"無線胎児および母体監視システムであって、胎児心拍を示す複数の信号を受信するように適合される胎児センサユニットであって、前記胎児センサユニットは、短距離送信ユニットを含む、胎児センサユニットと、母体子宮収縮に応じて作動可能な収縮アクチュエータと、ゲートウェイデバイスであって、前記ゲートウェイデバイスは、データ視覚化を提供するためのディスプレイを含み、前記ゲートウェイデバイスは、データ安全化、および、データ通信ネットワークを通じた情報の遠隔送信を提供する、ゲートウェイデバイスと、前記ゲートウェイデバイスから前記情報を受信するように適合されるサーバと、遠隔患者監視を可能にするためのインターフェースシステムとを備える、無線胎児および母体監視システム。前記胎児センサユニットは超音波センサを含む、請求項1に記載の無線胎児および母体監視システム。前記超音波センサはドップラー超音波センサである、請求項2に記載の無線胎児および母体監視システム。前記胎児センサユニットは音響センサである、請求項1に記載の無線胎児および母体監視システム。前記音響センサはセンサアレイを含む、請求項4に記載の無線胎児および母体監視システム。前記音響センサアレイはMEMSマイクロホンアレイである、請求項5に記載の無線胎児および母体監視システム。前記センサは指向性センサアレイである、請求項5に記載の無線胎児および母体監視システム。ノイズ抑制システムをさらに含む、請求項1に記載の無線胎児および母体監視システム。前記胎児センサユニットはECGセンサを含む、請求項1に記載の無線胎児および母体監視システム。前記短距離送信機はBluetooth送信機である、請求項1に記載の無線胎児および母体監視システム。前記短距離送信機は0.1ワット/kg以下の比吸収率SARで動作する、請求項1に記載の無線胎児および母体監視システム。前記短距離送信機は0.05ワット/kg以下の比吸収率SARで動作する、請求項1に記載の無線胎児および母体監視システム。前記短距離送信機は0.01ワット/kg以下の比吸収率SARで動作する、請求項1に記載の無線胎児および母体監視システム。前記中央センサユニットからの送信を受信するための補助通信ユニットをさらに含む、請求項1に記載の無線胎児および母体監視システム。前記中央センサユニットと前記補助通信ユニットとの間の前記送信は有線接続を介している、請求項14に記載の無線胎児および母体監視システム。前記中央センサユニットと前記補助通信ユニットとの間の前記送信は無線ではない、請求項14に記載の無線胎児および母体監視システム。前記補助通信ユニットは母体ネックレスである、請求項14に記載の無線胎児および母体監視システム。前記収縮アクチュエータはトコセンサである、請求項1に記載の無線胎児および母体監視システム。前記収縮アクチュエータはボタンである、請求項1に記載の無線胎児および母体監視システム。短距離送信システムがクラス3Bluetooth送信機を含む、請求項1に記載の無線胎児および母体監視システム。図1は、本発明に基づく無線胎児監視システムの一実施態様を示す。一実施態様では、デバイスは、超音波ドップラー検出器のような胎児心拍検出器、および、複数の収縮を監視するための、トコトランスデューサのような圧力センサを使用する。デバイスは、1~10MHzの範囲内の周波数において動作する胎児心拍検出器超音波ドップラー検出器の一実施態様においては超音波圧電変換器を収容する中央ユニット10からなる。トコトランスデューサ12は、センサまたは中央ユニット10と一体化されてもよく、または、別個でありワイヤを使用して中央ユニットに接続されてもよい。中央ユニットは、短距離通信モジュールを含む。ゲートウェイ20は、ローカルデータ記憶、視覚化のために、およびデータをサーバに送信するためにモバイルデータネットワークと通信するために使用される。短距離通信は、高出力携帯電話ネットワークに対する通信に必要とされるゲートウェイ20による無線周波数RF放射部が母親/赤子22から相対的に遠くに置かれるように、安全性を考慮して採用される。中央ユニット10内に実装される短距離無線通信モジュールは、低出力RF放射部を有し、したがって、有害である可能性が非常に低い。短距離送信ユニットは、好ましくは0.1ワット/kg以下、より好ましくは0.05ワット/kgを下回る、最も好ましくは0.01ワット/kg以下の比吸収率SARを有する低出力送信ユニットである。このレベルのSARは、Bluetooth技術などを使用することによって、当業者に既知のものとして実装される。好ましくは、クラス3Bluetooth技術またはそうでなければ最も低い放射線クラスが利用される。任意選択的に、無線周波数遮蔽が利用される。身体に装着されるセンサからモバイルデータネットワークまでの直接リンクに対してデバイスへの短距離ボディセンサ無線リンクとともにゲートウェイを使用する1つの重大な利点は、胎児および妊娠中の母体が無線胎児モニタのRF放射に曝露されるのを低減することである。無線ゲートウェイおよびBluetoothモジュールの両方が1~2.5GHzに及ぶ周波数において非イオン化放射線を放射する。RF場に曝露されたときの身体によるエネルギー吸収の度合いの測度である、比吸収率SARたとえば、C.K.Choulら無線周波数電磁曝露:実験的線量測定に関する個別報告RadioFrequencyElectromagneticExposureTutorialReviewonExperimentalDosimetryBioelectro-magnetics,Vol.17,Issue3,pages195-2081996を参照されたいに対するFCCの制限は、携帯電話については1.6W/kgである。ゲートウェイのSAR率は、一般的なスマートフォンに相当し、0.5~1.5W/kgの範囲内であるたとえば、電磁場と公衆衛生:携帯電話ElectromagneticFieldsandPublicHealthMobilePhonesWorldHealthOrganization,FactSheetNo193,May2010を参照されたい。クラスIIにおいて構成されるBluetooth無線モジュールは、約0.01W/kgのSARレベルを生成する。それゆえ、妊娠中の女性から相対的に遠くに置かれるゲートウェイを利用することによって、SARレベルを2桁分、FCC標準を十分に下回って低減することができる。内蔵モジュールではなく任意選択の外部Bluetoothネックレスを使用することによって、胎児に対する望ましくないRF放射線曝露がより著しく低い値にさらに減少する。胎児による複数の無線周波数信号の吸収に関する一切の懸念をなくすために、補助通信ユニット16が任意選択的に利用される。一変形形態では、補助通信ユニットはネックレスの形態にあり、これによって、ゲートウェイ20の送信機は少なくとも60.96cm2フィートのような大きく離れた距離ただし、この距離は母親の身長および物理的構造に基づいて変化することになるに位置する。この実施態様では、中央ユニット10から補助通信ユニット16への通信は、無線であってもよいが、好ましくは接続18を介する有線である。