專利名稱：心電信號rr間隔和qt間隔的動力學(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RR間隔和QT間隔的動力學(xué)模型的建立方法和該模型 的應(yīng)用。
背景技術(shù)：
通過連續(xù)測量心電圖(electrocardiology， ECG)的Q波，R波和T波可 以獲得離散的RR間隔(R-R interval, RRI)信號和QT間隔(Q-T interval, QTI)信號。RRI信號代表心律的變化，即心律變異(heart rate variability, 服V)，而QTI信號表征心室肌動作電位持續(xù)時間(action potential duration, APD)的改變。QTI信號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最早認識到心律的改變對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。后來的研究發(fā)現(xiàn)這個QTc只適用于心率在50-90次/分 的條件，在心律較慢時，Bazett公式對QTI過度矯正，而在心律比較快的時候 Bazett公式對QTI矯正不充分。同一時期，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QT間隔進行矯正。利用RRI對QTI進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，Schlamovitz, Malik等對Ashman的線性公式進行改寫，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，并沒有描述在 心率突然改變的時心室復(fù)極過程的適應(yīng)性過程。隨著24小時動態(tài)心電圖(Holter)診斷技術(shù)的發(fā)展，能通過計算機準確地 識別ECG的各個波形，從而獲取長時間的RRI信號和QTI信號。這種由心律變 異引起的QT間隔的改變被稱為QT動力學(xué)(QT dynamics)。很多實驗表明，QTI 與RR工之間存在著線性相關(guān)，并發(fā)現(xiàn)同一個體不同條件下的QTI/RRI斜率值相 對穩(wěn)定，而個體間的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)險增加。現(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)。當改變心率使之持續(xù)幾分鐘的時候就可以在QTI信號與RRI信號 之間可見QT滯后于RR的現(xiàn)象。對滯后時間進行矯正可以發(fā)現(xiàn)QTI與RRI之間 的相關(guān)系數(shù)高達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，沒有建立一個實用的數(shù)學(xué)動力學(xué)模型用于分析QTI變異。發(fā)明內(nèi)容本發(fā)明的第一個目的是提供一種心電信號RR間隔和QT間隔的動力學(xué)模型 的建立方法，該方法分析RRI與QTI之間的相關(guān)性，并建立一個線性數(shù)學(xué)模型 用以描述RRI與QTI之間的動力學(xué)關(guān)系。本發(fā)明的第二個目的是提供采用上述 動力學(xué)模型獲取單位階越響應(yīng)函數(shù)的方法。本發(fā)明的第三個目的是提供采用上 述動力學(xué)模型獲取單位階越響應(yīng)函數(shù)的裝置。為了實現(xiàn)上述的第一個目的，本發(fā)明采用了以下的技術(shù)方案心電信號RR間隔和QT間隔的動力學(xué)模型的建立方法，該方法把RRI作為 輸入信號，QTI作為輸出信號，在RRI與QTI信號之間建立線性關(guān)系的動力學(xué)模 型。作為優(yōu)選，所述的線性關(guān)系的動力學(xué)模型為二階線性關(guān)系的動力學(xué)模型或 二階以上線性關(guān)系的動力學(xué)模型。作為再優(yōu)選，上述的二階線性關(guān)系的動力學(xué)模型如下所示A為系統(tǒng)的固有頻率，取RRI信號的主頻率，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為輸入信號的角頻率與固有頻率之比，Q = co/ ，輸入信號的角頻率"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,....................................