(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
ＥＣＧ信号を検出するために単極構成で胎児及び母体の皮膚に接続される探査電極と、第１の信号リンクによって前記電極と結合される信号ノイズ低減装置とを含み、該信号ノイズ低減装置はカットオフ周波数が0.2から2.7Ｈｚである第１のハイパスフィルタを含む、胎児ＥＣＧ信号を取得する装置。
【請求項２】
前記カットオフ周波数が1.7Ｈｚ未満である請求項１に記載の装置。
【請求項３】
前記信号の電源周波数部分を減衰するよう構成されているノッチフィルタを通して前記信号が供給される、請求項１または２に記載の装置。
【請求項４】
前記ノッチフィルタは50Ｈｚまたは60Ｈｚの周波数を有する信号要素を減衰する、請求項３に記載の装置。
【請求項５】
前記信号は、第２のハイパスフィルタを通過する前に連続してディジタル化される、請求項３に記載の装置。
【請求項６】
前記第２のハイパスフィルタは、
ＥＣＧ信号のＥＣＧ群及びそれらのＰ-Ｑ点を特定する手段と、
少なくとも１つの先行する及び後続するＰ-Ｑ点を使用して、１つのＰ-Ｑ点と、先行するまたは後続するＰ-Ｑ点との間の曲線を近似する関数を取得する手段と、
補償されたサンプルを使用して出力信号を導く手段と、
を含む請求項５に記載の装置。
【請求項７】
前記曲線の近似関数を取得する手段は、Ｐ-Ｑ点と先行するまたは後続するＰ-Ｑ点との間の線の傾きを決定するよう構成されており、補償値y[i]は式 y[i]=x[i]-m-k(i-iPQ) に従って取得され、i、x[i]、m、k及びiPQはそれぞれ各サンプルのインデックス、インデックスiをもつ補償されていないサンプル、現在の群についてのＰ-Ｑ点のレベル、現在の群の傾き、Ｐ-Ｑ点サンプルのインデックスを表す、請求項６に記載の装置。
【請求項８】
前記曲線の近似関数を取得する手段は、１より高次の多項式を決定するよう構成されており、該多項式はＰ-Ｑ点と先行する及び/または後続するＰ-Ｑ点とに基づく、請求項６に記載の装置。
【請求項９】
前記第２のハイパスフィルタに関連するアベレージングフィルタをさらに含む、請求項６、７または８の何れか１項記載の装置。
【請求項１０】
前記ノイズ低減信号の少なくとも一部を表示する手段をさらに含む、請求項１乃至９の何れか１項記載の装置。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、産道を通る胎児の回転によるＥＣＧ波形における変化を回避する一方、顕著なＴ波ベクトルを検出する単極ＥＣＧ誘導構成(unipolar ECG lead configuration)を使用することで一般に取得される、胎児ＥＣＧ信号中の信号ノイズを低減する方法及び装置に関連する。
【０００２】
【従来の技術】
分娩中の胎児の監視は、標準的な医療行為である。その目的は、異常事象ととりわけ胎児の酸素欠乏を特定することである。６０年代のその導入時以来、胎児の心拍数解析のみによる電子的な胎児監視では、酸欠状態に陥っている胎児を適切に確認するために必要な情報のすべてが得られるわけではないことは明らかであった。
【０００３】
この２０年の間に、さらなる情報を得るためにどの胎児の信号が利用できるのかを明らかにする研究が進められてきた。７０年代初期より、胎児心電図の波形解析が生理学的、信号処理、及び臨床の見地から研究されてきた(Rosen KG: Fetal ECG waveform analysis in labour. Fetal monitoring.  Physiology and techniques of antenatal and intrapartum assessment. ad. Spencer JAD. Castle House Publications. pp. 184-187,1989)。ＳＴ間隔とＴ波の振幅が特別の関係を持つことが発見されている。
