胎兒心臟監測範圍的製作方法

2023-09-20 08:14:35 1

專利名稱：胎兒心臟監測範圍的製作方法
胎兒心臟監測範圍相關專利申請的交叉引用
本申請涉及 Serguei Kabakov、Steven M.Falk 和 Bradley Fox 於 2011 年 12 月 20日提交的、名稱為 「MATERNAL CONTRIBUTION DETECTION DURING FETAL HEART MONITORING(在胎兒心臟監測期間的母親貢獻檢測)」的共同未決的序列號為N0.13/331,245 (律師案號N0.256080)的美國專利申請，該申請的全部公開通過引用而結合在本文中。
背景技術：
胎兒心臟監測採用超聲換能器來測量未出生的孩子的心臟的生理學參數。在一些情形中，腹部脂肪可增加超聲換能器和被監測的胎兒心臟之間距離。增加超聲脈衝的穿透深度來適應這個較大的距離可降低信號噪聲比，並且可不合需要地導致超聲換能器從母親腹部脈管中拾取來自胎兒心率的信號之外的信號或者取代來自胎兒心率的信號的信號。


圖1示意性地示出了胎兒心臟監測系統的一個示例；
圖2是示出了用於由圖1的胎兒心臟監測系統執行的示例方法的流程圖3是示出了用於使用來自換能器的信號來識別胎兒心臟窗口的示例方法的圖示；
圖4是示出了用於使用來自換能器的信號來識別胎兒心臟窗口的示例方法的流程圖； 圖5是示出了用於識別母親信號的存在的示例消除方法的流程 圖6是示出了在圖5的方法期間的示例數據流的數據流程 圖7是用於使用用以識別母親信號的影響的相關模式來進行胎兒心臟監測的示例方法的控制流程 圖8是示意性地示出了用於執行圖7的方法的圖1的胎兒心臟監測系統的示例實現的圖示；
圖9是用以識別胎兒心臟窗口的掃描的示例方法的控制流程 圖9A是示出了在不同的腹部深度處在不同的通道上交替發送和接收超聲信號的示例時序 圖10是示意性地示出了在相關模式期間採用的圖8的胎兒心臟監測系統的那些構件的圖示；
圖10A是示出了在胎兒心臟監測期間發送和接收關於胎兒心臟窗口的超聲信號的示例時序 圖11是用於使用消除模式以識別母親信號的影響來進行胎兒心臟監測的另一個示例方法的控制流程 圖12是示意性地示出了在消除模式期間採用的圖8的胎兒心臟監測系統的那些構件的圖示；
圖13是用於識別母親信號的影響的示例方法的流程圖。
具體實施例方式圖1示意性地示出了示例胎兒心臟監測系統20。如將在下文中描述的那樣，胎兒心臟監測系統20在胎兒心臟周圍限定窗口，該窗口隨後用於集中的胎兒心臟監測。在超聲換能器正在對胎兒心臟進行監測的期間，胎兒心臟監測系統20使用基準胎兒心臟信號來確定接收自超聲換能器的信號是否受到通過母親腹部脈管的血流的脈動的影響。因此，信號噪聲比得到保持，並且胎兒心臟監測的可靠性增強。胎兒心臟監測系統20包括超聲換能器24、帶式記錄儀26、顯示器28、揚聲器30、處理器32和存儲器34。超聲換能器24 (示意性地示出)包括一個或多個超聲換能器，各個換能器包括發射器和接收器。各個換能器24配置成安裝或支承在緊鄰子宮40 (其容納未出生的孩子42)的腹部38附近。在一個實施例中，可提供超聲換能器作為超聲探測器的一部分。各個換能器24配置成產生指向未出生的孩子或胎兒42的超聲波或超聲束，其中，波或束從胎兒42反射，並且彈回到換能器24。由於心臟移動的原因，返回的超聲回波或超聲信號攜帶由都卜勒頻移獲得的信息。包含在這樣的反射波或束中的信息由處理器32用來確定胎兒42的心率。帶式記錄儀26、顯示器28和揚聲器30 (能用作警報)包括可視地或可聽地對護理員輸出信息的通知機構。帶式記錄儀26包括配置成列印基於接收自換能器24的信號而確定的生理學參數(諸如心率)的裝置。顯示器28包括監測器、屏幕，或者心率信息通過其可視地呈現給護理員的其它裝置。揚聲器30包括配置成輸出可聽信息(諸如由換能器24檢測到的心跳聲音)的裝置。在一個實現中，揚聲器30和/或顯示器28可用來提供可聽或可視的通知、警告或警報，從而提醒護 理員注意有必要擔心的心率特性或感測到的特性。在一些實現中，胎兒心臟監測系統20可省略這樣的輸出裝置26、28和30中的一個或多個，或者可包括額外的或備選的輸出裝置。處理器32包括一個或多個處理單元，處理單元配置成:產生引導使用換能器24來發射和接收超聲信號的控制信號，以處理和分析接收自換能器24的信號；以及基於這種分析的結果而產生弓I導對輸出裝置26、28和30中的一個或多個的輸出的控制信號。