可變帶寬ecg高通濾波器的制造方法
【專利摘要】一種心電圖高通濾波器(25)采用基線低通濾波器(40)、信號延遲器(44)和信號提取器。在操作中，基線低通濾波器(40)包括有限脈沖響應濾波器(41)和無限脈沖響應低通濾波器(42)，其協同地對基線未濾波的心電圖信號(ECGbu)進行低通濾波，以輸出經濾波的基線信號(BSEf)。低通濾波器(40)還包括基線漂移估計器(43)，其根據所述基線未濾波的心電圖信號(ECGbu)內的任何基線漂移的估計，來動態地調節基線低通濾波器(40)的轉角頻率。信號延遲器(44)對所述基線未濾波的心電圖信號(ECGbu)進行時間延遲，以輸出經延遲的基線未濾波的心電圖信號(ECGdbu)，并且信號提取器(45)從所述經延遲的基線未濾波的心電圖信號(ECGdbu)提取所述經濾波的基線信號(BSEf)，以輸出基線經濾波的心電圖信號(ECGbf)。
【專利說明】
可變帶寬ECG高通濾波器
技術領域
[0001] 本發明總體設及對屯、電圖（"ECG")信號的高通濾波。本發明特別設及出于診斷和 緊急醫療服務（"EMC'）的目的對ECG信號的可變帶寬高通濾波。
【背景技術】
[0002] 如在本領域中已知的，ECG信號的信號幅度通常為大約ImV，但是可W具有大致從- 300mV到+300mV變化的DC偏移。該DC偏移可W隨時間和/或患者運動而漂移，并且常常被稱 為"基線漂移"。另外，諸如除顫的事件可W對基線產生重大影響。具體而言，跟隨除顫事件 的DC偏移通常是歸因于可能在除顫事件期間流動通過ECG電極的電流而造成的漂移。
[0003] 針對增益的典型ECG信號顯示設置具有+/-2mV的范圍，W便在視覺上清楚地看到 ImV的ECG信號。響應于潛在大的并且漂移的DC偏移，高通濾波器已經被用于移除任何DC偏 移，W便將ECG信號保持在顯示器和打印機的視圖窗口內。更特別地，ECG信號的關鍵診斷測 量結果是ST段抬高或ST段壓低。運是通過將在QRS之前的ECG信號的基線與在QRS之后的基 線進行比較來執行的。理想地，高通濾波器應當W運樣的方式移除基線漂移:不影響在QRS 之前和之后的基線的相對水平。
[0004] 已經建立描述針對診斷質量ECG測量結果的脈沖響應要求的ECG標準（例如，EN 60601-2-27和AAMI EC13)。例如，在標準測試中施加的脈沖是3mV的幅度與lOOmS的持續時 間，并且要求是基線應當位移小于lOOuV并且基線的斜率應當跟隨脈沖小于300UV/S。因此， ECG系統中的高通濾波器具有沖突的目標。
[0005] 特別地，如果高通濾波器對基線漂移非常具響應性W便可靠地將ECG信號的基線 維持在顯示器的中屯、，那么其還將可能對QRS具響應性，使得跟隨QRS的基線在QRS之后位移 超過lOOuV。運是為什么ECG監測器通常為臨床醫師提供針對高通濾波器的若干帶寬設置。 所述設置常常被稱為用于保持ECG信號在顯示屏上可見的"監測器"帶寬和用于做出診斷 ECG測量結果(例如，ST段抬高和ST段壓低）的"診斷"帶寬。另外，還期望W最小時間延遲來 實時顯示ECG信號。運對于定時非常重要的臨床應用(諸如同步屯、臟電復律)而言是重要的。
[0006] 在歷史上，若干種類型的高通濾波器已經被用在ECG監測器中。
