DE3889052T2 - Fetale Überwachung während der Arbeit. - Google Patents

Description

• Die vorliegende Erfindung bezieht sich auf die Überwachung des Gesundheitszustandes des Fetus während der Wehen.
• Den Erfindern war bewußt, daß Veränderungen in dem Abschnitt des Fetus-Elektrokardiogramms (FEKG), der als P-R- Intervall bezeichnet wird (d. h. das Zeitintervall zwischen den spitzenwerten der P-Welle und der R-Welle - siehe Abbildung 3), Anzeichen einer Verschlechterung des Säure- Base-Verhältnisses im Blut des Fetus darstellen. Die wenigen bisher über Veränderungen des P-R-Intervalls veröffentlichten Berichte sind überdies zumindest teilweise widersprüchlich. Aus einer der verschiedenen Abhandlungen, die bis 1974 auf der Grundlage von Messungen während der Wehen erstellt wurden, geht ein direkter Zusammenhang zwischen der Länge des P- R-Intervalls und der Herzfrequenz des Fetus (Fetal Heart Rate; FHR) hervor (dies gilt jedoch nicht, wenn eine Tachykardie vorlag). In weiteren Studien wurde die Verkürzung des P-R-Intervalls bei Azidose sowie die Tendenz zur Verkürzung des P-R-Intervalls gegen Ende der Wehen festgestellt. Des weiteren wurde über die Verkürzung bzw. Verlängerung des P-R-Intervalls bei der Verlangsamung der Fetus-Herzfrequenz im Endstadium der Wehen berichtet.
• Als erstes Merkmal beinhaltet die vorliegende Erfindung ein Verfahren zur Überwachung des Gesundheitszustandes des Fetus während der Wehen, das folgende Teilschritte umfaßt: die wiederholte Abnahme eines Signals, das das P-R-Intervall des fetalen Herzens darstellt, die wiederholte Abnahme eines Signals, das das Herzschlagintervall des fetalen Herzens darstellt und die wiederholte Abnahme eines dritten Signals, das das Verhältnis zwischen den Änderungstendenzen für das P-R- Intervall und die Herzfrequenz des Fetus darstellt und das Rückschlüsse auf den Gesundheitszustand des Fetus zuläßt.
• Als zweites Merkmal beinhaltet die vorliegende Erfindung einen Apparat zur Überwachung des Gesundheitszustandes des Fetus während der Wehen, der geeignete Mittel umfaßt, mit denen wiederholt Signale abgenommen werden können, die das P- R-Intervall des fetalen Herzens darstellen, mit denen weiterhin wiederholt Signale abgenommen werden können, die das Herzschlagintervall des fetalen Herzens darstellen und mit denen Meßergebnisse zum Verhältnis zwischen den Änderungstendenzen des P-R-Intervalls und der Herzfrequenz des Fetus gewonnen werden können, anhand derer letztlich auf den Gesundheitszustand des Fetus geschlossen werden kann.
• Als Signal für das Herzschlagintervall des fetalen Herzens wird normalerweise die FHR gemessen.
• Die obengenannten Mittel schließen gewöhnlich einen programmierten Spezialcomputer ein, der mit mindestens einem Mikroprozessor ausgerüstet ist. Bei den im Zusammenhang mit der Methode der Erfindung und dem zugehörigen Apparat genannten Signalen handelt es sich um Digitalsignale, die in einem Betriebsrechner verwaltet werden.
• Die Methode der vorliegenden Erfindung umfaßt vorzugsweise die Ableitung von Angaben zur Korrelation zwischen der Dauer des P-R-Intervalls und der FHR bzw. der Wiederholungsdauer des FEKG, aus der auf besagte Korrelation geschlossen werden kann. Der Apparat im Sinne der vorliegenden Erfindung verfügt vorzugsweise über Mittel, die die Ableitung besagter Korrelation ermöglichen.
• Die Erfinder haben festgestellt, daß bei gesunden Feten eine negative Korrelation zwischen der Dauer des P-R-Intervalls und der FHR vorliegt. Lediglich beim Auftreten von Azidose, die auf Hypoxie hindeutet, tritt eine positive Korrelation auf. Auf dieser Grundlage wiesen die Erfinder nach, daß die Dauer des P-R-Intervalls mit sinkender FHR zunehmen oder abnehmen kann, wobei ersteres auf einen gesunden Fetus, letzteres aber auf eine wahrscheinliche Hypoxie hindeutet.
• Für kürzere Zeiträume von beispielsweise 10 Minuten kann eine positive Korrelation zwischen der Dauer des P-R-Intervalls und der FHR jedoch auch bei gesunden Feten auftreten. Daher muß eine solche positive Korrelation für einen vergleichsweise langen Zeitraum, beispielsweise eine halbe Stunde andauern, damit eine Azidose angenommen werden kann. Aber selbst in diesem Fall ist es ratsam, vor einer Bestätigung der Azidose eine auffällige Verringerung der Elevation des S-T-Intervalls des FEKG abzuwarten.
• Die Methode der vorliegenden Erfindung umfaßt somit vorzugsweise wiederholte Messungen zur Bestimmung der Elevation des S-T-lntervalls, und der Apparat im Sinne dieser Erfindung verfügt vorzugsweise über Mittel, die die Durchführung wiederholter Messungen zur Bestimmung der Elevation des S-T-Intervalls ermöglichen.
• Ein bedeutender Vorzug der vorliegenden Erfindung besteht daher darin, daß, wie angenommen wird, mit ihrer Hilfe Hypoxie-Erscheinungen beim Fetus zuverlässig festgestellt werden können. Diese Feststellung erfolgt anhand der Korrelation zwischen der FHR und dem P-R-Intervall, die online auf der Grundlage wiederholter Messungen dieser Parameter abgeleitet wird. Dieser Vorzug kommt besonders dann zum Tragen, wenn außerdem eine Online-Anzeige der Elevation des S-T-Intervalls gegeben ist.
• Die Erfinder gehen davon aus, daß die nachfolgenden physiologischen Ausführungen ausreichend erklären, warum Methode und Apparat der vorliegenden Erfindung für die Azidose-Erkennung verwendet werden können. Wie am erwachsenen Menschen unter Belastung nachgewiesen wurde, weist die Korrelation zwischen dem P-R-Intervall und der Herzfrequenz bei normaler Sauerstoffversorgung negative Werte auf. Unter Belastung kommt es durch den steigenden Adrenalinspiegel zu einer Beschleunigung des Herzschlags und gleichzeitig zu einer Verringerung des P-R-Intervalls. Zu Beginn der Wehen ist die Atmung aerob, und es tritt eine "normale" negative Korrelation zwischen der FHR und dem P-R-Intervall auf. Wenn in der zweiten Phase der Wehen der Sauerstoffgehalt des Blutes, mit dem der Fetus versorgt wird, sinkt, kommt es, wie in solchen Fällen normal, zu einer verstärkten Adrenalinproduktion. Daraufhin steigt die FHR, und das P-R-Intervall