JP2012502717A - 胎児心拍監視システム - Google Patents

Abstract

母体腹部に接触している変換器を用いた、超音波を使用した胎児心拍数の監視。前記変換器（１１）は、送信増幅器（１２）によって駆動され、受信増幅器（１３）は、前記変換器によって検出されたエコーを増幅する。前記受信ゲートが開いている一方で、復調器（１４）は、前記局部発振器の信号によって、受信された信号を増加する。周波数の合計は、低域フィルタ（１５）によって取り除かれ、一方周波数の差分は、ＡＤＣ（１６）によってデジタル化されるために前記フィルタを介して通過する前記受信信号のドップラー周波数である。前記Ｒｘゲートは、送信パルスの終了後に固定された遅れをオープンする。レンジ・ビンの数は、選択されるとともに、２つのＡＤＣ（１６）読取器が、前記Ｒｘゲート-オープンの間、各ビンに対して実行される。前記ドップラー音信号（非周期的又は周期的）の１つ又は２つは、前記胎児心拍からの信号を含んでいる。周期的な信号が見つかるとき、そのレートは、それが胎児心拍の一般的な範囲内に存在するか又は範囲外に存在するかを確かめるためにテストされる。

Description

本発明は、心拍数、特に胎児の心拍数の監視方法に関する。超音波は、母体腹部に接触している変換器を用いて、胎児心拍を監視するために使用される。前記胎児心拍からのエコーは、心音が聞こえるように処理され、かつ胎児心拍数を決定するために分析される。

ドップラー超音波胎児心拍数監視装置は、高周波音を用いて前記胎児心臓、及び周辺組織に超音波照射（insonate）する。内部組織からのエコーは、反射面及び変換器の相対速度に比例して、ドップラー偏移を受ける。受信された超音波は、可聴範囲まで前記ドップラー信号を変換して復調される；それは、前記胎児心拍がこの方法で聞こえるときに安心感を与える。フィルタは、静止又はゆっくりと動いている組織からの信号を除くために使用され、かつ処理アルゴリズムは、各心音の発生時刻、即ち心拍数を決定するために使用される。

そのような監視装置は、矛盾した要件に悩まされる。使用の平易さ、及び多用途性のために、そのビームは、可能な限り広域であるとともに、十分に深く浸透するべきである。しかしながら、強固なＦＨＲ検出に対し、前記ビームの感知領域は、他の臓器及び動いている組織からのエコーを除くために、胎児心臓の周りで小ボリュームに制限される必要がある。特に、不要なエコーの問題の源は、胎児の手足、母体の血管、消化管、及び多胎妊娠の場合には対象の胎児の兄弟を含んでいる。

その上更に、前記変換器が、母体腹部と連動してわずかに動くとき、一般的には前記母体が位置を変えるとき、大きなドップラー反射が、超音波ビームの範囲内の全箇所から受信される。そのような運動によるアーチファクトは、通常その胎児の信号の何倍も大きく、かつ胎児心拍数の抽出を台無しにするか、又は混乱させる。

いくつかの監視装置では、その超音波受信器を開閉することによって、信号対ノイズ比（SNR）を改善するパルス・ドップラー超音波を使用する。その結果、前記超音波パルスが送信された後、それは一定回数の範囲内で信号を受信するだけである。ゲートの開閉回数は、前記超音波に対する所望の変化に対応して選択され、かつ従って前記超音波ビームに対する最大及び最小の動作範囲を決定する。近傍の組織からのエコーは、検出されるために届くのが早すぎ、一方遠くのエコーは届くのが遅すぎる。他の範囲からの不要なエコーを除く一方で、受信ゲートのタイミングは、固定されているか、又は前記胎児心臓の位置からのエコーを収集するために、アルゴリズムの制御下で変化する場合がある。

いくつかのシステムでは、超音波周波数の選択肢を提供する。このことは、組織内での超音波の減衰は周波数と比例する、すなわち、より低い周波数変換器からの音は、より高い周波数に比べより深く浸透するため、有用である。従って、ユーザは、最大距離を要求するとき（例えば、太りすぎの妊婦に対するとき）、低周波数を選択することになる。しかし、痩せた妊婦においては、深部器官又は組織から不要なエコーを抽出することを避けるために、より高い周波数を選択することになる。

