本發(fā)明屬于互聯(lián)網(wǎng)技術(shù)與醫(yī)療衛(wèi)生技術(shù)的交叉領(lǐng)域，尤其涉及一種基于互聯(lián)網(wǎng)的婦產(chǎn)科電子脈搏儀控制系統(tǒng)。

背景技術(shù)：

移動通信技術(shù)與醫(yī)療衛(wèi)生技術(shù)是指將移動通信技術(shù)和醫(yī)療衛(wèi)生技術(shù)融合起來的發(fā)展的一門綜合技術(shù)。移動通信技術(shù)在醫(yī)學(xué)中的應(yīng)用和集中體現(xiàn)即是應(yīng)用通信技術(shù)實現(xiàn)遠程醫(yī)學(xué)和醫(yī)學(xué)信息資源的共享，而脈搏的測量對病人來講是一個必不可少的項目，在婦產(chǎn)科領(lǐng)域尤為重要，臨床上的許多疾病特別是心臟病等都會使脈搏發(fā)生變化，心動周期中，由于心室收縮和舒張的交替進行脈管發(fā)生周期性擴張和回位的搏動.病情危重，特別是臨終前脈搏的次數(shù)和脈率都會發(fā)生明顯的變化，中醫(yī)更將切脈視為診治疾病的主要方法，并列為“望聞問切”基礎(chǔ)方法之一，產(chǎn)婦的心臟同時負擔母體與孩子兩個人，對脈搏變化的及時有效的把握和觀察就顯得十分關(guān)鍵和重要。

傳統(tǒng)的脈搏測量方法，主要采用食指和中指壓在橈動脈處，力度適中，能感覺到脈搏搏動，將我們的手臂輕松放在桌面上，當然不拘泥于桌面上，也可以放在自己的腿上，只要方便測量就行，測量時間為30秒，然后將測得脈搏跳動次數(shù)乘以2，就是我們一分鐘脈搏跳動的次數(shù)，此方法需要一定的時間來保證，且受我們的身心狀況影響較大，往往測出有偏差的脈搏跳動次數(shù)。近年來，產(chǎn)婦的脈搏測量越來越受到人們的重視，當前婦產(chǎn)科領(lǐng)域急需一種方便快捷、高效準確、出錯率低、手段先進的脈搏測量裝置。

技術(shù)實現(xiàn)要素：

本發(fā)明為解決公知技術(shù)中存在的技術(shù)問題而提供一種使用方便、測量準確、數(shù)據(jù)清晰的基于互聯(lián)網(wǎng)的婦產(chǎn)科電子脈搏儀控制系統(tǒng)。

本發(fā)明為解決公知技術(shù)中存在的技術(shù)問題所采取的技術(shù)方案是：

本發(fā)明提供的基于互聯(lián)網(wǎng)的婦產(chǎn)科電子脈搏儀控制系統(tǒng)，所述基于互聯(lián)網(wǎng)的婦產(chǎn)科電子脈搏儀控制系統(tǒng)包括顯示模塊；

所述顯示模塊用于從數(shù)據(jù)接收模塊接收數(shù)據(jù)并顯示出來；

所述顯示模塊與數(shù)據(jù)接收模塊連接；

所述數(shù)據(jù)接收模塊用于接收互聯(lián)網(wǎng)模塊發(fā)送來的各種數(shù)據(jù)；

所述數(shù)據(jù)接收模塊與互聯(lián)網(wǎng)模塊連接；

所述互聯(lián)網(wǎng)模塊用于與互聯(lián)網(wǎng)連接實時互動做出綜合性準確分析結(jié)果；

所述互聯(lián)網(wǎng)模塊與數(shù)字電路模塊連接，所述數(shù)字電路模塊用于接收傳感器模塊的模擬信號轉(zhuǎn)化為數(shù)字信號并傳送到互聯(lián)網(wǎng)模塊，所述數(shù)字電路模塊與傳感器模塊連接；