[0007] 用于ECG監測器的一個運樣的類型的高通濾波器是計算上實現簡單的無限脈沖響 應（"HR")高通濾波器。例如，二階己特沃斯(Butterworth)高通濾波器容易地利用每樣本 具有最小時間延遲的五(5)個乘法和累加計算來實現。然而，IIR高通濾波器的缺點在于，組 群延遲是頻率相關的。運導致ECG信號的失真。W另一方式說明，IIR高通濾波器通過將跟隨 ECG信號的基線壓低對正ECG QRS信號做出響應。此外，為了將失真最小化到針對診斷目的 的可接受的水平，IIR高通濾波器的轉角頻率(corner frequency)需要減少到0.05化或更 低的頻率。另外，施加到斜變(ramp)的一階IIR高通濾波器將導致DC偏移，并且施加到斜變 的二階IIR高通濾波器將導致零(0)DC偏移。因此，為了移除跟隨除顫事件而漂移的DC偏移， IIR高通濾波器將需要處在最小二階濾波器處。
[000引針對ECG監測器的另一種類型的高通濾波器是有限脈沖響應（"FIR")高通濾波器， 其通過定義而具有線性相位和恒定組群延遲。注意，FIR高通濾波器使ECG信號的歸因于恒 定組群延遲的失真最小化，并且可W實現0.5Hz或甚至0.67化的FIR高通濾波器，其滿足根 據ECG標準的針對診斷質量ECG測量結果的要求。同樣地，FIR高通濾波器對跟隨除顫的漂移 DC偏移很好地做出響應，因為其通常被設計為是對稱的，并且將FIR高通濾波器應用到斜變 將產生零(0 )DC偏移。然而，FIR高通濾波器存在若干缺點。第一缺點是時間延遲。特別地，為 了具有針對所有頻率的恒定時間延遲，高于高通轉角頻率和低于高通轉角頻率的頻率兩者 將看到相同時間延遲，并且典型的時間延遲是近似大約一（1)秒。第二缺點是所要求的計算 量。特別地，具有一（1)秒的時間延遲的FIR高通濾波器將具有兩(2)秒的時間歷史。1 OOOHz 的采樣率將要求針對在1000化采樣率處所計算的每個樣本的2000個乘法累加計算。因此， 對于全部十二個（12)導聯測量結果而言，乘法累加操作的數量僅針對FIR高通濾波器就是 24M。
[0009]此外，常常對正在移動的患者執行ECG監測。醫院緊急醫學服務r'EMS")的輸出通 常看到歸因于患者的移動的ECG的顯著的基線漂移。EMS高通濾波器常常被提供用于被設計 用于EMS環境的ECG系統。該高通濾波器將通常具有IHz至2Hz的范圍內的轉角頻率。具有該 高轉角頻率的簡單IIR濾波器使ECG波形非常大幅度失真。具有該轉角頻率的FIR濾波器將 使ECG的失真最小化，但是將要求計算量的顯著增加。
【發明內容】
[0010]為了解決現有技術的缺點，本發明提供了一種用于診斷目的（例如，0.67化或更少 的轉角頻率)并且也用于EMS目的（例如，mz至2Hz的范圍內的轉角頻率）的可變ECG高通濾 波器。所述ECG高通濾波器的一種形式采用基線低通濾波器、信號延遲器和信號提取器。在 操作中，所述基線低通濾波器包括有限脈沖響應濾波器和無限脈沖響應低通濾波器，其協 同地對基線未濾波的ECG信號進行低通濾波W輸出經濾波的基線信號。所述基線低通濾波 器還包括基線估計器，所述基線估計器根據對所述基線未濾波的ECG信號內的任何基線漂 移的估計，來動態地調節所述基線低通濾波器的所述轉角頻率。所述信號延遲器對所述基 線未濾波的ECG信號進行時間延遲，W輸出經延遲的基線未濾波的ECG信號，并且所述信號 提取器從所述經延遲的基線未濾波的ECG信號提取經濾波的基線信號，W輸出基線經濾波 的ECG信號。
[0011] 本發明的第二種形式是ECG監測器，其采用生成患者的屯、臟的ECG波形的信號處理 器和顯示所述ECG波形的ECG顯示器(例如，在計算機屏幕上或W打印輸出的方式進行可視 化）。所述信號處理器包含用于診斷目的和/或EMS目的的本發明的前述ECG高通濾波器。
[0012] 本發明的第Ξ種形式是除顫器，其自動或手動地采用ECG監測器、電擊源和除顫控 制器，所述ECG監測器用于生成患者的屯、臟的ECG波形，所述電擊源用于存儲電擊能量，并且 所述除顫控制器用于響應于對所述屯、電圖波形的QRS分析來控制將所述電擊能量遞送到所 述患者的屯、臟。所述ECG監測器合并用于診斷目的和/或EMS目的的本發明的前述ECG高通濾 波器。