【０００４】
図１は、識別されている胎児監視中の異なるＥＣＧ成分を持つ２つの連続した鼓動を示す。胎児心電図（ＥＣＧ）のＳＴ間隔における変化は、分娩中の胎児の心臓の負荷を反映する成分の一部であることが分かった。基本的に、酸欠によってＳＴ間隔に現れる変化は、次の３つに分類することができる。
【０００５】
１．増加したＳＴ部分及びＴ波振幅に伴うＳＴ上昇
２．負のスロープを持つＳＴ部分に伴う、いわゆる二相性(biphasic)ＳＴ変化の出現
３．負のＴ波の出現
これらの発見は臨床試験で適用され、胎児心電図のＳＴ波形（すなわちＳＴ部分＋Ｔ波）がＲＲ間隔（胎児心拍数）の単なる検出よりも有益な情報を提供することが示された(Westgate J, M Harris, JSH Curnow, RR Greene: Plymouth randomised trial of cardiotocogram only versus ST waveform plus cardiotocogram for intrapartum monitoring; 2400 cases. Am J Obstet Gynaecol 169(1993)1151)。
【０００６】
胎児のＥＣＧ信号品質に関する問題のいくつかは、長年にわたって確認されてきた。明らかに、ＳＴ波形を検出できることが前提条件であり、従って胎児心電図のＳＴ波形解析に必要な主な条件のうちの１つは、安定しておりかつ分娩中のＴベクトルの特定を可能にする胎児心電図誘導構成である。
【０００７】
胎児監視に使用される従来のＥＣＧレベル構成は、二極胎児ＥＣＧ誘導構成である。ここで、探査電極は両方とも、胎児の体の見える部分（すなわち頭部または臀部）の上に互いに近接して配置される。電極の配置の結果、胎児の水平面に主要なベクトル分布を持つＥＣＧ波形に対して最大の感度がある。しかし、実験データによると、Ｔ波ベクトルは胎児の縦軸に沿って最大に現れた。従って、標準的な胎児ＥＣＧ誘導は、胎児心拍数を検出するためのＲ波を用いるときだけに適しており、Ｔ波の振幅における変化を正確に検出することはできない。
【０００８】
Ｔ波振幅の正確な検出は、胎児の縦軸に現れているＥＣＧ波形変化に敏感であるＥＣＧ誘導を構築することによってのみ達成できる。文献より、単極の胎児ＥＣＧ誘導構成を使用することによって、標準的な二極ＥＣＧ誘導構成よりも正確に主なＴ波ベクトルを検出できることが知られている(Lindecrantz K, Lilja H, Widmark C, Rosen KG: The fetal ECG during labour. A suggested standard. J. Biomed. Eng. 1988; 10: 351-353)。この構成では、探査電極のうちの一方は胎児からかなり離れて配置される。例えば母体の皮膚上である 母体の上腿が適当な場所であると判明している。探査電極の他方は、見えている胎児の部分の皮膚下に刺される標準的な頭皮電極ニードルである。
【０００９】
更なる問題は、従来の胎児ＥＣＧ監視の場合よりもＳＴ波形が研究されている場合に遥かに重要となる信号ノイズの存在である。分娩中に記録される胎児ＥＣＧのＳＴ部分における進行的な変化の図を、図２のａからｃに示す。本発明により示されるＥＣＧ基線も同様に描かれている。ＳＴ部分における二相性の変化の出現は、図２のａからｃに例示されるパターンに従う。これは、30拍のＥＣＧ平均値を示す連続した記録である。図２のａからｃに示されるように、ＥＣＧの基線と比較したＳＴ部分の負のスロープの間の関係を反映する３レベルのスケールにＳＴ部分は分類される。認められることであろうが、このタイプの解析を実行できるためには、低周波ノイズに関して非常に高い信号品質が必要となる。
