CN104349816A - 包括运动伪差测量及去除功能的心脏除纤颤器 - Google Patents

Abstract

本发明提供一种心脏除纤颤器及心脏除纤颤器的操作方法，所述心脏除纤颤器包括对胸部按压时产生的运动伪差进行测量的功能。所述心脏除纤颤器包括：第一电极对儿，其由第一主电极及第一副电极构成，所述第一副电极与所述第一主电极邻接配置，并与所述第一主电极绝缘；第二电极对儿，其由第二主电极及第二副电极构成，所述第二副电极与所述第二主电极邻接配置，并与所述第二主电极绝缘；第一测量部，其利用所述第一电极对儿之间的电势差，从而对与所述第一电极对儿关联的第一活动电势进行测量；第二测量部，其利用所述第二电极对儿之间的电势差，从而对与所述第二电极对儿关联的第二活动电势进行测量；以及估算部，其对与所述第一活动电势及所述第二活动电势之间的差异相关联的心电图伪差进行估算。

Description

包括运动伪差测量及去除功能的心脏除纤颤器

技术领域

本发明涉及心脏除纤颤器(cardioverter)，更为详细地涉及包括运动伪差(MotionArtifact)测量及去除功能的心脏除纤颤器。

背景技术

运动伪差(Motion Artifact)是指由于电极移动所引发的信号失真现象。其产生是因为：由于电极移动，从而在电极-电解质界面产生电荷分布的干扰，由此产生半电池电势的变化，从而引起测量生物电势的变化。所述运动伪差因为主要具有低频的成分，所以在心电图(electrocardiogram,ECG)测量时难以将其去除。

问题在于，当出现急救患者时，在患者移送等移动发生的同时产生运动伪差，并且由此难以掌握并分析心脏的律动。

此外，为了提高心搏骤停(SCA；Sudden Cardiac Arrest)患者的自主循环恢复，应将胸部按压中止时间(hands-off time)进行最小化，而现有的心脏除纤颤器(automatedexternal defibrillator，自动体外除纤颤器)的情况下，为了正确的心电图分析，在把握心脏律动(rhythm)的期间需要中止心肺复苏术，因此为了在心电图分析时继续进行心肺复苏术，需要去除在胸部按压时产生的伪差。

发明内容

本发明提供一种心脏除纤颤器及心脏除纤颤器的操作方法，所述心脏除纤颤器包括对胸部按压时产生的运动伪差进行测量及去除的功能。

心电图测量时诸如心肺复苏术(Cardiopulmonary resuscitation，CPR)过程的胸部按压或生物体移动等各种原因引起的心脏除纤颤器的电极移动引发运动伪差。本发明提供一种心脏除纤颤器及心脏除纤颤器的操作方法，所述心脏除纤颤器可通过测量和去除所述运动伪差，将所述胸部按压终止时间进行最小化，并可提高心电图测量的正确性。

根据本发明的一个侧面，提供一种心脏除纤颤器，其涉及利用多个电极对客体的心电图信号进行监控(monitoring)的心脏除纤颤器，其包括：第一电极对儿，其由第一主电极及第一副电极构成，所述第一副电极与所述第一主电极邻接配置，并与所述第一主电极绝缘；第二电极对儿，其由第二主电极及第二副电极构成，所述第二副电极与所述第二主电极邻接配置，并与所述第二主电极绝缘；第一测量部，其利用所述第一电极对儿之间的电势差，从而对与所述第一电极对儿关联的第一活动电势进行测量；第二测量部，其利用所述第二电极对儿之间的电势差，从而对与所述第二电极对儿关联的第二活动电势进行测量；以及估算部，其对与所述第一活动电势及所述第二活动电势之间的差异相关联的心电图伪差进行估算。

根据本发明的一个实施例，心脏除纤颤器可进一步包括：第三测量部，其利用所述第一主电极及所述第二主电极之间的电势差，从而对原始心电图信号进行测量；以及复原部，其利用所述估算的心电图伪差，对从所述原始心电图信号去除伪差的最终心电图进行复原。

此外，所述心脏除纤颤器可进一步包括：能量变换部，其对所述心脏除纤颤器周围的电磁信号进行接收并变换为电能；以及电力存储部，其对通过所述能量变换部所变换的电能进行存储，从而提供心脏除纤颤器的操作电力。

