DE10345717B4

DE10345717B4 - Verfahren und Vorrichtung zur Bestimmung der fötalen Herzfrequenz

Info

Publication number: DE10345717B4
Application number: DE2003145717
Authority: DE
Inventors: Martin Dr. Daumer; Christian Lederer
Original assignee: TRIUM ANALYSIS ONLINE GmbH
Current assignee: TRIUM ANALYSIS ONLINE GmbH
Priority date: 2003-10-01
Filing date: 2003-10-01
Publication date: 2005-12-08
Anticipated expiration: 2023-10-02
Also published as: DE10345717A1

Abstract

Verfahren zur Bestimmung der fötalen Herzfrequenz aus einem, von einem Ultraschallsensor aufgenommenen zeitlichen Abschnitt eines Ultraschalldopplersignals, welches Informationen über die einzelnen Herzaktionen eines Fötus aufweist, gekennzeichnet durch folgende Schritte:
(a) Berechnen wenigstens eines Koeffizienten einer Frequenz einer harmonischen Analyse des Ultraschalldopplersignals in einer Vielzahl von Zeitfenstern des zeitlichen Abschnitts, wobei der für ein Zeitfenster erhaltene Wert des Koeffizienten einem Zeitwert des Zeitfensters zugeordnet wird, um eine Koeffizientenfunktion zu bilden;
(b) Bilden einer Autokorrelationsfunktion der im Schritt (a) erhaltenen Koeffizientenfunktion; und
(c) Berechnen der fötalen Herzfrequenz für den zeitlichen Abschnitt des Ultraschalldopplersignals aus der zeitlichen Position eines Maximums der im Schritt (b) erhaltenen Autokorrelationsfunktion.

Description

Die vorliegende Erfindung betrifft ein Verfahren zur Bestimmung der fötalen Herzfrequenz aus einem, von einem Ultraschallsensor aufgenommenen zeitlichen Abschnitt eines Ultraschalldopplersignals, welches Informationen über die einzelnen Herzaktionen eines Fötus aufweist. Ferner betrifft die vorliegende Erfindung eine Vorrichtung zur Durchführung des Verfahrens.

Im Stand der Technik ist es bekannt, dass vor allem zwei medizinische Parameter wichtig sind, um den Zustand eines Fötus zu beurteilen. Zum einen ist dies die fötale Herzfrequenz und zum anderen die Wehenaktivität der schwangeren Mutter. Unter Verwendung von CTG-Monitoren (Cardiotocographie) können die fötale Herzfrequenz (FHR) und die Uterusaktivität (TOCO) gleichzeitig bestimmt werden. Zur Bestimmung der fötalen Herzfrequenz, um die es bei der vorliegenden Erfindung vornehmlich geht, wird standardmäßig eine Ultraschallmessung unter Verwendung des Doppler-Effekts eingesetzt, wobei die Doppler-Verschiebung einer an den sich bewegenden Teilen des Herzens des Fötus, insbesondere Herzwänden und -ventilen, reflektierten Ultraschallwelle ausgenutzt wird. Das vom Kristalle aufweisenden Sensor bzw. Aufnehmer aufgenommene Signal wird als Ultraschalldopplersignal bezeichnet. Grundsätzlich ergibt sich die Herzfrequenz als das inverse Zeitintervall zweier aufeinanderfolgender Maxima des Ultraschalldopplersignals. In der Praxis kann allerdings aus dem Ultraschallsignal dieser wichtige Parameter, nämlich die aus dem Beat-to-Beat-Abstand bestimmte Herzfrequenz, nicht so einfach abgelesen werden, da das Signal stark verrauscht ist und es eine Vielzahl von störenden Einflüssen gibt. Bei dem Ultraschalldopplerverfahren werden grundsätzlich zwei Methoden, nämlich die kontinuierliche (cw = continous wave) und die gepulste, unterschieden. Während bei der cw-Methode ein oder mehrere Ultraschall-Kristalle ständig Ultraschallwellen zum fötalen Herzen senden und eine zweite, davon unabhängige Ultraschallkristallgruppe die am fötalen Herzen reflektierten Ultraschallwellen empfängt, wird diese Aufgabe bei dem sogenannten gepulsten Verfahren nur von einer Gruppe von Ultraschallkristallen übernommen, d.h. dieselben Ultraschallkristalle, die zum Senden verwendet werden, dienen auch zum Empfangen der reflektierten Wellen. Das Ultraschalldopplerverfahren im Impulsbetrieb zeichnet sich elektronisch durch ein besonders gutes Signal/Rausch-Verhältnis aus und ist das heutzutage am meisten verwendete Verfahren. Die vorliegende Erfindung ist auf beide Verfahren gleichermaßen anwendbar.

Im Hinblick auf die konkrete Bestimmung der fötalen Herzfrequenz aus dem Ultraschall(doppler)signal sei auf die Veröffentlichung "CTG-Geräte Test '93" von J. Morgenstern, T. Abels, P. Hollbrügge, Th. Somville, G. Weis und P. Wolf, Medizinische Einrichtungen der Heinrich-Heine-Universität Düsseldorf, Düsseldorf, 1994, verwiesen, deren gesamter Offenbarungsgehalt durch diese Bezugnahme in die vorliegende Patentanmeldung mitaufgenommen wird. Gemäß diesem Stand der Technik ist es daher bekannt, aus einem von einem Ultraschall-Aufnehmer erfassten Signal (vgl. 1(a)), eine Hüllkurve oder Einhüllende ((vgl. 1(b)) zu bestimmen, wobei zu der Einhüllenden eine Autokorrelationsfunktion (vgl. 1(c)) berechnet wird. Die Autokorrelation ist ein in der Technik bekanntes Verfahren, um Periodizitäten, d.h. gleichartige Komplexe einer zeitlichen Abfolge, aufzudecken. Wie in diesem Stand der Technik beschrieben, ist das bekannte Verfahren mit einer Vielzahl von Nachteilen behaftet. Insbesondere besteht das Problem, dass das der fötalen Herzfrequenz entsprechende Maximum nicht einfach identifiziert werden kann. In 1(c) ist das "richtige" Maximum mit einem Pfeil gekennzeichnet.

In Bezug auf den Stand der Technik wird ferner auf die US-Patenschrift US-A-5,170,791 hingewiesen, aus welcher ein Verfahren zum Bestimmen der fötalen Herzrate bekannt ist, bei welchem ein Ultraschallstrahl in Richtung des fötalen Herzens gestrahlt wird. Die bewegenden Teile des fötalen Herzens verursachen eine Doppler-Verschiebung, die verwendet wird, um die fötale Herzrate über eine Autokorrelationsfunktion zu bestimmen. Bewegende Teile des fötalen Herzens mit unterschiedlichen Geschwindigkeiten und Doppler-Verschiebungen, die von anderen physiologischen Ursachen herrühren, erzeugen sekundäre Maxima in der Autokorrelationsfunktion, so dass eine genaue Herzratenbestimmung beinahe unmöglich wird. Zur Überwindung dieses Problems wird eine parallele Verarbeitung des demodulierten Ultraschallsignals in verschiedenen Bandpässen vorgeschlagen, wobei zu diesem Zweck das Signal an Filter mit unterschiedlichen Frequenzkennlinien gespeist wird. Der Ausgang des Bandpasses mit dem besseren Ergebnis wird für die fötale Herzratenbestimmung verwendet.