wird kürzer. Wenn die Sauerstoffversorgung des Fetus jedoch so weit abnimmt, daß Hypoxie einsetzt, wechselt der Fetus zu anaerober Atmung; es wird Milchsäure produziert, und es kommt zu Azidose-Erscheinungen. Infolge der geringen Sauerstoffversorgung verlangsamt sich die Herzfrequenz des Fetus, weshalb erwartungsgemäß zusätzliches Adrenalin produziert und das P-R-Intervall kürzer wird. Die Herzfrequenz des Fetus nimmt jedoch trotz des hohen Adrenalinspiegels kaum zu, so daß die erwartete FHR-Steigerung durch die geringe Sauerstoffversorgung nahezu aufgehoben wird. Das Verhältnis von FHR und P-R-Intervall wird umgekehrt und es ergibt sich eine positive Korrelation. Die Auswertung von Messungen an Lamm-Feten unter Bedingungen der teilweisen und vollständigen akuten Hypoxie hat ergeben, daß diese Veränderungen in der Korrelation zwischen der FHR und dem P-R-Intervall in Phasen der Milchsäureproduktion auftreten.
• Der Koeffizient der Korrelation zwischen der FHR und dem P-R-Intervall wird von den Erfindern als Konduktionsindex bezeichnet. Wie aus obigen Erläuterungen hervorgeht, können anhand des Konduktionsindexes Feten identifiziert werden, deren Atmung zu einem gewissen Grade anaerob ist und die daher während der Wehen hypoxiegefährdet sind.
• Die Methode (und der Apparat) im Sinne der vorliegenden Erfindung umfassen vorzugsweise auch die Bestimmung (bzw. Mittel zur Bestimmung) des Konduktionsindexes durch Ableitung des Pearson-Koeffizienten der Korrelation als Index. Ein mathematischer Ausdruck zur Ermittlung dieses Koeffizienten wird weiter unten aufgeführt.
• Wie bereits angegeben, muß zur Bestimmung des Pearson- Koeffizienten zunächst der Korrelationskoeffizient zwischen dem P-R-Intervall und der FHR berechnet werden. Diese Berechnung kann sofort in Echtzeit erfolgen. Von diesen beiden Werten werden dabei normalerweise in Abständen von ca. einer Minute (eine Minute plus/minus 20 %) Durchschnittswerte gebildet. Zur Bestimmung des Pearson-Koeffizienten werden dann ca. zehn (zehn plus/minus zwei) solcher Wertepaare verwendet. Durch diese Vorgehensweise können bei Aufrechterhaltung einer ausreichenden klinischen Empfindlichkeit fehlerhafte Werte herausgefiltert werden. Die Zeitintervalle und die Anzahl der Wertepaare können dabei variiert werden, um eine unterschiedliche Empfindlichkeit des Konduktionsindexes für Veränderungen im Atmungsverhalten des Fetus zu erreichen.
• Ein weiterer Vorzug der Erfindung besteht darin, daß für die Berechnung des Konduktionsindexes in der geschilderten Weise keine aufwendigen Datenverarbeitungsprozesse notwendig sind. Der entsprechende Überwachungsapparat fällt dadurch relativ kostengünstig aus. Darüber hinaus können anhand des Konduktionsindexes über eine Anzeige Tendenzen ausgegeben werden, die von kurzzeitigen störungsbedingten Abweichungen relativ unbeeinflußt sind. Am Apparat können erfindungsgemäß bequem folgende Werte ausgegeben werden: Konduktionsindex, S- T-Elevation, Fetus-Herzfrequenz und Gebärmutterinnendruck (Inter-Uterine Pressure; IUP). Obwohl in letzter Zeit Zweifel darüber geäußert wurden, ob die letzten beiden Werte als Indikatoren für den Gesundheitszustand des Fetus herangezogen werden können, sollte auf ihre Anzeige schon allein aus Gründen der Kompatibilität mit Vorgängergeräten nicht verzichtet werden.
• Nachfolgend werden verschiedene Ausführungsformen der Erfindung anhand von Beispielen beschrieben. Dabei wird auf die beiliegenden Zeichnungen verwiesen, für die folgendes gilt:
• Abbildung 1 ist ein Blockdiagramm des Apparates im Sinne der vorliegenden Erfindung.
• Abbildung 2 ist das Ablaufschema eines Algorithmus, der von dem Prozessor in Abbildung 1 wiederholt ausgeführt wird, um den Konduktionsindex und die S-T-Elevation zu bestimmen.
• Abbildung 3 ist ein Beispiel für ein bereinigtes FEKG.
• In Abbildung 4 wurden die während einer Geburt tatsächlich gemessenen Werte für den Konduktionsindex und die S-T-Elevation dargestellt. Sie stellt damit ein Beispiel dafür dar, welche Werte durch den in Abbildung 1 dargestellten Apparat ausgegeben werden können.
• In den Abbildungen 5a und 5b ist ein Ablaufschema für einen bevorzugten, alternativen L-Algorithmus zur Bestimmung des Konduktionsindexes und der S-T-Elevation dargestellt.
• Abbildung 6 zeigt das Linienmodell eines FEKG und die Abbildungen 7 und 8 sind Ablauf schemata der Prozedur von Abbildung 5a zur Ableitung des P-R-Intervalls und des Konduktionsindexes.
• In Abbildung 1 wurde eine Kopfhautelektrode 10 über einen Isolationsverstärker 8 (mit einer Bandbreite zwischen 3 dB- Punkten von 0,78 Hz bis 250 Hz) an einen Analog/Digital- Wandler 11 und von da an einen Prioritätsspeicher (First-in- First-out Memory; FIFO) 9 und ein Prozessorsystem angeschlossen. Von dem Prozessorsystem wurden nur die Hauptbestandteile dargestellt: ein Prozessor 12, ein Speicher mit wahlfreiem Zugriff (Random Access Memory; RAM) 13 und ein Festwertspeicher (Read Only Memory; ROM) 14, die über einen Datenbus 15 und einen Adreßbus miteinander verbunden sind. Darüber hinaus umfaßt das Prozessorsystem einen integrierten Graphikschaltkreis 17, der über Kabel 18 mit einem Datensichtgerät (Visual Display Unit; VDU) 19 verbunden ist. Obwohl in der Abbildung nur ein Prozessor dargestellt ist und ein NEC-Prozessor vom Typ NS 32-16 verwendet werden kann, ist unter bestimmten Umständen die Verwendung mehrerer Prozessoren angeraten. Ebenso kann der integrierte Graphikschaltkreis 17 durch mehrere, miteinander verbundene Graphikschaltkreise ersetzt werden.
• Bei Bedarf kann der Isolationsverstärker 8 auch Gebärmutterinnendrucksignale von einem Meßwandler zu einem weiteren Analog/Digital-Wandler (nicht in der Darstellung) übertragen, der über eine Ausgang mit dem Datenbus 15 verbunden ist.
• Der ROM 14 enthält ein Programm, mit dem der in Abbildung 2 oder der in den Abbildungen 5a und 5b dargestellte Algorithmus ausgeführt wird.
