Ecg高通濾波器的制造方法
【技術(shù)領(lǐng)域】
[0001] 本發(fā)明總體上涉及心電圖（"ECG"）信號的高通濾波。本發(fā)明具體涉及用于診斷和 緊急醫(yī)療服務(wù)（"EMS"）目的的ECG信號的高通濾波。
【背景技術(shù)】
[0002] 如本領(lǐng)域中已知的，ECG信號的信號幅度通常為ImV的量級，但是可以具有從多達(dá)_ 300mV改變到+300mV的DC偏移。這種DC偏移可以隨著時間和/或患者移動而飄移，并且常常 被稱為"基線漂移"。額外地，諸如除顫的事件可以對基線具有巨大影響。具體地，在除顫事 件之后的DC偏移通常由于可以在除顫事件期間流過ECG電極的電流而飄移。
[0003] 針對增益的典型的ECG信號顯示設(shè)定具有+/_2mV的范圍，以便在視覺上清楚地看 見ImV的ECG信號。潛在地響應(yīng)于大的且飄移的DC偏移，高通濾波器已經(jīng)被利用以移除任何 DC偏移，以便將ECG信號保持在顯示器和打印機的觀察窗口內(nèi)。更具體地，ECG信號的關(guān)鍵的 診斷測量是ST節(jié)段的抬高或減低。這通過比較在QRS之前的ECG信號的基線與在QRS之后的 基線來執(zhí)行。理想地，高通濾波器應(yīng)當(dāng)以在QRS之前和之后的基線的相對水平不受影響的方 式來移除基線漂移。
[0004] 描述針對診斷質(zhì)量ECG測量的脈沖響應(yīng)要求的ECG標(biāo)準(zhǔn)已經(jīng)被建立（例如，EN 60601-2-27和AAMI EC13)。例如，在標(biāo)準(zhǔn)測試中被施加的脈沖是在IOOmS的持續(xù)時間的情況 下在幅度方面為3mV，并且要求是基線應(yīng)當(dāng)被移位小于IOOuV并且基線的坡度在脈沖之后應(yīng) 當(dāng)小于300uV/sec。因此，ECG系統(tǒng)中的高通濾波器具有相沖突的目標(biāo)。
[0005] 具體地，如果高通濾波器非常響應(yīng)于基線漂移以便將ECG信號的基線可靠地維持 在顯示器的中心，則它也將可能響應(yīng)于QRS而使得在QRS之后的基線被移位多于100uV。這是 ECG監(jiān)測器通常為臨床醫(yī)生提供用于高通濾波器的若干帶寬設(shè)定的原因。該設(shè)定常常被稱 為用于保持ECG信號在顯示屏上可見的"監(jiān)測器"帶寬，并且常常被稱為用于進(jìn)行診斷ECG測 量(例如，ST節(jié)段抬升和減低）的"診斷"帶寬。額外地，也存在以最小時間延遲實時顯示ECG 信號的期望。這對于定時是重要的臨床應(yīng)用(例如，同步心臟電復(fù)律)而言是重要的。
[0006] 在歷史上，若干類型的高通濾波器已經(jīng)被利用在ECG監(jiān)測器中。
[0007] -種這種類型的用于ECG監(jiān)測器的高通濾波器是實施起來在計算上簡單的無限脈 沖響應(yīng)（"IIR"）高通濾波器。例如，二階巴特沃斯(Butterworth)高通濾波器被容易地實施 為具有每次采樣以最小時間延遲的五(5)次相乘和累積計算。然而，IIR高通濾波器的缺點 是群延遲是頻率依賴性的。這導(dǎo)致ECG信號的失真。換言之，IIR高通濾波器通過在ECG信號 之后減低基線而響應(yīng)于正ECG QRS信號。此外，為了將失真最小化到對于診斷目的而言可接 受的水平，IIR高通濾波器的轉(zhuǎn)角頻率需要被減小至0.05Hz或更小的頻率。額外地，被施加 到斜坡的一階IIR高通濾波器將導(dǎo)致DC偏移，而被施加到斜坡的二階IIR高通濾波器將導(dǎo)致 零(O)DC偏移。因此，為了移除在除顫事件之后飄移的DC偏移，IIR高通濾波器將需要最少為 二階濾波器。
