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    公开号:WO1988005644A1
    申请号:PCT/JP1988/000099
    申请日:1988-02-03
    公开日:1988-08-11
    发明作者:Makoto Ikeda
    申请人:Terumo Kabushiki Kaisha；
    IPC主号:A61B8-00
    专利说明:
    [0001] 明 細 書
    [0002] 発 明 の 名 称
    [0003] 胎児監視装置 - 背 技 術 分 野
    [0004] 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
    [0005] 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。
    [0006] 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。
    [0007] 一般に胎児監視装置に求められる条件としては、
    [0008] I ： なるへくホータフルであること、
    [0009] 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、
    [0010] 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。
    [0011] 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。
    [0012] I , IIについて
    [0013] 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。
    [0014] —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。
    [0015] 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。
    [0016] 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。
    [0017] mにつ て
    [0018] 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。
    [0019] 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。
    [0020] 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。
    [0021] IVについて
    [0022] 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。
    [0023] 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。
    [0024] 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。
    [0025] 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。
    [0026] 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
    [0027] 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。
    [0028] 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。
    [0029] 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。
    [0030] 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、
    [0031] 第 2図は実施例に係る胎児監視装置の正面図、
    [0032] 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、 .
    [0033] 第 4図は D S Pの詳細回路図、
    [0034] 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、
    [0035] 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、
    [0036] 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、
    [0037] 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、
    [0038] 第 1 2図は警報の変形例を説明する図、
    [0039] 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。
    [0040] [以下余白]
    [0041] 発明を実施するための最良の形態
    [0042] 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。
    [0043] 〈実施例の外観〉
    [0044] 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。
    [0045] 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。
    [0046] 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。
    [0047] 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。
    [0048] 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
    [0049] 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。
    [0050] 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
    [0051] (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。
    [0052] 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。
    [0053] 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。
    [0054] ' 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。
    [0055] 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。
    [0056] 〈実施例装置の主な機能〉
    [0057] 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 ：
    [0058] ①： サマリー図 （第 6図） の出力機能 （スイッチ 6を押す） 。 ム目
    [0059] 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） 。
    [0060] 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） 。
    [0061] 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） 。
    [0062] 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） 。
    [0063] ⑥： 二段階警告機能 （音， 色表示の両方によりなされる） 。
    [0064] 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） 。
    [0065] 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
    [0066] 〇 2 2によりなされる） 。
    [0067] 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。
    [0068] ⑩ 強力なデータ処理機能 （D S P 1 0 3による） 。 尚、 ①〜
    [0069] 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。
    [0070] 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。
    [0071] 〈実施例の回路構成〉
    [0072] 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。
    [0073] アナログ信号処理回路
    [0074] 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。
    [0075] 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。
    [0076] 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。
    [0077] 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
    [0078] 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。
    [0079] デジタル信号処理
    [0080] 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、 '
    [0081] 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、
    [0082] 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、
    [0083] 種々のスィッチの状態を入力する P P I (PROGRAMMABLE PERIPHERAL INTERFACE) 1 32と、
    [0084] 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、
    [0085] L E D表示器 4， 1 3を駆動する P P I 1 05と、
    [0086] 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、
    [0087] 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、
    [0088] 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、
    [0089] 警報音を出すスピーカ 1 2 1 と、
    [0090] 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。
    [0091] 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。
    [0092] 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。
    [0093] 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。
    [0094] 〈サマリ一機能〉
    [0095] 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。
    [0096] 〈N S T図出力機能〉
    [0097] 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。
    [0098] 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。
    [0099] 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。
    [0100] 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。
    [0101] 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。
    [0102] 方法 a (第 1 0 A図） ：
    [0103] 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） ：
    [0104] 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。
    [0105] 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。
    [0106] 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。
    [0107] 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。
    [0108] 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。
    [0109] 〈度数図， 経過図〉 - .
