JPH01110344A - 分娩中の胎児の監視 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるた
め要約のデータは記録されません。

Description

【発明の詳細な説明】 本発明は分娩中の胎児の健康の監視に係る。

本発明者は、ＰＲ間隔（即ちＰ波のピークとＲ波ピーク
との間の時間間隔−第３図参照）として知られる胎児の
心電図（ＦＥＣＧ）の部分の変化が胎児の血液の酸−塩
基状態の悪化を予告することを知見した。ＰＲ間隔の変
化に関する従来の報告は少なく、又は一部は矛盾してい
る。１９７４年以前で分娩中の測定記録の分析に立脚す
ると考えられる文献としては、ＰＲ間隔の長さ及び胎児
の心拍数（ＦＩＩＲ）の間の直接相関（但し、胎児の頻
拍があった場合は除く）が報告されており、一方ではＰ
Ｒ間隔はＦＨＲの減速と共に短縮したとも報告されてい
る。別の文献ではアシド−シスに伴うＰＲ間隔の短縮が
指摘されており、更に別の文献は分娩終了に向かって減
少するＰＲ間隔の長期傾向を報告している０分娩中のＦ
ＨＲの減速に伴うＰＲ間隔の短縮又は延長も別に報告さ
れている。

本発明の第一の態様によると、分娩中の胎児の健康を監
視する方法が提供され、該方法は、胎児の心臓のＰＲ間
隔を表す信号を反復的に誘導する段階と、胎児の心拍数
を表す信号を反復的に誘導する段階と、胎児の健康の指
標を提供するべくｐ−Ｒ間隔と胎児の心拍数又は胎児の
心臓の運動の反復周期との変化の方向の関係の指標を反
復的に提供する段階とを含んでいる。

本発明の第二の態様によると、分娩中の胎児の健康を監
視するための装置が提供され、該装置は、胎児の心臓の
ＰＲ間隔を表す信号を反復的に誘導するための手段、胎
児の心臓の周期を表す信号を反復的に誘導するための手
段、及び胎児の健康の指標を提供するべく　ＰＲ間隔と
心拍数又は胎児の心臓の運動の反復周期との変化の方向
の関係の指標を反復的に提供する手段を備える。

該指標の提供に当たり、胎児の心臓の周期を表す信号と
しては通常ＦＨＲが使用される。

該手段は通常少なくとも１個の集積回路プロセッサを含
むプログラム化専用コンピュータを含んでおり、本発明
の方法及び装置の両者において該信号は通常オペレーテ
ィングコンピュータに存在するディジタル信号である。

好ましくは本発明の方法は、ＰＲ間隔の期間とＦＩＩＲ
又はＦＥＣ［：の反復周期との相関の指標を誘導し、該
関係の指標を提供する段階を含んでいる。本発明の装置
は、好ましくは該相関を誘導するための手段を含んでい
る。

本発明者は、健康な胎児ではＰＲ間隔の期間とＦＩＩＲ
との相関が負であるが、低酸素症を示すアシド−シスが
発生するとこの相関は正になることを発見した。即ち、
本発明者は、ＰＲ間隔がＦＨＲの低下と共に拡張又は短
縮し得ること、及び前者は健康な胎児の指標となり、後
者は低酸素症の危険があることを発見した。

もっとも、例えば１０分程度の比較的短い時間ならば健
康な胎児にもＰＲ間隔の期間とＦＩＩＲとの間に正の相
関が生じることがあり、従って、アシド−シスが発生し
たと判断する前に例えば３０分程度の比較的長時間の正
の相関が現れるべきである。その場合も、アシド−シス
を確認する前にＦＥＣ（：のＳ−Ｔ間隔の高さの著しい
低下を待つことが賢明であると考えられる。

従って、本発明の方法は好ましくは、Ｓ−Ｔ間隔の高さ
を反復的に測定する段階を含んでおり、同様に本発明の
装置は好ましくはＳ−Ｔ高さを反復的に測定する手段を
含んでいる。

従って、本発明の重要な利点は、ＦＩＩＲ及びＰＲ間隔
の量が反復的に測定され、相関がオンラインで誘導され
るとき、これらの量の相関値により胎児の低酸素症の確
実な指標が与えられるという点にある。Ｓづ間隔の高さ
のオンライン指標も与えられるなら、特に有利である。

本発明の方法及び装置がアシド−シスの検出で使用され
得る理由は以下の生理学的説明により理解されよう、正
常な酸素供給下では、ＰＲ間隔と心拍数との間には運動
時の成人にａ察されるような負の相関が存在する。運動
によりアドレナリンが増加し、心拍数が増加すると共に
ＰＲ間隔が減少する０分娩初期では呼吸は好気性であり
、ＦＨＲとＰＲ間隔との間に「正常」な負の相関が現れ
る。

