(57)【要約】  胎児の胎動時や計測電流が低い妊娠週数での胎児心電図信号が計測可能で、しかも、電極の張り替えやシールドルームを必要とせず、病棟、外来レベルでの計測が可能な胎児心電図計測方法及びその装置を発明した。  胎児心電図計測装置は、（１）高入力インピーダンス電極、（２）領域可変性接地電極、（３）差動型増幅回路と最適化演算部を備える
2008090862.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
妊娠中の母体の胸部腹部に取り付けた複数の電極より胎児の心電図信号波形をオンラインで計測するための胎児心電図信号計測方法において、
（ａ）高精度電極を実現するために、高入力インピーダンス電極である複数の計測電極からなる直接生体情報を取得する高入力インピーダンス電極部（１ａ）を設けるステップと、
（ｂ）広域計測を実現するために、単数または複数の領域可変性接地電極（５ａ）からなる胎児の様々な位置の変化に対応するための領域可変性接地電極部（１ｂ）を設けるステップと、
（ｃ）前記高入力インピーダンス電極部（１ａ）、前記領域可変性接地電極部（１ｂ）、および計測の主体であり差動特性をもつ差動型増幅部（１ｃ）を有する広域接地型高感度電極を設けるステップと、
（ｄ）全ての前記電極の組み合わせから低雑音で最大信号を計測できるよう胎児の位置、状態に対し最適に制御するために、最適接地電極領域と最適電極を選択する電極最適化演算部（１ｄ）を設けるステップとを施すことを特徴とする胎児心電図信号計測方法。
【請求項２】
請求項１記載の胎児心電図信号計測方法において、前記高入力インピーダンス電極部（１ａ）は、参照電極（３）を含む複数の計測電極（４）からなる皮膚接触電極部（２ａ）と、１００ＧΩ以上の高入力インピーダンス特性を有する前置増幅部（２ｂ）とを有するシールドケーブルを用いることを特徴とする胎児心電図信号計測方法。
【請求項３】
請求項２記載の胎児心電図信号計測方法において、前記皮膚接触電極部（２ａ）は、前記参照電極（３）を含む複数の計測電極（４）であって、各々の計測電極は誘電金属と導電性高分子ジェルならびにその接続手段を施すことを特徴とする胎児心電図信号計測方法。
【請求項４】
請求項２記載の胎児心電図信号計測方法において、前記前置増幅部（２ｂ）は前記差動型増幅部（１ｃ）と電極計測点の間に置かれる演算増幅器（オペアンプ）を含む前置増幅器（プリアンプ）（２ｂ−１）であり、前記領域可変性接地電極部（１ｂ）から前記差動型増幅部（１ｃ）に流れるバイアス電流をｐＡ単位に抑えることが可能であり、±１μＶ以上の電位差が高感度計測可能なことを特徴とする胎児心電図信号計測方法。
【請求項５】
請求項１記載の胎児心電図信号計測方法において、前記領域可変性接地電極部（１ｂ）は、胎児の位置や妊娠週数による大きさの変化、胎動に対応し生体信号の計測領域を変えることのできる可変性の接地電極であり、単数または複数の面電極からなる領域可変性接地電極（５ａ）と電極最適化演算部（１ｄ）より出力された最適領域情報に基づき最適領域を構成する電極最適領域構成部（５ｂ）を備えることを特徴とする胎児心電図信号計測方法。
【請求項６】
請求項５記載の胎児心電図信号計測方法において、前記領域可変性接地電極（５ａ）は、１つまたは複数の互いに絶縁された基本単位電極を有する基本シート接地電極よりなり、該基本シート接地電極の大きさ、形は自由に変更可能であることを特徴とする胎児心電図信号計測方法。
【請求項７】
請求項５記載の胎児心電図信号計測方法において、前記電極最適領域構成部（５ｂ）は、前記電極最適化演算部（１ｄ）から入力された最適領域情報に対し胎児心電図成分が一定以上の接地電極の組み合わせを選択するスレッシュホールド回路（７ａ）と該スレッシュホールド回路（７ａ）から得られた情報をスイッチ接続により実現するリレー回路（７ｂ）よりなり、前記電極最適化演算部（１ｄ）より出力された最適領域情報に基づき、生体に複数装着された基本シート接地電極を前記リレー回路（７ｂ）により自由に組み合わせ互いに接続することによって接地電極の大きさ、形を変化させ、胎児の動きや位置変化に合わせた最適な接地電極を実現することを特徴とする胎児心電図信号計測方法。
【請求項８】
請求項１記載の胎児心電図信号計測方法において、前記差動型増幅部（１ｃ）は、前記高入力インピーダンス電極部（１ａ）、前記領域可変性接地電極の入力からの信号増幅と差動のための差動増幅器（８ａ）、多入力を１入力に変換するマルチプレクサー（８ｂ）、Ａ／Ｄ変換器（８ｃ）からなり、信号出力部から出力される各計測チャンネル電位は、各チャンネル電位と接地電位の差から参照電極電位と接地電位の差を引いたものとであり、前記参照電極と領域可変性接地電極を同じ部位に置くことによって、前記参照電極と領域可変性接地電極の同相電圧信号の電圧差をゼロとし、前記各計測チャンネル電位を前記各チャンネル電位と領域可変性接地電極電位との差としたことを特徴とする胎児心電図信号計測方法。
【請求項９】
請求項１記載の胎児心電図信号計測方法において、前記電極最適化演算部（１ｄ）は、胎児心電図信号を認識する胎児心電図信号認識部（９ａ）と、該胎児心電図信号認識部（９ａ）からの各チャンネル情報を基に、全ての計測チャンネルに胎児心電図信号を含まない基本単位接地電極（不関接地電極）と、いずれかの計測チャンネルに胎児心電図信号を最大に含むような可変接地電極（最適可変接地電極）を認識する接地電極認識部（９ｃ）と、最適可変接地電極を用いたときに胎児心電図信号が計測されない計測電極（不関計測電極）を認識する計測電極認識部（９ｂ）と、接地電極由来以外の電極雑音で各計測電極に共通な雑音を各計測電極電位と不応電極電位の差を取ることにより消去することのできる基本演算部（９ｄ）とを有することを特徴とする胎児心電図信号計測方法。
【請求項１０】
妊娠中の母体の胸部腹部に取り付けた複数の電極より胎児の心電図信号波形をオンラインで計測するための胎児心電図信号計測装置において、
高精度電極を実現するために、高入力インピーダンス電極である複数の計測電極からなる直接生体情報を取得する高入力インピーダンス電極部（１ａ）と、
広域計測を実現するために、単数または複数の領域可変性接地電極（５ａ）からなる胎児の様々な位置の変化に対応するための領域可変性接地電極部（１ｂ）と、
前記高入力インピーダンス電極部（１ａ）、前記領域可変性接地電極部（１ｂ）、および計測の主体であり差動特性をもつ差動型増幅部（１ｃ）を有する広域接地型高感度電極と、
