本實(shí)用新型涉及醫(yī)療器械領(lǐng)域，尤其涉及一種便攜式心電圖機(jī)。

背景技術(shù)：

心電圖機(jī)是利用電學(xué)原理自動記錄人體內(nèi)心臟活動時心肌變化產(chǎn)生的生物電信號(心電信號)的醫(yī)療器械。

傳統(tǒng)的心電圖機(jī)一般由心電信號采集部分、主控處理部分、存儲部分和打印顯示部分構(gòu)成，能夠進(jìn)行復(fù)雜的心電向量分析，功能比較強(qiáng)大。但是，傳統(tǒng)的心電圖機(jī)的體積通常比較龐大，系統(tǒng)功耗較大，無法長時間不間斷地記錄人體心電信號的變化情況。

為此，便攜式心電圖機(jī)被設(shè)計(jì)用來解決上述問題。通過體積較小的便攜式心電圖機(jī)，使得人體心電信號的變化情況能夠被長時間不間斷地記錄下來。

然而，便攜式心電圖機(jī)的功能比較單一，只能簡單地采集和存儲心電信號。此外，現(xiàn)有的便攜式心電圖機(jī)的心電信號由于存在基線漂移和噪聲較大的問題，使得心電信號大多都是無效的心電信號，無法提供至主控處理部分作進(jìn)一步地分析，導(dǎo)致便攜式心電圖機(jī)的處理效率很低。

技術(shù)實(shí)現(xiàn)要素：

基于此，本實(shí)用新型的一個目的在于提供一種便攜式心電圖機(jī)，所述便攜式心電圖機(jī)能夠有效地抑制噪聲對心電信號的干擾，以此提高心電信號的有效率，進(jìn)而提高便攜式心電圖機(jī)的處理效率。

為了解決上述技術(shù)問題，本實(shí)用新型采用的技術(shù)方案如下：

一種便攜式心電圖機(jī)包括心電信號采集部分、主控處理部分、存儲部分、打印顯示部分和供電部分，所述便攜式心電圖機(jī)還包括噪聲濾除部分，所述噪聲濾除部分將所述心電信號采集部分輸出的多路心電信號噪聲濾除后輸入至所述主控處理部分，以通過所述主控處理部分對經(jīng)噪聲濾除的多路心電信號進(jìn)行分析。

進(jìn)一步地，所述噪聲濾除部分包括第一濾波電路、第一放大電路和第二濾波電路，所述第一濾波電路對各路心電信號進(jìn)行直流和低頻信號的濾除，并經(jīng)所述第一放大電路放大后輸出至所述第二濾波電路，以通過所述第二濾波電路對所述各路心電信號作進(jìn)一步地噪聲濾除。

進(jìn)一步地，所述心電信號采集部分包括：導(dǎo)聯(lián)線接口，與多種導(dǎo)聯(lián)模式的導(dǎo)聯(lián)線通過電極共用的方式相連，用以采集多路電極信號；至少一差分放大電路，所述至少一差分放大電路包括兩差分輸入端，通過由采集得到的多路電極信號中選取其中兩路電極信號，并分別輸入至所述兩差分輸入端進(jìn)行差分放大處理，得到所述其中兩路電極信號對應(yīng)的心電信號。

進(jìn)一步地，所述便攜式心電圖機(jī)還包括導(dǎo)聯(lián)線識別接口電路，與所述導(dǎo)聯(lián)線接口相連，用以對連接于所述導(dǎo)聯(lián)線接口的導(dǎo)聯(lián)線的導(dǎo)聯(lián)模式進(jìn)行識別。

進(jìn)一步地，所述心電信號采集部分還包括保護(hù)電路，與所述導(dǎo)聯(lián)線接口相連，其包括上拉電阻，所述導(dǎo)聯(lián)線接口采集到的電極信號通過所述上拉電阻上拉至中心電平，使得所述電極信號輸入至所述差分放大電路的差分輸入端時的電流控制在預(yù)設(shè)范圍內(nèi)。

進(jìn)一步地，所述心電信號采集部分還包括第三濾波電路和緩沖電路，其中，所述第三濾波電路與所述保護(hù)電路的輸出端相連，用以將所述保護(hù)電路輸出的電極信號濾波后輸入至所述差分放大電路的差分輸入端；所述緩沖電路與所述第三濾波電路的輸出端相連，用以對經(jīng)所述第三濾波電路濾波的電極信號進(jìn)行阻抗變換后輸入至所述差分放大電路的差分輸入端。