前記信号が母体の血管及び胎児の心臓からの混在したエコーを有するとき、固定された、広域の受信ゲートを有するシステムは、正確な胎児心拍数を抽出することが困難になる場合がある。前記ビームが、前記胎児の心臓を正確に狙い付けられていないとき、かつ前記胎児心拍が、母体の信号の振幅に対してより小さいか、又は同程度であるとき、このことは特に問題となる。

適応性のある受信ゲート・タイミングを有するシステムは、前記受信ゲートを狭めるとともに、前記胎児心拍（少なくとも１次元−変換器からの距離において）を探知することが可能である。そのことは、固定された、広域の受信ゲートを有するシステムよりも良好なＳＮＲをそれらに与える。しかしながら、この強度が微弱であることもある。信号源に照準を合わせるとともに、他の深度からの信号を無視することによって、前記システムが間違った信号に誤って照準を合わせる可能性がある；最も一般的には、これは、母体の血管である。例えば、図１に図示されているような従来技術のシステムでは、前記変換器（２）は、前記母体腹部（１）に不正確に置かれており、その結果前記ビーム（３）は、前記胎児心臓（６）に超音波照射されない。前記母体の下行大動脈（４）は、前記ビーム（３）の範囲内にあり、かつ母体心拍数は、前記システムとって利用可能な唯一の周期的信号であるため、前記システムは母体心拍数を検出する。確かに、それは有効な胎児信号を有するので、前記システムは、前記感応容積が前記領域（５）に限定されるまで、自身の受信ゲートを狭める。前記変換器は、続いて図２に図示されているように正しい位置に移動させられるときでさえ、胎児心臓は今ではビーム（３）の中にあるが、前記心臓が感知領域（５）の内側にないため、前記システムは、前記胎児心臓（６）を検出しない。この間違った状態はいつまでも持続する。

本発明は、改善することを目的とする。

従って、本発明は、複数のレンジ・ビンの１つに割り当てられた各デジタル値を用いて、ゲート−オープンの間に、アナログ−デジタル変換器（ADC）によって繰り返しデジタル化された出力を有する、単一で、固定された、広域の受信ゲートを具備する単一の受信回路を有する超音波を使用した胎児心拍監視システムを提供する。

好ましくは、各レンジ・ビンは、１つのＡＤＣサンプルを受信するように構成される。
より好ましくは、２以上のＡＤＣサンプルが、各ビンに割り当てられ、その結果、各ビン内のサンプルは、各ビン内で単一の信号を生成するために、標準ノイズ低減技術を使用して処理される。

好ましくは、異なった利得が、より高い周波数の変換器の減衰特性をシミュレートするために、各レンジ・ビンに印加される。このことによって、前記ユーザは、追加の変換器のコストを負担することなく、前記超音波ビームの有効な浸透特性を選択できる。この能力は、他の周波数のプローブをシミュレートすることに制限されず、そのため任意の減衰特性を生成することが可能である。

もう一つの方法として、前記レンジ・ビン内の個々の感度は、検出される信号のために要求されるしきい値を調節することによって、又は各レンジ・ビンに異なる重みを加えることによって調整される。このことは、それを減衰させることによって、前記信号を劣化させず、かつより計算上の効果が高くなるという利点を有する。

好ましくは、前記レンジ・ビンは、それらのビンの深度の範囲に対応する混成信号を再生成するために、２つ一組、３つ一組、又は任意の数のグループで組み替えられる。

好ましくは、前記レンジ・ビンは、より周波数の高い超音波の使用をシミュレートするか、又は任意の減衰特性を生成するために、各ビンへ個々の減衰要因を加えた後、組み替えられる。

より好ましい実施形態では、前記レンジ・ビン全体での信号の振幅は、変換器の動きによって引き起こされるアーチファクトの存在を示す、前記レンジ・ビン全体にわたる振幅の任意の急上昇を検出するために比較される。

好ましくは、前記アーチファクトの振幅は、単純なオン／オフ表示ではなく数値として検出される。そのような数値は、ハードウェア又はソフトウェアのいずれかにおいて実行される自動利得回路（AGC）の変化制御として使用することができる。このことは、アーチファクトが前記心拍数検出処理にわずかしか混乱を引き起こしていない間に、回路又はアルゴリズムの感度を減少させる利点を有する。そのようなＡＧＣなしでは、アーチファクト信号は、一般の胎児心拍より１桁又は２桁大きく、かつフィルタ又は回路に過負荷をかけるとともに、回復にいくらかの時間を要するしきい値を変更することによって、心拍数検出処理を混乱させる可能性がある。ＡＧＣがあると、前記アーチファクトは、減衰されるか又は完全に取り除かれるとともに、回復時間が短縮される。