• Bekanntermaßen läßt sich ein Filter herstellen, das ein Rufsignal erzeugt, d. h. für einen kurzen Zeitraum einen bidirektionalen Impuls mit hoher Amplitude aussendet, sobald es eine bestimmte Wellenlänge registriert. Ein solches digitales oder analoges Filter wird auf diese Wellenlänge abgestimmt und als signalangepaßtes Filter bezeichnet. Beim Betrieb des Apparates werden während der Wehen ermittelte Proben des EKG eines Fetus mit Hilfe der Kopfhautelektrode 10 und des Analog/Digital-Wandlers zum Prozessor 12 eingebracht. Bei Verwendung des in Abbildung 2 dargestellten Algorithmus kann zusätzlich der Prioritätsspeicher (FIFO) 9 einbezogen werden. Beim Betrieb 21 gemäß Abbildung 2 führt der Prozessor eine Subroutine für digitale, signalangepaßte Filter aus, die auf ein abgeglichenes oder normiertes, aus vielen Messungen abgeleitetes FEKG abgestimmt ist. Im Ergebnis dieser Subroutine für signalangepaßte Filter werden Spitzenwerte ermittelt, die den Rufsignalen entsprechen. Die Spitzenwerte entsprechen dem R-Wert in Abbildung 3, der als Beispiel für eine FEKG-Wellenform zu betrachten ist, die zum Zwecke der Geräuschdämpfung bearbeitet wurde.
• In Schritt 22 leitet der Prozessor 12 das Intervall zwischen den R-Spitzenwerten nachfolgender FEKG-Wellenformen ab. Der abgeleitete Wert wird dann zu der für eine Minute berechneten FHR konvertiert. Um schließlich eine durchschnittliche FHR zu erhalten, wird der Wert nach jeder FHR- Bestimmung über einen Zeitraum von einer Minute zum vorhergehenden Wert hinzugefügt. Jetzt wird der Gesamtwert abgelesen und die Summe auf 0 zurückgesetzt (Schritt 23).
• Alle FEKG-Probewerte vom Analog/Digital-Wandler 11 werden in einem Bereich des RAM 13 abgelegt. Wenn allerdings anhand des Rufsignals ein R-Spitzenwert festgestellt wird, werden die Probewerte, die der Wellenform vom Beginn der P-Welle (ca. 150 ms vor dem R-Spitzenwert) bis zum Ende der T-Welle (ca. 125 ms nach dem R-Spitzenwert) entsprechen, zu einem Pufferbereich des RAM 13 übertragen. Jedem Probewert und damit jedem Zeitpunkt in der ankommenden Wellenform wird dabei eine eigene Stelle im Puffer zugewiesen.
• Der Teil des Puffers, der die Probewerte für die P-Welle enthält, kann als Fenster für die Durchschnittsberechnung der P-Welle betrachtet werden. Alle innerhalb einer Minute ermittelten FEKG-Ergebnisse werden zum Puffer weitergeleitet, wobei die R-Spitzenwerte in den entsprechenden Sektoren der vorhergehenden FEKGs abgelegt werden. Um den Durchschnittswert für eine P-Welle über den Zeitraum einer Minute zu ermitteln, wird der Inhalt der Puffersektoren im Fenster für nachfolgende FEKGs addiert (Schritt 24). Mit Hilfe eines doppelt differentiellen Algorithmus wird der Spitzenwert der abgeglichenen P-Welle ermittelt (Schritt 25). Da aber der Puffersektor mit dem Spitzenwert der P-Welle genauso bekannt ist wie der Puffersektor mit dem R-Spitzenwert, kann das P-R- Intervall ganz einfach durch Subtraktion der Adresse eines Sektors von der Adresse des anderen bestimmt werden (Schritt 26).
• Über eine Mittelwertbestimmung des P-R-Intervalls und der Herzfrequenz des Fetus über einen Zeitraum von einer Minute, wie für die Schritte 23 und 24 beschrieben, kann eine Geräuschdämpfung erreicht werden.
• In Schritt 27 wird der Konduktionsindex durch Ableitung des Pearson-Korrelationskoeffizienten bestimmt. Der Koeffizient wird hierzu anhand von zehn vorhergehenden Werten des mittleren P-R-Intervalls und der mittleren FHR, ermittelt, die, wie für die Schritte 23 bis 26 beschrieben, über einen Zeitraum von je einer Minute bestimmt werden. Der Pearson-Koeffizient berechnet sich nach der folgenden Gleichung:
• wobei N die Anzahl der FHR und der mittleren P-R-Intervalle ist, die innerhalb des zehnminütigen Intervalls einen Datensatz bilden.
• Eine weitere Gruppe von Pufferabschnitten, die dem S-T- Segment entspricht, bildet ein Fenster für dieses Segment. Bei jedem Einlesen eines FEKG in den Puffer wird der Inhalt dieser Fensterpositionen über den Zeitraum einer Minute summiert (Schritt 28) und schließlich als prozentualer Anteil der maximalen Auslenkung des Q-R-S-Komplexes ausgegeben (Schritt 29). Durch den Abgleich kommt es zwar bereits zu einer Geräuschdämpfung; um die Störsignale jedoch noch weiter einzuschränken, kann die mittlere S-T-Elevation einer Kalman- Filter-Subroutine unterzogen werden (Schritt 30). (siehe z. B. "Use of Optimal Estimation Theory, in Particular the Kalman Filter, in Data Analysis and Signal Processing" von William S. Cooper, Review of Scientific Instruments, 1986, Band 57, Nr. 11, Seiten 2862-2869; und "An Overview of the Kalman Algorithm" von K.C. Shet und B.V. Rao, International Journal of Electronics, 1985, Band 59, Nr. 6, Seiten 657-665)
• Nach Bestimmung des Korrelationsindexes und der S-T- Elevation wird eine Anzeige dieser Werte erzeugt (Schritt 31). Dazu werden die entsprechenden Werte an den integrierten Graphikschaltkreis 17 weitergeleitet, der das VDU steuert. In der Anzeige (siehe Abbildung 4) wird ein Histogramm des Konduktionsindexes und der über einen Zeitraum von einer Minute ermittelten Werte der S-T-Elevation ausgegeben. In dem dargestellten Beispiel weist der Konduktionsindex für die ersten fünf Stunden und zehn Minuten der Wehen negative Werte auf, wird dann aber positiv, was auf eine mögliche Azidose hindeutet. Als nach einer weiteren Stunde ein plötzlicher Abfall der S-T-Elevation eintritt, bestätigt sich die Azidose (wurde später nachgewiesen).
• Bei der in Abbildung 2 dargestellten Methode werden die FHR und das P-R-Intervall über den Zeitraum einer Minute abgeglichen. Es wird jedoch davon ausgegangen, daß eine Bestimmung der Änderungen dieser Parameter von Herzschlag zu Herzschlag günstiger ist. Daher wird nachfolgend anhand der Abbildungen 5a und 5b eine bevorzugte, alternative Ausführungsform der Erfindung beschrieben.
