CN2703499Y - 用于监测母体子宫收缩活动和控制分娩进程的装置 - Google Patents

Abstract

本实用新型涉及一种用于监测子宫收缩活动和控制分娩进程的装置，其特征在于传感器提取的腹部电信号输入到信号处理装置中由信号处理装置及装置于其中的自动增益控制(AGC)装置进行处理，处理后的信号输入到检波装置中进行包络检波得到肌电强度信号(IEMG)，肌电强度信号(IEMG)控制电子输液泵。通过设计了自动增益控制(AGC)模块来抑制乘法性噪声，以母亲心电(MECG)的R峰为基准校正肌电信号，并以数字信号处理机为核心，以动态加权平均法提取MECG信号模板，消除MECG干扰，提取出真实可靠、失真小的子宫肌电及其强度信号，使临床操作无创伤、方便、有效，并能提供更多的子宫活动信息。

Description

用于监测母体子宫收缩活动和控制分娩进程的装置

技术领域

本实用新型涉及医学及兽医的检测装置及方法，特别是一种监测孕妇子宫收缩活动并控制分娩过程的装置。

背景技术

监视孕妇分娩进程的一种众所周知的方法是由执业医生用手摸腹部来估计宫缩的强度和子宫向下缩降的程度，真正分娩开始后的“正常”宫缩是从宫底开始向宫颈推进。产妇自己对其分娩进程的感觉同样是很重要的。此外，宫颈扩张的程度是通过产道内窥检查来估计的。然而，这种监视分娩进程的手工方法的准确程度与检查者的医术有直接关系。而且，这些常规方法是不连续的，使患者不舒服，任何体内检查方法还有造成感染的危险。随着医疗电子学的发展，检测设备已经在很大程度上代替了这些功能。仪器可以不知疲倦地连续自动操作，并由此来协助执业医生。然而，普通仪器在使用中有几个问题。

例如，用于测量宫缩的现有技术不能提供有意义的具诊断价值的数据。据本实用新型人所知，常规的宫缩监测器主要是通过宫缩监测器本身的数据与胎儿心率联系起来以检测胎儿的危险。常规的子宫收缩活动监测方法包括外监护和内监护。

外监护法是通过安装在腹部的压力传感器获取子宫收缩活动的节律信号，监测子宫收缩的压力信号是相对的，受压力传感器捆绑的松紧程度、孕妇本身的身体个体差异、体位差异等影响。因此，这种外监护法提供子宫活动的信息很少。

内监护法是通过产道安放于子宫的压力传感器(导管)监测子宫内压力信号。由于这种监测器通常仅从子宫的一个位置上获得数据，因此不能充分提供有关宫缩进程的信息。其结果是常规监测器不能提供有关宫肌本身状态的数据。这种方法只能在宫颈口已经张开并且羊膜破水的后采用。因此只能在产妇真正开始分娩后在医院使用。由于传感器必须穿过产道中的菌丛区，这种方法有造成感染的危险。这些细菌可能被带入子宫，从而可能感染母亲和胎儿。

此外，由于羊膜不是完整的，并不存在一个闭合的容器，有关在一个闭合容器中所有各点的压力与在该容器中一点所测得的压力相同的Pascal氏定律不能适用。因此，宫内导管在不同位置上会测出不同的压力。因此，采用宫内测量仪测得的压力顶多只能被认为是半定量的数据。此外，在胎盘位于子宫颈口的位置，即所谓前置胎盘的情况下，这种方法完全不适用。

还有，到目前为止还没有一种属于“非侵入”性质的连续测量宫颈扩张程度的仪器检测方法。也就是说必须把某种设备放入产道内测量，从而带来上述的缺点。

认识到上述的缺点，医学研究人员研究了能提供更有价值的数据的方法。医学文献中记载了早期探索记录子宫平滑肌电活动的工作。

例如，L.V.Dill等在Amer.J.Obster.Gynecol，Vol.52，735(1946)上发表的“Electrical Potentials of the Human Uterus in Laber”一文中，发现在分娩进程中子宫肌的收缩伴随有低频电势和电压的变化。

