TWI505811B - 具有脈衝及頻道轉換自動資料收集雜訊過濾器以及衍生導線之錯誤改正器之心電圖裝置 - Google Patents

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Description

具有脈衝及頻道轉換自動資料收集雜訊過濾器以及衍生導線之錯誤改正器之心電圖裝置
本發明係關於一種具有脈衝及通道交換ADC雜訊濾波器以及衍生導線之錯誤校正器的ECG(心電圖)裝置。本發明更特別地係關於實施脈衝串抽樣技術(Burst Sampling technique)供用於將脈衝及通道交換ADC雜訊從ECG訊號移除以及一種內插演算法(interpolation algorithm)供用於校正在衍生ECG導程中由順序抽樣(sequential sampling)直接測量的ECG導程所導致的錯誤。本發明特別地係關於一種用於測量、濾波、監控以及記錄ECG訊號的醫學裝置。其亦關於使用內建至韌體/軟體的分析功能取得某些生命參數。
在包括背景的上述段落中所使用的辭句是參考第1圖在而在下面被說明。
愛因託芬導程 ( Einthoven Leads )： 導程I、II以及III被稱為愛因託芬導程並且代表一對電極間的電位差(electrical potential difference)。產生這些訊號的電極被定位在肢體上－一個各自在左臂(LA)上以及右臂(RA)上而一個在左腿(LL)上。愛因託芬導程產生一個已知為愛因託芬三角形 的向量三角形。若任2個愛因託芬導程(愛因託芬三角形的兩側)為已知的，第3個可以藉由向量加法(vector addition)使用愛因託芬三角形的封閉性(closure property)被推得。
擴大肢體導程 ( Augmented Limb Leads ) ： 導程aVR、aVL以及aVF為擴大肢體導程。它們與導程I、II以及III一樣是從相同的3個電極被推得並且涉及軸線的旋轉。
胸導程 ( Chest Leads )： V1、V2、V3、V4、V5以及V6是胸導程。這些代表定位在橫跨胸部的不同點上的電極間的電位差以及愛因託芬參考電位(見下)。
衍生導程 ( Derived Leads )： 在此，導程III、aVR、aVL以及aVF是衍生導程，因為它們是藉由使用向量加法以及軸線旋轉而從導程I以及導程II被推得。
愛因託芬三角形 ： 一個虛擬等邊三角形，心臟在它的中心處並且由代表3個標準肢體導程的線，亦即心電圖的導程I、II以及III所形成。
愛 因託芬的中心點 ( Einthoven ' s Center Point )：(ECP) -愛因託芬三角形的中心點。
愛因託芬參考電位 ( Einthoven ' s Reference Potential )( ERP )： -它是藉由在LA、RA以及LL處取得3個電位的平均數而獲得。愛因託芬參考電位提供一個相對於胸導程所測量的參考點。
今後在此份文件中所使用的ECG測量裝置術語如下：
電子訊號通道 ( Electronic Signal Channel )( ESC )： 電路中的路徑，一個選定的ECG訊號(例如，來自於多工器的輸出資料)沿著該路徑通過類比電子處理的不同階段，被稱為一個ESC。同時處理的不同ECG電壓訊號的數目相同於ECG裝置中的ESCs數目。
E CG通道 ( ECG Channel )： 一個ECG通道是關於ECG訊號的顯示，各個對應於ECG導程的任一者。因此，一個多通道ECG同時顯示一些對應於不同ECG導程的訊號。
ECG導程 ： -有關就一預定組態，例如愛因託芬導程、擴大肢體導程或胸導程的電位差。
導線：-一種將定位在體表上的電極連接至ECG測量電子系統的心電圖電纜。
由於許多因素，例如壓力、膳食不均衡、不規律的作息、生活型態等的組合，受心臟病所苦的族群百分比正在增加中。可聯繫的醫師相對於患者數目的比例是低的，特別是在開發中國家的背景下。另一方面，在開發中國家可資使用的基礎建設以及醫學儀器不足以滿足大量人口的需求。因此，常見患者大排長龍以及試圖在對他們來說所能使用的有限時間內照護更多患者的無可奈何的醫師。一般民眾支付醫學試驗以及診斷的能力亦非常有限。因此，對於高處理量(high throughput)以及低成本的監控與診斷醫學儀器有需求。一個這樣被廣泛使用的醫學儀器是心電圖(Electro Cardio Graph,ECG)。ECG經由外部皮膚電極測量心臟隨著時間所取得的電活動。另外，無論患者何時感覺到心臟疾病的症狀，他們必須急赴最近的醫院或醫師處，在那裡患者的ECG必須被記錄，導致事件發生與ECG記錄間的時間延遲。在重要病例中必需避免這種延遲。因此，低成本以及容易使用的ECG裝置同時具有將記錄下的ECG傳輸至醫院或醫師的特色是所欲的。舉例來說，因為現在許多家庭有PC，擁有PC外掛ECG模組是很自然的，藉此記錄下的ECG可以容易經由網路而傳輸。有小型、輕量以及可攜但全功能的ECG裝置亦是所欲的，一般醫師可以攜帶在他的醫學套組袋供用於現場條件的緊急事件。已進一步認知到，ECG記錄裝置的有效度(effectiveness)不僅涉及如何妥善地測量與記錄心訊號，也涉及易於使用與快速的處理時間。許多可資使用的具有單一ECG通道的小型掌上型ECG機器一次僅能顯示一個導程並且因而具有低的處理量。一些這樣的低成本機器更受限於僅能測量一個ECG導程而因此提供有限的資訊作為醫學診斷。另擇地，為了增進裝置的處理量，使用多重-ECG通道機器，其一般採用" 每ESC設置ADC(ADC per ESC setup)" 或" 共享ADC設置(Shared ADC setup)" 。" 每ESC設置ADC" 在硬體中針對各個ESC使用分開的電路(放大器、濾波器、ADC等)用於同時測量ECG電壓訊號。這讓裝置的體積龐大並且相較之下更為昂貴。該裝置的電力消耗也會增加。該裝置的維修度(maintainability)因為使用於該設計內的硬體元件數目增加而降低。再者，在多重ESC系統中，ESC之間有小的增益差異，就測量的適當精度(accuracy)而言其進一步要求針對許多ESCs的每一者要維持校正。該系統的另一個缺點是在獨立ESC的校正中任何隨著時間的偏差將造成有關衍生導程的錯誤。為了降低硬體元件的數目與電力消耗並且更加增進校正的相對容易度，裝置的維修度與可攜帶性，可以使用第二種方法，亦即" 共享ADC設置" 。在這個系統中，ECG訊號被多工化以允許將測量電子學自動地從一ESC切換至另一者。使用共享-ADC-設置確保任何ADC錯誤，若有的話，對於所有ESCs來說是相同的。
一般而言，在這類型的多通道數位擷取系統使用2個主要設置，亦即：
模型1)具有個別S/H(抽樣以及保持電路)的共享ADC
模型2)具有共享S/H的共享ADC設置
至於ECG，一些導程通常是藉由2個測得導程的適當線性組合而從其他導程推得。關於衍生導程，所有直接測得的ECG導程必須在完全相同的時間抽樣，因為一個向量在些微不同的時間裡所測得的兩個分量的線性組合會在衍生導程中引進錯誤。
一個用來處理在完全相同的時間裡抽樣所有ECG導程的需求的方式是在還共享ADC(模型1)之時分別針對各個ESC使用抽樣以及維持(S/H)電路。一個類比多工器用來掃描S/H輸出資料，而單一ADC用來按序地轉換ECG電壓訊號以產生連續輸出訊號。這個系統的缺點之一包括S/H電路中的電荷洩漏電流(charge leakage currents)，其會造成ESC之間的額外增益差並且因而針對各種ESC的每一者指定使用要被維持的適當校正。進一步降低硬體元件數目的第2個替代方法是以共有為基礎針對整個ESC與共有ADC(模型2)一起使用單一S/H電路(通常包括在一個ADC電子晶片內)。類比多工器用來選擇(類比)輸入ESC。連續地，各個來自於一個ESC的ECG電壓訊號儲存在S/H電路中並且透過ADC被轉換成數位格式。
這個系統提供採用較少的硬體元件數目的好處。將硬體元件的數目降至最低不僅有助於降低裝置的大小以及成本，也有助於改善維修度以及可靠度。裝置的電力消耗也降低了，其對於可攜裝置來說是一個所欲的特性。但是這個系統(模型2)有2件值得關心的事情：
(a)來自於不同ESCs的ECG電壓訊號被多工化，且因而無法在完全相同的時間抽樣。因為某些導程是從其他導程推得，在略有不同的時間下測得的一個向量的兩個分量的組合會在衍生導程中引入錯誤；以及，