并且为了测量客体的心电图信号，接触所述客体的心脏除纤颤器的电极部包括：第一电极对儿，其由第一主电极及第一副电极构成，所述第一副电极与所述第一主电极邻接配置，并与所述第一主电极绝缘；第二电极对儿，其由第二主电极及第二副电极构成，所述第二副电极与所述第二主电极邻接配置，并与所述第二主电极绝缘。

根据本发明的一个侧面，提供一种心脏除纤颤器的操作方法，其涉及利用多个电极对客体的心电图信号进行监控(monitoring)的心脏除纤颤器的操作方法，其包括如下步骤：利用所述心脏除纤颤器所包括的第一电极对儿之间的电势差，从而测量与所述第一电极对儿相关联的第一活动电势，所述第一电极对儿由第一主电极及第一副电极构成，所述第一副电极与所述第一主电极邻接配置，并与所述第一主电极绝缘；利用所述心脏除纤颤器所包括的第二电极对儿之间的电势差，从而测量与所述第二电极对儿相关联的第二活动电势，所述第二电极对儿由第二主电极及第二副电极构成，所述第二副电极与所述第二主电极邻接配置，并与所述第二主电极绝缘；以及估算与所述第一活动电势及所述第二活动电势之间的差异相关联的心电图伪差。

所述心脏除纤颤器的操作方法可进一步包括如下步骤：利用所述第一主电极及所述第二主电极之间的电势差，从而对原始心电图信号进行测量；以及利用所述经估算的心电图伪差，从而对从所述原始心电图信号去除伪差的最终心电图进行复原。

根据本发明的一个实施例，通过测量及去除存在于心电图内的各种噪声，从而可对胸部按压中止时间进行最小化的同时，进行准确的心电图测量，所述噪声为胸部按压所引起的心脏的电反应或阻抗(impedance)变化、或者在电极和皮肤的界面上所产生的伪差(artifact)等。

附图说明

图1是用于说明在心电图测量模型(model)求得相隔的测量电极的电势差的基本原理的示意图。

图2是根据本发明的一个实施例的心脏除纤颤器的框图。

图3是举例构成根据本发明的一个实施例的心脏除纤颤器的第一测量部、第二测量部、第三测量部及估算部的电路图。

图4是表示根据本发明的一个实施例的心脏除纤颤器的复原部的举例构成的电路图。

图5是示出根据本发明的一个实施例的扩展的心脏除纤颤器的框图。

图6是可进行运动伪差测量的心脏除纤颤器的电极的构成图。

图7是示出根据本发明的一个实施例的心脏除纤颤器的操作方法的流程图。

标号说明

200：自动体外心脏除纤颤器

210：第一电极对儿

220：第二电极对儿

230：第一测量部

240：第二测量部

250：第三测量部

260：估算部

270：复原部

280：能量变换部

290：电力存储部

410：正规化部

420：分析部

430：延时(delay)部

440：FIR滤波器(finite impulse response filter)部

450：适应性过滤器(filter)部

460：运算部

具体实施方式

以下，参照附图对可具体实现所述目的的本发明的优选实施例进行说明。此时图面所示且根据其所说明的本发明的构成和作用是作为至少一个实施例进行说明的，并且本发明的技术思想和其核心构成及作用不受其所限制。

本发明中所使用的术语考虑了在本发明中的功能，同时尽可能地选择了现在所广泛使用的普遍术语，但是其根据所属领域的技术人员的意图、惯例、新技术的出现等有可能不同。此外，在特定情况下，也存在申请人任意选定的术语，并且在相应于所述情况的本发明的说明部分中对其意义将进行详细地记载。由此，本发明中所使用的术语应基于所述术语具有的意义和本发明的整体内容来理解，而非单纯的术语名称。

在整个说明书中，心电图(electrocardiogram,ECG)信号为通过多个电极从客体直接获取的信号，其包括：胸部按压引起的心脏的电反应，或在电极和皮肤的界面上所产生的伪差(artifact)。

