CN206285109U - 便携式心电图机 - Google Patents

Abstract

本实用新型公开了一种便携式心电图机，所述便携式心电图机包括心电信号采集部分、主控处理部分、存储部分、打印显示部分和供电部分，所述便携式心电图机还包括噪声滤除部分，所述噪声滤除部分将所述心电信号采集部分输出的多路心电信号噪声滤除后输入至所述主控处理部分，以通过所述主控处理部分对经噪声滤除的多路心电信号进行分析。采用本实用新型提供的便携式心电图机能够有效地抑制噪声对心电信号的干扰，以此提高心电信号的有效率，进而提高便携式心电图机的处理效率。

Description

便携式心电图机

技术领域

本实用新型涉及医疗器械领域，尤其涉及一种便携式心电图机。

背景技术

心电图机是利用电学原理自动记录人体内心脏活动时心肌变化产生的生物电信号(心电信号)的医疗器械。

传统的心电图机一般由心电信号采集部分、主控处理部分、存储部分和打印显示部分构成，能够进行复杂的心电向量分析，功能比较强大。但是，传统的心电图机的体积通常比较庞大，系统功耗较大，无法长时间不间断地记录人体心电信号的变化情况。

为此，便携式心电图机被设计用来解决上述问题。通过体积较小的便携式心电图机，使得人体心电信号的变化情况能够被长时间不间断地记录下来。

然而，便携式心电图机的功能比较单一，只能简单地采集和存储心电信号。此外，现有的便携式心电图机的心电信号由于存在基线漂移和噪声较大的问题，使得心电信号大多都是无效的心电信号，无法提供至主控处理部分作进一步地分析，导致便携式心电图机的处理效率很低。

实用新型内容

基于此，本实用新型的一个目的在于提供一种便携式心电图机，所述便携式心电图机能够有效地抑制噪声对心电信号的干扰，以此提高心电信号的有效率，进而提高便携式心电图机的处理效率。

为了解决上述技术问题，本实用新型采用的技术方案如下：

一种便携式心电图机包括心电信号采集部分、主控处理部分、存储部分、打印显示部分和供电部分，所述便携式心电图机还包括噪声滤除部分，所述噪声滤除部分将所述心电信号采集部分输出的多路心电信号噪声滤除后输入至所述主控处理部分，以通过所述主控处理部分对经噪声滤除的多路心电信号进行分析。

进一步地，所述噪声滤除部分包括第一滤波电路、第一放大电路和第二滤波电路，所述第一滤波电路对各路心电信号进行直流和低频信号的滤除，并经所述第一放大电路放大后输出至所述第二滤波电路，以通过所述第二滤波电路对所述各路心电信号作进一步地噪声滤除。

进一步地，所述心电信号采集部分包括：导联线接口，与多种导联模式的导联线通过电极共用的方式相连，用以采集多路电极信号；至少一差分放大电路，所述至少一差分放大电路包括两差分输入端，通过由采集得到的多路电极信号中选取其中两路电极信号，并分别输入至所述两差分输入端进行差分放大处理，得到所述其中两路电极信号对应的心电信号。

进一步地，所述便携式心电图机还包括导联线识别接口电路，与所述导联线接口相连，用以对连接于所述导联线接口的导联线的导联模式进行识别。

进一步地，所述心电信号采集部分还包括保护电路，与所述导联线接口相连，其包括上拉电阻，所述导联线接口采集到的电极信号通过所述上拉电阻上拉至中心电平，使得所述电极信号输入至所述差分放大电路的差分输入端时的电流控制在预设范围内。

进一步地，所述心电信号采集部分还包括第三滤波电路和缓冲电路，其中，所述第三滤波电路与所述保护电路的输出端相连，用以将所述保护电路输出的电极信号滤波后输入至所述差分放大电路的差分输入端；所述缓冲电路与所述第三滤波电路的输出端相连，用以对经所述第三滤波电路滤波的电极信号进行阻抗变换后输入至所述差分放大电路的差分输入端。

进一步地，所述便携式心电图机还包括起博信号检测部分，其包括比较电路，通过所述比较电路将所述心电信号采集部分输出的其中一路心电信号转换为起博脉冲信号，以将所述起博脉冲信号输入至所述主控处理部分进行起博信号的检测。