【附圖說明】
[0013] 根據結合隨附附圖閱讀的本發明的各種實施例的W下詳細說明，本發明的前述形 式和其他形式w及本發明的各種特征和優點將變得更明顯。所述詳細說明和附圖僅僅說明 性的而并非限制本發明，本發明的所述范圍由隨附的權利要求書和其等價方案限定。
[0014]圖1圖示了根據本發明的具有ECG高通濾波器的除顫器的示范性實施例。
[0015]圖2A和2B圖示了本發明的ECG高通濾波器和在本領域中已知的2極己特沃斯高通 濾波器的示范性頻率響應。
[0016]圖3A和3B圖示了本發明的ECG高通濾波器和在本領域中已知的2極己特沃斯高通 濾波器的示范性頻率響應。
[0017]圖姻示了本發明的ECG高通濾波器和在本領域中已知的2極己特沃斯高通濾波器 的示范性除顫事件恢復。
[0018] 圖5A和5B圖示了本發明的ECG高通濾波器和在本領域中已知的2極己特沃斯高通 濾波器的示范性基線漂移響應。
[0019] 圖6A圖示了根據本發明的ECG高通濾波器的第一示范性實施例。
[0020] 圖6B圖示了根據本發明的ECG高通濾波器的第二示范性實施例。
【具體實施方式】
[0021] 為了促進對本發明的理解，在本文中將提供設及針對除顫器的ECG高通濾波器的 本發明的示范性實施例。
[0022] 參考圖1，本發明的除顫器20采用一對電極襯墊或板21、任選的ECG導聯22、ECG監 測器23(內部或外部）、除顫控制器27和電擊源29。
[0023] 如在本領域中已知的，電極襯墊/板21在結構上被配置為要導電地施加到處于如 圖1中所示的前頂點布置或者處于前后布置(未示出）中的患者10。電極襯墊/板21將來自電 擊源29的除顫電擊傳導至患者10的屯、臟11并且將表示患者10的屯、臟11的電活動的ECG信號 (未示出）傳導至ECG監測器23。備選地或者同時地，如在本領域中已知的，ECG導聯22被連接 到患者10W將ECG信號傳導至ECG監測器23。
[0024] 如在本領域中已知的，ECG監測器23在結構上被配置用于處理ECG信號W測量患者 10的屯、臟11的電活動，作為患者10正經歷有序屯、跳狀況或無序屯、跳狀況的指示。指示有序 屯、跳狀況的ECG信號的范例是ECG波形30a，其表示患者10的屯、臟11的屯、室的有序收縮能夠 累送血液。指示無序屯、跳狀況的ECG信號的范例是ECG波形30b，其表示患者10的屯、臟11的屯、 室顫動。
[0025] 對此，ECG監測器23采用信號處理器24和ECG顯示器26。出于本發明的目的，信號處 理器24在本文中被寬泛地定義為用于執行在處理ECG信號的過程中由ECG監測器23所要求 的功能的硬件、軟件、固件和/或電路的任何結構布置。一般地，在操作中，信號處理器24在 結構上被配置為從襯墊/板21和/或ECG導聯22接收W模擬形式表示患者10的屯、臟11的電活 動的ECG信號，W根據需要調節并且使ECG信號流到除顫控制器21，并且生成ECG波形W用于 由ECG顯示器26顯示。更特別地，在實踐中，信號處理器24可W實現模擬-數字轉換器和各種 濾波器，包括用于對高頻信號進行濾波具有轉角頻率(例如，^ 20化）的低通濾波器和具有 用于對如基線漂移/偏移(特別是由于除顫事件)的低頻信號進行濾波的具有可變轉角頻率 (例如，< 2Hz，特別是1.5Hz)的本發明的ECG高通濾波器25。如將進一步結合本文中的圖2-6 中的描述進行解釋的，ECG高通濾波器25的結構設計是用于實現具有對基線漂移的完美拒 絕的實時診斷質量ECG的計算上簡單的設計。ECG高通濾波器25還具有對跟隨除顫事件的基 線漂移的完美拒絕，并且利用僅最小時間延遲(例如，250ms)實現W上性能，運使其對于ECG 信號的實時監測是非常有用的。另外，ECG高通濾波器25消除對于臨床醫師在診斷質量ECG 與監測質量ECG之間進行選擇W便保持信號在顯示器上可見的需要。