Obwohl es ferner eine Vielzahl von Regeln und Beurteilungskriterien gibt, um CTG-Daten im Hinblick auf eine gute Prognostik auszuwerten, ist bekannt, dass es hierbei zu großen Interpretationsschwankungen der Daten durch behandelnde Ärzte gibt, und dass ferner eine große Rate von falschen positiven Alarmen existiert, d.h. das CTG als pathologisch angesehen wird, obwohl der Gesundheitszustand des Fötus gut ist. Letzteres hat in der Praxis oftmals einen an sich unnötigen Kaiserschnitt zur Folge.

Es besteht daher ein Bedarf an neuen und verbesserten Techniken, um aus den Daten einer Ultraschallmessung die Herzfrequenz eines Fötus zu bestimmen, um hieraus Aufschluss über den Zustand eines Fötus zu erlangen, wobei insbesondere durch die Genauigkeit des Verfahrens Fehlalarme und damit unnötige Kaiserschnitte, minimiert werden sollen.

Der Erfindung liegt daher die Aufgabe zugrunde, die Nachteile des Standes der Technik zu vermeiden, und insbesondere ein Verfahren der eingangs genannten Art derart weiterzubilden, dass auf einfache, zuverlässige und präzise Art aus dem Ultraschalldopplersignal, welches die Herzaktivität charakterisiert, die fötale Herzfrequenz ermittelt werden kann.

Diese Aufgabe wird bei einem Verfahren der eingangs genannten Art durch folgende Schritte gelöst: (a) Berechnen wenigstens eines Koeffizienten einer Frequenz einer harmonischen Analyse des Ultraschalldopplersignals in einer Vielzahl von Zeitfenstern des zeitlichen Abschnitts, wobei der für ein Zeitfenster erhaltene Wert des Koeffizienten einem Zeitwert des Zeitfensters zugeordnet wird, um eine Koeffizientenfunktion zu bilden; (b) Bilden einer Autokorrelationsfunktion der im Schritt (a) erhaltenen Koeffizientenfunktion; und (c) Berechnen der fötalen Herzfrequenz für den zeitlichen Abschnitt des Ultraschalldopplersignals aus der zeitlichen Position eines Maximums der im Schritt (b) erhaltenen Autokorrelationsfunktion.

Gemäß der vorliegenden Erfindung wird daher das Ultraschalldopplersignal als ein im Wesentlichen frequenzmoduliertes Signal angesehen, was die weitere Auswertung wesentlich genauer macht.

Ein Vorteil der vorliegenden Erfindung besteht darin, dass die gemäß dem erfindungsgemäßen Verfahren berechneten Autokorrelationsfunktionen (vgl. 1(c)) für die einzelne(n) Frequenzen) typischerweise wesentlich weniger und deutlicher unterscheidbare lokale Maxima verglichen zu dem Stand der Technik (vgl. 3(e) und 3(f)) aufweisen, wodurch sich die Auswertung wesentlich vereinfacht und zuverlässiger und genauer wird. Dies beruht insbesondere darauf, dass durch die frequenzselektive Auswertung unterschiedliche Teile der Herztätigkeit nicht miteinander vermischt werden, da diese unterschiedliche Frequenzen aufweisen wie im Folgenden noch näher erläutert wird.

Ein weiterer Vorteil der vorliegenden Erfindung kann darin gesehen werden, dass durch die verbesserte Robustheit des Verfahrens gegen verrauschte Ausgangsdaten die fötale Herzfrequenz aus kleineren Zeitfenstern berechnet werden kann. Die macht den Algorithmus für plötzliche Veränderungen der fötalen Herzfrequenz sensitiver, welche ein großes Problem für die derzeit verwendete FHR-Berechnungsverfahren darstellt.

Vorteilhafterweise ist die harmonische Analyse des Schritts (a) eine Fourier-Transformation (FT), wobei der Koeffizient im Schritt (a) mittels einer Fast-Fourier-Transformation (FFT) berechnet wird. Der besondere Vorteil der Verwendung einer FFT besteht in der schnelleren Berechnung der Fourierkoeffizienten unter Verwendung einer Rekursion.

Zur Erhöhung der Genauigkeit der erfindungsgemäßen Verfahrens ist ferner bevorzugt, dass in einem Schritt (a') vor dem Schritt (a) das Ultraschalldopplersignal durch eine Entfernung von verrauschten Messwerten vorverarbeitet wird. Oftmals beeinträchtigt Rauschen nur einen Teil der Herzaktion. Deshalb wird das Entfernen von verrauschten Daten aus dem Rohsignal in den meisten Fällen nur eine einzelne Frequenz beeinflussen.

Gemäß einer vorteilhaften Weiterbildung der Erfindung wird zur Rauschentfernung in einer Vielzahl von Zeitfenstern des zeitlichen Abschnitts, eine Rauschanalyse derart durchgeführt, dass für alle Werte des Ultraschalldopplersignals in dem Zeitfenster deren Mittelwert und die zugehörige Standardabweichung berechnet werden, wobei alle Messwerte des Zeitfensters entfernt werden, falls der Mittelwert um mehr als das Dreifache der Standardabweichung von dem Mittelwert aller Werte des zeitlichen Abschnitts, d.h. z.B. von Null, abweicht. Eine besonders praktikable Realisierung, welche insbesondere aus Gründen der Rechengeschwindigkeit bevorzugt ist, ergibt sich, wenn die das Zeitfenster gleitend, d.h. "running", ist. Es findet daher zur Berechnung eine laufende Verschiebung des Zeitfensters in Richtung zunehmender Zeit statt. In diesem Zusammenhang wird auf die vorveröffentlichte PCT-Veröffentlichung WO99/67758 (korrespondierend zu EP-A-1097439) mit dem Titel "Verfahren und Vorrichtung zur Erkennung von Driften, Sprüngen und/oder Ausreißern von Messwerten" hingewiesen, welche durch diese Bezugnahme vollinhaltlich in die vorliegende Anmeldung mitaufgenommen wird.