• Die vom A/D-Wandler 11 gemäß Abbildung 1 ausgegeben Werte werden im Prioritätsspeicher (FIFO) 9 abgelegt. Im Abstand von 32 ms werden für den Prozessor 12 Unterbrechungssignale erzeugt. Sobald der Prozessor ein solches Unterbrechungssignal empfängt, führt er die aktuelle Anweisung noch bis zu Ende und weicht dann auf eine Dienstunterbrechungsprozedur aus, in der weitere Unterbrechungen ausgeschlossen sind. Daraufhin werden 16 Probewerte des FEKG-Ursprungssignals, die im Prioritätsspeicher gespeichert sind, in einen Eingabepuffer (der softwaremäßig erzeugt wurde und zum RAM 13 gehört) geladen. Der Eingabepuffer kann bis zu vier FEKG- Wellenformen aufnehmen. Da der Eingabe-Pointer des Puffers um 16 Einheiten erhöht wird, verweist er nunmehr auf den nächsten Puffereintrag. Bei Erreichen des Pufferendes wird der Pointer jedoch wieder auf den Anfang zurückgesetzt.
• Sobald die Daten zum Puffer übertragen wurden, kehrt der Prozessor 12 zur Hauptprozedur zurück, wie im Ablaufschema in Abbildung 5 dargestellt.
• Da die FEKG-Wellenform vielfach vom Hintergrundrauschen überlagert wird, ist der QRS-Komplex oftmals die einzige identifizierbare Komponente. Seine Erkennung impliziert die Existenz einer FEKG-Wellenform im Ursprungssignal. Der Nachweis des QRS-Komplexes kann mit verschiedenen Methoden erbracht werden. Zu diesen Methoden zählen z. B. ein einfaches Erkennungverfahren und ein Schablonenabgleichsverfahren. Zu bevorzugen ist allerdings in jedem Fall die Verwendung eines signalangepaßten Filters, wie weiter oben beschrieben. Aus Spektralanalysen fetaler QRS-Komplexe geht hervor, daß der Frequenzgehalt im allgemeinen auf den Bereich zwischen 17 und 30 Hz beschränkt ist. Das zu verwendende signalangepaßte Filter ist so auszulegen, daß der Durchlaßbereich genau auf das Spektrum des QRS-Komplexes abgestimmt ist. Realisieren läßt sich dieses Filter entweder hardwaremäßig durch entsprechende Schaltungen oder durch Softwareprogrammierung. In der vorliegenden Ausführungsform der Erfindung wurde das signalangepaßte Filter durch Softwareprogrammierung des Prozessors 12 erreicht. Das digitale, signalangepaßte Filter umfaßt ein 50 Hz Entstörungsfilter (Kerbfilter), zwei zweipolige, rekursive Tiefpaßfilter (Butterworth) und zwei zweipolige, rekursive Hochpaßfilter (Butterworth). Das 50 Hz-Entstörungsfilter beseitigt netzbedingte Interferenzen, die beiden zweipoligen, rekursiven Tiefpaßfilter sind über eine Kaskadenschaltung so verbunden, daß sie als Filter vierter Ordnung Hochfrequenzrauschen oberhalb von 30 Hz herausfiltern und die beiden Butterworth-Hochpaßfilter sind ebenfalls über eine Kaskadenschaltung so miteinander verbunden, daß sie Gleichspannungsdrifterscheinungen verringern und gleichzeitig Niederfrequenzrauschen unterhalb von 17 Hz herausfiltern. Die für die Butterworth-Filter erforderlichen Filterkoeffizienten lassen sich mit Hilfe der Software-Prozeduren berechnen, die von M.H. Akroyd in "Digital Filters: Computers in Medicine Series" (Herausgeber: D.W. Hill), Butterworth 1973 angegeben werden. So werden in Schritt 35 der in Abbildung 5a dargestellten Prozedur Daten aus dem Eingabepuffer gelesen und in einer Prozedur 36 für signalangepaßte Filter weiterverwendet. Wenn das Spektrum der Ursprungsdaten mit dem Durchlaßbereich der Filterprozedur übereinstimmt, werden in der Ausgabe Rufsignale mit ausgegeben, also Oszillationen mit einer relativ großen Amplitude, die nach einigen Zyklen wieder abklingen. Ein Test zum Nachweis von QRS-Komplexen wird durchgeführt, indem in der digitalen Ausgabe der Filterprozedur nach Signalen oberhalb eines bestimmten Grenzwertes (Rufsignale) gesucht wird.
• Bei Überschreitung dieses Grenzwertes wird das letzte Prüfsignal im signalangepaßten Filter als R-Spitzenwert (Abbildung 3) erkannt, und seine Position im Eingabepuffer wird als einer von mehreren R-Wert-Pointern gespeichert (Schritt 38). Daraufhin wird eine FEKG-Wellenform (Komplex) festgelegt, die 100 Prüfsignale vor dem R-Spitzenwert beginnt und 150 Prüfsignale danach aufhört.
• Um zu ermöglichen, daß der Signalpegel von Signalen, die den A/D-Wandler erreichen, variieren kann, ist der Grenzwert für die Erkennung von QRS-Komplexen vorzugsweise variabel zu gestalten. Nachdem beispielsweise zu Beginn der Überwachung ein Ausgangspegel festgelegt wurde, kann dieser in Übereinstimmung mit den Maximalpegeln in den jeweils neu erkannten QRS-Komplexen variiert werden. Dazu wird von jedem neuen Maximalpegel ein fester Betrag abgezogen, wobei dieser feste Betrag größer sein muß als die größtmögliche Abweichung zwischen den Maximalausgaben zweier aufeinanderfolgender QRS- Komplexe. Wenn jetzt die Signalstärke plötzlich stark abnimmt, beispielsweise durch einen unzureichenden Kontakt zwischen einer Elektrode und der Kopfhaut des Fetus, kann der Grenzwert nicht mehr überschritten werden. Wenn der Grenzwert also nicht um einen bestimmten Betrag überschritten wird, kann er so weit gesenkt werden, bis die Erkennung von QRS- Komplexen wiederaufgenommen wird. Um jedoch zu verhindern, daß Störrauschen als Komplex erkannt wird, kann ein Mindestpegel festgelegt werden. Zusätzlich wäre es günstig, den Apparat so einzustellen, daß bei der Erkennung von Geräuschspitzen keine Grenzwertanpassung erfolgt.
• Bei der QRS-Komplex-Erkennung kann der Grenzwert erheblich überschritten werden, wenn ein Rauschimpuls auftritt, dessen Frequenz in etwa der eines echten QRS-Komplexes entspricht. Solche Rauschimpulse sind möglich, wenn die Kopfhautklemme einer Elektrode infolge von Fetuskontraktionen oder -untersuchungen gestört wird. Daher wird zur Unterdrückung von Rauschimpulsen die Prozedur 40 durchgeführt, die für die erwähnten 250 Prüfsignale - kurz vor und nach dem R- Spitzenwert - drei Tests vorsieht. Beim ersten dieser Tests wird die Basislinie der FEKG-Wellenform auf einen Anstieg hin untersucht. Die Prüfsignale, aus denen sich die Wellenform zusammensetzt, werden in drei Gruppen unterteilt: die P- Sektion, die QRS-Sektion und die T-Sektion (siehe Abbildung 3). Wenn die Differenz zwischen den Basislinien zweier dieser Gruppen größer ist als die Hälfte des R-Q- oder des R-S- Abstandes, wird die FEKG-Wellenform als gestört klassifiziert. Beim zweiten Test wird das Hintergrundrauschen untersucht. Obwohl die Wellenamplitude des Hintergrundrauschens bei normalen Signalen im Vergleich zur QRS- Amplitude gewöhnlich sehr klein ist, nehmen die Elektroden