全ての電極の組み合わせから低雑音で最大信号を計測できるよう胎児の位置、状態に対し最適に制御するために、最適接地電極領域と最適電極を選択する電極最適化演算部（１ｄ）と、
を具備することを特徴とする胎児心電図信号計測装置。
【請求項１１】
請求項１０記載の胎児心電図信号計測装置において、前記高入力インピーダンス電極部（１ａ）は、参照電極（３）を含む複数の計測電極（４）及びケーブルからなる皮膚接触電極部（２ａ）と、１００ＧΩ以上の高入力インピーダンス特性を有する前置増幅部（２ｂ）とを有し、シールドケーブルを具備することを特徴とする胎児心電図信号計測装置。
【請求項１２】
請求項１１記載の胎児心電図信号計測装置において、前記皮膚接触電極部（２ａ）は、前記参照電極（３）を含む複数の計測電極（４）であって、各々の計測電極は誘電金属と導電性高分子ジェルならびにその接続手段を具備することを特徴とする胎児心電図信号計測装置。
【請求項１３】
請求項１１記載の胎児心電図信号計測装置において、前記前置増幅部（２ｂ）は前記差動型増幅部（１ｃ）と電極計測点の間に置かれる演算増幅器（オペアンプ）を含む前置増幅器（プリアンプ）（２ｂ−１）であり、領域可変性接地電極部（１ｂ）から前記差動型増幅部（１ｃ）に流れるバイアス電流をｐＡ単位に抑えることが可能であり、±１μＶ以上の電位差が高感度計測可能に構成したことを特徴とする胎児心電図信号計測装置。
【請求項１４】
請求項１０記載の胎児心電図信号計測装置において、前記領域可変性接地電極部（１ｂ）は、胎児の位置や妊娠週数による大きさの変化、胎動に対応し生体信号の計測領域を変えることのできる可変性の接地電極であり、単数または複数の面電極からなる領域可変性接地電極（５ａ）と電極最適化演算部（１ｄ）より出力された最適領域情報に基づき最適領域を構成する電極最適領域構成部（５ｂ）からなることを特徴とする胎児心電図信号計測装置。
【請求項１５】
請求項１４記載の胎児心電図信号計測装置において、前記領域可変性接地電極（５ａ）は、１つまたは複数の互いに絶縁された基本単位電極としての幅をもつ面電極である基本シート接地電極よりなり、該基本シート接地電極の大きさ、形は自由に変更可能であることを特徴とする胎児心電図信号計測装置。
【請求項１６】
請求項１４記載の胎児心電図信号計測装置において、前記電極最適領域構成部（５ｂ）は、前記電極最適化演算部（１ｄ）から入力された最適領域情報に対し胎児心電図成分が一定以上の接地電極の組み合わせを選択するスレッシュホールド回路（７ａ）と該スレッシュホールド回路（７ａ）から得られた情報をスイッチ接続により実現するリレー回路（７ｂ）よりなり、前記電極最適化演算部（１ｄ）より出力された最適領域情報に基づき、生体に複数装着された基本シート接地電極を前記リレー回路（７ｂ）により自由に組み合わせ互いに接続することによって接地電極の大きさ、形を変化させ、胎児の動きや位置変化に合わせた最適な接地電極を実現することを特徴とする胎児心電図信号計測装置。
【請求項１７】
請求項１０記載の胎児心電図信号計測装置において、前記差動型増幅部（１ｃ）は前記高入力インピーダンス電極、前記領域可変性接地電極の入力からの信号増幅と差動のための差動増幅部（８ａ）、多入力を１入力に変換するマルチプレクサー（８ｂ）、Ａ／Ｄ変換器（８ｃ）からなり、信号出力部から出力される各計測チャンネル電位は、各チャンネル電位と接地電位の差から参照電極電位と接地電位の差を引いたものであり、前記参照電極と領域可変性接地電極を同じ部位に置くことによって、前記参照電極と領域可変性接地電極の同相電圧信号の電圧差をゼロとし、前記各計測チャンネル電位が前記各チャンネル電位と領域可変性接地電極電位との差としたことを特徴とする胎児心電図信号計測装置。
【請求項１８】
請求項１０記載の胎児心電図信号計測装置において、前記電極最適化演算部（１ｄ）は、胎児心電図信号を認識する胎児心電図信号認識部（９ａ）と、該胎児心電図信号認識部（９ａ）からの各チャンネル情報を基に、全ての計測チャンネルに胎児心電図信号を含まない基本単位接地電極（不関接地電極）と、いずれかの計測チャンネルに胎児心電図信号を最大に含むような可変接地電極（最適可変接地電極）を認識する接地電極認識部（９ｃ）と、最適可変接地電極を用いたときに胎児心電図信号が計測されない計測電極（不関計測電極）を認識する計測電極認識部（９ｂ）と、接地電極由来以外の電極雑音で各計測電極に共通な雑音を各計測電極電位と不応電極電位の差を取ることにより消去する基本演算部（９ｄ）とを具備することを特徴とする胎児心電図信号計測装置。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、妊娠中の母体から胎児の心電図信号を検出するための胎児心電図信号計測方法およびその装置に関するものである。
【背景技術】
【０００２】
従来、この種の装置としては、分娩時の頭皮誘導による胎児心電図信号が主に利用されてきた。これは、分娩時、膣の開口部を介して単極誘導のねじ式心電図電極を産道に通し直接胎児の子宮外に露呈している部分、例えば頭部や臀部に取り付けるもので、このような技術は、例えばローゼン等の下記特許文献１またはローゼンの下記非特許文献１に開示されている。【０００３】
これらの特許文献１または非特許文献１には、頭皮電極から得られる胎児心電図波形の計測法が記載されている。しかしこの方法は、分娩時のみに計測時期が限られ、また明らかに観血的方法であるため、胎児への感染などの危険性が増加するという欠点がある。【０００４】
同様に、堀尾等の下記特許文献２の子宮内埋め込み型胎児モニタリング装置に関しても、胎児に子宮鏡を通し直接マイクロカプセルを取り付ける侵襲的方法であり、取り付けるために母体を通した手術が必要であるため、事実上適用が限られ、上記した特許文献１の例と同様の困難が伴う。【０００５】
これまで提案されてきた母体の腹壁から胎児心電図を計測する主な方法としては、下記非特許文献２の小川他による少数の対電極を用いた双極誘導法による方法や、下記特許文献３にあるグリーンバーグ等の複数の双極誘導法を胎児の体軸に互いに直交するように組み合わせた方法がある。【０００６】