在一些實現中，處理器32另外可將這樣的信號存儲在存儲器34中，以在以後進行分析，以及可將分析結果存儲在存儲器34中。為了本申請的目的，術語「處理單元」應表示目前開發或將來開發的、執行包含在存儲器34中的指令序列的處理單元的意思。執行指令序列會使處理單元執行諸如產生控制信號的步驟。指令可從只讀存儲器(ROM)、大容量存儲裝置或一些其它持久存儲加載到隨機存取存儲器(RAM)中，以由處理單元執行。在其它實施例中，可用硬接線電路代替軟體指令，或者可將硬接線電路與軟體指令結合起來使用，以實現所描述的功能。例如，處理器30和存儲器34的一部分可體現為一個或多個特定用途集成電路(ASIC)的一部分。除非另有說明，處理器32不限於硬體電路和軟體的任何特定組合，也不限於由處理單元執行的指令的任何特定的源。存儲器34包括存儲換能器定位搜索模塊50、胎兒心臟窗口識別模塊52、胎兒心臟監測模塊54、信號質量比較模塊56、型式比較模塊58、消除比較模塊60和數據部分62的非暫時性的計算機可讀介質。雖然將存儲器34示為單個存儲器結構，但在其它實現中，數據部分62的不同的模塊或不同的部分可存儲在不同的存儲器位置處。例如，存儲在存儲器34中的一些項目可存儲在本地，而其它項目可存儲在遠處，能夠通過網絡訪問。模塊50、52、54、56、58和60各自包括存儲在存儲器34中且配置成引導處理器32執行圖2中示出的過程或方法100的非暫時性的計算機可讀程序或代碼。如由步驟102指示的那樣，遵從包含在換能器定位搜索模塊50中的指令的處理器32在換能器位置搜索模式期間引導或指示處理器32。在這個模式期間，換能器24被護理員移過腹部38，同時發射和接收超聲信號，以識別換能器24在腹部38上的產生反射自胎兒22的心臟的最強信號的位置。在一個實現中，在換能器定位搜索模式期間，隨著護理員手動地將換能器24重新定位在腹部38上的不同位置處，處理器32引導換能器24在換能器24的全部範圍(名義上為3 cm至30 cm)內發送和接收超聲束。處理器32可引導顯示器28或帶式記錄儀26提供由換能器24接收的超聲信號的視覺表示。處理器32可進一步放大超聲信號，以及產生待由揚聲器30輸出的對應於心跳的可聽輸出。因此，護理員可使用可聽輸出來識別換能器24在腹部28上的位置，在此位置上，來自揚聲器30的輸出是胎兒心臟跳動的特性，並且是最強或最響的。如由圖2中的步驟104指示的那樣，一旦換能器24已經恰當地位於腹部38上，遵從包含在胎兒心臟FH窗口識別模塊52中的指令的處理器32識別和限定包含胎兒42的心臟的窗口或容積。在識別窗口時，處理器32利用接收到的超聲信號來確定超聲換能器24和胎兒心臟之間的近似距離。基於這個近似距離，處理器32識別包含胎兒心臟且包括與換能器24的最大和最小距離的範圍或窗口。在一個實現中，處理器32限定範圍或窗口，使得這個範圍或窗口的邊界與胎兒心臟的估計周界隔開預先確定的距離。因此，無論胎兒22如何移動，或者無論母親如何移動，胎兒心臟將保持在識別範圍或窗口內的可能性提高。在一個實現中，這個範圍的邊界與胎兒心臟的估計周界隔開至少3 cm。在一個實現中，範圍具有3 cm寬的中心部分，這大於I至2 cm大小的胎兒心臟，以及離中心部分的各邊的3 cm緩衝。在其它示例中，範圍或窗口可與胎兒心臟的周界隔開不同的距離。在其它示例中，範圍可包括與換能器24的最小距離或最大距離中的僅一個。在一個實現中，窗口是二維的，其包含在矢狀平面中。在另一個實現中，由處理器32限定的窗口可為三維的，從而在胎兒心臟周圍限定一容積。圖3和4示出了遵從由模塊52提供的指令的處理器32可用來識別胎兒心臟窗口的一種方法。圖3示出了定位成抵靠著腹部38且定位成感測胎兒心臟150的胎兒心率的換能器24。圖4是用於識別胎兒心臟150周圍的窗口 152 (在圖3中示出)的方法200的流程圖。如由圖4中的步驟202指示的那樣，當在掃描模式中運行時，遵從由模塊52提供的指令的處理器32產生使換能器感測重疊腹部深度區156 (在圖3中標為A-H)的控制信號。具體而言，處理器32產生使換能器發射超聲束和接收在各個深度區處反射的超聲信號的控制信號。在一個示例中，處理器32使換能器24發射信號和接收來自以下重疊的6 cm的深度區的信號:3_9 cm、6-12 cm、9_15 cm、12_18 cm、15_21 cm、18_24 cm、21_27 cm 和24-30 cm。