gelegentlich einen sehr hohen Geräuschpegel auf. Zur Berechnung der Rauschstärke werden die Basislinien der P- und der T-Wellensektion aus dem ersten Test von den Punkten in der entsprechenden Sektion subtrahiert. Die ermittelte Differenz wird dann Punkt für Punkt über die gesamte Sektion summiert. Wenn dieser Durchschnittswert mehr als ein Viertel der QRS-Amplitude beträgt, wird die Wellenform wieder als gestört eingestuft. Der dritte Test erweist sich dann als nützlich, wenn am A/D-Wandler 11, eventuell durch Störung der Kopfhautelektrode, Sättigungserscheinungen auftreten. Im Prozessor 12 wird ein Zähler gesetzt, der die Anzahl der Prüfsignale mit Endausschlag (Minimum oder Maximum) bestimmt. Wenn bei einem Drittel aller Prüfsignale ein Endausschlag gezählt wird, wird die Wellenform wieder als gestört eingestuft. Als gestört klassifizierte Wellenformen werden mit einem Statusflag versehen und später für die Überprüfung der FHR-Ableitung und zur Bearbeitung des FEKG genutzt.
• In Schritt 38 wird die Position des R-Spitzenwertes im Puffer bestimmt. Wie bereits weiter oben erwähnt, speichert der Eingabepuffer vier vollständige Wellenformen. Das Intervall zwischen zwei R-Spitzenwerten läßt sich somit nach den Positionen des aktuellen und des vorhergehenden Spitzenwertes berechnen. Daraufhin kann die FHR wie folgt bestimmt werden:
• Nunmehr ist durch einen zweiteiligen Test 42 zu überprüfen, ob der ermittelte FHR-Wert korrekt ist oder vielleicht durch ungültige Messungen oder Störspitzen verfälscht wurde. Dieser Test umfaßt einen ersten Teiltest, bei dem geprüft wird, ob die FHR innerhalb des Bereiches der maximal (240/min) bzw. minimal (40/min) zulässigen Werte liegt. Verläuft dieser Teiltest erfolgreich, wird ein zweiter durchgeführt, bei dem die Abweichung des zu prüfenden Wertes von dem aktuellsten der letzten drei gültigen FHR-Werte ermittelt wird. Ist diese Abweichung größer als ein vorbestimmter Wert, wird der FHR-Wert zurückgewiesen. Der vorbestimmte Wert ist um so größer, je weiter der Vergleichswert zurückliegt. Verläuft der zweite Teiltest erfolglos, wird auf das Ergebnis von Schritt 40 zurückgegriffen. Wenn die Wellenform bei diesem Schritt nicht als gestört klassifiziert wurde, wird ein FHR-Referenzwert als aktueller Wert verwendet, sofern der Referenzwert nicht bereits für eine Anzahl von FHR-Berechnungszyklen verwendet wurde, die über einem vorbestimmten Wert liegt. Der Referenzwert ist der zuletzt überprüfte FHR-Wert (sofern er nicht mehr als drei Zyklen zuvor ermittelt wurde) und die vorbestimmte Zyklenzahl richtet sich danach, wie weit die Überprüfung des Wertes zurückliegt: Werte die im letzten, vorletzten und vorvorletzten Zyklus überprüft wurden, können für drei, zwei bzw. einen Zyklus als Referenz dienen.
• Je nachdem, wie das Ergebnis des Tests 42 ausfällt, wird im FHR-Puffer entweder der FHR-Wert, ein Referenzwert oder ein Fehlerbyte gespeichert (Schritte 43 und 44). Da die in Schritt 38 ermittelten R-Spitzenwerte falsch und in Wirklichkeit Störspitzen sein können, wird die Position von gültigen R-Spitzenwerten im Eingabepuffer durch einen Pointer markiert. Ein solcher Pointer wird immer dann gesetzt, wenn ein FHR-Wert im FHR-Puffer abgelegt wird; nicht aber, wenn anstelle eines FHR-Wertes ein Fehlerbyte im Puffer gespeichert wird.
• Zu Beginn der Überwachung oder in Fällen, wo keine reproduzierbaren Werte aufrechterhalten werden konnten, muß zunächst ein gültiger FHR-Wert festgelegt werden. Zu diesem Zweck werden drei aufeinanderfolgende, berechnete FHR-Werte benötigt, wobei die Abweichungen zwischen den Wertepaaren anhand von vorbestimmten Bereichen überprüft werden müssen. Wird dieser Test bestanden, gilt der aktuellste der drei Werte als gültiger Wert, der auch in dem obengenannten zweiten Teiltest als Referenzwert verwendet werden kann. Andernfalls werden so lange neue FHR-Werte geprüft, bis eine Datenkonsistenz erreicht wird und ein Referenzwert gespeichert werden kann.
• In den FEKG-Ursprungskomplexen sind die P- und T-Wellen wegen des Hintergrundrauschens oftmals kaum auszumachen. Bei der vorliegenden Ausführungsform der Erfindung wird daher für die aufeinanderfolgenden Ursprungskomplexe von 250 Prüfsignalen, die im Eingabepuffer teilweise vor und teilweise nach dem R-Spitzenwert liegen (mit Ausnahme derer, die als gestört klassifiziert wurden), eine Mittelwertbestimmung durchgeführt, in deren Folge für die weitere Bearbeitung eine bereinigte Wellenform zur Verfügung steht. In Schritt 45 werden die letzten 250 Datenproben zu den entsprechenden Prüfwerten (in bezug auf den R-Spitzenwert) verschiedener, vorher aufgenommener Datensätze hinzugefügt. Dabei werden den einzelnen Datensätzen Gewichtungsfaktoren zugewiesen, die mit zunehmendem "Alter" der Datensätze kleiner werden. Somit wird der Beitrag der einzelnen Datensätze mit fortschreitender Zeit geringer. Die bereinigte Wellenform wird als Summe der gewichteten Wellenformen im RAM 13 abgelegt. Plötzliche Änderungen im FEKG-Komplex werden über eine Mittelwertbestimmung geglättet und bleiben so ohne entscheidenden Einfluß auf die bereinigte Wellenform. Eingang in das bereinigte FEKG finden also nur Schwankungen, die über mehrere Herzschläge anhalten. Bekanntermaßen wird die Wellenform durch diesen Algorithmus genauso beeinflußt, als würden alle Prüfpunkte des Ursprungskomplexes nacheinander dessen eigenen zeitkohärenten Filter, also insgesamt 250 solche Filter passieren. Unter zeitkohärenter Filterung versteht man den Prozeß der Signalwiederherstellung aus dem Rauschen in der kleinstmöglichen zeitlichen Beziehung zum wiederherzustellenden Signal. Dabei können andere Techniken eingesetzt werden.