进一步地，所述起博信号检测部分还包括第四滤波电路和第二放大电路，所述第四滤波电路将所述心电信号滤波后输入至所述第二放大电路，使得所述第二放大电路将滤波后的心电信号放大并输入至所述比较电路进行起博脉冲信号的转换。

进一步地，所述起博信号检测部分还包括脉宽整形电路，连接于所述比较电路与主控处理部分之间，用以对所述比较电路输出的起博脉冲信号进行脉宽调节，使得经脉宽调节的起博脉冲信号的脉宽适配于所述主控处理部分的预设处理范围。

进一步地，所述便携式心电图机还包括信号选择电路和模数转换电路，连接于所述噪声滤除部分和主控处理部分，所述信号选择电路由所述多路心电信号中选择其中一路心电信号并输入至所述模数转换电路，以通过所述模数转换电路对该其中一路心电信号模数转换后输入至所述主控处理部分进行分析。

进一步地，所述供电部分包括电源和与电源连接的电压调整电路，通过所述电源与电压调整电路的相互配合向所述便携式心电图机的各部分提供所需的工作电压。

进一步地，所述电压调整电路包括依次连接的升压电路、稳压电路、电阻分压电路和运放电路。

与现有技术相比，本实用新型具有以下有益效果：

便携式心电图机包括心电信号采集部分、主控处理部分、存储部分、打印显示部分和供电部分，还包括噪声滤除部分，使得主控处理部分进行分析的多路心电信号是通过该噪声滤除部分进行了噪声滤除处理得到的，从而有效地抑制了噪声干扰对心电信号的影响，避免现有技术中心电信号大多都是无效的心电信号，进而提高了便携式心电图机的处理效率。

附图说明

图1为一实施例的便携式心电图机的结构框图；

图2为图1中噪声滤除部分的结构框图；

图3为图1中心电信号采集部分的结构框图；

图4为另一实施例的心电信号采集部分的结构框图；

图5为图4中保护电路的电路原理图；

图6为另一实施例的便携式心电图机的结构框图；

图7为图6中起博信号检测部分的结构框图；

图8为图6中起博信号检测部分的结构框图；

图9为图6中起博信号检测部分的电路原理图；

图10为另一实施例的便携式心电图机的结构框图；

图11为图1的供电部分的结构框图；

图12为图1的供电部分的电路原理图；

图13为一具体实施例的便携式心电图机的结构示意图。

具体实施方式

为了使本实用新型的目的、技术方案及优点更加清楚明白，以下结合附图及实施例，对本实用新型进行进一步的详细说明。应当理解，此处所描述的具体实施例仅用以解释本实用新型，并不用于限定本实用新型。

心脏在搏动之前，心肌首先发生兴奋，在兴奋过程中会产生微弱电流，该电流经人体组织向人体各部分传导。由于人体各部分中的人体组织不同，各部分与心脏之间的距离也不同，因此在人体体表各部位将表现出不同的电位变化，这种心脏内电活动所产生的生理电信号与时间的关系称之为心电图(Electrocardiograph，ECG)。

心电图可以作为心肌缺血特别是心肌梗死、心率失常等心脏疾病的临床诊断依据，还可以用于电解质紊乱、内分泌失调、自律神经功能失调、药物影响、全身疾病影响等的监测、术前术后评估、产妇和胎儿的检查等等。

随着心电图的广泛应用，各种用以记录上述生理电信号所形成的心电图的心电图机也随之出现。然而，现有的心电图机要么体积过大，系统功耗较大，无法长时间不间断地记录人体心电信号的变化情况，要么体积小却功能单一，存在处理效率低的问题。

因此，特提出一种便携式心电图机，该便携式心电图机体积小，系统功耗低，功能较丰富，不仅能够对人体心电信号的变化情况进行长时间不间断地记录，并且能够有效地抑制噪声干扰对心电信号的影响，避免采集得到的心电信号大多都是无效的心电信号，有效地提高了便携式心电图机的处理效率。

请参阅图1，在一实施例中，一种便携式心电图机100包括心电信号采集部分10、主控处理部分20、存储部分30、打印显示部分40和供电部分50，便携式心电图机100还包括噪声滤除部分60。