好ましくは、前記ドップラー信号のボリュームは、アーチファクト発生の間に変調される。アーチファクトは、一般に胎児心音よりも著しく音量が大きく、かつ聞くことを妨害している可能性があり、並びにオーディオ増幅器においてクリッピング及び歪みを引き起こす可能性がある。アーチファクトの間前記ボリュームを下げることによって、前記音出力は、快適なレベルで維持されるとともに、より快適なトーンを有する。

本発明のより好ましい実施形態は、以下の図面を参照しつつ、次に記載される。

図１は、従来の胎児心拍監視システムを示す図である。 図２は、間違った位置にある受信ゲートを有する図１の監視システムを示す図である。 図３は、本発明に基づく胎児監視システムを示す図である。 図４は、本発明のより好ましい実施形態を示す図である。 図５は、図４の実施形態に基づく受信ゲートの開閉を示す図である。

図３を参照すると、本発明は、前記ビームが４つの感知領域（それより多く又は少なくすることも可能である）に区分されるマルチゲートを使用する。前記ゾーン（７・８・９・１０）は、分かりやすくするために重ならないように図示されている。しかし、各ゲートの開閉時間を適切に選択すること、及び送信パルスの期間を考慮することによって、前記ゾーンは、任意の所望範囲で重なるように、又は実際にはそれらの間に隙間を持たせるように形成することが可能である。

この実施形態では、１つの受信信号は、各深度別に４つの構成要素に分割される。適応性のあるレンジ・ゲートのように、各信号は、それがより小さな音量から始まるため、減少したノイズ・レベルの恩恵を受ける。ゲート１・３（７・９）は、単に非周期的なノイズを有する。ゲート２・４（８・１０）は、胎児及び母体の心拍数と推測される周期的な信号を有する。前記信号は既に空間的に分離されてしまっているため、標準的な心拍数アルゴリズムは、両方の心拍数を同時に、かつ混同せずに抽出可能である。更に、処理は、どちらの信号が、胎児からの信号か決定するように要求される；このことは、深さ及び信号振幅のようないくつかの判断基準に基づいて決定される。

本発明はまた、上述の構成を単純化することを盛り込んでいる。各レンジ・ゲートのための入力アナログ回路の複製コストは、軽微でなく、かつ多数のゲートを使用しないことで緩和される。しかしながら、同効果が、前記ゲート−オープンの間に、アナログ−デジタル変換器（ADC）によって繰り返しデジタル化された出力を有する、単一の固定された広い受信ゲートを具備する単一受信回路を使用することによって達成される。各デジタル値は、複数のレンジ・ビンの１つに割り当てられる。

最も単純な事例では、各レンジ・ビンは、１つのＡＤＣサンプルを受け取る。しかしながら、ＳＮＲは、２以上のＡＤＣサンプルを各ビンに割り当てることによって、更に改善される。各ビンの中の前記サンプルは、各ビン内で単一の信号を生成するために、フィルタ処理、平均化等の任意の標準ノイズ除去技術を使用して処理される。

本発明のより好ましい実施形態では、図４に図示されているように、変換器（１１）は、局部発振器（１８）からのトーン・バースト方式の１ＭＨｚの搬送波を用いて、送信増幅器（１２）によって駆動される。そのパルス間隔は６４μsであり、かつ前記繰り返しレートは３ｋＨｚである。受信増幅器（１３）は、前記変換器によって検出されたエコーを増幅する。前記受信増幅器は、一旦そのパルスが終了すると、十分急速に回復するという条件で（しかし、このことは必要ではないが）、送信パルスの間、ブランキングしてもよい。前記受信ゲートが開いている一方で、復調器（１４）は、局部発振器の信号によって、受信信号を増加する。出力は、周波数の合計及び差分である。前記合計（約２ＭＨｚである）は、低域フィルタ（１５）によって取り除かれ、一方前記差分は、ＡＤＣ（１６）によってデジタル化されるために前記フィルタを通過する前記受信信号のドップラー周波数である。

