2003年--外文翻譯--生成合成心電信號的動力學模型（譯文）

1、<p>　　中文4990字，3400單詞，17300英文字符</p><p>　　出處：McSharry P E, Clifford G D, Tarassenko L, et al. A dynamical model for generating synthetic electrocardiogram signals[J]. Biomedical Engineering, IEEE Transact

2、ions on, 2003, 50(3): 289-294.</p><p>　　生成合成心電信號的動力學模型</p><p>　　A Dynamical Model for Generating Synthetic Electrocardiogram Signals</p><p>　　學 部（院）： 電信學部 </p><p

3、>　　專 業(yè)： 生物醫(yī)學工程 </p><p>　　生成合成心電信號的動力學模型</p><p>　　Patrick E. McSharry , Gari D. Clifford, Lionel Tarassenko, and Leonard A. Smith</p><p><b>　　摘要</b></p>

4、;<p>　　一個基于三個相關聯(lián)的普通微分方程的動力學模型，該系統(tǒng)能夠生成逼真的合成心電信號。該操作能詳細顯示心率的平均值和標準偏差以及心電的PQRST周期的形態(tài)和RR血流速度圖的功率。特別的，該模型包含了在高頻的呼吸性竇性心率不齊和在低頻的Mayer波以及低頻與高頻的比率。許多在形態(tài)學和時域的人類心電圖的beat-to-beat變化，包括QT的分散度和R峰的振幅調整都在結果中顯示出來了。該模型可能能夠評估生物醫(yī)學信號處理

5、的方法，這能夠計算心電圖的臨床統(tǒng)計學。</p><p>　　關鍵詞——動力學模型，心率變異性（HRV），Mayer波，QRS形態(tài)，QT間隔，呼吸性竇性心率不齊，RR間隔，RR血流速度圖，合成心電圖。</p><p><b>　　1.介紹</b></p><p>　　心電信號是一個時變的信號，它反映了引起心臟纖維收縮與隨后的舒張的離子電流。體表心

6、電信號是通過記錄放置于皮膚表面的兩電極的電勢差獲得的。心電信號的一個正常信號周期代表了每次心跳時連續(xù)的心房去極化/復極化和心室的去極化/復極化。這些可以近似的描述成圖1中的心電信號波形標注的波峰與波谷P，Q，R，S，T。</p><p>　　圖1 。 正常人類的平均P，Q，R，S，T心電圖形態(tài)記錄</p><p>　　從真實的心電信號中提取有用的臨床信息需要可靠的信號處理方法。這些包括R

7、峰的檢測，QT間隔的檢測，從心電信號中分離處心率和呼吸率。RR間隔是相連的兩個R峰之間的時間，反過來，這個時間間隔可以計算出瞬時心率。一系列的RR間隔被稱作RR血流速度圖。這些RR間隔的可變性揭示了關于生理狀態(tài)這一問題的重要的信息。目前，新的生物醫(yī)學信號處理方法被評估通過將他們應用于心電信號在大的數(shù)據庫中，例如生物數(shù)據庫。雖然這給操作者一個指示關于一個給定的算法的準確性當它應用于實際時，但是它很難推斷其性能會怎樣變化在不同的有一定范圍的

8、噪音水平和采樣頻率的臨床設定中。得到逼真的人造心電信號可以對這個評估有幫助。</p><p>　　這篇文章展示了一個能產生一個合成心電信號并擁有逼真的PQRST形態(tài)和指定的心率動態(tài)的模型。該模型的目的是提供一個擁有已知特性的標準的逼真的心電信號。該信號能在具體的統(tǒng)計數(shù)據例如心率的均值和標準差和心率變異性的頻域特性下生成，例如，低頻與高頻的比率被定義為功率的比率，它在RR血流速度圖中在0.0015~0.15Hz和0

9、.15~0.4Hz之間。通過產生一個能代表一個典型的人類心電的信號，有助于比較不同信號處理的方法。一個合成心電信號能在不同的采樣頻率和不同的噪聲水平下產生來確定一個給定的方法的性能。這個性能可以被表現(xiàn)出來，例如，有許多真陽性，假陽性，真陰性，假陰性在每次試驗中。這個性能的評估可以看作一個標準并且可以幫助臨床醫(yī)生確定哪個生物醫(yī)學信號處理方法用于給定的實際應用中是最好的。</p><p>　　這篇論文安排如下。第二部

10、分概述心動周期的生理機制和回顧心電信號反映的形態(tài)變異。第三部分簡要回顧心率變異性。該動力學系統(tǒng)將在第四部分介紹，第五部分研究該系統(tǒng)。第六部分總結和討論可能用于模擬特殊障礙的擴展模型。</p><p><b>　　2. 心電信號形態(tài)</b></p><p>　　心臟的每一次跳動都可以看成是一系列在心電信號基線上的偏差。這一偏差反映了啟動肌肉收縮的心臟電活動的時間演化。心