これらの方法は、胎児心電図を確実に計測するために胎児の心軸を電極ではさむ必要があることや、対になる電極同士の電位差を取ることによって電極対に共通に混入する不規則な雑音を取り除くことが可能であり、また雑音に強いことなどにより近年まで盛んに研究されてきた。しかし、双極法はデータの解析手法が限られ、１つの計測データを得るために２つの電極が必要であり、胎動で胎児が移動しても胎児心電図を取るためには多数の電極で母体腹壁をカバーする必要がある。また、胎児が小さく心軸の方向を推定し難い場合は計測が難しい。特に、妊娠２６週から妊娠３６週までのように胎児の周りに脂肪成分（胎脂）が増大し胎児心電の導電率が下がる場合などは計測電位が小さくなりしばしば計測ができない。従って、この方法による計測は妊娠後期に行われることが多かった。【０００７】
英国のＰｅｔｅｒｓ  Ｍ（ピーター  Ｍ），Ｃｒｏｗｅ  Ｊ（クロー  Ｊ），Ｈａｙｅｓ−Ｇｉｌｌ  Ｂ（ハイエスギル  Ｂ）らは下記非特許文献３にあるように、５個の電極を母体腹壁に取り付けて長時間計測を続け、その中にたまたま存在した胎児心電図信号を解析することにより胎児心電図を計測する装置を開発し、携帯型母体／胎児モニター装置として製品化を試みている。この方法は、双極法の胎児心電図の計測率が悪いという問題を長時間計測により改善しようという試みであるが、医療器機が満たすべき条件である何時、誰が何処で計測しても同じ結果が得られるという性能を満たしていない。従って、検査が必要なときに常に使用できるとは限らず、時には結果がでるまで１日以上待つ必要があることになる。この方法では、利用が著しく制限され必要なときのモニターにはならない。【０００８】
また、下記非特許文献４に開示の方法によると、双極電極法は、子宮が収縮し筋電図が増大する子宮収縮時、母体の動作時など雑音成分が突発的に変化したり信号の基線が不規則に増減したりする場合などでもＳＮ比が悪化し計測不可能になることが知られている。【０００９】
そこで、双極電極法に代わる方法として、母体腹壁に複数の計測電極を装着し、母体のそれ以外の場所に参照（レファレンス）電極を置く単極法が主流となってきた。単極法を用いることにより、腹壁の電極の数を増やすことが可能であり、胎児心電図信号を計測できる場合が増える。このような技術は、例えば下記特許文献４や非特許文献５に開示されている。しかし、双極電極法と比べ回路への雑音の混入が多く、それを避けるため主にシールド線を使い雑音の低減を図っているが、シールドルームで計測せざるを得ないことが多く、現実的には臨床レベルでのモニタリングに役立つ装置とは言いがたい。また、電極を移動し電極抵抗が低く、かつ胎児心電図が良好に計測される場所を探さなければいけないこと、せっかく探し当てた電極位置で計測していても、胎動により胎児が移動した場合など電極を張り替える必要が生じること、被検者としての母体が緊張している症例では計測が出来ない場合が多いことなどの問題がある。【００１０】
従って、外来や病棟での胎動時を含む連続長時間モニターなどは難しい。また、雑音の問題を考慮に入れないとしても、母体の腹壁をすべてカバーするためには理論的には１００から２００個の電極が必要になり、この方法で胎動時をカバーすることは実質的に実現不可能である。しかしながら、成人の心電図にある運動負荷試験に見られるように、胎児においても安静時より胎動時の方が心筋虚血などの異常の観測が発見されやすいと考えられ、安静時と同様に胎児の運動時にも使用可能な電極法が望ましい。また、臨床で用いる場合、診断に緊急を有することがしばしばであり、外来や病室レベルで使用可能な、なるべく多くの症例に適応可能な装置が望ましい。【００１１】
このように、外来や病室レベルで使用可能な低雑音で高感度の、しかも電極の張替えなしに胎動時でも連続して計測可能である胎児心電図信号計測方法およびその装置はまだ実現されていない。
【特許文献１】特表２００２−５３２１８２号公報
【特許文献２】特開２００４−１２１７３３号公報
【特許文献３】特表２００２−５３８８７２号公報
【特許文献４】特表２００５−５０３８８３号公報
【非特許文献１】Ｒｏｓｅｎ  ＫＧ：Ｆｅｔａｌ  ＥＣＧ  ｗａｖｅｆｏｒｍ  ａｎａｌｙｓｉｓ  ｉｎ  ｌａｂｏｕｒ．Ｆｅｔａｌ  ｍｏｎｉｔｏｒｉｎｇ．Ｐｈｙｓｉｏｌｏｇｙ  ａｎｄ  ｔｅｃｈｎｉｑｕｅｓ  ｏｆ  ａｎｔｅｎａｔａｌ  ａｎｄ  ｉｎｔｒａｐａｒｔｕｍ  ａｓｓｅｓｓｍｅｎｔ．Ａｄ．Ｓｐｅｎｃｅｒ  ＪＡＤ  Ｃａｓｔｌｅ  Ｈｏｕｓｅ  Ｐｕｂｌｉｃａｔｉｏｎｓ．ｐｐ１８４−１８７，１９８９（ローゼン  ＫＧ：分娩時の胎児心電図・胎児モニタ・出産前および出産時の胎児評価の生理学とテクニック）
【非特許文献２】小川昭之：正常胎児・新生児心電図ＲＲ間隔時系列の自己回帰解析. 時系列の実際II  赤池弘次、北川源四朗（編著）４章ｐｐ．６１−７４朝倉書店  １９９５
【非特許文献３】Ｐｅｔｅｒｓ  Ｍ，ｅｔ  ａｌ．：Ｍｏｎｉｔｏｒｉｎｇ  ｔｈｅ  ｆｅｔａｌ  ｈｅａｒｔ  ｎｏｎ−ｉｎｖａｓｉｖｅｌｙ：ａ  ｒｅｖｉｅｗ  ｏｆ  ｍｅｔｈｏｄｓ．Ｊ．Ｐｅｒｉｎａｔ．Ｍｅｄ．２９（２００１），ｐｐ４０８−４１６．（ピーター  Ｍ、胎児心臓の非侵襲的モニター：方法の検討）
【非特許文献４】Ｚａｒｚｏｓｏ  Ｖ  ａｎｄ  Ｎａｎｄｉ  ＡＫ：Ｎｏｎｉｎｖａｓｉｖｅ  ｆｅｔａｌ  ｅｌｅｃｔｒｏｃａｒｄｉｏｇｒａｍ  ｅｘｔｒａｃｔｉｏｎ：Ｂｌｉｎｄ  ｓｅｐａｒａｔｉｏｎ  ｖｅｒｓｕｓ  ａｄａｐｔｉｖｅ  ｎｏｉｓｅ  ｃａｎｃｅｌｌａｔｉｏｎ．ＩＥＥＥ  Ｔｒａｎｓ．Ｂｉｏｍｅｄ．Ｅｎｇ．４８，１２−１８，２００１．（ザルゾソ  Ｖ：非侵襲的胎児心電図抽出法：独立成分分析法と適応信号処理フィルタ法の比較）
【非特許文献５】Ｔａｙｌｏｒ  ＭＪＯ，ｅｔ  ａｌ．：Ｎｏｎ−ｉｎｖａｓｉｖｅ  ｆｅｔａｌ  ｅｌｅｃｔｒｏｃａｒｄｉｏｇｒａｆｙ  ｉｎ  ｓｉｎｇｌｅｔｏｎ  ａｎｄ  ｍｕｌｔｉｐｌｅ  ｐｒｅｇｎａｎｃｉｅｓ．ＢＪＯＧ，１１０，６６８−７８，２００３．（テーラー  ＭＪＯ、単胎と多胎における非侵襲的胎児心電図）
【非特許文献６】第４６回  生体医工学会大会，Ｊａｐａｎ  Ｓｏｃ，ＭＥ＆ＢＥ，矢崎  博之，  樋口  正高，京相  雅樹，石島  正之，「大面積容量電極を用いた無自覚睡眠モニタリング」，２００７年  ４月，ＰＳ１−１１−７
【非特許文献７】第４６回  生体医工学会大会，Ｊａｐａｎ  Ｓｏｃ，ＭＥ＆ＢＥ，石田  周平，塩澤  成弘，藤原  義久，牧川  方昭，「ベッドに配置した容量結合型電極による着衣状態での就寝時心電図計測」，２００７年  ４月，ＰＳ１−１１−８
【発明の開示】
【００１２】
