JPS6014846A - 動態観測用胎児心拍数計 - Google Patents
動態観測用胎児心拍数計Info
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- JPS6014846A JPS6014846A JP58123713A JP12371383A JPS6014846A JP S6014846 A JPS6014846 A JP S6014846A JP 58123713 A JP58123713 A JP 58123713A JP 12371383 A JP12371383 A JP 12371383A JP S6014846 A JPS6014846 A JP S6014846A
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- Japan
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- fetal
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- heart rate
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- 230000000747 cardiac effect Effects 0.000 title 1
- 210000001161 mammalian embryo Anatomy 0.000 title 1
- 210000002458 fetal heart Anatomy 0.000 claims description 16
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Landscapes
- Measuring Pulse, Heart Rate, Blood Pressure Or Blood Flow (AREA)
- Ultra Sonic Daignosis Equipment (AREA)
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。
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、超音波ドプラ法により胎児の心拍数を計数す
る胎児心拍数計に関するものである。
る胎児心拍数計に関するものである。
従来の、ドプラ法に基づくドプラ胎児心拍数計としては
、胎児心の心筋もしくは弁の動きに由来する拍動性の成
分を抽出して周期性の検出と心拍数の導出を行うもので
あった。
、胎児心の心筋もしくは弁の動きに由来する拍動性の成
分を抽出して周期性の検出と心拍数の導出を行うもので
あった。
しかし、この手法は、良く完成されているとは言え未だ
いくつかの難点を有している。例えば、次の２点である
。
いくつかの難点を有している。例えば、次の２点である
。
（リ 胎児心が探触子の指向性から外れてしまうと、信
号がなくナシ、作業ができなくなる。この点は、たとえ
広角指向性の探触子を用いても完全には解決されない。
号がなくナシ、作業ができなくなる。この点は、たとえ
広角指向性の探触子を用いても完全には解決されない。
（２）歩行中や軽作業中の状態において観測を行う場合
、母体の周期的な動きが心拍とまぎられしい周期性のア
ーティフアクトをもたらす。
、母体の周期的な動きが心拍とまぎられしい周期性のア
ーティフアクトをもたらす。
このような点から、胎児生理の動態観測を行わんとして
も、母体にストレスのかがる場面においては、正確な観
測が困難であった。
も、母体にストレスのかがる場面においては、正確な観
測が困難であった。
ることにある。
このような目的を達成するために、本発明では、超音波
ドブ２法において、母体の急峻な体動にょシ生ずるアー
チイアアクトのドプラシフト値よシも更に高いドプラシ
フトを呈する胎動脈血流からの拍動性ドプラ信号のみを
フィルタな用いて抽出し、胎児心拍レートの計測を行う
ようＫしたことを特徴とする。
ドブ２法において、母体の急峻な体動にょシ生ずるアー
チイアアクトのドプラシフト値よシも更に高いドプラシ
フトを呈する胎動脈血流からの拍動性ドプラ信号のみを
フィルタな用いて抽出し、胎児心拍レートの計測を行う
ようＫしたことを特徴とする。
以下図面を用いて本発明の詳細な説明する。そもそも、
ドプラ血流信号に対しては、その振幅にではす＜、ドプ
ラシフト局波数ないしその分布に注目して、血液の流速
を評価するのが正当な評価の、仕方である。