(3)把QTI信號與RRI信號在頻率為^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)；將實際的RRI信號輸入到H(s)中，使仿真產(chǎn)生的輸出信號與QT工s測定的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)系的動力學(xué)模型如下 ^^則^--^將實際的RRI信號輸入到H(s)中，使仿真產(chǎn)生的輸出信號與QTL測定的 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)明通過調(diào)整呼吸頻率的方法提高RRI信號的振幅；調(diào) 整呼吸頻率的方法是讓試驗者通過肉眼觀察自己的實時心率變化曲線，當心率 開始上升的時候做吸氣運動，當心率開始下降的時候做呼氣運動。 為了實現(xiàn)上述的第二個目的，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，經(jīng)放大，濾波，A/D轉(zhuǎn)換后得到 數(shù)字化后的ECG信號，并輸入計算機進行信號處理；②ECG信號保存到文件后進 行offline的R， T波的自動識別，計算出R波和Q波的頂點位置，波形的識別 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) 束的時間間隔；③采用上述的方法建立的動力學(xué)模型，對模型參數(shù)進行估算； 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信號的采樣頻率大于等于2000HZ，最好是2000HZ。作為優(yōu)選方案，通過調(diào)整呼吸頻率的方法提高RRI信號的振幅；調(diào)整呼吸 頻率的方法是讓試驗者通過肉眼觀察自己的實時心率變化曲線，當心率開始上 升的時候做吸氣運動，當心率開始下降的時候做呼氣運動。為了實現(xiàn)上述的第三個目的，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)處理單元采用計算機，計算機裝機有軟件，通過軟件將ECG信號 保存到文件后進行offline的R， T波的自動識別，計算出R波和Q波的頂點位 置，波形的識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)束的時間間隔，采用上述的方法建立的動力學(xué)模型，對模型參 數(shù)進行估算，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，在RRI和QTI 之間建立了一個線性模型，優(yōu)選是二階線性模型。依據(jù)實驗檢測到的受檢者的 數(shù)據(jù)對傳遞函數(shù)進行系統(tǒng)的參數(shù)估計得到一個特別的傳遞函數(shù)。再將系統(tǒng)仿真 發(fā)現(xiàn)仿真得到的QTI與實際測得的QTI相當接近。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)評價心臟功能進行評價， 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)計框圖。圖2為正常呼吸和HRV反饋調(diào)節(jié)呼吸時的RRI和QTI信號。其中a:呼吸反饋調(diào)節(jié)時的RRI和QTI信號；b:從正常呼吸轉(zhuǎn)變到呼吸反饋過程中RRI信號和QTI信號變化的結(jié)果，箭 頭所示處是HRV反饋調(diào)節(jié)呼吸的起始點。圖3為RRI信號與QTI信號的比較。其中a為經(jīng)過呼吸反饋調(diào)節(jié)獲得的 RRI信號和QTI信號，相對于RRI (標準偏差是56.4 ms)， QTI的震蕩較小(標 準偏差是2.6ms);b為對RRI信號和QTI信號進行頻譜分析，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，其滯后的時間是"；d為將QTI向前移動"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RRI到QTI的傳遞函數(shù)式(6 )進行沖激響應(yīng)(c)， 單位階越響應(yīng)(b)和極點零點分析(a)并將實際測出的RRI作為輸入信號仿真產(chǎn)生QT1。其中a為極點零點分析圖；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與實際測量的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。
具體實施方式
下面結(jié)合附圖對本發(fā)明的具體實施方式
