CN102499717B - 便携式超声多普勒胎儿心率监护仪及其控制方法 - Google Patents

Abstract

便携式超声多普勒胎儿心率监护仪及其控制方法，属于医疗器械技术领域。本发明提供一种使用安全、检测准确、功能齐全的便携式超声多普勒胎儿心率监护仪及其控制方法。胎儿心率监护仪包括超声波发射接收单元、胎儿心率信号提取单元及胎儿心率信号处理单元；所述超声波发射接收单元的输出端与胎儿心率信号提取单元的输入端相连接，所述胎儿心率信号提取单元的输出端与胎儿心率信号处理单元的输入端相连接。胎儿心率监护仪的控制方法，包括如下步骤：步骤一：采用基于最大熵原理的小波包混合节点阈值去噪的方法对胎儿心率信号提取单元提取到的胎儿心率信号进行数字滤波；步骤二：采用广义核相关算法对经步骤一处理后的胎儿心率信号进行心率检测。

Description

便携式超声多普勒胎儿心率监护仪及其控制方法

技术领域

本发明属于医疗器械技术领域，特别是涉及一种便携式超声多普勒胎儿心率监护仪及其控制方法。

背景技术

随着科学技术的飞速发展和人民生活水平的不断提高，人们清楚的意识到生活质量和身体健康密切相关，同时人们对优生优育的认识也逐步加强。提高人口出生质量，降低围产儿的发病率和死亡率是妇幼保健工作的一项重要内容。

据世界卫生组织总干事2005年在日内瓦发布的《2005年世界健康报告-重视每个母亲和儿童的健康》报告指出：有330万婴儿胎死腹中，400多万婴儿未满28天就已死亡；同时，大约有50万妇女在怀孕期、分娩期死亡。统计资料表明：这些死亡中有25％是可以避免的，因此，在围产期对胎儿的生长发育进行监护是十分有必要的。

对胎儿进行监护不但可以了解胎儿的发育状况，而且可以发现胎儿的窘迫现象，及时采取措施，保证胎儿与孕妇的健康与安全。

在胎儿围产期，以及在孕妇分娩过程中，由于脐带压迫、供血不足、孕妇运动激烈等原因造成胎儿暂时性缺氧现象，严重时会引起胎儿智力迟钝、窒息、痴呆，最严重时会引起胎儿死亡；另外，在严重的时候还有可能造成孕妇死亡，所以在围产期对胎儿和孕妇进行行之有效的监护具有十分重要的意义。而且，现代科学技术的迅速发展为孕妇和胎儿的监护提供了有力的技术保障，在围产期对胎儿和孕妇进行有效地监护将受到越来越广泛的重视。

临床表明：胎儿的心率可以在一定程度上反映胎儿的状况。所以，围产期胎心率的检测对提高分娩质量、降低胎儿死亡率有重要意义，已经成为了围产期临床常规检查的一种重要手段。

胎儿心率的变化反映了胎儿机体内外环境对心血管系统的扰动以及心血管系统通过自主神经及体液调节对这种扰动的反应，胎儿心率信号蕴含了大量有关心血管调节的信息，对这些信息的提取和分析研究可以定量或者定性评估心脏交感神经和迷走神经的均衡性、紧张性及其对心血管系统活动的影响，胎儿心率信号的研究对围产期胎儿和孕妇的监护具有十分重要的意义。

影响胎儿心率波动的因素十分复杂，例如大脑的高级神经活动、中枢神经系统的自发性节律活动、呼吸活动、心血管反射活动以及心脏的交感神经和迷走神经的交互作用都会引起胎儿心率的波动。因此，研究怎样能便捷、准确、行之有效的检测围产期胎儿心率，保证胎儿和孕妇的健康与安全是一项具有十分重大意义的研究。

目前，市场上销售的便携式胎儿心率监护仪存在不同程度的如下缺陷：1、功能有限，检测不准确，不便于携带，使用不灵活；2、系统的功耗较大，普通的电池难以维持长时间的监护，同时高功耗也会使系统的工作温度升高，影响各部分电路的工作效果及使用寿命；3、系统的抗干扰能力差。

发明内容

针对现有技术存在的问题，本发明提供一种使用安全、检测准确、功能齐全的便携式超声多普勒胎儿心率监护仪及其控制方法。

为了实现上述目的，本发明采用如下技术方案，一种便携式超声多普勒胎儿心率监护仪，包括超声波发射接收单元、胎儿心率信号提取单元及胎儿心率信号处理单元；所述超声波发射接收单元的输出端与胎儿心率信号提取单元的输入端相连接，所述胎儿心率信号提取单元的输出端与胎儿心率信号处理单元的输入端相连接；

所述超声波发射接收单元由超声探头驱动信号产生模块、超声探头及选频放大电路组成，所述超声探头驱动信号产生模块由正弦信号发生电路和超声探头驱动电路组成；所述正弦信号发生电路的输出端一路经超声探头驱动电路与超声探头相连接，另一路与胎儿心率信号提取单元的同步解调电路的输入端相连接，所述超声探头经选频放大电路与所述胎儿心率信号提取单元的输入端相连接；

