CN113164060A - 用于心电图应用的滤波单元 - Google Patents

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CN113164060A CN201980081184.XA CN201980081184A CN113164060A CN 113164060 A CN113164060 A CN 113164060A CN 201980081184 A CN201980081184 A CN 201980081184A CN 113164060 A CN113164060 A CN 113164060A
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Abstract

本发明涉及一种用于在心电图实时应用中补偿基线漂移的滤波单元(100)，所述滤波单元包括有限脉冲响应滤波器单元(106)，所述有限脉冲响应滤波器单元被配置为生成并提供经滤波的数字心电图信号，并且具有脉冲响应h[n]，所述脉冲响应包括900个与160000个之间的连续克罗内克δ脉冲δ[n]的有限序列。所述脉冲响应由连续的缩放克罗内克δ脉冲的至少三个连续集合形成，相应集合内的所有缩放克罗内克δ脉冲具有相应的恒定幅度，其中，每一个克罗内克δ脉冲的幅度之和的模数小于0.1。克罗内克δ脉冲的所述集合中的至少一个集合的缩放克罗内克δ脉冲的数量等于或高于将采样频率乘以10‑2秒的时间跨度而产生的样本的最小数量。

Description

用于心电图应用的滤波单元
技术领域
本发明涉及用于心电图设备的滤波单元、数字信号处理器、心电图监测设备以及除颤器。
背景技术
心电图(ECG)信号通常遭受例如来自以比心率更低的速率发生的呼吸的低频噪声，因此导致基线偏离，也称为基线漂移。这样的影响可能致使ECG波形难以读取，尤其是在具有被同时呈现的多个ECG波形的显示设备中。目前，存在积极地去除基线漂移但也导致ECG波形的失真部分(例如，ST段)和/或在显示呈现中引入延迟的滤波技术。如果滤波技术旨在最小化失真或消除延迟，这通常以不积极地修正基线为代价。
通常，用于去除信号偏移和基线偏离的已知方法意味着使用具有0.05Hz的拐角频率或截止频率的单极高通滤波器。由于拐角频率(也称为截止频率)的值，滤波器可能需要几秒钟来将ECG信号移动到预定的显示范围内，尤其是当以大的偏移开始时。因此，如果ECG信号在显示范围之外太长时间，这样的滤波器通常与当前ECG信号水平的硬件或软件监测并且与用于加速稳定行为的信号修改单元组合。这通常需要另外的硬件或软件代码和内部状态机来控制必要的操作以减少稳定行为。
US2014/0142395A1描述了一种滤波器装置，所述滤波器装置具有信号输入端、快速信号路径和与所述快速信号路径并联布置的慢速信号路径，包含有用分量和噪声分量的输入信号被应用于所述信号输入端。快速信号路径和慢速信号路径被耦合到信号输入端。快速信号路径包含滤波器以便促进输入信号的快速滤波。慢速信号路径包含滤波器以便促使输入信号的慢速滤波。慢速信号路径的输出端通过信号线被耦合到快速信号路径。被耦合到快速信号路径的信号输出端具有被应用于其的输出信号，所述输出信号实质上包含输入信号的有用分量。在其中公开了一种用于实时显示经滤波的心电图数据的方法和装置。简而言之，实施延迟的对称有限脉冲响应滤波器(FIR)以产生显示区域的连续调整的DC水平部分。由此提供连续滚动显示，其中，显示的第一部分的特征在于具有连续水平调整的、部分修正的基线的总体波形数据的更加新近的部分。另外，显示的第二部分的特征在于具有以恒定幅度滚动的基本上校正的基线的总体波形数据的更早部分。作为该技术的结果，所显示的ECG波形的ST段保持不失真。
发明内容
期望提供一种用于拒绝心电图信号的不想要的低频分量从而需要更少的花费用于校正心电图信号的基线的滤波单元。
根据本发明的第一方面，提出了一种用于ECG设备的滤波单元。所述滤波单元包括数字信号输入接口，该数字信号输入接口用于接收以预定采样频率采样的数字心电图信号，该预定采样频率在300Hz与8000Hz之间，并且因此适合于ECG应用。所述滤波单元还包括存储单元，所述存储单元连被接到所述数字信号输入接口，并且被配置为存储所述数字信号输入接口的预定数量的连续最近样本。滤波单元还包括连接到存储单元的有限脉冲响应滤波器单元。有限脉冲响应滤波器单元被配置为使用所存储的样本来生成并提供经滤波的数字心电图信号。有限脉冲响应滤波器单元具有包括连续的缩放克罗内克δ脉冲δ[n]的有限有序序列的脉冲响应h[n]，其中n是有限有序序列中相应克罗内克δ脉冲的序数。脉冲响应的连续克罗内克δ脉冲的总数在900与160000之间。所述脉冲响应由一个或多个连续的缩放克罗内克δ脉冲的至少三个连续集合形成，相应集合内的所有缩放克罗内克δ脉冲具有相应的恒定幅度。