前記ＡＤＣ変換のタイミングは重要である。図５は、前記送信パルスの終了後に固定の遅延時間で開くＲｘゲートを図示している。この時間は、検出可能な最も近くの信号源を決定する。同様に、前記Ｒｘゲートの閉鎖は、検出可能な最も遠くの信号源を決定する。Ｒｘゲートの内側で、Ａ乃至Ｄの一連の変換は、前記変換命令信号によって実行され、時間調整される。本発明の詳細な実施形態では、レンジ・ビンの数は、６つであるとともに、２回のＡＤＣ読取が各ビンに必要である。１２回のＡＤＣ読取は、前記Ｒｘゲート-オープンの間、１６μs間隔で実行される。ノイズを減らすために、各ビンの中の２回の読取は、平均化される。本実施形態では、この動作は、ハードウェアである加算器回路によって実行されるが、しかし同様にソフトウェアで行ってもよい。

前記送信パルスは、２つのレンジ・ビンと持続時間が等しいので、隣接ビンの感知領域は、重なっている。従って、単一の地点の波源が、常に２つの隣接ビン内に出現する。このことは、本発明の必須の部分ではないが、この実施形態では、ビンの隣接ペアにおける信号を一緒に組み合わせる（６つのビンから合計５つの組み合わせられた信号を生成する）ことによって、ＳＮＲレートを更に改善することが可能である。具体的に言うと、第一組み合わせ信号は、ビン１及び２を組み合わせることによって発生し、第二組み合わせ信号は、ビン２及び３から発生している（以降同様に続く）。本実施形態では、この動作は、ソフトウェアによって実行されるが、しかし同様にハードウェアで行ってもよい。

本システムのこの時点で、１つ又は恐らく２つは、胎児心臓からの信号を含む５つのドップラー音信号が存在する。残りは、非周期的又は周期的である不要な信号を含んでいる。各信号は、超音波心拍数検出器における一般的な方法を使用することによって、同様の方法で処理される：すなわち、信号は、帯域通過フィルタ処理、整流処理（rectified）、及びエンベロープ処理される。アルゴリズムは、ピーク検出法、自己相関法、整合フィルタリング等のような一般的な標準技術を使用して、エンベロープ信号内の周期的な動きを求める。周期的な信号が見つかるとき、そのレートは、テストされるとともに、それが胎児心拍の一般的な範囲（毎分３０〜２５０拍）外に存在する場合、取り除かれる。発見された各受信可能なレートに対して、品質因子は、振幅、レートの安定性（steadiness）、レートの持続期間、背景のノイズ・レベル、又はアーチファクトの存在を踏まえた判断基準に基づいて、一般的な超音波心拍数監視装置によって計算される。決定ロジックは、各レート検出器の出力を比較するとともに、品質因子に基づく最適なレートを前記ユーザに提供することである。

信号上の不要なアーチファクトは、以下のように前記心拍数検出器処理の前に取り除かれる。６つのレンジ・ビン信号の各々は、２、３msの時定数を用いて、全波整流処理及び低域フィルタ処理をされる。このことは、ある程度の各信号の準即時振幅（the quasi-instantaneous amplitude）を生成し、そのため、それは７５Ｈｚのレートでサンプリングされる。数秒の時定数を用いた更なる低域フィルタ処理は、各レンジ・ビンにおいて、前記信号の長期的な平均振幅を計算する。準即時振幅の長期的な振幅に対する比は、前記信号の可変性の度合いである。一般的な胎児心拍の信号に対して、可変性の値は、２から４の範囲内である。ランダム・ホワイト・ノイズは、およそ１の可変性を有する。振幅を急激に変化させる信号は、可変性の高い値を有する。アーチファクト検出器では、６つの可変性の値の積が計算される。２つの隣接ビン内の胎児心拍と、残り４つのノイズという場合、前記積の通常値は、１６より下である。しかしながら、前記変換器が移動すると、全てのレンジ・ビンは、振幅の突然の増加を認識するとともに、前記可変性値の積は著しく増加する；数百、又は多くの場合数千以上の値が認められる。したがって、このことは、アーチファクトに対して非常に感度の高いテストである。前記可変性値の積が、およそ１６乃至１０００の妥当な範囲内で、適切なしきい値を超えるとき、アーチファクトフラグが設定される。

偽陽性アーチファクトの検出は、前記データ上のノイズ・スパイクによって引き起こされる可能性がある。これらは、単に持続するアーチファクトが検出されるような形態的（morphological）なフィルタ（円形、１００ms、ボトム・フィルタ）によって取り除かれる。