Vorteilhafterweise werden in einem Schritt (a'') zwischen den Schritten (a') und (a) die Messwerte des Ultraschalldopplersignals durch Anwenden einer mathematischen Funktion gedämpft, welche die Signalspitzen hinreichend abdämpft. Dabei ist vorzugsweise die mathematische Funktion arctan(x/σ), oder x/(1+x²) oder eine Funktion mit einem ähnlichen Verlauf, wobei x ein jeweiliger Wert des Ultraschalldopplersignals und σ die im Schritt (a') für jeweils ein Zeitfenster bestimmte Standardabweichung ist. Dies hat sich in der Praxis besonders bewährt, da Signalspitzen, also zu starke Lautstärkeschwankungen des Rohdatenstücks, in der Regel auf messtechnischen Artefakten, wie z.B. Verrutschen des Geräts etc., beruhen.

Ferner ist bevorzugt, dass zur Berechnung der Autokorrelationsfunktion im Schritt (b) für fehlende Werte der im Schritt (a) berechneten Koeffizientenfunktion Rauschen des Ultraschalldopplersignals imputiert wird. Auf diese Weise kann die Autokorrelationsfunktion schneller berechnet, wie im Folgenden näher erläutert wird, ohne dass diese verfälscht wird.

Vorteilhafterweise wird im Schritt (c) als zusätzliche Nebenbedingung zur Bestimmung der Position des Maximums ein zuvor bestimmter Wert oder Wertebereich für die Herzfrequenz und/oder ein Erwartungswert oder Erwartungswertebereich für die Herzfrequenz und/oder ein Schwellenwert für die Höhe des Maximums verwendet. Dabei ist vorzugsweise der Erwartungswert für die Herzfrequenz ein, insbesondere gemäß dem erfindungsgemäßen Verfahren, zuvor, d.h. für einen vorhergehenden zeitlichen Abschnitts des Ultraschalldopplersignals, bestimmter Wert der Herzfrequenz. Durch eine derartige Nebenbedingung gelingt es insbesondere bei nah beieinander liegenden Maxima, dasjenige herauszufinden, welches der fötalen Herzfrequenz entspricht.

Vorzugsweise wird zur Berechnung der fötalen Herzfrequenz verwendet, dass der Wert der Position des Maximums der Autokorrelationsfunktion multipliziert mit der Samplingfrequenz des Ultraschalldopplersignals dem zeitlichen Abstand zwischen zwei fötalen Herzschlägen entspricht.

Ferner ist bevorzugt, dass aus der Vielzahl von Koeffizienten der harmonischen Analyse im Schritt (a) ein Koeffizient zufällig ausgewählt wird oder ein Koeffizient ausgewählt wird, mit welchem in einem vorangegangenen Schritt (c) ein Wert für die Herzfrequenz bestimmt wurde.

Um eine kontinuierliche Bestimmung der fötalen Herzfrequenz zu ermöglichen ist bevorzugt, dass die Schritte (a) bis (c) für aufeinander folgende zeitliche Abschnitte des Ultraschalldopplersignals durchgeführt werden, um die fötale Herzfrequenz als Funktion der Zeit zu bestimmen.

Vorteilhafterweise besitzen die im Schritt (a) verwendeten Zeitfenster jeweils eine konstante Länge. Ferner überlappen sich die im Schritt (a) verwendeten Zeitfenster teilweise, wobei der jeweils erste zeitliche Wert der im Schritt (a) verwendeten Zeitfenster ein ganzzahliges Vielfaches eines konstanten Fensterabstandparameters ist. Ferner ist bevorzugt, dass die im Schritt (a) verwendeten Zeitfenster den zeitlichen Abschnitt des Ultraschalldopplersignals vollständig abdecken und der im Schritt (a) erhaltene Wert des Koeffizienten dem Zeitwert des ersten Werts des Zeitfensters zugeordnet wird.

Vorteilhafterweise besitzen die im Schritt (a') verwendeten Zeitfenster jeweils eine konstante Länge. Ferner überlappen sich die im Schritt (a') verwendeten Zeitfenster teilweise, wobei der jeweils erste zeitliche Wert der im Schritt (a') verwendeten Zeitfenster ein ganzzahliges Vielfaches eines konstanten Fensterabstandparameters ist. Ferner ist bevorzugt, dass die im Schritt (a') verwendeten Zeitfenster den zeitlichen Abschnitt des Ultraschalldopplersignals vollständig abdecken. Es wird daher vorzugsweise sowohl für die Vorverarbeitung als auch für die Fouriertransformation gleitende Fenster gleicher Art verwendet.

Ferner ist bevorzugt, dass für eine Vielzahl von Frequenzen der harmonische Analyse eine Koeffizientenfunktion bestimmt wird, wobei für jede der Vielzahl der Koeffizientenfunktionen eine Autokorrelationsfunktion berechnet wird, wobei für die Vielzahl von Autokorrelationsfunktionen ein jeweiliges Maximum bestimmt wird, und wobei zur Bestimmung der fötalen Herzfrequenz für den zeitlichen Abschnitt des Ultraschalldopplersignals eine zeitliche Position eines aus der Vielzahl von Maxima ausgewählten Maximums herangezogen wird. Dabei wird vorzugsweise zur Bestimmung bzw. zur Berechnung der fötalen Herzfrequenz verwendet, dass das ausgewählte Maximum im Falle von mehreren Autokorrelationsfunktionen dasjenige ist, dessen Amplitude am größten ist.

Gemäß einem weiteren vorteilhaften Ausführungsbeispiel wird aus der zeitlichen Position und/oder der Absolutwerte der Vielzahl von Maxima ein Qualitätsparameter für die bestimmte fötale Herzfrequenz bestimmt. Insbesondere wird der vorzugsweise durch diskrete Werte darstellbare Qualitätsparameter durch das Maß der Übereinstimmung und/oder die Ausgeprägtheit der Maxima von mehreren Autokorrelationsfunktionen ermittelt. Besonders wenn aufgrund der fötalen Herzfrequenz diese als pathologisch angesehen wird, ermöglicht der Qualitätsparameter fehlerhafte Behandlungsschritte zu vermeiden.

In vorrichtungstechnischer Hinsicht wird die der vorliegenden Erfindung zugrunde liegende Aufgabe durch eine Vorrichtung zur Bestimmung der fötalen Herzfrequenz aus einem, von einem Ultraschallsensor aufgenommenen zeitlichen Abschnitt eines Ultraschalldopplersignals, welches Informationen über die einzelnen Herzaktionen eines Fötus aufweist, gelöst, wobei die Vorrichtung folgendes aufweist:

(a) Mittel zum Berechnen wenigstens eines Koeffizienten einer Frequenz einer harmonischen Analyse des Ultraschalldopplersignals in einer Vielzahl von Zeitfenstern des zeitlichen Abschnitts, wobei der für ein Zeitfenster erhaltene Wert des Koeffizienten einem Zeitwert des Zeitfensters zugeordnet wird, um eine Koeffizientenfunktion zu bilden;
(b) Mittel zum Bilden einer Autokorrelationsfunktion der im Schritt (a) erhaltenen Koeffizientenfunktion; und
(c) Mittel zum Berechnen der fötalen Herzfrequenz für den zeitlichen Abschnitt des Ultraschalldopplersignals aus des zeitlichen Position eines Maximums der im Schritt (b) erhaltenen Autokorrelationsfunktion.