• In der Arbeit "A simple software routine for the reproducible processing of the electrocardiogramm" von C.J. Marvell und D.I. Kirk, veröffentlicht im Journal of Biomedical Engineering, 1980, Band 2, Juli, Seiten 216 bis 220, wird darauf verwiesen, daß es vorteilhaft ist, von der FEKG-Wellenform ein Linienmodell zu erzeugen, da hierdurch eine objektive Bewertung der Wellenform und eine gute Rauschunterdrückung erreicht werden kann. Aus diesem Grund wird in Schritt 46 aus den gespeicherten Probepunkten der bereinigten Wellenform ein Linienmodell erzeugt, wie in der Arbeit von Marvell und Kirk beschrieben. Das Ergebnis dieses Prozesses ist in Abbildung 6 dargestellt. Das erzeugte Modell besteht aus sich schneidenden Linien, die mit den Nummern 1' bis 14' bezeichnet wurden. Die Schnittpunkte der Linien gelten als Referenzpunkte, deren Position in einer Tabelle im RAM 13 gespeichert ist. Vor dem Speichern wird jedoch immer überprüft, ob die Punkte innerhalb akzeptabler Grenzwerte liegen, ansonsten wird stattdessen ein Fehlerbyte gespeichert.
• Mit Hilfe des erwähnten Modells lassen sich verschiedenen Parameter ableiten, so z. B. das P-R-Intervall. Die Ableitung des P-R-Intervalls erfolgt mit der in Abbildung 7 dargestellten Prozedur 47. Zunächst wird mittels eines Tests 51 überprüft, ob die in Schritt 46 gespeicherten P- und R- Positionen gültig sind oder Fehlerbytes enthalten. Sind sie ungültig, wird im P-R-Puffer ein Fehlerbyte abgelegt (Schritt 52). Sind die Positionen dagegen gültig, wird das P-R-Intervall berechnet, indem die Zeitposition des Referenzpunktes am Schnittpunkt der Linien 2' und 3' von der Zeitposition des Referenzpunktes am Schnittpunkt der Linien 7' und 8' abgezogen wird (Schritt 53). Wenn der P-R-Puffer, wie durch einen Test 54 festzustellen ist, einen vorherigen, gültigen P-R-Wert enthält, wird der aktuelle Wert mit dem zuletzt gespeicherten Wert verglichen (Schritt 55). Bei einer Abweichung von weniger als 5 % (Schritt 56) wird der aktuelle Wert im P-R-Puffer abgelegt (Schritt 57). Verläuft der Test 56 erfolglos, wird mit einem Test 58 überprüft, ob der Test 56 bereits fünfmal ein negatives Ergebnis hatte. Wenn das der Fall ist, wird der P-R-Wert als gültig akzeptiert und Schritt 57 kann ausgeführt werden. Andernfalls wird in Schritt 52 ein Fehlerbyte eingefügt.
• Zur Ableitung der S-T-Elevation (Schritt 48) wird zunächst die Höhe der isoelektrischen Linie als Mittelwert von 10 Datenpunkten der bereinigten FEKG abgeleitet. Begonnen wird dabei 15 Prüfpunkte vor dem Ansatz der P-Welle (also dem Schnittpunkt der Linien 1' und 2' in Abbildung 6). Das S-T- Segment ist ein kurzes Segment, das zwischen dem Abschluß der S-Welle (dem Schnittpunkt der Linien 9' und 10' in Abbildung 6) und dem Ansatz der T-Welle (Schnittpunkt der Linien 11' und 12') liegt. Die relative Höhe dieses Segments über der isoelektrischen Linie, die als Differenz des Spitzenwertes der R-Welle zum Spitzenwert der S-Welle [RS(p)] oder als Differenz der Spitzenwerte der R- und der Q-Welle [RQ(p)] definiert ist, entspricht der Elevation des S-T-Segments, die wie in Schritt 47 beschrieben zu berechnen ist. Für die Ableitung der S-T-Elevation läßt sich demnach folgende Gleichung aufstellen:
• "av", steht dabei für die mittlere Amplitude des S-T-Segments, die als Mittelwert von zehn Datenpunkten des bereinigten FEKG definiert wird, wobei fünf Datenpunkte nach Abschluß der S-Welle begonnen wird. "iso" steht in der obigen Gleichung für die Höhe der isoelektrischen Linie, die wie weiter oben beschrieben zu berechnen ist. Bei Elevationen von über 100 % verläuft das S-T-Segment also oberhalb der isoelektrischen Linie; bei Elevationen, die kleiner sind als 100 %, liegt es entsprechend unterhalb.
• In Schritt 49 wird der Konduktionsindex entsprechend der für "r" (als Pearson-Koeffizient angeführt) gegebenen Gleichung berechnet. Der Unterschied besteht jetzt allerdings darin, daß die Mittelwerte für die FHR und das P-R-Intervall durch die Werte ersetzt werden, die in Schritt 41, der bereinigten Wellenform und dem Linienmodell in Schritt 47 entnommen wurden. Die Berechnung des Koeffizienten "r" erfolgt in Sekundenabständen auf der Basis der FHR- und P-R- Werte, die in den jeweils letzten fünf Minuten gespeichert wurden. Theoretisch liegen also für jede Berechnung insgesamt 300 Punkte (N = 300) vor; praktisch sieht es jedoch folgendermaßen aus: Punkte mit ungültigen FHR- oder P-R-Werten (dargestellt durch Fehlerbytes) werden verworfen, und die Gesamtzahl der Punkte verringert sich. Fällt die Gesamtpunktzahl unter den Wert 200, wird die Berechnung abgebrochen und es wird ein Fehlerbyte eingefügt.
• Eine ausführlichere Darstellung der Prozedur 49 kann Abbildung 8 entnommen werden. Da der Konduktionsindex zu Beginn der Messungen und Berechnungen nicht sofort Gültigkeit erlangt, ist eine gewisse Latenzzeit eingeplant, bevor die Berechnungen und die Anzeige des Konduktionsindexes einsetzen. Mit Hilfe eines Tests 60 wird ein Statusflag für die Fortsetzung dieser Periode geprüft. Verläuft der Test erfolgreich, beginnt eine Wartezeit 61 von fünf Minuten, nach deren Beendigung ein weiterer Test 62 von einem Zurücksetzen des Statusflags (Schritt 63) gefolgt wird. Wenn der Flag schon bei Test 60 zurückgesetzt wurde, werden in einem Test 64 die FHR-Werte (im FHR-Puffer) und die R-R-Werte auf Gültigkeit überprüft. Sind die Wertepaare gültig, wird der entsprechen Zähler um jeweils eine Einheit erhöht (Schritt 65); andernfalls wird der Zähler heruntergesetzt, und in den Konduktionsindexpuffer wird ein Fehlerbyte eingefügt (Schritt 67). Nach Abschluß des Schrittes 63 bzw. 65 wird die Anzahl der FHR/R-R-Wertepaare überprüft (Test 68). Wird dabei eine Anzahl von mehr als 200 festgestellt, wird der Konduktionsindex wie beschrieben berechnet (Schritt 68), und die FHR- und R-R-Puffer werden aktualisiert (Schritt 70).
• Sobald der Korrelationskoeffizient und die S-T-Elevation abgeleitet wurden, erfolgt deren Ausgabe auf einem Oszilloskop und/oder Drucker. Dieser Schritt 50 entspricht dem Schritt 31 aus Abbildung 2.
• Nach ausführlicher Beschreibung der Erfindung wird deutlich, daß sie durchaus auch auf andere Weise realisierbar ist. So lassen sich z. B. andere Korrelationskoeffizienten und Werte verwenden, die über andere Zeitintervalle abgeglichen werden. Ebenso lassen sich die Prozesse und Apparate zur Gesundheitsüberwachung des Fetus variieren, die hier allgemein beschrieben wurden.