前記レート検出処理へのエンベロープ・ドップラー信号入力の利得は、しきい値以上のアーチファクトの信号の高さに基づいて減少する。このように、アーチファクトのないドップラー信号は不変であるが、しかし前記アーチファクト検出器を動作させた信号は、比例して減少する。数百の相対的に弱いアーチファクト表示でさえ、前記システムのノイズ・フロア（floor）の下まで前記アーチファクト信号を減少させるのに十分であり、その結果妨害からレート検出器を十分に保護する。実際問題として、限定された時定数フィルタによるアーチファクトの検出において、短い遅延が起こるとともに、アーチファクトの発現は、削除されない。しかしながら、前記システムは、前記利得減少が完全に前記アーチファクトと連携するように選択された短い遅延を介して、ドップラー・エンベロープ信号を送る。

同様に、前記オーディオ信号は、前記アーチファクト検出器によって制御される。音量は、前記アーチファクト信号がしきい値より下のとき、通常最大にセットされる。しかしながら、前記アーチファクト信号がしきい値より上まで増加すると、利得は、しきい値より上のアーチファクトの高さに比例して下がる。しかしながら、レート検出器と異なり、アーチファクトの間中のオーディオを完全に沈黙させることは、無理であるとともに、最小音量レベルが追加され、その結果アーチファクトが、不快な大音量なしに今まで通り聞き取ることができる。さらに、前記アーチファクトは、遅延処理によって開始後にわずかに検出される。補償はここにも加えられる；前記システムの音声信号パスは、デジタルであるため、前記音声信号が緩和され、かつコーデックに出力する場所で、自然な遅延が発生する。前記音量の調整は、処理中の時間損失を埋め合わせるために、直接コーデックに入力され、その結果前記音量の変化は、完全にアーチファクトの音に適合する。

１１ 変換器
１２ 送信増幅器
１３ 受信増幅器
１４ 復調器
１５ 低域フィルタ
１６ ＡＣＤ
１８ 局部発振器

Claims (10)

1. 複数のレンジ・ビンの１つに割り当てられた各デジタル値を用いて、ゲート−オープンの間に、アナログ−デジタル変換器（ADC）によって繰り返しデジタル化された出力を有する、単一で、固定された、広域の受信ゲートを具備する単一の受信回路を有する超音波を使用したことを特徴とする胎児心拍監視システム。
2. 各レンジ・ビンは、１つのＡＤＣサンプルを受信するように構成されることを特徴とする請求項１に記載の胎児心拍監視システム。
3. ２以上のＡＤＣサンプルは、各ビンに割り当てられ、その結果各ビン内の前記サンプルは、各ビン内で単一の信号を生成するように処理されることを特徴とする請求項２に記載の胎児心拍監視システム。
4. 異なる利得が、各レンジ・ビンに印加されることを特徴とする、請求項１、２又は３に記載の胎児心拍監視システム。
5. 前記レンジ・ビンにおける個々の感度は、検出される信号に要求されるしきい値を調節するか、又は各レンジ・ビンに異なる重み付けをすることによって調節されることを特徴とする、請求項１〜４のいずれか１項に記載の胎児心拍監視システム。
6. 前記レンジ・ビンは、それらのビンの深度の範囲に対応する混成信号を再生成するために、２つ一組、３つ一組、又は任意の数のグループで組み替えられることを特徴とする請求項１〜５のいずれか１項に記載の胎児心拍監視システム。
7. 前記レンジ・ビンは、より周波数の高い超音波の使用をシミュレートするか、又は周期的な減衰特性を生成するために、各ビンへ個々の減衰要因を加えた後、組み替えられることを特徴とする請求項６に記載の胎児心拍監視システム。
8. 前記レンジ・ビン全体での信号の振幅は、変換器の動きによって引き起こされるアーチファクトの存在を示す、前記レンジ・ビン全体にわたる振幅の任意の急上昇を検出するために比較されることを特徴とする請求項１〜７のいずれか１項に記載の胎児心拍監視システム。
9. 前記アーチファクトの振幅は、単純なオン／オフ表示ではなく数値として検出されることを特徴とする請求項８に記載の胎児心拍監視システム。
10. ドップラー信号の音量は、アーチファクト発生の間に変調されることを特徴とする請求項８又は９に記載の胎児心拍監視システム。

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