此外，在整个说明书中，心电图伪差是测量移动引起的个别电极的电势变化的，可以理解为与在整个说明书中所使用的运动伪差相同的含义。

在整个说明书中，原始(raw)心电图信号为从各个主电极所测量的电势的差异，是指心电图伪差去除前的心电图信号。

并且，在整个说明书中，最终心电图为从所述原始心电图信号中去除所述心电图伪差的信号，是指根据本发明的心脏除纤颤器最终想要获取的信号。

图1是用于说明在心电图测量模型(model)求得相隔的测量电极的电势差的基本原理的示意图。

心电图测量模型是将心脏视为一个电偶极子(dipole)，并求得分别距偶极子r1、r2距离的地点A、B之间的电势差。

相隔的测量电极的电势差等于数学式1的公式，电极间的距离矢量(vector)R和心脏与测量电极的距离r越小，则心脏信号的大小减小。

数学式1

$v(r_1,r_2)=\frac{\stackrel{\→}{P\·}(r_2-r_1)}{{4\mathrm{\π\σ}}_0{r}^3}=\frac{\stackrel{\→}{P}\·\stackrel{\→}{R}}{{4\mathrm{\π\σ}}_{0.}{r}^3},\stackrel{\→}{R}=r_2-r_1$

根据所述原理，如果与心脏的距离和与电极的距离减小，则信噪比(SNR，Signal toNoise Ratio)降低，从而可只强调运动伪差。

数学式2

${\mathrm{SNR}}_{\mathrm{dB}}={10\log }_{10}\left(\frac{P_{\mathrm{sigral}}}{P_{\mathrm{noise}}}\right)=P_{\mathrm{signal},\mathrm{dB}}-P_{\mathrm{noise},\mathrm{DB}}$

换句话说，根据本发明的心脏除纤颤器通过运动伪差强调(Motion ArtifactEmphasizing)方法来识别运动伪差。

将所述原理代入本发明，则图1的A和B可分别视为距离心脏r₁、r₂距离上的第一电极对儿及第二电极对儿，并通过如数学式2的信噪比强调方法可识别运动伪差。

此外，所述的原理也可分别适用于电极对儿所包括的主电极及副电极。

设A’和B’分别位于邻近图1中A和B的地点，则A和B分别视为第一主电极和第二主电极，A’和B’分别视为第一副电极和第二副电极。并且将从心脏到A和A’的距离分别设定为r₁、r₁’，将从心脏到B和B’的距离分别设定为r₂、r₂’，并使用数学式2的信噪比强调方法，从而可识别各个电极上所产生的运动伪差。

与第一电极对儿和第二电极对儿、以及各个电极对儿所包括的主电极和副电极间的运动伪差测量相关的内容将在图3中进行详细叙述。

图2是根据本发明的一个实施例的心脏除纤颤器200的框图。

所述心脏除纤颤器200包括第一电极对儿210及第二电极对儿220、第一测量部230及第二测量部240、第三测量部250、估算部260、复原部270。

所述第一电极对儿210由第一主电极211及第一副电极213构成，所述第一副电极213与所述第一主电极邻接配置，并且之间配置有绝缘部212。同样地，所述第二电极对儿220由第二主电极221及第二副电极223构成，所述第二副电极223配置为与所述第二主电极邻接并通过绝缘部212进行绝缘。通过所述第一电极对儿210及第二电极对儿220的主电极和副电极来接收客体的心电图信号。

所述第一测量部230利用所述第一电极对儿210的第一主电极211和第一副电极213之间的电势差来测量与所述第一电极对儿210关联的第一活动电势。

同样地，所述第二测量部240利用所述第二电极对儿220的第二主电极221和第二副电极223之间的电势差来测量与所述第二电极对儿220关联的第二活动电势。

所述估算部260执行对心电图伪差的估算，所述心电图伪差与所述第一活动电势及所述第二活动电势之间的差异相关联。所述心电图伪差对应于代表客体内部的电拓扑(topology)变更的噪声，所述电拓扑变更由传递至本发明心脏除纤颤器200的多个电极中至少一个、或所述客体的物理外力所引起。