所述傳感器模塊用于測量脈搏跳動并輸出模擬信號，所述傳感器模塊與醫(yī)療設(shè)備模塊連接，所述醫(yī)療設(shè)備模塊用于接觸病人測量部位并為整體系統(tǒng)提供和儲存電能；傳感器模塊包括脈搏測量傳感器a和脈搏測量傳感器b；時間對準過程完成傳感器數(shù)據(jù)之間在時間上的對準，脈搏測量傳感器a、脈搏測量傳感器b在本地直角坐標系下的量測數(shù)據(jù)分別為ya(ti)和yb(ti)，且脈搏測量傳感器a的采樣頻率大于脈搏測量傳感器b的采樣頻率，則由脈搏測量傳感器a向脈搏測量傳感器b的采樣時刻進行配準，具體為：

采用內(nèi)插外推的時間配準算法將脈搏測量傳感器a的采樣數(shù)據(jù)向脈搏測量傳感器b的數(shù)據(jù)進行配準，使得兩個傳感器在空間配準時刻對同一個目標有同步的量測數(shù)據(jù)，內(nèi)插外推時間配準算法如下：

在同一時間片內(nèi)將各傳感器觀測數(shù)據(jù)按測量精度進行增量排序，然后將脈搏測量傳感器a的觀測數(shù)據(jù)分別向脈搏測量傳感器b的時間點內(nèi)插、外推，以形成一系列等間隔的目標觀測數(shù)據(jù)，采用常用的三點拋物線插值法的進行內(nèi)插外推時間配準算法得脈搏測量傳感器a在tbk時刻在本地直角坐標系下的量測值為：

其中，tbk為配準時刻，tk-1,tk,tk+1為脈搏測量傳感器a距離配準時刻最近的三個采樣時刻，ya(tk-1),ya(tk),ya(tk+1)分別為其對應(yīng)的對目標的探測數(shù)據(jù)；

完成時間配準后，根據(jù)脈搏測量傳感器a的配準數(shù)據(jù)與脈搏測量傳感器b的采樣數(shù)據(jù)，采用基于地心地固(earthcenterearthfixed,ecef)坐標系下的偽量測法實現(xiàn)脈搏測量傳感器a和脈搏測量傳感器b的系統(tǒng)誤差的估計；基于ecef的系統(tǒng)誤差估計算法具體為：

假設(shè)k時刻目標在本地直角坐標系下真實位置為x'1(k)＝[x'1(k),y'1(k),z'1(k)]^t，極坐標系下對應(yīng)的量測值為分別為距離、方位角、俯仰角；轉(zhuǎn)換至本地直角坐標系下為x1(k)＝[x1(k),y1(k),z1(k)]^t；傳感器系統(tǒng)偏差為分別為距離、方位角和俯仰角的系統(tǒng)誤差；于是有

其中表示觀測噪聲,均值為零、方差為

式(1)可以用一階近似展開并寫成矩陣形式為：

x'1(k)＝x1(k)+c(k)[ξ(k)+n(k)](12)

其中，

設(shè)兩部脈搏測量傳感器a和b,則對于同一個公共目標(設(shè)地心地固坐標系下為x'e＝[x'e,y'e,z'e]^t)，可得

x'e＝xas+bax'a1(k)＝xbs+bbx'b1(k)(13)

ba，bb分別為目標在脈搏測量傳感器a與脈搏測量傳感器b本地坐標下的位置轉(zhuǎn)換到ecef坐標系下的位置時的轉(zhuǎn)換矩陣；

定義偽量測為：

z(k)＝xae(k)-xbe(k)(14)

其中，xae(k)＝xas+baxa1(k)；xbe(k)＝xbs+bbxb1(k)

將式(2)、式(3)代入式(4)可以得到關(guān)于傳感器偏差的偽測量方程

z(k)＝h(k)β(k)+w(k)(15)

其中，z(k)為偽測量向量；h(k)為測量矩陣；β為傳感器偏差向量；w(k)為測量噪聲向量；由于na(k),nb(k)為零均值、相互獨立的高斯型隨機變量,因此w(k)同樣是零均值高斯型隨機變量,其協(xié)方差矩陣為r(k)；

