CN105705086B - Ecg高通滤波器 - Google Patents

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Abstract

一种心电图高通滤波器(25)采用基线低通滤波器(40)、信号延迟器(43)和信号提取器(44)。在操作中，基线低通滤波器(40)包括有限脉冲响应低通滤波器(41)和无限脉冲响应低通滤波器(42)，所述有限脉冲响应低通滤波器和所述无限脉冲响应低通滤波器对未经基线滤波的心电图信号(ECGbu)协作性地进行低通滤波，以输出经滤波的基线信号(BSEf)。信号延迟器(43)对所述未经基线滤波的心电图信号(ECGbu)进行时间延迟，以输出延迟的未经基线滤波的心电图信号(ECGdbu)，并且信号提取器(44)从所述延迟的未经基线滤波的心电图信号(ECGdbu)提取所述经滤波的基线信号(BSEf)，以输出经基线滤波的心电图信号(ECGbf)。

Description

ECG高通滤波器
技术领域
本发明总体上涉及心电图(“ECG”)信号的高通滤波。本发明具体涉及用于诊断和紧急医疗服务(“EMS”)目的的ECG信号的高通滤波。
背景技术
如本领域中已知的，ECG信号的信号幅度通常为1mV的量级，但是可以具有从多达-300mV改变到+300mV的DC偏移。这种DC偏移可以随着时间和/或患者移动而飘移，并且常常被称为“基线漂移”。额外地，诸如除颤的事件可以对基线具有巨大影响。具体地，在除颤事件之后的DC偏移通常由于可以在除颤事件期间流过ECG电极的电流而飘移。
针对增益的典型的ECG信号显示设定具有+/-2mV的范围，以便在视觉上清楚地看见1mV的ECG信号。潜在地响应于大的且飘移的DC偏移，高通滤波器已经被利用以移除任何DC偏移，以便将ECG信号保持在显示器和打印机的观察窗口内。更具体地，ECG信号的关键的诊断测量是ST节段的抬高或减低。这通过比较在QRS之前的ECG信号的基线与在QRS之后的基线来执行。理想地，高通滤波器应当以在QRS之前和之后的基线的相对水平不受影响的方式来移除基线漂移。
描述针对诊断质量ECG测量的脉冲响应要求的ECG标准已经被建立(例如，EN60601-2-27和AAMI EC13)。例如，在标准测试中被施加的脉冲是在100mS的持续时间的情况下在幅度方面为3mV，并且要求是基线应当被移位小于100uV并且基线的坡度在脉冲之后应当小于300uV/sec。因此，ECG系统中的高通滤波器具有相冲突的目标。
具体地，如果高通滤波器非常响应于基线漂移以便将ECG信号的基线可靠地维持在显示器的中心，则它也将可能响应于QRS而使得在QRS之后的基线被移位多于100uV。这是ECG监测器通常为临床医生提供用于高通滤波器的若干带宽设定的原因。该设定常常被称为用于保持ECG信号在显示屏上可见的“监测器”带宽，并且常常被称为用于进行诊断ECG测量(例如，ST节段抬升和减低)的“诊断”带宽。额外地，也存在以最小时间延迟实时显示ECG信号的期望。这对于定时是重要的临床应用(例如，同步心脏电复律)而言是重要的。
在历史上，若干类型的高通滤波器已经被利用在ECG监测器中。
一种这种类型的用于ECG监测器的高通滤波器是实施起来在计算上简单的无限脉冲响应(“IIR”)高通滤波器。例如，二阶巴特沃斯(Butterworth)高通滤波器被容易地实施为具有每次采样以最小时间延迟的五(5)次相乘和累积计算。然而，IIR高通滤波器的缺点是群延迟是频率依赖性的。这导致ECG信号的失真。换言之，IIR高通滤波器通过在ECG信号之后减低基线而响应于正ECG QRS信号。此外，为了将失真最小化到对于诊断目的而言可接受的水平，IIR高通滤波器的转角频率需要被减小至0.05Hz或更小的频率。额外地，被施加到斜坡的一阶IIR高通滤波器将导致DC偏移，而被施加到斜坡的二阶IIR高通滤波器将导致零(0)DC偏移。因此，为了移除在除颤事件之后飘移的DC偏移，IIR高通滤波器将需要最少为二阶滤波器。