选择缩放克罗内克δ脉冲的相应集合的恒定幅度，使得克罗内克δ脉冲的至少三个集合的每一个克罗内克δ脉冲的幅度之和的模数小于0.1。因此，滤波单元允许实施用于拒绝心电图信号的不想要的低频分量的高通滤波单元或用于拒绝心电图信号的不想要的低频分量的具有更低拐角频率的带通滤波单元。
另外，克罗内克δ脉冲的所述集合中的至少一个集合的缩放克罗内克δ脉冲的数量等于或高于将采样频率乘以10-2秒的时间跨度而产生的样本的最小数量。在本发明的第一方面的滤波单元中，所述存储单元被配置为至少存储数字心电图信号的以下数量的连续最近样本：该数量等于脉冲响应的克罗内克δ脉冲的数量。以数学符号的方式，本发明公开的脉冲响应因此可以被表示为：
Figure BDA0003105315790000031
其中，
j是＞1的正整数；
ki和li是正整数，除了k0，其为零；
ki+1＝ki+li；
Figure BDA0003105315790000032
是对应于相应的恒定幅度的实数，并且其中，ai的至少两个值不等于零。
要求j＞1意味着根据本发明的脉冲响应包括缩放克罗内克δ脉冲的至少三个集合。缩放克罗内克δ脉冲的集合的总数是j+1。缩放克罗内克δ脉冲的这些集合中的每一个具有由li给出的数量的连续克罗内克δ脉冲，并且给定集合的所有克罗内克δ脉冲由公共因子ai缩放，即，针对克罗内克δ脉冲的j+1个集合中的每一个定义相应的恒定幅度。脉冲响应的克罗内克δ脉冲的总数N由以下给出：
Figure BDA0003105315790000033
克罗内克δ脉冲的至少三个集合的每一个克罗内克δ脉冲的幅度之和的模数小于0.1的事实确保输入信号的DC分量的至少90％的最小减少，并且因此合适地拒绝心电图信号的不想要的低频分量。根据上面介绍的符号，该要求被表示为：
Figure BDA0003105315790000041
滤波单元仅需要一个具有上面定义的脉冲响应的有限脉冲响应滤波器单元，因此与ECG设备的已知滤波单元相比需要更少的支出。
另外，使脉冲响应的克罗内克δ脉冲的集合中的至少一个集合具有根据采样频率确定的至少10-2秒长的时间跨度进一步导致滤波单元的复杂度的降低，如下面将进一步描述的。根据上面介绍的符号，该要求被表示为：
Figure BDA0003105315790000042
为此(li＞Fs·10-2)
在下文中，将描述本发明的第一方面的滤波单元的实施例。
在特别优选的实施例中，有限脉冲响应滤波器单元的脉冲响应由以下形成：缩放的第一克罗内克δ脉冲a0δ[n]，其具有由a0给出的预定的第一幅度，并形成缩放克罗内克δ脉冲的第一集合；以及在第一克罗内克δ脉冲之后，另外的连续的缩放克罗内克δ脉冲的至少两个连续集合，相应集合内的所有缩放克罗内克δ脉冲具有相应的恒定幅度。
因此，有限脉冲响应滤波器的脉冲响应由以下定义：
Figure BDA0003105315790000043
其中
j＞1；
ki和li是正整数；
k1＝1，并且ki+1＝ki+li；
Figure BDA0003105315790000044
并且a0≠0，其中，ai是相应的恒定幅度的值。
术语a0δ[n]对应于第一单个缩放克罗内克δ脉冲。
脉冲响应的克罗内克δ脉冲的总数N由以下给出：
Figure BDA0003105315790000051
在该实施例中，第一幅度与另外的连续的缩放克罗内克δ脉冲的至少两个连续集合的缩放克罗内克δ脉冲的幅度之和的模数小于0.1。
根据上面介绍的符号，该要求被表示为：
Figure BDA0003105315790000052
如在该实施例中的情况那样将缩放克罗内克δ的第一集合减小到单个克罗内克δ减少了心电图信号的高频分量的衰减，从而给予有限响应滤波器单元高通滤波器特性。
在备选实施例中，其中，缩放克罗内克δ脉冲的第一集合不是单个缩放克罗内克δ脉冲，克罗内克δ脉冲的第一集合的缩放克罗内克δ脉冲的数量小于将采样频率乘以8x10-3秒的时间跨度而产生的克罗内克δ脉冲的最大数量。该实施例提供了符合诊断质量ECG的经滤波的数字心电图信号。
优选地，第一缩放克罗内克δ脉冲的预定幅度具有第一符号(例如正号)，并且另外的连续的缩放克罗内克δ脉冲的至少两个连续集合的恒定幅度a1，a2，…aj具有与第一符号相反的符号(例如负号)。在一些实施例中，一些但不是所有恒定幅度a1，a2，…aj都为零。
本发明的第一方面的滤波单元的存储单元具有足够的容量来至少存储数字心电图信号的以下数量的连续最近样本：该数量等于脉冲响应的克罗内克δ脉冲的数量。换句话说，存储单元总是根据先进先出方法存储连续的最近样本，对应于固定数量的最近样本的移动窗口，连续丢弃由于时间的进展而不再计数到定义数量的最近样本的先前样本。
