系的動(dòng)力學(xué)模型或 二階以上線性關(guān)系的動(dòng)力學(xué)模型。
3. 根據(jù)權(quán)利要求2所述的心電信號(hào)RR間隔和QT間隔的動(dòng)力學(xué)模型的建立方法， 其特征在于二階線性關(guān)系的動(dòng)力學(xué)模型如下`2 ，"2~~孖O)式中A為系統(tǒng)的固有頻率，取RRI信號(hào)的主頻率，即HRV中的LF成分的角頻率為化的值，也就是^為HRV中LF成分的角頻率；傳遞函數(shù)H(S)的增益為|G(>)|= ， ，........................ (2)Q為輸入信號(hào)的角頻率與固有頻率之比，D = ffl/^，輸入信號(hào)的角頻率w等于系統(tǒng)的固有頻率A，則傳遞函數(shù)H(S)的增益為`1,1=4,....................................(3)把QTI信號(hào)與RRI信號(hào)在頻率為&的振幅比看成是H(s)的增益，則將(l)和(3)式代入H(s)得<formula>formula see original document page 3</formula>其中，《為待定參數(shù)；將實(shí)際的RRI信號(hào)輸入到H(s)中，使仿真產(chǎn)生的輸出信號(hào)與QTL測(cè)定 的QTI之間的誤差平方和最小，也就是<formula>formula see original document page 3</formula>值最小時(shí)的；值為系統(tǒng)的《值。
4. 根據(jù)權(quán)利要求2所述的心電信號(hào)RR間隔和QT間隔的動(dòng)力學(xué)模型的建立方法，其特征在于二階線性關(guān)系的動(dòng)力學(xué)模型如下<formula>formula see original document page 3</formula>將實(shí)際的RRI信號(hào)輸入到H(s)中，使仿真產(chǎn)生的輸出信號(hào)與QTL測(cè)定的 QTI之間的誤差平方和最小，可以得到<formula>formula see original document page 3</formula>e(D)和e(iO值最小時(shí)的D值和K值為系統(tǒng)的D值和K值。
5. 根據(jù)權(quán)利要求1 4任意一項(xiàng)權(quán)利要求所述的心電信號(hào)RR間隔和QT間隔的 動(dòng)力學(xué)模型的建立方法，其特征在于通過(guò)調(diào)整呼吸頻率的方法提高RRI信 號(hào)的振幅；調(diào)整呼吸頻率的方法是讓試驗(yàn)者通過(guò)肉眼觀察自己的實(shí)時(shí)心率變 化曲線，當(dāng)心率開(kāi)始上升的時(shí)候做吸氣運(yùn)動(dòng)，當(dāng)心率開(kāi)始下降的時(shí)候做呼氣 運(yùn)動(dòng)。
6. 采用心電信號(hào)RR間隔和QT間隔的動(dòng)力學(xué)模型獲取單位階越響應(yīng)函數(shù)的方 法，其特征在于該方法包括以下的步驟① 胸導(dǎo)聯(lián)V2、 V3獲取信號(hào)，經(jīng)放大，濾波，A/D轉(zhuǎn)換后得到數(shù)字化后的ECG信號(hào)，并輸入計(jì)算機(jī)進(jìn)行信號(hào)處理；② ECG信號(hào)保存到文件后進(jìn)行offline的R， T波的自動(dòng)識(shí)別，計(jì)算出R波 和Q波的頂點(diǎn)位置，波形的識(shí)別采用了模板匹配技術(shù)，QT間隔定義為Q 波的起始至T波結(jié)束的時(shí)間間隔；③ 采用權(quán)利要求1 4任意一項(xiàng)權(quán)利要求所述的方法建立的動(dòng)力學(xué)模型，對(duì) 模型參數(shù)進(jìn)行估算；④ 仿真產(chǎn)生單位階越響應(yīng)函數(shù)。