進(jìn)一步地，所述便攜式心電圖機(jī)還包括起博信號檢測部分，其包括比較電路，通過所述比較電路將所述心電信號采集部分輸出的其中一路心電信號轉(zhuǎn)換為起博脈沖信號，以將所述起博脈沖信號輸入至所述主控處理部分進(jìn)行起博信號的檢測。

進(jìn)一步地，所述起博信號檢測部分還包括第四濾波電路和第二放大電路，所述第四濾波電路將所述心電信號濾波后輸入至所述第二放大電路，使得所述第二放大電路將濾波后的心電信號放大并輸入至所述比較電路進(jìn)行起博脈沖信號的轉(zhuǎn)換。

進(jìn)一步地，所述起博信號檢測部分還包括脈寬整形電路，連接于所述比較電路與主控處理部分之間，用以對所述比較電路輸出的起博脈沖信號進(jìn)行脈寬調(diào)節(jié)，使得經(jīng)脈寬調(diào)節(jié)的起博脈沖信號的脈寬適配于所述主控處理部分的預(yù)設(shè)處理范圍。

進(jìn)一步地，所述便攜式心電圖機(jī)還包括信號選擇電路和模數(shù)轉(zhuǎn)換電路，連接于所述噪聲濾除部分和主控處理部分，所述信號選擇電路由所述多路心電信號中選擇其中一路心電信號并輸入至所述模數(shù)轉(zhuǎn)換電路，以通過所述模數(shù)轉(zhuǎn)換電路對該其中一路心電信號模數(shù)轉(zhuǎn)換后輸入至所述主控處理部分進(jìn)行分析。

進(jìn)一步地，所述供電部分包括電源和與電源連接的電壓調(diào)整電路，通過所述電源與電壓調(diào)整電路的相互配合向所述便攜式心電圖機(jī)的各部分提供所需的工作電壓。

進(jìn)一步地，所述電壓調(diào)整電路包括依次連接的升壓電路、穩(wěn)壓電路、電阻分壓電路和運(yùn)放電路。

與現(xiàn)有技術(shù)相比，本實(shí)用新型具有以下有益效果：

便攜式心電圖機(jī)包括心電信號采集部分、主控處理部分、存儲部分、打印顯示部分和供電部分，還包括噪聲濾除部分，使得主控處理部分進(jìn)行分析的多路心電信號是通過該噪聲濾除部分進(jìn)行了噪聲濾除處理得到的，從而有效地抑制了噪聲干擾對心電信號的影響，避免現(xiàn)有技術(shù)中心電信號大多都是無效的心電信號，進(jìn)而提高了便攜式心電圖機(jī)的處理效率。

附圖說明

圖1為一實(shí)施例的便攜式心電圖機(jī)的結(jié)構(gòu)框圖；

圖2為圖1中噪聲濾除部分的結(jié)構(gòu)框圖；

圖3為圖1中心電信號采集部分的結(jié)構(gòu)框圖；

圖4為另一實(shí)施例的心電信號采集部分的結(jié)構(gòu)框圖；

圖5為圖4中保護(hù)電路的電路原理圖；

圖6為另一實(shí)施例的便攜式心電圖機(jī)的結(jié)構(gòu)框圖；

圖7為圖6中起博信號檢測部分的結(jié)構(gòu)框圖；

圖8為圖6中起博信號檢測部分的結(jié)構(gòu)框圖；

圖9為圖6中起博信號檢測部分的電路原理圖；

圖10為另一實(shí)施例的便攜式心電圖機(jī)的結(jié)構(gòu)框圖；

圖11為圖1的供電部分的結(jié)構(gòu)框圖；

圖12為圖1的供電部分的電路原理圖；

圖13為一具體實(shí)施例的便攜式心電圖機(jī)的結(jié)構(gòu)示意圖。

具體實(shí)施方式

為了使本實(shí)用新型的目的、技術(shù)方案及優(yōu)點(diǎn)更加清楚明白，以下結(jié)合附圖及實(shí)施例，對本實(shí)用新型進(jìn)行進(jìn)一步的詳細(xì)說明。應(yīng)當(dāng)理解，此處所描述的具體實(shí)施例僅用以解釋本實(shí)用新型，并不用于限定本實(shí)用新型。