上記したように従来の技術では、計測場所や計測範囲が限られ、胎動時や計測電位が低い妊娠週数での計測が難しく、胎動時に胎児の位置が変わったとき電極を張り替えなければならなくなるなど、胎児や母体の状態でＳＮ比、利便性が悪く計測できない例が多く存在するといった問題があった。換言すれば、これらは、マイクロボルトオーダー（μＶ）での非定常生体電位の計測技術が存在していなかったために解決できない課題であった。
【００１３】
これに対し、非接触で生体電流の変化を計測する新しい方法が、非拘束フィールド計測法として出現してきた。この方法は、電極の形を自由に設定できるものであり、布などの電極を利用した着る電極（ウェアラブル電極）としてユビキタス医療における生体計測技術の中心技術の一つになりつつある（非特許文献６、７，特許文献１）。
【００１４】
これは電極絶縁物電極による生体電位計測（電圧変化）を行うための電気計測技術であり、電極と生体の容量結合を用い生体電位の計測を行うため、非接触による生体電位計測が可能である。また、電極同士にコンデンサー型の結合を作るため、計測対象の周りに絶縁物がある場合などに計測電位が増強し、妊娠３０週前後の胎児心電図計測が容易になると考えられる。また、電極の大きさは広い方が良く計測できることになる。電極を広くできれば、上記の胎児心電図の問題の中の胎動による計測不安定性が解消される可能性がある。胎児がどこに動いても広い電極でカバーでき、胎児心電図の電極数を増やさずに計測が可能となるからである。
【００１５】
しかし、この電極法ではコンデンサー電位計測に伴う欠点として、逆に、局所計測が難しいこと、計測対象と計測場所の構造物による周辺との容量結合ノイズが入りやすくなることや、接地電極を絶縁物電極にすると接地電極も計測電極との間に容量結合を形成し孤立した存在ではなくなるため計測電位に影響を与えてくるなどの問題が出てくる。
【００１６】
また、直接電流が主な計測電流となると考えられる妊娠２４週前後の場合は、この計測法ではかえって計測が難しくなることが考えられる。
【００１７】
本発明は、胎児の胎動時や計測電位が低い妊娠週数での胎児心電図信号の計測を可能とし、しかも、電極の貼り替えやシールドルームなどの特別な場所を必要とせず、病棟、外来レベルでの計測が可能な、利便性が高く、適応範囲の広い胎児心電図信号計測方法およびその装置を提供することを目的としている。
【００１８】
本発明は、上記目的を達成するために、
〔１〕妊娠中の母体の胸部腹部に取り付けた複数の電極より胎児の心電図信号波形をオンラインで計測するための胎児心電図信号計測方法において、高精度電極を実現するために、高入力インピーダンス電極である複数の計測電極からなる直接生体情報を取得する高入力インピーダンス電極部（１ａ）を設けるステップと、広域計測を実現するために、単数または複数の領域可変性接地電極（５ａ）からなる胎児の様々な位置の変化に対応するための領域可変性接地電極部（１ｂ）を設けるステップと、前記高入力インピーダンス電極部（１ａ）、前記領域可変性接地電極部（１ｂ）、および計測の主体であり差動特性をもつ差動型増幅部（１ｃ）を有する広域接地型高感度電極を設けるステップと、全ての前記電極の組み合わせから低雑音で最大信号を計測できるよう胎児の位置、状態に対し最適に制御するために、最適接地電極領域と最適電極を選択する電極最適化演算部（１ｄ）を設けるステップとを施すことを特徴とする。
【００１９】
〔２〕上記〔１〕記載の胎児心電図信号計測方法において、前記高入力インピーダンス電極部（１ａ）は、参照電極（３）を含む複数の計測電極（４）からなる皮膚接触電極部（２ａ）と、１００ＧΩ以上の高入力インピーダンス特性を有する前置増幅部（２ｂ）とを有するシールドケーブルを用いることを特徴とする。
【００２０】
〔３〕上記〔２〕記載の胎児心電図信号計測方法において、前記皮膚接触電極部（２ａ）は、前記参照電極（３）を含む複数の計測電極（４）であって、各々の計測電極は誘電金属と導電性高分子ジェルならびに接続手段を施すことを特徴とする。
【００２１】
〔４〕上記〔２〕記載の胎児心電図信号計測方法において、前記前置増幅部（２ｂ）は前記差動型増幅部（１ｃ）と電極計測点の間に置かれる演算増幅器（オペアンプ）を含む前置増幅器（プリアンプ）（２ｂ−１）であり、前記領域可変性接地電極部（１ｂ）から前記差動型増幅部（１ｃ）に流れるバイアス電流をｐＡ単位に抑えることが可能であり、±１μＶ以上の電位差が高感度計測可能なことを特徴とする。ただし、前記前置増幅部（２ｂ）は、前記皮膚接触電極部（２ａ）の近傍に配置されることが望ましい。
【００２２】
〔５〕上記〔１〕記載の胎児心電図信号計測方法において、前記領域可変性接地電極部（１ｂ）は、胎児の位置や妊娠週数による大きさの変化、胎動に対応し生体信号の計測領域を変えることのできる可変性の接地電極であり、単数または複数の面電極からなる領域可変性接地電極（５ａ）と電極最適化演算部（１ｄ）より出力された最適領域情報に基づき最適領域を構成する電極最適領域構成部（５ｂ）を備えることを特徴とする。
【００２３】
〔６〕上記〔５〕記載の胎児心電図信号計測方法において、前記領域可変性接地電極（５ａ）は、１つまたは複数の互いに絶縁された基本単位電極を有する基本シート接地電極よりなり、この基本シート接地電極の大きさ、形は自由に変更可能であることを特徴とする。ここで、前記基本シート接地電極は電極布のような高入力インピーダンス電極が望ましい。
【００２４】
〔７〕上記〔５〕記載の胎児心電図信号計測方法において、前記電極最適領域構成部（５ｂ）は、前記電極最適化演算部（１ｄ）から入力された最適領域情報に対し胎児心電図成分が一定以上の接地電極の組み合わせを選択するスレッシュホールド回路（７ａ）とこのスレッシュホールド回路（７ａ）から得られた情報をスイッチ接続により実現するリレー回路（７ｂ）よりなり、前記電極最適化演算部（１ｄ）より出力された最適領域情報に基づき、生体に複数装着された基本シート接地電極を前記リレー回路（７ｂ）により自由に組み合わせ互いに接続することによって接地電極の大きさ、形を変化させ、胎児の動きや位置変化に合わせた最適な接地電極を実現することを特徴とする。
【００２５】
