本發明屬于互聯網技術與醫療衛生技術的交叉領域，尤其涉及一種基于互聯網的婦產科電子脈搏儀控制系統。

背景技術：

移動通信技術與醫療衛生技術是指將移動通信技術和醫療衛生技術融合起來的發展的一門綜合技術。移動通信技術在醫學中的應用和集中體現即是應用通信技術實現遠程醫學和醫學信息資源的共享，而脈搏的測量對病人來講是一個必不可少的項目，在婦產科領域尤為重要，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和脈率都會發生明顯的變化，中醫更將切脈視為診治疾病的主要方法，并列為“望聞問切”基礎方法之一，產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鍵和重要。

傳統的脈搏測量方法，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乘以2，就是我們一分鐘脈搏跳動的次數，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。近年來，產婦的脈搏測量越來越受到人們的重視，當前婦產科領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。

技術實現要素：

本發明為解決公知技術中存在的技術問題而提供一種使用方便、測量準確、數據清晰的基于互聯網的婦產科電子脈搏儀控制系統。

本發明為解決公知技術中存在的技術問題所采取的技術方案是：

本發明提供的基于互聯網的婦產科電子脈搏儀控制系統，所述基于互聯網的婦產科電子脈搏儀控制系統包括顯示模塊；

所述顯示模塊用于從數據接收模塊接收數據并顯示出來；

所述顯示模塊與數據接收模塊連接；

所述數據接收模塊用于接收互聯網模塊發送來的各種數據；

所述數據接收模塊與互聯網模塊連接；

所述互聯網模塊用于與互聯網連接實時互動做出綜合性準確分析結果；

所述互聯網模塊與數字電路模塊連接，所述數字電路模塊用于接收傳感器模塊的模擬信號轉化為數字信號并傳送到互聯網模塊，所述數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療設備模塊連接，所述醫療設備模塊用于接觸病人測量部位并為整體系統提供和儲存電能；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據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據分別為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：

采用內插外推的時間配準算法將脈搏測量傳感器a的采樣數據向脈搏測量傳感器b的數據進行配準，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據，內插外推時間配準算法如下：

在同一時間片內將各傳感器觀測數據按測量精度進行增量排序，然后將脈搏測量傳感器a的觀測數據分別向脈搏測量傳感器b的時間點內插、外推，以形成一系列等間隔的目標觀測數據，采用常用的三點拋物線插值法的進行內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)分別為其對應的對目標的探測數據；

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

假設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，極坐標系下對應的量測值為分別為距離、方位角、俯仰角；轉換至本地直角坐標系下為x1(k)＝[x1(k),y1(k),z1(k)]^t；傳感器系統偏差為分別為距離、方位角和俯仰角的系統誤差；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，

設兩部脈搏測量傳感器a和b,則對于同一個公共目標(設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換到ecef坐標系下的位置時的轉換矩陣；

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,其協方差矩陣為r(k)；

所述數字電路模塊包括調整模塊和放大模塊，所述調整電模塊用于轉換傳感器模塊發來的模擬信號為數字信號，所述放大模塊用于將數字信號放大并發送給互聯網模塊；

所述醫療設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提供電能，所述儲電模塊用于為整個系統儲藏電能。

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)為傳感器的系統誤差；為系統噪聲，假設為零均值、相互獨立的高斯型隨機變量，噪聲協方差矩陣分別為ra(k-1)、ra(k)、ra(k+1)。

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

第一步，對進行去低能量預處理，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的設定可根據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)非零的時頻域數據，用表示，其中表示p時刻時頻響應非0時對應的頻率索引，對這些非零數據歸一化預處理，得到預處理后的向量b(p，q)＝[b1(p，q)，b2(p，q)，…，bm(p，q)]^t，其中

本發明具有的優點和積極效果是：由于本發明通過對互聯網的連接實時互動做出綜合性準確分析結果，實現了測量結果的可靠精準性；顯示模塊實現了測量數據的清晰展現，保證了測量結果的可見性；供電模塊實現了將將電能儲存起來，提高了控制系統的續航能力。