所述胎儿心率信号提取单元由同步解调电路、信号预处理电路、增益放大电路、全波整流电路、二阶滤波电路及信号调理电路组成；所述同步解调电路的输入端分别与所述超声波发射接收单元的选频放大电路和正弦信号发生电路的输出端相连接，同步解调电路的输出端依次经信号预处理电路、增益放大电路、全波整流电路、二阶滤波电路与所述信号调理电路的输入端相连接，所述信号调理电路的输出端与所述胎儿心率信号处理单元的输入端相连接；

所述胎儿心率信号处理单元包括数字信号处理器、存储器、键盘、喇叭及液晶屏，所述数字信号处理器内置的模数转换器的输入端与所述胎儿心率信号提取单元的信号调理电路的输出端相连接，所述数字信号处理器的输出端分别与液晶屏、喇叭、键盘及存储器相连接。

所述胎儿心率信号处理单元还包括SD卡、USB接口及串行接口，所述数字信号处理器的输出端分别与SD卡、USB接口及串行接口相连接。

所述便携式超声多普勒胎儿心率监护仪的控制方法，包括如下步骤：

步骤一：采用基于最大熵原理的小波包混合节点阈值去噪的方法对胎儿心率信号提取单元提取到的胎儿心率信号进行数字滤波；

步骤二：采用广义核相关算法对经步骤一处理后的胎儿心率信号进行心率检测。

步骤一中所述的基于最大熵原理的小波包混合节点阈值去噪的方法，具体包括如下步骤：

步骤A：根据小波包基函数的紧支撑性、正则性、消失矩、正交性原则选取原始采集到的胎儿心率信号的小波包基函数，确定小波包变换的分解层数；

步骤B：利用Mallat塔式方法对胎儿心率回波信号进行小波包变换，从而得到不同分解层数的高频系数分量和低频系数分量；

步骤C：计算最大分解层数上第j个节点的小波包阈值，j∈[1，2，Λ，32]，将第j个节点的数据点等分成N等份，计算每一份的熵；选取熵值最大的一份数据的中值作为该节点数据的噪声标准差，记为ζ_j；将ζ_j带入阈值求解公式

中，其中，N_j为第j个节点的数据的个数，thr_j为阈值；当j大于16时，取当j小于或等于16时，取

其中，σ为第1层分解系数高频分量的中值；

步骤D：利用步骤C中计算出来的阈值处理最大层分解的小波包系数，并进行小波包阈值去噪；

步骤E：对经过步骤D处理的最大层分解的小波包系数进行重构，以实现有效胎儿心率信号的提取。

步骤二中所述的广义核相关算法，具体包括如下步骤：

步骤A：将经步骤一处理后的胎儿心率信号数据带入广义核相关函数 ${\hat{R}}_x\left(\mathrm{\τ}\right)=\frac{1}{N}\underset{n=0}{\overset{N-1-\mathrm{\τ}}{\mathrm{\Σ}}}{(x_{t_1}*x_{t_1+\mathrm{\τ}}+x_{t_1+1}*x_{t_1+1+\mathrm{\τ}}+1)}^4$ 中，计算广义核相关系数

广义自相关函数近似为式中，t_n，t_n+τ分别为两个不同的数据时刻，τ为时间间隔，N为胎儿心率信号数据的长度，κ(·)为一可微分函数，表示t_n，t_n+τ二者的相关程度；利用多项式核算法的思想，4维多项式空间上的可微分函数 $\mathrm{\κ}(x,z)={(x_{t_1}*x_{t_1+\mathrm{\τ}}+x_{t_1+1}*x_{t_1+1+\mathrm{\τ}}+1)}^4,$ 其中， $x=[x_{t_1},x_{t_1+1}],$ $z=[x_{t_1+\mathrm{\τ}},x_{t_1+1+\mathrm{\τ}}],$

分别为时刻t₁，t₁+1对应的胎儿心率信号数据值，

分别为时刻t₁+τ，t₁+1+τ对应的胎儿心率信号数据值；将κ(x，z)代入广义自相关函数

中，得到广义核相关函数 ${\hat{R}}_x\left(\mathrm{\τ}\right)=\frac{1}{N}\underset{n=0}{\overset{N-1-\mathrm{\τ}}{\mathrm{\Σ}}}{(x_{t_1}*x_{t_1+\mathrm{\τ}}+x_{t_1+1}*x_{t_1+1+\mathrm{\τ}}+1)}^4;$

步骤B：找到步骤A中计算所得广义核相关系数中的首个极值点的位置，记为M；

步骤C：将步骤B所得的极值位置M带入胎儿心率计算公式

中，即可得到胎儿心率，式中，F_fetal为胎儿心率，单位：次/分钟，f_s为胎儿心率信号的采样率。

本发明的有益效果：

1、集成度高，

本发明的优势在于其便携性、紧凑型、经济性，其高度集成的特点使其所占用的组件数量与电路板尺寸比常规监护仪要降低45％左右，从而使其在患者监护及消费医疗领域有了更多的发展空间；