〔８〕上記〔１〕記載の胎児心電図信号計測方法において、前記差動型増幅部（１ｃ）は、前記高入力インピーダンス電極、前記領域可変性接地電極の入力からの信号増幅と差動のための差動増幅器（８ａ）、多入力を１入力に変換するマルチプレクサー（８ｂ）、Ａ／Ｄ変換器（８ｃ）からなり、信号出力部から出力される各計測チャンネル電位は、各チャンネル電位と接地電位の差から参照電極電位と接地電位の差を引いたものであり、前記参照電極と領域可変性接地電極を同じ部位に置くことによって、前記参照電極と領域可変性接地電極の同相電圧信号の電圧差をゼロとし、前記各計測チャンネル電位を前記各チャンネル電位と領域可変性接地電極電位との差としたことを特徴とする。
【００２６】
〔９〕上記〔１〕記載の胎児心電図信号計測方法において、前記電極最適化演算部（１ｄ）は、胎児心電図信号を認識する胎児心電図信号認識部（９ａ）と、この胎児心電図信号認識部（９ａ）からの各チャンネル情報を基に、全ての計測チャンネルに胎児心電図信号を含まない基本単位接地電極（不関接地電極）と、いずれかの計測チャンネルに胎児心電図信号を最大に含むような可変接地電極（最適可変接地電極）を認識する接地電極認識部（９ｃ）と、最適可変接地電極を用いたときに胎児心電図信号が計測されない計測電極（不関計測電極）を認識する計測電極認識部（９ｂ）と、接地電極由来以外の電極雑音で各計測電極に共通な雑音を各計測電極電位と不応電極電位の差を取ることにより消去することのできる基本演算部（９ｄ）を有することを特徴とする。
【００２７】
ここで、最適可変接地電極と不関接地電極情報は、胎児心電図信号認識部（９ａ）からの各チャンネル情報と共に最適領域情報として領域可変性接地電極部（１ｂ）の電極最適領域構成部（５ｂ）へ出力される。
【００２８】
また、計測電極認識部（９ｂ）では、胎児心電図信号は自己相関により自動認識されることが望ましい。
【００２９】
ただし、全ての計測チャンネルに胎児心電図信号を含まない基本単位接地電極が存在しない場合は、不関接地電極は各計測チャンネルに最小の胎児心電位を含む最小接地電極とするかゼロと考える。また、不関計測電極においても同様に、不関計測電極は最小計測胎児心電位電極かゼロと考える。
【００３０】
〔１０〕妊娠中の母体の胸部腹部に取り付けた複数の電極より胎児の心電図信号波形をオンラインで計測するための胎児心電図信号計測装置において、高精度電極を実現するために、高入力インピーダンス電極である複数の計測電極からなる直接生体情報を取得する高入力インピーダンス電極部（１ａ）と、広域計測を実現するために、単数または複数の領域可変性接地電極（５ａ）からなる胎児の様々な位置の変化に対応するための領域可変性接地電極部（１ｂ）と、前記高入力インピーダンス電極部（１ａ）、前記領域可変性接地電極部（１ｂ）、および計測の主体であり差動特性をもつ差動型増幅部（１ｃ）を有する広域接地型高感度電極と、全ての電極の組み合わせから低雑音で最大信号を計測できるよう胎児の位置、状態に対し最適に制御するために、最適接地電極領域と最適電極を選択する電極最適化演算部（１ｄ）とを具備することを特徴とする。
【００３１】
〔１１〕上記〔１０〕記載の胎児心電図信号計測装置において、前記高入力インピーダンス電極部（１ａ）は、参照電極（３）を含む複数の計測電極（４）及びケーブルからなる皮膚接触電極部（２ａ）と、１００ＧΩ以上の高入力インピーダンス特性を有する前置増幅部（２ｂ）とを有し、シールドケーブルを具備することを特徴とする。
【００３２】
〔１２〕上記〔１１〕記載の胎児心電図信号計測装置において、前記皮膚接触電極部（２ａ）は、前記参照電極（３）を含む複数の計測電極（４）であって、各々の計測電極は誘電金属と導電性高分子ジェルならびにその接続手段を具備することを特徴とする。
【００３３】
〔１３〕上記〔１１〕記載の胎児心電図信号計測装置において、前記前置増幅部（２ｂ）は前記差動型増幅部（１ｃ）と電極計測点の間に置かれる演算増幅器（オペアンプ）を含む前置増幅器（プリアンプ）（２ｂ−１）であり、領域可変性接地電極部（１ｂ）から前記差動型増幅部（１ｃ）に流れるバイアス電流をｐＡ単位に抑えることが可能であり、±１μＶ以上の電位差が高感度計測可能に構成したことを特徴とする。ただし、前記前置増幅部（２ｂ）は、前記皮膚接触電極部（２ａ）の近傍に配置することが望ましい。
【００３４】
〔１４〕上記〔１０〕記載の胎児心電図信号計測装置において、前記領域可変性接地電極部（１ｂ）は、胎児の位置や妊娠週数による大きさの変化、胎動に対応し生体信号の計測領域を変えることのできる可変性の接地電極であり、単数または複数の面電極からなる領域可変性接地電極（５ａ）と電極最適化演算部（１ｄ）より出力された最適領域情報に基づき最適領域を構成する電極最適領域構成部（５ｂ）からなることを特徴とする。
【００３５】
〔１５〕上記〔１４〕記載の胎児心電図信号計測装置において、前記領域可変性接地電極（５ａ）は、１つまたは複数の互いに絶縁された基本単位電極としての幅をもつ面電極である基本シート接地電極よりなり、この基本シート接地電極の大きさ、形は自由に変更可能であることを特徴とする。
【００３６】
〔１６〕上記〔１４〕記載の胎児心電図信号計測装置において、前記電極最適領域構成部（５ｂ）は、前記電極最適化演算部（１ｄ）から入力された最適領域情報に対し胎児心電図成分が一定以上の接地電極の組み合わせを選択するスレッシュホールド回路（７ａ）とこのスレッシュホールド回路（７ａ）から得られた情報をスイッチ接続により実現するリレー回路（７ｂ）よりなり、前記電極最適化演算部（１ｄ）より出力された最適領域情報に基づき、生体に複数装着された前記基本シート接地電極を前記リレー回路（７ｂ）により自由に組み合わせ互いに接続することによって接地電極の大きさ、形を変化させ、胎児の動きや位置変化に合わせた最適な接地電極を実現することを特徴とする。
【００３７】
〔１７〕上記〔１０〕記載の胎児心電図信号計測装置において、前記差動型増幅部（１ｃ）は前記高入力インピーダンス電極、前記領域可変性接地電極の入力からの信号増幅と差動のための差動増幅器（８ａ）、多入力を１入力に変換するマルチプレクサー部（８ｂ）、Ａ／Ｄ変換器（８ｃ）からなり、信号出力部から出力される各計測チャンネル電位は、各チャンネル電位と接地電位の差から参照電極電位と接地電位の差を引いたものであり、前記参照電極と領域可変性接地電極を同じ部位に置くことによって、前記参照電極と領域可変性接地電極の同相電圧信号の電圧差をゼロとし、前記各計測チャンネル電位を前記各チャンネル電位と領域可変性接地電極電位との差としたことを特徴とする。
【００３８】