在其它實 現中，各個重疊深度區的寬度以及這樣的區彼此重疊的程度可具有其它值，或者可隨區的不同而改變。例如，在胎兒心臟預計所位於的距離處，這樣的區可具有較小的寬度(區的起點和終點之間的距離)，從而導致在預計包含胎兒心臟的區域中區的密度較大。在一個實現中，照管者可選擇區的分布，從而影響遠離換能器24的區的密度。因此，可提高在胎兒心臟150被識別的位置處的精確度。在一個實現中，處理器32弓丨導換能器24掃描通過腹部深度區156的整個範圍。在另一個實現中，處理器32提示照管者輸入(通過用戶輸入)胎兒心臟150的估計深度(與換能器24的距離)，或者關於母親的其它生理學信息(諸如母親的重量、高度等)，或者關於胎兒的信息(諸如胎兒的年齡、重量、方位等)，或者關於出生階段的信息，其中，處理器32使用這種信息來估計胎兒心臟150的位置。基於胎兒心臟150的估計位置，處理器32消除界外區156，從而僅掃描更可能包含胎兒心臟150的那些區156。因此，可更快速地定位胎兒心臟150的位置。在從各個區156中的換能器24中接收到超聲信號之後，處理器32評價或測量兩個特性:來自特定的區的超聲信號的強度，以及來自特定的區的心率和來自一組區的檢測到的心率之間的一致性程度。在一個實現中，處理器32產生導致換能器24在感測到各個單獨的區的同時或者幾乎同時，在多個區156上或在所有區156上發射和接收超聲束的控制信號。例如，在使用單個換能器24的一個實現中，處理器32可利用單個換能器24來交替地感測(A)所有區156或整個腹部區域(在以上示例中，3 cm-30 cm)和(B)單獨的區156(使用時分多址接入(TDMA))。在這種實現中，處理器32還評價單獨的區156中的心率與從一組區或整個腹部區域(在以上示例中，3 cm-30 cm)中感測到的心率的符合或匹配的一致性或程度。如由圖4中的步驟204指示的那樣，在感測和收集來自各個區156的信號強度和心率一致性之後，處理器32識別具有最強信號強度和最高心率一致性的一對相鄰區156。例如，在一些情形中，兩組相鄰區可展現較強的超聲信號。在這種情形中，處理器32在比較在兩組相鄰區中的各個中出現的信號的心率與接收自整個範圍(在以上示例中，3 cm至30cm)的超聲信號的心率。具有與來自整個範圍的回波信號的心率的心率一致程度最高的超聲回波信號的一對相鄰區被處理器32識別為應當用作窗口 152的基礎的一組相鄰區。
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如由圖3中的步驟206指示的那樣，處理器32利用選擇的兩個相鄰區的距離邊界來限定胎兒心臟窗口 152。在一個實現中，處理器32將兩個相鄰區的重疊部分識別為窗口152的中心部分。正是在窗口的這個中心部分中，必定包含整個胎兒心臟。例如，如果具有最高強度和心率一致程度的區是區9-15 cm和12-18 cm，則這樣的區的重疊部分出現在12cm至15 cm的深度處。正在是這個重疊部分必定包含胎兒心臟。通過使用這個信息，處理器32然後形成包括間隔或緩衝的窗口。處理器32將窗口 152限定為具有加上/減去離相鄰區的重疊部分預先限定的距離的近邊界和遠邊界(相對於換能器24)。在示出的示例中，處理器32將兩個重疊區的近邊界和遠邊界用作窗口 152的內邊界和外邊界，從而在區的重疊部分的任一側對窗口 152提供間隔或緩衝。例如，基於9至15 cm和12至18 cm的重疊區的窗口將具有9 cm的近邊界和18 cm的遠邊界，其中，胎兒心臟位於12至15 cm的重疊部分內。一旦限定，胎兒心臟150的位置和窗口 152的邊界就被處理器32存儲在存儲器34中的數據存儲部分62的窗口位置(WL)部分66中。在其它實現中，其它距離或其它緩衝可用來建立窗口 152的內邊界和外邊界。雖然方法200識別相鄰區，並且基於信號強度和心率一致性來限定胎兒心臟窗口152，在其它實現中，可利用這些因素中的僅一個來識別用作限定窗口 152的基礎的相鄰區156。在其它實現中，額外的感測因素或輸入準則可用來識別用於限定窗口 152的基礎的相鄰區156。在又一些其它實現中，諸如，其中，在一區域中的區密度較高(區的寬度較小)，處理器32可利用不止兩個區來估計胎兒心臟150的位置和限定窗口 152。在限定窗口 152之後，如由圖2中的步驟106指示的那樣，處理器32提示照管者進行輸入或選擇兩個可用的母親脈衝(MP)識別模式108和110中的一個。