其中，噪声滤除部分60将心电信号采集部分10输出的多路心电信号噪声滤除后输入至主控处理部分20，以通过主控处理部分20对经噪声滤除的多路心电信号进行分析。

便携式心电图机100中各部分正常工作时，由于电子热运动将会产生噪声，该噪声会对心电信号产生干扰，从而导致心电信号成为主控处理部分20无法分析的心电信号，因此，通过噪声滤除部分60对心电信号进行噪声滤除，能够有效地消除噪声干扰对心电信号的影响。

具体地，如图2所示，噪声滤除部分60包括第一滤波电路61、第一放大电路62和第二滤波电路63。

第一滤波电路61包括高通滤波器。较优地，高通滤波器为一阶RC高通滤波器。当然，根据不同的应用场景，高通滤波器也可以采用有源高通滤波器或者其他形式的一阶或高阶高通滤波器。

第一放大电路62可以是同相放大电路，还可以是反相放大电路，通过同相或者反相放大电路能够将信号放大至合适的电压范围内。应当理解，信号在不饱和输出的前提下，信号被放大得越大，越有利于信号的模数转换，即模数转换过程中模拟信号能够转换得到的数字信号的有效位数越多，进而越有利于消除噪声对信号的干扰，提高便携式心电图机100的信噪比。

第二滤波电路63用以滤除前级电路中引入的噪声，其可以是带通滤波器，还可以是低通滤波器，例如，一阶RC低通滤波器。当然，根据不同的应用场景，低通滤波器还可以选用其他形式的一阶或高阶低通滤波器。

本实施例中，第一滤波电路61对各路心电信号进行直流和低频信号的滤除，并经第一放大电路62放大后输出至第二滤波电路63，以通过第二滤波电路63对各路心电信号作进一步地噪声滤除。

也就是说，心电信号采集部分10输出的心电信号在进入主控处理部分20进行分析之前，将经过一级信号放大和两级噪声滤除，从而有效地抑制心电信号中的噪声干扰，避免心电信号大多都是无效的心电信号而无法供主控处理部分20分析，以此有效地提高了便携式心电图机100的处理效率。

请参阅图3，在一实施例中，心电信号采集部分10包括导联线接口11和至少一差分放大电路12。

其中，导联线接口11与多种导联模式的导联线通过电极共用的方式相连，用以采集多路电极信号。

导联线用以连接人体体表部位与便携式心电图机100，即电极作为导联线的一端放置在人体体表某个部位，导联线的另一端(例如母插头)与便携式心电图机100的导联线接口11(例如公插头)连接。通过导联线即可获得在人体体表各部位所表现出的电位变化，进而导联线接口11通过相连的电极即可进行生理电信号即电极信号的采集。

导联线的导联模式按照电极数目可以分为三种：10电极、7电极、5电极。各种导联模式中不同的电极表示在人体体表所放置的位置不同，例如，10电极中，电极RA表示电极RA放置于右上肢，电极V5表示电极V5放置于第5肋间隙左腋前线上。

相应地，不同种导联模式中，导联线接口11通过相连的电极采集到的电极信号的数量不同，且不同的电极信号反映了人体体表不同部位所表现出的电位变化。例如，10电极中，导联线接口11采集到10路电极信号，其中，通过电极RA采集到的电极信号反映了人体右上肢所表现出的电位变化，而通过电极V5采集到的电极信号反映了人体第5肋间隙左腋前线上所表现出的电位变化。

本实施例中，导联线接口11通过电极共用的方式与导联线相连，可以同时兼容多种导联模式的导联线。换而言之，便携式心电图机100仅采用一种导联线接口11即可支持连接不同种导联模式的导联线，从而避免现有技术中不同种导联模式的导联线需要通过不同的导联线接口与便携式心电图机100相连，有效地降低了便携式心电图机100的生产成本。

具体地，各种导联模式中各电极的名称及其共用方式如下表1所示。10电极包括电极RA、LA、LL、RL和V1～V6，7电极包括CH1+、CH2+、CH3+、CH1-、CH2-、CH3-和RL，5电极包括CH1+、CH2+、CH3+、COM和RL。

表1各种导联模式中各电极的名称及其共用方式

其中，10电极中的电极V5与7电极和5电极中的电极CH1+共用，10电极中的电极V1与7电极和5电极中的电极CH2+共用，10电极中的电极V3与7电极和5电极中的电极CH3+共用，10电极中的电极RA分别与7电极中的电极CH1-、5电极中的电极COM共用，10电极中的电极LA分别与7电极中的电极CH2-、5电极中的电极COM共用，10电极中的电极LL分别与7电极中的电极CH3-、5电极中的电极COM共用。