所述估算部260包括：第一增幅器，其对所述第一测量部230及所述第二测量部240所分别测量的第一活动电势和第二活动电势的差异进行增幅；第一带通滤波器部，其将所述第一增幅器的输出与第一频带进行对应，从而进行带通；以及第一A-D转换器(analog-to-digital converter)部，其将所述带通过滤后的信号变更为数字信号(digital signal)。

所述第三测量部250利用所述第一主电极211和所述第二主电极221之间的电势差来测量原始心电图信号。

所述第三测量部250包括：第二增幅器，其对所述第一主电极211的电势和所述第二主电极221的电势的差异进行增幅；第二带通滤波器部，其将所述第二增幅器的输出与第二频带进行对应，从而进行带通；以及第二A-D转换器部，其将所述带通过滤后的信号变更为数字信号。

所述复原部260利用所述估算部260所估算的心电图伪差，从而对从所述原始心电图信号去除所述心电图伪差的最终心电图进行复原。

所述复原部270包括：适应性过滤器(filter)部，其对所述估算部260所估算的心电图伪差进行过滤；延时(delay)部，其对所述第三测量部所测量的原始心电图信号进行延时；以及运算部，其从所述延时的原始心电图信号将所述过滤的心电图伪差进行差运算，从而复原所述最终心电图信号。

图3是举例构成根据本发明的一个实施例的心脏除纤颤器的第一测量部230、第二测量部240、第三测量部250及估算部260的电路图。

从第一电极对儿及第二电极对儿所测量的电势如数学式3所示。

数学式3

X＝Heart_RM+e_RM  X′≤Heart_RS+e_RS

Y＝Heart_LM+e_LM  Y′＝Heart_LS+e_LS

在数学式3中，Heart_xx是从所述第一电极对儿(第一主电极及第一副电极)和第二电极对儿(第二主电极及第二副电极)所测量的心脏电势，e_xx是各个电极的活动电势。X、X’是从第一主电极和第一副电极所测量的电势变化，Y、Y’是从第二主电极和第二副电极所测量的电势变化。

从第三测量部250所测量的所述第一主电极211和所述第二主电极221之间的电势变化的公式如数学式4所示。

数学式4

$\begin{array}{c}X-Y=({\mathrm{Heart}}_{\mathrm{RM}}+e_{\mathrm{RM}})-({\mathrm{Heart}}_{\mathrm{LM}}+e_{\mathrm{LM}})\\ =\mathrm{\Δ}{\mathrm{Heart}}_M+\mathrm{\Δ}{e}_M\end{array}$

在数学式4中，△Heart_M是指通常的心电图，△e_M是指第一电极对儿及第二电极对儿的主电极间的活动电势差。

从第一测量部230所测量的第一主电极211和第一副电极213间的电势差和从第二测量部240所测量的第二主电极221和第二副电极223间的电势差如数学式5所示。

数学式5

$\begin{array}{c}{N}_R=X-X^{\′}=({\mathrm{Heart}}_{\mathrm{RM}}+e_{\mathrm{RM}})-({\mathrm{Heart}}_{\mathrm{RS}}+e_{\mathrm{RS}})\\ =({\mathrm{Heart}}_{\mathrm{RM}}-{\mathrm{Heart}}_{\mathrm{RS}})-(e_{\mathrm{RM}}-e_{\mathrm{RS}})\\ ={\mathrm{\ΔHeart}}_R+{\mathrm{\Δe}}_R\end{array}$

$\begin{array}{c}{N}_L=Y-Y^{\′}=({\mathrm{Heart}}_{\mathrm{LM}}+e_{\mathrm{LM}})-({\mathrm{Heart}}_{\mathrm{LS}}+e_{\mathrm{LS}})\\ =({\mathrm{Heart}}_{\mathrm{LM}}-{\mathrm{Heart}}_{\mathrm{LS}})-(e_{\mathrm{LM}}-e_{\mathrm{LS}})\\ ={\mathrm{\ΔHeart}}_L+{\mathrm{\Δe}}_L\end{array}$

数学式5的N_R和N_L是指在所述第一测量部230及第二测量部240所测量的各个主电极211、221和副电极213、223间的电势差，换句话说，是指第一活动电势及第二活动电势。