11、電信號的一個竇（正常）周期與一個心跳相一致，它習慣上用字母P，Q，R，S和T在它的每一個轉折點上標記。（如圖１）。心電信號可以分解成下面幾個部分。</p><p>　　P-wave:小低壓偏移基線由去極化引起的心房收縮前心房的激活(去極化)波前傳播從SA節(jié)點通過心房。</p><p>　　PQ-interval:心房去極化的開始到心室去極化的開始的時間。</p><p&

12、gt;　　QRS波群: 心電信號的最大振幅部分,由前心室去極化收縮時產生的電流造成。 雖然心房復極化發(fā)生在心室去極化前,后者的波形(即QRS波群)是更大的振幅和心房復極化因此在心電圖中不可見。</p><p>　　QT-interval:心室去極化開始到心室復極化的結束之間的時間。 臨床研究已經證明,QT-interval隨著RR-interval的增加線性增長( 4 ]。 延長QT-interval可能與延遲有

13、關心室復極化從而引起室性快速性心律失常導致心臟猝死有關。</p><p>　　ST-interval:S-wave的結束到 T-wave的開始之間的時間。 顯著升高或壓低振幅通常與心臟疾病有關。</p><p>　　T-wave:心室復極化,即心肌為下一個周期的心電圖做準備。</p><p>　　3. 心率變異性（HRV）</p><p>　

14、　使用beat-to-beat RR-intervals(RR血流速度圖) 分析瞬時心率變化的時間序列被稱為心率變異性分析。心率變異性分析可以提供一個對心血管疾病的評估。 心率加速可能是減緩交感神經活動或減少快速副交感神經(迷走神經的)活動引起的。交感神經和副交感神經之間的平衡系統(tǒng),自主神經系統(tǒng)的兩個相反的行動分支,被稱為交感迷走平衡和被認為是反映beat-to-beat心動周期的變化。心率是RR-interval的倒數(shù)單位是次每分鐘。

15、RR血流速度圖的頻譜分析通常用于估計交感神經和副交感神經RR-intervals的調制的影響。 兩個主要感興趣的頻段被稱為低頻帶(0.04 - -0.15Hz)和高頻頻帶(0.15 - -0.4Hz)。交感神經音調被認為影響低頻分量,而交感神經和副交感神經活動影響高頻分量。 功率之比包含低頻和高頻分量已被用來衡量交感迷走平衡。</p><p>　　呼吸性竇性心律不齊(RSA)是由于副交感神經活動與呼吸周期同步產生

16、的振蕩的RR血流速度圖。呼吸性竇性心律不齊振蕩表現(xiàn)為高頻波段的頻譜峰值。 例如,每分鐘15次呼吸對應一個功率譜的峰值為0.25Hz的4 s振蕩。 第二個峰值經常發(fā)現(xiàn)在低頻帶的頻譜大約0.1Hz的地方。 而引起這10-s節(jié)奏的原因爭論強烈,一個可能的解釋是,這可能是由于在血壓信號中創(chuàng)造所謂的 Mayer波的壓力調節(jié)規(guī)則。</p><p><b>　　4.動力學系統(tǒng)</b></p>

17、<p>　　該模型生成一個軌跡與坐標(三維(3 d)狀態(tài)x,y,z)。 心電圖的準周期反映在運動軌跡在一個吸引極限環(huán)的單位半徑(x,y)平面上。在這個圓中的每個循環(huán)對應于一個RR-interval或心跳。心電圖的心跳變化的復制是使用在z方向的運動軌跡。心電圖中的特殊點P,Q,R,S和T所描述的事件相應的消極和積極的吸引子/排斥子在z方向。 這些事件被放置在固定角度的單位圓 (見 圖2 )。 當這些軌跡處理一個事件時,它是推動

18、向上或者向下極限環(huán),然后隨著它移動遠它被拉回極限環(huán)。</p><p>　　圖2。 生成的動力學模型的典型的軌跡(1) 在三維空間中給出的(x，y，z)。 虛線反映了極限環(huán)的單位半徑而實線的小圓圈顯示P，Q，R，S和T事件的位置,。</p><p>　　給出了動力學運動方程的一組三個常微分方程</p><p>　　其中 ,,(第四象限反正切的部分元素x和y)，-，為軌