ドプラ血流信号に対しては、その振幅にではす＜、ドプ
ラシフト局波数ないしその分布に注目して、血液の流速
を評価するのが正当な評価の、仕方である。
しかしながら、ドプラ血液信号を、出現し得る最高のド
プラシフト周波数近辺を中心周波数とすると共に通過帯
域の下方の切れが中庸なバンドパスフィルタを介して取
り出すならば、周波数ではなく振幅に注目することによ
っても流速に注目したのとほぼ等価な結果を得ることが
できる。
プラシフト周波数近辺を中心周波数とすると共に通過帯
域の下方の切れが中庸なバンドパスフィルタを介して取
り出すならば、周波数ではなく振幅に注目することによ
っても流速に注目したのとほぼ等価な結果を得ることが
できる。
なお、血液の脈動における立上すのみを検出するような
場合には、前記バンドパスフィルタの下方の切れを鋭い
ものとしておけばよい。このようなフィルタは広義のド
プラフィルタに相当し、心筋や弁、更に体動アーティフ
アクト等は総べてドプラシフトの低い不要な成分とみな
したこととなる口重発明は、従来よりもずっと高域の、
０．３〜１パ一ミル程度のドプラシフトに対して〕１１
合するバンドパスフィルタと、その後の振幅検波を行う
手段を含む。第１図にその一実施例であるブロック図を
示す。図において、１は被検体（母体）に対して超音波
を送受する探触子、２は探触子を駆動するための高周波
エネルギーを発生する発振器、３は反射波信号よりドプ
ラシフト信号をめるドプラ受信機、４はドプラシフト比
として０．３〜１バーミルの成分のものは通すがそれ以
下の成分のものは急峻にカットオフしてしまうような少
なくとも公称２４ｄＢ／オクタ一ブ以上の力、トオフ特
性を有するドプラフィルタ（例えばローカットフィルタ
）、５は検波回路、６はローパスフィルタ、７は２値化
回路である◇ このような構成において、発振器２からの高周波エネル
ギーにより付勢されて超音波を発生した探触子線その後
反射波を受波し、電気信号に変換して出力する。ドプラ
受信機３では発振器２の周波数（探触子の送波音波の周
波数に当る）とこの電気信号からドプラシフト信号をめ
る。次段のドプラフィルタ４では、有用な範囲すなわち
ドプラシフト比で０．３〜１パ一ミル程度の拍動性ドプ
ラ血流信号のみを抽出する。このフィルタリング効果に
よれば母体の動揺がいし胎動による血流信号への妨害を
抑圧することができる。この拍動性ドプラ信号を検波し
た後ローパスフィルタ６でその高域成分を除去すると第
２図０）に示すような脈動波形が得られる。次いで、こ
れを２値化回路７にかけて、あるスレシホルドレベルで
２値化することによって第２図（ロ）のようなパルス列
信号を得る。このようにして得られたパルス信号を心拍
レートメータ（図示せず）などに入力して計測すること
によって、その胎児心拍数を容易にめることができる。
場合には、前記バンドパスフィルタの下方の切れを鋭い
ものとしておけばよい。このようなフィルタは広義のド
プラフィルタに相当し、心筋や弁、更に体動アーティフ
アクト等は総べてドプラシフトの低い不要な成分とみな
したこととなる口重発明は、従来よりもずっと高域の、
０．３〜１パ一ミル程度のドプラシフトに対して〕１１
合するバンドパスフィルタと、その後の振幅検波を行う
手段を含む。第１図にその一実施例であるブロック図を
示す。図において、１は被検体（母体）に対して超音波
を送受する探触子、２は探触子を駆動するための高周波
エネルギーを発生する発振器、３は反射波信号よりドプ
ラシフト信号をめるドプラ受信機、４はドプラシフト比
として０．３〜１バーミルの成分のものは通すがそれ以
下の成分のものは急峻にカットオフしてしまうような少
なくとも公称２４ｄＢ／オクタ一ブ以上の力、トオフ特
性を有するドプラフィルタ（例えばローカットフィルタ
）、５は検波回路、６はローパスフィルタ、７は２値化
回路である◇ このような構成において、発振器２からの高周波エネル
ギーにより付勢されて超音波を発生した探触子線その後
反射波を受波し、電気信号に変換して出力する。ドプラ
受信機３では発振器２の周波数（探触子の送波音波の周
波数に当る）とこの電気信号からドプラシフト信号をめ
る。次段のドプラフィルタ４では、有用な範囲すなわち
ドプラシフト比で０．３〜１パ一ミル程度の拍動性ドプ
ラ血流信号のみを抽出する。このフィルタリング効果に
よれば母体の動揺がいし胎動による血流信号への妨害を
抑圧することができる。この拍動性ドプラ信号を検波し
た後ローパスフィルタ６でその高域成分を除去すると第
２図０）に示すような脈動波形が得られる。次いで、こ
れを２値化回路７にかけて、あるスレシホルドレベルで