2、功耗低，

对于便携式设备，除了尺寸的要求外，另一个难点就是要解决功耗问题；本发明的功耗比市场常用的监护仪降低35％左右，所以本发明低功耗特性非常明显；

3、功能丰富，

本发明具有键盘、液晶屏、喇叭、SD卡、存储器、USB接口和串行接口等，使其同时具有用户设置、心率信号显示、心跳声音播放、心率波形存储以及心率数据本地传输等功能；

4、本发明的胎儿心率信号提取单元采用预处理、放大、滤波和信号调理等电路，保证了胎儿心率信号采集和检测的准确性；

5、本发明的数字信号处理器采用了TI公司的TMS320VC55x系列DSP，速度快，处理能力强，可以实时的检测胎儿心率；

6、本发明采用了先进的数字信号处理算法，从而实现胎儿心率的准确检测，

本发明采用了基于最大熵原理的小波包混合节点阈值去噪的方法对采集到的胎儿心率信号进行数字滤波，并采用广义核相关算法对胎儿心率信号进行准确检测；

7、成本低，

本发明比市场常用的监护仪的成本降低了50％以上。

附图说明

图1为本发明的便携式超声多普勒胎儿心率监护仪的电路原理框图；

图2为本发明的便携式超声多普勒胎儿心率监护仪的超声探头驱动信号产生模块的电路原理图；

图3为本发明的便携式超声多普勒胎儿心率监护仪的选频放大电路的电路原理图；

图4为本发明的便携式超声多普勒胎儿心率监护仪的同步解调电路的电路原理图；

图5为除同步解调电路外的胎儿心率信号提取单元的电路原理图；

图6为本发明的便携式超声多普勒胎儿心率监护仪的存储器电路的电路原理图；

图7为本发明的便携式超声多普勒胎儿心率监护仪的SD卡电路的电路原理图；

图8为本发明的便携式超声多普勒胎儿心率监护仪的键盘电路的电路原理图；

图9为本发明的便携式超声多普勒胎儿心率监护仪的液晶屏接口电路的电路原理图；

图10为本发明的便携式超声多普勒胎儿心率监护仪的USB接口电路的电路原理图；

图11为本发明的便携式超声多普勒胎儿心率监护仪的串行接口电路的电路原理图；

图12为应用本发明的便携式超声多普勒胎儿心率监护仪的控制方法的原始信号波形仿真图；

图13为应用本发明的便携式超声多普勒胎儿心率监护仪基于最大熵原理的小波包混合节点阈值去噪的方法去噪后的信号波形图；

图14为应用本发明的便携式超声多普勒胎儿心率监护仪广义核相关算法后检测的信号波形图；

图15为本发明的胎儿心率监护仪的控制方法的程序流程图；

图16为本发明的基于最大熵原理的小波包混合节点阈值去噪方法的程序流程图；

图17为本发明的广义核相关算法的程序流程图；

图中，1、超声波发射接收单元，2、胎儿心率信号提取单元，2-1、同步解调电路，2-2、信号预处理电路，2-3、增益放大电路，2-4、全波整流电路，2-5、二阶滤波电路，2-6、信号调理电路，3、胎儿心率信号处理单元，3-1、数字信号处理器，3-2、存储器，3-3、SD卡，3-4、键盘，3-5、喇叭，3-6、液晶屏，3-7、USB接口，3-8、串行接口，4-超声探头驱动信号产生模块，4-1、正弦信号发生电路，4-2、超声探头驱动电路，5-超声探头，6-选频放大电路。

具体实施方式

如图1所示，一种便携式超声多普勒胎儿心率监护仪，包括超声波发射接收单元1、胎儿心率信号提取单元2及胎儿心率信号处理单元3；所述超声波发射接收单元1的输出端与胎儿心率信号提取单元2的输入端相连接，所述胎儿心率信号提取单元2的输出端与胎儿心率信号处理单元3的输入端相连接；所述超声波发射接收单元1用于发射超声波信号和接收胎儿心率回波信号，所述胎儿心率信号提取单元2从得到的胎儿心率回波信号中提取胎儿心率信号，所述胎儿心率信号处理单元3用于处理、检测胎儿心率信号和显示胎儿心率。