做一個詳細的說明。 實施例1 從RRI到QTI的動力學(xué)模型的建立把RRI作為輸入信號，QTI作為輸出信號，這樣就可以在RRI與QTI信號之 間建立一個以下的動力學(xué)模型。這個模型的傳遞函數(shù)H(s)為二階線性模型，因為QTI信號與RRI信號之間 表現(xiàn)出相位和振幅的差異可以用這樣的數(shù)學(xué)模型進行近似模擬。^W中的^為 系統(tǒng)的固有頻率，取RRI信號的主頻率，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為輸入信號的角頻率與固有頻率之比，Q = ffl/W 。本發(fā)明中，輸入 信號的角頻率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信號與RRI信號在頻率為^^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，將實際的RRI信號輸入到H(s)中，使仿真產(chǎn)生的輸出信號QT、與測定的QT工之間的誤差平方和最小，也就是e(《)=Z[QTIs(t)-QTI(t)f.......................值最小時的《值為系統(tǒng)的《值。實施例2 從RRI到QTI的動力學(xué)模型的建立把RRI作為輸入信號，QTI作為輸出信號，這樣就可以在RRI與QTI信號之 間建立一個以下的動力學(xué)模型。<image>image see original document page 13</image>將實際的RRI信號輸入到H(s)中，使仿真產(chǎn)生的輸出信號與QTL測定的 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(幻值最小時的D值和K值為系統(tǒng)的D值和K值。 實施例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驗(以前沒有過心臟方面的疾病，ECG 檢查沒有早搏等)，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波的自動識別如圖1所示，胸導(dǎo)聯(lián)V2、 V3獲取信號，經(jīng)放大，濾波，A/D轉(zhuǎn)換后得到數(shù) 字化后的ECG信號，并輸入計算機進行信號處理。ECG信號保存到文件后進行 offline的R， T波的自動識別，計算出R波和Q波的頂點位置。波形的識別采 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 的時間間隔。所有的設(shè)備經(jīng)反復(fù)調(diào)試矯正后進行實驗。3、 調(diào)節(jié)呼吸頻率獲取大振幅的RRI信號為了獲得較大振幅的RRI信號來分析HRV對QTI的影響，本發(fā)明采用了調(diào) 整呼吸頻率的方法提高RRI信號的振幅。具體的做法是讓試驗者通過肉眼觀 察自己的實時心率變化曲線，當心率開始上升的時候做吸氣運動，當心率開始下降的時候做呼氣運動。只要控制呼吸節(jié)律和呼氣強度得當，那么就可以獲得頻率為0。 1Hz左右的RRI信號，這個頻率與HRV的LF成分對應(yīng)。通過呼吸反饋調(diào)節(jié)，可以得到頻率在0. 1Hz附近的RRI信號和QTI信號， 并且這時得到的RRI信號和QTI信號與沒有經(jīng)過呼吸反饋調(diào)節(jié)得到的信號相比 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信號和 QTI信號。圖2a是經(jīng)過呼吸反饋調(diào)節(jié)得到的RRI信號和QTI信號，圖2 b顯示 從正常呼吸到呼吸反饋過程RR工信號和QTI信號變化的結(jié)果，圖中箭頭所示處 是HRV反饋調(diào)節(jié)呼吸的起始點。通過呼吸的反饋調(diào)節(jié)，RR間隔明顯增加(圖2b)。在沒有進行呼吸調(diào)節(jié)的 情況下(圖2b， 208秒時點以前)，RRI值為973.6土21.6ms， QTI值為402. 6± 2. 5 ms;開始進行呼吸反饋調(diào)節(jié)(圖2b， 208秒時點以后部分)后，RRI值為 988. 1±52. 6 ms， QTI值為402. 1±4. 0 ms， RRI值的標準偏差和QTI值的標準 偏差都明顯增加，而其平均值保持不變。 4、 RRI信號和QTI信號的比較相對于RRI的變異程度，呼吸反饋調(diào)節(jié)得到的QTI的變異相對較小。本例 中的男性受檢者的5分鐘RRI的平均值為964. 1 ms，標準偏差是56. 4 ms，而 其QTI的平均值為402. 3ms， 標準偏差為2. 6ms，是RRI標準偏差的4. 6% (圖 3a)。分析呼吸反饋調(diào)節(jié)產(chǎn)生RRI信號和QTI信號的頻率特征(圖3b)發(fā)現(xiàn)在 相對應(yīng)于HRV的LF成分(0. 1 Hz附近)的呼吸節(jié)律時，HRV和呼吸節(jié)律產(chǎn)生共 振(synchronization)導(dǎo)致大振幅的RRI信號的出現(xiàn)。這時的QTI的振幅增加 并不明顯，然而QTI信號也明顯地表現(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)對應(yīng)的節(jié)律上(圖3b)。通過任意調(diào)整RRI和QTI信號的振幅使其模相等，那么就可以明顯地看出 QTI信號與RRI信號之間的相位延遲，也就是QTI信號較RR工信號出現(xiàn)時間滯后 現(xiàn)象(QT hysteresis,圖3c)。本例中的時間滯后d為2. 8秒，不同受檢者之 間其d值存在著個體差異。