分娩の第２段階では、胎児に供給さ°れる血中の酸素濃
度は低下する傾向があり、従って、このような状況では
一般にアドレナリンが生成される。その結果、Ｆ）ＩＲ
が増加し、ＰＲ間隔が低下する。一方、酸素供給が低下
し続け、低酸素症が進行し始めると、胎児は嫌気性呼吸
に変わり、その結果、乳酸が生成され、アシド−シスが
出現し始める。酸素併給が低いと胎児の心拍数は低下し
、胎児によりアドレナリンが生成されると予想され、Ｐ
Ｒ間隔は短縮する。しかしなから、アドレナリン濃度が
高いため、胎児の心拍数は大幅には増加せず、予想され
るＦＩＩＨの増加は低酸素供給により無効にされると考
えられる。従って、ＦＨＲとＰＲ間隔との負の関係は逆
転し、胎児の心拍数はＩ’−Ｒ間隔に正に相関する。部
分的及び完全な急性低酸素症の症状のヒツジ胎児からの
測定記録の結果は、乳酸生成時にＦＩＩＲとＰＲとの相
関に変化が生じることを示唆している。

ＦＩＩＲとＰＲ間隔との相関係数は伝導指数（Ｃｏｎｄ
ｕｅ−ｔｉｏｎ　Ｉｎｄｅｘ）として発明者に知られて
おり、上記の説明によると、伝導指数はある程度嫌気性
呼吸が生じている胎児、即ち、分娩中に低酸素症の危険
がある胎児を同定すると考えられる。

好ましくは、本発明の方法（及び装置）は指数としてピ
アソン相関係数を誘導することにより伝導指数を検出す
る段階（又は検出手段）も含んでいる。

この係数の式は追って示す。

規定のように、ピアソン係数はＰＲ間隔とＦＩＩＲとの
相関係数の計算を必要とする。これはリアルタイムで瞬
時に実施することができる。典型的には、これらの２つ
の量を約１分（１分±２０％）間平均化し、１０対前後
（１０±２）を使用してピアソン係数を計算する。この
手順は十分な臨床感度を維持しながらスプリアスレスポ
ンスを除去する一種のフィルターとして機能する。胎児
の窮迫の変化に応答して伝導指数の感度を変えるために
、時間間隔及び対の数を変えることもできる。

本発明の別の利点は、伝導指数がこのように計算される
ならば、非常に複雑な処理を使用せずに必要な量が得ら
れ、従って、経済的に妥当な監視装置を製造することが
できる。また、伝導指数は一時的な撹乱による変化に過
度に左右されずに傾向を示す表示が可能である。本発明
の装置は伝導指数、Ｓ−Ｔ高さ、胎児の心拍数及び子宮
内圧（ｒ［ＩＰ）を適宜表示することができる。後者２
つの量は最近では胎児の健康の指標として疑問視されて
いるが、従来手段との連続性を与えるためには表示され
るべきであると考えられる。

以下、添付図面を参考に本発明の具体例を例示として説
明する。

第１図中、頭皮電極１０は分離増幅器８（３ｄＢだけ利
得の下がった２点−間の周一数が０．７８Ｈｚ〜２５０
１１ｚ及びプロセッサシステムに接続されている。図面
ではプロセッサシステムの要素として主要なもののみを
示しており、即ちプロセッサ１２、データバス１５及び
アドレスバス１６により接続されたランダムアクセスメ
モリ（ＲＡＭ＞１３及びリードオンリーメモリ（ＲＯＭ
）１４を示している。プロセッサシステムは更に、配線
１８によりビジュアルデイスプレィユニット（ＶＤＵ）
１９に接続された集積グラフィック回路１７を含んでい
る。プロセッサは１個だけを示し、ＮＥＣ型ＮＳ　３２
−１６プロセツサを使用できるが、場合によっては数個
のプロセッサを使用したほうが好都合である。また、集
積グラフィック回路１７の代わりに数個の相互接続され
た集積回路を使用してもよい。

必要に応じて分離増幅器８は、トランスデユーサからバ
ス１５に接続された出力を有する別のアナログディジタ
ル変換器（図示せず）に子宮内圧信号を搬送し得る。

ＲＯＭ１４は第２図、又は第５ａ図及び第５ｂ図のアル
ゴリズムを実施するプログラムを含んでいる。

周知のように、フィルタは呼び出しを発生するように、
即ち特定の波形がフィルタに加えられると短い間隔で高
振幅二方向性パルスを供給するように設計され得る。こ
のようなフィルタはディジタル形でもアナログ形でもよ
いが、波形に整合されるべきであると言え、整合フィル
タとして知られている。動作中、分娩中−の胎児のＦＥ
ＣＧのサンプルは頭皮電極１０及びアナログディジタル
変換器１１によりプロセッサ１２に加えられる。　ＰＩ
ＦＯ９の使用は第２図のアルゴリズムに従って随意であ
る。第２図のオペレーション２１において、プロセッサ
は多数の胎児から誘導された平均化又は標準化ＦＥＣＧ
に整合されたディジタル整合フィルタサブルーチンを実
行する。その結果、整合フィルタサブルーチンの出力は
呼び出しに対応するピーク値を含んでおり、これらのピ
ーク値は雑音を減少させるために強化されたＦＥＣＧ波
形の例である第３図のＲピークに対応する。

オペレーション２２において、プロセッサ１２は後続す
るＦＥＣＧ波形のＲピークの間の間隔を誘導し、同一の
オペレーションで誘導値は１分間計算されたＦＨＲに変
換される。　ＦＨＲの平均値を得るためには、ＦＨＲが
決定される毎に該値を前の値に加え、これは１分間の間
隔が経過して合計値が読み出され且つ合計がゼロにリセ
ットされるまで続けられる（オペレーション２３）。