从测量部260所测量的所述第一活动电势及所述第二活动电势间的差可通过数学式6表示。

数学式6

$\begin{array}{c}{N}_{\mathrm{RL}}=N_R-N_L=({\mathrm{\ΔHeart}}_R+{\mathrm{\Δe}}_R)-({\mathrm{\ΔHeart}}_L+{\mathrm{\Δe}}_L)\\ =({\mathrm{\ΔHeart}}_R-{\mathrm{\ΔHeart}}_L)+({\mathrm{\Δe}}_R-{\mathrm{\Δe}}_L)\end{array}$

此时，△Heart_R和△Heart_L具有相对较小的值，因此如果对其进行忽略，则数学式6的结果可视为

N_RL≈Δe_R-Δe_L

并且所述数学式6的结果(N_RL)估算为心电图伪差。

此外，如果电极的面积和活动电势的影响具有比例关系，则第一主电极及第二主电极的活动电势△e_RM、△e_LM可分别通过△e_R、△e_L进行估算。即，可视为

Δe_M≈N_RL

图4是表示根据本发明的一个实施例的心脏除纤颤器的复原部270的举例构成的电路图。

所述复原部270包括：正规化部410，其对从所述估算部260所估算的心电图伪差和从所述第三测量部250所测量的原始心电图信号进行正规化；分析部420，其判断对所述经正规化的信号的相关性；延时部430及FIR滤波器(finite impulse responsefilter，有限脉冲反应滤波器)部440，其对所述经正规化的原始心电图信号进行延时并过滤；适应性过滤器(filter)部450，其对所述经正规化的原始心电图信号和心电图伪差进行恢复；以及运算部460，其从所延时的原始心电图信号将所过滤的心电图伪差进行差运算，从而复原所述最终心电图信号。

根据图4，所述复原部270对从估算部所输入的心电图伪差的频率特性进行分析，设定低通带以根据时间而变化(time variant)。并且，从由第三测量部测量而输入的原始心电图信号以与所述心电图伪差的变化量相类似的基线(baseline)成分进行提取，并通过正规划部410对其进行正规化(Normalization)，从而调对比例(scale)。

所述经正规化的信号通过分析部420的互相关分析(cross-correlation)来对相关性进行解读。所述相关性解读利用所述互相关分析结果所得的相关系数(correlationcoefficient)来实现，所述相关系数以特定数值为基准具有较低数值时，所述心电图伪差信号被判断为不可信任。

例如，所述相关系数在0～1的范围进行数值化，并将特定基准假设为0.7时，所述相关系数小于0.7时，因为所述心电图伪差信号不可信任，所以需要再测量。

但是，所述相关系数大于0.7时，因为所述心电图伪差信号可信任，所以可获得所述经正规化的原始心电图信号及心电图伪差信号。

所述经正规化的原始新心电图信号(Normalized ECG)及经正规化的心电图伪差(Estimated Artifact，估计的伪差)通过适应性过滤器部450恢复。

所述经正规化的原始心电图信号(Normalized ECG)经过延时部430及FIR滤波器部440的执行过程后，在运算部460与所述经过滤的心电图伪差进行差运算，从而复原为最终心电图信号。

图5是根据本发明的一个实施例的扩展的心脏除纤颤器200的框图。

所述心脏除纤颤器200包括：第一电极对儿210及第二电极对儿220、第一测量部230及第二测量部240、第三测量部250、估算部260、能量变换部280、电力存储部290。

所述第一电极对儿210及第二电极对儿220、第一测量部230及第二测量部240、第三测量部250、估算部260与图2所说明的相同，在图2的构成上可进一步包括能量变换部280及电力存储部290。

所述能量变换部280对所述心脏除纤颤器200周围的电磁信号进行接收并变换为电能。

所述能量变换部280由电源监视部和控制器(controller)构成，其中所述电源监视部对所述心脏除纤颤器200的电源供给状态信息进行收集，所述控制器在从所述电源供给状态信息发现电源供给的异常时，将其传送至外部装置，所述电源供给状态信息从所述电源监视部接收而来。此外，可进一步包括通信处理器(processor)和诊断处理器(processor)，其中所述通信处理器(processor)负责与所述心脏除纤颤器和与所述外部装置的通信，其中诊断处理器(processor)通过从所述电源监视部所收集的电源供给状态信息，对电源供给的现状进行检查。