[0026] 出于本發明的目的，ECG顯示器26在本文中被寬泛地定義為在結構上被配置用于 呈現用于觀看的ECG波形30的任意設備，包括，但不限于，計算機顯示器和打印機。
[0027] 仍然參考圖1，如在本領域中已知的，電擊源29在結構上被配置為存儲用于如由除 顫控制器27所控制的經由電極襯墊/板21將除顫電擊32遞送到患者10的屯、臟11的電能。在 實踐中，除顫電擊32可W具有如本領域中已知的任意波形。運樣的波形的范例包括，但不限 于，單相正弦波形(正正弦波)32a和雙相切角波形32b，如圖1中所示。
[00%]在一個實施例中，電擊源29采用高壓電容器組(未示出），其用于在對充電按鈕28a 進行按壓時經由高壓充電器和電源來存儲高壓。電擊源29還采用開關/隔離電路(未示出）， 其用于選擇性地將特定波形的電能電荷從高壓電容器組施加到由除顫控制器27所控制的 電極襯墊/板21。
[0029] 如在本領域中已知的，除顫控制器27在結構上被配置為執行經由電擊按鈕2^3的 手動同步屯、臟電復律或自動同步屯、臟電復律。在實踐中，除顫控制器27采用用于運行安裝 為除顫控制器27內的軟件/固件的手動或自動同步屯、臟電復律的硬件/電路(例如，（一個或 多個)處理器、存儲器等）。在一個實施例中，軟件/固件檢測ECG信號30的QRS 31作為用于在 將除顫電擊32遞送至患者10的屯、臟11的過程中控制電擊源29的基礎。
[0030] 參考圖2-6,在本文中現在將描述在操作性能方面對ECG高通濾波器25的結構設計 和用于實現所述操作性能的濾波器實施例，W促進對本發明的理解。
[0031] 特別地，關于用于診斷目的的操作性能，與其中每個濾波器具有二階頻率響應和 1000化的輸入ECG信號的采樣率的已知2極己特沃斯監測器帶寬高通濾波器(在本文中"現 有技術ECG HP濾波器"）相比較地，圖2和圖3分別提供了ECG高通濾波器25的示范性頻率響 應和示范性脈沖響應。如在圖2A和圖2B中所示，ECG高通濾波器25的頻率響應50a和50b分別 具有從0.15化到1.53甜Z范圍的可變轉角頻率。圖2A和圖2B還示出了具有0.甜Z轉角頻率的 現有技術ECG HP濾波器的頻率響應60。如在圖3A和圖3B中所示，ECG高通濾波器25的脈沖響 應51a和51b在脈沖之前具有所輸入的ECG信號的基線的值，其與脈沖之后的基線處于基本 相同的水平（即，在脈沖之前和之后的相等基線），而現有技術ECG HP濾波器的脈沖響應61a 和61b具有跟隨脈沖的非常大的基線偏移。圖3A示出了在0.15化處設定的可變高通濾波器 轉角頻率的脈沖響應。圖3B示出了在1.535Hz處設定的可變高通濾波器轉角頻率的脈沖響 應。盡管未示出，在與脈沖之后的基線基本上處于相同水平的脈沖之前的所輸入的ECG信號 的基線的值在0.15化與1.53甜Z之間的可變轉角頻率的整個范圍上。
[0032] 同樣地，通過范例，圖4示出了具有時間10s處的除顫事件的ECG信號的輸入波形 22曰，其具有300mV的偏移改變和五(5)秒時間常量的指數衰減。對于該范例而言，ECG高通濾 波器25的除顫恢復具有與現有技術ECG HP濾波器的除顫恢復26b類似的性能。