因此，在技术上，使用低采样频率以便最小化存储器要求是有利的。在优选实施例中，对于诊断质量的经滤波的数字心电图信号，采样频率在300Hz与1000Hz之间，优选地在500Hz与700Hz之间，优选地为500Hz。在另一实施例中，使用高于1000Hz且最高达8000Hz的采样频率。在所有实施例中，在存储单元中足够的存储容量是可用的。
在特定实施例中，使用包括多级数字延迟线的不可编程数字硬件来实施有限脉冲响应滤波器单元，所述多级数字延迟线具有等于脉冲响应的连续克罗内克δ脉冲的总数的串联连接的单个延迟单元的数量。相应单个信号延迟单元的每个输出和第一单个延迟单元的输入被分支出来，并且被馈送到相应乘法单元，用于与对应缩放因子相乘以便获得部分乘积。所有获得的部分乘积在加法单元处相加，以便提供经滤波的数字心电图信号。这对应于N阶的因果有限脉冲响应(FIR)滤波器，其特征在于具有以下传递函数：
Figure BDA0003105315790000061
其与脉冲响应h[n]的Z变换相对应。串联连接的单个延迟单元中的每一个对应于z-1运算符。
在时域中，FIR滤波器的输入(x[n])-输出(y[n])关系由输入与脉冲响应的离散卷积来定义：
Figure BDA0003105315790000062
输入x[n]对应于以预定采样频率(Fs)采样的数字心电图信号，并且输出y[n]对应于经滤波的数字心电图信号。
在另一实施例中，本发明第一方面的滤波单元包括有限脉冲响应滤波器单元，其包括稀疏FIR滤波器和积分器。当其系数的显著部分等于零时，FIR滤波器被称为稀疏滤波器。这意味着尽管滤波器可能具有高阶并且因此需要存储过去输入样本的相对长的历史(即，与脉冲响应的克罗内克δ脉冲的数量一样多的输入样本)，但是在每个输出值的计算中实际上仅使用几个过去的输入样本。第一方面的滤波单元特别适合于使用这种结构的实施方式。每个输出样本的乘法和加法操作的数量被最小化。乘以相等值的两个连续幅度的差值的那些延迟输入采样导致零值，并且不被计算使用。因此，仅需要等于连续克罗内克δ脉冲的幅度值变化的次数的多个乘法累加运算。
在优选实施例中，有限脉冲响应滤波器单元包括具有存储设备的处理器，该存储设备用于存储脉冲响应h[n]的连续的缩放克罗内克δ脉冲的有序序列，并且其中，基于存储在处理器中的专用软件代码来执行经滤波的数字心电图信号的生成，以用于针对经滤波的数字心电图信号y[n]的每个样本计算和提供数字心电图信号x[n]与脉冲响应h[n]的卷积：
Figure BDA0003105315790000071
通常，ECG信号是小的AC信号，通常在0.67Hz与150Hz之间的频带中，并且具有+/-5mV的范围的电压AC分量。由于粘附电极和患者皮肤之间的界面的电化学行为，因此可能存在高达几百mV的大的DC分量。优选地完全减少ECG信号的DC分量以将ECG信号保持在通常但不一定是+/-5mV的预定显示范围内是有利的。
在本发明第一方面的滤波单元的一个实施例中，脉冲响应的所有克罗内克δ脉冲的幅度之和的模数小于0.01。因此，该实施例确保输入信号的DC分量的至少99％的最小减少。在优选实施例中，克罗内克δ脉冲的至少三个集合的每一个克罗内克δ脉冲的幅度之和等于零。因此，具有零和的该优选实施例有利地被配置为完全去除数字心电图信号的DC分量。
相应地，在另一实施例中，其中，克罗内克δ脉冲的第一集合由缩放的第一克罗内克δ脉冲a0δ[n]形成，第一克罗内克δ脉冲的幅度a0与另外的连续的缩放克罗内克δ脉冲的至少两个连续集合的每一个另外的克罗内克δ脉冲的幅度之和的模数小于0.01，并且在特定实施例中，优选地为零。
在采样频率在300Hz与8000Hz之间并且脉冲响应的连续克罗内克δ脉冲的数量在900与160000之间的情况下，脉冲响应具有基于采样频率并且被定义为连续克罗内克δ脉冲的数量与采样频率的商的总时间跨度，该总时间跨度在3秒与20秒长之间。在实施例中，脉冲响应具有克罗内克δ脉冲的数量与采样频率的商，其对应于在3与10秒之间并且在另一实施例中更优选地在3与5秒之间的脉冲响应的总时间跨度。因此，脉冲响应的缩放克罗内克δ脉冲的总数N分别在Fs×3与Fs×20之间，在Fs×3与Fs×10之间，以及在Fs×3与Fs×5之间。