(b)當各個ECG電壓訊號被ADC切換並且抽樣以供數位化時，總是可能會有產生誤讀的棘波(spike)/干擾(glitch)/脈衝(impulse)。棘波含有頻率分量，其某些在ECG通帶(ECG pass band)的頻率範圍內且無法藉由慣用的FIR濾波器予以移除。脈衝雜訊是具有短歷時的雜訊，特別是具有高強度者，諸如透過開啟/關閉鄰近處的一個高電源裝置、電源波動等。再者，藉由切換類比多工器的電荷注入(charge injection)也可能將干擾加諸在S/H輸出上。通道交換，加上類比電路中相關聯的電壓突變，可能也會引入像是過衝(overshoot)、下衝(undershoot)以及振鈴(ringing)等的影響，其可能導致抽樣訊號的進一步劣化。在共有ADC設置的模型1與模型2中使用的兩種系統使用可能會引入" 通道交換雜訊" 的訊號多功化以及交換。
在本發明中，我們透過將測得導程對相同時間進行數學內插來處理因為在" 共享ADC設置2" 中順序抽樣ECG導程所致的衍生導程中的錯誤的第一個問題。棘波/干擾/脈衝的第二個問題，其在ECG頻率通帶中具有一些頻率分量一旦帶通濾波器應用於過濾此等雜訊時可能在測得訊號中導致震鈴效應者，在本發明中以應用脈衝串抽樣技術來解決。
可以參考論文：A suppression of an impulsive noise in ECG signal processing Pander,T.P. Engineering in Medicine and Biology Society,2004. IEMBS '04. 26th Annual International Conference of the IEEE .Volume 1,1-5 Sept. 2004 Page(s):596-599. Digital Object Identifier 10.1109/IEMBS.2004.1403228。
摘要：生醫訊號通常是與伴隨的雜訊一起記錄。生醫環境中存在有許多不同類型的雜訊。雜訊的構成要素之一是因為肌肉電活動的波形。這種" 天然的" 失真經常是以白高斯雜訊(white Gaussian noise)予以模型化。但是諸如此類的假設並非一直是真的，因為即時肌肉雜訊偶爾有脈衝特色。本文的第一個目的是一種應用α-穩定分佈(alpha-stable distribution)作為ECG訊號中的即時肌肉雜訊的模型。本文的第二個目的是一種應用一個M濾波器家族來抑制生醫訊號(ECG訊號)中的脈衝雜訊。參考濾波器是中值濾波器(median filter)。這個先前技術係關於藉由M濾波器將肌肉雜訊從ECG訊號中過濾。這些濾波器是非線性的並且在計算上是不方便的。同樣地，在肌肉雜訊中所獲得的還原是以感興趣的ECG訊號的失真為代價。在我們的發明中肌肉雜訊是以線性數位FIR濾波器予以過濾。
可以參考論文：Spike detection in biomedical signals using midprediction filters. S.Dandapat and G. C. Ray Med. ＆ Biological Engg ＆ Computing,Volume 35,Number 4,July 1997,pp. 354-360。
在生醫訊號中的突變，諸如ECG中的QRS複合波、EEG中的癲癇發作(epileptic seizures)等，在相對緩慢變化的背景訊號中被當作棘波來處理。以最少失真來偵測此等" 棘波" 是本成果之目的。此等棘波因為它們與生俱來的高頻內容而在線性預測系統中看起來有如錯誤訊號。一個平衡中間預測(midprediction)濾波系統被提出，其中偵測到的棘波的失真以及偵測的可靠度被改善。這個先前技藝係關於將QRS-複合波視為ECG訊號中的" 棘波" 並且以較少的失真來偵測它的可靠度。這個" 棘波" 是要被偵測到的感興趣訊號。相反地，我們的發明係關於減低ECG訊號中非所欲的突發雜訊棘波(在頻率上要比QRS複合波還高)。我們的發明典型地過濾頻率相同於或高於脈衝串抽樣頻率的棘波。
可以參考US005999845A" Muscle Artifact Noise Detector for ECG Signal" 。這個發明提供用於偵測以及過濾線性雜訊、基線漂移(baseline wander)以及諸如肌肉假訊號的寬頻雜訊的偵測以及濾波系統以儘可能地過濾雜訊訊號。偵測器比對雜訊位準以及閾值並且將所形成的雜訊狀態報導給消除濾波器(cancellation filters)。其進一步提供具有手動地或自動地活化濾波器並且指明濾波器在一印出或顯示狀態之能力的運算子。這個先前技藝需要遮沒(blanking)QRS複合波以供估算雜訊。一些濾波器為IIR型，其原則上可能是不穩定的。再者，對於過濾各個測得通道中的雜訊而言個別的微處理器是需要的。濾波器必須自動地或手動地由一運算子活化。
本發明不需要由運算子自動或手動活化濾波器。我們的方法反而使用一系列像是穩定的線性數位FIR濾波器的濾波器與脈衝串抽樣技術用於移除電線干擾；ECG訊號中的棘波/干擾、寬頻雜訊以及基線漂移雜訊。就各個測得的ECG訊號而言不需要使用到個別的微控制器/微處理器。
可以參考US005908393A" Reducing noise in a biological system" 。這個先前技藝包括擷取一生物訊號，諸如一ECG訊號，將該訊號與一代表訊號比對並且產生一預測訊號。生物訊號減去該預測訊號可以產生一第二訊號。該第二訊號通過一濾波器以產生一經過濾的訊號。接著組合該預測訊號以及經過濾的訊號以產生減噪訊號。
在我們的發明中濾波是獨立於任何代表或預測訊號。
可以參考US005704365A" Using related signals to reduce ECG Noise" 。該發明提供一種用於在生理訊號中藉由使用各個訊號做為基本ECG產生器在體表上的向量投影來減噪的改良技術並且以最適地減低雜訊同時保留ECG產生器的淨向量方向的一種方式組合訊號。依據這個先前技藝的原理，該方法包括取得多重輸入訊號、測量輸入訊號的雜訊內容間的關係，以及考慮測得的相關性而組合輸入訊號以產生一具有低雜訊內容的輸出訊號。這個先前技藝仰賴測量代表雜訊的二級輸入訊號。雜訊濾波在我們的發明中不需要測量任何代表雜訊的額外二級訊號。
可以參考US007221975B2" Signal filtering using orthogonal polynomials and removal of edge effects" 。這個先前技藝描述過濾一個含有所欲訊號分量以及非所欲雜訊分量的輸入訊號的方法，其包含有將輸入訊號予以模型化為一組多項式、從該組中確認該多項式以模型化非所欲的訊號分量，以及透過移除在模型化非所欲的訊號分量時所確認之多項式的多項式將非所欲的訊號分量自輸入訊號移除，藉此留下僅有所欲訊號分量的輸入訊號。
在上述的先前技藝中，輸入訊號以及非所欲的雜訊必須藉由一組多項式予以模型化，而我們的發明使用雜訊濾波器，其不需要任何輸入ECG訊號或雜訊的模型化。
可以參見US005269313A" Filter and method for filtering baseline wander" ：該發明揭示一種使用一平行於電子延遲的線性相位高通濾波器供用於將基線漂移從ECG訊號中移除。一個數位IIR濾波器較佳地用作為線性位相低通濾波器。
使用於上述先前技藝中的濾波方法仰賴IIR濾波器，其原則上可能會變成不穩定的。它也採用一電子延遲並且因而針對各個測得ECG訊號需要額外的硬體。我們的發明採用穩定的線性FIR濾波器而不需要電子延遲。
可以參考WO93/05574" ECG Muscle Artifact Filter System" ：該發明揭示一種用於從ECG訊號中過濾肌肉偽訊號的方法學。該ECG訊號在ECG訊號但不包括QRS複合波的部分的期間通過具有可變截止頻率的LPF。在略早於QRS複合波開始之時，截止頻率逐漸地增加至較高的截止頻率而在QRS訊號的振幅減損最低的情況下通過QRS複合波。在QRS訊號的末端，濾波器的截止頻率逐漸地回復到低截止頻率。具有低截止頻率適應性濾波器用來降低肌肉偽訊號(在硬體中實施)。
上述先前技藝針對各個ECG訊號測量通道採用多模組硬體(就電子延遲、R-波偵測系統、平化濾波器以及適應性帶寬控制器而言)以過濾肌肉偽訊號。我們的發明未仰賴任何用於過濾肌肉雜訊的額外硬體。以數位韌體/軟體為基礎的FIR濾波器移除電線、肌肉偽訊號以及基線漂移雜訊。此外，以脈衝串抽樣為基礎的濾波器移除脈衝及通道交換ADC雜訊。
該先前技藝的一個研究揭示，現存的ECG監控裝置無法處理移除通道交換ADC雜訊以及干擾/棘波。多工化ECG訊號測量裝置的類別亦無法處理任何方法用以校正有關不同通道間在交換上的時間延遲的數位化ECG訊號點。舉例來說，一些傳統的監控器僅過濾EMG雜訊、電線干擾、基線漂移以及背景雜訊。它們之中的某些使用IIR濾波器，其不必然是線性的並且原則上是不穩定的。其它一些採用複合式多模組硬體以達成過濾各種不同類型的雜訊。某些裝置只不過監控並顯示ECG訊號且因而根本無法提供ECG資料記錄能力。其它記錄ECG資料並僅有提供局部重現記錄資料且因而無法提供遠端診斷能力。又有其它者使用龐大且昂貴的硬體電路以供校正該裝置、使用類比低通以及高通濾波器等來過濾訊號並且用於剪輯偵測(clip detection)。又有其它者僅有顯示與記錄ECG資料而沒有至少在監控等級裝置中計算與顯示重要的生命心臟參數。