所述數(shù)字電路模塊包括調(diào)整模塊和放大模塊，所述調(diào)整電模塊用于轉(zhuǎn)換傳感器模塊發(fā)來的模擬信號為數(shù)字信號，所述放大模塊用于將數(shù)字信號放大并發(fā)送給互聯(lián)網(wǎng)模塊；

所述醫(yī)療設(shè)備模塊包括供電模塊和儲電模塊，所述供電模塊用于對整個系統(tǒng)提供電能，所述儲電模塊用于為整個系統(tǒng)儲藏電能。

進一步，所述脈搏測量傳感器a的量測模型如下：

ya(tk-1)、ya(tk)、ya(tk+1)分別為脈搏測量傳感器a對目標在tk-1,tk,tk+1時刻的本地笛卡爾坐標系下的量測值，分別為：

其中，y′a(tk-1)、y′a(tk)、y′a(tk+1)分別為脈搏測量傳感器a在tk-1，tk，tk+1時刻的本地笛卡爾坐標系下的真實位置；ca(t)為誤差的變換矩陣；ξa(t)為傳感器的系統(tǒng)誤差；為系統(tǒng)噪聲，假設(shè)為零均值、相互獨立的高斯型隨機變量，噪聲協(xié)方差矩陣分別為ra(k-1)、ra(k)、ra(k+1)。

進一步，所述數(shù)字電路模塊對跳頻混合信號時頻域矩陣進行預(yù)處理，具體包括如下兩步：

第一步，對進行去低能量預(yù)處理，即在每一采樣時刻p，將幅值小于門限ε的值置0，得到門限ε的設(shè)定可根據(jù)接收信號的平均能量來確定；

第二步，找出p時刻(p＝0，1，2，…p-1)非零的時頻域數(shù)據(jù)，用表示，其中表示p時刻時頻響應(yīng)非0時對應(yīng)的頻率索引，對這些非零數(shù)據(jù)歸一化預(yù)處理，得到預(yù)處理后的向量b(p，q)＝[b1(p，q)，b2(p，q)，…，bm(p，q)]^t，其中

本發(fā)明具有的優(yōu)點和積極效果是：由于本發(fā)明通過對互聯(lián)網(wǎng)的連接實時互動做出綜合性準確分析結(jié)果，實現(xiàn)了測量結(jié)果的可靠精準性；顯示模塊實現(xiàn)了測量數(shù)據(jù)的清晰展現(xiàn)，保證了測量結(jié)果的可見性；供電模塊實現(xiàn)了將將電能儲存起來，提高了控制系統(tǒng)的續(xù)航能力。

附圖說明

圖1是本發(fā)明實施例提供的基于互聯(lián)網(wǎng)的婦產(chǎn)科電子脈搏儀控制系統(tǒng)的結(jié)構(gòu)示意圖。

圖中，1、顯示模塊；2、數(shù)據(jù)接收模塊；3、互聯(lián)網(wǎng)模塊；4、數(shù)字信號模塊；5、傳感器模塊，6、醫(yī)療設(shè)備模塊；7、產(chǎn)婦；8、供電模塊；9、儲電模塊；10、調(diào)整模塊；11、放大模塊。