【００１０】
上述の単極胎児電極構成によりＴベクトルを特定できるが、同時に信号ノイズ問題が発生する。母体の皮膚の電極は、母体の運動に敏感であり、低周波（運動アーティファクト）ノイズと高周波（筋肉の活動）ノイズの両方を引き起こす。ノイズのもう一つの発生源は、電源周波数からの干渉である。従って、信号ノイズの発生源は、以下のように要約できる。
【００１１】
Ａ.筋肉の活動に関連する高周波要素
Ｂ.電源周波数からの干渉
Ｃ.胎児及び母体の運動により主に発生する低周波ノイズ
胎児心電図のＳＴ波形の評価をする任意のシステムは、これらの信号ノイズの潜在的発生源からの干渉を低減しなければならない。しかし、信号ノイズを低減するために適用される手法のいずれも、ＳＴ波形に著しく干渉してはならないことは明らかである。さらに、胎児への酸素供給の状態が１つの瞬間から別の瞬間へと変化できるように信号処理は連続的に行われなければならず、ＥＣＧ波形データの提示におけるいかなる遅延も不利に働くであろう。
【００１２】
【発明が解決しようとする課題】
プリマス試験（Plymouth trial）で使用された手法（Westgate et al, 1993）はアナログフィルタリング信号処理を使用しており、いくらかの成功を収めたことは疑いない。しかし、達成できることには限界があった。胎児頭皮ＥＣＧ信号の振幅（ＱＲＳ群）は、通常100μＶから400μＶの間で変化する。しかしＴ波は、通常ピーク信号の振幅の1/10しかない。従って、信号のこの低振幅の部分に干渉しないように、大変な配慮が必要となる。低周波（すなわち１Ｈｚ以下）基線シフトを低減するアナログハイパスフィルターを使用すると、Ｔ波の振幅に著しく影響を及ぼす危険があり、アメリカ心臓協会（American Heart Association）によって制定されたガイドラインでは、わずか0.05Ｈｚの低周波カットオフが推奨されている(Electrocardiography recommendations for the standardization of leads and of specifications for instruments in ECG/VCG circulation. American Heart Association Committee, 1975, pp 1-25)。プリマス試験ではこれらのガイドラインに従った。
【００１３】
結果として、従来技術のアナログフィルタリング手法では、非常に限られた程度しか電極の運動により発生する低周波ノイズを低減できず、従ってデータの解釈はよりロバストな変化に限定されてしまう。従って、分娩中のＳＴ波形変化の連続的かつ詳細な評価を可能にする、胎児心電図の品質の改善が必要とされている。
【００１４】
【課題を解決するための手段】
本発明によると、胎児ＥＣＧ信号中のノイズを低減する方法が提供される。該方法は、単極構成において胎児及び母体の皮膚に電極を接続し、第１のハイパスフィルタを通して前記電極により検出された信号を供給することを含み、前記第１のハイパスフィルタのカットオフ周波数は0.2Ｈｚから2.7Ｈｚの間である。
【００１５】
本発明は、さらに胎児ＥＣＧ信号を取得する装置を提供する。該装置は、単極構成において胎児及び母体の皮膚に接続され、ＥＣＧ信号を検出する探査電極と、第１の信号リンクによって前記電極に結合される信号ノイズ低減装置とを含み、前記信号ノイズ低減装置は第１のハイパスフィルタを含み、該第１のフィルタのカットオフ周波数は0.2Ｈｚから2.7Ｈｚの間である。
【００１６】
一般に電極の一方は胎児の頭皮に付けられ、もう一方は母体の上腿に付けられる。
【００１７】