因此，對於供用於記錄ECG訊號的小型、輕量、可攜、快速周轉時間以及低成本監控裝置有需要。在維持使用者親合性的同時提供一組可配置的特色/結構選擇將會是所欲的。在該裝置的一變化形式中該特定的特性可以依據端點使用而微調。能夠儲存ECG記錄與患者資訊的設備，其以後可為專家使用於進一步參考中，亦將會是需要的。已認定對監控裝置而言藉由使用低成本最新電子學、自動化與IT技術而提供增進基礎醫學照護對於一般大眾的可用性將會是有益的。亦已認定提供能夠使用內建韌體/隨附軟體在監控等級裝置中取得並顯示。
本發明之主要目的是提供一種小型的ECG監控裝置，其實施一使用脈衝串抽樣技術的步驟以供過濾脈衝及通道交換ADC雜訊的程序並且更實施一個使用一內插技術的錯誤校正器用於以避免如上述已知先前技藝的多工化ESCs來校正衍生導程中因為在ECG裝置中順序抽樣不同ECG電壓訊號的時間延遲所致的錯誤。
本發明的又另一個目的是提供一種通用以及硬體獨立的解決方案，其於韌體中實施，以供處理這些問題，亦即脈衝及通道交換ADC雜訊以及衍生導程中的錯誤，其等與 " 共用ADC設置模型2 " 有關。
本發明的又另一個目的是提供升級彈性的額外優點，因為方法是同屬的、演算而具有並且於韌體中實施。與其重新設計與重新建置電路/硬體，裝置的升級變成一件升級韌體的簡單事。
本發明的又另一個目的是提供自我校正而未就可調精確振幅振盪器併入內建電路或使用外部振盪器。一個ECG裝置通常是在該裝置的頻率範圍(10 Hz)內以1 mV振幅AC訊號來校正。
發明之總論
因此，本發明提供一種具有脈衝及通道交換ADC雜訊濾波器與錯誤校正器的ECG裝置供用於ECG訊號的順序抽樣。該裝置是輕量、可攜、方便的、高處理量以及低成本的以允許標準ECG測量。
在本發明的一個具體例中，一具有脈衝及通道交換類比至數位轉換器(ADC)雜訊濾波器以及一衍生導程的錯誤校正器的心電圖(ECG)裝置包含有ECG電極以及導線(1)的組合供測量ECG訊號並且自其決定衍生導程、一耦合至ECG電極與導線(1)的ECG模組(2)供接收自其測得的ECG訊號並且供用於將ECG訊號數位化、一耦合至該ECG模組(2)的使用者介面模組(3)以及耦合至該ECG模組(2)的電源單元(4)以對其提供電力，其特徵在於：該ECG模組(2)設置於一韌體，其中該韌體採用一脈衝串抽樣技術供用於過濾數位化ECG訊號中的脈衝及通道交換ADC雜訊，繼而為採用一內插技術的錯誤校正器供用於校正衍生導程中因為順序抽樣自ECG模組的電子訊號通道(ESCs)所接收到的ECG訊號(意指為直接測量ECG訊號)的時間延遲所致之錯誤以及最後提供採用卷積技術來移除ECG通帶以外之雜訊的高階FIR濾波器。
在本發明的又另一個具體例中，其中ECG模組(2)包含有：
a)一提供電極以及導線(1)所取得的ECG訊號之分離的分離緩衝器(2.0)；
b)一耦合至分離緩衝器(2.0)以自其接收經緩衝的ECG訊號的多工器(2.1)，該多工器適於在裝置自我校正週期的期間從ECG擷取切換至校正模式；
c)一耦合至該多工器(2.1)的訊號調節以及放大器單元(2.2)，該訊號調節以及放大器單元包含有預放大儀器放大器(2.2.1)、帶寬限制濾波器(2.2.2)以及後放大與位準移位(2.2.3)，其中該帶寬限制濾波器是一階高通與低通類比濾波器的一個組合；
d)一計算ERP(愛因託芬參考電位)以利用一參考值測量胸ECG訊號的平均電路(2.3)；
e)一耦合至該多工器(2.1)的校正單元(2.4)，該校正單元(2.4)包含有一電壓參考IC(2.4.1)以及一精確電位分壓器(2.4.2)以產生供給至該多工器的1 mV DC訊號，藉由在多工器截切，供用於後續轉換成具有頻率在ECG監控裝置的通帶內的1 mV方形波校正訊號；
f)一耦合至該訊號調節以及放大器單元(2.2)且適於轉換經放大的ECG訊號電壓以產生代表患者的ECG波形之數位資料超過一界定的時間間隔；
g)一與該韌體(2.6)一起耦合至該ADC(2.5)的控制單元，適於控制並讀取從ADC(2.5)而來的資料、監控與設定電源＆資料指示器(2.7)的狀態指示器、如同可實施般經由單或雙向傳輸控制該多工器單元(2.1)並適於過濾自該ADC(2.5)接收而來之數位化直接測量ECG訊號；
h)一視覺上指示電源單元(3)的錯誤狀態以及ECG模組(2)的運作狀態的電源與資料指示器(2.7)；
i)一通訊通道(communication channel)(2.8)，其為SPI、USB、USART、RS-232、藍芽、zigbee、乙太網路的任一者或一個組合並且用來與使用者介面模組(3)連接；
j)一耦合至該通訊通道以儲存與擷取患者的數位化ECG波形的記憶體單元(2.9)；
在本發明的又另一個具體例中，其中經由ECG電極與導線(1)而從人體所接收到的測量ECG訊號包含有左臂、右臂，左腳與胸ECG訊號；其中這些ECG訊號被輸入到一分離緩衝器(2.0)；其中左臂、右臂與左腳ECG訊號經由一分離緩衝器(2.0)被輸入至一平均電路(2.3)，其輸出資料為ERP(愛因託芬參考電位)供用於測量胸導程；其中該經緩衝的ECG訊號與來自於校正單元(2.4)的校正訊號用作為至該多工器(2.1)的輸入資料；其中該多工器的輸出資料用作為至訊號調節以及放大器單元(2.2)的輸入資料，其在所需的頻率範圍內將經放大的輸出資料提供至一ADC(2.5)，該ADC的輸出資料作為至控制單元(2.6)的輸入資料供用於藉由使用脈衝串抽樣技術以及針對因為順序抽樣直接測量ECG訊號的時間延遲而使用一內插法的校正來移除脈衝及通道交換ADC雜訊；其中該ESC(電子訊號通道)智慧校正常數是使用多工單元(2.1)以校正模式估算出且其中該控制單元之數位與經過濾的輸出資料經由通訊通道(2.8)用作為至使用者介面模組(3)的輸入資料；其中該數位化與經過濾的ECG訊號儲存並且從記憶體單元(2.9)中被擷取。
在本發明的又另一個具體例中，其中脈衝串抽樣技術於該控制單元(2.6)中實施以供移除來自於數位化直接測量ECG訊號的脈衝及通道交換ADC雜訊，其包含有下列步驟：
a)針對一組讀數掃描所有多工化的n ESCs(電子訊號通道)，藉由將n ESC選擇脈衝從控制單元發送到ADC，其中n等於多工化ESCs數目；
b)從ADC針對一預定的掃描ESC i取得一串m個數位化樣本，其中m表示抽樣脈衝的數目而該m個數位化樣本編號為yi,1 、yi,2 、..、yi,m ，各個在時間間隔ts (脈衝串抽樣時間)之後；
c)針對一給定的ESC i排序所有的m數位化樣本；
d)計算m個數位化樣本的中位數以及平均數的加權平均數以針對經掃描的ESC i通道產生一濾波器數位化值，其中就平均數以及中位數的權重因數分別為w以及(1-w)，其加總起來為整數；
e)選擇性地取代計算m個數位化樣本的中位數以及平均數的加權平均數，執行部分中位數計算方法，繼而為藉由去除m數位化樣本的最大值與最小值並且計算剩餘的m-2數值的平均數的平均運算，若在上下文中有關中位數運算的排序耗時，該控制單元(2.6)必須在一次掃瞄周期的可用時間內完成掃描以及處理從n ESCs所接收的訊號。
在本發明的又另一個具體例中，其中在計算衍生ECG導程中因為在直接測量ECG導程時順序抽樣的錯誤是藉由使用將直接測量ECG訊號的數值對相同的時間進行內插而被校正；其中內插數值是採用包含有下列步驟的內插演算法而計算出：
a)相對第一ESC在現有掃描週期中所測得的時間，針對一對應於一時間(it ch )的預定ESC i獲得數位化以及經過濾(使用脈衝串抽樣技術)的數值y i ；
b)將所有針對n個通道的過濾數位化值y i 對一對應於ESC數目i 0 =n/2的參考時間(i0 tch )進行內插以將內插校正降至最低；
c)藉由使用下面所給予的線性內插公式，依據目前的濾波值(i 0 t ch )以及在先前掃瞄週期中的濾波值(i 0 t ch -t s )來計算內插值(i 0 t ch )：
在本發明的又另一個具體例中，其中使用者介面模組(3)是由(a)一可視圖像顯示器(visual graphics display)，諸如LCD/行動電話螢幕/PC監視器，而在視覺上顯示ECG訊號、擷取的參數並且若有的話警示與錯誤調節(b)一控制該ECG裝置、針對各種不同的操作輸入指令以及輸入患者資料等的輸入裝置，諸如鍵盤、鍵板、滑鼠以及(c)輸出裝置，諸如一列印機以提供ECG訊號與擷取參數的硬拷貝、聲頻輸出以供警告與錯誤調節，其中該使用者介面模組(3)經由ECG模組(2)的通訊通道(2.8)與記憶體單元與控制單元(2.6)相通。