〔１８〕上記〔１０〕記載の胎児心電図信号計測装置において、前記電極最適化演算部（１ｄ）は、胎児心電図信号を認識する胎児心電図信号認識部（９ａ）と、この胎児心電図信号認識部（９ａ）からの各チャンネル情報を基に、全ての計測チャンネルに胎児心電図信号を含まない基本単位接地電極（不関接地電極）と、いずれかの計測チャンネルに胎児心電図信号を最大に含むような可変接地電極（最適可変接地電極）を認識する接地電極認識部（９ｃ）と、最適可変接地電極を用いたときに胎児心電図信号が計測されない計測電極（不関計測電極）を認識する計測電極認識部（９ｂ）と、接地電極由来以外の電極雑音で各計測電極に共通な雑音を各計測電極電位と不応電極電位の差を取ることにより消去する基本演算部（９ｄ）を具備することを特徴とする。
【００３９】
ここで、最適可変接地電極と不関接地電極情報は、胎児心電図信号認識部（９ａ）からの各チャンネル情報と共に最適領域情報として領域可変性接地電極部（１ｂ）の電極最適領域構成部（５ｂ）へ出力される。
【００４０】
また、計測電極認識部（９ｂ）では、胎児心電図信号は自己相関により自動認識されることが望ましい。
【００４１】
ただし、全ての計測チャンネルに胎児心電図信号を含まない基本単位接地電極が存在しない場合は、不関接地電極は各計測チャンネルに最小の胎児心電位を含む最小接地電極とするかゼロと考える。また、不関計測電極においても同様に、不関計測電極は最小計測胎児心電位電極かゼロと考える。
【００４２】
要するに、本発明は、（１）雑音の混入に強く、皮膚抵抗に左右されず、高精度を保証する低雑音高精度計測のための高入力インピーダンス電極を導入すること、（２）胎動時や胎児の位置に拠らない計測を実現するために、高精度のままで広域計測を可能にする広域接地電極（領域可変性接地電極）を導入すること、（３）これらを電子回路で適切に結合しマイクロボルト（μＶ）オーダーの生体微弱電位の計測を可能にする差動型増幅回路と最適化演算部を備えている。
【図面の簡単な説明】
【００４３】
【図１】本発明の実施の形態による胎児心電図信号計測装置の概略構成を示す図である。
【図２】本発明にかかる高入力インピーダンス電極部のブロック図である。
【図３】本発明に係る絶縁物接地電極による生体電位計測シミュレーションを示す図である。
【図４】本発明にかかる領域可変性接地電極部のブロック図と面電極解説図である。
【図５】本発明にかかる差動型増幅部のブロック図である。
【図６】本発明にかかる電極最適化演算部のブロック図と胎動時の自動電極制御アルゴリズム例を示す図である。
【図７】本発明にかかる妊娠３３週の心電図信号が微弱な場合の計測実施例を示す図である。
【図８】本発明にかかる妊娠３８週の胎動時の胎児心電図及び胎児心ドプラ信号の計測の実施例を示す図である。
【発明を実施するための最良の形態】
【００４４】
以下、本発明の実施の形態について図面を参照しながら説明する。【００４５】
図１は本発明の実施の形態による胎児心電図信号計測装置の概略構成を示す図である。【００４６】
図１において、１は母体、２は母体１内の胎児、３は参照（レファレンス）電極、４は計測電極である。また、１ａは高入力インピーダンス電極部であり、この高入力インピーダンス電極部１ａは、計測電極４と参照電極３からの入力電位を前置増幅器を含む前置増幅部２ｂで等価増幅し、高入力インピーダンス生体計測電位信号に変換する。【００４７】
参照電極３は、領域可変性接地電極（基本シート接地電極）５ａとともに母体背中に取り付けられる。また、複数の計測電極４は母体腹壁に取り付けられる。ここで、領域可変性接地電極５ａは、１つまたは複数の互いに絶縁された基本単位電極を有する基本シート接地電極よりなり、この基本シート接地電極の大きさ、形は自由に変更可能である。【００４８】
１ｂは領域可変性接地電極５ａと電極最適領域構成部５ｂとからなる領域可変性接地電極部を示している。この領域可変性接地電極部１ｂは１枚または複数の面電極である領域可変性接地電極５ａが電極最適領域構成部５ｂにおいて最大の胎児心電図信号が得られるように連結されて差動型増幅部１ｃの差動増幅器の接地電極電位として入力される。１ｃは差動型増幅部であり、この差動型増幅部１ｃは、計測信号の差動増幅とＡ／Ｄ変換を行う。１ｄは電極最適化演算部であり、この電極最適化演算部１ｄでは、例えば、自己相関を利用した各計測信号における胎児心電図信号の認識と、その相関をチャンネル毎に分けて領域可変性接地電極部１ｂへの出力を行う。また、相関が最小のチャンネル電位と他のチャンネル電位の差を最終計測信号として出力する。【００４９】
次に、高入力インピーダンス電極部１ａを図２を参照しながら詳しく説明する。【００５０】
高入力インピーダンス電極部１ａは、皮膚接触電極部２ａである、計測電極４と参照電極３を備え、この計測電極４と参照電極３は同じタイプの点電極の高入力インピーダンス電極である。このように同じタイプの点電極にすることによって差動型増幅部１ｃでの同相信号除去比は増大しない。また、前置増幅器２ｂ−１を有する前置増幅部２ｂを備えたことにより、１００ＧΩ以上の高入力インピーダンスとすることができる。【００５１】
また、皮膚接触電極部２ａは、参照電極３を含む複数の計測電極であって、各々の計測電極４は誘電金属と導電性高分子ジェル（ウェットジェル）およびケーブルを用いる。【００５２】
また、前置増幅部２ｂは差動型増幅部１ｃと電極計測点の間に置かれる演算増幅器（オペアンプ）を含む前置増幅器（プリアンプ）２ｂ−１で、領域可変性接地電極部１ｂから差動型増幅部１ｃに流れるバイアス電流をｐＡ単位に抑えることが可能であり、±１μＶ以上の電位差が高感度計測可能である。【００５３】
本発明では、従来技術における問題を解決するために、通常の金属回路と絶縁物電極を組み合わせ、容量結合型電位計測を行う半絶縁物電極法（広域接地型高感度電極法）の原理と等価回路によるボルテージフォロワ解析による回路の条件の設定法とこれを実現する実際の電気回路による測定結果を示す。これによって今まで不可能であった±１μＶの高精度体表電位フィールド計測を行うことができる。【００５４】
本発明では、絶縁物電極を用いた生体電位計測のシミュレーション回路を構成し、絶縁物電極を接地電極として用いた場合の計測目的電位と計測電位の関係式を作成し、計測信号に接地電極電位がどのように関与するか検討し、併せて、広域の接地電極による生体電位計測法としての生体広域接地型高感度電極法の成立する条件を導いた。【００５５】
図３は本発明に係る絶縁物接地電極による生体電位計測シミュレーションを示す図である。【００５６】