[0033] 通過另一范例，圖5A示出了ECG信號的大水平基線漂移22b。對于該范例而言，如由 ECG高通濾波器25進行濾波的ECG信號的中屯、顯示器26c比如由現有技術ECG HP濾波器進行 濾波的ECG信號的中屯、顯示器26d具有對ECG波形的更好的性能和更低的失真。更特別地，圖 5A示出了高水平的基線漂移將導致針對ECG高通濾波器25的轉角頻率高于0.甜z現有技術 ECG HP濾波器，由此，基線漂移很好地維持在顯示器范圍內（例如，比0.5化濾波器更好)并 且甚至具有高轉角頻率，并且ECG高通濾波器25的ECG信號的失真小于0.5Hz現有技術ECG HP濾波器。
[0034] 圖5B示出了 ECG信號的中等水平的基線漂移22c。對于該范例而言，與如0.5Hz現有 技術ECG HP濾波器進行濾波的ECG信號的26f的中屯、顯示和失真相比較，如由ECG高通濾波 器25進行濾波的ECG信號的中屯、顯示26e具有ECG波形的最小失真，同時維持中屯、顯示內的 ECG。更特別地，在基線漂移的中等水平處，ECG高通濾波器25的轉角頻率將低于ECG高通濾 波器25的那個，但是信號保持在顯示范圍內并且ECG高通濾波器25的較低轉角頻率使ECG波 形的失真最小化。
[0035] 參考圖6A和圖6B，用于實現圖2-5中所圖示的運樣的操作性能的ECG高通濾波器25 的結構實施例包括本發明的基線低通濾波器40、如在本領域中已知的信號延遲器44W及如 在本領域中已知的信號提取器45(例如，加法器電路）。對于ECG高通濾波器25的實施例25a 而言，基線低通濾波器40a采用具有由基線漂移估計器43動態調節的系數的FIR濾波器41和 IIR低通濾波器42的串聯連接，如圖6A中所示。對于ECG高通濾波器25的實施例25b而言，基 線低通濾波器40b采用具有由基線漂移估計器43動態調節的系數的IIR低通濾波器42和FIR 濾波器41的串聯連接，如圖6B中所示。
[0036] 對于運兩個實施例而言，ECG高通濾波器25被操作為具有用于實現為如施加到基 線未濾波的屯、電圖信號ECGbu(i)的濾波器響應的信號延遲器44的濾波器，其可W已經先前 被低通濾波W用于對高頻信號（例如，^ 20Hz)進行濾波，并且可W具有預定義采樣率(例 如，lOOOHz)。更重要地，基線未濾波的屯、電圖信號ECGbu(i)可W包括基線漂移/偏移。在操作 中，基線未濾波的屯噸圖信號ECGbu(i)被輸入到基線低通濾波器40和信號延遲器44中。表示 任何基線漂移/偏移的經濾波的基線信號BSEf(i)由基線低通濾波器40輸出并且從經延遲 的基線未濾波的屯、電圖信號ECGdbu(i)由信號提取器45提取，其被延遲W進行實時ECG監測 (例如，250ms)。當基線漂移是最小的時，提取產生展示最小失真的基線經濾波的屯、電圖信 號ECGbf(i)，但是大的基線漂移被有效地移除W將基線經濾波的屯、電圖信號ECGbf(i)保持 在ECG顯示器26上。
[0037] 在實踐中，FIR濾波器41和IIR低通濾波器42協同地在結構上被設計用于對基線未 濾波的屯噸圖信號ECGbu(i)進行低通濾波，由此基線濾波的屯噸圖信號化CGbf(i))對基線 未濾波的屯、電圖信號ECGbu (i)的斜變不具響應性，和/或歸因于ECGbu (i)未濾波的屯、電圖信 號ECGbu( i)的R波的基線偏移被最小化。
[0038] 在FIR濾波器41的一個實施例中，boxcar FIR濾波器包含兩(2)個系數。特別地，當 前系數fir_coef(l)在根據W下等式[1]的基線未濾波的屯、電圖信號ECGbu(i)的當前樣本 處，并且先驗系數fir_coef (延遲+1)在等于W下等式[2]的濾波器延遲(例如，250ms)的時 間處的基線未濾波的屯、電圖信號ECGbu(i)的當前樣本之前：