J.J.Bailey等人的科学出版物“Recommendations for standardization andspecifications on automated electrocardiography:bandwidth and digital signalprocessing.A report for health professionals by an ad hoc writing group ofthe Committee on Electrocardiography and Cardiac Electrophysiology of theCouncil on Clinical Cardiology,American Heart Association”(Circulation,1990；81(2):730-9)建议对用于诊断ECG目的的高通或带通滤波器的行为进行限制。建议的限制现在是像IEC60601-2-25的当前ECG标准的一部分。限制是如下形式：在应该模拟ECG监测器将遇到的最大R波的能量含量的定义的测试脉冲之后，由滤波器引起的信号从基线的位移必须不超过某一值，并且信号的斜率也必须在给定极限之下。基于由J.J.Bailey等人建议并且目前由IEC60601-2-25标准实施的针对诊断质量ECG的要求，仍然符合的滤波器的脉冲响应的最短可能时间跨度是3.15秒。这样的脉冲响应的样本的数量取决于采样频率，并且是Fs×3.15。相同的标准还需要在ECG监测设备经受除颤器脉冲和类似的干扰之后的5秒的最大恢复时间。这样的脉冲响应的样本的数量取决于采样频率，并且是Fs×5。
因此，该优选实施例的脉冲响应的缩放克罗内克δ脉冲的总数N在3.15×Fs与5×Fs之间。在符合J.J.Bailey等人的建议并且因此也符合像IEC60601-2-25的当前ECG标准的根据本发明的第一方面的滤波单元的该特别有利的实施例中，所提出的滤波器的脉冲响应的时间跨度在3.15秒与5秒之间。
对于诊断像心肌损伤的病理状况来说重要的ECG信号的一个特性是S波和T波之间的段(称为S-T段)与刚好在给定QRS波群开始之前的电压值相比是向上还是向下移位。在任一方向上大于0.1mV的移位在临床上是显著的，并且将被心脏病科医师或自动ECG分析软件解释为病理性的。因此，过度失真被定义为导致S-T段的移位在任一方向上大于0.1mV的失真。3.15秒的脉冲响应的时间跨度导致在过度失真方面仍然符合ECG标准的最短稳定时间。然而，可以选择大于3.15的脉冲响应时间跨度以给予滤波单元其他期望的特性，例如S-T段的更低位移、更低斜率或频带中的更低波纹。
在另一实施例中，其中，克罗内克δ脉冲的第一集合由以下形成：缩放的第一克罗内克δ脉冲，在所述第一克罗内克δ脉冲之后的另外的连续的缩放克罗内克δ脉冲的至少两个连续集合中的每一个集合的相应的多个另外的缩放克罗内克δ脉冲，相应的多个另外的缩放克罗内克δ脉冲等于或大于等于采样频率与0.1秒的时间跨度的乘积的克罗内克δ脉冲的最小数量。
因此，另外的克罗内克δ脉冲的至少两个连续集合中的每一个集合具有被确定为脉冲响应的克罗内克δ脉冲的总数与采样频率的商的相应时间跨度，该时间跨度为至少100毫秒。
在另一实施例中，其中，优选地但不一定，另外的克罗内克δ脉冲的每一个集合具有为至少100毫秒的相应时间跨度，有限脉冲响应滤波器单元的脉冲响应包括克罗内克δ脉冲的不多于五十个集合。优选地，有限脉冲响应滤波器单元包括克罗内克δ脉冲的不多于十个集合，并且更优选地，有限脉冲响应滤波器单元包括克罗内克δ脉冲的不多于六个集合。
增加克罗内克δ脉冲的集合的数量或使用具有更短时间跨度的克罗内克δ脉冲的集合允许以更高的计算工作量为代价对有限脉冲响应滤波器单元的频率响应的更精细控制。
在一些实施例中，脉冲响应由3151个缩放的克罗内克δ脉冲形成。在一个这样的实施例中，缩放的第一克罗内克δ脉冲具有等于12000/12000的预定的第一幅度。在该第一克罗内克δ脉冲之后，脉冲响应具有-4/12000的恒定幅度的2850个连续克罗内克δ脉冲的第一集合。在连续克罗内克δ脉冲的该第一集合之后，脉冲响应具有-3/12000的恒定幅度的100个连续克罗内克δ脉冲的第二集合。在连续克罗内克δ脉冲的该第二集合之后，脉冲响应具有-2/12000的恒定幅度的100个连续克罗内克δ脉冲的第三集合。在连续克罗内克δ脉冲的该第三集合之后，脉冲响应具有-1/12000的恒定幅度的100个连续克罗内克δ脉冲的第四集合。对于以1000Hz的预定采样频率(Fs)采样的数字心电图信号，脉冲响应导致3.151秒的总时间跨度，这是满足根据J.J.Bailey等人的建议的斜率和位移要求的最短脉冲响应，该建议指出1(mV*sec)脉冲输入在输入之后既不应产生大于0.3mV的位移，也不应产生超过1mV/sec的斜率。该滤波单元在0.22Hz的频率下导致25％的增益，这可能引起不期望低频干扰的高达25％的放大。因此，当需要脉冲响应在建议内尽可能短并且其中，在低频下的增益不是特别关心时，该特定实施例是合适的。
