脉搏波速度的相关分析.doc

对脉搏波速度估计的相关分析摘要 本文提出用phonocardiographic(PCG)信号延时评价的方法来估计人体的心血管系统的脉搏波速度,尤其是动脉段动脉树的脉搏波速度。这种测量方法是完全无创伤的。电子扩音听诊器-压力/声波转换器被用作信号传感器。脉搏波速度估计法是利用了PCG信号,PCG原信号的平方和PCG 第一类派生进行相关分析。可以在Matlab环境下使用创建的应用程序进行信号处理,即过滤、标准化等。把五个年轻健康的志愿者分为一个实验组来进行验证。关键字相关分析 PCG信号 脉搏波速度 心血管系统 血压1.引言 从技术的角度来看,心血管系统包括两个主要部分:脉冲泵(心)以及弹性管(动脉树)。机械和几何是人类动脉树的动态属性，脉搏波速度与其心血管系统的状态密切相关1。在系统性动脉脉搏波循环出现在心脏收缩阶段的活动,特别是在左边心脏心室的收缩。在心脏收缩,低血容量的较高压力注入一个输入动脉体循环的主动脉。该过程会使人体系统血压升高，局部动脉扩张，血流速度增加。 脉搏波动速度会随着时间的推移而具有准周期性的特点,即所谓的心率变异性。 目前，心血管系统疾病的风险是显著的；因此，监测，甚至是长期监测，会和心血管系统的状态的关系是越来越密切。无创伤式监测方法尤其适用于这一活动。整个系统的采集测量主要基于评估的压力曲线,换句话说评估相应的压力脉冲之间的时间距离9、10,如图1所示,就是一个信号坐标（切线的交叉点）的距离。信号脚的位置对动脉血管的力学性能和回血流量的影响是最小的。 整个体系中会使用其他方法直接测量血液配送速度,如超声波设备用多普勒测量模式。本研究的另外一个目的是通过扩音听诊器实现无创伤的血液采集来测量人类心血管系统和信号处理,即使用phonocardiography(PCG)的相关分析。图1.脉冲波的时延估计的图PWA和PWB压力脉搏波分别测量在动脉段A和B的位置;动脉长度d 介乎与A和B之间,t1和t2是PWA和PWB横坐标。2.测量 在这项研究中,应用无创测量方法- phonocardiography - PCG记录信号。电子扩音听诊器(声音传感器)是用作PCG信号的传感器,相当于配置了一个截止频率从20到200赫兹或20到2000赫兹的带通滤波器。而对人体感应位置的选择是有传感器类型和比例限制的,即心脏和动脉明显,例如颈动脉和前臂的动脉是可以当作感应位置的。实验研究的五个志愿者都是年轻人，年龄介乎于23.41.6岁。心血管疾病或障碍的所有情况并不是都会在心血管系统影响函数下显示。,心脏和左颈动脉的两个PCG信号被同时记录下来(更多细节在文献7),并辅以三个主要心电图记录,如图2所示。对PCG的记录的每个信号进行数据过滤和标准化，是数据价值最大化。过滤是通过有限脉冲响应的带通滤波器来实现截止频率在15赫兹和45赫兹段位中500左右的数据，以消除其他生理过程的影响,如呼吸。 在实验中，对数据进行预滤波，数字化和并把处理挤过实时传送到PC。下一步（离线）就是在MATLAB进行数据处理和分析。图2.PWV框图的实验测量,A和B是由三个主要传感器(电子phonen-doscopes)补充的心电图。3.脉搏波速度估计的方法3.1脉搏波速度的计算脉搏波速度估计,需要两个值之间-动脉段PCG传感位置之间的长度d 和相应的脉冲波的延时t，如图1所示。换句话说,延迟时间就是脉搏波从第一到第二个感应点所需的时间。脉搏波速度PWV的计算公式： （1） 使用无创伤测量d的值只是一个近似值。就如使用标准卷尺进行测量。时间延迟t 取决于脉搏波测量模式类型的选择,这将在下一章进行详细介绍。3.2延迟时间的估计 相应的脉搏波动速度的延迟时间的估计(同时测量)取决于测量模式类型的选择。标准方法就是基于临床试验下记录的动脉血压的变化于4,12。如图1所示的压力曲线，延迟时间就是其切线的交点，即脉搏波速度t1和t2坐标。估计的方法(脉搏波速度的延迟时间、形状等)的描述这些正脉动压力信号2、3、8。