[0039] fir_coef(l)=0.9/FC_LPF [1]
[0040] fir_coef (延遲+1) = 1-(0.9/FC-LPF) [2]
[0041 ] 其中，FC_LPF是W化為單位的HR LP濾波器42的3化轉角頻率。
[0042]在IRR低通濾波器42的一個實施例中，利用己特沃斯二階低通濾波器，由此，己特 沃斯二階低通濾波器具有可W根據W下等式[3]編寫的z變換H(z):
[0043]
間
[0044] 針對基線低通濾波器40a(圖6A)的己特沃斯二階低通濾波器的示范性實現方案根 據W下等式[4]:
[0045] y[i] =bow[i]+biw[i-l]+b2W[i_2]-a 巧[i-l]-a2y[i_2] [4]
[0046] 其中，y是經濾波的基線信號BSEf，w是FIR濾波器41的輸出，并且a和b是用于設定 己特沃斯二階低通濾波器的轉角頻率的己特沃斯二階低通濾波器的系數。
[0047] 針對基線低通濾波器40b(圖6B)的己特沃斯二階低通濾波器的示范性實現方案根 據W下等式[5]:
[004引 y[i] =box[i]+bix[i-l]+b2X[i-2]-aiy[i-l]-a2U[i-2] [5]
[0049] 其中，y是己特沃斯二階低通濾波器的輸出，X是基線未濾波的屯、電圖信號ECGbu，并 且a和b是用于設定己特沃斯二階低通濾波器的轉角頻率的己特沃斯二階低通濾波器的系 數。
[0050] 在實踐中，如在本領域中已知的，基線漂移估計器43對基線未濾波的屯、電圖信號 ECGbu的基線漂移的水平進行估計，并且通過取決于基線未濾波的屯噸圖信號ECGbu的基線 漂移的所估計的水平適當增大或減小IRR LP濾波器42的轉角頻率，來動態地調節FIR濾波 器41和IRR LP濾波器42的系數。
[0051] 在一個實施例中，基線漂移估計器43取決于基線未濾波的屯、電圖信號ECGbu的基線 漂移的所估計的水平而動態地調節FIR濾波器41和IIR濾波器42的系數，并且輸出分別包含 動態地調節的FIR濾波器41和IIR LP濾波器42的系數的調節信號Afir和Am。
[0052] 在備選實施例中，基線漂移估計器43取決于基線未濾波的屯、電圖信號ECGbu的基線 漂移的所估計的水平而動態地調節IIR LP濾波器42的轉角頻率CFiir，并且輸出包括動態地 調節的轉角頻率CFiir的輸出調節信號a?和Aiir，由此，FIR濾波器41和IIR LP濾波器42動態 地調節相應的系數。
[0053] 參考圖1-6,本領域的普通技術人員將認識到，本發明的很多益處包括，但不限于： (1)用于實現使ECG信號最小地失真并且具有基線漂移/漂移(特別地跟隨除顫事件)的完美 拒絕的ECG高通濾波器的計算要求的大幅減少和（2)可配置用于診斷目的和EMS目的的ECG 高通濾波器。
[0054] 盡管已經說明和描述本發明的各種實施例，但是本領域的技術人員將認識到，如 本文所描述的本發明的實施例是說明性的，并且在不脫離本發明的真實范圍的情況下，可 W做出各種改變和修改并且等價方案可W替代其元件。另外，在不脫離其中屯、范圍的情況 下，可W做出許多修改W適配本發明的教導。因此，應預期到，本發明不限于如用于執行本 發明所預期的最佳模式所公開的特定實施例，但是本發明包括落在隨附的權利要求書的范 圍內的所有實施例。
【主權項】