当然，在其他实施例中，电极共用的方式还可以根据应用场景的实际需求是其他形式的，并不仅限于本实施例中所描述的。

需要说明的是，电极共用的方式可以人工设置于主控处理部分20，也可以在连接时自动识别上报至主控处理部分20，以使主控处理部分20知悉导联线接口11当前连接的导联线的导联模式。

至少一差分放大电路12包括两差分输入端，通过由采集得到的多路电极信号中选取其中两路电极信号，并分别输入至两差分输入端进行差分放大处理，得到其中两路电极信号对应的心电信号。

由于对心电信号产生干扰的噪声通常为共模信号，而心电信号通常为差模信号，因此，在导联线接口11通过电极采集到多路电极信号之后，将通过差分放大电路12对多路电极信号中的其中两路电极信号进行差分放大处理，使得共模信号被抑制，而差模信号得以放大，从而有效地抑制了工频干扰对心电信号的影响，有效地提高了便携式心电图机100的共模抑制比(CMRR)，提高了心电信号的抗干扰能力。

其中，不同种导联模式中，差分放大电路12的两差分输入端所输入的两路电极信号有所区别。例如，10电极中，两路电极信号可以分别来源于电极RA和LA、电极RA和LL、电极RA和V1～V6；7电极中，两路电极信号可以分别来源于电极CH1+和CH1-、电极CH2+和CH2-、电极CH3+和CH3-；而5电极中，两路电极信号则可以分别来源于电极CH1～3和COM。

应当理解，一路差分放大电路12仅用以处理同一种导联模式中的任意一对电极信号，若要处理同一种导联模式中所有成对的电极信号，则差分放大电路12的数量需要相应地增加。例如，10电极中，差分放大电路12需要增加至8路；7电极和5电极中，差分放大电路12则需要增加至3路。

本实施例中，差分放大电路12为仪表放大电路，该仪表放大电路不仅限于单片集成仪表放大芯片，还可以是单运放仪表放大电路、双运放仪表放大电路或者三运放仪表放大电路。

进一步地，如图3所示，便携式心电图机100还包括导联线识别接口电路16，与导联线接口11相连，用以对连接于导联线接口11的导联线的导联模式进行识别。

如前所述，导联线的导联模式包括三种：10电极、7电极和5电极，通过导联线识别接口电路16即可对该三种导联模式进行识别。

具体地，不同导联模式的导联线内设置不同的下拉，以使导联线识别接口电路16能够将导联线的不同导联模式识别为不同的电平信号。例如，电平信号0表示10电极的导联模式，电平信号1表示7电极的导联模式，电平信号2表示5电极的导联模式。

进一步地，导联线识别接口电路16将识别到的电平信号发送至主控处理部分20，通过主控处理部分20中设置的两个输入引脚对该电平信号进行接收，即可判断出便携式心电图机100当前连接的导联线的导联模式。

请参阅图4，在一实施例中，心电信号采集部分10还包括与导联线接口11相连的保护电路13。

该保护电路13包括上拉电阻，导联线接口11采集到的电极信号通过上拉电阻上拉至中心电平，使得电极信号输入至差分放大电路12的差分输入端时的电流控制在预设范围内。

如图5所示，导联线接口11通过电极RA采集到对应的电极信号，该电极信号通过上拉电阻R2上拉至中心电平AVCC。其中，上拉电阻R2的阻值为20M，中心电平AVCC的电压值为1.5V。

同理，导联线接口11通过电极LA采集到对应的电极信号，该电极信号通过上拉电阻R4上拉至中心电平AVCC。其中，上拉电阻R4的阻值为20M，中心电平AVCC的电压值为1.5V。

值得一提的是，中心电平AVCC是由模拟电压3.0V经电阻分压后再经缓冲电路稳压得到的，以此通过采用低电平的中心电压作为便携式心电图机100的工作电压，大幅度地降低了便携式心电图机100的系统功耗，从而延长便携式心电图机100的工作时间，解决了便携式心电图机100无法长时间运行的问题。