在备选实施例中，脉冲响应由3570个缩放的克罗内克δ脉冲形成。在一个这样的实施例中，缩放的第一克罗内克δ脉冲具有等于12014/12014的预定的第一幅度。在该第一克罗内克δ脉冲之后，脉冲响应具有-4/12014的恒定幅度的1995个连续克罗内克δ脉冲的第一集合。在连续克罗内克δ脉冲的该第一集合之后，脉冲响应具有-3/12014的恒定幅度的1005个连续克罗内克δ脉冲的第二集合。在连续克罗内克δ脉冲的该第二集合之后，脉冲响应具有-2/12014的恒定幅度的450个连续克罗内克δ脉冲的第三集合。在连续克罗内克δ脉冲的该第三集合之后，脉冲响应具有-1/12014的恒定幅度的119个连续克罗内克δ脉冲的第四集合。对于以1000Hz的预定采样频率(Fs)采样的数字心电图信号，脉冲响应导致3.57秒的总时间跨度。因此，滤波单元的该实施例具有比之前的实施例更长的脉冲响应的时间跨度。然而，该实施例确实满足Baileys等人的建议，该建议指出低频分量的增益在0.22Hz下不应当超过20％。因此，当需要脉冲响应尽可能短但其中在低频下的增益特别关心时，该特定实施例是合适的。
在其他备选实施例中，脉冲响应由4001个缩放的克罗内克δ脉冲形成。在一个这样的实施例中，缩放的第一克罗内克δ脉冲具有等于12075/12075的预定的第一幅度。在该第一克罗内克δ脉冲之后，脉冲响应具有-4/12075的恒定幅度的1400个连续克罗内克δ脉冲的第一集合。在连续克罗内克δ脉冲的该第一集合之后，脉冲响应具有-3/12075的恒定幅度的1400个连续克罗内克δ脉冲的第二集合。在连续克罗内克δ脉冲的该第二集合之后，脉冲响应具有-2/12075的恒定幅度的1075个连续克罗内克δ脉冲的第三集合。在连续克罗内克δ脉冲的该第三集合之后，脉冲响应具有-1/12075的恒定幅度的125个连续克罗内克δ脉冲的第四集合。对于以1000Hz的预定采样频率(Fs)采样的数字心电图信号，脉冲响应导致4.001秒的总时间跨度。因此，滤波单元的该实施例具有比前两个示例性实施例更长的脉冲响应的时间跨度。然而，在该实施例中确实满足低频分量的增益保持在15％之下。这示出了滤波器响应的时间跨度与在低频(例如0.22Hz)下的增益之间的权衡。
在实施例中，其中，之前描述的示例性脉冲响应或其他合适的脉冲响应中的任何一个使用跟随有积分器的稀疏形式FIR滤波器来实现，在通过积分器的积分步骤之后有利地执行除以幅度(例如，在上面描述的示例性实施例中，12000、12014和12075)的相应公共因子。以这种方式，在积分步骤之前避免了可能的舍入误差。
N阶的典型有限脉冲响应(FIR)滤波器需要经滤波的数字心电图信号的每个输出样本N个乘法累加操作，N+1是所述滤波器的脉冲响应的样本的数量。然而，本发明的第一方面的滤波单元具有有限脉冲响应滤波器单元，其具有脉冲响应，所述脉冲响应具有第一克罗内克δ脉冲以及然后的缩放克罗内克δ脉冲的集合，其中，相应集合内的所有缩放克罗内克δ脉冲具有相应的恒定幅度，计算工作量将仅取决于脉冲响应的值(即，缩放克罗内克δ脉冲的幅度)改变的次数。因此，对于改变四次的脉冲响应值，不管FIR滤波器的阶数如何，经滤波的数字心电图信号的输出样本的确定仅需要四次乘法累加运算。
诊断ECG将特殊要求强加于被应用于ECG波的(带通或高通)滤波器。对于诊断像心肌损伤的病理状况来说重要的ECG波的一个特性是S波和T波之间的段(称为S-T段)与刚好在QRS波群开始之前的电压相比是向上还是向下移位。在任一方向上大于0.1mV的移位在临床上是显著的，并且将被心脏病科医师或自动ECG分析软件解释为病理性的。高通滤波通常在S-T段中引入小的移位，该移位通常与QRS波群中的R波的大小成比例。存在在没有这样的移位的情况下去除信号的低频内容的方式，但是它们具有像不能实时使用(例如使用前向-后向滤波)、引入延迟或为非线性操作的缺点。本发明的滤波单元适合于对ECG信号进行滤波以去除低频内容，同时允许其在实时应用中的使用。
根据本发明的第二方面，描述了一种数字信号处理器。数字信号处理器包括根据本发明的第一方面或其实施例中的任一个的滤波单元。数字信号处理器还包括模数转换器，其被配置为接收模拟心电图信号，以预定采样频率对模拟心电图信号进行采样，并且向滤波单元的数字信号输入接口提供以预定采样频率采样并因此由模拟心电图信号的采样值的序列形成的数字心电图信号。
因此，第二方面的数字信号处理器共享第一方面或其实施例中的任一个的滤波单元的优点。
根据本发明的第三方面，描述了一种心电图监测系统。心电图监测系统包括根据本发明的第二方面的数字信号处理器。它还包括信号采集单元和用户输出接口，所述信号采集单元被配置为检测模拟心电图信号并将模拟心电图信号提供给信号处理单元的模数转换器，所述用户输出接口被连接到所述数字信号处理器，并且被配置为接收经滤波的数字ECG信号并且提供指示所述经滤波的数字ECG信号的视觉或听觉可感知的输出信号。因此，心电图监测系统共享本发明的第一方面或其实施例中的任一个的滤波单元的优点。
在心电图监测系统的实施例中，信号采集单元包括电极的集合。而且，在实施例中，用户输出接口是显示单元。