    [0110] 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。
    [0111] 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。
    [0112] 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。
    [0113] 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 ：
    [0114] 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。
    [0115] 陣痛周期 ：
    [0116] 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。
    [0117] 陣痛収縮時間 ：
    [0118] 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。
    [0119] 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、
    [0120] 度数図 上記データをグラフにする
    [0121] 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)
    [0122] ( 2 ) 標準偏差値の 2倍 （= 2 * σ)
    [0123] ( 3 ) 標準偏差値 Ζ平均値 （= σ/Τ〇） 等をグラフ上に示す。
    [0124] 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。
    [0125] 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。
    [0126] ②：省力化が図れる。
    [0127] 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。
    [0128] 又、 度数図によれば、 次の効果が得られる。
    [0129] ①： データの質の向上が得られる。
    [0130] 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。
    [0131] 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。
    [0132] ②： 省力化が図れる。
    [0133] 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〉
    [0134] 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。
    [0135] 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。
    [0136] 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。 '
    [0137] 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。
    [0138] 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。
    [0139] 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。
    [0140] 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。
    [0141] 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。
    [0142] 〈警告機能〉
    [0143] 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。
    [0144] 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。
    [0145] 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。
    [0146] 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〉
    [0147] 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
    [0148] 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。
    [0149] 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。
    [0150] 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。
    [0151] < D S P >
    [0152] 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。
    [0153] 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。
    [0154] 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。
    [0155] 1
    [0156] R (て） =一 *∑ f ( k - At) * f (k * At +て）
    [0157] 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。
    [0158] 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 RM ( て ） に基づいて決定された閾 値 THP 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 PF mを演算する。
    [0159] 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 THP を今の閾値 T H P の 0 . 8 7 5倍
    [0160] T H P - R M ( て ） X 0. 875
    [0161] 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。
    [0162] 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 THP を、
    [0163] T H P — R M ( て ） X 0. 2 5
    [0164] 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。
    [0165] 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
    [0166] 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。
    [0167] 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、
    [0168] 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、
    [0169] I P Fm - 3 0 I B P M
    [0170] 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、
    [0171] 1 6 0 X 1 000
    [0172] 11 - ΔΓΧ |PF m- 30 I ~ x 2
    [0173] 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。
    [0174] 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、
    [0175] I P F m- P FM _ 1 I≤ 30
    [0176] 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 PF 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 PH は、 次回以降のサイク ルのステップ S 220において、
    [0177] I P F m- P FM _ 1 I > 30
    [0178] 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。
    [0179] もし、 ある演算サイクルのステップ S 2 2 0で、 演算し-た PF 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 PH と演算値 P F mとを比較し、 P F mが PH の 30 B PM以内であったならば、 即ち、
    [0180] I P FM- P H I < 30
    [0181] 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 PF 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 PH を更新して、 PF 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、
    [0182] I P F m - P H I > 30
    [0183] 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。
    [0184] 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。
    [0185] 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。
    [0186] < C P U 1 0 0による制御手順〉
    [0187] 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。
    [0188] 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。
    [0189] 経過図のための前処理
    [0190] 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）
    [0191] 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。
    [0192] S Τ図のための処理
    [0193] 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。
    [0194] 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。
    [0195] 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。
    [0196] 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。
    [0197] 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。
    [0198] 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。
    权利要求:
    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、
    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、
    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。
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    引用文献:
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    法律状态:
    1988-08-11| AK| Designated states|Kind code of ref document: A1 Designated state(s): US |
    1988-08-11| AL| Designated countries for regional patents|Kind code of ref document: A1 Designated state(s): BE DE FR GB IT |
    1989-08-03| WWE| Wipo information: entry into national phase|Ref document number: 1988901451 Country of ref document: EP |
    1989-12-20| WWP| Wipo information: published in national office|Ref document number: 1988901451 Country of ref document: EP |
    1993-09-20| WWW| Wipo information: withdrawn in national office|Ref document number: 1988901451 Country of ref document: EP |
    优先权:
    申请号 | 申请日 | 专利标题
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