在本發明的又另一個具體例中，其中該電源單元(4)包含有一電源(4.1)以及若該電源直接/間接地連接至AC電線時一分離晶片(4.3)，或一電池(4.2)以及一電壓反向器(voltage inverter)，其中該電源提供範圍在3V至5V的電壓輸出以將電源供應至該ECG模組(2)。
在本發明的又另一個具體例中，一種使用ECG監控裝置供用於測量以及監控心臟的電活動的方法，該方法包含有下列步驟：
a)將ECG電極與導線(1)連接至患者；
b)在開啟該裝置後初始化電源以及資料指示器(2.7)；
c)藉由控制單元(2.6)自動地初始化ECG監控裝置的所有硬體元件，包括通信匯流排(communication bus)、計時器等；
d)藉由控制單元(2.6)組態計時器中斷(timer interrupt)以供ECG資料抽樣；
e)藉由校正單元(2.4)產生1 mV dc輸出作為校正訊號，透過多工器單元(2.1)在ECG通帶中以一選定的頻率將此轉換成一1 mV方形波並且將經轉換的校正訊號有如ECG訊號沿著放大器以及濾波器等的相同路徑饋送至該電路；
f)針對各個ESC，藉由控制單元(2.6)將對應於1 mV校正訊號振幅的數位計數儲存為校正常數；
g)經由分離緩衝器(2.0)(其提供訊號的分離)以及亦經由一平均電路(2.3)傳遞由電極所測得之電子訊號以提供ERP(愛因託芬參考電位)供使用者在ECG監控裝置的操作初始化之後以一參考點測量胸訊號；
h)提供來自於電極的校正訊號、ERP以及ECG訊號作為至多工器(2.1)的輸入資料以將該等訊號排定選路至3個ESCs(電子訊號通道)；
i)提供該多工器(2.1)的輸出資料至訊號調節以及放大器單元(2.2)，其典型地以從0.22 Hz至100 Hz的所需頻率範圍以及典型地為1000的增益輸出訊號；
j)將訊號調節以及放大器單元(2.2)應用於12位元精確ADC(2.5)；
k)接收ESC選擇訊號以及藉由ADC(2.5)從控制單元(2.6)接收ADC轉換觸發以將訊號調節以及放大器單元(2.2)的輸出資料數位化；
l)應用濾波以供藉由使用' 脈衝串抽樣' 技術以控制單元(2.6)將脈衝及通道交換ADC雜訊從ADC(2.5)的輸出資料移除；
m)藉由控制單元(2.6)檢核ADC(2.5)的下溢(underflow)以及溢位(overflow)供用於剪輯偵測；
n)藉由控制單元(2.6)應用線性內插供用於校正因為直接測量ECG訊號的非同時順序抽樣的錯誤；
o)將數位化與經過濾的資料暫存至控制單元(2.6)的資料緩衝區中；
p)在資料緩衝區已滿之後藉由將標頭(header)以及註腳(footer)加入至儲存的數位化與經過濾的ECG資料來建立資料框；
q)將資料框藉由控制單元(2.6)通過通訊通道(2.8)傳輸至使用者介面模組(3)並且重新初始化控制單元(2.6)的資料緩衝區；
r)若有的話，剖析資料框以偵測並校正傳輸錯誤；
s)應用進一步濾波，其使用利用卷積(convolution)至經剖析的資料框的即時數位FIR濾波器以確保僅有頻帶0.3至32 Hz的ECG資料被接收到；
t)在輸出裝置，諸如LCD/行動電話/PC螢幕上，將從FIR濾波器輸出而來的經過濾資料作圖；
u)將經過濾的ECG資料連同患者資料記錄並儲存於記憶體單元(2.9)，諸如MMC、硬碟、電話記憶體以供將來藉由使用平台獨立性視覺使用者介面(platform independent graphical user interface)來參考；
v)藉由使用分析軟體從記錄的ECG資料中擷取生命ECG參數，諸如心率、RR間隔、PR間隔、QT間隔、QRS寬度以及QRS角度；
w)列印ECG報告。
該本發明的又另一個具體例中，其中直接測量ECG訊號中的雜訊依序以3個階段被移除，該等階段為：
a)在第一個階段，於訊號調節以及放大器單元(2.2)中實施以硬體為基礎的類比帶寬限制濾波器(2.2.2)以濾出DC偏移以及超出尼奎斯頻率(Nyquist frequency)的頻率來防止頻疊效應(aliasing effects)，當FIR濾波器稍後應用在第三階段時，其會減弱來自於ADC(2.5)的數位化ECG訊號折回ECG通帶頻率之頻率超過尼奎斯頻率的雜訊，其中所需的通帶頻率是在0.22 Hz至100 Hz的範圍內；
b)在第二個階段，於控制單元(2.6)中實施脈衝串抽樣濾波器以濾出由棘波/干擾/脈衝所組成的雜訊，因而完全地移除此等雜訊或減弱它而使得將FIR濾波器(在第三個階段)應用於脈衝所致的振鈴(ringing)或振盪(oscillations)被減低；
c)最後在第三個階段，於控制單元中或外部地在一PC/膝上型電腦上實施即時數位線性帶通濾波，FIR濾波器，使用卷積技術以過濾基線漂移、EMG雜訊、電線雜訊以及頻率範圍為0.3 Hz至32 Hz的ECG通帶頻率以外的其他雜訊。
在本發明的又另一個具體例中，ECG通帶頻率範圍可以透過適當地修改不同濾波器的截止頻率並且在電線頻率使用一陷波濾波器(notch filter)而延伸至.05 Hz至150 Hz，以供用於在測量S-T段以及QRS複合波的高頻率內容有較佳的精度。
在本發明的又另一個具體例中，類比與FIR濾波器的順序亦可以視所使用的實際電路以及存在於其中的雜訊本質而改變與調整。
在本發明的再另一個具體例中，其中分析軟體是用來離線取得ECG訊號的生命參數，其包含有下列步驟：
a)從記錄以及儲存的ECG導程I、II以及III中選擇2個具有最大rms數值的ECG導程訊號；
b)將具有截止頻率至少20 Hz的高階FIR低通濾波器應用於選定的2個ECG導程訊號以得到經平化的ECG導程訊號；
c)將數值微分應用於所得到經平化的ECG導程訊號以得到微分ECG訊號；
d)將所得到的微分ECG訊號轉換成MOBD(反向差分的乘法)(multiplication of backward differences)ECG訊號；
e)將適應性閾值演算法(adaptive threshold algorithm)應用於所得到的MOBD ECG訊號以定位並識別QRS複合波；
f)估算經平化的ECG導程訊號的權重微分；
g)定位並識別P-波以及T-波，使用如在步驟(f)中所估算出的權重微分，對應於各個經確認的QRS複合波；
h)藉由使用頻率範圍.32至32 Hz的ECG導程訊號的原始數值，亦即在步驟(b)應用額外濾波之前，估算RR-間隔、心率、PR-間隔、QT間隔以及QTc、ST段、QRS角度與各個測量量(measured quantity)的標準偏差。
在本發明的再另一個具體例中，其特徵在於嵌入韌體中的脈衝串抽樣技術是用於從ECG訊號移除脈衝及通道交換ADC雜訊。
在本發明的再另一個具體例中，其特徵在於嵌入韌體中的線性內插技術是用於校正衍生ECG導程中因為順序數位抽樣測量ECG導程的錯誤。
在本發明的再另一個具體例中，其中它在後放大以及訊號的數位化之前包括一抗頻疊帶寬限制濾波器(anti-aliasing Band Limit Filter)。
在本發明的又另一個具體例中，其中即時FIR數位濾波器用來從ECG訊號移除各種類型的雜訊，諸如基線漂移、電線干擾、EMG雜訊等。
在本發明的又另一個具體例中，其中用於從一患者獲得心電圖(ECG)波形的方法包括在一側將至少5個電極導線耦合至監控模組而該患者在另一側，並且更包括處理來自於電極導線的輸入資料、將訊號成框以偵測並且若有的話校正訊號中的錯誤以及提供區別、使用一些通訊模式(USB/藍芽/Zigbee/RS-232，乙太網路等)將資料框傳輸至使用者介面模組(PC/膝上型電腦等)並且將經處理的ECG資料儲存/記錄在記憶體中。
在本發明的又另一個具體例中，其中它包括一種用於從導程I與導程II測量推算放大導程(aVR、aVL、aVF)以及導程III的方法。該方法進一步包括自我校正該裝置以及若使用PC/膝上型電腦作為使用者介面時經由個人電腦/膝上型電腦的USB埠將電源提供給該裝置。不然電源將是由電池或外部電源供應。其就此而言亦包括在PC/膝上型電腦/LCD顯示器/行動電話或任何使用者介面的螢幕上線上即時顯示ECG訊號。
在本發明的又另一個具體例中，其中它包括將ECG資料與患者的個人資料一起記錄於記憶體，其稍後可以被擷取以供進一步參考與分析。有關記錄ECG資料的最小與最大歷時是可設定組態的。
在本發明的又另一個具體例中，其中內建於用以顯示與記錄ECG資料以及輸入患者的個人資料的PC/膝上型電腦的軟體可建置在任何的桌上型電腦或膝上型電腦，其具有例如，USB連接能力。該軟體可以在廣泛範圍的作業系統上運作，例如Windows Me/2000/XP/Linux作業系統。