Vorteilhafterweise ist die Vorrichtung eine CTG-Monitor-Einrichtung, mit welchem neben der Herzfrequenz des Fötus auch die Wehentätigkeit der Mutter aufgezeichnet und/oder ausgewertet wird. Ebenfalls bevorzugt ist, dass die Vorrichtung tragbar bzw. mobil bzw. portabel ist, und die aufgenommene fötale Herzfrequenz in "Echtzeit" zur weiteren Auswertung zur Verfügung steht.

Weitere bevorzugte Ausführungsformen der Erfindung sind in den abhängigen Patentansprüchen offenbart.

Die Erfindung, sowie weitere Merkmale, Ziele, Vorteile und Anwendungsmöglichkeiten derselben, wird bzw. werden nachfolgend anhand einer Beschreibung von bevorzugten Ausführungsbeispielen unter Bezugnahme auf die beigefügten Zeichnungen näher erläutert. In den Zeichnungen bezeichnen dieselben Bezugszeichen dieselben bzw. entsprechende Elemente. Dabei bilden alle beschriebenen und/oder bildlich dargestellten Merkmale für sich oder in beliebiger sinnvoller Kombination den Gegenstand der vorliegenden Erfindung, und zwar unabhängig von ihrer Zusammenfassung in den Patentansprüchen oder deren Rückbeziehung. In den Zeichnungen zeigen:
1(a) bis 1(c) schematisch die Bestimmung der fötalen Herzfrequenz aus der Einhüllenden (vgl. 1(b)) eines Rohsignals ((vgl. 1(a)) durch eine Autokorrelation (vgl. 1(c));
2 eine schematische Darstellung zur Erläuterung des erfindungsgemäßen Verfahrens;
3(a) bis 3(f) Diagramme zur Veranschaulichung der bei der Anwendung des erfindungsgemäßen Verfahrens gemäß 2 erzeugten Signale; und
4(a) und 4(b) einen Vergleich zwischen einem gemäß herkömmlichen Verfahren erzeugten fötalen Herzfrequenz mit einer durch das erfindungsgemäße Verfahren erhaltenen fötalen Herzfrequenz.
Unter Bezugnahme auf die 2 und 3(a) bis 3(f) wird im Folgenden ein bevorzugtes Ausführungsbeispiel der vorliegenden Erfindung näher erläutert. Ausgangspunkt des Ver fahrens ein von einem Ultraschallsensor erfasstes Signal einer an den sich bewegenden Teilen des Herzens des Fötus, insbesondere Herzwänden und -ventilen, reflektierten Ultraschallwelle. Ein derartige Signal ist in der Praxis oft stark verrauscht und einer nicht vorverarbeiteten Weiterverarbeitung zur Bestimmung von deren Maxima, deren Abstand die fötale Herzfrequenz (FHR = fetal heart rate) darstellt, nicht zugänglich. Ein derartiges Rohsignal ist in 3(a) gezeigt. Ein verrauschter Abschnitt ist in der Zeichnung durch einen Pfeil markiert. Für das menschliche Ohr ist ein derartiges Rauschen als „Kratzen" gut hörbar. Eine geeignete Vorverarbeitung muss insbesondere einen derartigen Rauschanteil des Rohsignals geeignet berücksichtigen. Gemäß der vorliegenden Erfindung wird ein derartiger Rauschanteil unberücksichtigt gelassen, d.h. die entsprechenden Werte werden verworfen. Das in der 3(a) gezeigte Rohsignal stellt ca. N = 1500 äquidistant aufgenommene Messwerte (x₁, ..., x_N) dar. Die Abtast- oder Samplingfrequenz f_sampling beträgt im dargestellten Ausführungsbeispiel f_sampling = 910Hz. Der dargestellte Ausschnitt des Rohsignals entspricht daher einer Zeitdauer von etwa 1,6s. Es ist das Ziel des vorliegenden Ausführungsbeispiels des erfindungsgemäßen Verfahrens für diesen Ausschnitt, d.h. für einen zeitlichen Bereich zwischen einer und zwei Sekunden, einen Wert für die „momentane" Herzfrequenz zu bestimmen. Selbstverständlich ist das erfindungsgemäße Verfahren auch auf kleinere oder größere Zeitintervalle gleichermaßen anwendbar.
Das in 3(a) gezeigte Rohsignal ist ein real gemessenes Signal und stellt ein qualitativ besonders gutes Signal dar. Bereits aus dem Rohsignal kann man entnehmen, dass periodisch Bereiche mit erhöhter Amplitude auftreten. Die Abstände der Maxima des Ultraschallsignals sollten dem zeitlichen Abstand zweier Herzschläge entsprechen. Allerdings stellt man bei genauerer Betrachtung fest, dass die Frequenz des Signals in den Bereichen mit erhöhter Amplitude alternierend eine höhere und eine niedrigere Frequenz besitzt. Eine anschauliche Begründung hierfür liefert der durch die Vor- und Zurückbewegung der Herzwand des Fötus relativ zu dem Ultraschallsensor erzeugte Doppler-Effekt. Um insbesondere diese Tatsache bei der Auswertung zu berücksichtigen, stellt das im Folgende erläuterte bevorzugte Ausführungsbeispiel der vorliegenden Erfindung auf die Berechnung und Autokorrelation von zwei Koeffizientenfunktionen (vgl. 3(c) und 3(d) in Verbindung mit der zugehörigen Beschreibung) ab.
Um Rauschen zu identifizieren, werden zunächst einzelne Teilstücke des Rohdatenvektors (x₁, ..., x_N) untersucht. Die einzelnen zusammenhängenden Teilstücke besitzen dabei eine kürzere Länge verglichen mit dem Rohdatenvektor und sind vorzugsweise teilweise überlappend. Die einzelnen Teilstücke können als (x_i, ..., x_i+wnoise-1) bezeichnet werden. Dabei bezeichnet w_noise die Fensterbreite, d.h. die Anzahl der Werte des Teilstücks, für die Vorverarbeitung. Der Index i bezeichnet die Nummer (zwischen 1 und N) des jeweils ersten Messwerts in dem Teilstück. Die einzelnen Teilstücke unterscheiden sich durch deren ersten Wert i = Δ_noise, i = 2Δ_noise usw. Dies bedeutet, dass die einzelnen Teilstücke als (x₁, ..., x_1+wnoise-1 = x_wnoise), (x_Δnoise, ..., x_{Δnoise