7. 根據(jù)權(quán)利要求6所述的采用心電信號(hào)RR間隔和QT間隔的動(dòng)力學(xué)模型獲取單 位階越響應(yīng)函數(shù)的方法，其特征在于通過(guò)調(diào)整呼吸頻率的方法提高RRI信 號(hào)的振幅；調(diào)整呼吸頻率的方法是讓試驗(yàn)者通過(guò)肉眼觀察自己的實(shí)時(shí)心率變 化曲線，當(dāng)心率開(kāi)始上升的時(shí)候做吸氣運(yùn)動(dòng)，當(dāng)心率開(kāi)始下降的時(shí)候做呼氣 運(yùn)動(dòng)。
8. 根據(jù)權(quán)利要求6所述的采用心電信號(hào)RR間隔和QT間隔的動(dòng)力學(xué)模型獲取單 位階越響應(yīng)函數(shù)的方法，其特征在于ECG信號(hào)的采樣頻率大于等于2000HZ。
9. 采用心電信號(hào)RR間隔和QT間隔的動(dòng)力學(xué)模型獲取單位階越響應(yīng)函數(shù)的裝 置，其特征在于該裝置包括以下的部件① 數(shù)據(jù)采集單元，數(shù)據(jù)采集單元包括依次連接的ECG信號(hào)采集器、心電放大 器和A/D轉(zhuǎn)換卡；② 數(shù)據(jù)處理單元，數(shù)據(jù)處理單元連接數(shù)據(jù)采集單元，數(shù)據(jù)處理單元采用計(jì)算 機(jī)，計(jì)算機(jī)裝機(jī)有軟件；通過(guò)軟件將ECG信號(hào)保存到文件后進(jìn)行offline 的R， T波的自動(dòng)識(shí)別，計(jì)算出R波和Q波的頂點(diǎn)位置，波形的識(shí)別采用 了模板匹配技術(shù)，QT間隔定義為Q波的起始至T波結(jié)束的時(shí)間間隔；然后，軟件通過(guò)采用1 4任意一項(xiàng)權(quán)利要求所述的方法建立的動(dòng)力學(xué)模型， 對(duì)模型參數(shù)進(jìn)行估算，仿真產(chǎn)生單位階越響應(yīng)函數(shù)。
10.根據(jù)權(quán)利要求9所述的采用心電信號(hào)RR間隔和QT間隔的動(dòng)力學(xué)模型獲取單 位階越響應(yīng)函數(shù)的裝置，其特征在于ECG信號(hào)的采樣頻率大于等于2000HZ。
全文摘要
本發(fā)明涉及心電信號(hào)RR間隔和QT間隔的動(dòng)力學(xué)模型的建立方法和該模型的應(yīng)用。心電信號(hào)RR間隔和QT間隔的動(dòng)力學(xué)模型的建立方法，該方法把RRI作為輸入信號(hào)，QTI作為輸出信號(hào)，在RRI與QTI信號(hào)之間建立線性關(guān)系的動(dòng)力學(xué)模型，優(yōu)選的為二階線性關(guān)系的動(dòng)力學(xué)模型。本發(fā)明基于兩者之間的高相關(guān)性以及QTI滯后于RRI的事實(shí)，在RRI和QTI之間建立了一個(gè)線性模型，依據(jù)實(shí)驗(yàn)檢測(cè)到的受檢者的數(shù)據(jù)對(duì)傳遞函數(shù)進(jìn)行系統(tǒng)的參數(shù)估計(jì)得到一個(gè)特別的傳遞函數(shù)。再將系統(tǒng)仿真發(fā)現(xiàn)仿真得到的QTI與實(shí)際測(cè)得的QTI相當(dāng)接近。RRI和QTI之間的傳遞特征反映出心臟的功能狀態(tài)，可利用傳遞函數(shù)的單位越階相應(yīng)評(píng)價(jià)心臟功能進(jìn)行評(píng)價(jià)，這一系統(tǒng)將有一定的臨床研究前景。
文檔編號(hào)A61B5/0402GK101596103SQ20091010030
公開(kāi)日2009年12月9日 申請(qǐng)日期2009年7月6日 優(yōu)先權(quán)日2009年7月6日
發(fā)明者江依法 申請(qǐng)人:江依法