所述超声波发射接收单元1由超声探头驱动信号产生模块4、超声探头5及选频放大电路6组成，所述超声探头驱动信号产生模块4由正弦信号发生电路4-1和超声探头驱动电路4-2组成；所述正弦信号发生电路4-1的输出端一路经超声探头驱动电路4-2与超声探头5相连接，另一路与胎儿心率信号提取单元的同步解调电路2-1的输入端相连接，所述超声探头5经选频放大电路6与所述胎儿心率信号提取单元2的输入端相连接。所述超声探头驱动信号产生模块4产生超声探头驱动信号，驱动超声探头5发射超声波；该超声波遇到胎儿心脏反射回超声回波信号，该超声回波信号再由超声探头5接收。正弦信号发生电路4-1采用文氏桥振荡电路，产生2MHz的正弦波信号，经过超声探头驱动电路4-2连接到超声探头5，发射出2MHz的超声波。胎儿心率回波信号被超声探头5接收，然后经过选频放大电路6后，送入胎儿心率信号提取单元2。

所述胎儿心率信号提取单元2由同步解调电路2-1、信号预处理电路2-2、增益放大电路2-3、全波整流电路2-4、二阶滤波电路2-5及信号调理电路2-6组成；所述同步解调电路2-1的输入端分别与所述超声波发射接收单元1的选频放大电路6和正弦信号发生电路4-1的输出端相连接，同步解调电路2-1的输出端依次经信号预处理电路2-2、增益放大电路2-3、全波整流电路2-4、二阶滤波电路2-5与所述信号调理电路2-6的输入端相连接，所述信号调理电路2-6的输出端与所述胎儿心率信号处理单元3的输入端相连接。同步解调电路2-1接收超声波发射接收单元1传来的超声回波信号，经过同步解调电路2-1后去除2MHz的载波信号；然后依次经过信号预处理电路2-2、增益放大电路2-3、全波整流电路2-4、二阶滤波电路2-5、信号调理电路2-6，最后输出给胎儿心率信号处理单元3的模数转换器。

所述胎儿心率信号处理单元3包括数字信号处理器DSP3-1、存储器FLANH3-2、键盘3-4、喇叭3-5及液晶屏3-6，所述数字信号处理器3-1内置的模数转换器ADC的输入端与所述胎儿心率信号提取单元2的信号调理电路2-6的输出端相连接，所述数字信号处理器3-1的第一输入输出端作为存储器3-2的输入输出端，数字信号处理器3-1的第二输入输出端连接SD卡3-3的输入输出端，数字信号处理器3-1的第三输入输出端连接键盘3-4的输出端，数字信号处理器3-1的第四输入输出端连接喇叭3-5的输入端，数字信号处理器3-1的第五输入输出端连接液晶屏3-6的输入端，数字信号处理器3-1的第六输入输出端作为USB接口3-7的输入输出端，数字信号处理器3-1的第七输入输出端连接串行接口3-8的输入输出端。由数字信号处理器3-1内置的模数转换器ADC接收胎儿心率信号提取单元2传送来的胎儿心率信号，经过数字信号处理器3-1处理后送液晶屏3-6显示，并通过喇叭3-5播放心跳声；通过键盘3-4可以对系统的音量、亮度、是否存储等进行控制。

如图15所示，所述便携式超声多普勒胎儿心率监护仪的控制方法，包括如下步骤：

步骤一：采用基于最大熵原理的小波包混合节点阈值去噪的方法对胎儿心率信号提取单元2提取到的胎儿心率信号进行数字滤波；

步骤二：采用广义核相关算法对经步骤一处理后的胎儿心率信号进行心率检测。

如图16所示，步骤一中所述的基于最大熵原理的小波包混合节点阈值去噪的方法，具体包括如下步骤：

步骤A：根据小波包基函数的紧支撑性、正则性、消失矩、正交性原则选取原始采集到的胎儿心率信号的小波包基函数，确定小波包变换的分解层数；紧支撑性、正则性、消失矩、正交性原则要同时满足。

几种常用的小波包基函数有Haar小波、Daubechies小波、Symlets小波、Coiflet小波、Biorthogonal小波。Haar小波是最早的正交小波，在频域不具有正则性，即频域不具有收敛性。Daubechies小波为非对称正交小波函数，给定消失矩N时Daubechies小波具有最短的紧支集长度，由于Daubechies小波的尺度函数和小波函数是紧支撑的，因此所产生的镜像滤波器组是有限冲激响应滤波器组。Symlets小波和Coiflet小波是一种近似对称的小波。Biorthogonal小波是一族双正交小波，对不同尺度伸缩下的小波函数之间有正交性，而尺度之间通过平移得到的小波函数系之间没有正交性。几种常见小波包基函数及其性质，见表1.1所示。

表1.1几种常见小波包基函数及其性质

综上所述，对于超声多普勒胎心信号的预处理，本实施例选用Daubechies系小波db4小波作为小波包基函数，对胎儿心率信号进行5层分解；

步骤B：利用Mal lat塔式方法对胎儿心率回波信号进行小波包变换，从而得到不同分解层数的高频系数分量和低频系数分量；

步骤C：计算第5层上第j个节点的小波包阈值，j∈[1，2，A，32]，将第j个节点的数据点等分成N等份，计算每一份的熵；选取熵值最大的一份数据的中值作为该节点数据的噪声标准差，记为ζ_j；将ζ_j带入阈值求解公式