 本發明的詳細說明
首先參見第2圖，其藉由方塊圖來說明可攜、高品質、可信賴的、低成本、有效率的ECG監控裝置，該裝置包含有ECG電極以及導線(1)、ECG模組(2)、使用者介面(3)以及電源單元(4)。ECG導線(1)藉由電極而連接至患者且一ECG被測量為一對貼附至患者身體，例如在他/她的手臂與腿以及胸的電極的電位差。測得的訊號提供至ECG模組(2)以供訊號調節以及放大還有供過濾存在於訊號中的不同雜訊以得到所欲的訊號。互動式使用者介面模組(3)用做為與使用者的介面。如第5圖中所示，電源單元(4)是由一電源所構成，其可為一PC/膝上型電腦的USB埠者或任何其他外部電源，或一外部電池單元(4.2)，具有名義上5V/3V的電壓輸出。若電源涉及直接或間接地連接至AC電線，一種分離晶片(4.3)用為一安全措施。一電壓逆變IC(voltage inverting IC)(4.4)用來產生一雙極電源供應。這個電源單元(4)接而將電源供應至整個ECG裝置。
依據本發明的一個較佳方法，ECG監控裝置是從個人電腦或膝上型電腦的USB介面取得電源。
參見第3圖，ECG模組(2)是由分離緩衝器(2.0)、多工器(2.1)、訊號調節以及放大器單元(2.2)、平均電路(2.3)、校正單元(2.4)、類比至數位轉換器(2.5)、控制單元(2.6)、電源與資料指示器(2.7)、通訊通道(2.8)以及記憶體單元(2.9)所組成。
只要ECG模組(2)是由電源單元(4)提供電源，該控制單元(2.6)自動地初始化ECG裝置的所有硬體元件，包括通信匯流排(communication bus)、計時器等並且就ECG資料抽樣組態一中斷。一由校正單元(2.4)所產生的1 mV dc輸出資料作為校正訊號，經由多工器單元(2.1)截斷而以落在ECG通帶內的頻率(假設10 Hz)將1 mV DC轉換成1 mV ac訊號並且如同ECG訊號沿著放大器以及濾波器等的相同路徑饋送至該電路。控制單元(2.6)現在等著使用者的開始指令。一旦接收到開始指令，電極(1)所得到的電子訊號經由分離緩衝器(2.0)以及亦經由一平均電路(2.3)而發送。校正訊號，以及來自於電極的ERP與ECG訊號提供作為至多工器(2.1)的輸入資料以將3個(在這個較佳具體例中為3個)個別ESCs的訊號排定選路以供輸入至訊號調節以及放大器單元(2.2)。輸出資料，在典型地從0.22 Hz至100 Hz的所需頻率範圍內以及典型增益為1000，由訊號調節以及放大器單元(2.2)接而被應用於具有夠高準度的ADC 2.5。ADC的輸出資料被饋送到控制單元(2.6)內以供藉由使用一種' 脈衝串抽樣' 的新穎方法移除脈衝及通道交換ADC雜訊以及校正有關測量ECG導程的順序非同時抽樣。該控制單元(2.6)經由通訊通道(2.8)發送數位化ECG訊號至使用者介面模組(3)。顯示於第2圖中的不同單元的詳細說明如下：電極、分離緩衝器以及平均電路ECG訊號是從人體在(1)處，貼附至身體的電極取得。這些訊號經由分離緩衝器(2.0)被饋送至多工器單元(2.1)。來自於左臂、右臂以及左腿LA、RA以及LL的緩衝訊號亦被饋送至一平均電路(2.3)。分離緩衝器將高電源阻抗(人體的)的ECG訊號轉換成低電源阻抗(分離緩衝器輸出的)的ECG訊號以確保在後續的訊號調節與預放大階段，其具有有限的輸入阻抗者，沒有漏失訊號。平均電路(2.3)將來自於LA、RA以及LL的緩衝電壓平均以提供可測量胸導程訊號的ERP。
自我校正單元
自我校正單元2.4包含有一電壓參考IC，2.4.4，由電源單元4提供電源，用來產生穩定的DC參考電壓(典型為2.5 V)。這個電壓藉由使用精確阻性電壓分壓器2.4.2逐漸降至1 mV。這個1 mV DC輸出用作為校正訊號。它被饋送至MUX 2.1。在校正週期的期間，控制單元(2.6)以一個在ECG監控裝置的通帶頻率(典型為10 Hz)截斷這個1 mV DC輸入。由此在MUX(2.1)處所生成的1 mV、10 Hz方形波被饋送至訊號調節以及放大器單元(2.2)的各個ESC中並且如同任何正常的ECG訊號般透過控制器歷經相同的訊號調節、放大、ADC轉換以及資料擷取。就各個ESC而言，對應於這個1 mV振幅校正訊號的數位化數，被控制單元(2.6)儲存為校正常數。因此，不需要外部的校正訊號來源來校正這個ECG模組且這個裝置是自我校正的。
訊號調節＆放大器單元：訊號調節以及放大器單元(2.2)的第一個階段是一種儀器放大器(INA)(2.2.1)。它具有高的常模抑制比(common mode rejection ratio,CMRR)以供降低常模雜訊，諸如50或60 Hz AC干擾。增益典型地設成10。接而為組合簡單的一階高通以及低通類比濾波器以限制ECG訊號的頻寬。這個帶寬限制濾波器(2.2.2)讓頻率範圍0.22 Hz至100 Hz內的訊號通過。高通濾波器過濾DC偏移以防止隨後放大階段的飽和並且亦削弱ECG訊號中的低頻漂移。高通濾波器的截止頻率(cut off frequency)(0.22 Hz)被選為相同於或低於ECG通帶的下限。低通濾波器削弱高頻雜訊且亦做為一用於數位化ECG訊號的抗-頻疊濾波器。低通濾波器的截止頻率的最大值是ECG訊號的抽樣頻率(在較佳具體例中為200 Hz)減去頻率的ECG通帶的頻率上限。一具有典型增益值為100組合一DC位準移位的後放大階段在後放大以及位準移位單元(2.2.3)處實施，在放大的第二階段。DC位準移位，從電壓參考(2.4.1)衍生而來，將所有經放大的訊號升高至超過0V。這僅有對於具有單極輸入ADCs的相容性是必要的。人類ECG訊號非常小(在1 mV範圍內)。電路的總增益大約為1000，而使得ECG在正確的電壓範圍內以供藉由類比至數位轉換器(ADC)測量。各種ESCs的輸出資料，其為在訊號調節以及放大之後從訊號調節以及放大器單元(2.2)而來的選定ECG訊號，被輸入至ADC單元的不同內建輸入通道(2.5)。就以電池啟動的單元來說，當運作電壓低於5伏特時(典型為3伏特)，後放大增益可限制為，約莫500而不至於超過放大器的動態範圍。
類比至數位轉換器(ADC) 單元：來自於訊號調節以及放大器單元(2.2)的ECG訊號被輸入至ADC單元(2.5)的各種輸入通道內。這個單元是由一IC所組成並且較佳地具有12位元或更高的解析度而且具有一最低數目的輸入通道是相同於ESCs的數目。從控制單元(2.6)接收ADC輸入通道選擇訊號以及ADC轉換器觸發。數位化資料亦傳輸至該控制單元(2.6)。
控制單元：該控制單元(2.6)可包括微控制器、微處理器、數位訊號處理器(digital signal processor,DSP)、應用特定積體電路(application specific integrated circuit,ASIC)、現場可程式閘陣列(field programmable gate array,FPGA)或其他數位邏輯電路的任一者或一個組合。這個單元經由可資使用的一個單-或雙-向通訊負責控制、監控以及讀取來自於該裝置中的其他單元的數據。
依據本發明的一個較佳方法，此ECG模組使用一微控制器。其執行下列主要任務：
●當ECG模組在初始化階段時，發送控制訊號至MUX(2.1)而將所有ESCs接地。
●當ECG模組在自我校正時，發送控制訊號至MUX(2.1)，將來自於校正單元(2.4)的1 mV dc訊號轉換成一個10 Hz方形波並將它輸出到所有連接至訊號調節以及放大器單元(2.2)的ESCs。
●當ECG模組處於ECG擷取狀態時，發送控制訊號至MUX(2.1)，將ECG訊號連接至訊號調節以及放大器單元(2.2)的ESCs。
●發送控制訊號至ADC(2.5)以將ADC組態並且以所欲的抽樣速率觸發ADC轉換。
●控制SPI匯流排以讀取來自於ADC的資料。
●注意電源供應狀態以及錯誤情形，若有的話。
●控制關於電源以及裝置在單元中的運作狀態的狀態指示器(2.7)。
●當可施行時，實施與記憶體單元(2.9)以及使用者介面單元(3)通訊。通訊可以經由SPI、USB、USART、RS-232、藍芽、zigbee、乙太網路等等。
●查核ADC的下溢以及溢位以供剪輯偵測。
●應用線性內插以供校正因為ECG導程的非同時順序抽樣的錯誤，衍生導程是由該等ECG導程所計算出。
●將所擷取到的ECG資料儲存於一暫時資料緩衝區中。
●若資料是要傳輸至一外部裝置(例如，PC/膝上型電腦)，一旦資料緩衝區滿了，一資料框透過加入一標頭以及註腳至資料中而被建立。這是本發明的另一個方面，藉此測得的ESC的數位化資料被框入一資料框中，其有助於可能在傳輸至任何外部裝置期間發生的錯誤偵測/校正。該標頭連同開始定界符(starting delimiter)具有資料長度與類型，以及錯誤校正碼方面的資訊。註腳具有結束定界符特性(end delimiter characters)。