在特定实施例中，信号采集单元和模数转换器是心电图监测系统的第一设备的部分，其被配置为生成由模拟心电图信号的采样值的序列形成的数字心电图信号并将其提供给滤波单元的数字信号输入接口，所述滤波单元的数字信号输入接口进而形成心电图监测系统的第二设备的部分。在特定实施例中，经由有线连接来执行数字心电图信号的提供。在另一实施例中，根据预定的无线通信协议无线地执行数字心电图信号的提供。
根据本发明的第四方面，公开了一种包括根据第三方面的心电图监测系统的除颤器。第四方面的除颤器也共享本发明的第一方面或其实施例中的任一个的滤波单元的优点。
应当理解，权利要求1的滤波单元、权利要求7的数字信号处理器、权利要求8的心电图监测系统和权利要求9的除颤器具有特别地如从属权利要求中限定的相似和/或相同的优选实施例。
应当理解，本发明的优选实施例也能够是独立权利要求或以上实施例与相应从属权利要求的任何组合。
参考下文所述的实施例，本发明的这些方面和其他方面将是显而易见的并且得到阐明。
附图说明
在以下附图中：
图1示出了滤波单元的实施例的示意性方框图。
图2示出了滤波单元的实施例的有限脉冲响应高通滤波器单元的脉冲响应的表示。
图3A以直接形式示出了离散时间FIR滤波器的示意性方框图。
图3B示出了使用跟随有积分器的稀疏FIR滤波器的高通滤波器的实施方式的示意性方框图。
图4A示出了包括数字信号处理器的心电图监测系统的实施例的示意性方框图。
图4B示出了包括数字信号处理器的心电图监测系统的另一实施例的示意性方框图。
图5A和5B示出了使用根据本发明的滤波单元和具有0.05Hz的拐角频率的典型高通滤波器的经滤波的ECG信号的电压与时间关系的示意图。
具体实施方式
图1示出了滤波单元100的示意性方框图。将进一步参考图2进行滤波单元的描述，图2示出了滤波单元的实施例的有限脉冲响应高通滤波器单元的脉冲响应的表示。
滤波单元100包括数字信号输入接口102，用于接收以300Hz与8000Hz之间的预定采样频率Fs采样的数字心电图101信号。它还包括存储单元104，存储单元104被连接到数字信号输入接口，并且被配置为存储数字心电图信号的预定数量的连续样本。
滤波单元100包括有限脉冲响应滤波器单元106，有限脉冲响应滤波器单元106被连接到存储单元104，并且被配置为使用所存储的样本来生成并提供经滤波的数字心电图信号，该有限脉冲响应滤波器单元具有脉冲响应h[n]。在图2中示出了示例性脉冲响应。通常，合适的脉冲响应包括连续克罗内克δ脉冲δ[n]的有限有序序列。所述脉冲响应的连续克罗内克δ脉冲的总数在900与160000之间，并且n是有限有序序列中的相应克罗内克δ脉冲的序数。
脉冲响应由连续的缩放克罗内克δ脉冲的至少三个连续集合形成，相应集合内的所有缩放克罗内克δ脉冲具有由a0，a1，a2,…aj给出的相应的恒定幅度。在图2的脉冲响应中，缩放克罗内克δ脉冲的第一集合由具有预定的第一幅度a0的单个缩放的第一克罗内克δ脉冲a0δ[n]形成。在第一克罗内克δ脉冲之后，图2中所示的示例性脉冲响应包括另外的连续的缩放克罗内克δ脉冲的j个连续集合，相应集合内的所有缩放克罗内克δ脉冲具有a1,…aj的相应的恒定幅度，其中j是正整数，在这种情况下大于5，但通常大于1。在该特定示例中，常数a2的值为零。
在有限脉冲响应高通滤波器单元106的脉冲响应h[n]中，脉冲响应的克罗内克δ脉冲的每一个的幅度之和的模数小于0.1。这种关系可以使用以下表达式来进行描述：
Figure BDA0003105315790000141
另外，克罗内克δ脉冲(l1，l2，l3，l4…lj)的集合中的至少一个集合的另外的缩放克罗内克δ脉冲的数量等于或高于将采样频率Fs乘以10-2秒的时间跨度而产生的样本的最小数量。对于300Hz的采样频率，需要克罗内克δ脉冲的集合中的至少一个集合具有至少三个克罗内克δ脉冲。对于8000Hz的采样频率，需要克罗内克δ脉冲的集合中的至少一个集合具有至少80个克罗内克δ脉冲。
而且，存储单元104被配置为至少存储以下数量的采样值：该数量等于脉冲响应的克罗内克δ脉冲的总数，如上所述，其在900与160000之间的范围内。
图3A以直接形式示出了离散时间FIR滤波器的示意性方框图。在特定的滤波单元中，有限脉冲响应高通滤波器单元使用不可编程数字硬件来实施，该不可编程数字硬件包括多级数字延迟线302，该多级数字延迟线302具有与脉冲响应的连续克罗内克δ脉冲的总数一样多的串联连接的单个延迟单元304，其中，相应单个延迟单元的每个输出端以及第一单个延迟单元的输入端被分支出来并被且馈送到相应乘法单元306，用于与对应的缩放因子ai相乘，以便获得部分乘积，并且其中，所有获得的部分乘积在加法单元308处被相加，以便提供经滤波的数字心电图信号。这对应于N阶的因果有限脉冲响应(FIR)滤波器，其特征在于具有以下传递函数：
Figure BDA0003105315790000151
其与脉冲响应h[n]的Z变换相对应。单个延迟单元中的每个对应于Z-1运算符。