在这个实验中使用了PCG测量方法提供的交变信号的频率范围大约在20赫兹到50赫兹。客观条件下对记录下的PCG信号进行了数据过滤和标准化处理。预处理信号的例子是图3所示。因为PCG信号(图3)有其他定性的参数,即形状和频率范围,而对于血压力信号(图1),脉搏波信号的时间延迟就不能使用该种方法。即使PCG信号不是典型的技术信号,即他们是受到许多生物准周期和非周期的影响,一个标准的信号处理方法(相关分析(5、6)的时间延迟估计也是可以实现。如图3所示，有两个典型的grapho-elements PCG信号,占主导地位的一个信号对应的生理特征就是心脏开始收缩了心室11。下面是确定相应的速度信号的时间延迟的位置的最大互相关函数 (2) PCG1 是从心脏收集的PCG信号,PCG2 是从颈动脉收集的PCG信号和2 N是是分析信号的样本的数量(对应于时域信号持续时间T)。 时间延迟t测定分析的三种速度信号为每一个研究主题,即基本PCG信号(PCG信号测量和过滤预处理和标准化),正方形PCG信号和速度信号的一阶导数。这意味着方程2所描述的互相关分析可以应用到这三种情况下的每个研究主题。在信号分析的另一个步骤,选择长度来分析其对信号变化的结果的影响以及(延时t和脉搏波速度）校对。相关分析是实现在所有情况下4种不同长度的分析速度信号。选择的长度从5到20秒(大约分别为5到20次心跳)，约5秒一步,见表1。表1 采集脉搏波速度值和平均值与标准差的意思是std通过相关性分析的基本PCG信号(方法1),速度信号的平方(方法2)和第一派生PCG信号(3)方法。这些方法被应用于每个研究对象的信号长度。4.结果 在这个实验中对5名志愿者采用了三种方法来估计脉搏波动速度信号的延迟时间的测量。随后,采用脉搏波速度估计的时间位置的最大互相关函数(2)的两个对应PCG信号同时测量(见表1)。对脉搏波速度及其标准偏差PWVSTD分析信号的长度的平均值的关系曲线如图4所示。分析信号的长度T不完全匹配的长度测量的信号。被测信号的长度应该减去预处理阶段的信号的长度。即实际长度较短。PCG信号长度的影响T的分散时间延迟t和脉搏波速度采集使用方差分析进行了研究 。为了实现这一分析t的平均值和采集所有主考人对所有三种方法计算长度和相应的信号,即采集速度信号的平均价值20秒长,收购方法1对应的平均值计算脉搏波速度的主题,等等 。每个方差计算平均值，得到的值如图表2所示。方差之间的关系就是在3种分析情况下平均延时t与PCG信号长度的关系，如图5所示。图6所示就是方差之间与三种分析方法下脉搏波速度的平均值分析PCG信号长度的关系。表2 平均值的值的均值和方差var延时t对应PCG信号和pul-se波速采集所有主考人对任何方法和不同长度的信号分析。图4.每个研究对象的脉搏波速度的平均值的关系(PWV其标准差分析速度信号的长度(T)）图5.三种方法下时间延迟(t)长度的方差分析PCG信号(T)5.讨论 利用相关分析来估计相应的速度信号的时间延迟方便由于心率变异性(HRV)的影响。HRV的准周期性心电图和PCG信号由其他生物因素引起的。这是在相关分析使用优势,因为二次格言PCG互相关函数的更小的HRV(图7)。 脉搏波速度值的标准的解释还没有创建。大家认同的解释就是传播速度脉冲的动脉树从大约2m/s-1到8m/s-1，如图3所示。如图4所示的值意味着PWV可以被认为是标准的值仅为2到5。PWV的值是是略高于上限1和4,在3不是PWV的评价标准,如表1和图4所示。这种偏差是最有可能由一个肾上腺素的反应引起的。前三个目标的三个PWV的值(图4)低于接受的下限,但这些值意味着PWV是由故障引起的一些错误的评价方法,参见表1。 引起不同的PWV值的另一个原因是近似评估动脉段长度。动脉段长度的估计是基于已知的解剖动脉树的投影测量点之间的距离。这个特性影响了采集的结果。标准的一个动脉段长度来自于对患者的长期监测。