中央ユニット10からの有線、すなわち無線でない通信は胎児に対する放射を最小限に抑える。図1は、検知フロントエンドの複数の異なる構成要素に関するフォームファクタ実施態様を示している。中央ユニットは、複数の超音波トランスデューサ、処理および制御回路、ならびに内部Bluetooth通信モジュールを一体化する。別個のベルトが好ましくは、中央ユニットおよびトコセンサを保持するのに使用され、それによって、動作中、複数のセンサの位置が独立して最適化されることができる。中央ユニットは、複数の超音波トランスデューサならびに制御、処理およびBluetooth通信回路を含む。トコ圧力センサ、任意選択のオーディオフィードバックイヤホン、および任意選択の外部Bluetoothネックレスは中央ユニットにプラグ接続されることができる。図2は、代表的なゲートウェイデバイス20の平面図である。ゲートウェイデバイスは、好ましくはデータ視覚化を含み得る。図2において、上側の波形において胎児心拍が図示されており、下側部分には複数の母体収縮に対応する信号が表示されている。任意選択的に、ディスプレイはタッチスクリーンディスプレイを備えてもよい。ゲートウェイデバイスはさらに、好ましくは医療データの安全な送信を可能にするための符号化機能を含む。図3は、システムの一実施態様の概略機能ブロック図を示す。システムの1つの可能なアーキテクチャは、インターネットを介した無線検知インターフェース、データ送信ゲートウェイ、データストレージ、およびユーザインターフェースを備える。圧電超音波トランスデューサ30のような胎児心拍検出器が、検知ハードウェア32に対する入力である。検知ハードウェア32は、無線であることを特徴としてよいが、特定の複数の実施形態は複数の有線接続を企図する。検知ハードウェア32は、任意選択的に、低ノイズ増幅器LNAのような増幅器を含んでもよい。センサ30の出力は、処理および心拍検出のために、ドップラー信号処理検出器のような信号プロセッサ34に提供される。この後、信号デジタル化ユニット36がアナログ-デジタル変換器ADCなどを通じて信号をデジタル化し、任意選択的に心拍数計算を実行するとともに、複数の制御およびデータ関数を提供し得る。トコ圧力センサ38のような母体子宮収縮アクチュエータが、母体収縮に対応する出力を、ここでも任意選択的に低ノイズ増幅器LNAを利用する増幅および信号調整回路40に提供し、当該出力はこの後信号デジタル化ユニット36に渡される。一実施形態では、ゲートウェイ50と通信する内部短距離送信ユニット42が設けられる。代替的にまたは組み合わせにおいて、外部短距離送信ユニット44が、RF通信などによってゲートウェイ50と通信する。後の実施形態では、好ましくは有線接続経路54が設けられる。インターネットまたは電話回線網のような通信ネットワーク56が、デバイスをサーバ62、好ましくは安全なデータサーバに結合する。ユーザインターフェース64は任意選択的に、遠隔患者監視を、好ましくはグラフ形式で可能にする。ユーザインターフェース64は、コンピュータまたは他のウェブ対応デバイス上に表示され得る。図4は、システムの一実施態様の概略機能ブロック図を示す。胎児心拍70が、図4に示されているセンサ72によって受信され、これは、トランスデューサ、および、任意選択の増幅器、最も好ましくは低ノイズ増幅器である超音波実施形態を有する。センサ72の出力は、好ましくは信号処理および心拍検出のために、プロセッサ74に通信される。子宮収縮情報80が、この実施態様ではトコセンサおよび増幅器82として図示されているセンサ82を介して検出される。任意選択的に、センサ82は、増幅器および信号調整回路を含む。プロセッサ74およびセンサ82の出力はデジタル化および制御ブロック76によって管理される。任意選択的に、制御ブロック76は、複数の信号デジタル化、心拍数計算システムまたはアルゴリズムおよびデータ融合の複数の機能のうちの1つまたは複数を含む。ブロック76の出力はゲートウェイ80に通信され、当該ゲートウェイは好ましくは、データ記憶、表示およびネットワークとの複数の通信のためのゲートウェイとしての役割を果たす。さまざまな通信経路の選択肢は、ゲートウェイ80に対する、Bluetoothのような外部短距離RF送信経路84、および、内部Bluetooth短距離データ通信のような内部短距離RF通信経路86、および有線通信88を含む。これらの無線通信経路は、複数の低出力通信である。これらの短距離通信は、好ましくは、0.1ワット/kg以下、より好ましくは0.05ワット/kgを下回る、最も好ましくは0.01ワット/kg以下の比吸収率SARを有する。インターネットのような通信ネットワーク90は、好ましくは複数のセキュリティ復号、データ視覚化および通信機能のために、ゲートウェイ80をストレージ90、好ましくは安全なサーバベースのストレージ、および、任意選択の医師ゲートウェイ94または他のユーザインターフェースに結合する。検知ハードウェアの特定の一実施態様を図3および図4に関連して説明する。システムのフロントエンドは、標準的な胎児監視システムに類似の超音波ドップラー心拍検出器およびトコ圧力センサを含む。2つのハーフディスク2MHzPZ-27超音波セラミックトランスデューサフェロパームFerroperm、ピエゾセラミクスPiezoceramicsからなるセットが市販の電子装置とともに、胎児心拍を検出するとともに、監視中の超音波デバイスの位置付けを助けるためにオーディオフィードバックを提供するために採用される。低コスト8ビットマイクロコントローラPIC16F688、マイクロチップMicrochipが、システム制御、オンチップ10ビットADCを介したアナログ-デジタル変換、オンボード信号処理、およびBluetoothモジュールとの通信に使用される。複数の動きアーティファクトおよび/または複数のトランスデューサの母体腹部への不適切な位置付けに起因して、心拍検出器はしばしば1つまたは複数の心拍を見過ごす。マイクロコントローラに組み込まれる心拍-心拍数変換のためのアルゴリズムが、入力拍期間を以前に記憶された値と比較することによって誤った測定をなくす。現在の読み値が記憶されている値から±25離れている場合、アルゴリズムは新たな読み値を落としてフラグを立てる。6つの連続した読み値が続けてこの範囲外になった場合、新たな読み値が更新された測定結果として記憶される。ホイートストンブリッジに構成された圧力トランスデューサからなる低コスト使い捨てトコセンサフェザーライトトコFeatherLiteToco、ヴェントレクスVentrexが、収縮監視に使用される。100の利得を有する計装用増幅器が、信号をADC入力範囲に増幅する。さらなる基線減算および利得調整がゲートウェイソフトウェアにおいて実施される。デバイスは、シリアルポートプロファイルに構成されたBluetoothモジュールRN-41、ルーヴィングネットワークRovingNetworksを使用してゲートウェイとの認証されたリンクを形成する。