アナログディジタル変換器１１からの全ＦＥＣＧサンプ
ルはＲＡＭ１３の一部に記憶されるが、Ｒピークが呼び
出しにより検出されると、Ｐ波の始め（Ｒピークから約
１５０ｎ＋ｓｅｅ前）からＴ波の終わり（Ｒピークから
約１２５ｍ５ｅｅ後）までのＦＥＣＧ波形に対応するサ
ンプルはＲＡＭ１３のバッファ部分に転送され、バッフ
ァの各ロケーションは後続波形の別のサンプル、従って
別の時間に対応する。

Ｐ波に対応するサンプルを含むバッファの部分は、Ｐ波
を平均化する窓と見なされ得る。１分間隔毎に発生する
各ＦＥＣＧは前のＦＥＣにと同様に対応するロケーショ
ンのＲピークと共にバッファに転送される。連続するＦ
ＥＣＧの窓の対応するバッファロケーションの内容が加
えられ、１分間平均化されたＰ波が提供される（オペレ
ーション２４）。二重微分アルゴリズムは平均化された
Ｐ波のピークを検出しくオペレーション２５）、Ｐ波の
ピークを記憶するバッファ内のロケーションはＲピーク
を含むロケーションであることが判明したので、ＰＲ間
隔はオペレーション２６で単に一方のロケーションのア
ドレスを他方のロケーションから控除することにより見
いたさ′れる。

オペレーション２３及び２４のようにＰＲ間隔及び胎児
の心拍数を１分間平均化することにより雑音を減少させ
る。

オペレーション２７では、オペレーション２３〜２６で
誘導された夫々１分間の平均ＰＲ間隔及び平均ＦＩＩＲ
の前の１０個の値を使用してピアソン相関係数　　−を
誘導することにより伝導指数が得られる。ピアソン係数
の式を以下に示す。

式中、Ｎは１０分間隔の間に設定されたデータを形成す
るＦＩＩＲ及びＰＲ平均間隔の数である。

Ｓ−Ｔセグメントに対応する別の一連のバッファロケー
ションがこのセグメンＩ・の窓を形成する。

ＦＥＣＧがバッファに読み込まれる毎にこれらの窓ロケ
ーションの内容は１分間の間隔にわたって加算され（オ
ペレーション２８）、Ｑ−Ｒ−Ｓ複合の最大領域の百分
率として表わされる（オペレーション２９）。

平均化プロセスは雑音を減少させるが、擬似信号を更に
減少させるためには、オペレーション３０で平均Ｓ−Ｔ
高さにカルマンフィルタールーチンを施すことができる
（例えば−１ｌｌｉａ＋ｍ　Ｓ、　Ｃｏｏｐｅｒ著、Ｒ
ｅｖｉｅｗ　　ｏｆ　　５ｃｉｅｎｔｉｆｉｃ　　Ｉｎ
ｓｔｒｕｍｅｎｔｓ、１９８６゜Ｖｏｌｕｍｅ　５７．
　Ｎｏ、１１．２８６２−２８６９頁”Ｕｓｅ　ｏｆ　
ＯｐｔｉｏｎａｌＥｓｔｉｍａｔｉｏｎ　　Ｔｌ＋ｅｏ
ｒｙ、　　Ｉｎ　　ｐａｒｔｉｃｕｌａｒ　　ｔｌｔｅ
　　Ｋａｌｍａｎｆｉｌｔｅｒ、ｉｎ　　Ｄａｔａ　　
Ａｎａｌｙｓｉｓ　　ａｎｄ　Ｓｉｇｎａｌ　　Ｐｒｏ
ｃｅｓ−ｓｉｎｇ”、並びにに、Ｃ，５ｂｅＬ及び［１
，Ｖ、　Ｒａｏ著、ＩｎＬ。

Ｊｏｕｒｎａｌ　　ｏｆ　　Ｅｌｅｃｔｒｏｎｉｃｓ、
１９８５．Ｖｏｌｕｍｅ　５９゜Ｎｏ、６．　６５７−
６６５頁°°八ｎへ　Ｏｖｅｒｖｉｅｗ　　ｏｆ　　ｔ
ｈｅ　　Ｋａ１ｍａｎ＾１ｇｏｒｉｔｈｍ”参照）。

相関指数及びＳ−Ｔ高さを決定したら、ＶＤυ１９を制
御する集積グラフィック回路１７に適当な値を伝送する
ことにより、オペレーション３１でこれらの量が表示さ
れる。デイスプレィ（第４図参照）は、伝導指数のヒス
トグラム及びＳ−Ｔ高さの１分値を示す。

区側では、伝導指数は分娩が開始してから５時間１０分
まではほぼ負であるが、その後正になり、アシド−シス
の可能性が現れる。更に１時間経過すると、Ｓ−Ｔ高さ
は急激に低下し、（後で確認されたように）この分娩に
アシド−シスが認められる。