中，其中，N_j为第j个节点的数据的个数，thr_j为阈值；当j大于16时，取

当j小于或等于16时，取

其中，σ为第1层分解系数高频分量的中值；

步骤D：利用步骤C中计算出来的阈值处理第5层分解的小波包系数，并进行小波包阈值去噪；

步骤E：对经过步骤D处理的第5层分解的小波包系数进行重构，以实现有效胎儿心率信号的提取。其具体过程是：对经过步骤D处理的第5层分解的小波包系数，按照Mallat塔式方法的小波包分解的逆过程，逐步合并，重构出胎儿心率回波信号。

如图17所示，步骤二中所述的广义核相关算法，具体包括如下步骤：

步骤A：将经步骤一处理后的胎儿心率信号数据带入广义核相关函数 ${\hat{R}}_x\left(\mathrm{\τ}\right)=\frac{1}{N}\underset{n=0}{\overset{N-1-\mathrm{\τ}}{\mathrm{\Σ}}}{(x_{t_1}*x_{t_1+\mathrm{\τ}}+x_{t_1+1}*x_{t_1+1+\mathrm{\τ}}+1)}^4$ 中，计算广义核相关系数

广义自相关函数近似为

式中，t_n，t_n+τ分别为两个不同的数据时刻，τ为时间间隔，N为胎儿心率信号数据的长度，κ(·)为一可微分函数，表示t_n，t_n+τ二者的相关程度；利用多项式核算法的思想，4维多项式空间上的可微分函数 $\mathrm{\κ}(x,z)={(x_{t_1}*x_{t_1+\mathrm{\τ}}+x_{t_1+1}*x_{t_1+1+\mathrm{\τ}}+1)}^4,$ 其中， $x=[x_{t_1},x_{t_1+1}],$ $z=[x_{t_1+\mathrm{\τ}},x_{t_1+1+\mathrm{\τ}}],$

分别为时刻t₁，t₁+1对应的胎儿心率信号数据值，分别为时刻t₁+τ，t₁+1+τ对应的胎儿心率信号数据值；将κ(x，z)代入广义自相关函数

中，得到广义核相关函数 ${\hat{R}}_x\left(\mathrm{\τ}\right)=\frac{1}{N}\underset{n=0}{\overset{N-1-\mathrm{\τ}}{\mathrm{\Σ}}}{(x_{t_1}*x_{t_1+\mathrm{\τ}}+x_{t_1+1}*x_{t_1+1+\mathrm{\τ}}+1)}^4;$

步骤B：找到步骤A中计算所得广义核相关系数中的首个极值点的位置，记为M；

步骤C：将步骤B所得的极值位置M带入胎儿心率计算公式

中，即可得到胎儿心率，式中，F_fetal为胎儿心率，单位：次/分钟，f_s为胎儿心率信号的采样率。

本发明的胎儿心率监护仪的具体电路连接关系如下：

如图2所示，本发明采用一个文氏振荡电路来产生2MHz的正弦波信号和同步解调电路所需的2MHz的同步输入信号，正弦波信号需要经过超声探头驱动电路再输出给超声探头。

所述超声探头驱动信号产生模块由电阻、电容、三极管和电感组成，所述电阻由电阻R5、R19、R3、R15及R24组成；所述电容由电容C1、C7、C4及C8组成，所述三极管由三极管Q1组成，所述电感由可调电感L1组成。电感L1的第2引脚接电源VCC，第6引脚和第7引脚接地，第1引脚接三极管Q1的集电极，第5引脚分别与电源VCC和电阻R3的一端相连接，电阻R3的另一端分别与三极管Q1的基极、电阻R19的一端及电容C7的一端相连接；电阻R19和电容C7的另一端分别与地相连接，三极管Q1的发射极分别与电阻R15、电容C4及电容C8的一端相连接，电阻R15的另一端一路连接到同步解调电路的一个输入端，另一路与电阻R24的一端相连接；电阻R24的另一端与地相连接，电容C8的另一端与地相连接，电容C4的另一端分别与电容C1和电阻R5的一端相连接，电阻R5的另一端与地相连接，电容C1的另一端连接到超声探头。

如图3所示，所述选频放大电路由电感和电容组成，所述电感由可调电感L2组成，所述电容由电容C5组成；电感L2的第2引脚连接到超声探头，第3引脚接地，第4引脚与电容C5的一端相连接，电容C5的另一端与电感L2的第1引脚相连接，电感L2的第1引脚和第5引脚分别连接到同步解调电路的输入端。

