WO1988005644A1

WO1988005644A1 - Appareil de controle du foetus

Info

Publication number: WO1988005644A1
Application number: PCT/JP1988/000099
Authority: WO
Inventors: Makoto Ikeda
Original assignee: Terumo Kabushiki Kaisha
Priority date: 1987-02-03
Filing date: 1988-02-03
Publication date: 1988-08-11
Also published as: EP0346471A4; US5088497A; EP0346471A1; US5069218A

Description

明細書

発明の名称

胎児監視装置 - 背技術分野

本発明は、母体中の胎児を母体と共術に監視するための胎児監視装置及びこの胎児監視装置を備えた胎児監視システムに関する

分娩前、又は分娩中の胎児及び母胎の監視方法としては、胎児心拍数のモニタが、無侵襲であり、かつ実時間で胎児の活動状況を把握することのできるものとして、よい方法とされている。胎児の監視での胎児心拍検出は、大きく分けて外測法と内測法に分けられる。外測法には、 ①：胎児心音法、 ② ：超音波ドブラ法、 ③ ：母体腹壁誘導胎児心電があり、内測法には、 ①：直接児頭誘導胎児心電がある。

このうち N S T (NON STRESS TEST ) 時に良好に検出できるのが、超音波ドプラ法である。つぎに可と言えるのが、胎児心音法であり、もっとも悪いのが、母体腹壁誘導胎児心電である。なお、内測法の直接児頭誘導胎児心電は、スパイラル状の電極を直接児頭に刺す必要があるため、破水か、または破膜しなければならない条件があるため、分娩前では使用できない。そこで、 N S T中の胎児監視としては、外測法による胎児心拍数のモニタが、無侵襲、かつ実時間で胎児の活動状況を把握するよい方法とされている。

一般に胎児監視装置に求められる条件としては、

I ：なるへくホータフルであること、

Π ：母体と胎児を両方同時に監視するものであるから、なるベく、一見して、現在の状態を把握できるようなものであると共に、必要に応じて細かいデータを引出すことができること、 m ：たまに発生する双胎にも利用できること、

IV ：胎児の活動状況を把握する手段として、胎児心拍数がある範囲を超えたときに、要注意を促すため警報を採用することがある。現在の母体，胎児の状態に応じて、色々な警告ができること等である。

そこで、上記 I〜！ Vの条件を、従来の胎児監視装置がどのように具備していたかを、その問題点を明らかにしつつ説明する。

I , IIについて

従来の胎児監視装置の多くは、記録系がペン等のアナログ計で、曲線しか記録できなかった。従来例で、一部の装置（例えば、 COROMETRICS MEDICAL SYSTEMS, INC. (AMERICAN HOME PRODUCTS) 製の model 115 ) では、サ一マルへッド等のデジタル記録系で、文字まで記録できるものがあるが、これらも、時間軸に沿つて、心拍数の変化を記録しているものに過ぎない。また、曲線による記録ではデータの密度が不足するので、心拍数の変化をバッチ処理して、胎児の活動の記録としている。しかし、胎児若しくは母体に何等かの変化異常があってから、バツチ処理したのでは、手間がかかり過ぎ、好ましくない。そこで、出産現場では、胎児監視のため、分娩中に、胎児心拍数、陣痛周期、陣痛収縮時間などを定期的に看護婦等が記録、作図している。また、必要に応じてペン等で記録された胎児心拍数曲線から目視で平均心拍数等を求めているのが実情である。

—方、 1 回の N S Tは、約 6 0分間かかり、 3cm/分の記録速度で、記録紙が約 1.8m 、 1.5cm/分の速度で約 0.9m の長さとなる。このような長い記録結果を読み直し、イベントマークと胎児心拍数曲線の山、または谷との時間差と、その山の高さ、または谷の深さの関係を、全ての記録されたデータについて行い、 N S Tの所見を得る。この様な作業は、煩雑であり、また個人差を伴うものである。

このように、実際は判断すべき膨大なデータがあるのに関わらず、その処理を個人に委ね、しかも、ィザというときには、その処理すら行なうことができなくなるというのも、次の点に問題点があると考えられる。

1 つには、従来では心拍信号から正確な心拍数等のデータを得ることが極めて大掛りな装置を必要としていたために、従来の胎児監視装置ではせいぜい、心拍数の時間変化を記録するという程度の発想しか生まれて来なつかたこと、従って、第 2 に、得られた心拍数等のデータを、一見するだけで胎児監視に必要な情報が得られるような形に加工するという発想はでてこなかつたのである。

mにつて

胎児のうち、数としては少ないものの、多くの問題を抱えるものに双胎がある。原始的な双胎の監視方法としては、 1台の胎児監視装置のドプラ一プローブを使用して、 1 0分間から 3 0分間ごとに交互に 1児ずつ監視する。一般に、胎児は約 2 0 分毎に覚醒と睡眠を繰返すからである。そして、分娩が始まると時間を短くし、頻繁に交代して監視することになる。この方法は、一方を監視中は、他方を監視できないため、監視には不十分で、充分な診断所見を得ることができない。

次の方法としては、異なるメーカの胎児監視装置を 2台使用して、すなわち異なる周波数のドプラ一プローブを使用する方法がある。しかし、この方法では、一方の胎児監視装置は、胎児心拍数曲線と陣痛曲線を同時に記録するが、他方の装置では胎児心拍数曲線のみとなる。これは、母体に装着できるプロ一ブ数に、腹の面積の関係で物理的に限度があるために、他方の装置では陣痛曲線のデータが得られないためである。従って、この方法も、監視には不十分であるといえる。

上記の不便を解決するために、ひとつの方法として、 1台の胎児監視装置からの超音波ドプラ一法による胎児心拍数曲線と、腹壁誘導心電または児頭誘導心電または児頭誘導心電法による胎児心拍数曲線とを併用し、これらの 2つの心拍数曲線と併せて、陣痛曲線とで監視する（例えば、 HEWLETT-PACKARD 社の YHP 8040A)というのもある。しかしながら、この方法でも、 2つの胎児心拍数曲線を同じ記録紙上に記録するために、母体の陣痛曲線と併置されて記録されないために、胎児監視のためとしては結局見ずらい。また、腹壁誘導心電では、母体の心電と重なることがあり、 S / N比が悪く、児頭誘導心電では、前記のように使用に制限がある。

IVについて

従来の胎児監視装置において、通常、警報は、正常、または異常の二つの状態で判断される。この二値判断の場合、正常か異常かを判別する閾値を低くすると、警報が誤動作しやすく、警報音が耳につきやすい。逆に、この閾値を高くすると、異常状態でも警報が出ず、本来の機能を果たさなくなる。

一般に、胎児監視装置では、胎児心拍数が 1 0 0 B P M以下 (この状態は、高度徐脈への移行状態であり、胎児仮死の所見の一つとなる）、または 1 8 0 B P M以上のときに、警報ゃ警報表示が行われる。しかし、予告無しにいきなり警報が出されると、医師等はあわてふためくことになる。何故なら、このような状態は既に危険状態であるからである。従来では、そのあわてた状態で、マニュアル設定（一般には、監視装置正面の音量ボリューム）による心拍音量を大きくし、胎児の活動状況モニタすることになる。ところが、このように危険状態に既に陥つた胎児の状態を監視しても、その時までの経過状態が分らず、又、その原因も分らない。発明の開示そこで、本発明は以上の問題に鑑みて提案されたもので、使いよく、胎児，母体を適正に監視することのできる胎児監視装置を提案するものである。このような課題を達成するための本発明の胎児監視装置は、心拍を表わすドプラ一心拍信号を、短いサンプリング時間毎にデジタルデータに変換して入力する入力手段と、自己相関関数を用いて、前記ドプラ一心拍信号のデジ夕ルデ一夕をデータ処理し、該ドプラ一心拍信号の周期性成分を計算して、該周期性成分から心拍数を演算するプログラムを内蔵したメモリ手段と、該プログラムに従って論理演算制御を行ない、上記心拍数を計算出力する 1チヅプめ信号処理プロセサと、上記出力された心拍数をデータ処理して、胎児監視情報に加工するデータ処理手段とを備えたことを特徵とする。このような構成の胎児監視装置によると、メモリ手段に内蔵されたプログラムに従って、ドプラ一心拍信号のデジタルデータをデータ処理し、該ドプラ一心拍信号の周期性成分を計算して、該周期性成分から心拍数を演算するデジタル信号処理プロセサにより、ドプラ一心拍信号を高速にデータ処理して心拍数を得ることができ、更に得られた心拍数データをデータ処理するデ一夕処理手段を具備することにより、胎児，母体に関する所望の情報を可視記録として得ることができる。そして、 1 チップの信号処理プロセヅサとデータ処理手段を分けたことにより、装置全体を小型化することが可能となる。