第２図の方法では、ＦＩＩＲ及びＰＲ間隔は夫々１分間
平均化されるが、胎児の一心拍から次の心拍の間のこれ
らのパラメーターの変化を検出するほうがよいと考えら
れる。従って、本発明の別の好適な実施方法を第５ａ図
及び第５ｂ図に関して説明する。

第１図の＾／Ｄ１１からの出力はＰＩＦＯ９に記憶され
、３２分毎にプロセッサ１２に割込が発生される。プロ
セッサが割込を受け取ると、プロセッサが別の割込を即
座に禁止されるような割込サービスルーチの１６個のサ
ンプルは４個のＦＥＣＧ波形を保持することが可能な（
ソフトウェアにより形成され且つＲＡＭ１３の一部を形
成する）入力バッファにロードされる。バッファの入力
指針は１６だけ増加し、従って、指針はバッファの次の
入力位置を指す。一方、指針はバッファの端部に達する
と、最初にリセットされる。データがバッファに転送さ
れると、プロセッサ１２は第５ａ図〜第５ｂ図のフロー
チャートを有する主ルーチンに戻る。

ＦＥＣＧ波形はしばしば地の雑音に隠れ、ＱＲ３複合の
みが認識可能な要素となる。その検出には、未処理信号
中のＦＥＣＧ波形の存在が必要である。ＱＲＳ複合を認
識するためには多数の方法を使用することができ、この
ような方法としては例えば単純なレベル検出法や鋳型整
合法がある。しかしなから、好適方法は上述のような整
合フィルタを使用する方法である。胎児のＱＲＳ複合の
スペクトル分析は、周波数容量は主に１７〜３０１１ｚ
の周波数帯域に制限される。′Ｎ合フィルタはＱＲＳ複
合のスペクトルに正確に整合する通過帯域を有するよう
に設計され、ハードウェア回路網及びソフトウェアプロ
グラミングにより実行され得る。当然のことながら本具
体例では整合フィルタは、プロセッサ１２をプログラム
するソフトウェアにより実行される。使用されるディジ
タル整合フィルタは５０Ｈｚ除波（ノツチ）フィルタ、
２個の二極バターワース（Ｂｕｔｔｅｒｗｏｒｔｈ）低
域ディジタル回帰フィルタ及び２個の二極バターワース
高域回帰フィルタを含む。５０　ＩＩ　ｚ除波フィルタ
は主電源により発生された干渉を除去し、２個の二極低
域回帰フィルタは相互に縦続され、３０１１ｚを越える
高い周波数の雑音を拒絶する四次フィルタを形成し、２
個の二極バターワース高域フィルタは相互に縦続され、
直流ドリフトを制限し且つ１７１１ｚ未満の低周波数雑
音を拒絶する。バターワースフィルタに必要なフィルタ
係数は、Ｍ、Ｈ。

＾ｋｒｏｙｄ著”Ｄｉｇｉｔａｌ　Ｆｉｌｔｅｒｓ：　
Ｃｏｍｐｕｔｅｒｓ　ｉｎＭｅｄｉｃｉｎｅ　５ｅｒｉ
ｅｓ”（Ｄ、Ｗ、Ｈｉｌ１編）、Ｂｕｔｔｅｒｗｏｒｔ
ｈｓ。

１９７３により与えられるソフトウェアルーチンを実行
することにより計算され得る。従って、第５ａ図のオペ
レーション３５では、データは入力バッファから読み出
され、整合フィルタルーチン３６で使用される。未処理
データのスペクトルがフィルタルーチンの帯域に整合す
るなら、出力サンプルは「呼び出しＪ出力、即ち数サイ
クル後に減衰する比較的高い振幅の振動を示す。ＱＲＳ
複合の試＠３７は、「呼び出し」を示す閾値レベルを越
えるフィルタルーチンからのディジタル出力を試験する
ことにより実施される。

閾値を越えている場合、整合フィルタで使用されるべき
最新のサンプルは第３図のＲピークと見なされ、入力バ
ッファ中のその位置は多数のＲピーク指針の１つとして
記憶される（オペレーション３８）。こうしてＦＥＣＩ
；波形又は複合はＲピークに先行する１００個のサンプ
ル及び入力バッファ中のピークに後続する１５０個のサ
ンプルであるとして確認される。

Δ／Ｄ１１に到達する信号の信号レベルを変化させるた
めには、ＱＲＳ複合の検出の閾値レベルを可変にするこ
とが好ましい。例えば監視の初期に初期レベルを適当な
値に設定した後に、夫々新しい最大レベルから固定量を
控除することにより、夫々新たに検出されたＱＲＳ複合
の最大レベルに従って閾値レベルを変化させることがで
き、固定量は２つの連続するＱＲＳ複合の最大出力の間
の最大変化よりも大きい値に設定される。例えば電極と
胎児の頭皮との間の接触の不良により信号強度の急激な
低下が生じると、もはや閾値を越えることはなくなり得
る。この問題を解決するためには、閾値を越えない場合
にＱＲＳ複合検出が再開するまで閾値レベルから固定量
を減衰させればよい。一方、雑音の検出を防ぐためには
、最小閾値レベルが提供され得る。更に、雑音スパイク
が検出される場合には閾値レベルの調整は生じないこと
が好ましい。