モジュールの出力RF電力は、クラスI、IIまたはIIIのいずれかに対してプログラムされることができる。ネックレスのフォームファクタにある任意選択の外部Bluetoothは、ユニットにプラグ接続されるときにこのように設計され、内部Bluetoothに取って代わる。モジュールの現在の消費は、複数の超音波水晶振動子およびBluetoothモジュールを駆動する電子装置が中心であり、それぞれ3.3Vの規定の電源から60mAおよび25mAで測定されている。デバイスは2つの標準AAAバッテリによって給電され、この結果、一定した動作時間は約8時間になっている。別個の複数のアップコンバート電圧調整器から給電することによって、検知インターフェースの複数の電子装置とBluetoothモジュールとの間のインターフェースが最小化される。図5はシステム内のデータ送信のさまざまなタイミングを示している。システム内でどのデータを送信すべきかおよびどの程度の頻度で送信すべきかに関する決定は、システムの電力消費に強く関わっている。心拍および収縮複数の内部ハードウェアレジスタは、それぞれ拍毎に、および10Hzのレートで更新されている。2~10Hzの更新レートにおいて、ゲートウェイと中央ユニットとの間の送信がゲートウェイによって開始され、心拍、収縮情報、およびエラーコードからなる中央ユニットからの3バイト応答によって確認応答される。この実施形態におけるデータ同期は、たとえば、30秒のような上記よりも低い頻度において行われる。ゲートウェイは、AndroidベースのスマートフォンNexusOne、Google/HTC上のアプリケーションとして実装されている。これは、電話機上の内部Bluetoothを使用して検知ハードウェアとのリンクを形成し、Wi-Fi、GPRS、Edgeまたは3Gの間においてネットワークへの最良の利用可能なデータ通信チャネルを選択する。ゲートウェイはストレージ、好ましくはクラウドデータストレージと動作可能に通信し、ファイル転送プロトコルFTPサーバクラウドデータストレージを含み得る。これの複数の形式のすべてにおけるクラウドコンピューティングは、本明細書に記載の複数のシステムおよび複数の方法の機能を達成するためにも使用され得る。図23に関連したクラウドコンピューティングの説明も参照されたい。この論述は本明細書全体を通じて一般的に適用される。図6は、胎児および母体監視システムのパッチ100ベースの実施態様を示している。このシステムは、パッチ接着包帯形式にある検知部の発明を実装する。この実施態様では、複数の超音波トランスデューサ102からなる1つの単1対またはアレイが心拍検出のために採用され、複数の子宮筋の電気的活動すなわち、子宮EMGの監視が、子宮収縮検出に使用される。この技法は、トコセンサおよびベルトの必要をなくす。2本または3本リード線EMG記録システムがパッチ内に実装され、母体の腹部上に置かれる。記録される信号は、母体の複数の子宮筋のECG、EMGおよび胎児ECGFECGを含む。複数のEMG信号は、異なる周波数帯を占め、他の複数の信号がフィルタリング除外され、複数の子宮収縮の追跡に使用され得る。これらの超音波トランスデューサは、好ましくは、赤子の運動に起因するパッチの位置を戻す必要を最小限に抑えるために、電子装置が信号を処理することを可能にするアレイとして構成される。この構成は、全体が本明細書に記載されているものとして参照により本明細書に組み込まれる、2010年4月26日付けで提出された超音波パッチUltrasoundPatchと題する同時係属の米国仮特許出願第61/327,975号に記載されている。図6は、胎児心拍を監視するための接着パッチに内蔵される複数の小型超音波トランスデューサの線形アレイを利用する詳細を図示している。2個または4個または8個のトランスデューサ要素102たとえば、チタン酸ジルコン酸鉛PZTからなる線形アレイが、複数の超音波を用いて目標とされる領域を掃引するのに使用される。侵入度は信号の周波数に応じて決まる。胎児心拍監視のために、身体内により深く侵入する必要があるため、より周波数の高い信号約2MHz~10MHzが使用され、この結果として信号減衰がはるかに大きくなる。このような超音波パッチは、これらの超音波トランスデューサの必要とされる電力、構成、サイズおよび特性に応じてさまざまな用途に利用されることができ、これがひいては超音波信号侵入、検出感度および分解能、ならびにシステム複雑度を決定づける。任意選択的に、信号プロセッサ104、好ましくはデジタル信号プロセッサDSPは、アレイからのデータを分析および処理するのに使用される。通信モジュール106は、少なくとも送信を含むが、好ましくは受信をも含む通信を提供する。通信は好ましくは、無線リンク108を通じたものである。1対のEMG電極110が、好ましくは複数の電子装置構成要素に隣接して配置される。ドップラー超音波においては、送信信号と比較した、受信信号の周波数/位相における測定される偏移が、たとえ非常に小さい場合があるとしても、関心対象である。この方法は連続波CWドップラーと呼ばれ、ここで反射した超音波信号の周波数および位相の変化が測定される。この技法は、従来の超音波技法とは異なり、画像を作成するのには使用されず、胎児心拍数、および任意選択的に、複数の血管、複数の静脈、および複数の動脈内の流れのような他の複数のパラメータを測定するのに使用される。制御回路が送信システムおよび受信機システムに結合される。制御システムは、複数の分析関連または分析機能を含み得る。プロセッサは、複数の分析関連または分析機能を実行するためにパッチ内、パッチの外部のいずれかに設けられ得る。このパッチ実施形態では、胎児心拍監視のための複数のセンサに加えて、複数の乾式電極が、筋電図EMGのような複数の生体電位を記録するために設けられる。図6は、複数のマイクロホンおよび複数の超音波トランスデューサの両方を装着可能パッチ内に一体化する多目的接着パッチのための構成を図示している。パッチのこの上面図はユーザの方を向いている側であり、必要とされる機能に応じて、ユーザはデバイスをオン/オフに切り替えて、身体の複数の音の聴診または心拍の聴き取りの複数のモードの間で選択することができる。たとえば、装着可能接着パッチ内で、複数の温度センサおよび複数の加速度計が他の可能性の中にあり、1つまたは複数の加速度計が、付加的に、健康および満足な生活状態の付加的な評価において助けとなるために人の活動レベルを捕捉することができる。拡張された診断能力のためのプラットホーム内への複数の追加の超小型低コストセンサまたは電極。たとえば、肺音もしくは母体心拍のような他の複数の身体音を聴くためのマイクロホン。パッチの一実施態様では、身体上で使用するための装着可能パッチは平面パッチの形態にある。パッチの好ましい複数の寸法は80mm×25mmおよび厚さ5mm以下であり、最も好ましくは60mm×20mm、3.5mm以下である。パッチは軽量、すなわち約16グラム、または好ましくは重量8グラム以下であるべきである。