19、跡的角速度，它繞著極限環(huán)運動?；€漂移被介紹用耦合基線值在（1）用呼吸頻率使用</p><p>　　(2)　其中A=0.15mV.</p><p>　　這些由（1）給出的運動方程 綜合使用四階龍格-庫塔數(shù)值方法與一個固定的時間間隔 其中是采樣頻率。</p><p>　　來自正常的主題的部分典型的心電圖的視覺分析是用來顯示合適的時間(,因此,角度)和值和在PQRST點

20、。 指定的時間和角度相對于R-peak如圖所示的位置 （表1） 。</p><p>　　由(1)生成的軌跡在三維空間中對應于(x,y,z)所示(圖2)。這演示了事件的位置P,Q,R,S,T在z方向的軌跡隨著它繞著單位圓( x,y)平面運動。來自3 d系統(tǒng) (1)的z變量產生一個擁有逼真的PQRST形態(tài)的合成心電圖 ( 圖3 )。合成心電圖和真正的心電圖之間的相似性可以通過比較 圖3 與 圖1來得到。注意噪音沒有被

21、添加到模型中。</p><p>　　圖3。 一個P,Q,R,S,T周期的心電形態(tài)</p><p>　　給定的公式（1）中P,Q,R,S,T相關參數(shù)的值，其中為各個波的振幅，為各個波的寬度，為各個波的角度。</p><p>　　圖4。在RR-interval周期中當?shù)皖l、高頻的比例時的功率譜</p><p>　　通過對比動態(tài)模型 (1) 與心動

22、周期的機制,很明顯,完成一圈限制環(huán)所需的時間等于合成ECG信號的RR-interval周期。 RR-intervals的長度變化可以合并到不同的角速度。</p><p>　　呼吸性竇性心律不齊和Mayer波在RR-intervals的功率譜 合并了生成的RR-intervals，該生成的RR-intervals有兩個高斯分布的總和組成的雙向功率譜。</p><p><b>　　(

23、3)</b></p><p>　　為平均值，為標準偏差。功率在低頻帶和高頻帶分別為和,而方差等于總面積,產生一個低頻/高頻的比率。 圖4 給出了功率譜,它由,。 和。 高斯頻率分布是出于真正的RR血流速度圖的典型功率譜。</p><p>　　一個RR-interval時間序列與功率譜通過逆傅里葉變換生成的序列和振幅和隨機分布在0和的相位。通過一個適當?shù)谋壤?shù)乘這時間序列再添加

24、一個補償值,由此產生的時間序列可以賦予任何需要的平均值和標準偏差。 假設表示時間序列,該序列由有功率譜的RR-process產生。 含時間變量的繞極限環(huán)運動的角速度由下式給出</p><p><b>　　(4)</b></p><p>　　通過這種方式,由一系列RR-intervals的結果合成的心電圖也將有一個功率譜等于,這將在第五節(jié)證明。</p>&

25、lt;p><b>　　5.結果</b></p><p>　　合成心電圖( 圖5 )說明了調制的QRS波群由呼吸性竇性心律不齊和邁耶波產生。 觀測不確定性包含通常添加平均值為零和標準偏差為0.025 mV的分布式測量誤差( 圖(6a) )與從一個正常的人類身上產生類似的一段真實的心電信號( 圖 (6b) )。</p><p>　　為了說明從這個合成的心電圖中獲得的

26、RR-intervals的動力學,峰值檢測是用來識別R-peaks的時刻。 在無噪聲的情況下,一個能在一個小窗口中尋找局部極大值的簡單的算法就足夠了。要得到一個人造的有噪聲的心電圖可能需要使用更復雜的方法。比較由給出的功率譜的持續(xù)的過程和分段常數(shù)重建的由R-peak檢測獲得的 RR-process ( 圖7 )說明了測量誤差出現(xiàn)在用RR-intervals計算HRV的統(tǒng)計數(shù)據時。</p><p>　　RR-int

27、ervals[ 圖(8a) )和相應的瞬時心率( 圖(8 b) 在單位為次每分鐘時為平均60次每分鐘和標準偏差5 次每分鐘顯示變化來自于呼吸性竇性心律不齊和Mayer波。不均勻采樣時間序列的頻譜估計技術,即Lomb周期圖,是用來計算功率譜( 圖(8 c) 從RR血流速度圖,推薦的數(shù)據來源于5分鐘。 盡管從連續(xù)過程到分段常數(shù)重建有信息的損失,對比 圖4 和 圖(8 c) 說明仍有可能獲得一個合理的功率譜的估計。</p>&l

28、t;p>　　增加RR-interval意味著軌跡有更多時間去進入波峰和波谷在R和S事件。這反映RR-intervals和RS-amplitude之間的強相關性如 圖9所示 。一項用來從心電圖中獲得呼吸速率技術提出了。這個ECG-derived呼吸信號(EDR)在臨床中使用當心電圖被記錄而呼吸沒被記錄時。合成的心電圖提供了一種方法測試這種技術對噪聲的穩(wěn)定性和不同的采樣頻率的影響。</p><p>　　因此構建