心臟在搏動之前，心肌首先發(fā)生興奮，在興奮過程中會產(chǎn)生微弱電流，該電流經(jīng)人體組織向人體各部分傳導(dǎo)。由于人體各部分中的人體組織不同，各部分與心臟之間的距離也不同，因此在人體體表各部位將表現(xiàn)出不同的電位變化，這種心臟內(nèi)電活動所產(chǎn)生的生理電信號與時間的關(guān)系稱之為心電圖(Electrocardiograph，ECG)。

心電圖可以作為心肌缺血特別是心肌梗死、心率失常等心臟疾病的臨床診斷依據(jù)，還可以用于電解質(zhì)紊亂、內(nèi)分泌失調(diào)、自律神經(jīng)功能失調(diào)、藥物影響、全身疾病影響等的監(jiān)測、術(shù)前術(shù)后評估、產(chǎn)婦和胎兒的檢查等等。

隨著心電圖的廣泛應(yīng)用，各種用以記錄上述生理電信號所形成的心電圖的心電圖機(jī)也隨之出現(xiàn)。然而，現(xiàn)有的心電圖機(jī)要么體積過大，系統(tǒng)功耗較大，無法長時間不間斷地記錄人體心電信號的變化情況，要么體積小卻功能單一，存在處理效率低的問題。

因此，特提出一種便攜式心電圖機(jī)，該便攜式心電圖機(jī)體積小，系統(tǒng)功耗低，功能較豐富，不僅能夠?qū)θ梭w心電信號的變化情況進(jìn)行長時間不間斷地記錄，并且能夠有效地抑制噪聲干擾對心電信號的影響，避免采集得到的心電信號大多都是無效的心電信號，有效地提高了便攜式心電圖機(jī)的處理效率。

請參閱圖1，在一實(shí)施例中，一種便攜式心電圖機(jī)100包括心電信號采集部分10、主控處理部分20、存儲部分30、打印顯示部分40和供電部分50，便攜式心電圖機(jī)100還包括噪聲濾除部分60。

其中，噪聲濾除部分60將心電信號采集部分10輸出的多路心電信號噪聲濾除后輸入至主控處理部分20，以通過主控處理部分20對經(jīng)噪聲濾除的多路心電信號進(jìn)行分析。

便攜式心電圖機(jī)100中各部分正常工作時，由于電子熱運(yùn)動將會產(chǎn)生噪聲，該噪聲會對心電信號產(chǎn)生干擾，從而導(dǎo)致心電信號成為主控處理部分20無法分析的心電信號，因此，通過噪聲濾除部分60對心電信號進(jìn)行噪聲濾除，能夠有效地消除噪聲干擾對心電信號的影響。

具體地，如圖2所示，噪聲濾除部分60包括第一濾波電路61、第一放大電路62和第二濾波電路63。

第一濾波電路61包括高通濾波器。較優(yōu)地，高通濾波器為一階RC高通濾波器。當(dāng)然，根據(jù)不同的應(yīng)用場景，高通濾波器也可以采用有源高通濾波器或者其他形式的一階或高階高通濾波器。

第一放大電路62可以是同相放大電路，還可以是反相放大電路，通過同相或者反相放大電路能夠?qū)⑿盘柗糯笾梁线m的電壓范圍內(nèi)。應(yīng)當(dāng)理解，信號在不飽和輸出的前提下，信號被放大得越大，越有利于信號的模數(shù)轉(zhuǎn)換，即模數(shù)轉(zhuǎn)換過程中模擬信號能夠轉(zhuǎn)換得到的數(shù)字信號的有效位數(shù)越多，進(jìn)而越有利于消除噪聲對信號的干擾，提高便攜式心電圖機(jī)100的信噪比。

第二濾波電路63用以濾除前級電路中引入的噪聲，其可以是帶通濾波器，還可以是低通濾波器，例如，一階RC低通濾波器。當(dāng)然，根據(jù)不同的應(yīng)用場景，低通濾波器還可以選用其他形式的一階或高階低通濾波器。

本實(shí)施例中，第一濾波電路61對各路心電信號進(jìn)行直流和低頻信號的濾除，并經(jīng)第一放大電路62放大后輸出至第二濾波電路63，以通過第二濾波電路63對各路心電信號作進(jìn)一步地噪聲濾除。

也就是說，心電信號采集部分10輸出的心電信號在進(jìn)入主控處理部分20進(jìn)行分析之前，將經(jīng)過一級信號放大和兩級噪聲濾除，從而有效地抑制心電信號中的噪聲干擾，避免心電信號大多都是無效的心電信號而無法供主控處理部分20分析，以此有效地提高了便攜式心電圖機(jī)100的處理效率。