また、使いよく、胎児，母体を適正に監視することのできる他の構成になる本発明の胎児監視装置は、胎児の心拍を表わすドプラ一心拍信号をデジ夕ルデー夕に変換して入力する入力手段と、該入力されたドプラ一心拍信号を時間順に記憶する記憶手段と、該心拍記憶手段に記憶されたドプラ一心拍信号の特徴を抽出する特徴抽出手段と、上記ドプラ一心拍信号の特徴を表わす情報を記録する記録手段とを備えたことを特徴とする。このような構成を備えることにより、時間順のドプラ一信号から胎児に関する情報の特徴を抽出し、記録することができる。

また、使いよく、胎児，母体を適正に監視することのできる更に他の構成になる本発明の胎児監視装置は、母体の状態を表わす母体状態信号をデジタルデータに変換して入力する入力手段と、該入力された母体状態信号を時間順に記憶する記憶手段と、該記憶手段に記憶された母体状態信号の特徴を抽出する特徴抽出手段と、母体状態信号の特徴を表わす情報を記録する記録手段とを備えたことを特徴とする。このような構成を備えることにより、時間順の母体に関する情報から母体の関する情報の特徴を抽出し、記録することができる。

また、使いよく、胎児，母体を適正に監視することのできる更に他の構成になる本発明の胎児監視装置は、胎児の状態を表わす胎児状態信号をデジタルデータに変換して入力する第 1 の入力手段と、該入力された胎児状態信号を時間順に記憶する第

1の記憶手段と、該第 1の記憶手段に記憶された胎児状態信号の特徴を抽出する第 1の特徴抽出手段と、母体の状態を表わす母体状態信号をデジタルデータに変換して入力する第 2の入力手段と、該入力された母体状態信号を時間順に記憶する第 2の記憶手と-、該第 2の記憶手段に記憶された母体状態信号の特徵を抽出-する第 2の特徴抽出手段と、前記記憶された胎児状態信号及び母体状態信号と、上記抽出された胎児状態信号の特徵及び母体状態信号の特徴とから、胎児の状態と母体の状態との相関関係を表わす情報を演算する演算手段と、上記相関関係を表わす情報を記録する記録手段とを備えたことを特徴とする。このような構成を備えることにより、胎児の状態と母体の状態の互いの相関関係を記録することができる。

また、使いよく、胎児，母体を適正に監視することのできる更に他の構成になる本発明の胎児監視装置は、多胎児の監視システム内で使用され、該システムを構成する胎児監視装置であつて、該胎児監視装置は、母体の状態を表わす母体信号を検出する母体信号検出手段と、該母体信号を他の胎児監視装置に送信する第 1のインダーフェース手段と、他の胎児監視装置からの母体信号を受信する第 2のインタ一フェース手段と、胎児毎に異なる周波数のドプラ一探触子と、該ドプラ一探触子からの、胎児のドプラ一心拍信号を入力するドブラー心拍信号入力手段と、更に少なくとも、前記第 2のインターフェース手段が受信した母体信号と、前記ドプラ一心拍信号入力手段が入力したドプラ一心拍信号とを関係付けてデータ処理するデータ処理手段と、データ処理された前記 2つの信号を記録する記録手段とを備えたことを特徴とする。この更に他の構成の本発明によると、通常は単胎の胎児監視装置に使用され、多胎児のときは、複数の胎児監視装置のドプラ一心拍信号入力手段を各胎児毎に設定し、 1台の胎児監視装置の母体状態信号入力手段からの母体状態信号は、' 他の残りの胎児監視装置に送られるので、通常は単胎の胎児監視に使用され、必要に応じて、 2台以上組み合せることにより、多胎児、特に双胎にも利用できるので、コストパフォーマンスが上がる。

また、使いよく、胎児，母体を適正に監視することのできる更に他の構成になる本発明の胎児監視システムは、少なくとも 2つの胎児監視装置から構成される多胎児の監視システムであつて、その 1つの胎児監視装置は、母体の状態を表わす母体信号を検出する母体信号検出手段と、該母体信号を他の胎児監視装置に送信する第 1のインターフェース手段と、第 1 の周波数の第 1 のドプラ一探触子と、該ドプラ一探触子からの、胎児のドプラ一心拍信号を入力する第 1のドプラ一心拍信号入力手段と、前記検出された母体信号と、前記ドプラ一心拍信号入力手段が入力したドブラー心拍信号とを関係付けてデータ処理する第 1 のデータ処理手段と、データ処理された前記 2つの信号を記録する第 1 の記録手段とを備え、他の胎児監視装置は、前記 1 つの胎児監視装置からの母体信号を受信する第 2のィンターフェース手段と、前記第 1の周波数と異なる第 2の周波数の第 2のドプラ一探触子と、該第 2のドプラ一探触子からの、胎児のドプラ一心拍信号を入力する第 2のドプラ一心拍信号入力手段と、前記第 2のインターフェース手段が受信した母体信号と、前記第 2のドプラ一心拍信号入力手段が入力したドプラ一心拍信号とを関係付けてデータ処理する第 2のデータ処理手段と、データ処理された前記 2つの信号を記録する第 2の記録手段とを備え、これら前記 1つの監視装置及び他の監視装置を夫々少なくとも 1つ含むことを特徴とする。このために、他の胎児監視装置は、陣痛強度信号を検出する検出手段が不要となりので.、この他の監視装置は安価なものとなる。全体の他胎児の監視システムも安価なものとなる。

また、使いよく、胎児，母体を適正に監視することのできる更に他の構成になる本発明の胎児監視装置は、胎児の状態を示す信号を入力する入力手段と、上記信号の値を、複数通りの閾値により比較する手段と、上記複数通りの閾値に夫々対応した複数通りの警報を発する警報手段とを備えたことを特徴とする。この更に他の構成の本発明によると、警報手段が複数通りの閾値に夫々対応した複数通りの警報を発することにより、胎児が深刻な状態に陥る前に、状態の程度に応じて適切な処置がとれる。図面の簡単な説明第 1 A図は実施例に係る胎児監視装置の平面図、第 1 B図は実施例に係る胎児監視装置の右側面図、

第 2図は実施例に係る胎児監視装置の正面図、

第 3 A , 3 B図は実施例に係る胎児監視装置のデジタル信号処理部分の回路図、 .

第 4図は D S Pの詳細回路図、

第 5 A図，第 5 B図は夫々、心拍信号及び陣痛強度信号を検出するためのアナログ信号処理回路の回路図、

第 6図〜第 9図は、実施例の装置により出力される胎児監視図のフォーマツ卜を示す図、

第 1 0 A図，第 1 0 B図は夫々、 N S Tにおける時間差を求めるアルゴリズムを説明する図、

第 1 1図は双胎監視のために 2台の胎児監視装置を接続するときの状態を説明する図、

第 1 2図は警報の変形例を説明する図、

第 1 3 A図. 第 1 3 B図及び、第 1 4図〜第 2 1図は実施例の制御に係る制御手順のフローチヤ一卜である。

[以下余白]

発明を実施するための最良の形態

以下添付図面を参照しつつ、実施例に係る胎児監視装置を詳細に説明する。

〈実施例の外観〉

第 1 A図，第 1 B図は実施例の胎児監視装置 1の平面図及び右側面図である。第 1 A図について説明すると、 3はサ一マルラインへヅドを備えた印刷部、 2は印刷部 3によりサ一マル印刷された記録紙が、図面右から左にフィードされる載置台である。尚、記録紙は胎児監視装置 1内部のロール紙（不図示）から供給される。

4は心拍数を表示するアレイ状に配設された L E D表示部、 9は校正スイッチである。このスイッチ 9を押すと、印刷部 3 の印刷を校正するための校正機能が開始される。

5 , 6 , 7 , 8は、胎児監視装置 1の主要な 4つの機能夫々を閧始するためのスイッチであって、その 4つの機能とは、スイッチの順に、後述の N S T図を得るための機能、サマリ一を得るための機能、心拍数の度数図を得る機能、心拍数等の経過図を得るための機能である。

1 0 , 1 1は記録紙の紙送り速度を切り替えるスィッチ（夫々、 1 5 mmZ分， 3 0 mmZ分）である。 1 2は紙送りスイッチである。 1 3は陣痛強度を表示するアレイ状の L E D表示部であり、 1 4は陣痛強度信号のゼロ設定を行うためのスィッチ、 1 5は記録紙が無くなったことを示す L E D表示部である。

1 6は胎児が異常状態に陥ったことを表する警報 L E D、 1 7は胎児が注意状態にあることを表示する注意 L E Dである。尚、本実施例では、これらの L EDによる警報の他に、第

1図には不図示（第 3 A図に 1 2 1 として示す）であるが、胎児心拍音を出力するスピーカが音声による警報として装置底面に設けられている。そして、このスピーカ 1 2 1の音量は音量調節スィツチ 1 9によって調節される。この調節スィツチ 1 9 を動かすと第 3図のボリューム 1 34の抵抗値が調整される。尚、このスピーカ音は、第 1図には不図示であるが、装置背面に設けられたボリュ一ム（第 3 B図にボリューム 1 3 3として示す）によってプリセヅ卜可能となっている。尚、上記 2つのボリユーム（ 1 33 , 1 34) に設定された音量セッ卜値は、警告機能が動作しているときは、セヅ卜値の大きい方が優先されるようになっている。