２値化することによって第２図（ロ）のようなパルス列
信号を得る。このようにして得られたパルス信号を心拍
レートメータ（図示せず）などに入力して計測すること
によって、その胎児心拍数を容易にめることができる。
第３図は本発明の他の実施例図である。同図において、
上記と同様にしてフィルタ４を介して得たドプラシフト
信号の波形について、特にその立上り点をゼロクロス検
出器２１にてめ、その検出器出力でモノステープルバイ
ブレータ２２を起動することによっである一定時間幅の
パルスでなるパルス列信号を得る。このパルス列信号を
ローパスフィルタ６にかければ第１図の場合と同様に脈
動波形が得られ、以下同様に２値化回路７によシ胎児心
拍に対応した周期の信号としてめられ出力される。
上記と同様にしてフィルタ４を介して得たドプラシフト
信号の波形について、特にその立上り点をゼロクロス検
出器２１にてめ、その検出器出力でモノステープルバイ
ブレータ２２を起動することによっである一定時間幅の
パルスでなるパルス列信号を得る。このパルス列信号を
ローパスフィルタ６にかければ第１図の場合と同様に脈
動波形が得られ、以下同様に２値化回路７によシ胎児心
拍に対応した周期の信号としてめられ出力される。
なお、ドプラフィルタ４からの出力信号をもとに胎児心
拍の周期をめる方法としては、本実施例に限定されるも
のではなく、フーリエ変換法や自己相関法を用いる方法
を採用してもよい。
拍の周期をめる方法としては、本実施例に限定されるも
のではなく、フーリエ変換法や自己相関法を用いる方法
を採用してもよい。
の
また、胎児血流信号に対して、胎児動脈血流ドブ２信号
と母体動脈血流のそれとを区別して胎児動脈血流のドプ
ラ信号のみを抽出する工夫が必要である。動脈血流の二
者の鑑別には生理的標準パラメータを用いる。つまυ、
第４図に示すように、血流信号のある周波数帯域のエン
ベロープないしは広帯域的に見たスペクト２ムのエンベ
ロープから、■拍出期の区間の長さｔｄ（胎児の方が短
い）、■拍出期における流れのパターンの立上り時間ｔ
ｒ（胎児の方が短い）のいずれか一方または双方に注目
すれば、大略第１表のような統計的差異があることから
、胎児動脈血流のドプラ信号のみを区別して抽出するこ
とができる。
と母体動脈血流のそれとを区別して胎児動脈血流のドプ
ラ信号のみを抽出する工夫が必要である。動脈血流の二
者の鑑別には生理的標準パラメータを用いる。つまυ、
第４図に示すように、血流信号のある周波数帯域のエン
ベロープないしは広帯域的に見たスペクト２ムのエンベ
ロープから、■拍出期の区間の長さｔｄ（胎児の方が短
い）、■拍出期における流れのパターンの立上り時間ｔ
ｒ（胎児の方が短い）のいずれか一方または双方に注目
すれば、大略第１表のような統計的差異があることから
、胎児動脈血流のドプラ信号のみを区別して抽出するこ
とができる。
第１表
すなわち第５図はかかる母体動脈血流信号の区別のため
の手段の構成例を示すものであり、これにおいては前記
ｄ如くして得た脈動波形５１に関して（至）大魚と極小
点の検出が充放電型のピークフォロワー５２．５３によ
り行われる。第６図はその作業行程を示す波形図であり
、第７図は第５図の要所の回路の一例を示す。
の手段の構成例を示すものであり、これにおいては前記
ｄ如くして得た脈動波形５１に関して（至）大魚と極小
点の検出が充放電型のピークフォロワー５２．５３によ
り行われる。第６図はその作業行程を示す波形図であり
、第７図は第５図の要所の回路の一例を示す。
第７図において、増幅器Ａ１、コンデンｖｃｍ、ダイオ
ードＤ□、抵抗Ｒ工および電流源ｃｓ１でなる部分は正
ピークフォロワを成し、また同様にＡ２．Ｃ２゜Ｄ２１
Ｒ２およびｃｓ２でなる部分は負ピークフォロワを成す
。Ｃ１，２は各々Ｄ１，２の許容する方向にのみ信号波
形（入力脈波５１）に追従する如く充電されるがその逆
の向きには各ｃｓ□、２により制御されたレートにおい
てしか放電し得す、そりためｃｌおよびＣ２の端子波形
は第６図６１．６２の如く、対応する側の頂点又は底点
に向う上シ坂又は下シ坂（同順）にしか追従し得ない。
ードＤ□、抵抗Ｒ工および電流源ｃｓ１でなる部分は正
ピークフォロワを成し、また同様にＡ２．Ｃ２゜Ｄ２１
Ｒ２およびｃｓ２でなる部分は負ピークフォロワを成す
。Ｃ１，２は各々Ｄ１，２の許容する方向にのみ信号波
形（入力脈波５１）に追従する如く充電されるがその逆
の向きには各ｃｓ□、２により制御されたレートにおい
てしか放電し得す、そりためｃｌおよびＣ２の端子波形
は第６図６１．６２の如く、対応する側の頂点又は底点
に向う上シ坂又は下シ坂（同順）にしか追従し得ない。