29、有變量角頻率的模型,從Q事件到T事件花費的時間,被稱為QT-interval,隨在beat-to-beat基礎上的RR-interval變化。 QT-interval和RR-interval之間的關系是線性的如圖10所示 。這種線性關系已經報道了在真正的心電圖上和被用來計算糾正QT-interval[ 4 ]。 有趣的是,這種關系是這個模型的直接結果。 此外,可以使用模型來評估QT-interval的變化是由于RR-interval的可

30、變性引起的,因此這種影響可以被分離出來。</p><p>　　圖5 .該圖為動力學模型生成的心電圖，（a）為10s的合成心電圖，（b）為50s的合成心電圖。</p><p>　　圖6. 該圖為添加通常分布式測量誤差的合成心電圖（a）與和(b)真正的一</p><p>　　個正常的人類的心電信號。</p><p>　　圖7. 該圖為重建的RR-

31、process R-peak檢測。 底層RR-process生成的使用 (3) (黑線)和RR-interval獲得使用R-peak檢測時間序列合成心電圖(灰色線)。</p><p>　　圖8. 分析RR-intervals 的R-peak檢測的心電信號生成的動力學模型 (1) 與平均心率60 次每分鐘和標準偏差5次每分鐘。 (a)RR-intervals。 (b)瞬時心率。 (c)RR-intervals的功率

32、譜。 注意兩個活動頻率屬于呼吸性竇性心律不齊(0.25赫茲)和Mayer波(0.1赫茲)。</p><p>　　圖9 .合成心電圖中RS-amplitudes與RR-intervals的線性關系。</p><p>　　圖10. 合成心電圖中QT-intervals與RR-intervals的線性關系。</p><p><b>　　6.結論</b>

33、;</p><p>　　引入了一個新的動力學模型，該模型能夠復制人類心電圖的許多重要功能。 此外,在人類的心電圖中觀察到的許多形態(tài)變化表現(xiàn)為模型中的幾何結構的結果。模型參數(shù)可以選擇來生成不同的PQRST-complex形態(tài)。RR-intervals的功率譜可以選擇先驗的和用于驅動心電圖發(fā)生器。 這允許操作者規(guī)定特定的心率動態(tài)特征如心率的平均值和標準偏差和頻譜特性,如低頻/高頻比率。此外,平均形態(tài)可以通過指定的位置

34、控制P,Q,R，S和T事件和對心電圖的影響的大小。</p><p>　　獲得一個逼真的心電圖為測試眾多生物醫(yī)學信號處理技術提供了一個基準。為了建立這些技術在臨床的操作屬性設置,知道他們在不同的噪音水平和采樣頻率下表現(xiàn)如何很重要。</p><p>　　許多應用程序和簡單的模型的擴展是有可能的。</p><p>　　1.匹配該模型到形態(tài)學特定主題的心電圖和RR-inte

35、rvals的功率譜,可以創(chuàng)建一個逼真的心電信號數(shù)據庫。這個數(shù)據庫可以用于統(tǒng)計假設檢驗。 此外,它可能就會產生一個獨立于心率的糾正QT-interval。</p><p>　　2.合成心電圖可以用來評估不同的噪音和人工制品去除技術的有效性。 這些可以通過添加噪聲評估和/或產物在合成信號來評估,然后比較原始和處理過的信號。</p><p>　　3.異常形態(tài)隨時間變化可以通過引入一個參數(shù)來控制位

36、置的P,Q,R、S、T事件。 這個擴展將非常有用,特別是測試技術旨在檢測ST低谷或高地通過減少或增加隨著時間的推移T波的z方向位置。 同樣,QT延長可以復制通過移動的T點遠離Q點在( x，y)平面(增加)。</p><p>　　4.該模型可以用來生產多引入線的心電圖信號通過引入測量函數(shù)從(x,y,z)模型空間到心電圖信號：的映射。不同配置和調制由呼吸和心臟的軸的運動產生可以使用時變函數(shù)建模h。</p>

37、<p>　　5.異常跳動,如異位,可以通過修改一個周期的動態(tài)的R-peak的位置為來模擬。</p><p>　　這里提出的新模型反映了數(shù)據驅動建模方法來建模心臟的電活動。關鍵的生理特性已經包含使用的在一個三維狀態(tài)方程上的運動軌跡。 心動周期的準周期由吸引向極限環(huán)表現(xiàn)。 模型產生QT-intervals 和R-peak高度變化(RSA)，它與RR-intervals的不同線性被發(fā)現(xiàn)在真實心電圖上。希望