調(diào)整RR工和QTI之間的相位延遲，也就是將QTI信號人為地向前移動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)達到0. 835。單位是ms。 4、 QTI動力學(xué)模型中的參數(shù)估計式(4)傳遞函數(shù)中的y^， IG(,)I和《是三個待定的未知數(shù)?？梢酝ㄟ^對RRI 和QTI進行頻譜分析得到服V的LF成分，再把這個頻率代入/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)，可以計算系統(tǒng)的極點(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QTI (圖4d)。由圖4d可知，由仿真產(chǎn)生的QTI與實際測量的QTI相當接近，說明通過以 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)明重點探討了 RR間期變異對QT間期變異的影響。因為在一般情況下 RR間期變異幅度相對較小，并且波形不規(guī)則，所以需要獲得一個較大幅度的RRI 和QTI信號以觀察RRI信號和QTI信號的相關(guān)性以及RRI信號對QTI信號的影 響。同時，本發(fā)明也發(fā)現(xiàn)呼吸對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。通過實時監(jiān)測受檢者的心率變異，通過視 覺反饋調(diào)節(jié)呼吸的頻率和強度，在心率加快的時候進行吸氣，在心率下降的時 候呼氣，這樣得到了近似正弦函數(shù)的RRI信號和QTI信號，兩者的增幅都明顯 地增加了 (圖2)。對RRI信號和QTI信號進行頻譜分析，發(fā)現(xiàn)通過呼吸反饋調(diào) 節(jié)產(chǎn)生的RRI信號，QTI信號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，并且普遍認為Maryer wave 是產(chǎn)生LF成分的原因。其生理機制與血壓的反饋調(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成分評價 交感神經(jīng)興奮性的基礎(chǔ)。當交感神經(jīng)興奮性增加時LF成分相應(yīng)的增加。吸氣運 動產(chǎn)生的胸腔低壓可以通過自律神經(jīng)的反饋作用提高交感神經(jīng)的興奮性提高LF 成分的功率，相反地，呼氣運動可以通過自律神經(jīng)的反饋作用提高迷走神經(jīng)的 興奮性從而降低LF成分的功率。本發(fā)明證明，通過呼吸反饋調(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信號和QTI信號。獲得大增幅的RRI和QTI信號非常有利于RRI和QTI信號的相關(guān)性分析。 實驗表明，QTI的變異明顯地受到RR工信號的影響，這種影響是正相關(guān)的，也就 是說，當RR間隔增加的時候，QT間隔也相應(yīng)地增加，這與過去的實驗結(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0. 8以上，并存在一 定的個體差。本發(fā)明通過仿真顯示，這種滯后來源于輸出信號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，這個因果關(guān)系可以用圖1所示的 二階傳遞函數(shù)進行近似。在決定圖1所示的傳遞函數(shù)H(s)中的《"的值的時候，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信號出發(fā)可以對系統(tǒng)的三個未知參數(shù)進行估計得到 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)來說明的話，4 0歲健康男性的阻尼系數(shù)相對于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)生的一個重要指標，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)，通過對系統(tǒng)傳遞函數(shù)的 估計以及模型的仿真，為研究心臟的功能狀態(tài)開辟一個嶄新的評價方法。其臨 床意義有待進一步的研究。
權(quán)利要求
1.心電信號RR間隔和QT間隔的動力學(xué)模型的建立方法，其特征在于該方法把RRI作為輸入信號，QTI作為輸出信號，在RRI與QTI信號之間建立線性關(guān)系的動力學(xué)模型。
2. 根據(jù)權(quán)利要求1所述的心電信號RR間隔和QT間隔的動力學(xué)模型的建立方法， 其特征在于所述的線性關(guān)系的動力學(xué)模型為二階線性關(guān)系的動力學(xué)模型或 二階以上線性關(guān)系的動力學(xué)模型。