[0008] 另一類型的用于ECG監(jiān)測器的高通濾波器是有限脈沖響應(yīng)（"FIR"）高通濾波器，所 述FIR高通濾波器被定義為具有線性相位和恒定的群延遲。值得注意的是，F(xiàn)IR高通濾波器 由于恒定的群延遲而使ECG信號的失真最小化，并且根據(jù)ECG標(biāo)準(zhǔn)滿足針對診斷質(zhì)量ECG測 量的要求的〇. 5Hz或甚至0.67Hz的FIR高通濾波器可以被實施。而且，F(xiàn)IR高通濾波器很好地 響應(yīng)于在除顫之后的飄移的DC偏移，這是因為它通常被設(shè)計為對稱的并且FIR高通濾波器 對斜坡的應(yīng)用將產(chǎn)生零(O )DC偏移。然而，F(xiàn)IR高通濾波器存在兩個缺點。第一缺點是時間延 遲。具體地，為了對于所有頻率都具有恒定的時間延遲，在高通轉(zhuǎn)角頻率之上和之下的頻率 兩者都將看見相同的時間延遲，并且典型的時間延遲為一（1)秒的量級。第二缺點是所要求 的計算工作量。具體地，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。對于以1000 Hz采樣速率計算的每次采樣，1000 Hz的采樣速率將要求2000次相乘累積計 算。因此，對于全部的十二（12)導(dǎo)聯(lián)測量，相乘累積操作的數(shù)目僅針對FIR高通濾波器為 24M〇
[0009]此外，常常對正被移動的患者執(zhí)行ECG監(jiān)測。醫(yī)院外的緊急醫(yī)療服務(wù)（"EMS"）通常 由于患者的移動而看見ECG的顯著的基線漂移。EMS高通濾波器常常被提供用于被設(shè)計用于 EMS環(huán)境的ECG系統(tǒng)。這種高通濾波器通常將具有在IHz到2Hz的范圍內(nèi)的轉(zhuǎn)角頻率。具有這 種高轉(zhuǎn)角頻率的簡單IIR濾波器使ECG波形相當(dāng)大地失真。具有這種轉(zhuǎn)角頻率的FIR濾波器 將使ECG的失真最小化，但是將要求計算工作量的顯著增加。

【發(fā)明內(nèi)容】

[0010]為了解決現(xiàn)有技術(shù)的缺點，本發(fā)明提供了用于診斷目的（例如，0.67Hz或更小的轉(zhuǎn) 角頻率)和EMS目的（例如，在IHz到2Hz的范圍內(nèi)的轉(zhuǎn)角頻率）的ECG高通濾波器。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，基線低通濾波 器包括有限脈沖響應(yīng)低通濾波器和無限脈沖響應(yīng)低通濾波器，所述有限脈沖響應(yīng)低通濾波 器和所述無限脈沖響應(yīng)低通濾波器對未經(jīng)基線濾波的ECG信號協(xié)作性地進(jìn)行低通濾波，以 輸出經(jīng)濾波的基線信號。所述信號延遲器對所述未經(jīng)基線濾波的心電圖信號進(jìn)行時間延 遲，以輸出延遲的未經(jīng)基線濾波的ECG信號，并且所述信號提取器從所述延遲的未經(jīng)基線濾 波的ECG信號提取所述經(jīng)濾波的基線信號，以輸出經(jīng)基線濾波的ECG信號。
[0011]本發(fā)明的第二形式是采用處理器來生成患者的心臟的ECG波形并且采用ECG顯示 器來顯示所述ECG波形（例如，被可視化在計算機屏幕上或以打印輸出的方式）的ECG監(jiān)測 器。所述處理器包含前面提到的用于診斷目的和/或EMS目的的本發(fā)明的ECG高通濾波器。
[0012] 本發(fā)明的第三形式是采用ECG監(jiān)測器來生成患者的心臟的ECG波形、采用電擊能量 源來存儲電擊能量并且采用除顫控制器來響應(yīng)于對心電圖波形的QRS分析而控制電擊能量 到患者的心臟的遞送的自動或手動的除顫器。所述ECG監(jiān)測器包含前面提到的用于診斷目 的和/或EMS目的的本發(fā)明的ECG高通濾波器。