具體實施方式

為能進一步了解本發(fā)明的發(fā)明內(nèi)容、特點及功效，茲例舉以下實施例，并配合附圖詳細說明如下。

下面結(jié)合圖1對本發(fā)明的結(jié)構(gòu)作詳細的描述。

本發(fā)明實施例提供的基于互聯(lián)網(wǎng)的婦產(chǎn)科電子脈搏儀控制系統(tǒng)，包括顯示模塊1，所述顯示模塊1用于從數(shù)據(jù)接收模塊2接收數(shù)據(jù)并顯示出來，所述顯示模塊1與數(shù)據(jù)接收模塊2連接，所述數(shù)據(jù)接收模塊2用于接收互聯(lián)網(wǎng)模塊3發(fā)送來的各種數(shù)據(jù)，所述數(shù)據(jù)接收模塊2與互聯(lián)網(wǎng)模塊3連接，所述互聯(lián)網(wǎng)模塊3用于與互聯(lián)網(wǎng)連接實時互動做出綜合性準確分析結(jié)果，所述互聯(lián)網(wǎng)模塊3與數(shù)字電路模塊4連接，所述數(shù)字電路模塊4包括調(diào)整模塊10和放大模塊11，所述調(diào)整模塊10用于轉(zhuǎn)換傳感器模塊5發(fā)來的模擬信號為數(shù)字信號，所述放大模塊11用于將數(shù)字信號放大并發(fā)送給互聯(lián)網(wǎng)模塊3，所述數(shù)字電路模塊4用于接收傳感器模塊5的模擬信號轉(zhuǎn)化為數(shù)字信號并傳送到互聯(lián)網(wǎng)模塊3，所述數(shù)字電路模塊4與傳感器模塊5連接，所述傳感器模塊5用于測量脈搏跳動并輸出模擬信號，所述傳感器模塊5與醫(yī)療設(shè)備模塊6連接，所述醫(yī)療設(shè)備模塊6包括供電模塊8和儲電模塊9，所述供電模塊8用于對整個系統(tǒng)提供電能，所述儲電模塊9用于為整個系統(tǒng)儲藏電能，所述醫(yī)療設(shè)備模塊6用于接觸病人測量部位并為整體系統(tǒng)提供和儲存電能。

傳感器模塊5包括脈搏測量傳感器a和脈搏測量傳感器b；時間對準過程完成傳感器數(shù)據(jù)之間在時間上的對準，脈搏測量傳感器a、脈搏測量傳感器b在本地直角坐標系下的量測數(shù)據(jù)分別為ya(ti)和yb(ti)，且脈搏測量傳感器a的采樣頻率大于脈搏測量傳感器b的采樣頻率，則由脈搏測量傳感器a向脈搏測量傳感器b的采樣時刻進行配準，具體為：

采用內(nèi)插外推的時間配準算法將脈搏測量傳感器a的采樣數(shù)據(jù)向脈搏測量傳感器b的數(shù)據(jù)進行配準，使得兩個傳感器在空間配準時刻對同一個目標有同步的量測數(shù)據(jù)，內(nèi)插外推時間配準算法如下：

在同一時間片內(nèi)將各傳感器觀測數(shù)據(jù)按測量精度進行增量排序，然后將脈搏測量傳感器a的觀測數(shù)據(jù)分別向脈搏測量傳感器b的時間點內(nèi)插、外推，以形成一系列等間隔的目標觀測數(shù)據(jù)，采用常用的三點拋物線插值法的進行內(nèi)插外推時間配準算法得脈搏測量傳感器a在tbk時刻在本地直角坐標系下的量測值為：

其中，tbk為配準時刻，tk-1,tk,tk+1為脈搏測量傳感器a距離配準時刻最近的三個采樣時刻，ya(tk-1),ya(tk),ya(tk+1)分別為其對應(yīng)的對目標的探測數(shù)據(jù)；

完成時間配準后，根據(jù)脈搏測量傳感器a的配準數(shù)據(jù)與脈搏測量傳感器b的采樣數(shù)據(jù)，采用基于地心地固(earthcenterearthfixed,ecef)坐標系下的偽量測法實現(xiàn)脈搏測量傳感器a和脈搏測量傳感器b的系統(tǒng)誤差的估計；基于ecef的系統(tǒng)誤差估計算法具體為：

假設(shè)k時刻目標在本地直角坐標系下真實位置為x'1(k)＝[x'1(k),y'1(k),z'1(k)]^t，極坐標系下對應(yīng)的量測值為分別為距離、方位角、俯仰角；轉(zhuǎn)換至本地直角坐標系下為x1(k)＝[x1(k),y1(k),z1(k)]^t；傳感器系統(tǒng)偏差為分別為距離、方位角和俯仰角的系統(tǒng)誤差；于是有

其中表示觀測噪聲,均值為零、方差為

式(1)可以用一階近似展開并寫成矩陣形式為：

x'1(k)＝x1(k)+c(k)[ξ(k)+n(k)](21)