追従している間はＡ１又はＡ２の出力は各々入力電圧に
フォローするが、追従できない時には負の飽和値が出力
される。この間の大振幅の立上凱立下ルが各々Ｃ３〜Ｃ
６とＲ３−Ｒ６によシ微分され、Ｇ□〜Ｇ４に印加され
る・排他的論理和ゲー）Ｇ□〜Ｇ４は図示の如く接続す
ると各々目的とする極性の細幅パルスに応答するようＫ
なる。結果は６５によシまとめられ、これらの内どれか
が来ると（同時にくることは原理上存在しない）図示せ
ぬＣＰＵに割込要求を出し、同じ＜ ＣＰＵはそってｂ
−ｄ間の時間幅を計ることを含み、その値と、前記の第
１表のデータとを勘案して信号源の母児いずれかの判断
をする。なお、割込みに基づいて割込みの種別ごとにそ
の時間間隔をソフトウェア的に計ることは、公知の技術
であ夛、ここではその説明を省略する。
フォローするが、追従できない時には負の飽和値が出力
される。この間の大振幅の立上凱立下ルが各々Ｃ３〜Ｃ
６とＲ３−Ｒ６によシ微分され、Ｇ□〜Ｇ４に印加され
る・排他的論理和ゲー）Ｇ□〜Ｇ４は図示の如く接続す
ると各々目的とする極性の細幅パルスに応答するようＫ
なる。結果は６５によシまとめられ、これらの内どれか
が来ると（同時にくることは原理上存在しない）図示せ
ぬＣＰＵに割込要求を出し、同じ＜ ＣＰＵはそってｂ
−ｄ間の時間幅を計ることを含み、その値と、前記の第
１表のデータとを勘案して信号源の母児いずれかの判断
をする。なお、割込みに基づいて割込みの種別ごとにそ
の時間間隔をソフトウェア的に計ることは、公知の技術
であ夛、ここではその説明を省略する。
なお、前述の心拍数値は、心円周期τをもとに計る場合
には第６図の各ｄ−ｄ間がτをいみし、また信号が性質
１６４点のタイミングがもつともばらつきが少ないから
、それを利用するのが最も好ましい。
には第６図の各ｄ−ｄ間がτをいみし、また信号が性質
１６４点のタイミングがもつともばらつきが少ないから
、それを利用するのが最も好ましい。
また、母児の区別は前述の如く第４図のＴ、にもとづい
て行うことも可能で、それは姑息的ながら第６図中のｃ
−ｄ間の時間によっても行うことができる。
て行うことも可能で、それは姑息的ながら第６図中のｃ
−ｄ間の時間によっても行うことができる。
以上説明したように、本発明によれば、ドプラシフト信
号の内でも特に胎児の心拍動に関連した信号のみをドプ
ラフィルタを介して抽出するようにしたので、母体の動
揺や胎動に影響されることなく胎児心拍動のみに関連し
たパルス列信号を得て、この信号より胎児心拍数を容易
にめることができ、実用に供してその効果は大きい０
号の内でも特に胎児の心拍動に関連した信号のみをドプ
ラフィルタを介して抽出するようにしたので、母体の動
揺や胎動に影響されることなく胎児心拍動のみに関連し
たパルス列信号を得て、この信号より胎児心拍数を容易
にめることができ、実用に供してその効果は大きい０
第１図は本発明に係る動態測用胎児心拍数計の一実施例
を示す構成図、第２図は第１図における各部の動作波形
図、第５図は本発明の他の実施例図、第４図は動脈血流
の生理的標準パラメータを説明するための図、第５図は
母児両動脈血流信号の区別のための手断の構成図、第６
図は第５図における動作を説明するための波形図、第７
図は第５図の一部のより詳細な構成図である。 １・・・被検体、２・・・発振器、３・・・ドプラ受信
機、４・・・ドプラフィルタ、５・・・検波回路、６・
・・ローパスフィルタ、７・・・２値化回路、２１・・
・ゼロクロス検出器、２２・・・モノステープルパイプ
レーク。 第 ｌ 図 第 ２ 図 （ロン −−−Ｆ−−１−−−−−−丁−−１−一一一
一−［−−１−一一一一一茅 ３ 図
を示す構成図、第２図は第１図における各部の動作波形
図、第５図は本発明の他の実施例図、第４図は動脈血流
の生理的標準パラメータを説明するための図、第５図は
母児両動脈血流信号の区別のための手断の構成図、第６
図は第５図における動作を説明するための波形図、第７
図は第５図の一部のより詳細な構成図である。 １・・・被検体、２・・・発振器、３・・・ドプラ受信
機、４・・・ドプラフィルタ、５・・・検波回路、６・
・・ローパスフィルタ、７・・・２値化回路、２１・・
・ゼロクロス検出器、２２・・・モノステープルパイプ
レーク。 第 ｌ 図 第 ２ 図 （ロン −−−Ｆ−−１−−−−−−丁−−１−一一一
一−［−−１−一一一一一茅 ３ 図
Claims (2)
- （１） 母体腹壁上から超音波ドプラ法により胎児の動
脈血流に基づくドブ２シフト信号を得てこれより胎児心
の拍動周期をめるようにした胎児心拍数計において、ド