+ wnoise-1}), (x_2Δnoise, ..., x_{2Δnoise + wnoise-1}) USW. bezeichnet werden können. In der Praxis hat sich eine Wahl von w_noise = 12 und Δ_noise = 4 bewährt, d.h. jedes Teilstück weist zwölf aufeinander folgende Werte des Rohsignals auf und alle vier Werte des Rohsignals beginnt ein neues Fenster oder Teilstück. Somit sind die einzelnen Fenster in einer bevorzugten Ausführungsform überlappend.
Der Abschnitt (x_i, ..., x_i+wnoise-1) wird als verrauscht angesehen, falls der Mittelwert um mehr als das Dreifache der Standardabweichung (3σ_i) von Null abweicht. Dabei bezeichnet σ_i die einfache Standardabweichung des Teilstücks beginnend mit x_i. Falls das Teilstück (x_i, ..., x_i+wnoise-1) verrauscht ist, werden die Werte (x_i, ..., x_i+wnoise-1) als „missing values" kodiert, d.h. für das weitere Verfahren nicht mehr berücksichtigt. Falls das Teilstück (x_i, ..., x_i+wnoise-1) nicht verrauscht ist, wird die Standardabweichung aus den nicht verworfenen Werten von (x_i, ..., x_i+wnoise-1) berechnet, und die einzelnen Werte x_i des Teilstücks (x_i, ..., x_i+wnoise-1) werden durch arctan(x_i/σ) ersetzt. Hierdurch findet eine Normierung bzw. Normalisierung bzw. Dämpfung statt. Genauer findet eine für die Signalspitzen besonders ausgeprägte Dämpfung statt. Anstelle der Funktion arctan kann auch eine andere Funktion, vorzugsweise mit einem ähnlichen Verlauf bzw. Charakteristik, z.B. x/(1+x²), verwendet werden. Der Zweck dieser Dämpfung besteht darin, starke Lautstärkeschwankungen innerhalb eines Rohdatenteilstücks, welche beispielsweise durch ein Verrutschen des Geräts verursacht sind, auszugleichen.
Als Ergebnis der oben beschriebenen Vorverarbeitung (Entfernung von Rauschen, Dämpfung) erhält man daher einen Vektor (y₁, ..., y_N) der ein entsprechendes, vorverarbeitetes Signal enthält; Intervalle, die „Kratzer" enthalten, sind dabei als missing values kodiert.
Das Signal (y₁, ..., y_N) ist in 3(b) dargestellt. Man erkennt deutlich den an der Stelle des Rauschens (3(a)) fehlenden Abschnitt („Rauschen entfernt").
Der nächste Schritt des erfindungsgemäßen Verfahrens stellt eine sogenannte numerische harmonische Analyse dar. Dabei werden wiederum einzelne zusammenhängende Teilstücke des Vektors (y₁, ..., y_N) durch ein trigonometrisches Polynom dargestellt. Im Allgemeinen wird wenigstens ein Koeffizient, und im vorliegenden bevorzugten Ausführungsbeispiel werden zwei Koeffizienten (vgl. die obige Diskussion des das Ultraschallsignal beeinflussenden Doppler-Effekts) der trigonometrischen Funktionen, berechnet und weiterverarbeitet. In den 3(c) und 3(d) sind diese Koeffizienten(funktionen) bzw. Spektralkurven für zwei unterschiedliche Frequenzen des trigonometrischen Polynoms gezeigt. Dieses Verfahren zur Berechnung der Koeffizientenfunktion wird im Folgenden in näherer Einzelheit erläutert. Dabei werden Teilstücke (y₁, ..., y_1+wFFT-1 = y_wFFT), (y_ΔFFT, ... y_ΔFFT+wFFT ₁), (y_2ΔFFT, ... Y_{2ΔFFT+wFFr-1}) usw. (d.h. es gilt für den Anfangswert i eines Teilstücks (y₁, ..., y_1+wFFT-1 = y_wFFT): i = Δ_FFT, i = 2Δ_FFT usw.) untersucht. Teilstücke, die mindestens einen fehlenden Wert besitzen, werden übergangen (vgl. die in den 3(c) und 3(d) vorhandenen „Lücken", die derjenigen in 3(b) entsprechen). Dabei bezeichnet w_FFT die Anzahl der Werte bzw. Fensterbreite eines Teilstücks und Δ_FFT bezeichnet den Abstand der jeweiligen ersten Werte der Teilstücke. Aus der Zwangsbedingung, dass die einzelnen Werte y_i+n des Teilstücks (y_i, ..., y_i+wFFr-1) denjenigen des trigonometrischen Polynoms entsprechen müssen, erhält man mit einer Fouriertransformation folgende Formel:
Die Koeffizienten a_i ^k der Darstellung werden vorzugsweise mittels einer Standard-FFT (Standard-Fast-Fouriertransformation berechnet). Die Verwendung einer FFT bei der Berechnung der Koeffizienten anstelle der Umkehrformel-(einfache FT):
hat den Vorteil einer schnelleren Berechnung. Die Berechnung der Koeffizienten a_i ^k der Darstellung gemäß obiger Gleichung (2) würde w_FFT ² Multiplikationen erfordern. Die FFT ist hingegen ein rekursives Verfahren zur Berechnung der Koeffizienten a_i ^k, bei welchem die Berechnung der Fourierkoeffizienten eines Vektors der Länge w_FFT lediglich w_FFTlog(w_FFT) anstatt W_FFT ² Multiplikationen erfordert. Selbstverständlich könnte die Berechnung der Fourierkoeffizienten auch gemäß obiger Gleichung (2) erfolgen, aber in der Praxis ist eine Echtzeitberechnung der FHR gemäß dem erfindungsgemäßen Verfahren eigentlich nur dann möglich, wenn die schnellere FFT verwendet wird.
Die Koeffizienten a_i ^k werden dem Zeitpunkt zugeordnet, der dem Index i entspricht. Gemäß dem bevorzugten Ausführungsbeispiel werden nur für zwei Wellenzahlen k1 und k2 die Beträge der Fourierkoeffizienten |a_i ^k1| und |a_i ^k2| gespeichert und weiterverwendet. Falls wenigstens ein Wert von (y_i, ..., y_i+wFFr-1) als missing kodiert ist, werden auch die Fourierkoeffizienten als missing kodiert (vgl. auch die Lücke in den 3(c) und 3(d)).