ＱＲＳ複合の検出において、真のＱＲＳ複合に類似の周
波数スペクトルを有する雑音バーストが生じると閾値を
越える可能性がある。このような雑音バーストは、胎児
の収縮又は検査中に電極の頭皮クリップが撹乱されると
きに生じ得る。ルーチン４０は、一部はＲピークの前、
一部はＲピークの後に配置された上記２５０個のサンプ
ルに３種の試験を実施することにより雑音バーストを区
別する。第１の試験では、ＦＥＣに波形の基線の傾きを
チエツクする。

波形を表すサンプルを、Ｐセクション、ＱＲＳセクショ
ン及びＴセクションを表す３群に分割する（第３図参照
）。任意のセクション対の基線の間の差がＲからＱまで
の高さ又はＲからＳまでの高さのうちいずれか大きいほ
うの高さの２分の１よりも大きいならば、ＦＥＣに波形
は雑音波形として分類される。第２の試験では、地の雑
音がチエツクされる。正常信号では、地の雑音のりプル
の振幅はＱＲＳの高さに比較して非常に小さいが、場合
によっては大量の雑音が電極によりピックアップされる
。雑音強度を計算するためには、第１の試験からのＰ波
セクション及びＴ波セクションの基線を対応するセクシ
ョン内の各点から控除する。次にセクションにわたって
差を点毎に加算する。この平均がＱＲＳの高さの４分の
１よりも大きいならば、波形を再び雑音として分類する
。第３の試験は＾／Ｄ１１が頭皮電極の撹乱により飽和
されているような場合に有用である。プロセッサ１２の
カウンタは最大又は最小のいずれかの完全な振れを有す
るサンプル点の数を計数するようにセットされ、サンプ
ルの３分の１が完全である場合に波形は雑音性であると
分類される。波形が雑音性であると分類されると、状態
フラグがセットされ、後でＦＨＲ誘導の有効化及びＦＥ
ＣＧの強化に使用される。

オペレーション３８ではバッファにおけるＲ波ピークの
位置が決定される。上述のように、入力バッファは４個
の完全なＦＥＣＧ波形を保持しており、従って、２つの
Ｒ波ピークの間の間隔は現在のピーク及び前のピークの
位置から計算され得る。次に、次式からＦＨＲ値が誘導
される。

次に、ＦＩＩＲ値は無効な検出又は雑音スパイクにより
生じている可能性があるのでこの値が真であるか否かを
決定するために２部分訳＠４２が実施される。２部分試
験は、夫々２４０及び４０回／分に設定された最大及び
最小値に対してＦＨＲ値をチエツクする第１の試験を含
んでいる。第、１の試験が満足されたなら、現在の値と
最後の３つの有効なＦＩＩＲ値のうちの最も新しい値と
の間の変化を試験する第２の試験が実施され、ＦＩＩＲ
値は前の値の１つと異なる所定量よりも大きい場合に拒
絶され、該所定量は前の値の持続時間と共に増加する。

第２の試験が満足されない場合はルーチン４０の結果が
参照され、このルーチンが雑音性でない波形を示したな
らば、参照ＦＨＲ値が現在の値として使用される。

但し、参照値は所定数のＦＩＩＲ計算サイクル以上には
維持されないものとする。参照値は（先に４回以上のサ
イクルで検出されなかったという条件で）最新に有効化
されたＦ）ＩＲ値の参照値であり、所定数のサイクルは
この値がいつ有効化されたかに依存し、最後、最後から
２番目及び最後から３番目のサイクルで有効化された値
が夫々３．２及び１サイクルに使用され得る。

試験４２の結果に依存して、ＦＩＩＲ値又は参照値のい
ずれかがＦＩＩＲバッファに記憶され、あるいはエラー
バイトが記憶される（オペレーション４３及び４４）。

オペレーション３８で決定されたＲピークは真でないか
もしれず、あるいは雑音スパイクに属するかもしれない
ので、入力バッファの指針を使用して有効なＲピークの
ロケーションを示し、該指針はＦＩＩＲ値がＦＩＩＲバ
ッファに入力されると設定される。当然のこΣながらＦ
ＨＲ値でなくエラーバイトが入力される場合には指針は
設定されない。

監視の開始時、又は−貫したＦＩＩＲ値を維持すること
ができなくなった後、真のＦＩＩＲ値を設定する必要が
ある。この目的のためには３つの連続するＦＩＩｎ計算
値が必要であり、値の任意の対の変化は予め設定された
範囲に対してチエツクされる。この試験に通るならば、
３つの値のうち最新の値は真の読み取り値と見なされ、
上記第２の有効化試験の参照値として使用され得る。そ
うでないならば、参照値が記憶されるときにＦＩＩＲ読
取値の一貫性に到達するまで別のＦＨＲ読取値が得られ
る。

未処理ＦＥＣＧ複合では、Ｐ及びＴ波はしばしば地の雑
音の存在により不良に規定される。本具体例では、一部
が入力バッファのＲより前、一部が後に配置された２５
０個のサンプルの連続未処理複合（ルーチン４０により
雑音性であると分類された複合を除く）で移動平均方法
が実施され、強化された波形を次に処理に提供する。オ
ペレーション４５では、最新に配置された２５０個のデ
ータサンプルの各々は２５０個のサンプルから成る多数
の前のセットの対応するサンプル（Ｒピークに対して）
を加算されるが、各種のセットにはサンプルセットの持
続時間と共に減少する重み係数が付与される。従って、
時間の経過と共に各セットの加算値は小さくなる。