所述控制器在通过所述能量变换部280无法进行电源供给时，自动指示内部电源供给的执行。此外，通过所述电源监视部来掌握外部电源供给问题，当电池余量降至一定标准(用于除纤颤的最小余量)以下时，在向外部装置传送通信功能中断的信息后，切断通信处理器的功能。

图6是本发明提出的可进行运动伪差测量的心脏除纤颤器的电极的构成图。

为了同时测量心电图和运动伪差，利用图6所示结构的电极对儿。各个电极对儿具有两个分离的传导部分，所述两个分离的传导部分中间配置有绝缘部，并且其可分别视为主电极和副电极。所述各个主电极和副电极通过分离的导线连接至连接器(connector)。

图7是根据本发明的一个实施例的利用多个电极，从而对客体心电图信号进行监控(monitoring)的心脏除纤颤器的操作方法的流程图。

在步骤710中，利用第一电极对儿210的第一主电极211和第一副电极213之间的电势差，从而对与所述第一电极对儿相关联的第一活动电势进行测量。

所述第一电极对儿210的第一主电极211和第一副电极213邻接配置，并且将绝缘部212置于中间进行绝缘。

在步骤720中，利用第二电极对儿220的第二主电极221和第二副电极223之间的电势差，从而对与所述第二电极对儿相关联的第二活动电势进行测量。

所述第二电极对儿220与所述第一电极对儿210相同，由第二主电极221及第二副电极223构成，所述第二副电极223与所述第二主电极绝缘并邻接配置。

在所述步骤710、720中所测量的所述第一活动电势及第二活动电势利用于在步骤730中对心电图伪差的估算。关联所述心电图伪差和、所述第一活动电势与第二活动电势间的差异而进行对所述心电图伪差的估算。

如图3所示，所述经估算的心电图伪差通过如下方式求得：对所述第一活动电势和所述第二活动电势的差异进行增幅，并将所增幅的输出与第一频率带进行对应，从而进行带通后，将所述经带通过滤的信号变更为数字信号。

所述心电图伪差对应于代表客体内部的电拓扑变更的噪声，所述电拓扑变更由传递至所述心脏除纤颤器的多个电极中至少一个或所述客体的物理外力所引起。

在步骤740中，利用所述第一主电极211及所述第二主电极221之间的电势差来测量原始心电图信号。

所述原始心电图信号通过如下方式获得：对所述第一主电极的电势和所述第二主电极的电势的差异进行增幅，并将经增幅的输出与第二频率带进行对应，从而进行带通后，将所述经带通过滤的信号变更为数字信号。

在步骤750中，利用所述经估算的心电图伪差，对从所述原始心电图信号去除伪差的最终心电图进行复原。

所述最终心电图的复原以如下方式获得：对所述原始心电图信号进行延时，并对所述心电图伪差进行过滤后，从所述延时的原始心电图信号将所述经过滤的心电图伪差进行差运算。

如上所述，本发明通过与具体的构成要素等相类似的特定事项和所限定的实施例及附图进行了说明，但是其只是为了帮助更好的整体理解本发明而提供的，而本发明并非被所述实施例限定，在本发明所属的领域内具有通常技术的人员，可从所述记载进行各种修订及变形。

由此，本发明的思想并非局限于所说明的实施例而定，不仅是包括于后述的专利请求范围，而且包括于所述专利请求范围内均等或等价的全部变形都属于本发明思想的范围内。

Claims (12)