以下の詳細な説明は、複数の出生のための複数のシステムに対する適用可能性を有するが、単一の出生のための複数のシステムおよび複数の方法に対する一般的な適用可能性をも有する。胎児監視デバイスは、さまざまな方法で組み立てられることができる、図7に示される2つの構成要素からなる。これらの構成要素は、a収縮監視に使用される受動歪みゲージトコセンサ、およびb連続波CWドップラー超音波に基づく胎児心拍数FHRモニタである。FHRモニタは、両方のセンサモダリティに対するアナログ信号処理と、Bluetooth送受信機と、デジタル信号処理DSPおよびシステム制御、8ビットアナログ-デジタル変換、ならびにBluetooth送受信機との通信を提供する低コストマイクロコントローラとを含む。双生児のFHRを監視するための、または、別のFHRモニタがこれの入力に接続されると意図的にFHRモニタの内部Bluetooth送受信機がディセーブルされるために、外部体外Bluetooth送受信機として使用するための、第2の同一のFHRモニタが図8に示されるように含まれることができる。データは、第1の最も近いトコモニタから直列にデイジーチェーンで最後のモニタまで渡される。すべての構成において、データは、Bluetooth通信モジュールを使用してチェーン内の最後のFHRモニタから直近の携帯電話ゲートウェイに送信される。図面に示されている公称c構成および双生児d構成に加えて、FHRモニタは、独立してトコセンサなしで使用されてもよく、または、第3のFHRモニタが双生児構成の体外送信機として使用されるためにチェーンの終端部に接続されてもよい。母体に取り付けられると、デバイスはほぼ図8に示されているように見えるようになる。この胎児監視デバイスの設計に採用されているアーキテクチャは、任意の数の出生をサポートし得るが、モニタを双生児を超える出生に適合させるのは実用的でない場合がある。双生児FHRモニタを提供することによって、母体の監視時間を半分にカットすることができる。デバイスは使いやすさを念頭において開発されている。電源およびデータ収集を起動するためには、ユーザは単純に構成要素をプラグ接続すればよい。FHRモニタは、接続の存否および接続のタイプを自動的に検出する。複数のLEDインジケータが点灯して、ユーザにモニタステータスを知らせ、緑が有効入力接続、青がBluetooth送信機が動作していることを示し、黄色の点滅が心拍を示す。複数の追加の特徴部が取り付け手順を単純にする。トコベルトが締められると、緑インジケータが点滅して収縮閾値を超えたことを示し、ベルトが緩められてわずかにより低い閾値を下回る歪みが生成されると点滅を止める。また、FHRモニタによって採用されるドップラー信号処理からの復調アナログ出力がバファリングされて、ステレオオーディオジャックに提供され、それによって母親および施術者の両方が取り付けている間心拍の音を聴くことができる。監視期間の間に通信が喪失する事象においてデータ損失を防止するために、FHRモニタは、バックアップメモリ、例として4.5時間バックアップメモリを含み、これは、1.5Mbpsにおいて作動するSPIインターフェースを使用して読み書きされる1MbitシリアルEEPROMを使用して実装されることができる。メモリバックアップ特徴部がイネーブルされると、直列デイジーチェーンまたはBluetooth送受信機に送信される各データパケットも、EEPROMに書き込まれる。バックアップメモリは、携帯電話ゲートウェイを介してセットアップされる。メモリのセットアップ中、青色の光が点滅してデータ収集が一時停止されていることを示す。単純なコマンド言語が考案されており、BluetoothモジュールによるMの最初の受信が動作を通常取得モードからメモリモードに切り替え、当該メモリモードにおいて、受信される複数の文字がコマンドとして処理されてメモリバックアップがイネーブル/ディセーブルされ、メモリアドレスがセットされるとともに、メモリからデータがアップロードされる。可能な回路設計に関して、FHRモニタは、図9に示されているような、モニタによって必要とされるすべてのアナログ-デジタル変換、タイミング、およびインジケータ駆動を含む低コスト8ビットマイクロコントローラを使用して制御される。デバイスは850mAHr再充電可能リチウムポリマー電池を使用して給電され、1つの安定した電源電圧をBluetoothに提供し、第2の安定した供給電圧をすべての他の回路に提供するための2つの線形3.3Vレギュレータを含む。電源は、下記に記載されるように、瞬時SPSTスイッチが閉じられて保持されると、またはデバイスがこれの入力コネクタにプラグ接続されると起動される。施術者は、たとえば、単純化された概略図におけるピンA5を瞬間的に接地する、握り玉の形態の第2のSPSTスイッチを使用して複数の事象をマーキングし得る。ピエゾ抵抗ホイートストンブリッジトコセンサが入力コネクタのVsBピンとRETピンとの間に接続され、この差分センサ出力がVs/Vs-ピンに接続される。代替的には、FHRモニタは入力ポートに接続され得、この場合、シリアルデータ出力Tx1がシリアルデータ入力Rx1に接続し、供給電圧VDDが複数のINA入力をバイアスするのに使用される。図10に示されるように、複数の構成要素は、ミニUSBを出力に、およびマイクロUSBを入力に使用して、入力から入力へ、または出力から出力への接続を禁止し得る。アナログトコであるか、またはシリアルデジタルであるかにかかわらず、データ通信は4ワイヤのUSBケーブルを使用して、ケーブル遮蔽を第5の接続として使用して給電を達成しながら、達成される。遮蔽とバッテリ戻り線との間の出力コネクタ上のジャンパが、ケーブルが正確に両方のコネクタ内に挿入されたときに回路を閉じてFHRモニタに給電するのに使用される。始動すると、FHRモニタは、いずれのタイプのデバイス、トコセンサ、FHRモニタ、または検知デバイスが関連付けられていない単純な給電プラグがこれの入力ポートに接続されているかを判断しなければならない。これは、埋め込みマイクロプロセッサのファームウェア内のロジックに加えて、複数の適切な比図示せずの複数のプルアップ抵抗とプルダウン抵抗との組み合わせによって達成される。に示されたように、入力コネクタの1つの信号ピンは、接続されているデバイスのタイプに応じて、センサバイアスVsBまたはシリアルデータ受信Rx1のいずれかとしての役割を果たす。FHRモニタは、このピンにデバイスが接続されていない場合、この信号を一定の高さにするプルアップ抵抗を含む。しかしながら、トコセンサが接続される場合、10倍低いトコセンサの抵抗がこの論理レベルを一定のローにプルする。FHRモニタが双生児モニタの入力コネクタに接続されると、これのシリアルデータ出力の活動が検出されてこの第3の接続タイプが明らかにされることができる。検出されなければならない出力接続には2つのタイプ、すなわち、双生児FHRモニタまたは接続無ししかない。これは、シリアルデータ送信線Tx1上にプルダウン抵抗を設けることによって達成される。出力コネクタにデバイスが接続されない場合、論理レベルはローにプルされる。