本明細書において使用される「カットオフ周波数」とは、それ以下で顕著な程度の信号減衰(例えば、-3ｄＢ)が起こる周波数のことを言う。本発明の好ましい形態においては、通過帯域（パスバンド）の大部分で0.1ｄＢの減衰であり、阻止帯域(ストップバンド)の大部分ではおよそ40ｄＢの減衰である。
【００１８】
このように、従来技術において可能と考えられていたよりも遥かに高いカットオフ周波数を使用した信号フィルタリングが本発明により提供されることが理解できるだろう。これは、（運動、呼吸、インピーダンス変化その他による）ＥＣＧ信号の基線変動はＳＴ波形よりかなり高い振幅を持つことができるけれども、基線変動のエネルギーの大半は、ＳＴ間隔の周波数範囲よりも低い周波数範囲にあるという認識に基づいている。これは、図３に示すスペクトルで説明される。従って、本発明はＳＴ間隔周波数の範囲内でＥＣＧ波形変化を正確に表現できる信号品質強化モデルを提供する。
【００１９】
信号は電極から本発明のノイズ低減装置に直接供給されても良いし、または、例えばおよそ0.05Ｈｚから100Ｈｚのカットオフ周波数を持つアナログバンドパスフィルタのような上述の従来技術の装置を使用して、前もってフィルタされても良い。前カットオフは、信号のダイナミックレンジを減少させるかもしれないＤＣレベルと超低周波成分を除去するのに役立つ。
【００２０】
本発明の装置において、胎児の心拍数が100拍/分以上であるときＴ/ＱＲＳ比が大きく影響されないという点で、最高2.7Ｈｚのカットオフ周波数で満足であると判明している。しかし、より低い心拍数についても満足な性能を得るために、カットオフ周波数は1.7Ｈｚ未満であるのが好ましい。ノイズ低減を最適化するために、カットオフ周波数は0.7Ｈｚを超えることが好ましく、およそ1.2Ｈｚが全体的に最も有効なカットオフ周波数であると思われる。
【００２１】
第１のハイパスフィルタはアナログフィルタでも良いが、このフィルタは最小の位相歪を付加するべきであるのがさらに望ましく、従って、ディジタル技術を使用すると本発明はより容易に達成されると思われる。この場合、信号は第１のハイパスフィルタを通過する前にディジタル化される。
【００２２】
上述したように、信号ノイズのもう一つの発生源は、電源周波数からの干渉である。電源の影響を減少させるために、本発明の装置はＥＣＧ信号の電源周波数部分を減衰させるノッチ電源周波数フィルタを含むのが好ましく、このノッチ電源周波数フィルタは第１のハイパスフィルタと接続してＥＣＧ信号に適用されるのが好ましい。ノッチ電源周波数フィルタはローカルの電源周波数、例えば50Ｈｚまたは60Ｈｚに一致するように備えられる。現在のディジタルフィルタは信号波形に望まない変化を生じることなく信号雑音比を相当に改善することができるので、複数のディジタルフィルタを非常に狭いカットオフに使用して、電源ノイズと共に低周波及び高周波からの干渉を低減することができる。
【００２３】
上述のノイズ低減ステップは、更なるステップとくみ合わせることもできる。例えば、繰返し信号のノイズ低減を実行する手法の１つは、等しくまたは重み係数をつけてアベレージングを使用することである。しかし、これには限界があり、例えば顕著な基線シフトを持つＥＣＧ群は平均化された群を崩し、誤った情報が発生することにつながる。従って、できるだけ多くの信号ノイズがこのような信号アベレージングの前に除去できれば有利となる。
【００２４】
現在のディジタルフィルタ（この場合はハイパスフィルタ）であっても、信号中の低周波ノイズの一部を残すことがあり、これはＲ-Ｒ間隔中の基線シフトまたはスロープとして観察できる。実際のＥＣＧと比較して、利用可能な信号におけるこの偏差によって、ある環境においてはＳＴ部分の質の高い分析が困難になるかもしれない。従って、本発明は、連続ＥＣＧ信号の残存低周波数ノイズがベクトル減算の原理を使用してさらに減衰されるステップを含むのが好ましい。このようなフィルタを用いる利点は、ダイナミックレンジを越えるＥＣＧ信号を、信号の起こり得る損失の直後に操作できることである。