請參閱圖3，在一實(shí)施例中，心電信號采集部分10包括導(dǎo)聯(lián)線接口11和至少一差分放大電路12。

其中，導(dǎo)聯(lián)線接口11與多種導(dǎo)聯(lián)模式的導(dǎo)聯(lián)線通過電極共用的方式相連，用以采集多路電極信號。

導(dǎo)聯(lián)線用以連接人體體表部位與便攜式心電圖機(jī)100，即電極作為導(dǎo)聯(lián)線的一端放置在人體體表某個部位，導(dǎo)聯(lián)線的另一端(例如母插頭)與便攜式心電圖機(jī)100的導(dǎo)聯(lián)線接口11(例如公插頭)連接。通過導(dǎo)聯(lián)線即可獲得在人體體表各部位所表現(xiàn)出的電位變化，進(jìn)而導(dǎo)聯(lián)線接口11通過相連的電極即可進(jìn)行生理電信號即電極信號的采集。

導(dǎo)聯(lián)線的導(dǎo)聯(lián)模式按照電極數(shù)目可以分為三種：10電極、7電極、5電極。各種導(dǎo)聯(lián)模式中不同的電極表示在人體體表所放置的位置不同，例如，10電極中，電極RA表示電極RA放置于右上肢，電極V5表示電極V5放置于第5肋間隙左腋前線上。

相應(yīng)地，不同種導(dǎo)聯(lián)模式中，導(dǎo)聯(lián)線接口11通過相連的電極采集到的電極信號的數(shù)量不同，且不同的電極信號反映了人體體表不同部位所表現(xiàn)出的電位變化。例如，10電極中，導(dǎo)聯(lián)線接口11采集到10路電極信號，其中，通過電極RA采集到的電極信號反映了人體右上肢所表現(xiàn)出的電位變化，而通過電極V5采集到的電極信號反映了人體第5肋間隙左腋前線上所表現(xiàn)出的電位變化。

本實(shí)施例中，導(dǎo)聯(lián)線接口11通過電極共用的方式與導(dǎo)聯(lián)線相連，可以同時兼容多種導(dǎo)聯(lián)模式的導(dǎo)聯(lián)線。換而言之，便攜式心電圖機(jī)100僅采用一種導(dǎo)聯(lián)線接口11即可支持連接不同種導(dǎo)聯(lián)模式的導(dǎo)聯(lián)線，從而避免現(xiàn)有技術(shù)中不同種導(dǎo)聯(lián)模式的導(dǎo)聯(lián)線需要通過不同的導(dǎo)聯(lián)線接口與便攜式心電圖機(jī)100相連，有效地降低了便攜式心電圖機(jī)100的生產(chǎn)成本。

具體地，各種導(dǎo)聯(lián)模式中各電極的名稱及其共用方式如下表1所示。10電極包括電極RA、LA、LL、RL和V1～V6，7電極包括CH1+、CH2+、CH3+、CH1-、CH2-、CH3-和RL，5電極包括CH1+、CH2+、CH3+、COM和RL。

表1各種導(dǎo)聯(lián)模式中各電極的名稱及其共用方式

其中，10電極中的電極V5與7電極和5電極中的電極CH1+共用，10電極中的電極V1與7電極和5電極中的電極CH2+共用，10電極中的電極V3與7電極和5電極中的電極CH3+共用，10電極中的電極RA分別與7電極中的電極CH1-、5電極中的電極COM共用，10電極中的電極LA分別與7電極中的電極CH2-、5電極中的電極COM共用，10電極中的電極LL分別與7電極中的電極CH3-、5電極中的電極COM共用。

當(dāng)然，在其他實(shí)施例中，電極共用的方式還可以根據(jù)應(yīng)用場景的實(shí)際需求是其他形式的，并不僅限于本實(shí)施例中所描述的。

需要說明的是，電極共用的方式可以人工設(shè)置于主控處理部分20，也可以在連接時自動識別上報(bào)至主控處理部分20，以使主控處理部分20知悉導(dǎo)聯(lián)線接口11當(dāng)前連接的導(dǎo)聯(lián)線的導(dǎo)聯(lián)模式。