1 8は心拍数を表示する 7セグメン卜の L E D表示部、そして、 2 0， 2 2は夫々陣痛周期，陣痛収縮時間を表示する 7セグメン卜の L E D表示部である。 2 1は陣痛強度信号検出回路

(第 5 B図）の感度を調節する調節スィッチである。この調節は第 5 B図の V R 1 76の抵抗値を可変にすることによってなされる。

2 3は、本装置のバヅファ（第 3 B図の C P U 1 0 0内の R AM) に記憶されている心拍数，陣痛強度データを後刻に記録紙上に時間変化として出力することを指示する記憶再生スィヅチである。このスィッチ 23による再生機能により、任意のときに、バッファ内のデータを紙上記録が可能である。この胎児監視装置 1では、心拍数，痛強度を上記バッファ内に格納する動作は、操作者が特にいずれかのスィヅチを押すなどの特別の操作を行なわなくても開始される。尚、このバッファには容量の制限（最大、約 4 0分間）がある。そのために、最後に記録紙上に記録した時刻以後のデータが、最大 4 0分を限度としてバッファ内に記憶され残っている。それ以降のデータが入つてくると、古いデータの上に新しいデータが書込まれるようになっている。

2 4は、現在入力してくる心拍数，陣痛強度等のデータを連続的に記録紙上に記録することを指示する連続記録スィツチである。

' 第 2図は本胎児監視装置 1の正面図である。 2 5は時刻を設定するスィヅチである。 2 6は校正用のボリュームであって、校正方法は、スィッチ 8を押して內部で 1 6 0 B P Mの基準心拍信号を発生させながら、印字部 3の印刷で 1 6 0 B P Mの高さの直線が印刷されるように、この校正ポリュ一ム 2 6を調整する。 3 1は陣痛強度の零設定を行なうボリュームである。

2 7は電源スイッチ、 2 8 , 2 9 , 3 0は入力端子であつて、並んだ順に、心拍ドプラ一信号入力端子、陣痛強度信号入力端子、イベントマ一力信号入力端子である。

〈実施例装置の主な機能〉

本装置の主な機能は、その概略を既に説明したが、新ためて列挙すると：

①：サマリー図（第 6図）の出力機能（スイッチ 6を押す）。ム目

②ヒ匕： N S T図（第 7図）の出力機能（スイッチ 5を押すことにより開始）。

③：心拍数度数図（第 8図）の出力機能（スイッチ 7を押すことにより開始）。

④：分娩経過図（第 9図）の出力機能（スィッチ 8を押すことにより開始）。

⑤ ·'現在の心拍数陣痛強度の印刷機能（スィッチ 2 4を押すことにより開始）。

⑥：二段階警告機能（音，色表示の両方によりなされる）。

⑦：記憶データの再生機能（スィッチ 2 3を押すことにより開始）。

⑧：心拍数，陣痛周期及び陣痛収縮時間の表示機能（L E D 2

〇 2 2によりなされる）。

⑨ 外部装置との、データ通信及びデ一タインターフェ一ス機特に、これは双胎監視時に重要な機能である。

⑩ 強力なデータ処理機能（D S P 1 0 3による）。尚、 ①〜

⑨の機能はこのデータ処理機能があつて始めて可能となる。

①〜⑩の機能の他にも、従来の監視装置がもついたものを有していることは言うまでもない。

〈実施例の回路構成〉

上記①〜⑩の機能を実行するための回路構成を第 3 A図〜第 5 B図に示す。第 3 A図，第 3 B図は、本装置のデジタル信号処理を行う部分の回路図であり、第 4図は第 3 A図のうちの D S P 1 0 3部分の詳細回路図、第 5 A図，第 5 B図はアナログ信号処理部分の回路図である。

アナログ信号処理回路

先ず、アナログ回路（第 5 A , 5 B図）について説明する。第 5 A図は、心拍数を超音波を使って測定するためのアナログ信号処理回路である。この回路の出力は、内部心拍信号と、心拍音であり（同期信号は本実施例では不使用）、これらの 2つの信号は第 3図のデジタル回路に入力される。

送信部 1 5 0から、超音波が胎児の心臓に向けて発信される。心臓で反射された心拍ドプラ一信号は受信部 1 5 2に受信され、高周波検波され（ 1 5 3 ) 、 1 5 4で増幅され、 1 5 5 で A G ( を掛けられ、 1 5 6で、その信号のエンベロープ（包絡線）を検出され、内部心拍信号となる。ここで、内部心拍信号の「内部」なる言葉の意味は本装置「内部」で使われる信号という事である。後述するように、この監視装置では、外部の他の監視装置で使われるためにこの監視装置 1から外部に出力される外部心拍信号もある。このようにしたのも、本実施例の胎児監視装置は、特に双胎監視用に、もう一台の監視装置と接 $売され、その外部の胎児監視装置に出力される信号と区別するためである。アンプ Zフィルタ 1 5 4からの心拍音は、適当に増幅された後、マルチプレクサ 1 1 8を介してスピーカ（第 3 A図の 1 2 1 ) から音響出力されると共に、出力ドライバ 1 1 dを経て外部心拍音信号として出力される。

第 5 B図は、陣痛強度信号を得るための回路である。陣痛強度は、応力歪センサを妊婦の腹に巻いて、妊婦が息んだときのセンサが検知した歪を陣痛強度として取り出すものである。これらは周知であるので、その詳細な説明は省くが、ゼロセットは、陣痛強度 " 0 " の校正を行うもので、この校正は感度調整スィッチ 2 1 を調整すると、ボリューム 1 7 6の抵抗値が変化する。この陣痛強度信号についても、「内部」信号と「外部」信号がある。

このように、この監視装置 1では、心拍信号，心拍音信号，陣痛強度信号の 3つの信号が主な処理対象であり、この 3つの信号には夫々内部，外部信号がある。このような装置 1 を第 1

1 図のように二台（ 2 0 0 , 2 0 1 ) 接続した場合に、監視装置 2 0 0において、自分で検出した信号と、監視装置 2 0 1 から受けた信号をどのようにして選別するかを説明する。心拍信号については、監視装置 2 0 0で検出された内部心拍信号と装置 2 0 1 からの外部心拍信号（レシーバ 1 1 7 eから入力）のいずれかをマルチプレクサ 1 0 1が選択して、これを A Z D変換器 1 0 2がデジタルに変換する。心拍音については、前述したように、マルチプレクサ 1 1 8が選択して、これを音声としてアンプ 1 2 0が増幅する。陣痛強度信号については、マルチプレクサ 1 3 0が選択して、これを A / D変換器 1 3 1 がデジタルに変換する。

デジタル信号処理

デジタル信号処理は主に、第 3 A , 第 3 B図，第 4図の回路にて成される。デジタル信号処理について、第 3図の回路図を用いて説明する。この回路の主な構成要素は、 '

実施例装置全体の制御を司どるメインの CP U 1 0 0と、前記内部心拍信号から心拍数を検出する D S P (DIGITAL SIGNAL PROCESSOR) 1 03と、

内部陣痛強度信号をアナログ-デジタル変換する A Z D変換部 1 02と、

種々のスィッチの状態を入力する P P I (PROGRAMMABLE PERIPHERAL INTERFACE) 1 32と、

L E D表示器 1 8, 20 , 22を駆動するための P P I 1 0 4と、

L E D表示器 4， 1 3を駆動する P P I 1 05と、

サーマルプリタ部 1 1 3を駆動制御するプリンタコントロ一ル 1 1 2と、

経過図， N ST図等のための最大 1 2時間分の印刷データを記憶する F I F O (先入れ先出しメモリ） 1 22と、

1 1 7 a〜 1 1 7 g等の送受信回路からなる外部ィンターフエースと、

警報音を出すスピーカ 1 2 1 と、

警告し E D 1 25表示のための P P I 1 24等からなる。メインの C P U 1 00は、米国モトローラ社のマイクロプロセサ 68 B 0 9と、 32 Kバイドの RAMと、後述するようなプログラムを内蔵する R OM等を内蔵する。

L E D表示は、心拍数，陣痛強度，陣痛収縮時間等については、 1デジヅ卜が 7セグメントの L E D 1 07によりなされ、心拍数. 陣痛強度については、アナログ視覚的に表示するために、線形状に並べた L ED 1 1 1によりなされる。紙送り速度の表示，用紙切れの表示は P P I 1 32によりなされる。

又、 C P U 1 00は、周期的に MP X (マルチプレクサ） 1 30をスキャンし、ボリューム 1 33 , 1 34の抵抗値、内部陣痛強度信号，外部陣痛強度信号のうちの 1つを選択して、 A ZD変換器 1 3 1に AZD変換させ、そのデジタル値を読みとる。このデジタルの陣痛強度信号は、時間順に自身の内部バッファに記憶する。