另一类型的用于ECG监测器的高通滤波器是有限脉冲响应(“FIR”)高通滤波器，所述FIR高通滤波器被定义为具有线性相位和恒定的群延迟。值得注意的是，FIR高通滤波器由于恒定的群延迟而使ECG信号的失真最小化，并且根据ECG标准满足针对诊断质量ECG测量的要求的0.5Hz或甚至0.67Hz的FIR高通滤波器可以被实施。而且，FIR高通滤波器很好地响应于在除颤之后的飘移的DC偏移，这是因为它通常被设计为对称的并且FIR高通滤波器对斜坡的应用将产生零(0)DC偏移。然而，FIR高通滤波器存在两个缺点。第一缺点是时间延迟。具体地，为了对于所有频率都具有恒定的时间延迟，在高通转角频率之上和之下的频率两者都将看见相同的时间延迟，并且典型的时间延迟为一(1)秒的量级。第二缺点是所要求的计算工作量。具体地，具有一(1)秒的时间延迟的FIR高通滤波器将具有两(2)秒的时间历史。对于以1000Hz采样速率计算的每次采样，1000Hz的采样速率将要求2000次相乘累积计算。因此，对于全部的十二(12)导联测量，相乘累积操作的数目仅针对FIR高通滤波器为24M。
此外，常常对正被移动的患者执行ECG监测。医院外的紧急医疗服务(“EMS”)通常由于患者的移动而看见ECG的显著的基线漂移。EMS高通滤波器常常被提供用于被设计用于EMS环境的ECG系统。这种高通滤波器通常将具有在1Hz到2Hz的范围内的转角频率。具有这种高转角频率的简单IIR滤波器使ECG波形相当大地失真。具有这种转角频率的FIR滤波器将使ECG的失真最小化，但是将要求计算工作量的显著增加。
发明内容
为了解决现有技术的缺点，本发明提供了用于诊断目的(例如，0.67Hz或更小的转角频率)和EMS目的(例如，在1Hz到2Hz的范围内的转角频率)的ECG高通滤波器。ECG高通滤波器的一种形式采用基线低通滤波器、信号延迟器和信号提取器。在操作中，基线低通滤波器包括有限脉冲响应低通滤波器和无限脉冲响应低通滤波器，所述有限脉冲响应低通滤波器和所述无限脉冲响应低通滤波器对未经基线滤波的ECG信号协作性地进行低通滤波，以输出经滤波的基线信号。所述信号延迟器对所述未经基线滤波的心电图信号进行时间延迟，以输出延迟的未经基线滤波的ECG信号，并且所述信号提取器从所述延迟的未经基线滤波的ECG信号提取所述经滤波的基线信号，以输出经基线滤波的ECG信号。
本发明的第二形式是采用处理器来生成患者的心脏的ECG波形并且采用ECG显示器来显示所述ECG波形(例如，被可视化在计算机屏幕上或以打印输出的方式)的ECG监测器。所述处理器包含前面提到的用于诊断目的和/或EMS目的的本发明的ECG高通滤波器。
本发明的第三形式是采用ECG监测器来生成患者的心脏的ECG波形、采用电击能量源来存储电击能量并且采用除颤控制器来响应于对心电图波形的QRS分析而控制电击能量到患者的心脏的递送的自动或手动的除颤器。所述ECG监测器包含前面提到的用于诊断目的和/或EMS目的的本发明的ECG高通滤波器。
根据结合附图阅读的对本发明的各个实施例的以下详细描述，本发明的前述形式和其他形式以及本发明的各个特征和优点将变得更为明显。该详细描述和附图对于本发明仅仅是图示性的而非限制性的，本发明的范围由权利要求及其等价要件来定义。
附图说明
图1图示了具有根据本发明的ECG高通滤波器的除颤器的示范性实施例。
图2图示了本发明的ECG高通滤波器和本领域中已知的双极巴特沃斯高通滤波器的示范性频率响应。
图3图示了本发明的ECG高通滤波器和本领域中已知的双极巴特沃斯高通滤波器的示范性脉冲响应。