強化された波形は重み付は波形の和と見なされ、ＲＡＭ
１３に記憶される。ＦＥＣＧ複合の急激な変化は平均化
効果により平滑化され、強化された波形を著しく歪める
ことはない゛。強化されたＦＥＣＧに現れるのは、少な
くとも数回の胎児の心拍の間持続される変化のみである
。波形に関するこのアルゴリズムの効果は、未処理複合
の各サンプル点がそれ自体の時間コヒーレントフィルタ
ー、即ち２５０個のこのようなフィルターを連続的に通
過するのと同一であることは知られている０時間コヒー
レントＰ波は回収されつつあるサンプルに対してできる
だけ近接した時間関係で雑音から信号を回収する方法で
あるが、他の方法を使用してもよい。

文献Ｃ，Ｊ、　Ｈａｒｖｅｌｌ及びり、１．Ｋｉｒｋ著
、Ｊｏｕｒｎａｌ　ｏｆＢｉｏｍｅｄｉｃａｌ　Ｅｎｇ
ｉｎｅｅｒｉｎｇ、　１９８０．　Ｖｏｌｕｍｅ　２゜
Ｊｕ１７　２１６−２２０頁”＾　ｓｉ＋５ｐｌｅ　　
ｓｏｆｔｗａｒｅ　　ｒｏｕｔｉｎｅ　　ｆｏｒｔｈｅ
　ｒｅｐｒｏｄｕｃｉｂ！ｅ　ｐｒｏｃｅｓｓｉｎｇ　
ｏｒ　ｔｈｅ　ｅｌｅｃｔｒｏ−ｃａｒｄｉｏｇｒａｎ
＋”に言及されているように、波形の客観的評価及び良
好な雑音拒絶を含むｒＥｃｃ波形の線形モデルを形成す
ると有利である。そこで、オペレーション４６はＭａｒ
ｖｅ　Ｉ　ｌ及びＫｉｒｋにより文献中に２叙されてい
るように強化波形の記憶サンプルから線形モデルを発生
し、その結果ミ第６図に示すように、モデルは相互に交
差する多数の線形セグメン１−１°〜１４゛から構成さ
れる。線の交点は参照点として知られており、参照点の
時間ロケーションはＲ＾旧３中のテーブルに記憶される
゛。一方、該交点はまず許容可能な範囲にあるかどうか
をチエツクされ、もしそうでないならばエラーバイトが
記憶される。

このモデルを使用すると、Ｐ−８間−を含む種々のパラ
メーターが誘導され得る。ＰＲ間隔は第ニア　。

図に示すルーチン４７により誘導される。オペレーショ
ン４６で記憶されたようなＰ及びＲの時間ロケーション
が有効であるかあるいはエラーバイＩ・を含んでいるか
どうかを決定するために試験５１が実施される。無効な
場合にはオペレーション５２でエラーバイトがＰＲバッ
ファに記憶されるが、有効な場合にはオペレーション５
３で線２′及び３°の交点の参照点の時間ロケーション
を線７゛及び８°の交点の参照点の時間ロケーションか
ら控除することによりＰ−１（間隔が計算される。試＠
５４により示されるようにＰＲバッファが前の有効なＰ
Ｒ値を含んでいるなら、最・後の値は最も新しく保存さ
れた値と比較され（オペレーション５５）、５％以内で
あるなら（オペレーション５６）オペレーション５７で
ＰＲバッファに記憶される。試験５６がノーであるなら
、試験５８が実施され、試＠５６が既に５回失敗したか
どうかをチエツクする。もしそうであるなら、ＰＲ値は
有効であるとして許容され、オペレーション５７が実施
される。そうでないならばオペレーション５２でエラー
バイトが入力される。

Ｓ−Ｔ高さを誘導する（オペレーション４８）ためには
、まずＰ波の始め（即ち第６図の線１”及び２゛の交点
）以前の１５個のサンプルから出発して強化ＦＥＣＧの
１０個のデータ点の平均として等電線の高さが誘導され
る。　Ｓ−ＴセグメントはＳ波の終了（第６図の線９°
及び１０′の交点）及びＴ波の開始（ｔｉｌｌ’及び１
２゜の交点）後の短いセグメントであり、Ｓ波ピークに
対するＲ波ピークの高さＲＳ（ｐ）又はｑ波ピークに対
するＲ波ピークＲＱ（ρ）として表される等電線上のこ
のセグメントの相対高さは、オペレーション４８で計算
されるＳ−Ｔセグメントの高さである。即ち、Ｓ−Ｔ高
さは次の式から百分率として誘導される。

ＲＳ（ｐ）又はＲＱ（ｐ） ここでａｖはＳ−Ｔセグメント振幅の平均であり、Ｓ波
終了後の５デ一タ点で開始する強化ＦＥＣＧの１０個の
データ点の平均として規定され、ｉｓｏは上述のように
計算される等電線の高さである。高さの百分率が１００
％よりも高いと、Ｓ−Ｔセグメントは等電線よりも上に
あり、高さが１００％未満ならばＳ−Ｔセグメントは等
電線よりも下にある。