[0013] 根據(jù)結(jié)合附圖閱讀的對本發(fā)明的各個實施例的以下詳細(xì)描述，本發(fā)明的前述形式 和其他形式以及本發(fā)明的各個特征和優(yōu)點將變得更為明顯。該詳細(xì)描述和附圖對于本發(fā)明 僅僅是圖示性的而非限制性的，本發(fā)明的范圍由權(quán)利要求及其等價要件來定義。
【附圖說明】
[0014] 圖1圖示了具有根據(jù)本發(fā)明的ECG高通濾波器的除顫器的示范性實施例。
[0015]圖2圖示了本發(fā)明的ECG高通濾波器和本領(lǐng)域中已知的雙極巴特沃斯高通濾波器 的示范性頻率響應(yīng)。
[0016]圖3圖示了本發(fā)明的ECG高通濾波器和本領(lǐng)域中已知的雙極巴特沃斯高通濾波器 的示范性脈沖響應(yīng)。
[0017]圖4圖示了本發(fā)明的ECG高通濾波器和本領(lǐng)域中已知的雙極巴特沃斯高通濾波器 的示范性除顫事件恢復(fù)。
[0018] 圖5圖示了本發(fā)明的ECG高通濾波器和本領(lǐng)域中已知的雙極巴特沃斯高通濾波器 的示范性基線漂移響應(yīng)。
[0019] 圖6A圖示了根據(jù)本發(fā)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(jù)本發(fā)明的ECG高通濾波器的第二示范性實施例。
【具體實施方式】
[0021]為了便于理解本發(fā)明，將在本文中提供涉及用于除顫器的ECG高通濾波器的本發(fā) 明的示范性實施例。
[0022]參考圖1，本發(fā)明的除顫器20采用一對電極墊或板21、任選的ECG導(dǎo)聯(lián)22、（內(nèi)部或 外部的)ECG監(jiān)測器23、除顫控制器27以及電擊源29。
[0023]電極墊/板21如本領(lǐng)域中已知的那樣在結(jié)構(gòu)上被配置為以如圖1所示的前頂布置 或以前后布置(未示出）被傳導(dǎo)性地施加到患者10。電極墊/板21將除顫電擊從電擊源29傳 導(dǎo)到患者10的心臟11，并將表示患者10的心臟11的電活動的ECG信號(未示出）傳導(dǎo)到ECG監(jiān) 測器23。備選地或同時地，ECG導(dǎo)聯(lián)22如本領(lǐng)域中已知的那樣被連接到患者10，以將ECG信號 傳導(dǎo)到ECG監(jiān)測器23。
[0024] ECG監(jiān)測器23如本領(lǐng)域中已知的那樣在結(jié)構(gòu)上被配置用于處理ECG信號，以測量患 者10的心臟11的電活動作為對患者10正在經(jīng)歷有序心搏狀況或無序心搏狀況的指示。指示 有序心搏狀況的ECG信號的范例是表示患者10的心臟11的心室能夠栗送血液的有序收縮的 ECG波形30a。指示無序心搏狀況的ECG波形的范例是表示患者10的心臟11的心室顫動的ECG 波形30b。
[0025] 為此目的，ECG監(jiān)測器23采用處理器24和ECG顯示器26。為了本發(fā)明的目的，處理器 24在本文中被寬泛地定義為用于運行ECG監(jiān)測器23在處理ECG信號中所要求的功能的硬件、 軟件、固件和/或電路的任何結(jié)構(gòu)上的布置。一般來說，在操作中，處理器24在結(jié)構(gòu)上被配置 為從墊/板21和/或ECG導(dǎo)聯(lián)22接收以模擬形式表示患者10的心臟11的電活動的ECG信號，以 在必要時調(diào)整ECG信號并使ECG信號流向除顫控制器27,并且產(chǎn)生用于由ECG顯示器26顯示 的ECG波形。更具體地，實際上，處理器24可以實施