In der Praxis hat sich eine Wahl von w_FFT = 8 und Δ_FFT = 1 bewährt, d.h. jedes Teilstück weist acht aufeinander folgende Werte des Rohsignals auf bzw. acht mögliche Frequenzen stehen zur harmonischen Näherung zur Verfügung und mit jedem Wert des Vektors (y₁, ... y_N) beginnt ein neues Fenster oder Teilstück. Der Wert von Δ_FFT ist relativ unkritisch; durch Versuche wurde herausgefunden, dass man das Fenster auch um beispielsweise 2 oder 4 Werte verschieben kann, ohne dass zu viel Information verloren geht. Der Wert von w_FFT wird am besten so bestimmt, dass der hierdurch vorgegebene Frequenzbereich für die zu bestimmende FHR hinreichend gut optimiert ist. In den Abbildungen der 3(c) und 3(d) sind die Fourierkoeffizienten für die Wellenzahlen k1 = 6 und k2 = 7 dargestellt. Welche Wellenzahlen für die weitere Verarbeitung herangezogen werden, wird weiter unten noch näher erläutert.
Als nächstes wird nun von jeder der Spektralkurven der 3(c) und 3(d) eine Autokorrelationsfunktion (ACF = autocorrelation function) berechnet. Das Ergebnis dieser Berechnung ist in den 3(e) bzw. 3(f) dargestellt. Die Berechnung der Autokorrelation ist im Stand der Technik bekannt. Sie stellt den rechentechnisch aufwändigsten Teil der Verarbeitung dar. Um die ACF einer Zeitreihe direkt nach der Definition zu berechnen wären O(N²) Multiplikationen nötig. Hierbei wird unter dem Symbol "O" das Landau-Symbol verstanden. "O(N²) Multiplikationen" bedeutet daher "in der Größenordnung von N² Multiplikationen für N gegen unendlich". Aufgrund des Zusammenhangs zwischen Faltung und Fouriertransformation entspricht die ACF einer Zeitreihe im Wesentlichen einer Multiplikation im Frequenzraum; dazu kommen noch der Aufwand für Hin- und Rücktransformation (jeweils O(NlogN) Multiplikationen bei Verwendung von FFT). Die im Zusammenhang mit der Berechnung der Autokorrelation verwendete Fouriertransformation ist unabhängig von derjenigen oben in Zusammenhang mit der Berechnung der Spektralkurven der 3(c) und 3(d) beschriebenen. Bei Letztgenannter wurden kleine überlappende Fenster transformiert, weil die Fourierkoeffizienten selbst interessant waren (keine Rücktransformation). Für die Berechnung der ACF ist die Fouriertransformation lediglich ein Hilfsmittel, um mit möglichst wenig Rechenleistung die ACF zu erzeugen.
In diesem Zusammenhang muss eine weitere Besonderheit der vorliegenden Erfindung erläutert werden. Die Autokorrelationsfunktion ist nicht mehr gemäß dem oben erläuterten schnellen Verfahren berechenbar, wenn die Zeitreihe der Spektralwerte gemäß 3(c) und 3(d) fehlende Werte enthält. Damit wäre nur die langsame Berechnung der ACF unter Verwendung der Definition gemäß Gleichung (2) -mit O(N²) Mulitplikationen- möglich. Gemäß der vorliegenden Erfindung wird zur Verwendung der schnelleren Berechnung der ACF für die fehlenden Werte Rauschen eingesetzt. Durch diese Imputation wird die ACF nicht verfälscht, da das Rauschen nicht korreliert. Es werden daher keine Artefakte erzeugt. Das Rauschen stammt dabei vorzugsweise aus den Ultraschall-Rohdaten („bootstrap-sample"), wodurch das Rauschen insbesondere auch automatisch im richtigen Wertebereich liegt und nicht korreliert.
Aus der Autokorrelationsfunktion gemäß den 3(e) bzw. 3(f) wird nun die dem Intervall zugeordnete momentane Herzfrequenz bestimmt. Hierzu gibt es grundsätzlich mehrere Möglichkeiten. Grundsätzlich gilt, dass die ACF immer bei Null ein Maximum besitzt. Ferner besitzt die ACF ein Maximum beim Abstand zwischen zwei Herzaktionen und allen ganzzahligen Vielfachen dieses Abstands. Ferner können sich selbstverständlich weitere Nebenmaxima beispielsweise aufgrund von schlechter Signalqualität ergeben. Gemäß einer ersten Variante wird ein Suchbereich vorgegeben, innerhalb dessen nach einem Maximum gesucht wird. In der in den 3(e) bzw. 3(f) dargestellten Situation wird ein Bereich für die FHR von 90 bis 180 bpm (beats per minute, Schläge pro Minute), vorgegeben, was in der Darstellung in etwa einem Bereich von 300 bis 600 entspricht. Ferner wird ein empirisch ermittelter Schwellenwert zur Charakterisierung eines Maximums vorgegeben. Um als Maximum ausgewertet zu werden, muss die ACF an dieser Stelle den Schwellenwert übersteigen. Falls sich hierbei nur bei einer der Spektralkurven ein Maximum ergibt, wird aus der Lage dieses Maximums i_max die FHR bestimmt. Wenn beide Spektralkurven ein Maximum ergeben, wird die Lage des höheren Maximums zur Berechnung der FHR herangezogen. In den 3(e) bzw. 3(f) ist in jeder der beiden Kurven ein Maximum an etwa der gleichen Stelle, bei etwa 400, vorhanden. Da die Amplitude des Maximums in der unteren Kurve der 3(f) größer als derjenige der oberen Kurve in 3(e) ist, wird das Maximum der unteren Kurve zur Bestimmung der FHR herangezogen. Anhand einer Überschlagsrechnung soll nun erläutert werden, wie sich aus der zeitlichen Position dieses Maximums die gesuchte momentane FHR ergibt. Dieser Wert von etwa 400 entspricht dem Abstand der vom Herzschlag des Fötus (in 3(a) eben nur sehr ungenau ablesbaren) Peaks. Da der Abstand zwischen zwei Messpunkten aufgrund der Samplingfrequenz von 910 Hz in etwa 1,6 Sek.: 1500, d.h. etwa 0,001067 Sek., entspricht, ist der Abstand zwischen zwei Herzschlägen ungefähr 400 mal 0,001067 Sek., also etwa gleich 0,4267 Sek. Pro Minute ergeben sich daher ungefähr 1/0,4267 mal 60, also in etwa 140, Herzschläge pro Minute. Eine genauere Auswertung anhand der Daten zeigt, dass das in 3(f) zur Auswertung herangezogene Maximum einer fötalen Herzfrequenz von 135,15 bpm entspricht.