在时域中，FIR滤波器的输入(x[n])-输出(y[n])关系通过输入与脉冲响应的离散卷积来定义：
Figure BDA0003105315790000152
N阶的典型FIR高通滤波器需要经滤波的数字心电图信号的每个输出样本N+1个乘法累加操作，N+1是所述高通滤波器的脉冲响应的样本的数量。然而，在具有有限脉冲响应高通滤波器单元的滤波单元中(所述有限脉冲响应高通滤波器单元具有脉冲响应，诸如参考图2描述的脉冲响应，即，具有第一克罗内克δ脉冲和然后的缩放克罗内克δ脉冲的j个集合的脉冲响应)，计算工作量将仅取决于脉冲响应的值(即，缩放克罗内克δ脉冲的幅度)改变的次数。因此，对于例如改变四次的脉冲响应值，不管FIR高通滤波器的阶数如何，经滤波的数字心电图信号y[n]的输出样本的确定仅需要四次乘法累加运算。这在图3中基于个体的和连续的乘法累加单元310a和310b是相同的事实被示出。
在其他滤波单元(未示出)中，有限脉冲响应高通滤波器单元包括具有存储设备的处理器，该存储设备用于存储脉冲响应h[n]的连续的缩放克罗内克δ脉冲的有序序列，并且其中，基于存储在处理器中的专用软件代码来执行经滤波的数字心电图信号的生成，以用于针对经滤波的数字心电图信号y[n]的每个样本计算和提供数字心电图信号x[n]与脉冲响应h[n]的卷积。
图3B示出了使用跟随有积分器的稀疏FIR滤波器的高通滤波器的实施方式的示意性方框图。当其系数的显著部分等于零时，FIR滤波器被称为稀疏滤波器。这意味着尽管滤波器可能具有高阶并且因此需要存储过去输入样本的相对长的历史(即，与脉冲响应的克罗内克δ脉冲的数量一样多的输入样本)，但是在每个输出值的计算中实际上仅使用几个过去的输入样本。快速稳定滤波单元设计特别适合于使用这种结构的实施方式。每个输出样本的乘法和加法操作的数量被最小化。乘以相等值的两个连续幅度的差值(例如aj-aj-1)的那些延迟输入采样得到零值，并且不被计算使用。因此，仅需要数量等于连续克罗内克δ脉冲的幅度值变化的次数的乘法累加运算。
图4A和4B示出了包括数字信号处理器402a、402b的两个不同的心电图监测系统400a、400b的示意性方框图。两个心电图监测系统400a和400b都包括如参考图1所描述的滤波单元100。不同的心电图监测系统400a和400b包括信号采集单元404，信号采集单元404被配置为检测模拟心电图信号并将模拟心电图信号提供给相应的数字信号模数转换器406a、406b：在心电图监测系统400a中，模数转换器406a和滤波单元100是数字信号处理器设备408的内部单元。在心电图监测系统400b中，模数转换器406b共享信号采集单元404的外壳，形成被配置为输出以预定采样频率(Fs)采样的数字心电图信号的信号采集设备405。在示例性心电图监测系统中，该信号经由有线连接被传输。在备选的心电图监测系统中，根据预定的无线通信协议无线地执行数字心电图(ECG)信号的传输。因此，在示例性心电图监测系统400b中，数字信号处理器402b不一定嵌入在单个设备中。
心电图监测系统400a和400b还包括用户输出接口410，用户输出接口410连接到数字信号处理器，并且被配置为接收经滤波的数字ECG信号并提供指示其的可感知输出信号。在示例性心电图监测系统中，用户输出接口包括显示设备，该显示设备被配置为视觉地表示在预定信号阈值内的经滤波的数字心电图信号。备选地或另外地，用户输出接口包括警告系统(例如光学或声学)，其被配置为接收经滤波的数字ECG信号，确定接收到的经滤波的ECG信号是否满足预定信号参数，并且提供指示不满足信号参数的可感知警告信号。
图5a和5b示出了ECG电压与时间关系曲线图500a、500b，其比较使用具有在3.15秒的对应采样频率处具有时间跨度的滤波器响应的滤波单元获得的经滤波的数字ECG信号502a、502b与使用常用的0.05Hz单极高通滤波器获得的经滤波的数字ECG信号504a、504b。在经受图5a中的3mV和图5b中的30mV的ECG波中的偏移步骤之后，示出了两个经滤波的ECG信号。线506表示用于ECG应用的典型可显示电压范围，其为从+5mV至-5mV。经数字滤波的ECG信号502a和502b快速地且在对应于其脉冲响应时间跨度的恒定时间之后稳定。使用单极0.05Hz高通滤波的ECG信号缓慢地稳定。获得适合于实际应用的类似响应需要特定软件，该特定软件被配置为识别ECG信号在可显示范围之外，并且然后通过修改内部寄存器内容或短暂地切换到更高的拐角频率并然后回到0.05Hz拐角频率来加速单极滤波器的稳定。本领域技术人员通过研究附图、公开内容以及权利要求，在实践请求保护的发明时能够理解并实现对所公开的实施例的其他变型。