1. 一種可變帶寬心電圖高通濾波器(25)，包括： 基線低通濾波器(40)，其包括有限脈沖響應濾波器(41)和無限脈沖響應低通濾波器 (42)，所述有限脈沖響應濾波器和所述無限脈沖響應低通濾波器協同地在結構上被配置并 且被能操作地連接以用于對基線未濾波的心電圖信號(ECG bu)進行低通濾波，以輸出經濾波 的基線信號(BSEf)， 其中，所述基線低通濾波器(40)還包括基線漂移估計器(43)，所述基線漂移估計器被 能操作地連接到所述有限脈沖響應濾波器(41)和所述無限脈沖響應低通濾波器(42)中的 至少一個，以根據對所述基線未濾波的心電圖信號(ECG bu)內的任何基線漂移的估計，來動 態地調節所述基線低通濾波器(40)的轉角頻率； 信號延遲器(44)，其能操作用于對所述基線未濾波的心電圖信號(ECGbu)進行時間延 遲，以輸出經延遲的基線未濾波的心電圖信號(ECGdbu);以及 信號提取器(45)，其被能操作地連接到所述基線低通濾波器(40)和所述信號延遲器 (44)，以從所述經延遲的基線未濾波的心電圖信號(ECGdbu)提取經濾波的基線信號(BSFf)， 以輸出基線經濾波的心電圖信號(ECG bf )。2. 根據權利要求1所述的可變帶寬心電圖高通濾波器(25)， 其中，所述有限脈沖響應濾波器(41)和所述無限脈沖響應低通濾波器(42)的協同操作 包括:根據所述有限脈沖響應濾波器(41)的當前樣本系數與所述無限脈沖響應低通濾波器 (42)的轉角頻率的倒數的比率，所述基線經濾波的心電圖信號(ECG bf)對所述基線未濾波的 心電圖信號(ECGbu)的斜變不具響應性。3. 根據權利要求2所述的可變帶寬心電圖高通濾波器(25)， 其中，所述無限脈沖響應低通濾波器(42)的所述轉角頻率是所述心電圖高通濾波器 (25)的轉角頻率的函數。4. 根據權利要求2所述的可變帶寬心電圖高通濾波器(25)，其中，所述有限脈沖響應濾 波器(41)的先驗樣本系數是常量減去所述當前樣本系數。5. 根據權利要求1所述的心電圖高通濾波器(25)，其中，所述有限脈沖響應濾波器(41) 和所述無限脈沖響應低通濾波器(42)的協同結構配置包括所述基線低通濾波器(40)的增 益等于所述信號延遲器(43)的增益。6. -種心電圖監測器(23)，包括： 信號處理器(24)，其能操作用于生成患者（10)的心臟（11)的心電圖波形(30)，其中，所 述信號處理器(24)包括： 基線低通濾波器(40)，其包括有限脈沖響應濾波器(41)和無限脈沖響應低通濾波器 (42)，所述有限脈沖響應濾波器和所述無限脈沖響應低通濾波器協同地能操作用于對基線 未濾波的心電圖信號(ECGbu)進行低通濾波，以輸出經濾波的基線信號(BSE f)， 其中，所述基線低通濾波器(40)還包括基線漂移估計器(43)，所述基線漂移估計器被 能操作地連接到所述有限脈沖響應濾波器(41)和所述無限脈沖響應低通濾波器(42)中的 至少一個，以根據對所述基線未濾波的心電圖信號(ECG bu)內的任何基線漂移的估計，來動 態地調節所述基線低通濾波器(40)的轉角頻率， 信號延遲器(44)，其能操作用于對所述基線未濾波的心電圖信號(ECGbu)進行時間延 遲，以輸出經延遲的基線未濾波的心電圖信號(ECGdbu)，以及 信號提取器(45)，其被能操作地連接到所述基線低通濾波器(40)和所述信號延遲器 (44)，以從所述經延遲的基線未濾波的心電圖信號(ECGdbu)提取經濾波的基線信號(BSEf)， 以輸出基線經濾波的心電圖信號(ECG bf);以及 心電圖顯示器(26)，其被能操作地連接到所述信號處理器(24)以顯示所述心電圖波形 (30)〇7. 