記憶體單元：該記憶體單元(2.9)可以是由一併入至ECG模組的單元，或一可插入單元，其可被取出並且在一外部PC/筆記型單元讀取者，所組成，或者可以是PC/膝上型電腦本身的資料儲存。
電源以及運作狀態指示器：這個單元(2.7)具有受控制單元(2.6)所控制的簡單LED指示器而在視覺上指示電源供應的錯誤狀態以及ECG模組的運作狀態。
通訊通道：該通訊通道(2.8)可以是SPI、USB、USART、RS-232、藍芽、zigbee、乙太網路等的任一者或一個組合。依據這個發明的一個較佳方法，USB介面用來與PC/膝上型電腦傳輸。SPI介面用來與內建ECG模組的記憶體、LCD顯示器以及鍵板傳輸，若有的話。
使用者介面：該使用者介面(3)包括一視覺圖形顯示器以及一像是鍵板/鍵盤/滑鼠的輸入裝置。這些可以內建於ECG模組或一外部PC/膝上型電腦/行動電話等。
韌體：第7圖是一流程圖，顯示ECG監控裝置中的韌體所執行的作業原理。
當打開該裝置，執行通訊匯流排、ADC、計時器等的初始化。計時器經預組態而產生具有一具有相同於ECG資料抽樣頻率之時間週期(time period)τs (在較佳具體例中為5 ms)的週期性中斷(periodic interrupt)。各個中斷觸發一掃瞄週期(scanning cycle)，藉此來自於所有ESCs的訊號由ADC以按照順序的方式被測得。該裝置接而如在校正單元段落中所說明般使用1 mV 、10 Hz 方形波訊號自我校正。該裝置接著等待使用者的指令。當接收到來自於使用者的開始指令，運作狀態是被允許的，資料緩衝初始化而用於掃描週期的中斷計時器啟動。在運算之後，如同在第9圖的時序圖中所示，在接收到來自於使用者的開始指令後進一步執行。
1.一開始掃描脈衝(start scan pulse)由控制單元中的計時器中斷所產生以開始一掃瞄週期。這些計時器中斷是以ECG資料的抽樣頻率而產生(在本例中ECG抽樣時間τs 為5 ms)。
2.該控制單元接而以通道交換時間的間隔t ch 將通道選擇脈衝發送至ADC。此等脈衝的數目相同於n ，要被測量的ESCs數目(在本例中n =3)。ESC選擇脈衝按照順序地掃描所有要被ADC測量的ESCs。當接收到一ESC選擇脈衝，ADC將它的測量電路切換成一特定ESC並且在一具有m 個抽樣脈衝的脈衝串(在本例中m=8)中抽樣那個特定ESC。ADC的抽樣時間，亦即，在一脈衝串中2個連續抽樣脈衝間的時間代表t s 。下列關係式存在於上面概述之系統的各種時間周期中，
其中n 是測量的ESCs的總數目。第一個不等式針對藉由ADC在ESC掃描可用時間t ch 內在脈衝串中所要測量的m 個樣本預備足夠時間。第二個不等式在一次ESC掃描的結束以及下一次掃描週期的開始之間預備足夠時間供用於處理經ADC數位化的資料。這些不同時間間隔之間的關係亦描述於第9圖的時序圖中。
3.脈衝及通道交換ADC雜訊濾波器，其使用" 脈衝串抽樣" 者，接著針對各個n ESC被應用於m 個數位化樣本而依據下列演算法移除ECG電壓訊號中由高頻棘波/干擾所組成的雜訊。
4.脈衝串抽樣演算法：讓y j i 當作以時間間隔t s 所測得之ESCi 的j th 數位化讀數(digitized readin)。就這個ESCi 而言排序m 個測得的數值並估算m 的中位數y i median 以及平均數<y i >。中位數以及平均數的一權重平均值被算出以針對ESC產生一個經過濾的數位化值y i 。有關平均值的權重因素w ，以及中位數(1-w) 的加總為整數。
5.這個步驟的基本原理為：假設在短的時間間隔tch 中的基本理想測量分佈是平均的，就一預定ESC i而言以時間間隔ts 快速順序取得m個讀數。一經調整的平均數是一強力的估計器，因為它對於仍被考慮在內之權重較少的離群值較為不敏感。若分佈是不平均的，那麼中位數給予一" 完全地" 隔離離群值的平均值測定。因此，我們採用平均數與中位數這兩者的權重平均以順應這兩種可能性。
6.在上述演算法的一特定實施中，若排序m 個數位化值耗時，我們捨棄最大與最小的數位化值並且採用剩餘m -2數值的平均數。這在中位數運算時捨棄最小以及最大離群值的各一者並且隨後的平均數運算平均了剩餘的測量。
7.當藉由採用測量訊號的適當線性組合來估算衍生導程，測量訊號對應於相同時間是重要的。然而，在第9圖所呈現的數位化系統中，可看到未同時地測量針對n ESCs的各個掃描週期中的讀數組，但是以2個連序ESCs之間的時間延遲t ch 。應用一個錯誤校正器採用一內插法從n ESCs對相同時間內插來估算訊號數值。衍生導程接而從這些內插訊號值被估算出而防止衍生導程中因為不同ESCs的非同時順序抽樣的錯誤。
8.用於ESCs的非同時抽樣的校正演算法-有關ESCi 之經過濾的數位化值對應於一相對於第一ESC在一給定掃描週期中所測量到的時間(it ch )。首先，為了將此等校正最小化，所有關於n ESCs在一給定掃描週期中經過濾的數位化值對一對應於ESC數目i 0 =n /2 的測量的參考時間(i 0 t ch )內插。依據目前經過濾的數值(i 0 t ch )與在先前掃瞄週期中經過濾的數值(i 0 t ch -τs )，藉由線性內插公式產生經校正以及經過濾的內插值(i 0 t ch )。
9.當此處描述的線性內插公式，若校正因為t ch /τs 的大數值或從一個掃瞄週期到下一個在訊號上的大改變或這兩者而是大的，可以使用高階內插。然而，這可能需要更早掃描週期的測量數值y i 。
10.在' 數位濾波器' 段落中所說明的數位濾波器接著應用於抽樣資料點以移除各種類型的雜訊，像是基線漂移、電線干擾及其調和、EMG雜訊。選擇性地，這些數位濾波器可在資料傳輸至一外部裝置，像是一PC/膝上型電腦之後被應用。
11.經處理以及過濾的資料接而被加入資料框中，其繼而經由通訊通道傳輸至一外部裝置。
12.資料顯示在使用者介面裝置並且可以被記錄以供進一步參考與分析。
數位濾波器單元：在本發明的一個方面，一於韌體中實施的即時數位FIR濾波器用來移除基線漂移、電線干擾以及它的調和、EMG雜訊等，以確保僅有ECG資料被記錄下來而排除雜訊。數位濾波有許多益處。例如，於韌體/軟體中實施的數位濾波器節省空間與重量，其為傳統數位濾波器所需者。數位濾波器容易被程式化並且易於調整和再調整。數位濾波器一般要比它們的類比對應物(analog counterparts)更為可靠。數位濾波器可能也是較為便宜的。另擇地數位濾波可外部地實施(例如，在一PC、膝上型電腦等)。在本例中帶有未過濾資料的資料框可傳輸至外部計算裝置，其接著可實施濾波器以及其他使用者介面等。
總濾波機制如下。首先，在裝置的訊號調節階段中實施的限制頻寬濾波器過濾dc偏移以及超出尼奎斯頻率的頻率(在本例中100 Hz)，其要比ECG通帶的頻率上限高出幾倍。這個一個一階類比濾波器。因為類比濾波器的非線性特性，只有一階濾波用來防止ECG訊號的失真。因而阻帶(stop band)中的衰減是有限的(限於一階濾波器所具者)。這個濾波器亦將過濾類比電子學在放大階段前所接收到的高頻棘波/干擾/脈衝。然而，它可能無法過濾在放大階段之後，例如在ADC階段，引入的棘波/干擾/脈衝。
其次，本發明的脈衝串抽樣方法所達到的濾波完全地濾出具有相同於或少於脈衝串抽樣時間t s 之歷時的棘波/干擾/脈衝，如同各個最大與最小振幅的離群值從脈衝串的m 個樣本被捨棄。具有較長歷時的棘波/干擾/脈衝(脈衝串抽樣期間的數倍，但小於總脈衝串期間)藉由將總脈衝串期間測得的樣本(典型地0.5-1.0 ms，視可用ECG抽樣時間中所測得的ESCs數目而定)平均。
第三，線性FIR濾波器提供有效的ECG帶通濾波器以移除像是基線漂移的低頻雜訊以及像是EMG雜訊的高頻雜訊(典型在頻率範圍32-40 Hz)、電線雜訊(50/60 Hz)以及其他在阻帶中的雜訊。因為尼奎斯頻率典型為100 Hz(就5 ms的ECG抽樣時間而言)且通帶頻率上限為32 Hz(在本例)，無法藉由第一階段與一階類比濾波器被有效地移除並疊頻至所欲的阻帶(0-0.3 Hz以及32-100 Hz)中之超過100 Hz的頻率亦非常有效地被移除。若未完全移除的話，依據脈衝串抽樣方法的棘波/干擾/脈衝的衰減有助於減低FIR濾波器的振鈴效應。
儲存以及記錄：在本發明系統的一個方面，一所測得的ECG可在記錄時立即地處理。除了測量以及記錄一ECG以外，本發明的另一個方面包括從一用於處理以及顯示的儲存位置獲得一較早所測得以及儲存的心電圖。