Claims (24)

1. Apparat zur Gesundheitsüberwachung des Fetus während der Wehen, umfassend Mittel (12 bis 19) zur wiederholten Ableitung eines Signals, das das P-R-Intervall des fetalen Herzens darstellt, und zur wiederholten Ableitung eines Signals, das die Herzfrequenz des Fetus darstellt, dadurch gekennzeichnet, daß besagte Mittel Meßergebnisse für das Verhältnis zwischen den Änderungstendenzen des P-R-Intervalls und der Herzfrequenz des Fetus und damit für den Gesundheitszustand des Fetus bereitstellen.

2. Apparat nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß besagte Mittel im Betriebszustand wiederholt ein Signal abnehmen, das die Elevation des S-T-Intervalls des Fetus- Elektrokardiogramms darstellt.

3. Apparat nach Anspruch 2, dadurch gekennzeichnet, daß besagte Mittel die Bestimmung der Elevation des S-T-Intervalls über einer isoelektrischen Linie ermöglichen, daß besagte Mittel weiterhin die Berechnung der isoelektrischen Linie nach digitalen Proben, die ein Fetus-Elektrokardiogramm repräsentieren, ermöglichen, wobei das Intervall vom Ende der T-Welle des dem aktuellen FEKG-Zyklus unmittelbar vorausgehenden Zyklus, wie durch besagte Proben dargestellt, zum Beginn der P-Welle des aktuellen Zyklus, wie ebenfalls durch besagte Proben dargestellt, reicht.

4. Apparat nach Anspruch 1, 2 oder 3, dadurch gekennzeichnet, daß besagte Mittel im Betriebszustand wiederholt Angaben zur Korrelation zwischen dem P-R-Intervall und der Fetus-Herzfrequenz ableiten, wobei die Korrelation Rückschlüsse auf besagtes Verhältnis zuläßt.

5. Apparat nach Anspruch 4, dadurch gekennzeichnet, daß besagte Mittel aus Werten für das P-R-Intervall und Werten für die Fetus-Herzfrequenz den Koeffizienten für die Pearson- Korrelation ableiten.

6. Apparat nach Anspruch 5, dadurch gekennzeichnet, daß von besagten P-R-Werten und besagten Werten für die Fetus-Herzfrequenz über vorbestimmte Zeiträume im Bereich zwischen 40 und 80 Sekunden Mittelwerte gebildet werden, die dann als Werte für das P-R-Intervall und die Fetus-Herzfrequenz zur Ableitung des Pearson-Koeffizienten genutzt werden.

7. Apparat nach Anspruch 6, dadurch gekennzeichnet, daß zur Ableitung des Pearson-Koeffizienten eine vorbestimmte Anzahl der besagten Mittelwerte im Bereich von 8 bis 12 verwendet wird.