如後面將描述的那樣，模式108定期比較超聲回波信號的監測型式與超聲回波信號的初始存儲的基準型式之間的相關程度，以識別母親脈衝的存在或影響。在一個實現中，比較存儲的超聲回波信號的基準頻譜與監測超聲回波信號的頻譜。相反，模式110通過以數學的方式從複合監測信號中消除胎兒心臟信號，來確定初始定位的窗口 152內的任何母親脈衝的存在。如果確定在消除之後剩餘的信號包括母親脈衝，則通知照管者，並且重新定位換能器。在一個實現中，重複這個過程，直到不再在窗口152中檢測到母親脈衝的存在為止。一旦換能器24定位成使得窗口 152未展現母親脈衝，則監測繼續，而後面不測試母親對信號的貢獻，因為母親的主動脈不像胎兒心臟那樣受移動的影響。但是，由於胎兒移動而造成的差或弱的信號，可重新定位換能器24。換能器24的這種重新定位可證明識別新的胎兒心臟窗口 152是合理的，並且再一次執行模式110的方法，以確保新的胎兒心臟窗口不會覆蓋母親腹部脈管，母親腹部脈管與腹部主動脈成一排，並且影響超聲結果。在其它實現中，胎兒心臟監測系統20可提供相關模式108和消除模式110這兩個中的僅一個。如由步驟112指示的那樣，如果選擇了模式108，則處理器32存儲接收自選擇的窗口 152的基準超聲回波信號的初始型式。在一個實現中，基準超聲回波信號的型式(即，基準型式)被處理器32存儲在存儲器34的數據存儲部分62的基準型式RP存儲部分68中(在圖1中示出)。如由步驟114指示的那樣，一旦存儲了基準超聲回波信號的型式，遵從由胎兒心臟監測模塊54提供的指令的處理器32產生引導換能器24發射和接收集中在圖3中顯示的胎兒心臟窗口 152處的超聲信號的控制信號。

如由步驟116指示的那樣，隨著處理器32接收來自換能器24的表示反射的超聲信號的信號(「監測信號」 S)，通過比較監測信號的型式與存儲在基準型式存儲部分68中的基準信號的型式RS，遵從包含在型式比較模塊58中的指令的處理器32評價監測信號的型式。如果監測信號的型式充分地與基準信號的型式相關，不輸出警報，並且繼續監測胎兒心臟窗口 152。但是，如由步驟118指示的那樣，如果監測信號的型式不充分地與基準信號的對應的型式相關，則處理器32確定接收自換能器24的信號的至少一部分可為換能器24感測通過母親腹部脈管的血流(母親脈衝)的結果。因此，處理器32產生導致通過使用輸出26、28和30中的至少一個將警報呈現給照管者的控制信號。在一個實現中，揚聲器30響應於來自處理器32的這樣的控制信號而產生可聽警報，從而指示其中接收自換能器24、顯示在顯示器28上且被帶式記錄儀26壓印的超聲信號可至少部分地受母親腹部脈管影響的狀況。在受到這種狀況提醒之後，照管者可採取補救行動，諸如重新定位或調節換能器24的位置或換能器24感測的腹部深度。照管者還可核實胎兒42的狀況或健康(在圖1中示出)。在一個實現中，為了確定監測信號的型式是否充分地對應於基準信號的型式，處理器32評價與存儲在存儲器34的數據存儲部分62的相關閾值TH部分70 (在圖1中示出)中的預先限定的匹配閾值的比較。閾值具有選擇的值，使得閾值足夠低而即使監測的超聲回波信號僅由於胎兒心臟角定向變化而發生變化也被超過，從而避免錯誤警報。同時，閾值具有足夠高的值，以便在監測超聲回波信號由於胎兒狀況惡化或由於使換能器24不合需要地鎖定於不必要的母親腹部脈管上的母親或胎兒移動的影響而改變時不被超過。在一個示例中，將胎兒心跳的平均幅度譜用作基準信號的型式，比較基準信號的型式與監測信號的平均幅度譜。在一個實現中，將相關係數用作監測信號的型式和基準信號的型式之間的相似性的度量。在一個示例中，以每隔10秒的間隔以2 ksps的取樣速率從監測信號中獲得平均幅度譜。相關係數是基準信號和監測信號之間的皮爾森(Pearson)相關係數。如果係數低於閾值，則照管者被通知或者呈現指示失去胎兒心臟信號和可能鎖定於母親腹部脈管上的警報。在其它示例中，可使用其它型式、其它取樣速率和其它相關係數來作出基準信號和監測信號之間的相關或匹配。如由步驟119指示的那樣，如果選擇了消除模式110，遵從由胎兒心臟監測模塊54提供的指令的處理器32產生引導換能器24發射和接收集中在圖2中顯示的胎兒心臟窗口152上的超聲信號的控制信號。在一個實現中，在預先限定的時段裡接收超聲回波信號的樣本。在一個實現中，在預先限定的時段10秒裡接收超聲回波信號。然後在步驟120-126中，遵從包含在消除比較模塊60中的指令的處理器32利用超聲回波信號的這個樣本來確定母親脈衝在胎兒心臟窗口 152內的存在。