ECG參數的取得：涉及取得各種ECG參數的步驟顯示於第8圖的流程圖中。使用於取得參數的演算法以及方法大部分是依據U. Kunzmann,G. von Wagner,J. Schchlin,A. Bolz,Biomed Tech(Berl). 2002;47 Suppl 1 Pt 2,pp. 875-878"Parameter Extraction of ECG Signals in Real Time" 的成果為基礎。對參數取得而言，輸入資料是在雜訊濾波以及針對因為順序抽樣的時間延遲的校正之後從ECG裝置而來之導程I、II以及III數位化訊號。下列步驟可應用於這些數位化訊號：
(a)選擇2個具有最大r.m.s.數值的導程I、II以及II訊號。
(b)應用再一個具有截止頻率為20 Hz的低通數位FIR濾波器以供進一步平化訊號。
(c)數值上對這2個訊號微分。
(d)將步驟(c)的訊號的微分轉換成反向差分的乘法(MOBD)訊號以供用於可信賴地偵測QRS複合波並且減低在微分訊號中假的短歷時峰。
(e)使用一可適應閾值方法並且定位與識別QRS複合波，其MOBD訊號超過閾值。
(f)一旦QRS複合波被定位，藉由在使用步驟(b)的低通濾波器之前從原始訊號來測量它們的寬度、高度、面積等而描繪它們。
(g)從QRS複合波的位置以及特性估算RR間隔以及因而心率以及QRS角度。
(h)有關偵測與各個QRS複合波相關聯的P與T波，以有利於P以及T波的形狀的權重估算權重微分。一旦Q與T波被定位且ST區被識別出，估算諸如間隔PR、QT、QTc以及ST上昇的參數。
(i)估算所有測得參數的平均數以及標準偏差。
實施例
第10(a)-(f)圖顯示我們的以脈衝串抽樣為基礎的濾波方法過濾ECG訊號中之脈衝ADC雜訊的效率的結果。一個體藉由ECG裝置所測得的導程I ECG訊號被取得且一為1 mV或-0.5 mV的脈衝被引至P-波區，或QRS複合波區或T-波區附近。就一QRS複合波關於1 mV的典型振幅而言，2個脈衝的大小的實例被選定。第10(a)-(c)圖是有關一個被引入的1 mV脈衝雜訊而第10(d)-(f)圖是有關一個-0.5 mV的脈衝雜訊。設定(a)、(b)、(c)與(d)、(e)、(f)分別對應於在0.55 s、0.92 s以及1.4 s之時引入脈衝雜訊至P-波、QRS-複合波以及T-波區。藍色軌跡顯示具有一引入脈衝雜訊經單獨使用FIR濾波器而沒有應用本發明之脈衝串抽樣方法過濾的ECG訊號。紅色軌跡顯示在脈衝雜訊使用本發明的脈衝串抽樣方法過濾後的相同軌跡。這些紅色軌跡與原先未引入任何脈衝雜訊所測得的軌跡一致，因而確認以脈衝串抽樣技術為基礎的濾波的有效性。藍色軌跡在引入脈衝雜訊的區域附近顯示ECG訊號生成振盪而讓測得的ECG訊號相當明顯地失真。脈衝雜訊揭露有如一在軌跡中的局部震盪特性，因為帶通FIR濾波器僅容許FIR濾波器的通帶中的脈衝之頻率分量。如結果所示，使用本發明中的濾波方法就過濾脈衝雜訊而言是非常有效的。
第11圖顯示一ECG藉由本發明之裝置的5-電極版本所測得的全部12-導程列印記錄的高品質。在這個裝置中，導程I、II以及V1同時地測量，導程III、aVL、aVR以及aVF是從導程I與II推得。導程V2-V6是藉由將胸導程物理地移至胸部的上適當位置而測得。一些所取得的ECG參數的數值與它們的標準偏差亦顯示出。
第12圖顯示有關從直接測量導程LI與LII而來的衍生導程LIII、aVR、aVL以及aVF的結果。導程LI以及LII，其等由ECG裝置按照順序地直接測得者，以黑色軌跡顯示。衍生導程訊號LIII、aVL、aVR以及aVF有(紅色軌跡)以及沒有(藍色軌跡)使用發明方法來校正針對因為順序抽樣不同ECG訊號的時間延遲被顯示出。所示結果是有關一為5 kHz的典型脈衝串抽樣頻率並且在一脈衝串中每ESC(ECG訊號)有8個(超)樣本(m =8)。如同從結果中可以看到的，對於QRS-複合波而言錯誤可能是明顯的。就導程LIII而言，在QRS複合波振幅中的校正對於上述時間參數組而言有50%的等級。錯誤是大的，其中ECG訊號的斜率是大的。因此，就具有較短歷時的QRS-複合波來說，錯誤將甚至會是更大的。
本發明的優點：
1.具有一組豐富特性，包括自我校正、有效率雜訊濾波以及ECG參數擷取能力的ECG裝置。
2.因為減低硬體元件數目的小型、輕量以及高成本效益(cost effective)。
3.隨著升級韌體改善維修度(Maintainability)要比重建電路/硬體簡單。
4.改善衍生ECG導程的精度(accuracy)。
5.支援用於末端使用者軟體的多重作業系統。
6.方便儲存以及擷取ECG資料以及患者資訊。
1‧‧‧ECG電極及導線
2‧‧‧ECG模組
2.0‧‧‧分離緩衝器
2.1‧‧‧多工器
2.2‧‧‧訊號調節以及放大器單元
2.2.1‧‧‧放大器
2.2.2‧‧‧帶寬限制濾波器
2.2.3‧‧‧後放大與位準移位
2.3‧‧‧平均電路
2.4‧‧‧校正單元
2.4.1‧‧‧電壓參考IC
2.4.2‧‧‧精確電位分壓器
2.5‧‧‧類比至數位轉換器(ADC)
2.6‧‧‧控制單元
2.7‧‧‧電源與資料指示器
2.8‧‧‧通訊通道
2.9‧‧‧記憶體單元
3‧‧‧使用者介面模組
4‧‧‧電源單元
4.1‧‧‧電源
4.2‧‧‧電池單元
4.3‧‧‧分離晶片
4.4‧‧‧電壓反向器
第1圖是一說明標準ECG術語的圖式。
第2圖是一說明一ECG監控裝置的方塊圖。
第3圖是一說明該監控裝置的ECG模組的一方塊圖。
第4圖是一說明訊號調節以及放大器單元的方塊圖。
第5圖是一說明電源單元的方塊圖。
第6圖是一說明校正單元的方塊圖。
第7圖是顯示由ECG監控裝置的微控制器所執行的作業原理的流程圖。
第8圖是顯示在分析以及參數擷取軟體中實行的步驟的流程圖。
第9圖是脈衝串抽樣的作業原理的時序圖。
第10圖說明脈衝雜訊在一ECG訊號的不同區段上的影響的實施例。
第11圖是一患者的列印ECG記錄，顯示其擷取以及顯示的參數。
第12圖是一ECG記錄，顯示針對時間延遲對衍生導程訊號應用校正的結果。
第13圖是ECG監控裝置的一照片。
1．．．ECG電極及導線
2．．．ECG模組
3．．．使用者介面模組
4．．．電源單元

Claims (8)

  1. 一種具有脈衝及通道交換類比至數位轉換器(ADC)雜訊濾波器與一衍生導程之錯誤校正器的心電圖(ECG)裝置，其包含有：一ECG電極與導線(1)的組合，供測量ECG訊號並且自其決定衍生導程；一耦合至該ECG電極與導線(1)的組合的ECG模組(2)，供接收自其測得的ECG訊號並且供用於將ECG訊號數位化；一耦合至該ECG模組(2)的使用者介面模組(3)；以及一耦合至該ECG模組(2)的電源單元(4)，以對其提供電力；其特徵在於：該ECG模組(2)設置於一韌體，其中該韌體採用一脈衝串抽樣技術供用於過濾數位化ECG訊號中的脈衝及通道交換ADC雜訊，繼而為應用一內插技術供用於校正衍生導程中因為順序抽樣自ECG模組的多工化電子訊號通道(ESCs)所接收到的ECG訊號，此處意指為直接測量訊號，的時間延遲所致之錯誤；其中對每個ESC的個別直接測量ECG訊號的數值內插至相同時間；以及最後提供採用卷積技術來移除ECG通帶以外之 雜訊的高階FIR濾波器；該心電圖(ECG)裝置還包括：一適於在校正週期期間從ECG擷取切換至校正模式的多工器(2.1)；以及一耦合至該多工器(2.1)的校正單元(2.4)，在校正週期期間產成一校正訊號供給至該多工器(2.1)，並在該多工器(2.1)處轉換成具有頻率在ECG裝置的通帶內的1mV方形波校正訊號。
  2. 如申請專利範圍第1項之裝置，其中ECG模組(2)包含有：a)一提供該電極與導線(1)的組合所取得的ECG訊號之分離的分離緩衝器(2.0)；b)該多工器(2.1)耦合至該分離緩衝器(2.0)以自其接收經緩衝的ECG訊號；c)一耦合至該多工器(2.1)的訊號調節以及放大器單元(2.2)，該訊號調節以及放大器單元包含有預放大儀器放大器(2.2.1)、帶寬限制濾波器(2.2.2)以及後放大與位準移位(2.2.3)，其中該帶寬限制濾波器是一階高通與低通類比濾波器的一個組合；d)一計算愛因託芬參考電位(ERP)以利用參考值測量胸ECG訊號的平均電路(2.3)；e)該校正單元(2.4)包含有一電壓參考IC(2.4.1) 以及一精確電位分壓器(2.4.2)以產生1mVDC訊號；f)一耦合至該訊號調節以及放大器單元(2.2)且適於轉換經放大的ECG訊號電壓以產生代表患者的ECG波形之數位資料超過一界定的時間間隔之類比至數位轉換器(ADC，2.5)；g)一與一韌體一起耦合至該類比至數位轉換器(ADC，2.5)的控制單元(2.6)，適於控制並讀取從類比至數位轉換器(ADC，2.5)而來的資料，監控與設定電源與資料指示器(2.7)的狀態指示，如同可實施般經由單或雙向傳輸控制該多工器(2.1)並適於過濾自該類比至數位轉換器(ADC，2.5)接收而來之數位化直接測量ECG訊號；h)一視覺上指示電源單元(4)的錯誤狀態以及該ECG模組(2)的運作狀態的電源與資料指示器(2.7)；i)一通訊通道(2.8)，其為SPI、USB、USART、RS-232、藍芽、zigbee、乙太網路的任一者或一個組合，並且用來與該使用者介面模組(3)連接；以及j)一耦合至該通訊通道以儲存與擷取患者的數位化ECG波形的記憶體單元(2.9)。