【００２５】
従って、ディジタル化された胎児ＥＣＧ信号中の、ＥＣＧ信号の基線変動によって主として構成される信号ノイズをさらに減衰するために第２のハイパスフィルタを備えるのが好ましい。ＥＣＧ信号は一般に補償されていないサンプルの形でＥＣＧ群のシーケンスを含んでおり、各ＥＣＧ群はＱＲＳ群を含み、第２のハイパスフィルタはカットオフ周波数ハイパスフィルタの後に配置され、追加された第２のハイパスフィルタは、ＥＣＧ信号のＥＣＧ群とそれらのＰ-Ｑ点を特定する手段と、少なくとも１つである、いくつかの先行するあるいは後続するＰ-Ｑ点を使用して、１つのＰ-Ｑ点と、先行するあるいは後続するＰ-Ｑ点の間の曲線を近似する関数を取得する手段と、補償されたサンプルを出力信号に形成するする手段と、を含む。
【００２６】
ベクトル減算を実現する方法の１つは、曲線を近似する関数を取得する手段を、Ｐ-Ｑ点及び先行するあるいは後続するＰ-Ｑ点の間の線の傾きを決定するように構成することである。補償値y[i]は次式に従って算出される。
y[i]=x[i]-m-k(i-iPQ)
ここで、i、x[i]、m、k及びiPQは、それぞれ、各サンプルのインデックス、インデックスiをもつ補償されていないサンプル、現在の群についてのＰ-Ｑ点のレベル、現在の群の傾き、Ｐ-Ｑ点サンプルのインデックスを表す。
【００２７】
１次多項式が十分でない場合、曲線の近似関数を取得する手段を１次より次数の高い多項式を決定するように構成することができる。この多項式は、Ｐ-Ｑ点と、先行する及び/または後続するＰ-Ｑ点とに基づいている。
【００２８】
環境によっては、信号のアベレージングが不必要であるような品質の信号を提供することが可能である。しかし、そうでない場合は、第２のハイパスフィルタに接続されてＥＣＧ信号に適用されるのが好ましいアベレージングフィルタを本発明の装置が含むのが有利である。アベレージングは、３０サイクルに２０回以上行われるのが好ましい。これより多く行うと、Ｔ波の波高に検知できる程度の減衰を引き起こす危険がある。
【００２９】
以下本発明の実施形態が、添付の図面を参照して例示の目的のためだけに記述される。
【００３０】
【発明の実施の形態】
初めに図５を参照すると、使用状態にある胎児監視装置の概観図を示す。第１の電極１は胎児の頭部２に付けられ、第２の電極３は母体の上腿４に付けられる。電極のリード線５は、検出したＥＣＧ信号をノイズ低減装置（６で全体を示す）に送信する。この構造はその下により詳細に記述されている。リード線の更なるセット１３は装置４からの出力をモニタのような表示装置(図示せず)に送信する。
【００３１】
ノイズ低減装置の第１のステージ７は、信号のＤＣ及び低周波数成分を低減する従来のアナログフィルタを含む。このステージのカットオフ周波数は、0.05Ｈｚである。このステージはまた、比較的に高い周波数成分を除去するための100Ｈｚのローパスフィルターを含む。
【００３２】
第１のステージは、500Ｈｚで動作するアナログ/ディジタル変換器である次のステージ８において必要な仕様を減らすのに役立つ。
【００３３】
ディジタル化された信号は、続いて（3ｄＢの減衰に対して）1.2Ｈｚのカットオフ周波数を持ち、1.5Ｈｚ以上では0.1ｄＢ未満で信号を減衰する第１のディジタルＥＣＧフィルタステージ９に供給される。このステージは、電源干渉を除去するノッチフィルタを含む。このステージについてはより詳細に後述する。
【００３４】
続いて、信号はステージ１０でさらに処理される。これは、ＥＣＧ信号中のＱＲＳ群を検出し、それらのＰ-Ｑ点を定義するのに役立つ。ベクトルフィルタ１１と組み合せることによって、前述のベクトル減算過程によって残存低周波数ノイズを除去することができる。