如图4所示，所述同步解调电路由模拟乘法器U2、电阻和电容组成。所述电阻由电阻R14、R13、R12、R28、R16、R9及R7组成，所述电容由电容C13、C14、C6及C9组成，所述模拟乘法器U2采用的型号为MC1496。U2的第1引脚与选频放大电路的一个输出端相连接，第4引脚分别与选频放大电路的另一个输出端、电阻R14的一端相连接，电阻R14的另一端与电源VCC相连接；U2的第10引脚分别连接正弦信号发生电路的输出端和电阻R13的一端，电阻R13的另一端连接电源VCC，U2的第8引脚经电阻R12与电源VCC相连接，U2的第5引脚经电阻R28与电源VCC相连接；U2的第2引脚经电阻R16与U2的第3引脚相连接，U2的第6引脚分别与电阻R9、电容C13和电容C6的一端相连接，电阻R9的另一端连接到电源VCC，电容C13的另一端与地相连接，电容C6的另一端与信号预处理电路的一个输入端相连接；U2的第12引脚分别与电阻R7、电容C14和电容C9的一端相连接，电阻R7的另一端连接到电源VCC，电容C14的另一端与地相连接，电容C9的另一端与信号预处理电路的另一个输入端相连接，U2的第14引脚与地相连接。

如图5所示，信号预处理电路由电阻和运算放大器U3A组成，所述电阻由电阻R20、R23、R25及R8组成，运算放大器U3A采用的型号是LM358。电阻R20的一端连接同步解调电路的一个输出端，另一端分别与运算放大器U3A的反向输入端和电阻R8的一端相连接，电阻R8的另一端连接到运算放大器U3A的输出端，电阻R23的一端连接同步解调电路的另一个输出端，另一端一路经电阻R25与地相连接，另一路与运算放大器U3A的正向输入端相连接，运算放大器U3A的输出端与增益放大电路的输入端相连接。

增益放大电路由电阻、电容和运算放大器U4A组成，所述电阻由电阻R22、R26及R10组成，所述电容由电容C2组成，所述运算放大器U4A采用的型号是LM358。电阻R22的一端连接信号预处理电路的输出端，另一端分别与运算放大器U4A的反向输入端、电阻R10的一端及电容C2的一端相连接，电阻R10和电容C2的另一端分别与运算放大器U4A的输出端相连接；运算放大器U4A的正向输入端经电阻R26与电源HVCC相连接，运算放大器U4A的输出端连接全波整流电路的输入端。

全波整流电路由电阻、电容、二极管和运算放大器组成，所述电阻由电阻R6、R11、R2、R1、R30、R31及R29组成，所述电容由电容C11和C15组成，所述二极管由二极管D1和D2组成，所述运算放大器由运算放大器U1A和U1C组成，所述运算放大器U1A和U1C采用的型号是LM358。电阻R6的一端连接增益放大电路的输出端，另一端分别连接运算放大器U1A的反向输入端、电阻R2的一端和二极管D2的阳极，二极管D2的阴极分别连接运算放大器U1A的输出端和二极管D1的阳极，电阻R2的另一端分别连接二极管D1的阴极和电阻R1的一端，电阻R1的另一端连接运算放大器U1C的反向输入端，运算放大器U1A的正向输入端经电阻R11与地相连接。电阻R30的一端连接增益放大电路的输出端，另一端分别连接运算放大器U1C的反向输入端、电阻R29的一端和电容C11的一端，电阻R29和电容C11的另一端分别连接到运算放大器U1C的输出端；运算放大器U1C的输出端经电容C15与二阶滤波电路的输入端相连接，运算放大器U1C的正向输入端经电阻R31与地相连接。

二阶滤波电路由电阻、电容和运算放大器U1B组成，所述电阻由电阻R17、R18和R4组成，所述电容由电容C10和C3组成，所述运算放大器U1B采用的型号是LM358。电阻R17的一端连接全波整流电路的输出端，另一端分别连接电阻R18的一端、电阻R4的一端和电容C10的一端，电容C10的另一端与地相连接，电阻R4的另一端连接运算放大器U1B的输出端，电阻R18的另一端分别连接运算放大器U1B的反向输入端和电容C3的一端，电容C3的另一端分别连接运算放大器U1B的输出端和信号调理电路的输入端，运算放大器U1B的正向输入端与地相连接。

信号调理电路由电阻和电容组成，所述电阻由电阻R27和R21组成，所述电容由电容C12组成，电阻R21的一端分别连接二阶滤波电路的输出端、电阻R27的一端和电容C12的一端，电阻R27和电容C12的另一端分别与地相连接；电阻R21的另一端连接数字信号处理器的第105引脚，即数字信号处理器内部集成的ADC的AIN0通道，所述数字信号处理器采用的型号为TMS320VC5509A。

如图6所示，存储器U3采用SPI Flash存储器，其型号为FM25L512B。存储器U3的第1引脚分别连接电阻R44的一端和数字信号处理器的第142引脚，电阻R44的另一端连接电源V3.3；存储器U3的第2引脚经电阻R46与数字信号处理器的第135引脚相连接，存储器U3的第3引脚经电阻R48与电源V3.3相连接，存储器U3的第4引脚与地相连接，存储器U3的第7引脚经电阻R47与电源V3.3相连接，存储器U3的第8引脚与电源V3.3相连接；存储器U3的第6引脚经电阻R49与数字信号处理器的第134引脚相连接，存储器U3的第5引脚经电阻R50与数字信号处理器的第131引脚相连接。电阻R120的一端与数字信号处理器的第6引脚相连接，另一端连接到三极管Q2的基极，三极管Q2的发射极与地GND相连接，三极管Q2的集电极与喇叭LS的一端相连接，喇叭LS的另一端与电源V3.3相连接。