FHRモニタが出力コネクタにプラグ接続されると、10倍小さい値を有するこれのRx入力上のプルアップ抵抗が、結果としてハイ論理レベルをもたらす。複数の出力接続は始動後に成されるかまたは断たれるため、この接続はデータが送信されることになる度毎に検査されなければならない。FHRモニタが検出される場合、内部Bluetoothモジュールがディセーブルされ、シリアルデイジーチェーンにデータが送られる。接続が検知されない場合、データはBluetooth送信機に送られる。オーディオ信号処理のために、デバイスは好ましくは精密な2.0Hzの正弦波を使用し、これは12MHzマスタクロックから導出され、送信超音波トランスデューサを駆動するためにバッファリングされる。受信トランスデューサからの信号は、最初に同調JFET共通ソース増幅器を使用して増幅され、次いでチョッピングミキサchoppingmixerを使用して復調される。この後、ベースバンド信号が4段バンドパス増幅器を通じて通され、当該増幅器は100-500Hzの周波数範囲内のドップラー偏移信号を通す。このオーディオ信号はPGAを使用して増幅されて複数のADCの入力され、またステレオイヤーピースを駆動するためにバッファリングされる。総電圧利得は64dB~106dBで変動し得る。トコセンサからの差分入力が計装用増幅器INAを使用して単純に46dBだけ増幅され、次いで、これのADCに入力されて、マイクロプロセッサ内で120サンプル0.5秒にわたって平均される。さらなる基線減算および利得調整が、適合較正手順の一部としてゲートウェイソフトウェアにおいて実施される。デジタル信号処理のために、FHRは、下記により詳細に記載される自己相関に基づくロバストなアルゴリズムを使用して計算される。30拍/分BPMの最小FHRの要件を所与として、自己相関ウィンドウは2秒の期間でなければならない。一般的な複数のドップラー信号の予備試験によって、92の精度までベースバンドドップラー信号の包絡線を捕捉するために2400sps程度の低いレートで100~500Hzの信号図11上部がサンプリングされ得ることが明らかになった。この試験によって、ピーク振幅において96の精度を維持しながら、デジタル化包絡線が240spsのレートにダウンサンプリングされ得る図11中央部ことがさらに明らかになった。このサンプルレートおよび2秒自己相関ウィンドウの要件に基づいて、プロセッサは、4キロバイトのRAMサイズを使用して約1.5MIPSのレートで複数の単一命令乗算、複数の加算、および複数のメモリ転送を計算することを要求される。FHR計算は、自己相関データの分析によって完了され、これは、毎秒少なくとも2回更新されなければならず、これによって合計プロセッサ測度要件が3.0MIPS未満に増大する。データフォーマットおよびデイジーチェーン通信に関して、シリアルデータチェーンは無制限に延長され得る。チェーン内の第1のFHRモニタで始まる複数のデジタル信号、すなわち一次primaryは、RS-232フォーマットを使用して逐次送信される。トコサンプルはデータパケットの先頭に落とし込まれることになり、値0が、独立型FHR監視のようにトコセンサが存在しないことを指示するためのマーカとして使用され得る。一次FHRモニタは、これのFHRデータを次のスロットに落とし込み、パケット内のすべての他のスロットを空としてマーキングする。チェーン内の任意の追加の複数のFHRモニタは、これらが一次ではなく、代わりにこれらのFHRデータを第1の空スロット内に落とし込むことになり、この後これをチェーンから逃す。チェーン内の最後のFHRモニタはこれのBluetoothモジュールを使用してデータを送信することになる。この概念は無制限に延長し得るが、選択されるパケットサイズによって制限される。図12に示されている本実施態様において、データパケット4バイトを含み、第1のバイトsynchは同期および事象マーキングに使用され、第2のバイトはトコデータのために使用され、第3のバイト/第4のバイトは複数の一次/双生児FHRモニタからのFHRデータのために使用される。synchバイトのLSBは事象マーキングに使用され、すべての他のビットはハイであり、このため、これは254~255の整数値を有し、トコバイトおよびFHRデータバイトから区別されることができる。トコバイトは1の最小値腹部歪みなしを有し、253の最大値最大腹部歪みを有し、これは、0がトコセンサが存在しないことを指示するために確保されるためである。複数のFHRデータバイトは複数のBPMの単位を有し、回路は30~240BPMの範囲のために設計される。0のコードおよび253のコードはそれぞれ、単位が存在しないこと、および心拍が検出されないことを表すのに使用される。開始ビットおよび停止ビットを含め、データパケットは、2400bpsにおいて16.7msecで送信される40ビットからなる。Bluetoothモジュールがイネーブルされると、モジュールからクエリQが受信されるとデータが無線で送信される。無線モジュールがディセーブルされると、各パケットがRx1から受信されるのに続いて、または複数の定期的な更新間隔において現在の実施態様では0.5秒毎データがデイジーチェーンTx1に送られる。双生児FHRモニタは始動後いつでもTx1に接続され/Tx1から接続解除され得るため、デバイスは、各データパケットの送信前に出力接続を検査するようにプログラムされ、これによって、複数のシリアルポート回路が一時的にディセーブルされ、この後送信前に再びイネーブルされることが必要になる。図13に示されるように、システムの一実施態様では、すべてのタイミング信号が12MHz水晶振動子から導出され得る。この精密なマスタクロックは、超音波トランスデューサによって必要とされる2MHz駆動を生成するためにジョンソンカウンタを使用して6つに分割される。これはまた、3MIPS命令クロック、FHRモニタによって採用される復調ドップラー信号のための2400spsサンプリングクロック、ドップラー包絡線をダウンサンプリングし、複数のトコサンプルを取得し、心拍インジケータLEDを点滅させ、複数のシリアルデータバイトを受信/送信するのに使用される240spsクロック、および、複数の出力更新をトリガするとともに明滅するインジケータを切り替えるための2Hzクロックを生成するために、マイクロコントローラハードウェア/ファームウェア内の複数のカウンタを使用しても分割される。図14に示されるように、複数のADCサンプルおよびシリアル通信の間のタイミングの同期を確実にすることによって、通信回路からの干渉が最小限に抑えられることができる。各データバイトの送信の直前に、トコサンプルがとられる。シリアルストリーム内の各ビット遷移の送信の直前に、ドップラーサンプルがとられる。このため、シリアル通信回路によって導入される擾乱は、サンプリング前に落ち着くまで1ビット全体、約417μsecの周期を有する。