G.M.Steer等在Amer.J.Obster.Gynecol.，Vol.59，25(1950)上发表的(Electrical Activity of the Human Uterus in Labor”一文中描述了在腹壁上各点的电活动的各种观察报告。其中谈到腹壁上三个常用点中一个点的电活动与分娩的开始阶段有关。随着分娩的进行，更多的点会出现活动。这些作者还注意到，在正常分娩的开始阶段，电活动扩散开来的证据。

1979年Wolf等对人体进行了进一步的试验。采用内部电极来收集信号。在Acta Obstet.Gynecil.Scand.Suppl.90，(1979)中发表的“Electromyographic Obseriations on the Human Uterus during Labour”一文报告了这些试验的结果。

由于涉及到的风险以及合适的动物模型(例如羊)的有效性问题，至今还没有在人体应用过内部电极。内部电极仍在广泛地应用于羊，主要是测量电活动的频率和时间。

Nathanielsz在美国专利US4,967,761号中提出通过用内部电极测量和分析子宫电活动的频率来区分假分娩和真分娩。

在美国专利US4,256,118号中，Nagel提出用外部电极测量子宫的电活动和胎儿心率。Nagel提出，子宫电活动的频率范围为150Hz到250Hz。然而我们看到，该频率范围通常与子宫内部的测量值有关，而外部电极测得的频率主要在0.05Hz到2500Hz的范围内。

在发表在Med & Bio Eng & Comput，22，585-91(1984)上的题为“ExternalRecording and Processing of Fast Electrical activity of the Uters inHuman Parturition”等文章中，J.Planes等描述了使用外部电极来监测分娩期间子宫肌肉的电活动。Planes等采用自动回归分析方法用六个参数来描述宫缩。Planes等估测了宫缩的传播速率，但末获得任何有关传播方向、宫肌所受压力或是宫颈扩张程度的信息。而且，Planes等并没有提出把这些信息作诊断用。

例如，宫肌上任一部位的异常压力据知都会使子宫自上而下的电活动出现明显的变化。异常压力可能是由于疤痕组织的存在引起的，例如是以前做过剖腹产的结果。因些，对扩张速率变化的检测和定性可以为执业医生提供极有价值的诊断依据。

针对上述问题中国专利ZL93120192.6(公告号CN1088422A)公开了一种分娩进程的诊断装置及方法，其主要是用肌肉活动中固有的电场进行肌动电流检测，利用放置在腹部的多个电极测量腹部区域内的电信号的量值和运动方向，借此判断周期性和指示正常和异常的分娩状态、实际分娩的开始以及宫颈扩张的程度。很显然该分娩进程的诊断方法未能有效地掌握孕妇在围产期(即临盆状态)的子宫活动情况及控制调节孕妇的分娩进程的催产素用量，特别地该分娩进程的诊断装置及方法和美国专利US4256118中虽然都是采用外部诱导腹部电极法来得到腹部电信号，但其对腹部电信号的处理过程中都未对腹部电信号中的乘法性噪声干扰予以处理，使得到的腹部电信号的乘法性噪声不能得到有效抑制，因此，其检测得到的子宫肌电强信号(IEMG)是严重失真的，影响最终得到的腹部肌电强度信号的有效性和可靠性，而且这两者所分析的频段都比较窄，如US4256118分析的频段为150～250Hz，ZL93120192.6分析的频段为0.01Hz～200Hz，对于高频段的腹部电信号未予考虑，其所检测到的EMG和IEMG信号都只包含局部信息而无法反映子宫收缩活动的全部信息，使分析的结果的可靠性和精准性都比较低，给后续的分析判断带来不利，而且这两者也未能通过最终的分析结果去反馈控制分娩进程，只是对分娩进程进行一般的监测。