図３および下記式（１）において、Ａを増幅率、ＣEを計測電極の容量結合電位、ＲEを計測電極抵抗、Ｃinをプリアンプ回路の等価容量電位、ＣGを接地電極の容量結合電位とする。また、ＶHを胎児心電位、Ｖoutを計測電位、ＣRを参照電極電位とする。
Ｖout＝ＡＣG｛［ＣE／〔Ｃin（ＣE＋ＣG）＋ＣEＣG〕］
−［ＣR／〔Ｃin（ＣR＋ＣG）＋ＣRＣG〕］｝ＶH  …（１）
上記式（１）にシミュレーションから導かれた胎児心電位と計測電位の関係を示す。接地電極容量ＣGが計測電位Ｖoutの中に陽に現れている。もし、計測電極と参照電極に同じ性質の電極を用いる場合、上記式（１）の括弧［］内の分母が等しいと仮定できる。また、接地電極の容量結合電位ＣGが計測電極の容量結合電位ＣEや参照電極電位ＣR、プリアンプ回路の等価容量電位Ｃinより十分大きいとき接地電極の容量結合電位ＣGが計測電位に直接関与することが分かる。【００５７】
接地電極を容量結合を用い計測電極と同様に扱い、計測範囲を拡大し、しかも高感度を実現する本発明は他に類を見ないものである。【００５８】
次に、領域可変性接地電極部１ｂを図４を参照しながら詳しく説明する。【００５９】
図４（Ａ）は、領域可変性接地電極部１ｂの構成を示している。領域可変性接地電極部１ｂは母体背中に取り付けられる領域可変性接地電極５ａと電極最適領域構成部５ｂからなる。【００６０】
領域可変性接地電極５ａは、単数または複数の基本シート接地電極Ｘ１…Ｘｎよりなり、参照電極３は、この領域可変性接地電極５ａの近傍に置かれる。基本シート接地電極Ｘ１…Ｘｎは、通電性を有する面電極であり、表面電気抵抗値は０．１Ω以下であることが望ましい。基本シート接地電極Ｘ１…Ｘｎの大きさは自由に設定してよい。電極最適領域構成部５ｂは、胎児の動きに合わせて最良の胎児心電図信号が計測できるように基本シート接地電極Ｘ１…Ｘｎをリレー回路７ｂにより自由に接続させるものであり、この時の最適組み合わせは、図１に示す電極最適化演算部１ｄから得られる最適領域情報とスレッシュホールド回路７ａにより構成されている。【００６１】
図４（Ｂ）は従来法と本発明の方法との比較を示す図である。図４（Ｂ）の左図は従来法を示しており、ここで、ＣＨは計測電極を示し、Ｅは点電極を示している。図４（Ｂ）の右図は本発明の方法を示しており、ＷＥは面電極を示す。従来法の点電極Ｅでの計測は、計測電極ＣＨと点電極Ｅを結ぶ直線（ＣＨ−Ｅ）上にある電位変化のみが計測されることになる。これに対して、本発明では、右図に示したように、ＷＥが面電極になっているために広い範囲の計測が可能になっている。つまり、この方法では、任意の形の点電極ＣＨと面電極ＷＥ上の全ての点の総和電位を計測することができる。これを実現するために、単純に点電極を面電極に置き換える方法では、マイクロボルトオーダーの生体電位信号は計測できなくなる。面電極の問題点として、電極表面と皮膚の間に生ずる分極電位雑音、皮膚と電極の接着むらに起因する同相除去比の悪化に起因する雑音の問題があるからである。面電極を広くした場合、分極電位雑音だけでも１００μＶ以上になり、マイクロボルトオーダーの生体電位信号は計測できなくなる。本発明では、高入力インピーダンス電極を計測電極４として用い、電極間のバイアス電流を小さくすることで分極電位雑音を解消した。また、計測電極４と参照電極３は同じ点電極のままで、領域可変性接地電極５ａのみを面電極に変えることで、差動型増幅部１ｃに生ずる同相除去比の悪化を解消した。基本シート接地電極Ｘ１…Ｘｎは、１枚または数枚の電極布を用いても有効であり、皮膚との間が容量結合となり、この場合、接地電極側でも高入力インピーダンスが実現されて雑音を低減することができる。【００６２】
次に、差動型増幅部１ｃを図５を参照しながら詳しく説明をする。【００６３】
図５において、差動型増幅部１ｃは、差動増幅器８ａ、高速オンライン処理のためのマルチプレクサー８ｂ、Ａ／Ｄ変換器８ｃにより構成される。信号出力部から出力される各計測チャンネル電位は、各チャンネル電位と接地電位の差から参照電極電位と接地電位の差を引いたものとなっているために、参照電極３と領域可変性接地電極５ａを同じ部位に配置することによって、参照電極３と領域可変性接地電極５ａの同相電圧信号の電圧差をゼロにすることが可能であり、また、このため、各計測チャンネル電位を各チャンネル電位と領域可変性接地電極電位との差とすることが可能である。【００６４】
次に、電極最適化演算部１ｄを図６を参照しながら詳しく説明する。【００６５】
図６において、電極最適化演算部１ｄは、各チャンネルの計測電位信号に基づき、胎児心電図信号の計測に最適な計測を実現するための演算部である。この電極最適化演算部１ｄは、胎児心電図信号認識部９ａ、計測電極認識部９ｂ、接地電極認識部９ｃ、基本演算部９ｄよりなる。【００６６】
本発明では、接地電極の大きさや形を、複数の基本シート接地電極の接続状態だけを操作することにより最大計測状態を決定することが可能であり、計測電極の位置や特性の変化を必要としない。また、上記に述べたように、面電極を用いた場合に発生する主な問題を回避できる。さらに、胎動により胎児心電図信号が得られなくなった場合、基本シート接地電極の接続を増やすだけで直ぐに計測可能接続を回復できる特性を有する。【００６７】
胎児心電図信号認識部９ａでは、各チャンネルの胎児心電図信号を例えば胎児心電図周期の自己相関により定量化して認識する。認識された胎児心電図信号の情報、例えば自己相関量は、接地電極認識部９ｃから領域可変性接地電極部１ｂの電極最適領域構成部５ｂに入り、最適接地電極が実現される。【００６８】
また、計測電極認識部９ｂに入った例えば自己相関量から不関計測電極が推定され、基本演算部９ｄで各計測電位の同相電位雑音が消去される。【００６９】
ここで、電極最適化演算部１ｄ、電極最適領域構成部５ｂは、胎動時や妊娠３０週前後の胎児心電図信号が微弱な状態での、胎児心電位成分の極大化による計測最適化を意味し、何もせず安定して胎児心電図信号が計測される妊娠２４週前後や妊娠４０週前後の安静時では最適制御は必要としない場合がある。この場合は、これらの最適化機構は用いなくても良い。【００７０】
図７に妊娠３３週における微弱心電図信号の計測実施例を示す。【００７１】