如由步驟120指示的那樣，處理器32識別在預先限定的時段期間接收到的樣本超聲回波信號的胎兒信號部分M (胎兒心臟信號貢獻)。胎兒心臟信號貢獻是由於胎兒心臟的脈動而引起的超聲都卜勒回波信號的分量。如由步驟122指示的那樣，處理器32然後從複合監測超聲回波信號中減去識別的胎兒信號部分M。然後超聲回波信號SI的剩餘部分由處理器32用來確定在換能器24目前定位在腹部38上的情況下(在圖1中示出)，在窗口 152中是否檢測到母親脈衝(母親貢獻，如果有的話)。母親貢獻是由於母親腹部肌肉中的血的脈動而引起的超聲都卜勒回波信號的分量。如由步驟124指示的那樣，遵從包含在消除比較模塊60中的指令的處理器32評價剩下的或剩餘的信號或值SI。如果不存在剩餘的準周期信號SI，則不提供警報，如由步驟125指示的那樣，使得 可開始連續地監測胎兒心臟。備選地，如由步驟126指示的那樣，如果存在剩餘的準周期信號SI，則處理器32比較在剩餘信號SI上獲得或檢測到的心率HRl與初始心率HR (在消除之前，根據複合監測超聲回波信號而計算出的心率)，以確定剩餘信號SI的心率是否與初始心率HR (即，在複合監測回波信號上獲得的心率)一致。如果剩餘信號SI的心率HRl與初始心率HR—致，則不提供警報，如由步驟127指示的那樣，使得可開始連續地監測胎兒心臟。但是，如由步驟128指示的那樣，如果剩餘信號SI的心率HRl不滿足預先確定與初始心率HR的一致性的程度或閾值，則處理器32確定接收自換能器24的信號的至少一部分是換能器24感測通過母親腹部脈管的血流(母親脈衝)的結果。因此，處理器32產生導致使用輸出26、28和30中的至少一個將警報呈現給照管者的控制信號。在一個實現中，揚聲器30響應於來自處理器32的這樣的控制信號而產生可聽警報，從而指示其中接收自換能器24、顯示在顯示器28上且由帶式記錄儀26壓印的超聲信號可至少部分地受母親腹部脈管影響的狀況。在受到這種狀況提醒之後，照管者可採取補救行動，諸如重新定位或調節換能器24的位置或換能器24感測的腹部深度。照管者還可核實胎兒42的狀況或健康(在圖1中示出)。
圖5示出了方法300、即模式110的一個示例實現。圖6示出了方法300的一個示例數據流程圖。如上面提到的那樣，按照步驟119，在一個實現中，在10秒周期裡接收樣本超聲回波信號S。在圖6中示出了取自窗口 152 (在圖3中示出)的示例超聲回波信號S350。如由圖6示出的那樣，信號S 350包括多個胎兒心跳組352，各組352包括第一跳動I和第二跳動2。樣本信號S 350可進一步包括母親信號3。步驟302-312用來通過抑制來自原始的或未加工的信號S 350的任何母親貢獻來識別來自複合超聲回波信號350的胎兒信號部分M。如由步驟302指示的那樣，處理器32對信號S 350執行自相關，以產生圖6中示出的胎兒心臟跳動峰值356 (基於第一胎兒心跳)。如由步驟304指示的那樣，處理器32確定或獲得這樣的胎兒心臟跳動峰值之間的周期。如由圖6示出的那樣，相鄰峰值356之間的距離組成周期HP[n]，其中，η=Ρ..Ν。如由圖5中的步驟306指示的那樣，通過使用計算的周期，處理器32識別最小胎兒心跳周期HPmin。如由圖5中的步驟308指示的那樣，處理器32使用這個確定的HPmin來切斷信號S 350中的節段。在示出的示例中，這樣的節段具有HPmin的長度，並且與各組心跳352的第一胎兒心跳(FHB1)—致。在圖6中示出了示例複合信號節段S[n]，其中η=Ρ..Ν。如由步驟310指示的那樣，對於在自相關峰值356處開始且具有HPmin持續時間的各個複合信號節段S[η]，處理器32通過將節段除以相關聯的節段S[n]中的胎兒信號的第一跳動的幅度A[n]來使節段規格化，如由數據流部分362示出的那樣。如由步驟312指示和圖6中的框364指示的那樣，處理器32確定規格化節段信號S[n]的平均值，其中n=l...N。這個平均值組成胎兒信號的規格化模型M (胎兒心臟信號貢獻)。如由步驟314指示的那樣，為了確定母親信號貢獻，然後從原始的未加工信號S中消除胎兒心臟信號貢獻(模型M)，其中，這個消除的結果用來確定是否應當輸出警報。在示出的示例中，如由步驟314指示的那樣，處理器32從各個複合節段S[n]中減去去規格化(denormalized)模型M,以識別剩餘信號SI [η]。