デバッグおよび検査を容易にするために115.5mm×95.0mmの寸法を有するプリント回路基板PCB複数の回路が作製され、85.4mm×66.6mmの寸法を有する両面楕円PCBの最終的なサイズおよびフォームファクタにレイアウトされ得、このうち1480mm2が再充電可能リチウムポリマーバッテリによって占有される。組み立てられた複数のデバイス構成要素の複数の写真が図15に提供される。部分図aは、組み立てられたFHRモニタを示しており、これはベルトクリップを除いた最も広い複数の点において、97.5mm×72mm×20mmであり、質量が85グラム3オンスしかない。部分図bにおいてトコセンサが撮られている。可能であるときに組み立てられたFHRモニタを使用して、必要なときに増大されたフォームファクタを有するPCBから複数の検査結果が得られた。回路の複数の概略設計は2つのバージョンにおいて等価である。無線センサデータがラップトップコンピュータのBluetooth送受信機を使用して捕捉された。再充電可能4.2Vリチウムポリマーバッテリから引き込まれる合計測定電流は112mAであり、60mAがBluetoothモジュールによって引きこまれ、13mAがトランスデューサ駆動回路によって引き込まれる。このユニットは、それゆえ、850mAバッテリを再充電する前にほぼ8時間にわたって動作し得る。複数の信号処理アルゴリズムの概観が説明される。ドップラー信号から胎児心拍数FHRを計算するためのデジタル信号処理手法は、図16に示されるようないくつかのステップを有する。前処理は、サンプリング、包絡線検出およびダウンサンプリングを含む。包絡線検出のパフォーマンスはドップラー信号上のピークがどれだけ正確にサンプリングされるかに応じて決まる。それゆえ、サンプリング周波数は、ナイキスト基準を満足する最小要件を維持しながら、信号内の複数のピークを正確にサンプリングするのに十分に高い必要がある。ドップラー信号は、fd=300Hzの公称ドップラー偏移を所与として、複数のピークの検出において92の精度を保証するためにfs=2400spsにおいてサンプリングされる。サンプリングされた信号は信号の正包絡線を検出する包絡線検出アルゴリズムに通される。この後、包絡線は10分の1にダウンサンプリングされ、これによって、自己相関アルゴリズムに対する入力データのレートが240spsに低減され、これは、包絡線の公称20Hzの周波数を96の精度まで追跡するのに適切なサンプルレートである。自己相関を使用して、複数の繰り返しパターンが複数のドップラー超音波信号から発見され、複数の自己相関における複数のピークの周期にしたがって複数の心拍数値が計算される。自己相関は、時系列信号の複数の異なる断片の間の類似性を、これらの断片の間の時間推移の関数として測定する数学関数である。信号xtの長さWのウィンドウにわたる自己相関は以下の式によって与えられ、異なる複数の値のタイムラグτについて計算される。この研究におけるウィンドウサイズは、30bpmの最小検出可能心拍数を許容する、2秒のドップラーデータが自己相関計算において考慮されることを保証するために、480サンプルであるように選択される。通常の胎児心拍数は110~160bpmに及ぶ一方、複数の異常な心拍数は30bpm程度に低いか、または240程度に高い可能性がある。それゆえ、自己相関アルゴリズムに使用されるウィンドウサイズは、少なくとも1心拍に適応するのに十分に長い必要がある。さらに、ウィンドウは反復パターンを発見するために信号にわたって前方に移動される。反復心拍のロケーションは、複数の心拍数の継続時間および周波数を求める助けとなる、複数の自己相関結果内の複数のピークとして現れる。したがって、ウィンドウは、最も遅い心拍30bpmの少なくとも2回の反復が自己相関データに現れるために十分に長い時間期間にわたって移動される必要がある。それゆえ、自己相関は1~480に及ぶτについて計算される。元の信号における反復パターンの発生は、図16に示されるような複数の自己相関結果の複数のピークにおいて明らかにされる。したがって、自己相関内で複数のピークを位置特定するとともに複数のピークの持続時間から心拍数を計算するためにピーク検出アルゴリズムが使用される。前処理のために、ドップラー信号は2400spsにおいてサンプリングされ、自己相関ブロックに対する入力のために240spsにダウンサンプリングされる。複数の特定の設計パラメータが本明細書に記載されているが、これらの複数の特定の設計パラメータは、当業者によって、本明細書に記載されている複数の発明の機能および複数の動作を達成するように設定されてよい。サンプリング周波数の選択は、満たされる必要がある以下の2つの基準に依拠する:1サンプリングレートは、ナイキスト基準を満足するのに十分に高い必要がある、2サンプリングレートは、後続の処理ブロックにおいて信号の包絡線を形成することになるドップラー信号の複数のピークを正確に検出するために十分に高い必要がある。胎児心拍数監視のためのドップラー超音波の複数の用途において、100~500Hzの範囲内の複数のドップラー偏移信号は赤子の心臓の複数の移動に関連付けられる。それゆえ、2×500を上回るあらゆるサンプリング周波数はナイキスト基準を満足することになる。言い換えれば、fs≧1000である。サンプリング周波数に関する第2の基準を模索するために、複数のドップラー信号の複数のピークは図17に示されるように周期2Tpeakの正弦波を近似する。これは、最悪の場合に離間された複数のサンプルを示す。複数のサンプルがTsampleだけ離間される場合、最悪の場合のピークサンプルは以下の式によって与えられる。したがって、所与の精度値Pについて、Tsampleは以下の式によって計算されることができる。図18は、異なる精度およびさまざまなドップラー偏移周波数について必要とされるサンプリング周波数を示す。胎児心拍監視の具体的な用途に関して、300Hzの公称ドップラー偏移および96の精度の結果として、サンプリングレートは2400spsになる。ダウンサンプリングレートに関しては前述の手法が使用され得る。ダウンサンプリングブロックに対する入力は、ドップラー信号の包絡線である。複数の実際の被検体から収集された実験データは、包絡線信号上の複数のピークが5~20Hzの周波数範囲を有することを示している。ダウンサンプリングされた信号に240Hzのサンプリングレートを選択することによって、10のダウンサンプリングレートが与えられる。240のサンプリングレートは、図18に示されているように、包絡線の公称20Hzの周波数を96の精度まで追跡するのに適切である。自己相関ブロックのアーキテクチャが図19に示されている。これは、最大ラグ=Lを有する自己相関アルゴリズムのアーキテクチャを示している。ウィンドウサイズWは、たとえば、結果として実際の自己相関が2秒毎に最終的な自己相関内に記憶されることになる、480毎に設定されるリセット信号Riの周波数によって規定される。これは、主要な複数の処理セルが、複数の部分的な自己相関結果を保持する累乗算MACユニットである、半シストリックアレイアーキテクチャである。