图4图示了本发明的ECG高通滤波器和本领域中已知的双极巴特沃斯高通滤波器的示范性除颤事件恢复。
图5图示了本发明的ECG高通滤波器和本领域中已知的双极巴特沃斯高通滤波器的示范性基线漂移响应。
图6A图示了根据本发明的ECG高通滤波器的第一示范性实施例。
图6B图示了根据本发明的ECG高通滤波器的第二示范性实施例。
具体实施方式
为了便于理解本发明，将在本文中提供涉及用于除颤器的ECG高通滤波器的本发明的示范性实施例。
参考图1，本发明的除颤器20采用一对电极垫或板21、任选的ECG导联22、(内部或外部的)ECG监测器23、除颤控制器27以及电击源29。
电极垫/板21如本领域中已知的那样在结构上被配置为以如图1所示的前顶布置或以前后布置(未示出)被传导性地施加到患者10。电极垫/板21将除颤电击从电击源29传导到患者10的心脏11，并将表示患者10的心脏11的电活动的ECG信号(未示出)传导到ECG监测器23。备选地或同时地，ECG导联22如本领域中已知的那样被连接到患者10，以将ECG信号传导到ECG监测器23。
ECG监测器23如本领域中已知的那样在结构上被配置用于处理ECG信号，以测量患者10的心脏11的电活动作为对患者10正在经历有序心搏状况或无序心搏状况的指示。指示有序心搏状况的ECG信号的范例是表示患者10的心脏11的心室能够泵送血液的有序收缩的ECG波形30a。指示无序心搏状况的ECG波形的范例是表示患者10的心脏11的心室颤动的ECG波形30b。
为此目的，ECG监测器23采用处理器24和ECG显示器26。为了本发明的目的，处理器24在本文中被宽泛地定义为用于运行ECG监测器23在处理ECG信号中所要求的功能的硬件、软件、固件和/或电路的任何结构上的布置。一般来说，在操作中，处理器24在结构上被配置为从垫/板21和/或ECG导联22接收以模拟形式表示患者10的心脏11的电活动的ECG信号，以在必要时调整ECG信号并使ECG信号流向除颤控制器27，并且产生用于由ECG显示器26显示的ECG波形。更具体地，实际上，处理器24可以实施模数转换器和各种滤波器，包括具有用于对高频信号进行滤波的转角频率(例如，≥20Hz)的低通滤波器和具有用于对尤其由于除颤事件引起的像基线漂移/飘移的低频信号进行滤波的转角频率(例如，≤2Hz)的本发明的ECG高通滤波器25。如将关于图2-6的本文中的描述所进一步解释的，ECG高通滤波器25的结构设计是针对由处理器24运行在计算上简单的设计，所述在计算上简单的设计引起ECG信号的最小失真，并且引起ECG信号的基线漂移/飘移的出色抑制。
为了本发明的目的，ECG显示器26在本文中被宽泛地定义为在结构上被配置用于呈现ECG波形30以便进行观察的任何设备，包括但不限于计算机显示器和打印机。
仍然参考图1，电击源29如本领域中已知的那样在结构上被配置为存储电能，以用于由除颤控制器27控制的对经由电极垫/板21到患者10的心脏11的除颤电击32的递送。实际上，除颤电击32可以具有本领域中已知的任何波形。此类波形的范例包括但不限于如图1所示的单相正弦波形(正的正弦波)32a和双相截断波形32b。
在一个实施例中，电击源29采用高压电容器组(未示出)，以在按下充电按钮28a后经由高压充电器和电源来存储高电压。电击源29还采用开关/隔离电路(未示出)，以用于由除颤控制器27控制的将从高压电容器组充入的特定波形的电能选择性地施加到电极垫/板21。
除颤控制器27如本领域中已知的那样在结构上被配置为经由电击按钮28b来运行手动同步心脏电复律或自动同步心脏电复律。实际上，除颤控制器27采用硬件/电路(例如，(一个或多个)处理器、存储器等)以运行作为软件/固件被安装在除颤控制器27内的手动或自动同步心脏电复律。在一个实施例中，软件/固件检测ECG信号30的QRS 31作为用于在将除颤电击32递送到患者10的心脏11中控制电击源29的基础。