发明内容

本实用新型的目的是提供一种采用腹部电极诱导法无创伤地并方便有效地提取孕妇子宫及腹部肌电强度信号来有效、可靠、精准地监测子宫活动，进而可靠地控制催产素的剂量，借以达到控制分娩进程的用于监测母体子宫收缩活动的控制分娩进程的装置。

本实用新型的技术方案是这样实现的：

一种用于监测母体子宫收缩活动和控制分娩进程的装置，包括：

放置在孕妇腹部用于提取孕妇腹部电信号的传感器；

用于对提取的腹部电信号进行信号处理的信号处理装置；

设置于信号处理装置中的通过识别QRS波群后将母亲心电(MECG)的R波幅值始终限制在固定电平的用于校正所提取的腹部电信号以抑制乘法性噪声的自动增益控制(AGC)装置；

用于将经过信号处理和校正处理后得到的肌电信号进行包络检波的检波装置；

用于输液给孕妇的电子输液泵，且电子输液泵受控于经过上述包络检波后得到的肌电强度信号(IEMG)；

其中传感器提取的腹部电信号输入到信号处理装置中由信号处理装置及装置于其中的自动增益控制(AGC)装置进行处理，处理后的信号输入到检波装置中进行包络检波得到肌电强度信号(IEMG)，肌电强度信号(IEMG)控制电子输液泵。

本实用新型在总结前人成果的基础上，采用腹部电极诱导法无创伤地直接通过孕妇腹部电极提取电信号并分析了提取的全部腹部原信号，证实了来自母体运动的乘法性干扰对最后结果有严重影响，以现代信号处理技术消除各种噪声，包括消除母亲心电图、胎儿心电图、电磁干扰等噪声，特别是设计了自动增益控制(AGC)模块来抑制乘法性噪声，以母亲心电(MECG)的R峰为基准校正肌电信号使母亲心电(MECG)的R波幅值始终钳制在一个固定电平上以有效、可靠地抑制乘法性噪声，既保证了最后得到的分析结果的准确性和可靠性、避免了信号失真所造成的误判断现象，又使得在分析腹部电信号时可取尽量宽的频带范围的信号来进行精确全面的分析，进一步确保了分析结果的精准性和全面性，并以数字信号处理机为核心，以动态加权平均法提取MECG信号模板，消除MECG干扰，提取出真实可靠、失真小的子宫肌电及其强度信号，完善了以数字信号处理机为处理器的自适应胎儿心电监护仪，同时监护FHR曲线和子宫肌电强度信号曲线(IEMG)，从而省去了腹部外压力传感器，使临床操作无创伤、方便、有效，并能提供更多的子宫活动信息。

以下结合附图详细描述本实用新型的基本结构与工作原理：

附图说明

图1是本实用新型的系统组成方框图；

图2是本实用新型的电极放置位置示意图；

图3是本实用新型信号处理的第一实施方案的流程示意图；

图4是本实用新型信号处理的第二实施方案的流程示意图；

图5是本实用新型信号处理的第一实施方案的AGC处理流程图；

图6是本实用新型信号处理的第二实施方案的AGC处理流程图；

图7是本实用新型腹部电信号的组成示意图；

图8是本实用新型处理腹部电信号的变化及对比示意图。

具体实施方式

如图1～图8所示，本实用新型所述的一种用于分娩期间监测母体子宫收缩活动和控制分娩进程的装置，包括：

1、放置在孕妇腹部用于提取孕妇腹部电信号的电极或其它生理传感器；其主要是通过放置在孕妇腹部的电极或其它生理传感器提取包含有母亲心电(MECG)、胎儿心电(FECG)、肌电(EMG)以及电磁干扰和乘法性噪声的腹部电信号；腹部电信号的组成如图7所示，为此可对腹部电信号建立以下模型：

               a(t)＝d(t)[m(t)+f(t)+n(t)]+x(t)