実施例では計測電極には誘電金属である銀塩化銀電極を用い、導電性高分子ジェルとしてウェットジェルを用いている。また、基本シート接地電極としては２．５ｃｍ×４ｃｍの面電極を６枚組み合わせて胎児の動きに合わせて結合を選択させ胎児心電図信号を計測した。電極布としては、タフタ布銅ニッケルメッキ電極布を用い胎児心電図成分を計測することができた。図７（Ｂ）は、シールドルームにてテーラーらと同じ誘導法（従来法）で計測したものである。微弱電位のため、従来の方法では、全く胎児心電図信号が計測されていない。これに対し、図７（Ａ）の本発明の方法では、小枠内に胎児心電図信号が継続してはっきり計測されている。また、図中の“Ｄｏｐｐｌｅｒ”は胎児心ドプラ信号を示す。胎児心ドプラ信号の形の変化は、ドプラプローブと胎児心臓の位置の変化を表しており、胎児の運動（胎動）を示している。本発明の方法では、胎動でこの胎児心ドプラ信号がはずれて計測不可能になっているにもかかわらず、胎児心電図信号が継続して得られているのが分かる。これに対し、図７（Ｂ）の従来法では、胎児心ドプラ信号が継続して得られる安静時でも、計測される胎児心電図信号は少数で、場合によって計測できたりできなかったりしている。【００７２】
すなわち、胎児成分が小さくなる場合、胎児心電図信号の計測が大変難しい従来法に対して、本発明の方法では、“Ｄｏｐｐｌｅｒ”信号が胎動により取れなくなっても安定して胎児心電図信号（小枠内）が計測され続けている。なお、ＭＥＣＧは母体心電図である。【００７３】
図８は妊娠３８週の胎動時の胎児心電図及び胎児心ドプラ信号の計測の実施例を示す図である。この図８において、図８（Ａ）には、従来法による胎児心電図および胎児心ドプラ信号が、図８（Ｂ）には、胎児の胎動の模式図が、図８（Ｃ）には、本発明にかかる広域接地型高感度電極法による胎児心電図および胎児心ドプラ信号がそれぞれ示されている。【００７４】
これらの図より、従来法では、胎動により胎児心電図のＲ波の電位が減衰し、胎児心電図が取れなくなっていることがわかる〔図８（Ａ）〕。これに対し、本発明の方法〔図８（Ｃ）〕では、胎動時でも安定して胎児心電図信号が計測されている。【００７５】
電極の最適化に領域可変性接地電極を用いた本発明は、他に類がなく、広域、高感度を実現し、マイクロボルトオーダーの生体信号計測技術において大変重要である。【００７６】
従って、本発明に用いる他の有用な応用例としては、実施例に記載した胎児心電図信号の計測に限らず、成人や新生児脳波、筋電図、神経束電位、成人ヒス束電位などのマイクロボルト領域生体信号の計測にも応用できる。また、馬、牛、羊、ウサギ、マウスなどの動物用胎仔心電図などの計測も可能である。【００７７】
本発明によれば、高入力インピーダンス電極と領域可変性接地電極、差動型増幅器を組み合わせた広域接地型高感度電極とその最適化により、胎動時や計測電位が低い妊娠週数での計測を可能とし、しかも、電極の貼り替えやシールドルームなどの特別な場所を必要とせず病棟、外来レベルでの計測が可能な、利便性が高く、適応範囲の広い胎児心電図信号の計測を可能にする。
【産業上の利用可能性】
【００７８】
本発明に係る広域接地型高感度電極法による胎児心電図を含む生体電位計測装置は、産科医療の中核的な役割を果たす胎児監視モニター（胎児用心電計）の計測機械として適用できるだけでなく、胎動時や信号劣化時の自動最適計測装置として胎児診断等の産科の様々な分野に適用できる。【００７９】
また、本発明によって製造された生体電位計測装置は、脳波計測、筋電図計測、神経束電位計測、また動物の胎仔心電図計測用として広く用いることが出来る。
【図２】
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【図３】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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【図１】
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【図４】
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【図８】
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【手続補正書】
【提出日】平成20年11月13日(2008.11.13)
【手続補正１】
【補正対象書類名】特許請求の範囲
【補正対象項目名】請求項１
【補正方法】変更
【補正の内容】
【請求項１】
妊娠中の母体の胸部腹部に取り付けた複数の電極より胎児の心電図信号波形をオンラインで計測するための胎児心電図信号計測方法において、
（ａ）１００ＧΩ以上の高入力インピーダンス電極である複数の計測電極からなる直接生体情報を取得する１００ＧΩ以上の高入力インピーダンス電極部（１ａ）を設けるステップと、
（ｂ）単数または複数の領域可変性接地電極（５ａ）からなる胎児の様々な位置の変化に対応するための領域可変性接地電極部（１ｂ）を設けるステップと、
（ｃ）前記高入力インピーダンス電極部（１ａ）、前記領域可変性接地電極部（１ｂ）、および計測の主体であり差動特性をもつ差動型増幅部（１ｃ）を有する広域接地型高感度電極を設けるステップと、
（ｄ）全ての前記電極の組み合わせから低雑音で最大信号を計測できるよう胎児の位置、状態に対し最適に制御するために、最適接地電極領域と最適電極を選択する電極最適化演算部（１ｄ）を設けるステップとを施すことを特徴とする胎児心電図信号計測方法。
【手続補正２】
【補正対象書類名】特許請求の範囲
【補正対象項目名】請求項１０
【補正方法】変更
【補正の内容】
【請求項１０】
妊娠中の母体の胸部腹部に取り付けた複数の電極より胎児の心電図信号波形をオンラインで計測するための胎児心電図信号計測装置において、
１００ＧΩ以上の高入力インピーダンス電極である複数の計測電極からなる直接生体情報を取得する１００ＧΩ以上の高入力インピーダンス電極部（１ａ）と、
単数または複数の領域可変性接地電極（５ａ）からなる胎児の様々な位置の変化に対応するための領域可変性接地電極部（１ｂ）と、
前記高入力インピーダンス電極部（１ａ）、前記領域可変性接地電極部（１ｂ）、および計測の主体であり差動特性をもつ差動型増幅部（１ｃ）を有する広域接地型高感度電極と、
全ての電極の組み合わせから低雑音で最大信号を計測できるよう胎児の位置、状態に対し最適に制御するために、最適接地電極領域と最適電極を選択する電極最適化演算部（１ｄ）と、
を具備することを特徴とする胎児心電図信号計測装置。
【国際調査報告】
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