参考图2-6，现在将在本文中描述ECG高通滤波器25在操作性能方面的结构设计和用于实现所述操作性能的滤波器实施例，以便于理解本发明。
具体地，关于用于诊断目的的操作性能，图2和图3分别提供了相比于已知的双极巴特沃斯监测器带宽高通滤波器的ECG高通滤波器25的示范性频率响应和示范性脉冲响应，其中，每个滤波器均具有0.5Hz的3db转角频率和1000Hz的输入ECG信号的采样速率。如图2所示，ECG高通滤波器25的频率响应50具有比已知的双极巴特沃斯监测器带宽高通滤波器的频率响应60更好的低频信号的抑制性能。如图3所示，ECG高通滤波器25的脉冲响应51在脉冲之前具有与在脉冲之后的基线相同水平的输入的ECG信号的基本上平的基线(即，在脉冲之前和之后具有相等的基线)，而双极巴特沃斯高通滤波器的脉冲响应61在脉冲之后具有非常大的基线移位。
同样通过范例，图4示出了在时间0s处具有除颤事件的ECG信号的输入波形22a，所述输入波形22a具有300mV的偏移改变和五(5)秒时间常数的指数式衰减。对于该范例，ECG高通滤波器25的除颤恢复26a具有与已知的双极巴特沃斯监测器带宽高通滤波器的除颤恢复26b类似的性能。
通过另外的范例，图5示出了ECG信号的大水平的基线漂移22b。对于该范例，由ECG高通滤波器25进行滤波的ECG信号的中心显示26c具有与由已知的双极巴特沃斯监测器带宽高通滤波器进行滤波的ECG信号的中心显示26d类似的性能。
参考图6A和图6B，用于实现在图2-5中图示的这种操作性能的ECG高通滤波器25的结构实施例包括本发明的基线低通滤波器40、本领域中已知的信号延迟器43和本领域中已知的信号提取器44(例如，加法电路)。如图6A所示，对于ECG高通滤波器25的实施例25a，基线低通滤波器40a采用FIR低通滤波器41与IIR低通滤波器42的串联连接。
如图6B所示，对于ECG高通滤波器25的实施例25b，基线低通滤波器40b采用IIR低通滤波器42与FIR低通滤波器41的串联连接。
对于两个实施例，ECG高通滤波器25被操作为具有信号延迟器43的近似线性相位滤波器，以实施为被施加到未经基线滤波的心电图信号ECGbu(i)的近似线性相位滤波器响应，所述未经基线滤波的心电图信号ECGbu(i)可以先前已经进行了低通滤波以对高频信号(例如，≥20Hz)进行滤波，并且可以具有预先定义的采样速率(例如，1000Hz)。更重要地，未经基线滤波的心电图信号ECGbu(i)可以包括基线漂移/飘移。在操作中，未经基线滤波的心电图信号ECGbu(i)被输入到基线低通滤波器40和信号延迟器43中。表示任何基线漂移/飘移的经滤波的基线信号BSEf(i)由基线低通滤波器40输出，并且由信号提取器44从延迟的未经基线滤波的心电图信号ECGdbu(i)提取。提取产生经基线滤波的心电图信号ECGbf(i)，所述经基线滤波的心电图信号ECGbf(i)表现出在未经基线滤波的心电图信号ECGbu(i)内的任何基线漂移/飘移的由基线低通滤波器40做出的最小失真和出色抑制。
实际上，FIR低通滤波器41和IIR低通滤波器42在结构上被协作性地设计用于对未经基线滤波的心电图信号ECGbu(i)进行低通滤波，由此经基线滤波的心电图信号ECGbf(i)不响应于未经基线滤波的心电图信号ECGbu(i)的斜坡变化，和/或基线低通滤波器40的脉冲响应的坡度仅仅在未经基线滤波的心电图信号ECGbu(i)的脉冲之前和之后为基本上平的。
在FIR低通滤波器41的一个实施例中，利用了矩形窗(boxcar)FIR低通滤波器，其中，所有系数都具有相同值。这样，矩形窗FIR低通滤波器的实施方式可以通过在每个采样间隔处在矩形窗FIR低通滤波器开始时加上输入采样并且然后在矩形窗FIR低通滤波器结束时减去输入采样来完成。