8. Apparat nach Anspruch 2, 3 oder 4, dadurch gekennzeichnet, daß besagte Mittel eine zeitkohärente Filterung der Werte des Fetus-Elektrokardiogramms oder einen dazu äquivalenten Prozeß durchführen, um eine bereinigte Darstellung des Fetus-Elektrokardiogramms zu erzeugen, wobei diese bereinigte Darstellung des Fetus-Elektrokardiogramms zur Ableitung des Signals für das S-T-Intervall und/oder zur Ableitung von Angaben zu besagter Korrelation verwendet wird.

9. Apparat nach Anspruch 8, dadurch gekennzeichnet, daß besagte Mittel eine Folge von digitalen Werten empfangen, die ein Fetus-Elektrokardiogramm darstellen, und weiterhin dadurch gekennzeichnet, daß besagter Prozeß fortlaufend durch Wichtung der Werte mehrerer der jeweils aktuellsten Wertegruppen durchgeführt wird, wobei der Wichtungsfaktor mit zunehmendem "Alter" der Wertegruppe abnimmt, und daß die entsprechenden Werte der Wertegruppen in bezug auf den Spitzenwert der R-Welle summiert werden, um besagte bereinigte Darstellung zu erzeugen.

10. Apparat nach einem der Ansprüche 4 bis 9, dadurch gekennzeichnet, daß er Mittel (17, 18) einschließt, die eine Ausgabe der Korrelation als Histogramm ermöglichen.

11. Apparat nach einem der Ansprüche 4 bis 10, sofern abhängig von Anspruch 2, dadurch gekennzeichnet, daß er Mittel (17, 18) einschließt, die die Ausgabe besagter Elevation des S-T-Intervalls ermöglichen.

12. Apparat nach einem der vorgenannten Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß besagte Mittel im Betriebszustand den R- Spitzenwert jedes Herzzyklus des Fetus anhand eines Algorithmus für signalangepaßte Filter zeitlich bestimmt und anhand von aufeinanderfolgenden R-Spitzenwerten die FHR ableitet.

13. Apparat nach Anspruch 12, dadurch gekennzeichnet, daß besagte Mittel im Betriebszustand zur Bestimmung der P-Welle des FEKG und folglich zur Ermittlung des P-Spitzenwertes ein periodisch wiederkehrendes, temporäres Fenster verwenden, das in bezug auf den R-Spitzenwert positioniert wird.

14. Apparat nach Anspruch 12 oder l3, dadurch gekennzeichnet, daß besagte Mittel im Betriebszustand zur Bestimmung der T-Welle des FEKG und folglich zur Ermittlung der Elevation des S-T-Segments ein periodisch wiederkehrendes, temporäres Fenster verwenden, das in bezug auf den R-Spitzenwert positioniert wird.

15. Eine Methode zur Bereitstellung von Daten für die Gesundheitsüberwachung des Fetus während der Wehen, umfassend die wiederholte Abnahme (26, 47) eines Signals, das das P-R- Intervall des fetalen Herzens darstellt, und die wiederholte Abnahme eines Signals das die Herzfrequenz des Fetus (22, 41) darstellt, dadurch gekennzeichnet, daß sie Meßergebnisse (27, 31, 49) für das Verhältnis zwischen den Änderungstendenzen des P-R-Intervalls und der Herzfrequenz des Fetus und damit Angaben über den Gesundheitszustand des Fetus bereitstellt.

16. Eine Methode nach Anspruch 15, dadurch gekennzeichnet, daß sie wiederholt ein Signal aufnimmt, das die Elevation (28, 29, 30, 48) des S-T-Intervalls des Elektrokardiogramms für den Fetus darstellt.

17. Eine Methode nach Anspruch 16, dadurch gekennzeichnet, daß die Elevation des S-T-Intervalls über einer isoelektrischen Linie bestimmt (48) wird, wobei die isoelektrischen Linie nach digitalen Proben berechnet wird, die ein Fetus-Elektrokardiogramm darstellen, wobei das Intervall vom Ende der T-Welle des dem aktuellen FEKG-Zyklus unmittelbar vorausgehenden Zyklus, wie durch besagte Proben dargestellt, bis zum Beginn der P-Welle des aktuellen Zyklus, wie ebenfalls durch besagte Proben dargestellt, reicht.

18. Eine Methode nach Anspruch 15, 16 oder 17, dadurch gekennzeichnet, daß wiederholt Angaben zur Korrelation zwischen dem P-R-Intervall und der Herzfrequenz des Fetus abgeleitet (27, 49) werden, wobei die Korrelation Rückschlüsse auf besagtes Verhältnis zuläßt.

19. Eine Methode nach Anspruch 18, dadurch gekennzeichnet, daß aus Werten für das P-R-Intervall und Werten für die Herzfrequenz des Fetus der Koeffizient für die Pearson- Korrelation abgeleitet (27, 49) wird.

20. Eine Methode nach Anspruch 16, 17 oder 18, dadurch gekennzeichnet, daß eine zeitkohärente Filterung der Werte des Fetus-Elektrokardiogramms oder ein dazu äquivalenter Prozeß durchgeführt wird, um eine bereinigte Darstellung des Fetus-Elektrokardiogramms zu erzeugen, wobei diese bereinigte Darstellung des Fetus-Elektrokardiogramms zur Ableitung des Signals für das S-T-Intervall und/oder zur Ableitung von Angaben zu besagter Korrelation verwendet wird.

21. Eine Methode nach Anspruch 20, dadurch gekennzeichnet, daß eine Folge von digitalen Werten empfangen wird, die ein Fetus-Elektrokardiogramm darstellen, und weiterhin dadurch gekennzeichnet, daß besagter Prozeß fortlaufend durch Wichtung der Werte mehrerer der jeweils aktuellsten Wertegruppen durchgeführt wird, wobei der Wichtungsfaktor mit zunehmendem "Alter" der Wertegruppe abnimmt, und daß die entsprechenden Werte der Wertegruppen in bezug auf den Spitzenwert der R-Welle summiert werden, um besagte bereinigte Darstellung zu erzeugen.

22. Eine Methode nach einem der Ansprüche 18 bis 21, dadurch gekennzeichnet, daß die Korrelation als Histogramm ausgegeben (50) wird.

23. Eine Methode nach einem der Ansprüche 18 bis 22, sofern abhängig von Anspruch 2, dadurch gekennzeichnet, daß besagte Elevation des S-T-Intervalls ausgegeben (50) wird.

24. Eine Methode nach einem der Ansprüche 15 bis 23, dadurch gekennzeichnet, daß der R-Spitzenwert jedes Herzzyklus des Fetus anhand eines Algorithmus für signalangepaßte Filter (21, 36) zeitlich bestimmt und anhand von aufeinanderfolgenden R-Spitzenwerten (22, 23, 38, 41) die FHR abgeleitet wird.