具體而言,如由圖6示出的數據流線366那樣，對於各個節 段S[η]，用相關聯的節段S[η]中的胎兒信號的第一跳動的幅度Α[η]乘以模型M來使模型M去規格化。在圖6中示出的示例中，這樣的減法會使母親脈衝信號3 (在圖6中的線366上)可能存在於剩餘信號SI [η]366中。如由步驟316指示的那樣，處理器32還檢測信號S上的心率HR (其為胎兒心率)和信號SI上的心率HR1，信號SI是在胎兒信號消除之後的複合信號。胎兒心率HR如公式HR[n]=60000/HP[n] (η=Ρ..Ν)限定的那樣以每分鐘跳動為單位，其中，HP [η]是圖6的線356上的相關峰值之間的、以微秒為單位的距離。在胎兒信號消除之後剩下的信號SI的心率HRl由HRl[i]=60000/HPl[i]，i=l…I限定，其中，HP [i]是圖6的線366上示出的SI的自相關函數(未顯示)的相關峰值之間的、以毫秒為單位的距離。如由步驟318指示的那樣，處理器32確定剩餘信號SI的任何心率HRl在這種減法之後是否存在。如果不存在剩餘信號SI的心率HR1，則如步驟320指示的那樣不提供警報。備選地，如果存在剩餘信號SI的心率HR1，則處理器32確定剩餘信號的心率HRl是否與在信號S上獲得的胎兒心率HR—致。如由步驟322指示的那樣，如果剩餘信號SI的心率HRl滿足預先確定或預先限定的與胎兒信號的胎兒心率HR的一致程度，則如步驟324指示的那樣不提供警報。備選地，如果剩餘信號SI的心率HRl與胎兒心率HR不一致，則處理器32如步驟320指示的那樣使警報產生。在一個實現中，預先確定的一致程度由每分鐘5次跳動的閾值建立，其中，如果HRl和HR的差異超過這個閾值，則在步驟324中輸出警報。在其它實現中，可利用其它預先確定的一致程度或其它閾值。如上面提到的那樣，處理器32產生導致使用輸出26、28和30中的至少一個來對照管者呈現警報的控制信號。在一個實現中，揚聲器30響應於來自處理器32的這樣的控制信號而產生可聽警報，從而指示其中接收自換能器24、被顯示在顯示器28上且由帶式記錄儀26壓印的超聲信號可至少部分地受母親腹部脈管影響的狀況。在受到這種狀況提醒之後，照管者可採取補救行動，諸如重新定位或調節換能器24的位置或換能器24感測的腹部深度。一旦換能器已經重新定位，就可再一次執行方法300。可重複這個過程，直到這樣的重新定位不會提供警報為止，從而指示換能器24在腹部38上定位成使得窗口 152不受任何母親脈衝影響。在這一點上，胎兒心率的正常連續監測可由胎兒心臟監測系統20執行。圖7是示出了用於監測單個胎兒的示例方法400的控制流程圖。圖8是示意性地示出了示例胎兒心臟監測系統520的各部分、即可用來執行方法400的各部分的胎兒心臟監測系統20的一個實現的框圖。圖8示出了系統520的、用來限定或識別胎兒心臟窗口(諸如圖3中示出的胎兒心臟窗口 152)的那些構件。圖8進一步示出了系統520的、用來初始地將換能器24定位在腹部38上的構件。如由圖8示出的那樣，胎兒心臟監測系統520包括換能器524和模擬構件:數字邏輯526、發送信號放大器528、接收回波放大器和窄帶濾波器530 (例如大約I MHz的中心頻率)、解調器532，胎兒心臟監測系統520接收選通脈衝開關534、採樣和保持電容器I和2 (536)、帶通濾波器I和2 (538)、多路復用器540、放大器542、揚聲器544、自動增益控制器I和2 (546)、包絡檢測器I和2 (548)和模數轉換器550。在其它實現中，這樣的模擬構件可備選地由數字構件提供，或者在處理器的軟體中實現。如由圖8進一步示出的那樣，胎兒心臟監測系統520還包括在軟體中實現的後端系統。這樣的後端構 件包括胎兒心率檢測器I和2(554)、顯示器556、帶狀圖表記錄儀或印表機557、信號質量檢測器I和2 (558)、信號質量比較器560、心臟跳動一致性檢測器562、窗口選擇器(也稱為時序圖(TD)選擇器)564、存儲器566、胎兒心臟型式檢測器568、鍵盤570和掃描調度器572。如由圖7的控制流程圖示出的那樣，換能器524 (在圖8中示出)首先位於母親腹部的表面上。如圖7中示出的那樣，照管者(操作者或護士)打開胎兒心臟監測系統520，並且通過鍵盤570 (在圖8中示出)對掃描調度器572輸入命令，以進入換能器位置搜索模式。響應於這個命令，數字邏輯526 (包括現場可編程門陣列(FPGA)、複雜的可編程邏輯裝置(CPLD)或處理器)產生超聲發送單音信號(tone signal)TRANS (名義上具有大約I MHz的特徵頻率)，超聲發送單音信號TRANS被放大器528放大，並且被換能器524引導向胎兒42(在圖1中示出)。