用于基线低通滤波器40a的矩形窗FIR低通滤波器的示范性实施方式(图6A)根据以下等式[1]来计算：
其中，w是矩形窗FIR低通滤波器41的输出，x是未经基线滤波的心电图信号ECGbu，并且n是矩形窗FIR低通滤波器中的系数的数目。
用于基线低通滤波器40b的矩形窗FIR低通滤波器的示范性实施方式(图6B)根据以下等式[2]来计算：
其中，w是经滤波的基线信号BSEf，y是IIR低通滤波器42的输出，并且n是矩形窗FIR低通滤波器中的系数的数目。
在IIR低通滤波器42的一个实施例中，利用了巴特沃斯二阶低通滤波器，由此巴特沃斯二阶低通滤波器具有可以根据以下等式[3]进行表示的z变换H(z)：
用于基线低通滤波器40a的巴特沃斯二阶低通滤波器的示范性实施方式(图6A)根据以下等式[4]来计算：
y[i]＝b0w[i]+b1w[i-1]+b2w[i-2]-a1y[i-1]-a2y[i-2] [4]
其中，y是经滤波的基线信号BSEf，w是FIR低通滤波器41的输出，并且a和b是用于设定巴特沃斯二阶低通滤波器的转角频率的巴特沃斯二阶低通滤波器的系数。
用于基线低通滤波器40b的巴特沃斯二阶低通滤波器的示范性实施(图6B)根据以下等式[5]来计算：
y[i]＝b0x[i]+b1x[i-1]+b2x[i-2]-a1y[i-1]-a2y[i-2] [5]
其中，y是巴特沃斯二阶低通滤波器的输出，x是未经基线滤波的心电图信号ECGbu，并且a和b是用于设定巴特沃斯二阶低通滤波器的转角频率的巴特沃斯二阶低通滤波器的系数。
FIR低通滤波器41和IIR低通滤波器42的协作性结构配置的一个方面是矩形窗FIR低通滤波器的系数n的数目与巴特沃斯二阶低通滤波器的转角频率的倒数的比率的确定，由此经基线滤波的心电图信号ECGbf(i)不响应于未经基线滤波的心电图信号ECGbu(i)的斜坡变化。为此目的，巴特沃斯二阶低通滤波器的转角频率被计算为ECG高通滤波器25的期望的转角频率的百分比，并且矩形窗FIR低通滤波器的系数n的数目被计算为被归一化为采样速率的一半的巴特沃斯二阶低通滤波器的计算的转角频率的倒数与经实验确定的比率的乘积，由此经基线滤波的心电图信号ECGbf(i)不响应于未经基线滤波的心电图信号ECGbu(i)的斜坡变化。这方面提供了在除颤事件之后的ECG信号的最佳恢复。这方面还提供了低频基线漂移信号的最佳抑制。
对于示范性诊断实施方式，ECG高通滤波器25的期望的转角频率是0.5Hz，巴特沃斯二阶低通滤波器的计算的转角频率是0.5Hz的72.2％，并且矩形窗FIR低通滤波器的系数n的数目等于针对基于0.7267的比率的矩形窗FIR低通滤波器的长度的一千零六(1006)次采样。
对于示范性EMS实施方式，ECG高通滤波器25的期望的转角频率是1.917Hz，巴特沃斯二阶低通滤波器的计算的转角频率是1.917Hz的72.5％，并且矩形窗FIR低通滤波器的系数n的数目等于针对基于0.7338的比率的矩形窗FIR低通滤波器的长度的六十六(66)次采样。
FIR低通滤波器41和IIR低通滤波器42的协作性结构配置的第二方面是等于信号延迟器43的增益的基线低通滤波器40的增益。这方面提供了基线漂移信号的最佳移除。
FIR低通滤波器41和IIR低通滤波器42的协作性结构配置的第三方面是，基线低通滤波器40的脉冲响应的峰值的时间延迟是用于信号延迟器对未经基线滤波的心电图信号ECGbu进行时间延迟的基础。这方面通过在QRS波刚好之前和刚好之后使基线信号的变化最小化来提供ST节段抬升或减低的测量的最佳性能。