当然，上拉电阻的阻值和中心电平的电压值并不限于上述，只要是能够提供便携式心电图机100较大的输入阻抗即可。

通过如上所述的设置，实现了对后级电路的保护作用，使得后级电路的单一故障患者电流和患者辅助电流控制在50μA以内。

此外，通过如上所述的设置，还能够对导联线的导联脱落进行检测，而不必增加额外的检测电路，以此简化了电路结构，进一步有效地降低了便携式心电图机100的生产成本。

以10电极中的电极RA和LA为例进行说明，当电极RA和电极LA均正常连接时，电极信号上拉至中心电平并经过后级差分放大电路，输出的心电信号对应的电压值为：(LA+1.5)-(RA+1.5)＝LA+RA，即中心电平的电压值相互抵消，此时能够形成正常的心电波形，其中，1.5表示中心电平的电压值，LA表示通过电极LA采集到的电极信号的电压值，RA表示通过电极RA采集到的电极信号的电压值。当电极LA或者电极RA脱落时，只能输出电压值RA+1.5或者LA+1.5，此时无法形成正常的心电波形。当电极RA和电极LA均脱落时，则输出电压值为0，此时所形成的心电波形的电平产生了较大变化。基于上述，通过心电信号的电压值范围即可判断出导联线的导联脱落情况。

进一步地，如图4所示，心电信号采集部分10还包括与保护电路13的输出端相连的第三滤波电路14。

该第三滤波电路14用以将保护电路13输出的电极信号滤波后输入至差分放大电路12的差分输入端。

本实施例中，第三滤波电路14为低通滤波器，通过低通滤波器对电极信号进行初步滤波处理。该低通滤波器可以是一阶RC低通滤波器，还可以是其他形式的一阶或者高阶低通滤波器。

进一步地，如图4所示，心电信号采集部分10还包括与第三滤波电路14的输出端相连的缓冲电路15。

该缓冲电路15用以对经第三滤波电路14滤波的电极信号进行阻抗变换后输入至差分放大电路12的差分输入端。

本实施例中，缓冲电路15为运放电路，该运放电路可以采用单运放集成芯片、双运放集成芯片或者四运放集成芯片。应当理解，运放通道数越多，同一运放集成芯片能够同时输入输出的信号路数越多，从而越有利于缩小便携式心电图机100的体积，越有利于降低系统功耗，进一步延长便携式心电图机100的工作时间。

通过缓冲电路15的阻抗变换处理，实现了系统输入阻抗的提高，同时降低了系统的输出阻抗，使得心电信号能够不失真地由心电信号采集部分10输出。

请参阅图6，在一实施例中，便携式心电图机100还包括起博信号检测部分70。

该起博信号检测部分70包括比较电路71，通过比较电路71将心电信号采集部分10输出的其中一路心电信号转换为起博脉冲信号，以将起博脉冲信号输入至主控处理部分20进行起博信号的检测。

心电信号采集部分10输出的心电信号有多路，本实施例中，起博信号检测部分70仅对其中一路心电信号进行起博信号的检测，使得便携式心电图机100不仅能够增加起博信号的检测功能，而且不需要占用过多的硬件资源，有利于缩小便携式心电图机100的体积。

进一步地，请参阅图7，在另一实施例中，起博信号检测部分70还包括第四滤波电路72和第二放大电路73。

其中，第四滤波电路72将心电信号滤波后输入至第二放大电路73，使得第二放大电路73将滤波后的心电信号放大并输入至比较电路71进行起博脉冲信号的转换。

进一步地，请参阅图8，在另一实施例中，起博信号检测部分70还包括脉宽整形电路74，连接于比较电路71与主控处理部分20之间。

该脉宽整形电路74用以对比较电路71输出的起博脉冲信号进行脉宽调节，使得经脉宽调节的起博脉冲信号的脉宽适配于主控处理部分20的预设处理范围。

图9为一具体实施例中起博信号检测部分70的电路原理图。现结合图6至图9，对起博信号检测部分70的工作原理说明如下。该具体实施例中，起博信号检测部分70包括依次设置的比较电路71和脉宽整形电路74。

比较电路71包括两个比较器U10，每个比较器U10均包括两个输入端(2、3)、(5、6)和一个输出端1、7。其中一个比较器U10由模拟电源VCC经电阻R34、R35、R36分压后提供高门限电平输入至输入端3，同理，另一个比较器U10则由模拟电源VCC经电阻R34、R35、R36分压后提供低门限电平输入至输入端6，心电信号则由输入端2、5输入至比较器U10内。