至少一差分放大電路12包括兩差分輸入端，通過由采集得到的多路電極信號中選取其中兩路電極信號，并分別輸入至兩差分輸入端進(jìn)行差分放大處理，得到其中兩路電極信號對應(yīng)的心電信號。

由于對心電信號產(chǎn)生干擾的噪聲通常為共模信號，而心電信號通常為差模信號，因此，在導(dǎo)聯(lián)線接口11通過電極采集到多路電極信號之后，將通過差分放大電路12對多路電極信號中的其中兩路電極信號進(jìn)行差分放大處理，使得共模信號被抑制，而差模信號得以放大，從而有效地抑制了工頻干擾對心電信號的影響，有效地提高了便攜式心電圖機(jī)100的共模抑制比(CMRR)，提高了心電信號的抗干擾能力。

其中，不同種導(dǎo)聯(lián)模式中，差分放大電路12的兩差分輸入端所輸入的兩路電極信號有所區(qū)別。例如，10電極中，兩路電極信號可以分別來源于電極RA和LA、電極RA和LL、電極RA和V1～V6；7電極中，兩路電極信號可以分別來源于電極CH1+和CH1-、電極CH2+和CH2-、電極CH3+和CH3-；而5電極中，兩路電極信號則可以分別來源于電極CH1～3和COM。

應(yīng)當(dāng)理解，一路差分放大電路12僅用以處理同一種導(dǎo)聯(lián)模式中的任意一對電極信號，若要處理同一種導(dǎo)聯(lián)模式中所有成對的電極信號，則差分放大電路12的數(shù)量需要相應(yīng)地增加。例如，10電極中，差分放大電路12需要增加至8路；7電極和5電極中，差分放大電路12則需要增加至3路。

本實(shí)施例中，差分放大電路12為儀表放大電路，該儀表放大電路不僅限于單片集成儀表放大芯片，還可以是單運(yùn)放儀表放大電路、雙運(yùn)放儀表放大電路或者三運(yùn)放儀表放大電路。

進(jìn)一步地，如圖3所示，便攜式心電圖機(jī)100還包括導(dǎo)聯(lián)線識別接口電路16，與導(dǎo)聯(lián)線接口11相連，用以對連接于導(dǎo)聯(lián)線接口11的導(dǎo)聯(lián)線的導(dǎo)聯(lián)模式進(jìn)行識別。

如前所述，導(dǎo)聯(lián)線的導(dǎo)聯(lián)模式包括三種：10電極、7電極和5電極，通過導(dǎo)聯(lián)線識別接口電路16即可對該三種導(dǎo)聯(lián)模式進(jìn)行識別。

具體地，不同導(dǎo)聯(lián)模式的導(dǎo)聯(lián)線內(nèi)設(shè)置不同的下拉，以使導(dǎo)聯(lián)線識別接口電路16能夠?qū)?dǎo)聯(lián)線的不同導(dǎo)聯(lián)模式識別為不同的電平信號。例如，電平信號0表示10電極的導(dǎo)聯(lián)模式，電平信號1表示7電極的導(dǎo)聯(lián)模式，電平信號2表示5電極的導(dǎo)聯(lián)模式。

進(jìn)一步地，導(dǎo)聯(lián)線識別接口電路16將識別到的電平信號發(fā)送至主控處理部分20，通過主控處理部分20中設(shè)置的兩個輸入引腳對該電平信號進(jìn)行接收，即可判斷出便攜式心電圖機(jī)100當(dāng)前連接的導(dǎo)聯(lián)線的導(dǎo)聯(lián)模式。

請參閱圖4，在一實(shí)施例中，心電信號采集部分10還包括與導(dǎo)聯(lián)線接口11相連的保護(hù)電路13。

該保護(hù)電路13包括上拉電阻，導(dǎo)聯(lián)線接口11采集到的電極信號通過上拉電阻上拉至中心電平，使得電極信號輸入至差分放大電路12的差分輸入端時的電流控制在預(yù)設(shè)范圍內(nèi)。

如圖5所示，導(dǎo)聯(lián)線接口11通過電極RA采集到對應(yīng)的電極信號，該電極信號通過上拉電阻R2上拉至中心電平AVCC。其中，上拉電阻R2的阻值為20M，中心電平AVCC的電壓值為1.5V。

同理，導(dǎo)聯(lián)線接口11通過電極LA采集到對應(yīng)的電極信號，該電極信號通過上拉電阻R4上拉至中心電平AVCC。其中，上拉電阻R4的阻值為20M，中心電平AVCC的電壓值為1.5V。