P P I 1 3 2は、種々のスイッチのオンノオフ状態を監視し、その変化があると、 C PU 1 0〇に割り込みをかけるようにしている。その他の回路の詳細な説明は、関連する機能の説明中で行なうこととする。

〈サマリ一機能〉

このサマリ一機能はスィツチ 6を押すことにより、第 6図の如きフォーマツ卜の印刷を行なうものである。この印刷されたフォーム紙上に、出産した胎児毎に、胎児氏名等のデータを看護婦等が書込むようにしてある。

〈N S T図出力機能〉

この機能はスィツチ 5を押すことにより開始される。この N S T図とは第 7図に示したようなフォーマヅ卜である。ここで、 N S Tとは次のような背景のもとになされるテス卜である。妊娠中の胎児心拍数検査は、胎児の活動状態を明らかにすると共に、胎児仮死、ぞの疑い、潜在胎児仮死（non-reactive な反応）などの八ィリスクや胎児の先天性疾患などを知る上でのよい手段となる（なお、後者については、超音波診断などとの併用により確認できる）。この有用な検査の一つに、 N S T (Non-Stress Test)がある。この N S Tは、薬物等のストレスを負荷とせずに、生理的な状態で胎動（イベントマーグとして記録される）、自然子宮収縮等にともなう胎児心拍数等の所見から、胎児が良好状態（ Well-being ) にあるか否かを評価するものである。すてべの妊婦が対象として、更には八ィリスクな妊娠を選別することができる。ここで、イベントマークとは、妊婦が胎動等を感じたときに、妊婦がもつスイッチ等を押すことにより、ィベントマ一ク信号としてマ一力入力端子 3 0 に入力されるものである。

この N S Tは、必要に応じて、早ければ妊娠 2 4週から、遅くとも 3 7週程度から始められる。因に、 2 3週までは流産、 2 4〜3 6週の間は早産、 3 7〜4 1週の間は正期産、 4 1週以後は過期産となる。その検査時間は 4 0〜 6 0分間であつて、これは一般に、胎児は約 2 0分ごとに覚醒と睡眠を繰返すことに基づく。この理由により、実 |¾例装置 1に記憶格納される心拍数等のデータも、前述したように、最低 40分間必要となるのである。

N S Tの所見が、 ① ： reactive のとき、又は② ： nonreactive-→ reactive に変ィ匕したときは、壬婦に対し経過観察 N S T ( 1〜2回ノ週）の処置がどられ、同様に、 ③： nonreact i veのときは、 N S T頻回（2回ノ日）の処置が取られ、 ④ ：胎児仮死の疑いのとき、厳重注意の N S T反復処置が取られ、 ⑤：胎児仮死のとき、帝王切開の処置がとられる。妊娠における胎児管理の基本は、いかに安全に子を娩出させるかであり、胎児に危険因子を持ったまま、確認もせず分娩させることは無謀であるからして、上述したような、分娩数週間前から胎児の活動状況を検査する N S Tが重要となるのである。前述したように、 1回の N S Tは、約 6 0分間かかり、 3 cm/分の印字速度で記録紙が約 1 . 8 m、 1 . 5 era/分の印字速度で約 Q. 9m の長さとなる。このダラダラと長い記録用紙に書込まれたデータが、従来の医師が使用可能な唯一の診断の武器であったことは、前述した通りである。本実施例の N S T図は、 N S Tの診断所見を得るため、従来の長い記録紙を読み返すという作業を不要なものとするために、これらのデータ群を図式化した第 7図に示したようなものである。

この N S T図に出力されるものは、イベントマークの発生時刻と胎児心拍数曲線のピーク（山、谷等）の発生時刻との間の「時間差」と、平均心拍数と胎児心拍数曲線のピーク値との間の「心拍数差」である。これらの「時間差」と「心拍数差」とを、 C P U 1 0 0のバッファ中に記憶されたデ一夕について、全て拾い出し、それらの相関関係（分布）を、時間差を横軸にし、心拍数差を縦軸にして表わしている。

上記イベントマークの時刻と、胎児心拍数曲線の山、谷等のピークの時刻との時間差を求める方法としては、次の 2方法がある。

方法 _a (第 1 0 A図）：

第 1 0 A図に示すように、常に胎児心拍数曲線の山、または谷を検出しつつ、そのピークを検出したら、時間の計測を開始し、イベントマークが発生するたびに、そのイベントマークまでの経過時間を求めるのである。このように、心拍数ピークの発生からィべシトマ一ク検出までの時間を、「プラス」の時間差（第 7図において、横軸のプラス側）とし、また、そのィべン卜マークの時刻から次の心拍数のピークまでの時間を、「マィナス」の時間差（同図において、横軸のマイナス側）とする方法 b (第 1 0 B図）：

この方法は、第 1 0 B図に示すように、常にイベントマークを監視しつつ、胎児心拍数曲線の山または谷が究生するたびに、ィベン卜マークからこの山または谷までの時間差をもとめる。その他については、方法 aと同じである。

上記の何れかの方法でも求めた時間差と心拍数差を、例えば、横軸に時間差、縦軸に心拍数差をとる。図示の範囲としては、時間差については、イベントマークがあった時刻を原点とし、プラス時間数分から、マイナス時間数分〜 1 0分程度までの範囲で記録する。心拍数差については、イベントマークがあつた時の平均心拍数を原点とし、減少心拍数で数 + B P Mから、増加心拍数で数十 B P Mないし 5 0〜7 0 B P Mまでである。また、この N S T図では、これらの「時間差」に対する「心拍数差」を二次元的にプ ΰッ卜する事に加えて、プロット点の記録表示を複数通りにする。即ち、胎児心拍数のピークが 1 5秒以上連続した事を示すマーク（例えば、 ★) と、 1 5秒未満の連続を示すマーク（例えば、 ◎) を使い分けるのである。これは、胎児の react iveであることの所見が、一過性頻脈 (心拍数の 1 5 B P M以上の増加が連続して 1 5秒以上）が出現したことにより判定されるので、 1 5 B P Mの増加を明示する線と、ピークが 1 5秒以上連続したことと 1 5秒未満しか連続しなかったこととを区別したマークとにより、 react iveか否かの所見を、 N S T図よりたやすく得ることができるというわけである。尚、このとき、イベントマークが押された回数、ピークが 1 5秒以上連続が発生した回数、 1 5秒未満連続が発生した回数はこの判断 ¾より助ける。

尚、第 7図にも示すように、 N S T図中に、 1 5 B P M以上の増加を明示する線（図中の点線）を記入すると、見易い。

さらに、イベントマークが押された回数、胎児心拍数の山、谷の 1 5秒以上連続が発生した回数、胎児心拍数の山、谷の 1 5秒未満連続が発生した回数を N S T図作図と共に記入すると、更に有用性が増す。

こうすることにより、イベントマークと胎児心拍数曲線の山、または谷との時間差と、その山の高さ、または谷の深さを、全てについて行う様な煩雑な作業を簡単に、ばらつきなく行うことができる。また、従来行われなかったイベントマークが押された回数の力ゥン卜も簡単に行える。なお、 VAR IB I L ITY及び REACTIVE 又は、 NON-REACTIVEの判断は医者が行うものとする。

〈度数図，経過図〉 - .

これらの度数図（第 8図），経過図（第 9図）は、スィッチ 7 , 9を押すことにより得られる。第 9図の『経過図』は、過去 1 2時間の胎児心拍数、陣痛周期、陣痛収縮時間データを 1 5分毎にプロヅ卜したものである。第 8図の『度数図』は、過去 2〜7分間の胎児心拍数の度数分布、並びに、平均心拍数、 L T V ( LONG TERM VAR IABILITY)をプロットして印字した図である。

このような図の必要性の背景は、前記の従来技術の項に示した背景に加えて、次のようなものがある。即ち、通常、胎児監視装置は、分娩中の胎児心拍数、陣痛周期、陣痛収縮時間などのデータを常に収集し、記録している。そこで、これらのデ一タについての時間的処理をほどこせば、看護婦等が定期的に行つている作業（バルトグラム =胎児心拍数、陣痛の周期や収縮時間の変化等を卜レンドグラフにしたもの）の代行となりうるというわけである。一方、サーマルラインヘッド等のデジタル系記録計等のような曲線と共にたやすく図や表を記録（印字）することができるという技術的背景.もある。

そこで、本実施例では、サ一マルラインへヅドプリンタ 3を用いてデータについて時間的処理をしたものを図や表にするものである。

例えば、経過図については、過去 1 2時間の分娩中の胎児心拍数、陣痛周期、陣痛収縮時間の推移を表にする。そのとき：胎児心拍数：

0分， 1 5分， 30分， 45分の各時刻に、過去 1 5分間の算術平均値、または瞬時値を記録する。

陣痛周期：

0分， 1 5分， 30分， 45分の各時刻に、過去 1 5分間で最後に確認された値を記録する。

陣痛収縮時間：

〇分， 1 5分. 30分， 45分の各時刻に、過去 1 5分間で確認された値を記録する。

又、度数図については、例えば、過去数分間の胎児心拍数の度数、平均心拍数、あるいは L TVを図にする。過去数分間の胎児心拍数が平坦な部分に対応するデータについて、