1.一种心脏除纤颤器，其涉及利用多个电极对客体的心电图信号进行监控的心脏除纤颤器，

其包括：第一电极对儿，其由第一主电极及第一副电极构成，所述第一副电极与所述第一主电极邻接配置，并与所述第一主电极绝缘；

第二电极对儿，其由第二主电极及第二副电极构成，所述第二副电极与所述第二主电极邻接配置，并与所述第二主电极绝缘；

第一测量部，其利用所述第一电极对儿之间的电势差，从而对与所述第一电极对儿关联的第一活动电势进行测量；

第二测量部，其利用所述第二电极对儿之间的电势差，从而对与所述第二电极对儿关联的第二活动电势进行测量；以及

估算部，其对与所述第一活动电势及所述第二活动电势之间的差异相关联的心电图伪差进行估算。

2.根据权利要求1所述的一种心脏除纤颤器，其还包括：

第三测量部，其利用所述第一主电极及所述第二主电极之间的电势差，从而对原始心电图信号进行测量；以及

复原部，其利用所述估算的心电图伪差，对从所述原始心电图信号去除心电图伪差的最终心电图进行复原。

3.根据权利要求2所述的一种心脏除纤颤器，所述复原部进一步包括：

适应性过滤器部，其对所述心电图伪差进行过滤；

延时部，其对所述原始心电图信号进行延时；以及

运算部，其从所述延时的原始心电图信号将所述过滤的心电图伪差进行差运算，从

而对所述最终心电图信号进行复原。

4.根据权利要求1所述的一种心脏除纤颤器，所述估算部包括：

第一增幅器，其对所述第一活动电势和所述第二活动电势的差异进行增幅；

第一带通滤波器部，其将所述第一增幅器的输出与第一频带进行对应，从而进行带通；以及

第一A-D转换器，其将所述带通过滤后的信号变更为数字信号。

5.根据权利要求2所述的一种心脏除纤颤器，所述第三测量部包括：

第二增幅器，其对所述第一主电极的电势和所述第二主电极的电势的差异进行增幅；

第二带通滤波器部，其将所述第二增幅器的输出与第二频带进行对应，从而进行带通；以及

第二A-D转换器，其将所述带通过滤后的信号变更为数字信号。

6.根据权利要求1所述的一种心脏除纤颤器，所述心电图伪差对应于代表所述客体内部的电拓扑变更的噪声，所述电拓扑变更由传递至所述心脏除纤颤器的多个电极中至少一个或所述客体的物理外力所引起。

7.根据权利要求1所述的一种心脏除纤颤器，其进一步包括：

能量变换部，其对所述心脏除纤颤器周围的电磁信号进行接收并变换为电能；以及

电力存储部，其对通过所述能量变换部所变换的电能进行存储，从而提供心脏除纤颤器的操作电力。

8.根据权利要求7所述的一种心脏除纤颤器，所述能量变换部包括：

电源监视部，其对所述心脏除纤颤器的电源供给状态信息进行收集；以及

控制器，其在从所述电源供给状态信息发现电源供给的异常时，将其传送至外部装置，所述电源供给状态信息从所述电源监视部接收而来。

9.根据权利要求8所述的一种心脏除纤颤器，所述控制器，在通过所述能量变换部无法进行电源供给时，自动指示内部电源供给。

10.一种心脏除纤颤器的电极部，其涉及为了测量客体心电图信号而接触于所述客体的心脏除纤颤器的电极部，

其包括：第一电极对儿，其由第一主电极及第一副电极构成，所述第一副电极与所述第一主电极邻接配置，并与所述第一主电极绝缘；以及

第二电极对儿，其由第二主电极及第二副电极构成，所述第二副电极与所述第二主电极邻接配置，并与所述第二主电极绝缘。

11.一种心脏除纤颤器的操作方法，其涉及利用多个电极对客体的心电图信号进行监控的心脏除纤颤器的操作方法，

其包括如下步骤：利用所述心脏除纤颤器所包括的第一电极对儿之间的电势差，从而测量与所述第一电极对儿相关联的第一活动电势，所述第一电极对儿由第一主电极及第一副电极构成，所述第一副电极与所述第一主电极邻接配置，并与所述第一主电极绝缘；

利用所述心脏除纤颤器所包括的第二电极对儿之间的电势差，从而测量与所述第二电极对儿相关联的第二活动电势，所述第二电极对儿由第二主电极及第二副电极构成，所述第二副电极与所述第二主电极邻接配置，并与所述第二主电极绝缘；以及

估算与所述第一活动电势及所述第二活动电势之间的差异相关联的心电图伪差。

12.根据权利要求11所述的心脏除纤颤器的操作方法，其进一步包括如下步骤：

利用所述第一主电极及所述第二主电极之间的电势差，从而对原始心电图信号进行测量；以及

利用所述经估算的心电图伪差，从而对从所述原始心电图信号去除伪差的最终心电图进行复原。