值得一提的是，中心電平AVCC是由模擬電壓3.0V經(jīng)電阻分壓后再經(jīng)緩沖電路穩(wěn)壓得到的，以此通過采用低電平的中心電壓作為便攜式心電圖機(jī)100的工作電壓，大幅度地降低了便攜式心電圖機(jī)100的系統(tǒng)功耗，從而延長便攜式心電圖機(jī)100的工作時間，解決了便攜式心電圖機(jī)100無法長時間運(yùn)行的問題。

當(dāng)然，上拉電阻的阻值和中心電平的電壓值并不限于上述，只要是能夠提供便攜式心電圖機(jī)100較大的輸入阻抗即可。

通過如上所述的設(shè)置，實(shí)現(xiàn)了對后級電路的保護(hù)作用，使得后級電路的單一故障患者電流和患者輔助電流控制在50μA以內(nèi)。

此外，通過如上所述的設(shè)置，還能夠?qū)?dǎo)聯(lián)線的導(dǎo)聯(lián)脫落進(jìn)行檢測，而不必增加額外的檢測電路，以此簡化了電路結(jié)構(gòu)，進(jìn)一步有效地降低了便攜式心電圖機(jī)100的生產(chǎn)成本。

以10電極中的電極RA和LA為例進(jìn)行說明，當(dāng)電極RA和電極LA均正常連接時，電極信號上拉至中心電平并經(jīng)過后級差分放大電路，輸出的心電信號對應(yīng)的電壓值為：(LA+1.5)-(RA+1.5)＝LA+RA，即中心電平的電壓值相互抵消，此時能夠形成正常的心電波形，其中，1.5表示中心電平的電壓值，LA表示通過電極LA采集到的電極信號的電壓值，RA表示通過電極RA采集到的電極信號的電壓值。當(dāng)電極LA或者電極RA脫落時，只能輸出電壓值RA+1.5或者LA+1.5，此時無法形成正常的心電波形。當(dāng)電極RA和電極LA均脫落時，則輸出電壓值為0，此時所形成的心電波形的電平產(chǎn)生了較大變化?；谏鲜?，通過心電信號的電壓值范圍即可判斷出導(dǎo)聯(lián)線的導(dǎo)聯(lián)脫落情況。

進(jìn)一步地，如圖4所示，心電信號采集部分10還包括與保護(hù)電路13的輸出端相連的第三濾波電路14。

該第三濾波電路14用以將保護(hù)電路13輸出的電極信號濾波后輸入至差分放大電路12的差分輸入端。

本實(shí)施例中，第三濾波電路14為低通濾波器，通過低通濾波器對電極信號進(jìn)行初步濾波處理。該低通濾波器可以是一階RC低通濾波器，還可以是其他形式的一階或者高階低通濾波器。

進(jìn)一步地，如圖4所示，心電信號采集部分10還包括與第三濾波電路14的輸出端相連的緩沖電路15。

該緩沖電路15用以對經(jīng)第三濾波電路14濾波的電極信號進(jìn)行阻抗變換后輸入至差分放大電路12的差分輸入端。

本實(shí)施例中，緩沖電路15為運(yùn)放電路，該運(yùn)放電路可以采用單運(yùn)放集成芯片、雙運(yùn)放集成芯片或者四運(yùn)放集成芯片。應(yīng)當(dāng)理解，運(yùn)放通道數(shù)越多，同一運(yùn)放集成芯片能夠同時輸入輸出的信號路數(shù)越多，從而越有利于縮小便攜式心電圖機(jī)100的體積，越有利于降低系統(tǒng)功耗，進(jìn)一步延長便攜式心電圖機(jī)100的工作時間。

通過緩沖電路15的阻抗變換處理，實(shí)現(xiàn)了系統(tǒng)輸入阻抗的提高，同時降低了系統(tǒng)的輸出阻抗，使得心電信號能夠不失真地由心電信號采集部分10輸出。

請參閱圖6，在一實(shí)施例中，便攜式心電圖機(jī)100還包括起博信號檢測部分70。

該起博信號檢測部分70包括比較電路71，通過比較電路71將心電信號采集部分10輸出的其中一路心電信號轉(zhuǎn)換為起博脈沖信號，以將起博脈沖信號輸入至主控處理部分20進(jìn)行起博信號的檢測。