如图7所示，SD卡座CN_SD1的第6、9、10、11和12引脚分别与地相连接，SD卡座CN_SD1的第1引脚一路经电阻R83与电源V3.3相连接，另一路经电阻R87与数字信号处理器的第121引脚相连接；SD卡座CN_SD1的第2引脚一路经电阻R84与电源V3.3相连接，另一路经电阻R88与数字信号处理器的第117引脚相连接；SD卡座CN_SD1的第3引脚一路经电阻R85与电源V3.3相连接，另一路经电阻R89与数字信号处理器的第123引脚相连接；SD卡座CN_SD1的第7引脚经电阻R86与电源V3.3相连接，另一路经电阻R91与数字信号处理器的第119引脚相连接，SD卡座CN_SD1的第8引脚一路经电阻R81与电源V3.3相连接，另一路经电阻R92与数字信号处理器的第120引脚相连接；SD卡座CN_SD1的第5引脚经电阻R90与数字信号处理器的第116引脚相连接。

如图8所示，键盘由电阻和按键组成，所述电阻由电阻R67、R68和R69组成，所述按键由第一按键PB1、第二按键PB2和第三按键PB3组成。第一按键PB1的第2引脚、第3引脚与地相连接，第1引脚、第4引脚连接后，一路经电阻R69与电源V3.3相连接，另一路与数字信号处理器的第93引脚相连接；第二按键PB2的第2引脚、第3引脚与地相连接，第1引脚、第4引脚连接后，一路经电阻R68与电源V3.3相连接，另一路与数字信号处理器的第94引脚相连接；第三按键PB3的第2引脚、第3引脚与地相连接，第1引脚、第4引脚连接后，一路经电阻R67与电源V3.3相连接，另一路与数字信号处理器的第96引脚相连接。

如图9所示，液晶屏LCD的数据端口经电阻与数字信号处理器的数据总线低8位连接，液晶屏LCD的第16引脚与数字信号处理器的第91引脚相连接，液晶屏LCD的第18引脚经电阻与数字信号处理器的第23引脚相连接。

如图10所示，USB接口J3的第2引脚经电阻R103与数字信号处理器的第4引脚相连接，USB接口J3的第3引脚一路经电阻R104与数字信号处理器的第3引脚相连接，另一路经电阻R105与数字信号处理器的第2引脚相连接；USB接口J3的第4引脚分别连接电感L1的一端和电阻R108的一端，电感L1的另一端与地相连接，电阻R108的另一端分别与USB接口J3的第5引脚和第6引脚相连接，在电阻R108的两端并联有电容C59。

如图11所示，串行接口由晶振电路、异步收发电路、电平转换电路及非门等组成，所述晶振电路由无源晶振Y3组成；所述异步收发电路由通用异步收发芯片U6组成，用于将数字信号处理器的8位并行数据转换为串行数据通过串行接口发送，或者将接收到的串行数据转换为8位并行数据发送到数字信号处理器，其具体型号是SC1C550IB48；所述电平转换电路由232电平转换芯片U5组成，其具体型号是MAX3232D；非门由74系列非门U7组成，其具体型号是74HC04；串行接口J2是标准9针接口。通用异步收发芯片U6的第43引脚到第47引脚、第2引脚到第4引脚分别依次连接数字信号处理器的第57引脚到第59引脚、第61引脚到第63引脚、第65引脚、第67引脚；通用异步收发芯片U6的第26引脚到第28引脚依次连接数字信号处理器的第51引脚、第52引脚和第54引脚，通用异步收发芯片U6的第14引脚和第15引脚与晶振电路相连接。通用异步收发芯片U6的第11引脚、第35引脚、第19引脚、第16引脚分别依次连接数字信号处理器的第25引脚、第91引脚、第16引脚和第19引。非门U7的第1引脚连接通用异步收发芯片U6的第30引脚，非门U7的第2引脚连接数字信号处理器的第97引脚，非门U7的第7引脚接地GND，非门U7的第14引脚一路连接电源V3.3，另一路经电容C56与地相连接。通用异步收发芯片U6的第7引脚、第8引脚、第32引脚、第38引脚分别依次连接232电平转换芯片U5的第12引脚、第11引脚、第10引脚和第9引脚，232电平转换芯片U5的第6引脚经电容C52与地相连接，232电平转换芯片U5的第2引脚经电容C54与电源V3.3相连接，232电平转换芯片U5的第1引脚经电容C55连接到232电平转换芯片U5的第3引脚；232电平转换芯片U5的第4引脚经电容C 51连接到232电平转换芯片U5的第5引脚，232电平转换芯片U5的第16引脚与电源V3.3相连接，232电平转换芯片U5的第15引脚与地相连接；232电平转换芯片U5的第7引脚、第8引脚、第13引脚、第14引脚分别与串行接口J2相连接。