根据本发明的滤波单元可以通过其脉冲响应的特性来识别。特别地，在本发明的实施例的背景下描述的滤波单元的有限脉冲响应滤波器单元的使用可以通过馈送表示单个克罗内克δ脉冲的测试脉冲作为测试输入信号来检测。如果使用本发明，对该特定测试输入信号的响应将包括一个或多个连续的缩放克罗内克δ脉冲的至少三个连续集合，相应组内的所有缩放克罗内克δ脉冲具有相应的恒定幅度。
总的来说，本发明涉及一种用于在心电图实时应用中补偿基线漂移的滤波单元，所述滤波单元包括有限脉冲响应滤波器单元，所述有限脉冲响应滤波器单元被配置为生成并提供滤波的数字心电图信号，并且具有脉冲响应h[n]，脉冲响应包括900个与160000个之间的连续克罗内克δ脉冲δ[n]的有限序列，脉冲响应由连续的缩放克罗内克δ脉冲的至少三个连续集合形成，相应集合内的所有缩放克罗内克δ脉冲具有相应的恒定幅度，其中，每一个克罗内克δ脉冲的幅度之和的模数小于0.1，克罗内克δ脉冲的所述集合中的至少一个集合的缩放克罗内克δ脉冲的数量等于或高于将所述采样频率乘以10-2秒的时间跨度而产生的样本的最小数量。
在权利要求中，“包括”一词不排除其他元件或步骤，并且词语“一”或“一个”不排除多个。
单个单元或设备可以实现在权利要求中记载的若干项的功能。尽管某些措施被记载在互不相同的从属权利要求中，但是这并不指示不能有利地使用这些措施的组合。
计算机程序可以被存储/分布在合适的介质上，例如与其他硬件一起或作为其他硬件的部分供应的光学存储介质或固态介质，但是也可以被以其他形式分布，例如经由互联网或其他有线或无线的电信系统。
权利要求中的任何附图标记都不应被解释为对范围的限制。

Claims (9)

1.一种用于心电图设备的滤波单元(100)，所述滤波单元包括：
数字信号输入接口(102)，其用于接收以300Hz与8000Hz之间的预定采样频率(Fs)采样的数字心电图信号；
存储单元(104)，其被连接到所述数字信号输入接口，并且被配置为存储所述数字心电图信号的预定数量的连续最近样本；
有限脉冲响应滤波器单元(106)，其被连接到所述存储单元，并且被配置为使用所存储的样本生成并提供经滤波的数字心电图信号，所述有限脉冲响应滤波器单元具有脉冲响应h[n]，所述脉冲响应包括900个与160000个之间的连续克罗内克δ脉冲δ[n]的有限有序序列，其中n是所述有限有序序列中的相应克罗内克δ脉冲的序数，所述脉冲响应由以下形成：
一个或多个连续的缩放克罗内克δ脉冲的至少三个连续集合，相应集合内的所有缩放克罗内克δ脉冲具有相应的恒定幅度，其中
所述脉冲响应的所有克罗内克δ脉冲的幅度之和的模数小于0.1；
克罗内克δ脉冲的所述集合中的至少一个集合的缩放克罗内克δ脉冲的数量等于或高于将所述采样频率乘以10-2秒的时间跨度而产生的克罗内克δ脉冲的最小数量；并且其中
所述存储单元被配置为至少存储所述数字心电图信号的以下数量的连续最近样本：该数量等于所述脉冲响应的克罗内克δ脉冲的数量。
2.根据权利要求1所述的滤波单元(100)，其中，所述脉冲响应由以下形成：
缩放的第一克罗内克δ脉冲a0δ[n]，其具有预定的第一幅度a0，并且形成缩放克罗内克δ脉冲的所述集合中的第一集合；以及
在所述第一克罗内克δ脉冲之后，另外的连续的缩放克罗内克δ脉冲的至少两个连续集合，相应集合内的所有缩放克罗内克δ脉冲具有相应的恒定幅度。
3.根据权利要求1所述的滤波单元，其中，所述脉冲响应的所有克罗内克δ脉冲的幅度之和的模数为零。
4.根据权利要求1所述的滤波单元，其中，所述脉冲响应具有克罗内克δ脉冲的数量与所述采样频率的商，所述商对应于在3秒与10秒之间的所述脉冲响应的总时间跨度。
5.根据权利要求2所述的滤波单元，其中，在所述第一克罗内克δ脉冲之后的另外的连续的缩放克罗内克δ脉冲的所述至少两个连续集合中的每一个集合的所述另外的缩放克罗内克δ脉冲的相应数量等于或大于等于所述采样频率和0.1秒的时间跨度的乘积的所述克罗内克δ脉冲的最小数量。
6.根据权利要求1所述的滤波单元，其中，所述有限脉冲响应滤波器单元的所述脉冲响应包括不超过克罗内克δ脉冲的50个集合。
7.一种数字信号处理器，包括：
根据权利要求1所述的滤波单元；以及
模数转换器，其被配置为：
接收模拟心电图信号；
以所述预定采样频率对所述模拟心电图信号进行采样；并且
向所述滤波单元的所述数字信号输入接口提供由所述模拟心电图信号的采样值的序列形成的所述数字心电图信号。
8.一种心电图监测系统，包括：
根据权利要求7所述的数字信号处理器；
信号采集单元，其被配置为检测所述模拟心电图信号并将所述模拟心电图信号提供给所述数字信号处理器的所述模数转换器；以及
用户输出接口，其被连接到所述数字信号处理器，并且被配置为接收所述经滤波的数字心电图信号并且提供指示所述经滤波的数字心电图信号的视觉或听觉可感知的输出信号。
9.一种除颤器，包括根据权利要求8所述的心电图监测系统。
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