心電信號采集部分10輸出的心電信號有多路，本實(shí)施例中，起博信號檢測部分70僅對其中一路心電信號進(jìn)行起博信號的檢測，使得便攜式心電圖機(jī)100不僅能夠增加起博信號的檢測功能，而且不需要占用過多的硬件資源，有利于縮小便攜式心電圖機(jī)100的體積。

進(jìn)一步地，請參閱圖7，在另一實(shí)施例中，起博信號檢測部分70還包括第四濾波電路72和第二放大電路73。

其中，第四濾波電路72將心電信號濾波后輸入至第二放大電路73，使得第二放大電路73將濾波后的心電信號放大并輸入至比較電路71進(jìn)行起博脈沖信號的轉(zhuǎn)換。

進(jìn)一步地，請參閱圖8，在另一實(shí)施例中，起博信號檢測部分70還包括脈寬整形電路74，連接于比較電路71與主控處理部分20之間。

該脈寬整形電路74用以對比較電路71輸出的起博脈沖信號進(jìn)行脈寬調(diào)節(jié)，使得經(jīng)脈寬調(diào)節(jié)的起博脈沖信號的脈寬適配于主控處理部分20的預(yù)設(shè)處理范圍。

圖9為一具體實(shí)施例中起博信號檢測部分70的電路原理圖?，F(xiàn)結(jié)合圖6至圖9，對起博信號檢測部分70的工作原理說明如下。該具體實(shí)施例中，起博信號檢測部分70包括依次設(shè)置的比較電路71和脈寬整形電路74。

比較電路71包括兩個比較器U10，每個比較器U10均包括兩個輸入端(2、3)、(5、6)和一個輸出端1、7。其中一個比較器U10由模擬電源VCC經(jīng)電阻R34、R35、R36分壓后提供高門限電平輸入至輸入端3，同理，另一個比較器U10則由模擬電源VCC經(jīng)電阻R34、R35、R36分壓后提供低門限電平輸入至輸入端6，心電信號則由輸入端2、5輸入至比較器U10內(nèi)。

進(jìn)一步地，如圖9所示，應(yīng)當(dāng)理解，只有在高、低門限電平范圍內(nèi)的心電信號經(jīng)過比較器U10的輸出端1、7后才能導(dǎo)通二極管D1、D2，從而產(chǎn)生起博脈沖信號輸出至后級的脈寬整形電路74。

脈寬整形電路74包括D觸發(fā)器，通過D觸發(fā)器將輸入的起博脈沖信號延遲輸出形成輸出信號PACE，該輸出信號PACE即為經(jīng)脈寬調(diào)節(jié)的起博脈沖信號。

通過如上所述的設(shè)置，實(shí)現(xiàn)了起博信號的硬件檢測，相較于通過信號采樣的軟件檢測更有利于降低系統(tǒng)功耗，從而延長便攜式心電圖機(jī)100的工作時間。

請參閱圖10，在一實(shí)施例中，便攜式心電圖機(jī)100還包括信號選擇電路80和模數(shù)轉(zhuǎn)換電路90，連接于噪聲濾除部分60和主控處理部分20。

信號選擇電路80由多路心電信號中選擇其中一路心電信號并輸入至模數(shù)轉(zhuǎn)換電路90，以通過模數(shù)轉(zhuǎn)換電路90對該其中一路心電信號模數(shù)轉(zhuǎn)換后輸入至主控處理部分20進(jìn)行分析。

換而言之，本實(shí)施例中，主控處理部分20通過信號選擇電路80對多路心電信號進(jìn)行分時處理，以此避免主控處理部分20同時處理多路心電信號必然需要消耗更多的硬件資源，且系統(tǒng)功耗必然有所增加，不利于縮小便攜式心電圖機(jī)100的體積。

信號選擇電路80可以是信號選擇器，也可以是模擬開關(guān)。該信號選擇電路80受控于主控處理部分20，根據(jù)主控處理部分20發(fā)出的預(yù)設(shè)順序指令依次對多路心電信號進(jìn)行采樣。

應(yīng)當(dāng)理解，不同種導(dǎo)聯(lián)模式中信號選擇電路80將有所差別。例如，10電極中，信號選擇電路80為8選1模擬開關(guān)，而7電極或者5電極中，信號選擇電路80為3選1模擬開關(guān)。

模數(shù)選擇電路90可以是模數(shù)轉(zhuǎn)換器(ADC)，該ADC可以選用高位數(shù)的ADC，還可以是三角積分型ADC，以此提高ADC分辨率及采樣精度，從而有利于提高系統(tǒng)信噪比，提高心電信號的有效性。