在示出的示例中，在這個搜索模式期間，在照管者重新定位換能器524以通過揚聲器544看或聽具有胎兒心臟跳動的特性的最強回波信號時，換能器524感測3cm至30 cm的整個範圍。對應於具有對應於胎兒心臟收縮的速度的頻率的反射脈衝的回波信號由換能器524接收，並且被接收回波放大器530放大。在被放大之後，回波信號經受信號處理。在示出的實現中，信號被解調器532解調，發送穿過通道1，包括:採樣和保持電容器一保持I(HOLD 1)536、帶通濾波器538(濾波器I)、自動增益控制AGCl 546和包絡檢測器EDl 548。在示出的示例中，各個帶通濾波器I和2 (538)過濾掉具有低於IOOHz和300Hz的頻率的信號，以移除外來信號。如由箭頭576指示的那樣，濾波器I的信號發送到多路復用器540，並且被放大器542放大，以通過揚聲器544得到可聽輸出。
如由箭頭578進一步指示的那樣，濾波器I的信號進一步傳送通過自動增益控制器I (546)，自動增益控制器I (546)對這樣的信號提供穩定的幅度，從而消除與胎兒心臟和換能器524之間的不同距離相關聯的可變性。在這樣的信號經歷包絡檢測器I (548)的包絡檢測之後，這樣的信號發送到模數轉換器550，以進行為胎兒心臟監測系統520的後端數字構件部分使用的數字轉換。如上面提到的那樣，在一些實現中，這樣模擬構件主要代替數字構件部分。在換能器定位搜索模式中，利用僅一個通道(通道I)。來自模數轉換器的信號發送到胎兒心率檢測器I (554)，胎兒心率檢測器I (554)識別胎兒心率，並且將估計胎兒心率輸出到顯示器556和帶式記錄儀557。通過主要使用來自揚聲器544的可聽輸出以及顯示器556或印表機557中的任一個上的視覺輸出，照管者可不斷地將換能器24重新定位在腹部38上，直到在揚聲器544上聽見以及/或者在顯示器556和/或印表機557的輸出上看見胎兒心跳的最強信號特性為止。一旦照管者已經將換能器544在初始監測位置處定位在腹部上，照管者就通過鍵盤570輸入離開換能器位置搜索模式的命令。因此，或者自動地或者響應於由照管者使用鍵盤570輸入的命令，掃描調度器572使監測系統520啟動掃描模式SM (在圖7中示出)。在掃描模式SM中，執行方法200 (在圖4中示出)。圖9是示出了系統520在掃描模式期間的運行的控制流程圖和相關聯的表。如由圖9中的線660和662指示的那樣，在特定的胎兒心臟監測系統示例520中，數字邏輯526產生超聲發送單音信號TRANS(名義上具有大約I MHz的載波頻率)，超聲發送單音信號TRANS被放大器528放大，並且被換能器524引導向胎兒42 (在圖1中示出)。在示出的示例中，在這個掃描模式期間，數字邏輯526產生超聲發送單音信號，超聲發送單音信號被放大器528放大，使得換能器524備選地發射超聲信號，以及接收來自(A) 3 cm至30 cm的整個範圍(圖9中的線660)和(B)各個深度區(圖9中的線662)的超聲回波信號。在一個示例中，數字邏輯526使換能器524以交替的方式(時分多址接入(TDMA))發射超聲信號，以及接收來自(A)3 cm至30 cm的整個範圍和(B)以下重疊的6 cm深度區的回波信號:3-9 cm、6-12 cm、9_15 cm、12_18 cm、15_21 cm、18_24 cm、21_27 cm 和 24-30cm，使得來自整個範圍3-30 cm的回波信號在通道I (保持I至濾波器I至AGC I至ED I)中被處理，同時來自當前深度區的回波信號在通道2 (保持2至濾波器2至AGC 2至ED 2)中被處理。圖9A是示出了這種交替的超聲穿透範圍掃描的一個示例的時序圖和相關聯的時序表。如由圖9示出的那樣，數字邏輯526和放大器528使發送單音信號600被換能器524發射，其中，這種發射的發送單音信號600在導向3 cm至30 cm的整個範圍的單音和導向重疊的範圍子集3-9 cm、6_12 cm、9_15 cm、12-18 cm、15-21 cm、18-24 cm、21_27 cm和24-30cm中的一個的單音之間交替。例如，在掃描模式的第一個12秒期間，單音tl-t2、t5-t6等中的各個導向整個範圍，而單音t3-t4、t7-t8等則導向3 cm至9 cm的範圍子集。