式中：a(t)——腹部电信号；

      d(t)——乘法性干扰；

      m(t)——母亲心电信号；

      f(t)——胎儿心电信号；

      n(t)——加法性信号或噪声，比如肌电信号；

      x(t)——工频干扰等加法性噪声

其中d(t)是由于真实的腹部电信号在向外传导过程中，所经过的路径发生了变化而产生的。这种路径的变化主要是由于母体的呼吸运动、母体的体位变化和母体腹部肌肉收缩等原因造成的。根据信号与系统的理论，这就意味着母体腹部的系统传递函数是时变的。因此，在信号处理时要采用适当的方法对信号作一定的补偿来减弱干扰。本实用新型采用了电路中的自动增益控制(AGC)的机制进行补偿。

对于母亲心电m(t)，消除的处理方法很多，但本实用新型只涉及单道信号处理方法，最典型的是匹配滤波法。

对于胎儿心电f(t)，其本身比较微弱，大约是m(t)的1/5-1/10，在合理放置电极的前提下可以忽略不计。

在本实用新型中，腹部肌电(含子宫肌电)n(t)不是噪声，而正是要提取的信号。在分娩过程中，孕产妇使用腹部肌肉收缩力与子宫本身收缩力的合力将胎儿挤出子宫。在本实用新型中n(t)就是本实用新型所要分析的肌电信号EMG。

另外，在进行信号采集时，还会受到工频干扰X(t)。这种干扰是日常使用的交流电通过电磁感应耦合到导联上产生的，它是一种加法性噪声。

由于环境温度的变化导致元器件特性的改变、电极在皮肤表面的细微滑动(运动伪迹)等所造成的基线漂移也是一种干扰，会给后面的处理造成不良影响，也必须去除。

为了抑制这些不同特性的噪声，就需要采用相应不同的信号处理方法。下面相关的步骤将对本实用新型的信号处理进行详细描述。

2、用于对提取的腹部电信号进行信号处理的信号处理装置；

上述信号处理装置包括依序连接的：

与传感器连接的用于放大提取的腹部电信号、抑制工频干扰等共模信号的差动式前置放大电路；

用于抑制50Hz工频干扰的50Hz双T陷波电路；

用于滤除0.8Hz以下低频信号的0.8Hz高通滤波电路；

用于滤除2.5KHz以上高频信号的2.5KHz低通滤波电路；

用于对提取的腹部电信号进行进一步放大的主信号放大电路；

用于将提取的腹部电信号进行进一步放大以使腹部电信号能达到可以进行模数转换的末级放大电路；

用于将经过末级放大的腹部电信号进行模数转换以得到数字腹部电信号的模数转换电路；

用于将经过模数转换后的数字腹部电信号的工频干扰滤除的数字工频陷波装置；

用于抑制皮肤与电极之间电势变化和运动伪迹以及电子元件温漂产生的低频干扰的抑制基线漂移装置；

用于识别MECG的QRS波群的MECG识别装置；

用于利用匹配滤波法滤除MECG而得到肌电信号EMG的匹配滤波装置。其中信号处理包括以下步骤：

21)、根据母体心电投影关系将正、负电极及参考电极放置在孕妇腹部的适当位置，以尽量增大母体心电信号，抑制胎儿心电信号的干扰；如图2所示，该步骤中将正、负电极及参考电极放置在孕妇腹部适当位置是将正电极放置在孕妇子宫宫底，将负电极放置在孕妇的耻骨连接处，参考电极放在大腿内侧或右腿上。

22)、将提取的腹部电信号送至前置差动放大电路和50Hz双T陷波电路抑制50Hz工频干扰等共模信号；再

23)、将腹部电信号送至主放大器和0.8Hz高通滤波电路及2.5KHz低通滤波电路进行信号放大和高通滤波和低通滤波处理，得到0.8Hz～2.5KHz区间段的腹部电信号；再