度数図上記データをグラフにする

平均心拍数上記データの算術平均値（T O ) を示す L T V ( 1 ) 最大値と最小値の差（Max - Min)

( 2 ) 標準偏差値の 2倍（= 2 * σ)

( 3 ) 標準偏差値 Ζ平均値（= σ/Τ〇）等をグラフ上に示す。

ここで、 L TVとは、胎児心拍数の時間に対する変化を表わすもので、図上で、通常 1分間に 2〜6回で肉眼的に認めることができる比較的緩やかな胎児心拍数の基線細変動をいう。かかる経過図により、次のような効果が得られる。 ①：デ一夕の質の向上が得られる。

従来は、測定時刻（6 0分、 3 0分、または 1 5分毎）の近傍のデータしか採用されなかったが、本実施例では前回の測定時刻から今回の測定時刻までのデータ全体について、処理することにより、特異なデータを除くことが出来、より客観的なデ一夕の記録が可能となる。たとえば、心拍数について言えば、従来は、その時刻の 1 5秒平均、 6 0秒平均を採用していたが、本実施例では 1 5分平均、 3 0分平均も可能となる。もちろん、従来通りの 1 5秒平均等も可能である。

②：省力化が図れる。

従来は、胎児の時間経過毎の測定が煩雑であった。特に、 1 5分毎の測定ではそうであった。例えば、妊婦が陣痛周期が数分から 1 0分程度の状態にあるときは、ほとんど監視装置のそばを離れることができなかった。たとえ、曲線（チヤ一卜）を後から読むとしても、時刻の確認と読む作業が煩雑であることにはかわりがないからである。

又、度数図によれば、次の効果が得られる。

①：データの質の向上が得られる。

従来における、胎児心拍数曲線を目視することによる、平均心拍数や L T Vの決定に起因する誤差を、本実施例は排除できる。従来では、個人によるばらつき、見る角度等により、誤差を持ち込まざるを得なく、また、一部 L T Vの算出方法は人の直観（目視）に頼っていたからである。

本実施例では、過去数分間の胎児心拍数データを直接処理することにより、曲線を目視することによる誤差を排除することができる。あるいは、一部 L T Vの算出も可能となる。

②：省力化が図れる。

従来では、胎児心拍数の曲線に物差しをあてて、平均心拍数， L T Vを読む、あるいはこれから L T Vを計算しており大変煩雑であった。本実施例では、これらが全て解決される。〈双胎監視機能〉

双胎監視を行なうためには、第 1 1図に示すように、異なる周波数のドプラ一プローブを有した 2台の胎児監視装置 2 0 0 , 2 0 1 を使用する。一方の胎児監視装置 2 0 0の陣痛強度測定用のプローブ 2 0 3を妊婦の腹部に装着し、その装置 2 〇 0の超音波ドプラープローブ 2 0 2を一方の胎児の心臓に向くように配設する。又、この胎児監視装置 2 0 0が検出した母親の陣痛強度データ（装置 2 0 0側のドライバ 1 1 7 gの出力）を、ケーブル 2 0 5を介して、他方の胎児監視装置 2 0 1 に送る。胎児監視装置 2 0 1のドプラ一プローブ 2 0 4をもう一方の胎児の心臓を指向するように配設すると共に、胎児監視装置 2 0 0から送られた陣痛強度データ（装置 2 0 1側のレシーバ 1 1 7 bで受ける）を陣痛強度曲線として記録する。こうして、自身では陣痛強度信号を検出していない監視装置 2 0 1側で、母体からの陣痛強度信号に対する、もう一方の方の胎児の胎児心拍数曲線に対応した信号処理が行える。

このことにより、それぞれの胎児について、母体の陣痛強度信号と同期して心拍数等を監視することができるとともに、さらに個別の前記の経過図、度数図、 N S T図を出力させることにより、診断所見を深めることができる。

第 3 B図において、他の胎児監視装置に対しては、内部陣痛強度信号がドライバ回路 1 1 7 gを経て出力される。又、他の胎児監視装置からは、レシーバ回路 1 1 7 bを経て入力される。これらの外部ィンタ一フェース端子は背面になる位置に設けられる。 '

さて、第 1 1図のようにして 2台の監視装置を双胎監視システムで使用するときは、ケーブル 2 0 5が監視装置 2 0 1の背面コネクタ（回路的には、第 3 B図のレシーバ 1 1 7 b ) に接続される。このコネクタには突起（不図示）があって、けぬる 2 〇 5が接続されると、この突起が押されて、信号線 2 0 0 ( 第 3 B図）が設置されて、マルチプレクサ 1 3 0が外部からの陣痛強度信号を選択するようになている。

尚、上記のコネクダに設けられた突起により入力系統を機械的に分ける手法の代りに、『双胎』，『単胎』を指示する卜グルスイッチ（不図示）を操作パネルに設けて、このトグルスィツチが『双胎』側になっていると、 C P U 1 0 0が検出したときは、 C P U 1 0 0がマルチプレクサ 1 3 0に外部からの陣痛強度信号を選択させるようにしてもよい。第 2 1図は、胎児監視装置が第 1 1図における監視装置 2 0 1 として使われる場合において、その監視装置 2 0 1の C P U 1 0 0が、上記の卜グルスイッチの状態を見て、外部陣痛強度信号を選択するか、内部陣痛強度信号を選択するかを決めて、この決めた方の陣痛強度信号をマルチプレクサ 1 3 0に選択させて、 C P U 1 0 0内のバヅファに、この陣痛強度信号を格納する手順のフローチヤ —卜である。

双胎は、約 1 5 2例に 1例程度の確率であるものの、分娩自体が異常になることが多く、胎児仮死、新生児仮死などになりやすい。この程度の頻度では、従来の異なる周波数のドプラ一プル一ブを有した 1台の胎児監視装置は、コス卜パフオーマンスが悪いため、また、心電を併用する方法もなかなか使用しづらい面があるため、 2台併用が妥当なところである。

そこで、本実施例によると、 2台の胎児監視装置を使用するが、独立して各々の胎児を監視することができる。

尚、第 1 図に示した胎児監視装置は、単体で単胎監視に使用できる。そして、もう一台の同様の監視装置を接続することにより、双胎の監視にも利用できるというものである。そこで、次のような変形例を提案する。即ち、上記のもう一台の胎児監視装置を、双胎専用の胎児監視装置とし、この双胎専用の監視装置には、自身の陣痛強度信号の入力手段（第 5 B図）をもたないようにし、陣痛強度信号は常に外部からレシーバ 1 1 7 b を介して入力するようにするのである。こうすることにより、双胎専用の胎児監視装置は極めて安価なものとなる。

〈警告機能〉

通常の胎児監視装置では、超音波のドプラ一効果による胎児心拍音をモニタすることができる。この胎児心拍音により胎児の活動状態をある程度知ることができる。そこで、本実施例では、心拍音の警告の閾値を三値で判断する。即ち、この三値を、「正常」，「異常に近い」，「異常」とし、この「異常に近い」状態を『注意』とする。『注意』の警告表示を ] "異常」を表わす表示と異なる内容としてやれば、注意』状態を経ないでいきなり「異常」状態に陥るということもなく、また時間の経過状況もある程度解る。たとえば、 1 00 B PM以下、または 1 80 B P M以上を「警報」状態（=異常）、 1 0 1〜 1 1 9 B PM、または 1 6 1〜1 79 B PMを「注意」状態、 1 2 0〜1 60 B PMを「正常」状態とする。

第 1 A図の実施例では、「警報」，「注意」共に、警報表示部 1 6 , 注意表示部 1 7による視覚によるものと共に、スピー力 1 2 1からの音によるものがある。即ち、「注意」状態になると、 1 7が点灯すると共に、スピーカ 1 2 1から注意音が発せられる。更に、「異常」状態になると、警報表示部 1 6が点灯すると共に、スピーカ 1 2 1からは、「注意」とは異なる音が発せられる。警報を発するような状況では胎児心拍音をモニ夕する重要性がより増すことに鑑みて、この「注意」の警告音を、単なる警告音ではなく、予め（プリ）設定された音量の実際の胎児心拍音である。そのようにするために、胎児が正常のときは、マニュアル設定（正面の音量調節スィッチ 1 9とボリユーム 1 34による）による音量で心拍音が聞こえる。胎児の状態が少し悪ぐなり、心拍数が低下し 1 1 9 B P Mを割ると、プリ設定された音量（ボリューム 1 33の調整による）、またはボリュ一ム 1 34によりマニュアル設定された音量のいずれか大きい方の音量（おおむね、プリ設定された音量）が聞こえる。この音は、警報音のように耳ざわりでなく、むしろ胎児の活動状況を教えてくれる。そして、さらに胎児の状態が悪化したとき、誰の注意をも喚起せずにはおかないような警報音が加わる。このような 2段階の警告により、胎児の活動状況の推移もモニタできる。