进一步地，如图9所示，应当理解，只有在高、低门限电平范围内的心电信号经过比较器U10的输出端1、7后才能导通二极管D1、D2，从而产生起博脉冲信号输出至后级的脉宽整形电路74。

脉宽整形电路74包括D触发器，通过D触发器将输入的起博脉冲信号延迟输出形成输出信号PACE，该输出信号PACE即为经脉宽调节的起博脉冲信号。

通过如上所述的设置，实现了起博信号的硬件检测，相较于通过信号采样的软件检测更有利于降低系统功耗，从而延长便携式心电图机100的工作时间。

请参阅图10，在一实施例中，便携式心电图机100还包括信号选择电路80和模数转换电路90，连接于噪声滤除部分60和主控处理部分20。

信号选择电路80由多路心电信号中选择其中一路心电信号并输入至模数转换电路90，以通过模数转换电路90对该其中一路心电信号模数转换后输入至主控处理部分20进行分析。

换而言之，本实施例中，主控处理部分20通过信号选择电路80对多路心电信号进行分时处理，以此避免主控处理部分20同时处理多路心电信号必然需要消耗更多的硬件资源，且系统功耗必然有所增加，不利于缩小便携式心电图机100的体积。

信号选择电路80可以是信号选择器，也可以是模拟开关。该信号选择电路80受控于主控处理部分20，根据主控处理部分20发出的预设顺序指令依次对多路心电信号进行采样。

应当理解，不同种导联模式中信号选择电路80将有所差别。例如，10电极中，信号选择电路80为8选1模拟开关，而7电极或者5电极中，信号选择电路80为3选1模拟开关。

模数选择电路90可以是模数转换器(ADC)，该ADC可以选用高位数的ADC，还可以是三角积分型ADC，以此提高ADC分辨率及采样精度，从而有利于提高系统信噪比，提高心电信号的有效性。

通过如上所述的设置，实现了信号选择电路80和模数转换电路90与主控处理部分20的独立，即信号选择电路80和模数转换电路90并非集成于主控处理部分20，不仅使得系统配置更加地灵活，还进一步地降低了主控处理部分20的处理量，提高了便携式心电图机100的处理效率，且进一步地降低了便携式心电图机100的系统功耗，有利于延长便携式心电图机100的工作时间。

当然，根据应用场景的实际需求，信号选择电路80和模数转换电路90还可以集成于同一芯片中，以进一步地缩小便携式心电图机100的体积。

请参阅图11，在一实施例中，供电部分50包括电源51和与电源51连接的电压调整电路52。通过电源51与电源调整电路52的相互配合向便携式心电图机100的各部分提供所需的工作电压。

进一步地，电压调整电路52包括依次连接的升压电路521、稳压电路522、电阻分压电路523和运放电路524。

电源51为单节碱性电池或者充电电池，用以提供初始工作电压。该初始工作电压经升压电路521升压转换后形成数字电压VDD，数字电压VDD经稳压电路522稳压后形成小波纹的模拟电压VCC，该模拟电压VCC再经电阻分压电路523分压和运放电路524的电压跟随，即可输出参考电平AVCC。

具体地，数字电压VDD向模数转换电路和主控处理部分提供工作电压，模拟电压VCC向缓冲电路、差分放大电路和起博信号检测部分提供工作电压，参考电平AVCC即可作为保护电路中上拉电阻上拉的中心电平。

其中，起博信号检测部分中比较电路所需的高低门限电平是由模拟电压VCC经三个电阻分压所形成的。

进一步地，供电部分50还可以设置一报警电路，用以提示电源51的电量。该报警电路可以是将电源51提供的初始工作电压直接输入至主控处理部分形成，还可以将升压电路521自身所提供的低电压信号直接输入至主控处理部分形成，例如，升压电路521采用TI公司的TPS61020芯片即可输出低电压信号。

供电部分50的电路原理图如图12所示。其中，升压电路521可以选用不同型号的DC/DC芯片来实现升压功能，稳压电路522可以选用稳压芯片或者线性稳压器来实现不同模拟电压值的提供。