このアーキテクチャは、3つのレジスタアレイ、すなわち、包絡線上部行、部分自己相関中央行、および最終自己相関下部行からなり、これらの各々がτの最大ラグに関連付けられるLの長さを有する。このアーキテクチャの各列は、特定のτについての自己相関計算に対応する。たとえば、第1列は、τの遅延=1について自己相関を計算し、第2列はτの遅延=2について、などである。図面に示されているように、最大ラグはLサンプルであり、これはここで論述されているような実験についてはL=480であるとみなされる。包絡線アレイは、包絡線および複数のダウンサンプリングブロックから最後のLサンプル2秒を記憶する。新たにダウンサンプリングされた各データxiは包絡線アレイ内の各サンプルを乗算され、部分自己相関アレイ内の対応するロケーションに加算される。ウィンドウサイズは、順次アクティブにされる複数のRt制御信号Ri,R2,...Rw,Ri,...によって制御される。次の一連の複数のMAC操作に備えて部分自己相関アレイの1つの要素が包絡線サンプル毎にこの最終自己相関ロケーションにコピーされ、部分自己相関セルがリセットされ、または0になる。複数の自己相関アレイの長さがL=480であることを所与として、部分相関の各要素が2秒毎にコピー/クリアされる。自己相関アレイτ={τ1,τ2,:::,τL}のグラフが図20に示されており、120bpmの合成胎児ドップラー信号がシステムに対する入力として使用された。データはノイズがなく完全に周期的であるため、自己相関の複数の結果は、120サンプル毎の、すなわち、0.5秒毎の明瞭な複数のピークを呈している。重み付きメジアン手法が各ピークの中心を検出するために使用され、言い換えれば、各ピークは、図面に示されているように、特定の閾値を超えるすべての自己相関サンプルの重み付きメジアンに現れると考えられる。可能性として、自己相関データ内に2つ以上のピークがあり得る。したがって、心拍数の時間間隔は以下の式を使用して計算され、式中、ττはラグτを有する自己相関を指し、M=τ1は、τ=1における自己相関値を表し、εはピーク検出に関する閾値を指定するパラメータであり、Nkはピーク数を表し、すなわち、この例における360サンプルにおけるピークは第3のピークである。ピーク数は、図面に示されているように、上向きおよび下向きの複数の閾値交差によって識別される。上記の式によって示唆されるように、心拍数計算はL個の要素からなる自己相関アレイ全体を通じて走査することを必要とする。本実施形態において、自己相関アレイτの1つのサンプルは、2400spsの複数のインタラプト中に分析され、このため、τアレイ全体が5回/秒のレートで走査され、0.2秒毎の更新心拍数計算がもたらされる。アレイ全体を更新するのに2秒が必要とされるため、各心拍数計算は10の新しいτデータおよび90の古いτデータに基づくことになり、これによって、計算された心拍数に関する複数のソートのローパスフィルタが提供される。自己相関データから心拍数を計算するためのアルゴリズムは、自己相関アレイの走査を完全に完了するためにL回の反復を必要とする。τ0が計算されないことを所与としてτ1は常に最大相関を有するため、アルゴリズムの各反復において、第1の自己相関値τ1が読み出され、閾値を設定するのに使用される。ピークは、閾値thr=M1=εを超える自己相関データのスパンとして定義される。各ピーク内で、和S=Σrrτおよび重み付き和WS=r×Σrrτが、Tpeak、ピークの重み付きメジアンの計算への必要に応じて計算される。この後、ピークの有効性を検査するために数回の検査が実行される。たとえば、デバイスは240未満の心拍数に対しては反応しないため、先行するピークの後、またはアレイの先頭から1/4秒未満ではピークは発生し得ない。ピークの幅は、現在3サンプルに設定されている最小閾値も超えるはずであり、このような複数の誤ったピークはノイズを含む入力の結果である可能性がある。最後に、各有効ピークが全体の和Sおよび全体の重み付き和WSを計算するために使用され、これによって、THBおよび心拍数bpm=60s/m×240sps/THBが計算されることになる。この式は、各ピークの重み付きメジアンTpeakの計算し、次いで、Tpeak=Nkの平均を、これらの強度Sによって重み付けして計算することと等価である。信号処理パイプラインにおいて最もメモリを消費する複数のブロックは、図16に示されているような、包絡線検出、部分自己相関計算、および最終自己相関計算を含む。設計において、ドップラー超音波は、信号の中心を0において8ビットの分解能でサンプリングされる。しかしながら、包絡線検出アルゴリズムは入力の包絡線を形成するために信号上の複数の正のピークしか使用しない。したがって、包絡線アレイ内の各要素は、7ビットの分解能しか必要としない。部分自己相関は、結果を最終自己相関アレイ内に情報伝達するflashing前に包絡線のW個の要素を乗算することによって計算される。W=480のウィンドウサイズを自己相関計算に使用することによって、両方に対して3バイトの最大値が必要とされる。複数のMAC演算およびτデータは以下のとおりである。表1に示されているように、複数の自己相関計算結果全体を適応するには合計3300バイトのメモリで十分である。上記の記憶と比較して説明された心拍数計算アルゴリズムのような、他の複数の計算ブロックに必要とされるメモリの量は無視してよいものである。時間的コストについて、複数の最終相関結果を計算するために必要とされる複数の主要な操作がここで分析される。表2は、複数の自己相関計算中に複数のアレイのうちの各々1つを更新するのに必要とされる乗算、加算24ビット、および、複数のレジスタ転送移動を含む、複数の操作の数を示す。包絡線アレイは、新しい包絡線データを受信して包絡線アレイの複数の要素をシフトするのにL回のレジスタ転送操作を必要とする。部分自己相関の計算は、前に説明されたような複数の乗算-加算操作を必要とする。最後に、新しい包絡線データが受信されると最終自己相関アレイのただ1つの要素が更新される部分アレイからの複数の結果を転送する。包絡線データが240spsのレートで生成されることを所与として、アルゴリズムは、アレイの各々1つに関する長さが480であると仮定して毎秒921840=240×8×4801個の命令を必要とする。主に本明細書において胎児監視における複数の用途について説明したが、当業者には諒解されるように、これらの複数の用途はより広範である。反復パターンの起きる回数を推定するための自己相関ベースの手法は、ドップラー超音波信号処理に加えてさまざまな用途に使用されることができる。特に、この技法は、複数のECG信号、複数の運動センサから複数のステップレートのような歩行パラメータ、および複数の光電脈波PPGセンサからの呼吸数から複数の心拍数を測定するのに使用されることができる。図21は、とりわけ、胎児心拍数、および複数の母体子宮収縮に対応する複数の信号を表示するユーザインターフェースを示す。医師ID、患者識別およびデータ情報のようなさまざまな識別情報が表示され得る。