24)、将该腹部电信号送到末级放大进行进一步的信号放大，使腹部电信号能够进行模数转换(A/D)；

25)、将经过末级放大的腹部电信号送至模数转换电路进行模数转换得到数字腹部电信号；

26)、将数字腹部电信号通过USB接口送至微型计算机系统依据预设的软件模块进行如下处理：

261)、首先对数字腹部电信号进行数字工频陷波和抑制基线漂移的预处理；

262)、将经过预处理的数字腹部电信号进行母亲心电(MECG)识别以识别MECG的QRS波群；

263)、将经过MECG识别后的数字腹部电信号利用匹配滤波法有效滤除MECG信号并得到肌电信号(EMG)。本步骤所述的匹配滤波法也称匹配滤波，其主要原理与过程是将经过AGC处理后的腹部信号进行匹配滤波去除MECG的QRS波群。就本实用新型而言，匹配滤波的基本思想是将检测到的多个QRS波群进行加权平均，并与腹部信号中某个MECG的QRS波群精确的对齐相减。如图3及图4所示，匹配滤波模块分为动态模板计算和波形对消两个部分。由于经过MECG识别模块的处理，得到了MECG QRS波群的精确位置，因此，可以从经AGC处理后的腹部信号中提取MEC的QRS波群，并送往动态模板计算模块计算匹配滤波所需的模板。

为了有效的滤除MECG的QRS波群，本实用新型采用动态加权平均的方法计算模板。严格地说，心电信号是非平稳随机信号，各个MECG的QRS波群权重的分配直接影响匹配滤波的效果，因此显得尤为重要。本实用新型采用的权重是呈现指数分布的。各个MECG QRS波群的权按时间先后依次取…λ^N、λ^N-1、λ^N-2…λ²、λ、1，也就是将最新的MECG心拍的权重设为最高1，这样处理突出了不同时刻起主要作用的数据段的影响，因此非常适用于非平稳随机信号的实时处理。生成匹配模板的公式是这样的：

$T_d=\frac{1}{w}\underset{i=0}{\overset{N-1}{\mathrm{\Σ}}}\mathrm{TiWi}$

其中  T_d：匹配模板

T_i：第i个MECG QRS波群的数据

                                  Wi：第i个MECG QRS波群的权

$w=\underset{i=0}{\overset{N-1}{\mathrm{\Σ}}}\mathrm{Wi}$

确切的说，T_d和T_i都是向量，Wi＝λⁱ，0＜λ＜1

写成矩阵的形式：

$T_d=\frac{1}{w}\mathrm{WT}$

T是所有参与计算匹配模板的MECG的QRS波群数据，它们构成N行M列矩阵；N是参与计算匹配模板的QRS波群的数目；M是每一个QRS波群的长度；W是1行N列权系数矩阵[w₀w₁…w_N-1]。

这样，用腹部电信号减去模板，就得到消除MECG的QRS波群的肌电信号，处理的效果如图8所示。

3、用于校正所提取的腹部电信号以抑制乘法性噪声的自动增益控制(AGC)装置；

上述自动增益控制(AGC)装置可以为装置在抑制基线漂移装置与MECG识别装置之间的利用AGC校正处理公式 $G_{\left(X\right)}=Y=\frac{r_n-r_{n+1}}{m{r}_{n+1}}X+1$ 进行处理的AGC模块，其中该公式中

G_(X)和Y表示第X时刻的增益补偿函数值；

r_n表示第n时刻测得MECG的一个R波幅值；

r_n+1表示第(n+m)时刻测得MECG的下一个R波幅值。

此时用自动增益控制技术(AGC)校正所提取的腹部电信号是在微型计算机中进行，其是将经过上述步骤261预处理的数字腹部电信号送至微型计算机机系统依据预设的AGC校正模决进行增益补偿，其中AGC校正处理的公式为