ルーチン４９は先に与えられたｒの式（ピアソン係数と
して表す）に従って伝導指数を計算するが、この場合、
ＦＨＲ及びＰＲの平均値の代わりにオペレーション４１
に見いだされる強化波形からの値及びオペレーション４
７の線形モデルが使用される。係数ｒは最も新しい５分
間の間隔にわたって記憶されたＦＨＲ及びＰＲの値を使
用して毎秒計算される。従って、各計算で合計３００点
（Ｎ＝３００）であり、但し１点のＦＨＲ又はＰＲ値が
エラーバイトにより示されるように無効であるなら、鎖
点は放棄され、合計点数が減少する。合計が２００未満
になると、計算は完了せず、指標としてエラーバイトが
発生される。

第８図はルーチン４９をより詳細に示す。伝導指数は測
定及び計算が一旦開始するとすぐに有効にならないので
、伝導指数が計算及び表示される前に待ち時間が必要で
ある。試＠６０はこの時間の継続のために状態フラグを
チエツクし、もし満足されるならば５分間の待ち時間６
１が生じ、待ち時間が終了すると試９６２に続いて状態
フラグがリセットされる（オペレーション６３）、試験
６０でフラグがリセットされるなら、（ＦＩＩＲバッフ
ァ内の）　Ｆ　ＩＩ　Ｒ値及びＩ’−Ｒ値の有効性の試
験６４が実施され、もし有効であるならばこのような値
の対のカウントに１が加えられる（オペレーション６５
）、そうでないならばカウントは減らされ（オペレーシ
ョン６６）、エラーバイトが伝導指数バッファに入力さ
れる（オペレーション６７）。オペレーション６３又は
６５に続いてＦＩＩＲ又はＰＲ対の数がチエツクされ（
試験６８）、２００よりも大きいならば、伝導指数は上
記のように計算され（オペレーション６８）、次いでＦ
ＨＲ及びＰＲバッファはオペレーション７０で更新され
る。

相関係数及びＳ−Ｔ高さが誘導されたら、オペレーショ
ン５０（第２図のオペレーション３１に等しい）でこれ
らの量はオシロスコープに又はプリンタにより、あるい
はその両者に表示される。

以上、本発明を具体的に説明したが、別の方法でも本発
明を実施できることは理解されよう。例えば他の型の相
関係数及び他の時間間隔にわたって平均化した値を使用
してもよい。上述の一般的に胎児のａ！康を監視するた
めの方法及び装置を変形してもよい。

【図面の簡単な説明】

第１図は本発明の装置のブロック図、第２図は伝導指数
及びＳ−Ｔ高さを決定するために第１図のプロセッサに
より反復的に実施されるアルゴリズムのフローチャート
、第３図は強化Ｆｌ：ＣＧの一例を示す波形図、第４図
は分娩中に生じ且つ第１図の装置により手えられ得る表
示型の一例として与えられる伝導指数及びＳ−Ｔ高さの
再現図、第５ａ図及び第５ｂ図は伝導指数及びＳ−Ｔ高
さを決定するための好適な別のアルゴリズムのフローチ
ャート、第６図はＦＥＣＧの線形モデル、第７図及び第
８図はＰＲ間隔及び伝導指数を誘導するための第５ｂ図
のル・・・・・・頭皮電極、１１・・・・・・アナログ
ディジタル変換器、１２・・・・・・プロセッサ、１３
・・・・・・ランダムアクセスメモリ、１４・・・・・
・リードオンリーメモリ、１５・・・・・・データバス
、１６・・・・・・アドレスバス、１７・・・・・・集
積グラフィック回路、１９・・・・・・ビジュアルデイ
スプレィユニット。 Ｒｇ、６

Claims (24)