Falls sich auf diese Weise kein Wert für die FHR bestimmen lässt, da keine der beiden Kurven ein Maximum besitzt, so werden neue Autokorrelationsfunktionen für andere Fourierkoeffizienten berechnet, welche dann ebenfalls wie zuvor beschrieben ausgewertet werden. Durch Versuche wurde herausgefunden, dass die zur Auswertung geeigneten bzw. optimalen Fourierkoeffizienten bzw. Wellenzahlen k1 und k2 von der Patientin und dem Fötus abhängen, sie sind auch für eine Patientin nicht konstant. Gemäß einer vorteilhaften Weiterbildung der vorliegenden Erfindung werden die Wellenzahlen k1 und k2 neu durch einen Zufallsgenerator bestimmt, wenn mehrmals hintereinander keine FHR bestimmt werden konnte. Für die Vorgabe des Bereichs, in welchem nach einem Maximum gesucht werden soll, gilt, dass dieser zunächst relativ groß (z.B. 90 bis 180 bpm) gewählt wird. Sobald das Verfahren wiederholt wird, und bereits ein Wert für die FHR bestimmt wurde, kann der Bereich adaptiv eingestellt werden, und zwar z.B. ±30 bpm um den zuletzt bestimmten Wert für die FHR. Wenn länger als eine vorbestimmte Zeitspanne, z.B. 2s, keine FHR mit dem aktuellen Wert für den Suchbereich bestimmt werden konnte, wird der Suchbereich wieder auf das hinreichend große Anfangsintervall zurückgesetzt.
Ferner kann mit dem vorliegenden Verfahren nicht nur ein Wert für die momentane fötale Herzfrequenz erhalten bzw. zurückgegeben werden, sondern dieser Wert kann ebenfalls mit einem Parameter im Hinblick auf des Qualität näher charakterisiert werden. Nach einer Ausführungsvariante der vorliegenden Erfindung besitzt der Qualitätsparameter q drei Zustände, nämlich 0, 1 und 2. Hierbei zeigt beispielsweise ein Wert von q = 0 eine schlechte Qualität an, d.h. einen Fall, in welchem keine FHR bestimmt werden konnte. Für den Fall einer hohen Qualität gilt q = 2. In Bezug auf das vorstehend erläuterte Ausführungsbeispiel entspricht dies beispielsweise dem Fall, dass jede der beiden Autokorrelationsfunktionen ACF1 und ACF2 ein Maximum (größer als der Schwellenwert) in dem Suchbereich besitzt. Ferner muss für die Güteabschätzung noch folgendes Kriterium erfüllt sein. Wird der Zeitwert bzw. die Stelle, an welcher eine der Autokorrelationsfunktionen (z.B. ACF2) ein höheres Maximum als die andere Autokorrelationsfunktion (z.B. ACF1) besitzt, mit i_max bezeichnet, muss die Autokorrelationsfunktion ACF1 an der Stelle i_max hinreichend groß, d.h. größer als ein zweiter kleinerer Schwellenwert ist. Anschaulich gesprochen, dürfen sich die beiden Autokorrelationsfunktionen im Hinblick auf deren Maximum nicht allzu stark unterscheiden, um die Qualität des bestimmten Maximums nicht zu beeinträchtigen. In allen anderen Fällen gilt q = 1, d.h. es wird eine mittlere Qualität angezeigt.
Den 4(a) und 4(b) ist schematisch ein Vergleich zwischen einer gemäß herkömmlichen Verfahren erzeugten fötalen Herzfrequenz (vgl. 4(a)) mit einer durch das erfindungsgemäße Verfahren erhaltenen fötalen Herzfrequenz (vgl. 4(b)) entnehmbar. In 4(a) ist das Ergebnis eines "Standard"-CTG-Monitors gezeigt. In den Graphen ist die momentane fötale Herzfrequenz als Funktion der Zeit unter Verwendung eines typischen Abschnitts einer langen Aufzeichnung dargestellt. Vertikale Linien bezeichnen dabei Werte außerhalb des zulässigen Bereichs. Dabei wurde parallele Aufzeichnungen der Rohdaten und des CTG-Monitors mit der Typenbezeichnung HP 8040 von Hewlett-Packard verwendet. Aus den Rohdaten wurde dann offline die Werte gemäß dem erfindungsgemäßen Verfahren für die fötale Herzfrequenz ermittelt. Selbstverständlich kann die Erfindung auch mittels online-Berechnung in "Echtzeit" realisiert werden. Durch den qualitativen Vergleich der beiden Darstellungen kann man bereits eine höhere Sensitivität der Werte für die fötale Herzfrequenz entnehmen. Eine genauere Analyse zeigt, dass das erfindungsgemäße Verfahren robuster gegen verrauschte Rohdaten ist und plötzliche Veränderungen der fötalen Herzfrequenz besser erfasst werden können. Letzteres ist besonders wichtig, da die hierin liegende Information von besonderer klinischer Relevanz ist.
Die Erfindung wurde vorstehend anhand von bevorzugten Ausführungsformen derselben näher erläutert. Für einen Fachmann ist es jedoch offensichtlich, dass unterschiedliche Abwandlungen und Modifikationen gemacht werden können, ohne von dem der Erfindung zugrunde liegenden Gedanken abzuweichen. Insbesondere ist die Erfindung nicht auf die beschriebene Anzahl von zwei Koeffizientenkurven beschränkt. Ebenfalls kann nur eine Koeffizientenkurve oder mehr als zwei Koeffizientenkurven verwendet werden. Hieraus ergeben sich auch weitere Möglichkeiten der Bestimmung eines Qualitätsparameters. Ferner ist auch eine andere Darstellung der Zeitfenster für die Vorverarbeitung bzw. die Bildung der Koeffizientenkurven möglich. Insbesondere müssen die Fenster nicht überlappen und die Zuordnung des Koeffizienten ist nicht auf den ersten Zeitwert des Fensters beschränkt. Generell können zur Vorverarbeitung, z.B. zur Entfernung von verrauschten Bereichen auch andere Techniken, z.B. Vergleich aller Messwerte des Ultraschallsignals mit einem vorgegebenen Schwellenwert, eingesetzt werden.