$G_{\left(X\right)}=Y=\frac{r_n-r_{n+1}}{{\mathrm{mr}}_{n+1}}X+1$ 其中：

G_(X)和Y表示第X时刻的增益补偿函数值；

r_n表示第n时刻测得MECG的一个R波幅值；

r_n+1表示第(n+m)时刻测得MECG的下一个R波幅值。

其流程如附图5所示。校正处理子模块的基本思路是根据MECG相邻两个R波的差异，以前一个R波为基准，对这两个R波之间的数据进行增益的补偿。假设在某一时刻n测得MECG的一个R波，记为R_n，幅值为r_n；在n+m时刻测得MECG的下一个R波，记为R_n+1，幅值为r_n+1；m为MECG的R-R间隔。之所以R_n+1与R_n存在差异，是因为R_n+1的传导受到其路径变化的影响，也就是母体心电的系统传递函数发生变化，这是一种乘法性噪声。要抵消乘法性噪声，就必须对信号进行增益补偿，这就是AGC的作用。但是，MECG传递函数的变化受到母体的呼吸、腹部运动等诸多因素的影响，情况比较复杂，很难得到其数学模型。本实用新型采用一种简单办法，但补偿还需要一个基准。在腹部提取的电信号中，以MECG的R波最易识别，自然就成为补偿的基准。

不妨以识别到的第n个MECG R波的幅值为基准，以后各R波都参照这个幅值进行补偿。以n时刻为原点，时间t为X轴，增益补偿函数G(x)为Y轴，建立坐标系。很显然在坐标系中两个R波峰的补偿增益分别是(0，1)和(m，r_n/r_n+1)，将其分别投影到建立的坐标系中并连接两点，得到增益补偿曲线。此时过(x₀，y₀)和(x₁，y₁)的两点式直线方程为：

$\frac{y-y_0}{y_1-y_0}=\frac{X-X_0}{X_1-X_0}$

将(0，1)和(m，r_n/r_n+1)分别代入(x₀，y₀)和(x₁，y₁)，得：

$\frac{y-1}{\frac{r_n}{r_{n+1}}-1}=\frac{X-0}{m-0}$

化简后得到：

$G\left(X\right)=y=\frac{r_n-r_{n+1}}{m{r}_{n+1}}X+1$

该式就是AGC校正处理公式。

很显然在本处理方法中也可以采用其它机构的可使MECG的R波幅值始终限制在固定电平的计算公式，因此任何采用这类补偿的方式均属于本专利的保护范围。

上述自动增益控制(AGC)装置也可以为装置在主信号放大电路与2.5KHz低通滤波电路之间的AGC电路，该AGC电路包括：

主控放大电路、精密双限比较电路、反馈控制信号源，其中：

主控放大器的输入端接腹部电信号，其输出端通过一个45Hz低通滤电路其后一路作为MECG信号输出，一路作为控制信号U₀送至精密双限比较电路进行判断比较，精密双限比较电路根据控制信号U₀的绝对值大小，输出一个开关电平U₁给控制信号源，控制信号源根据开关电平U₁的大小输出一个反馈控制信号给受控放大电路以调节受控放大电路的增益大小，使MECG输出信号的R波峰值始终钳制在一个固定电平上。

此时用自动增益控制技术(AGC)校正的提取的腹部电信号也是在外围的电路硬件中实现，其主要是将经过上述步骤23处理后的腹部电信号送至由受控放大器和控制信号源组成的AGC电路模块以MECG的R波幅值为基准，始终将MECG的R波幅值钳制在恒定电平上，其包括以下步骤：

31)、腹部电信号以受控放大器的输入端进入由受控放大器进行控制和放大处理；

32)、经过控制放大处理后的信号通过一个45Hz低通滤波器后其一路作为MECG输出信号，另一路送至精密双限比较器进行比较判断用以判断MECG的R波峰值是否超出了规定电平，如果R波峰值超出了规定电平则转到步骤34，否则

33)、精密双限比较器输出低电平，则放大器IC₁同时输出低电平U₁，工作在非线性区域内作为开关使用的场效应管T导通，接通R₄，电容C₂放电突然加速，放大器IC₂输出低电平U₅，调节受控放大器的增益迅速增大，将MECG输出信号钳制在规定电平；