Claims (3)

1.一种便携式超声多普勒胎儿心率监护仪，其特征在于包括超声波发射接收单元、胎儿心率信号提取单元及胎儿心率信号处理单元；所述超声波发射接收单元的输出端与胎儿心率信号提取单元的输入端相连接，所述胎儿心率信号提取单元的输出端与胎儿心率信号处理单元的输入端相连接； 

所述超声波发射接收单元由超声探头驱动信号产生模块、超声探头及选频放大电路组成，所述超声探头驱动信号产生模块由正弦信号发生电路和超声探头驱动电路组成；所述正弦信号发生电路的输出端一路经超声探头驱动电路与超声探头相连接，另一路与胎儿心率信号提取单元的同步解调电路的输入端相连接，所述超声探头经选频放大电路与所述胎儿心率信号提取单元的输入端相连接； 

所述胎儿心率信号提取单元由同步解调电路、信号预处理电路、增益放大电路、全波整流电路、二阶滤波电路及信号调理电路组成；所述同步解调电路的输入端分别与所述超声波发射接收单元的选频放大电路和正弦信号发生电路的输出端相连接，同步解调电路的输出端依次经信号预处理电路、增益放大电路、全波整流电路、二阶滤波电路与所述信号调理电路的输入端相连接，所述信号调理电路的输出端与所述胎儿心率信号处理单元的输入端相连接； 

所述胎儿心率信号处理单元包括数字信号处理器、存储器、键盘、喇叭及液晶屏，所述数字信号处理器内置的模数转换器的输入端与所述胎儿心率信号提取单元的信号调理电路的输出端相连接，所述数字信号处理器的输出端分别与液晶屏、喇叭、键盘及存储器相连接。 

2.根据权利要求1所述的一种便携式超声多普勒胎儿心率监护仪，其特征在于所述胎儿心率信号处理单元还包括SD卡、USB接口及串行接口，所述数字信号处理器的输出端分别与SD卡、USB接口及串行接口相连接。 

3.权利要求1所述的便携式超声多普勒胎儿心率监护仪的控制方法，其特征在于包括如下步骤： 

步骤一：采用基于最大熵原理的小波包混合节点阈值去噪的方法对胎儿心率信号提取单元提取到的胎儿心率信号进行数字滤波； 

所述的基于最大熵原理的小波包混合节点阈值去噪的方法，具体包括如下步骤： 

步骤A：根据小波包基函数的紧支撑性、正则性、消失矩、正交性原则选取原始采集到的胎儿心率信号的小波包基函数，确定小波包变换的分解层数： 

步骤B：利用Mallat塔式方法对胎儿心率回波信号进行小波包变换,从而得到不同分解层数的高频系数分量和低频系数分量： 

步骤C：计算最大分解层数上第j个节点的小波包阈值，j∈[1,2,...,32]，将第j个节点的 数据点等分成N等份，计算每一份的熵；选取熵值最大的一份数据的中值作为该节点数据的噪声标准差，记为                                                  

;将   

带入阈值求解公式

中，其中，N_j为第j个节点的数据的个数，thr_j为阈值；当j大于16时，取

当j小于或等于16时，取

其中，σ为第1层分解系数高频分量的中值； 

步骤D：利用步骤C中计算出来的阈值处理最大层分解的小波包系数，并进行小波包阈值去噪； 

步骤E：对经过步骤D处理的最大层分解的小波包系数进行重构,以实现有效胎儿心率信号的提取； 

步骤二：采用广义核相关算法对经步骤一处理后的胎儿心率信号进行心率检测； 

所述的广义核相关算法，具体包括如下步骤： 

步骤A：将经步骤一处理后的胎儿心率信号数据带入广义核相关函数 

中，计算广义核相关系数

广义自相关函数近似为式中，t_n,t_n+τ分别为两个不同的数据时刻，τ为时间间隔，N为胎儿心率信号数据的长度，κ(.)为一可微分函数，表示t_n,t_n+τ二者的相关程度;利用多项式核算法的思想,4维多项式空间上的可微分函数其中， 

分别为时刻t₁,t₁+1对应的胎儿心率信号数据值，

分别为时刻t₁+τ,t₁+1+τ对应的胎儿心率信号数据值;将κ(x,z)代入广义自相关函数

中，得到广义核相关函数

步骤B：找到步骤A中计算所得广义核相关系数中的首个极值点的位置，记为M； 

步骤C：将步骤B所得的极值位置M带入胎儿心率计算公式

中，即可得到胎儿心率，式中，F_fetal为胎儿心率，单位：次/分钟，f_s为胎儿心率信号的采样率。 

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