プラシフト比としてほぼ０．１５〜０．３パーミル以下
の成分を遮断するドプラフィルタを備え、前記ドプラシ
フト信号をこのドプラフィルタに通すととによシ主とし
てドプラシフト比の約０．３〜１ パーミルの成分より
成る信号を抽出し、母体の動揺ないし胎動の影響を受け
ることなく胎児心の拍動周期に関連した信号を得ること
ができるようにしたことを特徴とする動態観測用胎児心
拍数計。 - （２） 前記ドブ２フイルタを通して得られる胎児血流
信号からその短時間平均周波数の変化の周期性を検出す
ることにより胎児心拍数値を得るように構成されたこと
を特徴とする特許請求の範囲第１項記載の動態観測用胎
児心拍数計・（５） 前記ドプラフィルタを通して得ら
れる胎児血流信号に対して、心拍動行程の拍出期間の長
短に由来して胎児動脈血流のドプラ信号と母体動脈血流
のそれとを区別するようにしたことを特徴とする特許請
求の範囲第１項記載の動態観測用胎児心拍数計。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP58123713A JPS6014846A (ja) | 1983-07-07 | 1983-07-07 | 動態観測用胎児心拍数計 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP58123713A JPS6014846A (ja) | 1983-07-07 | 1983-07-07 | 動態観測用胎児心拍数計 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS6014846A true JPS6014846A (ja) | 1985-01-25 |
| JPH0216137B2 JPH0216137B2 (ja) | 1990-04-16 |
Family
ID=14867513
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP58123713A Granted JPS6014846A (ja) | 1983-07-07 | 1983-07-07 | 動態観測用胎児心拍数計 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPS6014846A (ja) |
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| EP3043714A4 (en) * | 2013-09-10 | 2017-05-10 | Hera Med Ltd. | A fetal heart rate monitoring system |
Citations (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS52126265A (en) * | 1976-04-15 | 1977-10-22 | Hewlett Packard Yokogawa | Instantaneous information arithmetic unit |
| JPS5726206U (ja) * | 1980-07-22 | 1982-02-10 |
-
1983
- 1983-07-07 JP JP58123713A patent/JPS6014846A/ja active Granted
Patent Citations (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS52126265A (en) * | 1976-04-15 | 1977-10-22 | Hewlett Packard Yokogawa | Instantaneous information arithmetic unit |
| JPS5726206U (ja) * | 1980-07-22 | 1982-02-10 |
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| EP3043714A4 (en) * | 2013-09-10 | 2017-05-10 | Hera Med Ltd. | A fetal heart rate monitoring system |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPH0216137B2 (ja) | 1990-04-16 |
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