【００３５】
装置６の最終部分は、出力データがリード線１３を通して表示画面及び/またはプリンタに送信される前に、既知の方法によりＨＲ値の計算、ＥＣＧアベレージング、及びＥＣＧ波形解析を実行するステージ１２である。
【００３６】
上述したように、ＥＣＧフィルタ部９は、1.2Ｈｚのカットオフ周波数を持ち、電源ノイズを除去する他のノッチ阻止帯域を含むハイパスフィルタからなる。これは、通過帯域において線形位相（すなわち、定数のグループ遅延を有する）である。図６及び図７は、このフィルタ部の特性を示す。
【００３７】
このフィルタは多くの方法で実現することができる。例として、以下の２つがある。
１．１つまたは複数の直列ステージからなるＦＩＲフィルタ、または、
２．出力信号が単に時間領域でノイズが減算された入力信号である「減算フィルタ」。ノイズは、上の数値と比べて逆の周波数応答を持つフィルタの結果である(図８を参照)。
【００３８】
第１のタイプのフィルタの一例は、以下の２つの伝達関数を持つ２ステージ直列ＦＩＲフィルタである。この種のフィルタの例を図９に示す。
【００３９】
図９で示されるｈ１ブロックは、以下の伝達関数を持つＦＩＲフィルタである。
【数１】
0004615724.tif 000002
【００４０】
図９で示されるｈ２ブロックは、以下の伝達関数を持つＦＩＲフィルタである。
【数２】
0004615724.tif 000003
【００４１】
図６及び図７は、1.2Ｈｚで３ｄＢの減衰をするハイパスカットオフ周波数を示す。このカットオフ特性は別として、Ｎ１、Ｎ２値、及び関連した係数に影響を与える数多くの特性がある。例えば、
通過帯域でのリップル
阻止帯域での減衰
阻止帯域から通過帯域への周波数応答の傾き、すなわち阻止帯域の広さ（1.2Ｈｚと等しくはありえない、ディジタルフィルタにおいて係数が不定数になるからである）である。
【００４２】
加えて、ノッチ阻止帯域が使用されているかいないか、またはノッチの特性が第１のハイパスカットオフ範囲に関連しているかによって伝達関数は影響を受ける（恐らくはより簡単な実現となる）。
【００４３】
従って、係数の絶対的な設定は適切でない。しかし、主な特徴は図７に示す1.2Ｈｚのようなハイパスカットオフ周波数（若干の減衰レベルで）である。
異なるハイパスフィルタを有するノイズ低減装置を用いて本発明の実施形態の実験的な比較が実施された。これは、以下の特性を持つ胎児ＥＣＧデータの格納されたセットに一連のディジタルフィルタを適用することによって実行された。
【００４４】
ＥＣＧは、皮膚と頭皮電極から記録される。
ＥＣＧ信号は、0.05Ｈｚと100Ｈｚのカットオフ周波数を持つアナログバンドパスフィルタを通過した。
アナログＥＣＧは500ＨｚでサンプリングされＡ/Ｄ変換された。
変化する胎児心拍数レベルで増加するＴ/ＱＲＳに伴うＳＴ間隔における明白な変化。
【００４５】
異なる胎児心拍数レベルで試験する理由は、発生しうる顕著な変動のためであり、ＳＴ間隔の周波数範囲は心拍数に依存して変化し得ると仮定することができる。
【００４６】
最小位相歪を持つ以下のフィルタが適用された。
【００４７】
１．ディジタルフィルタがまったく使用されない（TQRS-0ＨＺ）。
【００４８】
２．通過帯域0-48.5Ｈｚ、51.5-148.5Ｈｚ他のマルチノッチＮ２。通過帯域0.5-124.5Ｈｚ、125.5-249.5Ｈｚ（ＴＱＲＳ-1/2Ｈｚ）の付加ＨＰ１マルチノッチ。
【００４９】
３．通過帯域0-48.5Ｈｚ、51.5-148.5Ｈｚ他のマルチノッチＮ２。通過帯域1-124Ｈｚ、126-249Ｈｚ（ＴＱＲＳ-1Ｈｚ）の付加ＨＰ１マルチノッチ。
【００５０】