通過如上所述的設(shè)置，實(shí)現(xiàn)了信號選擇電路80和模數(shù)轉(zhuǎn)換電路90與主控處理部分20的獨(dú)立，即信號選擇電路80和模數(shù)轉(zhuǎn)換電路90并非集成于主控處理部分20，不僅使得系統(tǒng)配置更加地靈活，還進(jìn)一步地降低了主控處理部分20的處理量，提高了便攜式心電圖機(jī)100的處理效率，且進(jìn)一步地降低了便攜式心電圖機(jī)100的系統(tǒng)功耗，有利于延長便攜式心電圖機(jī)100的工作時間。

當(dāng)然，根據(jù)應(yīng)用場景的實(shí)際需求，信號選擇電路80和模數(shù)轉(zhuǎn)換電路90還可以集成于同一芯片中，以進(jìn)一步地縮小便攜式心電圖機(jī)100的體積。

請參閱圖11，在一實(shí)施例中，供電部分50包括電源51和與電源51連接的電壓調(diào)整電路52。通過電源51與電源調(diào)整電路52的相互配合向便攜式心電圖機(jī)100的各部分提供所需的工作電壓。

進(jìn)一步地，電壓調(diào)整電路52包括依次連接的升壓電路521、穩(wěn)壓電路522、電阻分壓電路523和運(yùn)放電路524。

電源51為單節(jié)堿性電池或者充電電池，用以提供初始工作電壓。該初始工作電壓經(jīng)升壓電路521升壓轉(zhuǎn)換后形成數(shù)字電壓VDD，數(shù)字電壓VDD經(jīng)穩(wěn)壓電路522穩(wěn)壓后形成小波紋的模擬電壓VCC，該模擬電壓VCC再經(jīng)電阻分壓電路523分壓和運(yùn)放電路524的電壓跟隨，即可輸出參考電平AVCC。

具體地，數(shù)字電壓VDD向模數(shù)轉(zhuǎn)換電路和主控處理部分提供工作電壓，模擬電壓VCC向緩沖電路、差分放大電路和起博信號檢測部分提供工作電壓，參考電平AVCC即可作為保護(hù)電路中上拉電阻上拉的中心電平。

其中，起博信號檢測部分中比較電路所需的高低門限電平是由模擬電壓VCC經(jīng)三個電阻分壓所形成的。

進(jìn)一步地，供電部分50還可以設(shè)置一報(bào)警電路，用以提示電源51的電量。該報(bào)警電路可以是將電源51提供的初始工作電壓直接輸入至主控處理部分形成，還可以將升壓電路521自身所提供的低電壓信號直接輸入至主控處理部分形成，例如，升壓電路521采用TI公司的TPS61020芯片即可輸出低電壓信號。

供電部分50的電路原理圖如圖12所示。其中，升壓電路521可以選用不同型號的DC/DC芯片來實(shí)現(xiàn)升壓功能，穩(wěn)壓電路522可以選用穩(wěn)壓芯片或者線性穩(wěn)壓器來實(shí)現(xiàn)不同模擬電壓值的提供。

圖13為一具體實(shí)施例中便攜式心電圖機(jī)100的結(jié)構(gòu)示意圖。在該具體實(shí)施例中，主控處理部分20通過微處理器實(shí)現(xiàn)，通過微處理器對噪聲濾除后的心電信號進(jìn)行分析，在有效地抑制了噪聲對心電信號的干擾同時，提高了便攜式心電圖機(jī)100的處理效率。

此外，各部分中電路均采用小型封裝的低功耗元器件，并采用多層PCB板和高密度的PCBA貼片工藝，大幅度地降低了系統(tǒng)功耗，縮小了便攜式心電圖機(jī)100的體積，有效地解決了便攜式心電圖機(jī)100因單電池供電而無法長時間運(yùn)行的問題。

上述內(nèi)容，僅為本實(shí)用新型的較佳實(shí)施例，并非用于限制本實(shí)用新型的實(shí)施方案，本領(lǐng)域普通技術(shù)人員根據(jù)本實(shí)用新型的主要構(gòu)思和精神，可以十分方便地進(jìn)行相應(yīng)的變通或修改，故本實(shí)用新型的保護(hù)范圍應(yīng)以權(quán)利要求書所要求的保護(hù)范圍為準(zhǔn)。