34)、精密双限比较器输出高电平U₁，放大器IC₁同时输出高电平U₂，场效应营T截止，断开R4，电平U₁通过电容C₃微分，并通过D₂取正向脉冲电平U₄给电容C₂充电，当U₁越高，则U₄的脉冲波越密集，对C₂充电也越快，IC₂输出电平U₅也越高，受控放大器的增益也越小，又将MECG输出信号钳制在规定电平。其基本工作原理是AGC电路以MECG的R波为校正基准，始终将其钳制在恒定电平上，AGC可近似校正系统函数，即校正了肌电信号，消除运动造成的干扰。AGC电路的核心是受控放大器，其增益由控制电平调节。其原理是使用了非线性元件二极管，使其工作于非线性区，用控制电平控制其阻值，即可调节整个放大器的增益。控制信号源输出的控制电平根据受控放大器的输出信号中MECG的R波峰值自动作相应变化。如图6所示，精密双限比较器用来检测R波幅值。若信号幅度的绝对值超出了规定电平U₀，则比较器输出高电平，反之，若其绝对幅度在规定范围U₀内，比较器输出低电平。其中电平U₀即为MECG信号的钳制电平，由比较器中的参数确定。放大器A₁构成的比较器，其输出电平U₂控制P沟道结型场效应管T是否导通。场效应管T作为开关使用，接通或断开电阻R₄，从而急剧改变电解电容C₂的充放电时间常数。一旦AGC的输出信号幅度过小，U₁变为低电平，U₂也随之变低，场效应管T导通，接通R₄，使电容C₂放电突然加速，A₂输出电平U₅迅速降低，控制电平TP₄减小，调节受控放大器的增益迅速增大，结果将其输出信号钳制在规定电平。然而，考虑到只希望钳制R波的峰值，在R-R间隔期间，输出信号肯定远小于规定电平U₀，这时，A.G.C.增益不能变化或变化很小，因此在A₁比较器电路中加入由R₁和C₁组成的RC电路(时间常数为16个心电周期)，以钳制A₂输出电平U₂。只有当几个R波峰连续小于电平U₀时，C₁放大达到一定程度，使二极管D₁导通，电平U₂随U₁翻转成低电平，导通场效应管，使控制电平TP₄下降，AGC增益迅速上升。

电平U₁通过电容C₃微分，又通过D₂取正向脉冲电平U₄，给电容C₂充电。精密双限比较器的输入信号幅度越大，则U₄的脉冲波越密集，对C₂充电也越快，A₂输出电平U₅越高，TP₄越高，受控放大器增益就越小，结果又将输出信号钳制在规定电平。当然这种AGC模块也可以是其他类似的可将MECG的R波峰值钳制在规定电平上的电路装置，因此任何其它类似的AGC电路补偿装置均属于本专利的保护范围。

4、用于将经过信号处理和校正处理后得到的肌电信号进行包络检波的检波装置；从而通过检波装置将肌电信号(EMG)进行包括检波得到低频的肌电强度信号(IEMG)。

5、用于输液给孕妇的电子输液泵，且电子输液泵受控于经过上述包络检波后得到的肌电强度信号(IEMG)。本部分装置主要是用肌电强度信号反馈控制输液给孕妇的电子输液泵，以调节催产素的药物用量，控制孕妇的子宫收缩节律与强度，并将肌电强度信号IEMG进行显示、监测和报警处理。其中本步骤中用IEMG反馈控制孕妇的子宫收缩节律与强度，可根据IEMG信号的幅值，经过一个经验公式：

                       y＝b-ax

其中b表示催产素等药物的基本剂量，这个值要根据不同个体具体选择；a是系数，它的单位是毫升/(分钟×伏)；x表示IEMG信号，其单位是伏。通过上式可以求出产妇所需药物剂量，然后经过RS-232接口发送命令给输液泵，控制催产素的剂量，达到控制孕妇的子宫收缩节律与强度的目的。