【特許請求の範囲】
1. （１）分娩中の胎児の健康を監視するための装置であつ
   て、胎児の心臓のＰＲ間隔を表す信号を反復的に誘導す
   るための手段、胎児の心拍数を表す信号を反復的に誘導
   するための手段、及び胎児の健康の指標を提供するべく
   、Ｐ−Ｒ間隔と胎児の心拍数又は胎児の心臓の運動の反
   復周期との変化の方向の関係の指標を提供するための手
   段を備える装置。
2. （２）該手段が動作中に胎児の心電図のＳ−Ｔ間隔の高
   さを表す信号を反復的に得るように構成されている請求
   項１に記載の装置。
3. （３）該手段が等電線上のＳ−Ｔ間隔の高さを決定する
   ように構成されており、該手段が胎児の心電図を表すデ
   ィジタルサンプルから、該サンプルにより表される現在
   の胎児の心電図サイクルに先行する胎児の心電図サイク
   ルのＴ波の終わりと、同様に該サンプルにより表される
   現在のサイクルのＰ波の始めとの間の間隔にわたって等
   電線を計算するように構成されている請求項２に記載の
   装置。
4. （４）該手段が動作中にＰ−Ｒ間隔と胎児の心拍数又は
   胎児の心臓の反復周期との相関の指標を反復的に誘導し
   、相関の符号が該関係の指標を与えるように構成されて
   いる請求項１に記載の装置。
5. （５）該手段がＰ−Ｒ間隔を表す値及び胎児の心拍数を
   表す値からピアソン相関係数を誘導する請求項４に記載
   の装置。
6. （６）該Ｐ−Ｒ値及び胎児の心拍数の値が、ピアソン関
   数を誘導するべくＰ−Ｒ間隔を表す値及び胎児の心拍数
   の値として使用される以前に４０〜８０秒の範囲の所定
   の時間間隔にわたって平均化される請求項５に記載の装
   置。
7. （７）該平均値の各々を８〜１２の範囲の所定数使用し
   てピアソン相関係数を誘導する請求項６に記載の装置。
8. （８）該手段が胎児の心電図の強化像を提供するべく胎
   児の心電図の時間コヒーレントフィルター方法又は同等
   の方法を実施するように構成されており、強化像がＳ−
   Ｔ間隔の高さを表す信号及び／又は該相関の指標の誘導
   に使用される請求項２に記載の装置。
9. （９）該手段が胎児の心電図を表す一連のディジタルサ
   ンプルセットを受容するように構成されており、該方法
   がセットの持続時間と共に減少する重みを有する複数の
   最も新しいセットの値を重み付けし、Ｒ波ピークに対す
   るセットの対応する値を加算し、強化像を提供すること
   により連続的に実施される請求項８に記載の装置。
10. （１０）相関の指標をヒストグラムとして表示するため
    の手段を含んでいる請求項４に記載の装置。
11. （１１）該手段が、動作中に胎児の心電図のＳ−Ｔ間隔
    の高さを表す信号を反復的に得るように構成されており
    、装置がＳ−Ｔ間隔の該高さを表示するための手段を含
    んでいる請求項４に記載の装置。
12. （１２）該手段が、動作中に各胎児の心臓サイクルのＲ
    ピークが出現する時期を決定し、連続的な検出Ｒピーク
    からＦＨＲを誘導するための整合フィルタアルゴリズム
    を使用するように構成されている請求項１に記載の装置
    。
13. （１３）該手段が、動作中にＲピークに対して配置され
    た周期的に現われる時間窓を使用してＦＥＣＧのＰ波を
    サンプリングし、得られたサンプルからＰピークを決定
    するように構成されている請求項１２に記載の装置。
14. （１４）該手段が、動作中にＲピークに対して配置され
    た周期的に現われる時間窓を使用してＦＥＣＧのＴ波を
    サンプリングし、得られたサンプルからＳ−Ｔセグメン
    トの高さを決定するように構成されている請求項１２に
    記載の装置。
15. （１５）分娩中の胎児の健康を監視する方法であつて、
    胎児の心臓のＰ−Ｒ間隔を表す信号を反復的に誘導する
    段階と、胎児の心拍数を表す信号を反復的に誘導する段
    階と、胎児の健康の指標を提供するべくＰ−Ｒ間隔と胎
    児の心拍数又は胎児の心臓の運動の反復周期との変化の
    方向の関係の指標を提供する段階とを含む方法。
16. （１６）胎児の心電図のＳ−Ｔ間隔の高さを表す信号を
    反復的に得る段階を含む請求項１５に記載の方法。
17. （１７）等電線上のＳ−Ｔ間隔の高さを決定し、胎児の
    心電図を表すディジタルサンプルから、該サンプルによ
    り表される現在の胎児の心電図サイクルに先行する胎児
    の心電図サイクルのＴ波の終わりと、同様に該サンプル
    により表される現在のサイクルのＰ波の始めとの間の間
    隔にわたって等電線を決定する請求項１６に記載の方法
    。
18. （１８）動作中に、Ｐ−Ｒ間隔と胎児の心拍数又は胎児
    の心臓の反復周期との間の相関の指標を反復的に誘導し
    、相関の符号が該関係の指標を与える請求項１５に記載
    の方法。
19. （１９）Ｐ−Ｒ間隔を表す値及び胎児の心拍数を表す値
    からピアソン相関係数を誘導する請求項１８に記載の方
    法。
20. （２０）該手段が胎児の心電図の強化像を提供するべく
    胎児の心電図の値の時間コヒーレントフィルター方法又
    は同等の方法を実施するように構成されており、強化像
    が該相関の誘導で使用される請求項１８に記載の方法。
21. （２１）胎児の心電図を表す一連のディジタルサンプル
    セットが受け取られ、該方法がセットの持続時間と共に
    減少する重みを有する複数の最も新しいセットの値を重
    み付けし、Ｒ波ピークに対するセットの対応値を加算し
    、強化像を提供することにより連続的に実施される請求
    項２０に記載の方法。
22. （２２）相関の指標をヒストグラムとして表示する段階
    を含む請求項１８に記載の方法。
23. （２３）該Ｓ−Ｔ間隔の高さを表示する段階を含む請求
    項１６に記載の方法。
24. （２４）各胎児の心臓サイクルのＲピークが出現する時
    期を決定し、連続的な検出ＲピークからＦＨＲを誘導す
    るための整合フィルタアルゴリズムを使用する請求項１
    ５に記載の方法。