４．通過帯域1.5-48.5Ｈｚ、5l.5-98.5Ｈｚ、101.5Ｈｚ-148.5Ｈｚ他（ＴＱＲＳ-1/2Ｈｚ）のマルチノッチ。
【００５１】
５．50ＨＺ及びオーバートーンに関してフィルタno.4と同じ、しかし通過帯域2-123Ｈｚ、127-248Ｈｚ（ＴＱＲＳ-2Ｈｚ）の付加マルチノッチ。
【００５２】
６．50ＨＺ及びオーバートーンに関してフィルタno.4と同じ、しかし通過帯域2.5-122.5Ｈｚ、127.5-247.5Ｈｚ（ＴＱＲＳ-2  1/2Ｈｚ）の付加マルチノッチ。
【００５３】
７．50ＨＺ及びオーバートーンに関してフィルタno.4と同じ、しかし通過帯域3-122Ｈｚ、128-247Ｈｚ（ＴＱＲＳ-3Ｈｚ）の付加マルチノッチ。
【００５４】
この実験では、通過帯域は0.1未満の減衰が起こる周波数とみなされる。図７から分かるように、使用されるフィルタに特有の周波数応答は、3ｄＢの減衰に関して定義されたカットオフ周波数がおよそ0.3Ｈｚ低いようなものである。ノッチフィルタの場合、通過帯域の上端は、0.1ｄＢ減衰に対してより3ｄＢに対してはおよそ0.3Ｈｚ高い。
【００５５】
以下は、図４に示されるデータを調査することから見つけることができる。括弧内の周波数は、３ｄＢ減衰に対しての対応するカットオフ値を表す。
【００５６】
１．3Ｈｚ（2.7Ｈｚ）のハイパスを持つフィルタは、胎児の心拍数に関わらず記録された比を誤って降下させてＴ/ＱＲＳ比に影響を与える。
【００５７】
２．およそ100拍/分より大きい胎児心拍数でＥＣＧデータがサンプリングされるとき、Ｔ/ＱＲＳ比は、3.0Ｈｚ（2.7Ｈｚ）より小さいハイパスフィルタによってほとんど影響を受けない。
【００５８】
３．心拍数がおよそ100拍/分以下に落ちるときは、フィルタ特性はより重要になり、Ｔ/ＱＲＳ比に影響を与えないためには2Ｈｚ(1.7Ｈｚ)より小さいハイパスが必要となる。
【００５９】
このように、本発明によって、従来可能と思われていたより高い周波数で胎児ＥＣＧ信号のノイズを減衰できることが理解されるであろう。上述のノイズ周波数分布を考慮して、これによって遥かに多く信号ノイズを低減することができ、これによってより信頼性の高い胎児監視が可能となる。
【図面の簡単な説明】
【図１】胎児を監視する本発明に関係する異なるＥＣＧ成分を持つ２つの連続的な心拍数を示す図である。
【図２】分娩中に記録される胎児ＥＣＧのＳＴ部分における進行的な変化を示す図であり、ＳＴ部分は矢印によって示され、本発明によって示されるＥＣＧ基線も描かれる図である。
【図３】基線変動とＳＴ間隔周波数範囲を含むスペクトルの例を示す図である。
【図４】異なる胎児心拍数レベルでの、Ｔ/ＱＲＳ比によって定量化されるＴ波の振幅に対するハイパスフィルタリングの影響を示す図である。
【図５】実施形態のノイズ低減装置のブロック図である。
【図６】本発明のフィルタ（1.5Ｈｚのハイパス(マルチノッチ)フィルタ）の好ましい実施形態の周波数スペクトルに関するグラフである。
【図７】本発明のフィルタ（1.5Ｈｚのハイパス(マルチノッチ)フィルタ）の好ましい実施形態の第１のカットオフ範囲に関するグラフである。
【図８】実施形態で使用される減算フィルタを表す図である。
【図９】実施形態で使用される２ステージのフィルタを表す図である。
【図１】
0004615724.tif 000004
【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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【図８】
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【図９】
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