上記 2つのボリュームの抵抗値の大小は、 C P U 1 00が定期的に、 M P X 1 3 0をスキャンすることにより、判断できる。 C P U 1 00は、大きい方の抵抗値をもつボリュームを決定すると、小さい方のボリュームを不能にする。ボリューム 1 3 3 , 1 34は増幅回路 1 20内にあるので、 MP X 1 1 8を経由してきた心拍音は設定された音量で増幅されて聞える。 M P X 1 1 8は、この装置内で発生された内部心拍音と、他の装置から送られてきた外部心拍音（受信回路 1 1 7 ίを経由）とを、 C P U 1 00の指示により選別するためにある。アラーム音発生回路 1 1 9は、心拍数から、「注意」状態、「警報」状態、「正常」状態等を判別して、その「注意」、「警報」の 2 つの状態に対応する音質の音を発生する。

尚、警報の音を予め（プリ）設定された音量の胎児心拍音とする別な実施例としては、警報を二値で行う場合もありうる。又、表示部 1 6 , 1 7 (第 1 A図，第 1 B図）における表示パターンを、第 1 2図のように、線状の L EDを並べたもので設定してもよい。この場合、 1 05 , 1 09 , 1 1 0 , 1 1 1等と同じように、回路を構成すればよい。 ' 〈外部通信インタ一フェース機能〉

前述したように、本実施例の胎児監視装置は、心拍信号，心拍音，陣痛強度信号等は全て、外部の他の胎児監視装置に送ることができると共に、他の胎児監視装置からの上記 3つの信号を自分自身が受信して処理できるようになっている。内部心拍音は、ドライバ 1 1 7 dを介して送信され、外部心拍音はレシーバ 1 1 7 f を経て入力される。内部心拍信号は、ドライノ I

1 7 aを介して送信され、外部心拍信号はレシーバ 1 1 7 eを経て入力される。内部陣痛強度信号は、ドライバ 1 1 7 gを介して送信され、外部陣痛強度信号はレシーバ 1 1 7 bを経て入力される。

ここで外部に心拍信号を出力する場合、 C P U 1 0 0は心拍数に対応する時間データを、 P I T ( PROGRAMMABLE INTERVAL TIMER) 1 1 4に送り、心拍数をデューティ比に変換し、それを D / A変換して、 'ドライバ 1 1 7 aから出力している。

又、心拍、陣痛強度以外のデータ（例えば、母体温度，子宮口開大度，最高 Z最低血圧値等の諸データ）をも、心拍、陣痛強度と共に、外部から入力し、又、外部の装置（例えば、 C R T装置等）に出力するためのィンタ一フェース 1 1 7 cが設けられている。この 1 1 7 cは双方向性の送受信回路で、この回路を通るデータは C P U 1 Q 0からひ S A R T (UNIVERSAL ASY NCHRONOUS SYNCHRONOUS RECEIVER TRANSMITTER) 1 1 6へのデ一夕である。このようにするのも、本胎児監視装置によって得られた心拍数，陣痛強度等を他のデータと共に、例えば C R T 装置等に、色分けして表示すること等に応用できるからである。

< D S P >

D S P (DIGITAL SIGNAL PROCESSOR) 1 0 3は、心拍信号のデ一夕処理の中核を占める処理装置である。心拍信号は周期性の信号であり、通常ノイズにうもれている。周期性の信号中から、ノイズに強く、精度を高く心拍数を求めるには、通常大量のデータ処理が必要である。本実施例では、自己相関の手法を用いて、心拍数を演算する。この自己相関の手法に従って、本実施例では、 0. 5拍の分解能を得るために、最高 3 m sのサンプリングレー卜でデータを入力し、精度良くするために、過去数拍分のデータをデータ処理の対象にする。

さて、この自己相関関数法によるデータ処理は、従来は、少なくともミニコンピュー夕程度の処理装置が必要であった。本実施例の胎児監視装置は、データ処理に米国 TEXAS INSTRUMENT 社製のデジタル信号プロセサ TM S 320 1 0を用いており、このために、装置の小型化と、大量のデータ処理が両立した。この D S P 1 03の詳細を第 4図に示す。第 4図によると、自己相関法による心拍数の演算プログラムは R 0 M 1 42中に格納され、計算に使われる中間的なデータは S R AM 1 40 , .1 42に蓄えられる。計算結果の心拍数は共通. R AM 1 43に蓄えられる。この共通 R AM 1 43は書込み優先のメモリで、 C P U 1 0 0は適宜心拍数を共通 R AM 1 43読出す。

第 1 3 A, 第 1 3 B図に、この D S P 1 03による心拍数演算のための制御手順の概略を示す。尚、 D S P 1 03においては、第 1 3 A, 第 1 3 B図に示された演算ルーチンの他に、 A ZD変換器 1 02からのデータを取り込むためのル一チンも平行して動作しているが、それは周知なものであるから、特に図示して説明しない。本実施例による自己相関演算は次式に従つてなされる。

1

R (て） =一 *∑ f ( k - At) * f (k * At +て）

n ^{k =1} 上記式は、て時'間離れた心拍信号の自己相関値を求めるものである。ここで、 nばサンプルデータ数、 Atはサンプリングレ一卜、 f は A/D 1 02からの心拍デジタルデータである。 k = 1のデータは最新のデータを表わす。尚、ては厶 tの整数倍である。

第 1 3 A, 第 1 3 B図に示したプログラムに従って説明する。ステップ S 200はパワーオン後の最初の心拍数の測定のためのサンプルデータ数 n等の初期化を行なうものである。ステツプ S 20 1で上記式に従って相関値 R (て）を求める。周知のように、心拍の周期にてが一致すると、 R (て）はピーク値を得るから、ステツプ S 20 1 ステップ S 2 02 ステツプ 240 =>ステップ S 20 1のプログラムループにおいて、相関値のピークをサーチする。このサーチは、過去の計算で得た相関値 R ( て）の最大値 R_M ( て）に基づいて決定された閾値 TH_P と、現在の R ( て）との比較を行なうことによってなされる。ピークをみつけたら、ステップ S 203で今回の演算サイクルの粗い心拍数 Pc を得る。尚、この粗い心拍数 Pc から、後述するように、ステップ S 2 1 0で二次補間を行なうことにより、更に精度の良い心拍数 P_F ^mを演算する。

ピークがみっからないでサーチ時間をオーバしたことがステツプ S 2 4 0で判断されたら、それはピーク判定の閾値 T H P , サンプルデータ n等の設定が不適切である故と考えられるから、ステップ S 242で、新たな閾値 TH_P を今の閾値 T H P の 0 . 8 7 5倍

T H P - R M ( て） X 0. 875

とし、ステップ S 244でサンプルデータ数 nを最大の 49 3 個とし、ステップ S 246で粗い心拍数値 Pc を 1 0 B PMとする。

ステップ S 2 02でピークがみっかると、粗い心拍数 P c を計算したのち、ステップ S 204で、新たな閾値 TH_P を、

T H P — R M ( て） X 0. 2 5

とし、ステップ S 2 08 , ステップ S 2 1 0で、粗い心拍数 P c が、 50 Β Ρ Μ未満か、 2 1 0 Β ΡΜを超えているかを調ベる。この Pc が 50 B PM未満か、 2 1 0 B PMを超えているときは、サンプルデータ数 nの設定が適切でないためであるから、 5 0 B PM未満のときは、ステップ S 2 3 2.で、 nを 4 93個（ 6 m s X 4 9 3 = 2958m s ) に、 2 1 0 B PMを超えているときは nを 238個（時間で 7 1 4m s = 3 m s X 2 38 ) に設定する。

5 0く P _c く 2 1 0のときは、ステップ S 2 1 0で、自己相関の二次補間を行なって ½度の細かい心拍数 P _F ^m (但し、 mは今回の値であることを示す）を求める。二次補間を行なうのは、高い心拍数において精度良い値を求めるためである。一般に、二次補間を行なうと、 4〜5倍細かい計算値を求めることができる。高い心拍数で高い精度、例えば 0. 5 %以内を保証するためには、 2 0 0 B PMで 1 B PM以内の誤差でなくてはならないから、 0. 5 B PM程度の分解能を必要とする。これは、 2 0 0 B P M = 3 0 0 m s と、 2 0 0. 5 B P M = 2 9

9. 2 5 m sとの差（ = 0. 75 m s ) を識別できなくてはならないことを示す。本実施例では、高い心拍数領域でのサンプリング間隔 A tを 3 m sとした場合に、二次補間を行なうことにより、分解能 0 · 7 5 m sを得ることができる。