3. 根據(jù)權(quán)利要求2所述的心電信號RR間隔和QT間隔的動力學(xué)模型的建立方法， 其特征在于二階線性關(guān)系的動力學(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為輸入信號的角頻率與固有頻率之比，D = ffl/^，輸入信號的角頻率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信號與RRI信號在頻率為&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)；將實際的RRI信號輸入到H(s)中，使仿真產(chǎn)生的輸出信號與QTL測定 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RR間隔和QT間隔的動力學(xué)模型的建立方法，其特征在于二階線性關(guān)系的動力學(xué)模型如下<formula>formula see original document page 3</formula>將實際的RRI信號輸入到H(s)中，使仿真產(chǎn)生的輸出信號與QTL測定的 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任意一項權(quán)利要求所述的心電信號RR間隔和QT間隔的 動力學(xué)模型的建立方法，其特征在于通過調(diào)整呼吸頻率的方法提高RRI信 號的振幅；調(diào)整呼吸頻率的方法是讓試驗者通過肉眼觀察自己的實時心率變 化曲線，當心率開始上升的時候做吸氣運動，當心率開始下降的時候做呼氣 運動。
6. 采用心電信號RR間隔和QT間隔的動力學(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，經(jīng)放大，濾波，A/D轉(zhuǎn)換后得到數(shù)字化后的ECG信號，并輸入計算機進行信號處理；② ECG信號保存到文件后進行offline的R， T波的自動識別，計算出R波 和Q波的頂點位置，波形的識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)束的時間間隔；③ 采用權(quán)利要求1 4任意一項權(quán)利要求所述的方法建立的動力學(xué)模型，對 模型參數(shù)進行估算；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RR間隔和QT間隔的動力學(xué)模型獲取單 位階越響應(yīng)函數(shù)的方法，其特征在于通過調(diào)整呼吸頻率的方法提高RRI信 號的振幅；調(diào)整呼吸頻率的方法是讓試驗者通過肉眼觀察自己的實時心率變 化曲線，當心率開始上升的時候做吸氣運動，當心率開始下降的時候做呼氣 運動。
8. 根據(jù)權(quán)利要求6所述的采用心電信號RR間隔和QT間隔的動力學(xué)模型獲取單 位階越響應(yīng)函數(shù)的方法，其特征在于ECG信號的采樣頻率大于等于2000HZ。
9. 采用心電信號RR間隔和QT間隔的動力學(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)處理單元采用計算 機，計算機裝機有軟件；通過軟件將ECG信號保存到文件后進行offline 的R， T波的自動識別，計算出R波和Q波的頂點位置，波形的識別采用 了模板匹配技術(shù)，QT間隔定義為Q波的起始至T波結(jié)束的時間間隔；然后，軟件通過采用1 4任意一項權(quán)利要求所述的方法建立的動力學(xué)模型， 對模型參數(shù)進行估算，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RR間隔和QT間隔的動力學(xué)模型獲取單 位階越響應(yīng)函數(shù)的裝置，其特征在于ECG信號的采樣頻率大于等于2000HZ。
全文摘要
本發(fā)明涉及心電信號RR間隔和QT間隔的動力學(xué)模型的建立方法和該模型的應(yīng)用。心電信號RR間隔和QT間隔的動力學(xué)模型的建立方法，該方法把RRI作為輸入信號，QTI作為輸出信號，在RRI與QTI信號之間建立線性關(guān)系的動力學(xué)模型，優(yōu)選的為二階線性關(guān)系的動力學(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，在RRI和QTI之間建立了一個線性模型，依據(jù)實驗檢測到的受檢者的數(shù)據(jù)對傳遞函數(shù)進行系統(tǒng)的參數(shù)估計得到一個特別的傳遞函數(shù)。再將系統(tǒng)仿真發(fā)現(xiàn)仿真得到的QTI與實際測得的QTI相當接近。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)評價心臟功能進行評價，這一系統(tǒng)將有一定的臨床研究前景。
文檔編號A61B5/0402GK101596103SQ20091010030
公開日2009年12月9日 申請日期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 申請人:江依法