  3. 如申請專利範圍第1項之裝置，其中經由該ECG 電極與導線(1)的組合而從人體所接收到的測量ECG訊號包含有左臂、右臂，左腳與胸ECG訊號；其中這些ECG訊號被輸入到該分離緩衝器(2.0)；其中左臂、右臂與左腳ECG訊號經由該分離緩衝器(2.0)被輸入至一平均電路(2.3)，其輸出資料為ERP供用於測量胸導程；其中該經緩衝的ECG訊號與來自於校正單元(2.4)的校正訊號用作為至該多工器(2.1)的輸入資料；其中該多工器的輸出資料用作為至訊號調節以及放大器單元(2.2)的輸入資料，其在所需的頻率範圍內將經放大的輸出資料提供至該類比至數位轉換器(ADC，2.5))，該類比至數位轉換器(ADC，2.5)的輸出資料作為至控制單元(2.6)的輸入資料供用於藉由使用脈衝串抽樣技術以及針對因為順序抽樣直接測量ECG訊號的時間延遲而使用一內插法的校正來移除脈衝及通道交換ADC雜訊；其中該多工化電子訊號通道(ESCs)之每一電子訊號通道(ESC)智慧校正常數是使用該多工器(2.1)以一校正模式估算出且其中該控制單元(2.6)之數位與經過濾的輸出資料經由通訊通道(2.8)用作為至使用者介面模組(3)的輸入資料； 其中該數位化與經過濾的ECG訊號係被儲存並且從記憶體單元(2.9)中被擷取。
  4. 如申請專利範圍第2項之裝置，其中該脈衝串抽樣技術於該控制單元(2.6)中實施以供移除來自於數位化直接測量ECG訊號的脈衝及通道交換ADC雜訊，其包含有下列步驟：a)藉由將n ESC選擇脈衝從該控制單元發送到該ADC而對一組讀數掃描所有多工化的n ESCs，其中n等於多工化ESCs數目；b)從該ADC針對一預定的掃描ESC i取得一串m個數位化樣本，其中m表示抽樣脈衝的數目而該m個數位化樣本編號為yi,1 、yi,2 、..、yi,m ，各個在時間間隔ts (脈衝串抽樣時間)之後；c)針對一給定的ESC i排序所有的m個數位化樣本；d)計算m個數位化樣本的中位數以及平均數的加權平均數以針對經掃描的ESCi 通道產生一濾波器數位化值，其中就平均數以及中位數的權重因數分別為w 以及(1-w )，其加總起來為整數並且依據下列而相關： e)選擇性地取代計算m 個數位化樣本的中位數以及平均數的加權平均數，執行部分中位數計算方法，繼而為藉由去除m 個數位化樣本的最大 值與最小值並且計算剩餘的m -2數值的平均數的平均運算，若中位數運算的排序耗時，該控制單元(2.6)必須在一次掃瞄周期的可用時間內完成掃描以及處理從n ESCs所接收的訊號；f)以上在步驟(d)計算的加權平均數或在步驟(e)計算的中位數，在過濾該脈衝及通道交換ADC雜訊後給予該數位化ECG信號數值。
  5. 如申請專利範圍第1項的裝置，其中在計算衍生ECG導程中因為在直接測量ECG導程時順序抽樣的錯誤是藉由使用將直接測量ECG訊號的數值對相同的時間進行內插而被校正；其中內插數值是採用包含有下列步驟的內插演算法而計算出：a)相對第一ESC在現有掃描週期中所測得的時間，針對一對應於一時間(itch )的預定ESC i獲得數位化以及經過濾(使用脈衝串抽樣技術)的數值y -i ；b)將所有針對n個通道的過濾數位化值y -i 對一對應於ESC數目i0 =n/2的參考時間(i0 tch )進行內插以將內插校正降至最低；c)藉由使用下面所給予的線性內插公式，依據目前的濾波值y -i (i0 tch )以及在先前掃瞄週期中的濾波值y -i (itch -Ts )來計算內插值y -i c (i0 tch )： 其中tch 表示通道交換時間，Ts 表示ECG抽樣時間；d)使用上述在步驟(c)計算的內插數值校正在計算衍生ECG導程中因為在直接測量ECG導程時順序抽樣的錯誤。
  6. 如申請專利範圍第1項的裝置，其中使用者介面模組(3)包括(a)一可視圖像顯示器，包括一LCD/行動電話螢幕/PC監視器而在視覺上顯示ECG訊號、擷取的參數，並且若有錯誤時警示與錯誤調節；(b)一控制該ECG裝置，針對各種不同的操作輸入指令及輸入患者資料等的輸入裝置，其包括鍵盤、鍵板、滑鼠；以及(c)一輸出裝置，包括一列印機以提供ECG訊號與擷取參數的硬拷貝，聲頻輸出供用於警告與錯誤調節，其中該使用者介面模組(3)經由ECG模組(2)的通訊通道(2.8)與記憶體單元及控制單元(2.6)相通。
  7. 一種使用如前述申請專利範圍中任一項的ECG監控裝置用於測量以及監控心臟的電活動的方法，該方法包含有下列步驟： a)將ECG電極與導線(1)連接至患者；b)在開啟該裝置後初始化電源與資料指示器(2.7)；c)藉由控制單元(2.6)自動地初始化ECG監控裝置的所有硬體元件，包括通信匯流排、計時器；d)藉由控制單元(2.6)組態計時器中斷以供ECG資料抽樣；e)藉由校正單元(2.4)產生1mV dc輸出作為校正訊號，透過多工器(2.1)在ECG通帶中以一選定的頻率將此轉換成一1mV方形波並且將經轉換的校正訊號有如ECG訊號沿著放大器及濾波器等的相同路徑饋送至該電路；f)藉由控制單元(2.6)將對應於1mV校正訊號振幅的數位計數儲存為校正常數；g)經由分離緩衝器(2.0)以及亦經由一平均電路(2.3)傳遞由電極所測得之電子訊號以提供ERP供使用者在ECG監控裝置的操作初始化之後以一參考點測量胸訊號；h)提供來自於電極的校正訊號、ERP以及ECG訊號作為至該多工器(2.1)的輸入資料以將該訊號排定選路至3個電子訊號通道(ESCs)；i)提供該多工器(2.1)的輸出資料至訊號調節以及放大器單元(2.2)，其從0.22Hz至100Hz的所需頻率範圍輸出具有增益1000的訊號； j)將訊號調節以及放大器單元(2.2)的輸出應用於12位元精確ADC(2.5)；k)以ADC(2.5)從控制單元(2.6)接收電子訊號通道(ESC)選擇訊號及接收ADC轉換觸發以將訊號調節以及放大器單元(2.2)的輸出資料數位化；l)應用濾波以供藉由使用脈衝串抽樣技術以控制單元(2.6)將脈衝及通道交換ADC雜訊從ADC(2.5)的輸出移除；m)藉由控制單元(2.6)檢核ADC(2.5)的下溢以及溢位供用於剪輯偵測；n)藉由控制單元(2.6)應用線性內插供用於校正因為直接測量ECG訊號的非同時順序抽樣的錯誤；o)將數位化與經過濾的資料暫存至控制單元(2.6)的資料緩衝區中；p)在資料緩衝區已滿之後藉由將標頭以及註腳加入至儲存的數位化與經過濾的ECG資料來建立資料框；q)將資料框藉由控制單元(2.6)通過通訊通道(2.8)傳輸至使用者介面模組(3)並且重新初始化控制單元(2.6)的資料緩衝區；r)若有的話，剖析資料框以偵測並校正傳輸錯誤； s)應用進一步濾波，其使用利用卷積至經剖析的資料框的即時數位FIR濾波器以確保僅有頻帶0.3至32Hz的ECG資料被接收到；t)在輸出裝置上，包括LCD/行動電話/PC螢幕，將從FIR濾波器輸出而來的經過濾資料作圖；u)將經過濾的ECG資料連同患者資料記錄並儲存於記憶體單元(2.9)，包括MMC、硬碟、電話記憶體以供將來藉由使用平台獨立性視覺使用者介面來參考；v)藉由使用分析軟體從記錄的ECG資料中擷取生命ECG參數，包括心率、RR間隔、PR間隔、QT間隔、QRS寬度以及QRS角度；w)列印ECG報告。
  8. 如申請專利範圍第7項的方法，其中直接測量ECG訊號中的雜訊依序以三個階段被移除，該等階段為：a)在第一個階段，於訊號調節以及放大器單元(2.2)中實施以硬體為基礎的類比帶寬限制濾波器(2.2.2)以濾出DC偏移以及超出尼奎斯頻率的頻率來防止頻疊效應，當FIR濾波器稍後應用在第三階段時，其會減弱來自於ADC(2.5)的數位化ECG訊號折回ECG通帶頻率之頻率超過尼奎斯頻率的雜訊，其中所需的通帶頻率 是在0.22Hz至100Hz的範圍內；b)在第二個階段，於控制單元(2.6)中實施脈衝串抽樣濾波器以濾出由棘波/干擾/脈衝所組成的雜訊，因而完全地移除此等雜訊或減弱它而使得將FIR濾波器(在第三個階段)應用於脈衝所致的振鈴或振盪被減低；c)最後在第三個階段，於控制單元中或外部地在一PC上使用卷積技術，實施即時數位線性帶通，FIR濾波器，以過濾基線漂移、EMG雜訊、電線雜訊以及頻率範圍為0.3Hz至32Hz的ECG通帶頻率以外的其他雜訊。
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