很显然在本控制方法中也可以采用其它机构的可通过IEMG指标控制电子输液泵调节催产素等药物的输液速度、控制分娩进程的计算公式和数据传送方式，因此任何采用这类控制方式的均属于本专利的保护范围。

Claims (4)

1、一种用于监测母体子宫收缩活动和控制分娩进程的装置，其特征在于包括：

放置在孕妇腹部用于提取孕妇腹部电信号的传感器；

用于对提取的腹部电信号进行信号处理的信号处理装置；

设置于信号处理装置中的通过识别QRS波群后将母亲心电(MECG)的R波幅值始终限制在固定电平的用于校正所提取的腹部电信号以抑制乘法性噪声的自动增益控制(AGC)装置；

用于将经过信号处理和校正处理后得到的肌电信号进行包络检波的检波装置；

用于输液给孕妇的电子输液泵，且电子输液泵受控于经过上述包络检波后得到的肌电强度信号(IEMG)；

其中传感器提取的腹部电信号输入到信号处理装置中由信号处理装置及装置于其中的自动增益控制(AGC)装置进行处理，处理后的信号输入到检波装置中进行包络检波得到肌电强度信号(IEMG)，肌电强度信号(IEMG)控制电子输液泵。

2、根据权利要求1所述的用于监测母体子宫收缩活动和控制分娩进程的装置，其特征在于上述信号处理装置包括依序连接的：

与传感器连接的用于放大提取的腹部电信号、抑制工频干扰等共模信号的差动式前置放大电路；

用于抑制50Hz工频干扰的50Hz双T陷波电路；

用于滤除0.8Hz以下低频信号的0.8Hz高通滤波电路；

用于滤除2.5KHz以上高频信号的2.5KHz低通滤波电路；

用于对提取的腹部电信号进行进一步放大的主信号放大电路；

用于将提取的腹部电信号进行进一步放大以使腹部电信号能达到可以进行模数转换的末级放大电路；

用于将经过末级放大的腹部电信号进行模数转换以得到数字腹部电信号的模数转换电路；

用于将经过模数转换后的数字腹部电信号的工频干扰滤除的数字工频陷波装置；

用于抑制皮肤与电极之间电势变化和运动伪迹以及电子元件温漂产生的低频干扰的抑制基线漂移装置；

用于识别MECG的QRS波群的MECG识别装置；

用于利用匹配滤波法滤除MECG而得到肌电信号EMG的匹配滤波装置。

3、根据权利要求1或2所述的用于监测母体子宫活去和控制分娩进程的装置，其特征在于上述自动增益控制(AGC)装置为装置在抑制基线漂移装置与MECG识别装置之间的利用AGC校正处理公式 $G_{\left(X\right)}=Y=\frac{r_n-r_{n+1}}{{\mathrm{mr}}_{n+1}}X+1$ 进行处理的AGC模块，其中该公式中

G_(X)和Y表示第X时刻的增益补偿函数值；

r_n表示第n时刻测得MECG的一个R波幅值；

r_n+1表示第(n+m)时刻测得MECG的下一个R波幅值。

4、根据权利要求1或2所述的用于监测母体子宫活去和控制分娩进程的装置，其特征在于上述自动增益控制(AGC)装置为装置在主信号放大电路与2.5KHz低通滤波电路之间的AGC电路，该AGC电路包括：

主控放大电路、精密双限比较电路、反馈控制信号源，其中：

主控放大器的输入端接腹部电信号，其输出端通过一个45Hz低通滤电路后其后一路作为MECG信号输出，一路作为控制信号U₀送至精密双限比较电路进行判断比较，精密双限比较电路根据控制信号U₀的绝对值大小，输出一个开关电平U₁给控制信号源，控制信号源根据开关电平U₁的大小输出一个反馈控制信号给受控放大电路以调节受控放大电路的增益大小，使MECG输出信号的R波峰值始终钳制在一个固定电平上。

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