其中，

設(shè)兩部脈搏測量傳感器a和b,則對于同一個公共目標(設(shè)地心地固坐標系下為x'e＝[x'e,y'e,z'e]^t)，可得

x'e＝xas+bax'a1(k)＝xbs+bbx'b1(k)(22)

ba，bb分別為目標在脈搏測量傳感器a與脈搏測量傳感器b本地坐標下的位置轉(zhuǎn)換到ecef坐標系下的位置時的轉(zhuǎn)換矩陣；

定義偽量測為：

z(k)＝xae(k)-xbe(k)(23)

其中，xae(k)＝xas+baxa1(k)；xbe(k)＝xbs+bbxb1(k)

將式(2)、式(3)代入式(4)可以得到關(guān)于傳感器偏差的偽測量方程

z(k)＝h(k)β(k)+w(k)(24)

其中，z(k)為偽測量向量；h(k)為測量矩陣；β為傳感器偏差向量；w(k)為測量噪聲向量；由于na(k),nb(k)為零均值、相互獨立的高斯型隨機變量,因此w(k)同樣是零均值高斯型隨機變量,其協(xié)方差矩陣為r(k)。

進一步，所述脈搏測量傳感器a的量測模型如下：

ya(tk-1)、ya(tk)、ya(tk+1)分別為脈搏測量傳感器a對目標在tk-1,tk,tk+1時刻的本地笛卡爾坐標系下的量測值，分別為：

其中，y'a(tk-1)、y'a(tk)、y'a(tk+1)分別為脈搏測量傳感器a在tk-1,tk,tk+1時刻的本地笛卡爾坐標系下的真實位置；ca(t)為誤差的變換矩陣；ξa(t)為傳感器的系統(tǒng)誤差；為系統(tǒng)噪聲，假設(shè)為零均值、相互獨立的高斯型隨機變量，噪聲協(xié)方差矩陣分別為ra(k-1)、ra(k)、ra(k+1)。

進一步，所述數(shù)字電路模塊對跳頻混合信號時頻域矩陣進行預(yù)處理，具體包括如下兩步：

第一步，對進行去低能量預(yù)處理，即在每一采樣時刻p，將幅值小于門限ε的值置0，得到門限ε的設(shè)定可根據(jù)接收信號的平均能量來確定；

第二步，找出p時刻(p＝0，1，2，…p-1)非零的時頻域數(shù)據(jù)，用表示，其中表示p時刻時頻響應(yīng)非0時對應(yīng)的頻率索引，對這些非零數(shù)據(jù)歸一化預(yù)處理，得到預(yù)處理后的向量b(p,q)＝[b1(p,q),b2(p,q),…,bm(p,q)]^t，其中

工作原理：使用時，醫(yī)療設(shè)備模塊6中的供電模塊8對整個系統(tǒng)提供電能，儲電模塊9為整個系統(tǒng)儲藏電能，傳感器模塊5測量脈搏跳動并輸出模擬信號，數(shù)字電路模塊4中的調(diào)整模塊10轉(zhuǎn)換傳感器模塊5發(fā)來的模擬信號為數(shù)字信號，放大模塊11將數(shù)字信號放大并發(fā)送給互聯(lián)網(wǎng)模塊3，互聯(lián)網(wǎng)模塊3與互聯(lián)網(wǎng)連接實時互動做出綜合性準確分析結(jié)果，數(shù)據(jù)接收模塊2接收互聯(lián)網(wǎng)模塊3發(fā)送來的各種數(shù)據(jù)，顯示模塊1從數(shù)據(jù)接收模塊2接收數(shù)據(jù)并顯示出來，保證了測量結(jié)果的可見性。

以上所述僅是對本發(fā)明的較佳實施例而已，并非對本發(fā)明作任何形式上的限制，凡是依據(jù)本發(fā)明的技術(shù)實質(zhì)對以上實施例所做的任何簡單修改，等同變化與修飾，均屬于本發(fā)明技術(shù)方案的范圍內(nèi)。