所有的这一切都会导致不准确的PWV,但观察采集趋势是心血管系统的主要参数条件。由于测量的某些方法的不足会哦致使PCG信号质量下降。这会导致方差分析的时间延迟t PCG信号(见图5)可以得出,方差的增加长度的减少字符(从5到20秒的时间间隔)的信号分析。脉搏波速度分析的结果(图6)不是很明确。小方差的增加的采集方法1是由计算采集的,因为选择的研究不同的对象的动脉段的长度是不同。图6.三种方法下脉搏波速度(PWV)估计的长度(T)分析速度信号的方差。6.结论PCG信号的时间延迟估计,尤其是PWV的估计,通过相关性分析和调查分析PCG信号的长度是依赖方差的结果这个实验的主要目标。五个青年志愿者在23.41.6岁。对所有研究对象没有与任何已知的疾病影响心血管系统或其功能。采集分析方差为每个方法在所有科目实施PCG 4长度的信号。正如所料,使用时间越长PCG信号(时间越多,信号长度20秒似乎是足够的,例如时间大约20段时间)确定延时t导致减少t的方差。图7.PCG信号测量和其互相关函数的演示PCG1(t)的速度信号的心,PCG2(t)是首选的信号左颈动脉,PCG12(t)计算互相关函数PCG1 PCG2。参考文献：1 VALENTA,j . et al .生物力学.布拉格:学术报刊,1993年.012 OLIVA, I., ROZTOIL,.K.脉搏波在闭塞的动脉疾病的诊断(在捷克:Pulsova vlna v diagnostice ischemicke choroby dolnich konetin).布拉格:Avicenum,19823 A SMAR, R.动脉硬化和脉搏波速度临床应用.巴黎:爱思唯尔出版社,19994 SILBERNAGL, S., DESPOPOULOS.阿特拉斯的人体生理学(在捷克:阿特拉斯fyziologielovka).布拉格:Avicenum出版社.19935 A KAY, M.生物医学信号处理.圣地亚哥:学术出版社,.19946 HRDINA, Z., VEJRAKA, F.信号与系统(In Czech :Signa-ly soustavy).布拉格:CTU出版社.20017 JELNEK, M., DOBE, J., POUEK, L., HNA, K.使用phonocardiography脉搏波速度测量.IEEE信号处理和信息技术国际研讨会.达姆施塔特(德国),2003年,p . 5 / TP38 PENHAKER, M.新方面的系统诊断plethysmographycal记录.第二届欧洲医学和生物工程会议.维也纳(奥地利).2002.p. 414 - 4159 KURODA, T., HAYASHI, Y., NISHIDA, M., ZHANG, D., HIRAO, Y. 在运动中血流量测量的方法通过使用超声波探头的线性数组类型.第二届欧洲医学和生物工程会议.维也纳(奥地利).2002.p.516 - 51710 CHIU, Y., ARAND, P., SHROFF, S., FELDMAN, T., CARROLL, J. 脉搏波速度的确定与计算机算法.美国.美国心脏杂志.1991.121.5卷.p . 1460 - 146911 SVATO, J.生物信号(In Czech: Biologick signly I).布拉格：CTU出版社.199812 WEBSTER, J. 医疗仪器,应用程序和设计.达拉斯：霍顿米夫林公司出版社.1992作者简介Martin JELNEK;2001年，在斯特拉瓦技术大学的生物医学电子工程与计算机科学学院获得测量和控制(理学硕士)学位。目前，正在布拉格的捷克技术大学电气工程学院生物医学工程系进行博士深造，研究的是无线电子。他的研究方向主要是无创脉搏波速度测量人的心血管系统,尤其是动脉建模。Josef DOBE ：本期刊的12页是其个人传记。Lubomr POUEK ： 1980年，从布尔诺科技