ステップ S 2 1 2では、このようにして得た心拍数 P _Fmが 1 2 9以下であるか、 1 3 0以上であるかによって、サンプリング間隔 A tを、 6 m s若しくは 3 m sとする。低い心拍数ではそれなりの粗さのサンプリング時間 Atでも、前述の精度 1 % を得ることができるからである。 2 0 0 B P M領域で 3 m s、

1 0 0 B P M域で 6 m sとしても、精度は同じものとなる。ステップ S 2 1 8では、次回の心拍数の演算のためのサンプル数 nを今回の心拍数 P _F ^mから決定する。この次回の演算のためのサンプル数 nは、実験の結果、 1 . 5〜3. 5拍分あればよいことがわかった。より具体的には、

I P F^m - 3 0 I B P M

のときの 2拍分のデータ量で精度良い心拍数の演算ができるのである。即ち、今回の演算サイクルで得た心拍数 P F"¹に基づいて、次回の演算サイクルのためのサンプル数 nを、

1 6 0 X 1 000

1¹ - ΔΓ^Χ |P_F ^m- 30 I ~ ^{x 2}

と決定し、次回の演算サイクルでは、この長さのデータ量（m s ) でもって自己相関，心拍数の演算を行なう。尚、次回のためのその場合、サンプル数 nは、ステップ S 2 1 4 , ステツプ S 2 1 6で夫々決定したサンプルレ一卜 Atに応じて異なるが、最小値として 238個、最大値として 493個のリミットを設ける。このようにして、心拍数の全域で、略一定の心拍数分のデータ量で自己相関演算を行なうことにより、心拍数の全域で耐ノィズ性と瞬時性のバランスをとつて計算することができる。

ステップ S 2 20では、今回計算した心拍数 P _F ^mが前回のサィクルで演算した P F¹"-¹の土 3 0 B PM以内にあるかを調べる。即ち、

I P _F ^m- P F^{M _ 1} I≤ 30

であるかを調べる。通常、この実施例で行なわれている演算周期では、前回の演算サイクルから今回の演算サイクルまでに、心拍数は 3 0 B PMも変化しない。従って、上記式が満足されているときは、今回演算した心拍数演算値 P_F ^mが信頼おけるものと考えられるから、この P _F ^mをステップ S 2 2 4で保持値 P H としてホールドする。そして、ステップ S 2 2 6で、今回の計算値 P _F ^mを、 C P U 1 00との共有メモリである RAM I 43に書き込む。さて、この保持値 P_H は、次回以降のサイクルのステップ S 220において、

I P _F ^m- P F^{M _ 1} I > 30

となったときのために、 P と P _F ^m_1のいずれが信頼置けないのか判断するためにある。

もし、ある演算サイクルのステップ S 2 2 0で、演算し-た P_F ^mが信頼置けないと判断されたときプ、ステップ S 2 22で前回以前のホールド値 P_H と演算値 P _F ^mとを比較し、 P _F ^mが P_H の 30 B PM以内であったならば、即ち、

I P F^M- P H I < 30

であったなら、前回の演算値 P Ρ"¹·¹が信頼置けないものであつたのであり、今回の P_F ^mは信賴置けると考えられるから、ステップ S 2 24で、ホールド値 P_H を更新して、 P_F ^mを R AM 1 43に書込む。このようにして、なるべく P _F ^mを活かすのも、共通 RAM 1 43に格納される心拍数データに抜けを発生させないためである。ステップ S 222で、

I P _F ^m - P H I > 30

と判断されたなら、ステップ S 2 0 1 に戻り、計算をやり直す。ステップ S 20 1に戻ったときは、 A/D 1 02により新たな心拍信号が入力されるから、この新たなデータに基づいて正確な心拍数演算が可能となる。

例えば、第 1 3図のプログラムにより、 P _F ^mが 1 50 B P M ^ 1 50 B P M= 1 50 B P M = 1 90 B P M= 1 50 B P M ^ 1 50 B P¾Iと演算されたときを想定する。 P _F ^m= 1 90が演算された時点では、 P F" ¹は 1 5 〇 B P Mであるから、ステップ S 2 2 2に進み、 P _H も 1 5 0 B P Mであるから、ステツプ S 2 2 2からステップ S 2 0 1 に戻る。次のサイクルで、 P _F ^mが 1 5 0 B P Mと計算されると、今度は P ^{- 1}は 1 9 0 B P Mであるから、ステップ S 2 2 2に進むが、 P _H は 1 5 〇 B P Mのままであるから、ステップ S 2 2 4 , ステップ S 2 2 6 に進み、 1 5 0 B P Mが心拍数として R AM 1 4 3に格納される。即ち、この例では、 1 9 0 B P Mはノイズとしてリジェク卜されている。

かくして、心拍数データは、 D S P 1 0 3により、 C P U 1 0 0 とは独立して計算され、共通 R AM 1 4 3に格納されてゆく。このように、心拍数演算処理専用のマイクロプロセッサ D S P 1 0 3を設けたために、 C P U 1 0 0は N S T図，経過図等のための統計的データ処理に専念できることとなった。そのために、従来の単一マイクロプロセッサでは速度的に不可能であった心拍数演算とデータ処理の両立が可能となり、装置の小型化が可能となった。

< C P U 1 0 0による制御手順〉

第 1 4図〜第 2 0図は、上述した度数図， N S T図，経過図等を出力する制御に係る、 C P U 1 0 0 (マイクロプロセサ 6 8 B 0 9 ) による制御手順である。

第 1 4図は、 C P U 1 0 0内のバッファに時系列で記憶（ステヅプ S 1 2 ) された心拍数データ，陣痛強度データ等について、押されたスィッチに従って（ステップ S 1 8 , 2 2 , 2 6 ) 、度数図， N S T図，経過図等を出力するメインルーチンである。ステップ S 1 4等に示したサブルーチンは第 1 5図以降に示す。

経過図のための前処理

第 1 5図のプログラムで、ステップ S 3 0で、 1 5分間に渡る心拍数データを加算する。ステップ S 3 2では、この 1 5分間の総心拍数から、 1分間の平均心拍数を算出する。ステップ S 3 4で、陣痛強度信号についてのピーク間の時間間隔を計算する。ステップ S 3 6では、ステップ S 3 4で求めた時間間隔 (陣痛周期）が、 0分， 1 5分， 3 0分， 4 5分のいずれの時刻に最も近いかを確定する。こうして、その時間帯での陣痛周期が確定する。次に、ステップ S 3 8で、陣痛強度信号がピーク値となる時間位置でのその陣痛強度信号の時間幅を算出する。ステヅブ S 4 0で、ステップ S 3 6の場合と同じように、この幅がいずれの時間帯に最も近いかを決定し、陣痛収縮時間を確定する。ステップ S 4 2では、上記求めた平均心拍数等を、 1 2時間分の容量をもっところの F I F 0 1 2 2に格納する。こうして、経過図のための前処理が終了する。第 1 4図のメインルーチンでは、心拍数が求められる毎に、この前処理が行なわれ、その結果が F I F 0 1 2 2に書込まれるので、経過図出力指示のスィッチ 8が押されると、ステップ S 5 0 (第 1 6図）で、この押された時刻から過去 1 2時間分の平均心拍数，陣痛強度周期，収縮時間等をプリンタ 3から記録紙上に出力される。度数図の処理（第 1 7図）

スイッチ 7が押されると、ステップ S 52で、押された時刻での 1分間の平均心拍数（TO) を求める。これは、スィッチ 7の押された時刻から過去 1〜 5分間の心拍数についての平均値である。次にステップ S 54で、過去数分間（例えば、 5分間）の全ての心拍数データについて、 50 B PM〜2 1 0 B P Mの範囲で、例えば 2 B PMの区間毎に度数を求める。ステツプ S 5 6で、度数の分布判定を行なう。これは、標準偏差等を求めるために、無効なデータを排除するためである。分布が一様であれば、ステップ S 56で、最大値と最小値の差，標準偏差の 2倍値（ 2 σ) , 標準偏差を平均値で除したもの（ σΖΤ 0) 等を算出する。この場合、特に、度数の少ない区間についてはノイズ処理を行なう。ステップ S 58では、上記求めた数値を F I F 0 1 22に出力し印字を行なう。

S Τ図のための処理

第 1 8図は、 N S Τ図のための前処理のためのフローチヤ一卜であり、特に前述の方法 aに係るものである。ステップ S 6 0で、 C P U 1 00のバッファに格納された心拍数について、時間順にサーチする。そのピークを検出するためである。ステップ S 6 2で心拍数のピークを検出すると、ステップ S 64 で、このピーク時刻を基準にして、過去又は未来における最近のィベン卜マークの有無を調べる。

もし、イベントマークがあれば、ステップ S 6 6で、上記ピ —ク信号の時間幅を求める。そして、ステップ S 68で、上記基準時刻からィベントマークまでの時間差を算出する。この場合、ピークを基準としたとき、イベントマークが遅れたときの時間差を符号「プラス」とし、ィベン卜マークが早いときを符号「マイナス」とする。次に、ステップ S 7 0で、基準心拍数 (ベースライン）からピーク（山若しくは谷）値までの心拍数差を算出する。