参考图1-6，本领域技术人员应当认识到，本发明的众多益处包括但不限于，(1)针对实施尤其在除颤事件之后使ECG信号最低程度地失真并且具有基线漂移/飘移的出色抑制的ECG高通滤波器的计算要求的大量减少，以及(2)可配置用于诊断目的和EMS目的两者的ECG高通滤波器。
尽管已经说明并描述了本发明的各种实施例，但是本领域技术人员应当理解，在本文中描述的本发明的实施例是说明性的，并且可以在不偏离本发明的真实范围的情况下做出各种改变和修改并且其元件可以用等价物来代替。另外，可以在不偏离本发明的中心范围的情况下做出许多修改以适应本发明的教导。因此，并非旨在将本发明限于作为用于执行本发明所预期的最佳模式而公开的具体实施例，而是旨在使本发明包括落入权利要求的范围内的全部实施例。

Claims (12)

1.一种心电图高通滤波器(25)，包括：
基线低通滤波器(40)，其包括有限脉冲响应低通滤波器(41)和无限脉冲响应低通滤波器(42)，所述有限脉冲响应低通滤波器和所述无限脉冲响应低通滤波器在结构上被协作性地配置并且被能操作地连接，以对未经基线滤波的心电图信号(ECGbu)进行低通滤波，从而输出经滤波的基线信号(BSEf)；
信号延迟器(43)，其能用于对所述未经基线滤波的心电图信号(ECGbu)进行时间延迟，以输出延迟的未经基线滤波的心电图信号(ECGdbu)；以及
信号提取器(44)，其被能操作地连接到所述基线低通滤波器(40)和所述信号延迟器(43)，以从所述延迟的未经基线滤波的心电图信号(ECGdbu)提取所述经滤波的基线信号(BSEf)，从而输出经基线滤波的心电图信号(ECGbf),
其中，所述有限脉冲响应低通滤波器(41)和所述无限脉冲响应低通滤波器(42)的协作性结构配置包括所述有限脉冲响应低通滤波器(41)的系数的数目与所述无限脉冲响应低通滤波器(42)的转角频率的倒数的比率的确定，使得所述经基线滤波的心电图信号(ECGbf)不响应于所述未经基线滤波的心电图信号(ECGbu)的斜坡变化。
2.根据权利要求1所述的心电图高通滤波器(25)，其中，所述无限脉冲响应低通滤波器(42)的所述转角频率是所述心电图高通滤波器(25)的转角频率的函数。
3.根据权利要求1所述的心电图高通滤波器(25)，其中，所述有限脉冲响应低通滤波器(41)和所述无限脉冲响应低通滤波器(42)的协作性结构配置包括，基线低通滤波器(40)的增益等于信号延迟器(43)的增益。
4.根据权利要求1所述的心电图高通滤波器(25)，其中，所述有限脉冲响应低通滤波器(41)和所述无限脉冲响应低通滤波器(42)的协作性结构配置包括，所述基线低通滤波器(40)的脉冲响应的峰值的时间延迟是用于所述信号延迟器(43)对所述未经基线滤波的心电图信号(ECGbu)进行时间延迟的基础。
5.一种心电图监测器(23)，包括：
处理器(24)，其在结构上被配置为生成患者(10)的心脏(11)的心电图波形(30)，其中，所述处理器(24)包括：
基线低通滤波器(40)，其包括有限脉冲响应低通滤波器(41)和无限脉冲响应低通滤波器(42)，所述有限脉冲响应低通滤波器和所述无限脉冲响应低通滤波器在结构上被协作性地配置并且被能操作地连接，以对未经基线滤波的心电图信号(ECGbu)进行低通滤波，从而输出经滤波的基线信号(BSEf)；
信号延迟器(43)，其能用于对所述未经基线滤波的心电图信号(ECGbu)进行时间延迟，以输出延迟的未经基线滤波的心电图信号(ECGdbu)；以及
信号提取器(44)，其被能操作地连接到所述基线低通滤波器(40)和所述信号延迟器(43)，以从所述延迟的未经基线滤波的心电图信号(ECGdbu)提取所述经滤波的基线信号(BSEf)，从而输出经基线滤波的心电图信号(ECGbf)；以及