不適切な部分を削除されたHIPAAに準拠するデータが、安全なファイル転送プロトコルを介して遠隔ロケーションに位置する遠隔した安全なサーバに送信される。サーバは、任意のウェブブラウザからの遠隔データブラウジングおよび閲覧のためのウェブAPIをサポートする。図22は、システムまたはキットとともに使用可能な代表的な複数の構成要素を示す。好ましくは、さまざまな他の複数の構成要素を保持するためにバックパック背景に図示されているが提供される。電話機、好ましくはスマートフォンのような通信デバイスが含まれるただし、任意選択的に患者によって供給されてもよい。例示的な電話機が最前面に図示されている。任意選択的に、充電器およびケーブルが提供されてもよい。複数のヘッドホンまたはBluetooth小型イヤホンのような、他の複数の局部聴き取り型デバイスlocallisteningtypedeviceが提供されてもよい。任意選択的に、通常および大型のような、複数サイズの複数のセンサが提供されてもよい。これも小型、中型および大型のような複数サイズのトコセンサバンドが供給される。さまざまな任意選択の複数の血液測定システムがシステムまたはキット内に設けられる。複数の血糖ストリップが任意選択的に含まれる。含まれる場合、ランセット、ホルダ、および刃物sharpsの使い捨てユニットのような採血器具が提供される。超音波が使用されることになる場合、超音波ゲルが任意選択的に提供される。好ましくは、血圧測定カフ図22の中央に示すのような血圧測定装置が提供される。複数の手用除菌ローション、複数のアルコールティッシュ、複数の保護手袋、および複数の機器用ティッシュ、たとえば、複数のカヴァティッシュCavawipeのようなさまざまな任意選択の複数の生理用品が提供されてもよい。図23は、本発明のシステムおよびキットを使用した無線胎児監視のためのエンドツーエンドシステムソリューションを示す。キット実施形態にあるかまたは非キット実施形態にあるかにかかわらず、クラウドコンピューティングの論述が適用可能である。図23の3分割されたうちの左端120は、家庭、医師の診療室、遠隔した診療所または他の医療施設のいずれかである監視ロケーションを示す。無線サービスが利用可能である任意のスポットがキットまたはシステムの使用に適合していることが諒解されよう。さまざまな複数の測定システムのいくつかまたはすべてが、胎児モニタトコ122、複数の血圧および血糖値モニタ124の出力、ならびに尿中タンパク出力126のような出力を提供する。これらの複数の測定システムは、好ましくは無線通信技術を介してゲートウェイまたはハブ128と通信する。通信は、Bluetooth、もしくは手動によるもの、または複数の本発明と調和する任意の他の通信モダリティによるものであってよい。好ましくは、フラットパネルタッチスクリーンデバイスのようなデバイス128上のディスプレイが、さまざまな複数の測定システムの複数の出力に関連する情報を表示する。図23の3分割された中央に図示されているように、無線ネットワーク接続が利用される。通信デバイス128が、翻って、無線LAN/WANのような通信ネットワーク130と通信する。好ましくは安全なFTPファイル転送プロトコルまたは他の通信モダリティが使用される。通信されるデータは、電話会社転送システム内で送信され、これは、無線、有線またはそれらの何らかの組み合わせであってよく、任意の形態の電話通信もしくは他の通信モダリティを使用してよい。図23の3分割された右端は、遠隔コンピューティングおよび処理を示す。処理は専用ハードウェアおよびソフトウェアによって実行されてよく、または、データベースおよび/もしくはウェブサーバを含んでよいクラウドコンピューティングシステム140であってもよい。そして、データは1つまたは複数のロケーションにおいて処理、分析および記録され、冗長性のためにミラーリングされ得る。好ましくは、データは、ウェブベースのインターフェース142などを通じて関連するヘルスケアの専門家に通信される。ヘルスケアの専門家は、コンピュータまたは任意のハンドヘルド型表示デバイスを介してデータにアクセスし得る。データおよびデータの複数の推測結果が、任意選択的に患者/母親に通信し戻され得る。図24は、妊娠早期の患者における、被検体ユニットと標準的な胎児心拍陣痛図とを比較した検査結果を示す図である。上側部分は、標準的な胎児心拍陣痛図の複数の結果と複数の本発明の出力とを比較した、拍/分単位の胎児心拍数を示す。下部は、トコトランスデューサからの収縮率を示す。両方のグラフは、同じスケールにおける時間の関数としてのものである。これは、標準的な胎児心拍陣痛図に対して本システムに関するデータを検証するための比較検査を示している。これは、早期分娩の38.5週目の妊娠期間にある37歳の妊娠中の女性からの、毎秒1サンプルで測定されたデータの5分半の同時監視を示している。バックエンドサーバから抽出される複数のシステム結果は、好都合には複数の標準デバイス結果と一致する。心拍数および収縮に関するLin一致相関係数CCCは、2つの監視デバイスの間の緊密な一致を実証する、0.880.85~0.90の95の確度範囲および0.940.93~0.95の95の確度であった。上記の複数の設計において母体の腹部上の電気的活動の監視は、胎児心拍の検出に使用され得る。この技法は、超音波トランスデューサの必要をなくし、デバイスの位置付けに対する感度が低い。これは、超音波とは異なり、デバイアスが心拍検出のためにいかなる信号も放射せず、したがって連続監視に適していることを意味する受動的な技法である。胎児心拍の監視のための他の技法は、胎児の心臓の音を検出するために複数のMEMSマイクロホンまたは複数のマイクロホンアレイを使用することである。たとえば、全体が本明細書に記載されているものとして参照により本明細書に組み込まれるR.R.Lahiji、M.Mehregany身体の複数の内部器官の音を聴くための複数のマイクロホンアレイMicrophoneArraysforListeningtoInternalOrgansoftheBody米国仮特許出願第61/258,082号、2009年11月提出、現在は米国特許出願公開第2011-0137209号として公開されているを参照されたい。これは受動的な技法であり、連続監視に適している。任意選択的にトコまたは子宮EMG記録の代わりに、またはこれに加えて、複数の収縮を記録するための手動入力も提供される。母親自身が複数の子宮収縮を感知して収縮の発生を記録するためにゲートウェイ上のボタンまたはアクチュエータを押す場合。本明細書において引用されているすべての刊行物および特許は、各個々の刊行物または特許出願が参照により組み込まれるものとして具体的かつ個別に指示されていたように、参照により本明細書に組み込まれる。上記本発明は、明瞭性および理解を目的として説明および例示によっていくらか詳細に説明されたが、本発明の複数の教示に照らして、以下の複数の特許請求項の精神または範囲から逸脱することなく本発明に特定の複数の変更および複数の改変を行うことができることは当業者には容易に明らかになり得る。"