Claims

Verfahren zur Bestimmung der fötalen Herzfrequenz aus einem, von einem Ultraschallsensor aufgenommenen zeitlichen Abschnitt eines Ultraschalldopplersignals, welches Informationen über die einzelnen Herzaktionen eines Fötus aufweist, gekennzeichnet durch folgende Schritte: (a) Berechnen wenigstens eines Koeffizienten einer Frequenz einer harmonischen Analyse des Ultraschalldopplersignals in einer Vielzahl von Zeitfenstern des zeitlichen Abschnitts, wobei der für ein Zeitfenster erhaltene Wert des Koeffizienten einem Zeitwert des Zeitfensters zugeordnet wird, um eine Koeffizientenfunktion zu bilden; (b) Bilden einer Autokorrelationsfunktion der im Schritt (a) erhaltenen Koeffizientenfunktion; und (c) Berechnen der fötalen Herzfrequenz für den zeitlichen Abschnitt des Ultraschalldopplersignals aus der zeitlichen Position eines Maximums der im Schritt (b) erhaltenen Autokorrelationsfunktion.
Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass die harmonische Analyse des Schritts (a) eine Fourier-Transformation ist.
Verfahren nach Anspruch 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet, dass der Koeffizient im Schritt (a) mittels einer Fast-Fourier-Transformation berechnet wird.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 3, dadurch gekennzeichnet, dass in einem Schritt (a') vor dem Schritt (a) das Ultraschalldopplersignal durch eine Entfernung von verrauschten Messwerten vorverarbeitet wird.
Verfahren nach Anspruch 4, dadurch gekennzeichnet, dass zur Rauschentfernung in einer Vielzahl von Zeitfenstern des zeitlichen Abschnitts, eine Rauschanalyse derart durchgeführt wird, dass für alle Werte des Ultraschalldopplersignals in dem Zeitfenster deren Mittelwert und die zugehörige Standardabweichung berechnet werden, wobei alle Messwerte des Zeitfensters entfernt werden, falls der Mittelwert um mehr als das Dreifache der Standardabweichung von dem Mittelwert aller Werte des zeitlichen Abschnitts abweicht.
Verfahren nach einem der Ansprüche 4 oder 5, dadurch gekennzeichnet, dass in einem Schritt (a'') zwischen den Schritten (a') und (a) die Messwerte des Ultraschalldopplersignals durch Anwenden einer mathematischen Funktion gedämpft werden, welche die Signalspitzen hinreichend abdämpft.
Verfahren nach Anspruch 6, dadurch gekennzeichnet, dass die mathematische Funktion arctan(x/σ), oder x/(1+x²) ist, wobei x ein jeweiliger Wert des Ultraschalldopplersignals und σ die im Schritt (a') für jeweils ein Zeitfenster bestimmte Standardabweichung ist.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 7, dadurch gekennzeichnet, dass zur Berechnung der Autokorrelationsfunktion im Schritt (b) für fehlende Werte der im Schritt (a) berechneten Koeffizientenfunktion Rauschen des Ultraschalldopplersignals imputiert wird.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 8, dadurch gekennzeichnet, dass im Schritt (c) als zusätzliche Nebenbedingung zur Bestimmung der Position des Maximums ein zuvor bestimmter Wert oder Wertebereich für die Herzfrequenz und/oder ein Erwartungswert oder Erwartungswertebereich für der Herzfrequenz und/oder ein Schwellenwert für die Höhe des Maximums herangezogen wird.
Verfahren nach Anspruch 9, dadurch gekennzeichnet, dass der Erwartungswert für die Herzfrequenz ein zuvor bestimmter Wert der Herzfrequenz ist.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 10, dadurch gekennzeichnet, dass aus der Vielzahl von Koeffizienten der harmonischen Analyse im Schritt (a) ein Koeffizient zufällig ausgewählt wird.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 11, dadurch gekennzeichnet, dass die Schritte (a) bis (c) für aufeinander folgende zeitliche Abschnitte des Ultraschalldopplersignals durchgeführt werden, um die fötale Herzfrequenz als Funktion der Zeit zu bestimmen.
Verfahren nach Anspruch 12, dadurch gekennzeichnet, dass im Schritt (a) ein Koeffizient ausgewählt wird, mit welchem in einem vorangegangenen Schritt (c) ein Wert für die Herzfrequenz bestimmt wurde.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 13, dadurch gekennzeichnet, dass die im Schritt (a) verwendeten Zeitfenster jeweils eine konstante Länge besitzen.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 14, dadurch gekennzeichnet, dass die im Schritt (a) verwendeten Zeitfenster sich teilweise überlappen.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 15, dadurch gekennzeichnet, dass der jeweils erste zeitliche Wert der im Schritt (a) verwendeten Zeitfenster ein ganzzahliges Vielfaches eines konstanten Fensterabstandparameters ist.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 16, dadurch gekennzeichnet, dass die im Schritt (a) verwendeten Zeitfenster den zeitlichen Abschnitt des Ultraschalldopplersignals vollständig abdecken.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 17, dadurch gekennzeichnet, dass der im Schritt (a) erhaltene Wert des Koeffizienten dem Zeitwert des ersten Werts des Zeitfensters zugeordnet wird.
Verfahren nach einem der Ansprüche 4 bis 18, dadurch gekennzeichnet, dass die im Schritt (a') verwendeten Zeitfenster jeweils eine konstante Länge besitzen.
Verfahren nach einem der Ansprüche 4 bis 19, dadurch gekennzeichnet, dass die im Schritt (a') verwendeten Zeitfenster sich teilweise überlappen.
Verfahren nach einem der Ansprüche 4 bis 20, dadurch gekennzeichnet, dass der jeweils erste zeitliche Wert der im Schritt (a') verwendeten Zeitfenster ein ganzzahliges Vielfaches eines konstanten Fensterabstandparameters ist.
Verfahren nach einem der Ansprüche 4 bis 21, dadurch gekennzeichnet, dass die im Schritt (a') verwendeten Zeitfenster den zeitlichen Abschnitt des Ultraschalldopplersignals vollständig abdecken.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 22, dadurch gekennzeichnet, dass für eine Vielzahl von Frequenzen der harmonische Analyse eine Koeffizientenfunktion bestimmt wird, wobei für jede der Vielzahl der Koeffizientenfunktionen eine Autokorrelationsfunktion berechnet wird, wobei für die Vielzahl von Autokorrelationsfunktionen ein jeweiliges Maximum bestimmt wird, und wobei zur Bestimmung der fötalen Herzfrequenz für den zeitlichen Abschnitt des Ultraschalldopplersignals eine zeitliche Position eines aus der Vielzahl von Maxima ausgewählten Maximums herangezogen wird.
Verfahren nach Anspruch 23, dadurch gekennzeichnet, dass das ausgewählte Maximum dasjenige ist, dessen Amplitude am größten ist.
Verfahren nach Anspruch 23 oder 24, dadurch gekennzeichnet, dass aus der zeitlichen Position und/oder der Absolutwerte der Vielzahl von Maxima ein Qualitätsparameter für die bestimmte fötale Herzfrequenz bestimmt wird.
Vorrichtung zur Bestimmung der fötalen Herzfrequenz aus einem, von einem Ultraschallsensor aufgenommenen zeitlichen Abschnitt eines Ultraschalldopplersignals, welches Informationen über die einzelnen Herzaktionen eines Fötus aufweist, dadurch gekennzeichnet, dass die Vorrichtung folgendes aufweist: (a) Mittel zum Berechnen wenigstens eines Koeffizienten einer Frequenz einer harmonischen Analyse des Ultraschalldopplersignals in einer Vielzahl von Zeitfenstern des zeitlichen Abschnitts, wobei der für ein Zeitfenster erhaltene Wert des Koeffizienten einem Zeitwert des Zeitfensters zugeordnet wird, um eine Koeffizientenfunktion zu bilden; (b) Mittel zum Bilden einer Autokorrelationsfunktion der im Schritt (a) erhaltenen Koeffizientenfunktion; und (c) Mittel zum Berechnen der fötalen Herzfrequenz für den zeitlichen Abschnitt des Ultraschalldopplersignals aus des zeitlichen Position eines Maximums der im Schritt (b) erhaltenen Autokorrelationsfunktion.
Vorrichtung nach Anspruch 26, dadurch gekennzeichnet, dass die Vorrichtung ein CTG-Monitor ist, mit welchem neben der Herzfrequenz des Fötus auch die Wehentätigkeit der Mutter aufgezeichnet und/oder ausgewertet wird.