附圖說明

圖1是本發明實施例提供的基于互聯網的婦產科電子脈搏儀控制系統的結構示意圖。

圖中，1、顯示模塊；2、數據接收模塊；3、互聯網模塊；4、數字信號模塊；5、傳感器模塊，6、醫療設備模塊；7、產婦；8、供電模塊；9、儲電模塊；10、調整模塊；11、放大模塊。

具體實施方式

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

下面結合圖1對本發明的結構作詳細的描述。

本發明實施例提供的基于互聯網的婦產科電子脈搏儀控制系統，包括顯示模塊1，所述顯示模塊1用于從數據接收模塊2接收數據并顯示出來，所述顯示模塊1與數據接收模塊2連接，所述數據接收模塊2用于接收互聯網模塊3發送來的各種數據，所述數據接收模塊2與互聯網模塊3連接，所述互聯網模塊3用于與互聯網連接實時互動做出綜合性準確分析結果，所述互聯網模塊3與數字電路模塊4連接，所述數字電路模塊4包括調整模塊10和放大模塊11，所述調整模塊10用于轉換傳感器模塊5發來的模擬信號為數字信號，所述放大模塊11用于將數字信號放大并發送給互聯網模塊3，所述數字電路模塊4用于接收傳感器模塊5的模擬信號轉化為數字信號并傳送到互聯網模塊3，所述數字電路模塊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與醫療設備模塊6連接，所述醫療設備模塊6包括供電模塊8和儲電模塊9，所述供電模塊8用于對整個系統提供電能，所述儲電模塊9用于為整個系統儲藏電能，所述醫療設備模塊6用于接觸病人測量部位并為整體系統提供和儲存電能。

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據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據分別為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：

采用內插外推的時間配準算法將脈搏測量傳感器a的采樣數據向脈搏測量傳感器b的數據進行配準，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據，內插外推時間配準算法如下：

在同一時間片內將各傳感器觀測數據按測量精度進行增量排序，然后將脈搏測量傳感器a的觀測數據分別向脈搏測量傳感器b的時間點內插、外推，以形成一系列等間隔的目標觀測數據，采用常用的三點拋物線插值法的進行內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)分別為其對應的對目標的探測數據；

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

假設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，極坐標系下對應的量測值為分別為距離、方位角、俯仰角；轉換至本地直角坐標系下為x1(k)＝[x1(k),y1(k),z1(k)]^t；傳感器系統偏差為分別為距離、方位角和俯仰角的系統誤差；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，

設兩部脈搏測量傳感器a和b,則對于同一個公共目標(設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換到ecef坐標系下的位置時的轉換矩陣；

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)為傳感器的系統誤差；為系統噪聲，假設為零均值、相互獨立的高斯型隨機變量，噪聲協方差矩陣分別為ra(k-1)、ra(k)、ra(k+1)。

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

第一步，對進行去低能量預處理，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的設定可根據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)非零的時頻域數據，用表示，其中表示p時刻時頻響應非0時對應的頻率索引，對這些非零數據歸一化預處理，得到預處理后的向量b(p,q)＝[b1(p,q),b2(p,q),…,bm(p,q)]^t，其中

工作原理：使用時，醫療設備模塊6中的供電模塊8對整個系統提供電能，儲電模塊9為整個系統儲藏電能，傳感器模塊5測量脈搏跳動并輸出模擬信號，數字電路模塊4中的調整模塊10轉換傳感器模塊5發來的模擬信號為數字信號，放大模塊11將數字信號放大并發送給互聯網模塊3，互聯網模塊3與互聯網連接實時互動做出綜合性準確分析結果，數據接收模塊2接收互聯網模塊3發送來的各種數據，顯示模塊1從數據接收模塊2接收數據并顯示出來，保證了測量結果的可見性。

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