心电图显示器(26)，其在结构上被配置为显示所述心电图波形(30)，其中，所述有限脉冲响应低通滤波器(41)和所述无限脉冲响应低通滤波器(42)的协作性结构配置包括所述有限脉冲响应低通滤波器(41)的系数的数目与所述无限脉冲响应低通滤波器(42)的转角频率的倒数的比率的确定，使得所述经基线滤波的心电图信号(ECGbf)不响应于所述未经基线滤波的心电图信号(ECGbu)的斜坡变化。
6.根据权利要求5所述的心电图监测器(23)，其中，所述无限脉冲响应低通滤波器(42)的所述转角频率是心电图高通滤波器(25)的转角频率的函数，所述心电图高通滤波器(25)包括所述基线低通滤波器、所述信号延迟器和所述信号提取器。
7.根据权利要求5所述的心电图监测器(23)，其中，所述有限脉冲响应低通滤波器(41)和所述无限脉冲响应低通滤波器(42)的协作性结构配置包括，基线低通滤波器(40)的增益等于信号延迟器(43)的增益。
8.根据权利要求5所述的心电图监测器(23)，其中，所述有限脉冲响应低通滤波器(41)和所述无限脉冲响应低通滤波器(42)的协作性结构配置包括，所述基线低通滤波器(40)的脉冲响应的峰值的时间延迟是用于所述信号延迟器(43)对所述未经基线滤波的心电图信号(ECGbu)进行时间延迟的基础。
9.一种除颤器(20)，包括：
心电图监测器(23)，其在结构上被配置为生成患者(10)的心脏(11)的心电图波形(30)，其中，所述心电图监测器(23)包括：
基线低通滤波器(40)，其包括有限脉冲响应低通滤波器(41)和无限脉冲响应低通滤波器(42)，所述有限脉冲响应低通滤波器和所述无限脉冲响应低通滤波器在结构上被协作性地配置并且被能操作地连接，以对未经基线滤波的心电图信号(ECGbu)进行低通滤波，从而输出经滤波的基线信号(BSEf)；
信号延迟器(43)，其能用于对所述未经基线滤波的心电图信号(ECGbu)进行时间延迟，以输出延迟的未经基线滤波的心电图信号(ECGdbu)；以及
信号提取器(44)，其被能操作地连接到所述基线低通滤波器(40)和所述信号延迟器(43)，以从所述延迟的未经基线滤波的心电图信号(ECGdbu)提取所述经滤波的基线信号(BSEf)，从而输出经基线滤波的心电图信号(ECGbf)；
电击能量源(29)，其在结构上被配置为存储电击能量；以及
除颤控制器(27)，其在结构上被配置为响应于对所述心电图波形(30)的QRS分析而控制所述电击能量到所述患者(10)的所述心脏(11)的递送，
其中，所述有限脉冲响应低通滤波器(41)和所述无限脉冲响应低通滤波器(42)的协作性结构配置包括所述有限脉冲响应低通滤波器(41)的系数的数目与所述无限脉冲响应低通滤波器(42)的转角频率的倒数的比率的确定，使得所述经基线滤波的心电图信号(ECGbf)不响应于所述未经基线滤波的心电图信号(ECGbu)的斜坡变化。
10.根据权利要求9所述的除颤器(20)，其中，所述无限脉冲响应低通滤波器(42)的所述转角频率是心电图高通滤波器(25)的转角频率的函数，所述心电图高通滤波器(25)包括所述基线低通滤波器、所述信号延迟器和所述信号提取器。
11.根据权利要求9所述的除颤器(20)，其中，所述有限脉冲响应低通滤波器(41)和所述无限脉冲响应低通滤波器(42)的协作性结构配置包括，基线低通滤波器(40)的增益等于信号延迟器(43)的增益。
12.根据权利要求9所述的除颤器(20)，其中，所述有限脉冲响应低通滤波器(41)和所述无限脉冲响应低通滤波器(42)的协作性结构配置包括，所述基线低通滤波器(40)的脉冲响应的峰值的时间延迟是用于所述信号延迟器(43)对所述未经基线滤波的心电图信号(ECGbu)进行时间延迟的基础。
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