上記ステップ S 6 0〜ステップ S 7 0までの処理は、スィヅチ 5が押されるまでメインル一チンで繰り返され、この処理により次々と、時間差，心拍数差等が算出されていく。

スィツチ 5が押されたのならば、メインルーチンからステヅプ S 8 0へ進み、時間差を横軸に、心拍数差を縦軸にして、 N S T図としてプロット印刷される。このとき、上記 2次元の図の他に、第 7図に示した種々のデータも印刷する。

第 2 0図は、前述の方法 bに係るものである。第 1 8図に示したフローチャートとの差は、イベントマークの発生を探し、ィベン卜マーク発生時刻を基準時刻として、この基準時刻と心拍数のピークとの時間差を産出する。この方法 bに係るフローチャートは前記第 1 8図の場合と異なり、時間差値の符号が逆になる。

第 1図に示した胎児監視装置は、前述の方法 aに係る時間差算出アルゴリズムを採用したものであるが、 N S T図出力指示スイッチであるスイッチ 5を 2種類にして、その 2つのスイツチを押し分けることにより、方法 a , 方法 bに係るアルゴリズムを使い分けるようにしてもよい。

Claims

求の範囲

( 1 ) 心拍を表わすドブラー心拍信号を、短いサンプリング時間毎にデジ夕ルデータに変換して入力する入力手段と、

自己相関関数を用いて、前記ドプラ一心拍信号のデジ夕ルデ

ミー

一夕をデータ処理し、主冃該ドプラ一心拍信号の周期性成分を計算して、該周期性成分から心拍数を演算するプログラムを内蔵したメモリ手段と、

該プログラムに従って論理演算制御を行ない、上記心拍数を計算出力する 1チップの信号処理プロセサと、

上記出力された心拍数をデータ処理して、胎児監視情報に加ェするデータ処理手段とを備えた携帯型胎児監視装置。

( 2 ) 更に、前記信号処理プロセサが演算した心拍数値を所定時間分だけ記憶する心拍数記憶手段を有し、この心拍数記憶手段は前記信号処理プロセッサとデータ処理手段とにより供給されている事を特徴とする請求の範囲第 1項に記載の胎児監視装

( 3 ) 胎児の心拍を表わすドプラ一心拍信号をデジタルデータに変換して入力する入力手段と、

該入力されたドブラー心拍信号を時間順に記憶する記憶手段と、

該心拍記憶手段に記憶されたドプラ一心拍信号の特徴を抽出する特徴抽出手段と、

上記ドブラー心拍信号の特徴を表わす情報を記録する記録手段とを備えた胎児監視装置。

( 4 ) 上記ドプラ一心拍信号の特徴を表わす情報は、所定時間内の心拍数の度数である事を特徴とする請求の範囲第 3項に記載の胎児監視装置。

C.

5 ) 上記ドプラ一心拍信号の特徴を表わす情報は、所定時間內の心拍数の標準偏差である事を特徴とする請求の範囲第 3項に記載の胎児監視装置。

( 6 ) 上記ドプラ一心拍信号の特徴を表わす情報は、所定時間内の心拍数の平均値である事を特徴とする請求の範囲第 3項に記載の胎児監視装置。

( 7 ) 母体の状態を表わす母体状態信号をデジタルデータに変換して入力する入力手段と、

該入力された母体状態信号を時間順に記憶する記憶手段と、該記憶手段に記憶された母体状態信号の特徴を抽出する特徴抽出手段と、

母体状態信号の特徴を表わす情報を記録する記録手段とを備えた胎児監視装置。

C 8 ) 前記母体状態信号は陣痛強度信号である事を特徵とする請求の範囲第 7項に記載の胎児監視装置。

( 9 ) 前記母体状態信号は母体体温信号である事を特徴とする請求の範囲第 7項に記載の胎児監視装置。

( 1 0 ) 胎児の状態を表わす胎児状態信号をデジタルデータに変換して入力する第 1の入力手段と、

該入力された胎児状態信号を時間順に記憶する第 1の記憶手段と、

該第 1の記憶手段に記憶された胎児状態信号の特徴を抽出する第 1の特徴抽出手段と、

母体の状態を表わす母体状態信号をデジタルデータに変換して入力する第 2の入力手段と、

該入力された母体状態信号を時間順に記憶する第 2の記憶手段と、

該第 2の記憶手段に記憶された母体状態信号の特徴を抽出する第 2の特徴抽出手段と、

前記記憶された胎児状態信号及び母体状態信号と、上記抽出された胎児状態信号の特徴及び母体状態信号の特徴とから、胎児の状態と母体の状態との相関関係を表わす情報を演算する演算手段と、

上記相関関係を表わす情報を記録する記録手段とを備えた胎児監視装置。

( 1 1 ) 前記胎児の状態を表わす信号はドプラ一心拍信号である事を特徵とする請求の範囲第 1 0項に記載の胎児監視装置。

( 1 2 ) 前記母体の状態を表わす信号は陣痛強度信号である事を特徴とする請求の範囲第 1 0項に記載の胎児監視装置。

( 1 3 ) 前記母体の状態を表わす信号は、イベントマーク信号と陣痛強度信号とである事を特徴とする請求の範囲第 1 0項に記載の胎児監視装置。

( 1 4 ) 前記第 1の特徴抽出手段は前記ドプラ一心拍信号から心拍数を求める演算手段を含み、

前記相関関係は、上記心拍数のピーク発生時と前記ィベン卜マーク信号発生時との時間差と、上記ピークの心拍数値と前記イベントマーク信号発生時の心拍数値との心拍数差とで表わされる事を特徴とする請求の範囲第 1 0項に記載の胎児監視装置。

( 1 5 ) 多胎児の監視システム内で使用され、該システムを構成する胎児監視装置であって、該胎児監視装置は、

母体の状態を表わす母体信号を検出する母体信号検出手段と、

該母体信号を他の胎児監視装置に送信する第 1のィンターフエース手段と、

他の胎児監視装置からの母体信号を受信する第 2のインターフェース手段と、

胎児監視装置毎に設けられ、胎児毎に夫々異なる周波数のドブラー探触子と、

該ドプラ一探触子からの、胎児のドプラ一心拍信号を入力するドプラ一心拍信号入力手段と、

更に少なくとも、

前記第 2のインターフェース手段が受信した母体信号と、前記ドプラ一心拍信号入力手段が入力したドブラー心拍信号とを関係付けてデータ処理するデータ処理手段と、

データ処理された前記 2つの信号を記録する記録手段とを備えた胎児監視装置。 ( 1 6 ) 前記母体信号は陣痛強度信号である事を特徴'とする請求の範囲第 1 5項に記載の胎児監視装置。

( 1 7 ) 少なくとも 2つの胎児監視装置から構成される多胎児の監視システムであって、

1つの胎児監視装置は、

該母体信号を他の胎児監視装置に送信する第 1 のィンターフエース手段と、

第 1 の周波数の第 1のドプラ一探触子と、

該ドプラ一探触子からの、胎児のドプラ一心拍信号を入力する第 1 のドプラ一心拍信号入力手段と、

前記検出された母体信号と、前記ドプラ一心拍信号入力手段が入力したドプラ一心拍信号とを関係付けてデータ処理する第

1 のデータ処理手段と、

デ一夕処理された前記 2つの信号を記録する第 1 の記録手段とを備え、

他の胎児監視装置は、

前記 1 つの胎児監視装置からの母体信号を受信する第 2のィン夕一フェース手段と、

前記第 1 の周波数と異なる第 2の周波数の第 2のドプラ一探触子と、

該第 2のドプラ一探触子からの、胎児のドプラ一心拍信号を入力する第 2のドプラ一心拍信号入力手段と、前記第 2のインターフェース手段が受信した母体信号と、前記第 2のドプラ一心拍信号入力手段が入力したドプラ一心拍信号とを関係付けてデータ処理する第 2のデータ処理手段と、データ処理された前記 2つの信号を記録する第 2の記録手段とを備え、

これら前記 1つの監視装置及び他の監視装置を夫々少なくとも 1つ含むことを特徴とする多胎児の監視システム。

( 1 8 ) 前記母体信号は陣痛強度信号である事を特徴とする請求の範囲第 1 7項に記載の多胎児の監視システム。

( 1 9 ) 胎児の状態を示す信号を入力する入力手段と、

上記信号の値を、複数通りの閾値により比較する手段と、上記複数通りの閾値に夫々対応した複数通りの警報を発する警報手段とを備えた胎児監視装置。

( 2 0 ) 前記入力手段は、胎児の状態を示す信号として、胎児のドプラ一心拍信号を入力する事を特徴とする請求の範囲第 1 9項に記載の胎児監視装置。

( 2 1 ) 前記警報手段が発する警報は、入力された心拍ドプラ一信号と共に発せられる事を特徴とする請求の範囲第 2 0項に記載の胎児監視装置。