根據權利要求6所述的心電圖監測器(23)， 其中，所述有限脈沖響應濾波器(41)和所述無限脈沖響應低通濾波器(42)的協同操作 包括:根據所述有限脈沖響應濾波器(41)的當前樣本系數與所述無限脈沖響應低通濾波器 (42)的轉角頻率的倒數的比率，所述基線經濾波的心電圖信號(ECG bf)對所述基線未濾波的 心電圖信號(ECGbu)的斜變不具響應性。8. 根據權利要求7所述的心電圖監測器(23)，其中，所述無限脈沖響應低通濾波器(42) 的所述轉角頻率是所述心電圖高通濾波器(25)的轉角頻率的函數。9. 根據權利要求7所述的心電圖監測器(23)，其中，所述有限脈沖響應濾波器(41)的先 驗樣本系數是常量減去所述當前樣本系數。10. 根據權利要求6所述的心電圖監測器(23)，其中，所述有限脈沖響應濾波器(41)和 所述無限脈沖響應低通濾波器(42)的協同結構配置包括所述基線低通濾波器(40)的增益 等于所述信號延遲器(43)的增益。11. 一種除顫器(20)，包括： 心電圖監測器(23)，其能操作用于生成患者（10)的心臟（11)的心電圖波形（30)，其中， 所述心電圖監測器(23)包括： 基線低通濾波器(40)，其包括有限脈沖響應濾波器(41)和無限脈沖響應低通濾波器 (42)，所述有限脈沖響應濾波器和所述無限脈沖響應低通濾波器協同地能操作用于對基線 未濾波的心電圖信號(ECGbu)進行低通濾波，以輸出經濾波的基線信號(BSE f)， 其中，所述基線低通濾波器(40)還包括基線漂移估計器(43)，所述基線漂移估計器被 能操作地連接到所述有限脈沖響應濾波器(41)和所述無限脈沖響應低通濾波器(42)中的 至少一個，以根據對所述基線未濾波的心電圖信號(ECG bu)內的任何基線漂移的估計，來動 態地調節所述基線低通濾波器(40)的轉角頻率， 信號延遲器(44)，其能操作用于對所述基線未濾波的心電圖信號(ECGbu)進行時間延 遲，以輸出經延遲的基線未濾波的心電圖信號(ECGdbu)，以及 信號提取器(45)，其被能操作地連接到所述基線低通濾波器(40)和所述信號延遲器 (44)，以從所述經延遲的基線未濾波的心電圖信號（ECGdbu)提取所述經濾波的基線信號 (BSE)，以輸出基線經濾波的心電圖信號(ECG bf); 電擊源(29)，其能操作用于存儲電擊能量；以及 除顫控制器（27)，其被能操作地連接到所述心電圖監測器(23)和所述電擊源（29)，以 響應于對所述心電圖波形(30)的QRS分析，來控制所述電擊能量向所述患者（10)的所述心 臟(11)的遞送。12. 根據權利要求11所述的除顫器(20)， 其中，所述有限脈沖響應濾波器(41)和所述無限脈沖響應低通濾波器(42)的協同操作 包括:根據所述有限脈沖響應濾波器(41)的當前樣本系數與所述無限脈沖響應低通濾波器 (42)的轉角頻率的倒數的比率，所述基線經濾波的心電圖信號(ECGbf)對所述基線未濾波的 心電圖信號(ECGbu)的斜變不具響應性。13. 根據權利要求12所述的除顫器(20)，其中，所述無限脈沖響應低通濾波器(42)的所 述轉角頻率是所述心電圖高通濾波器(25)的轉角頻率的函數。14. 根據權利要求12所述的除顫器(20)，其中，所述有限脈沖響應濾波器(41)的先驗樣 本系數是常量減去所述當前樣本系數。15. 根據權利要求11所述的除顫器(20)，其中，所述有限脈沖響應濾波器(41)和所述無 限脈沖響應低通濾波器(42)的協同結構配置包括所述基線低通濾波器(40)的增益等于所 述信號延遲器(43)的增益。
【文檔編號】A61B5/0428GK105899258SQ201480072527
【公開日】2016年8月24日
【申請日】2014年10月10日
【發明人】E·C·赫爾雷克森
【申請人】皇家飛利浦有限公司