图13为一具体实施例中便携式心电图机100的结构示意图。在该具体实施例中，主控处理部分20通过微处理器实现，通过微处理器对噪声滤除后的心电信号进行分析，在有效地抑制了噪声对心电信号的干扰同时，提高了便携式心电图机100的处理效率。

此外，各部分中电路均采用小型封装的低功耗元器件，并采用多层PCB板和高密度的PCBA贴片工艺，大幅度地降低了系统功耗，缩小了便携式心电图机100的体积，有效地解决了便携式心电图机100因单电池供电而无法长时间运行的问题。

上述内容，仅为本实用新型的较佳实施例，并非用于限制本实用新型的实施方案，本领域普通技术人员根据本实用新型的主要构思和精神，可以十分方便地进行相应的变通或修改，故本实用新型的保护范围应以权利要求书所要求的保护范围为准。

Claims (9)

1.一种便携式心电图机，包括心电信号采集部分、主控处理部分、存储部分、打印显示部分和供电部分，其特征在于，还包括噪声滤除部分，其将所述心电信号采集部分输出的多路心电信号噪声滤除后输入至所述主控处理部分，以通过所述主控处理部分对经噪声滤除的多路心电信号进行分析；所述噪声滤除部分包括第一滤波电路、第一放大电路和第二滤波电路，所述第一滤波电路对各路心电信号进行直流和低频信号的滤除，并经所述第一放大电路放大后输出至所述第二滤波电路，以通过所述第二滤波电路对所述各路心电信号作进一步地噪声滤除。

2.如权利要求1所述的便携式心电图机，其特征在于，所述心电信号采集部分包括：

导联线接口，与多种导联模式的导联线通过电极共用的方式相连，用以采集多路电极信号；

至少一差分放大电路，所述至少一差分放大电路包括两差分输入端，通过由采集得到的多路电极信号中选取其中两路电极信号，并分别输入至所述两差分输入端进行差分放大处理，得到所述其中两路电极信号对应的心电信号。

3.如权利要求2所述的便携式心电图机，其特征在于，所述便携式心电图机还包括导联线识别接口电路，与所述导联线接口相连，用以对连接于所述导联线接口的导联线的导联模式进行识别。

4.如权利要求2所述的便携式心电图机，其特征在于，所述心电信号采集部分还包括保护电路，与所述导联线接口相连，其包括上拉电阻，所述导联线接口采集到的电极信号通过所述上拉电阻上拉至中心电平，使得所述电极信号输入至所述差分放大电路的差分输入端时的电流控制在预设范围内。

5.如权利要求4所述的便携式心电图机，其特征在于，所述心电信号采集部分还包括第三滤波电路和缓冲电路，其中，

所述第三滤波电路与所述保护电路的输出端相连，用以将所述保护电路输出的电极信号滤波后输入至所述差分放大电路的差分输入端；

所述缓冲电路与所述第三滤波电路的输出端相连，用以对经所述第三滤 波电路滤波的电极信号进行阻抗变换后输入至所述差分放大电路的差分输入端。

6.如权利要求1所述的便携式心电图机，其特征在于，所述便携式心电图机还包括起博信号检测部分，其包括比较电路，通过所述比较电路将所述心电信号采集部分输出的其中一路心电信号转换为起博脉冲信号，以将所述起博脉冲信号输入至所述主控处理部分进行起博信号的检测。

7.如权利要求6所述的便携式心电图机，其特征在于，所述起博信号检测部分还包括脉宽整形电路，连接于所述比较电路与主控处理部分之间，用以对所述比较电路输出的起博脉冲信号进行脉宽调节，使得经脉宽调节的起博脉冲信号的脉宽适配于所述主控处理部分的预设处理范围。

8.如权利要求1所述的便携式心电图机，其特征在于，所述便携式心电图机还包括信号选择电路和模数转换电路，连接于所述噪声滤除部分和主控处理部分，所述信号选择电路由所述多路心电信号中选择其中一路心电信号并输入至所述模数转换电路，以通过所述模数转换电路对该其中一路心电信号模数转换后输入至所述主控处理部分进行分析。

9.如权利要求1至8任一项所述的便携式心电图机，其特征在于，所述供电部分包括电源和与电源连接的电压调整电路，通过所述电源与电压调整电路的相互配合向所述便携式心电图机的各部分提供所需的工作电压。