然後在下一個12秒期間，單音tl-t2、t5-t6等中的各個導向整個範圍，而單音t3-t4、t7-t8等則導向6-12 cm的範圍子集。最後，在掃描模式的最後一個12秒期間，單音tl-t2、t5-t6等中的各個導向整個範圍，而單音t3-t4、t7-t8等則導向24-30 cm的範圍子集。如由圖9A中的解調單音信號線DETQ 602示出的那樣，以及通過控制信號線CHl604和CH2 606 (其通過開關534交替地將解調器532連接到處理電路(或者SW，如果在SW中實現前端的話)的通道I或通道2中的任一個上)示出的那樣，換能器524以類似的方式交替地接收回波信號。例如，在掃描模式的第一個12秒期間，換能器524在間隔rl-r2、r5-r6內接收來自整個範圍的回波信號，而在間隔r3_r4、r7_r8等內接收來自3_9 cm的範圍子集的回波信號。然後在掃描模式下一個12秒期間，換能器524在間隔rl-r2、r5-r6等內接收來自整個範圍的回波信號，而在間隔r3-r4、r7-r8等內接收來自6_12 cm的範圍子集的回波信號。最後，在掃描模式的最後一個12秒期間，換能器524在間隔rl-r2、r5-r6等內接收來自整個範圍的回波信號，而在間隔r3-r4、r7_r8等內接收來自24_30cm的範圍子集的回波信號。接收到的回波信號被放大器530放大，並且被解調器532解調。如由圖9A中的通道I線604和通道2線606示出的那樣，這樣的接收到的回波信號在通道I和通道2中被處理，其中，通道I處理導向整個範圍的回波信號，並且通道2處理導向重疊範圍(3-9 cm、6-12 cm等，其中，範圍循環地(例如，各個循環有12秒持續時間)改變)的回波信號。循環地通過範圍子集而發送穿過通道I和2的各個信號分別經受信號處理。在示出的示例實現中，各個信號發送穿過通道1，並且對應於由採樣和保持電容器(保持I) 536存儲且由帶通濾波器538 (濾波器I)過濾的整個深度範圍。在示出的示例中，帶通濾波器I過濾掉具有低於100 Hz且高於300 Hz的頻率的信號，以移除外來噪聲。如由箭頭576指示的那樣，這些經過濾的信號發送到多路復用器540，並且被放大器542放大，以通過揚聲器544得到可聽輸出。如由箭 頭577指示的那樣，這些經過濾的信號直接通過單獨的胎兒心臟型式通道(FHPch)發送到模數轉換器550，以便隨後發送到胎兒心臟型式檢測器568。如由箭頭578進一步指示的那樣，經過濾的信號進一步傳送通過自動增益控制器I (546)，自動增益控制器I (546)對這樣的信號提供穩定的幅度，從而消除可變性。在這樣的信號經歷包絡檢測器I (548)的包絡檢測之後，這樣的信號發送到模數轉換器550，以進行為胎兒心臟監測系統520的後端數字構件部分使用的數字轉換。如上面提到的那樣，在一些實現中，這樣的模擬構件可由數字構件部分或軟體代替。發送穿過通道2且對應於循環通過的深度範圍子集的信號以類似的方式經受信號處理。具體而言，發送穿過通道2的這樣的信號由採樣和保持電容器2 (保持2) 536存儲，並且被帶通濾波器538 (濾波器2)過濾。在示出的示例中，帶通濾波器2過濾掉具有低於100 Hz且高於300 Hz的頻率的信號，以移除外來噪聲。如由箭頭584指示的那樣，這些經過濾的信號直接通過單獨的信號質量檢測器通道(SQDch)發送到模數轉換器550，以在隨後發送到信號質量檢測器2 (558)。如由箭頭586進一步指示的那樣，經過濾的信號2進一步傳送通過自動增益控制器2 (546)，自動增益控制器2 (546)對這樣的信號提供穩定的幅度，從而消除可變性。在這樣的信號經受包絡檢測器2 (548)的包絡檢測之後，這樣的信號發送到模數轉換器550，以進行為胎兒心臟監測系統520的後端數字構件部分使用的數字轉換。如上面提到的那樣，在一些實現中，這種模擬構件部分的功能可交替地執行，或者由軟體或數字構件部分執行。如由圖8的下半部示出和由圖9中的線664指示的那樣，來自胎兒心率通道I(FHRlch)的信號從模數轉換器550發送到胎兒心率檢測器FHRl (554)和SQDl 558。胎兒心率檢測器FHRl (554)從這樣的信號中檢測胎兒心率，並且將檢測到的胎兒心率輸出到顯示器556和帶式記錄儀557，如由圖9中的線666指示的那樣。信號質量檢測器I (558)檢測信號質量。如由箭頭588指示的那樣，檢測到的信號質量發送到信號質量比較器560，信號質量比較器560通過比較功率與預先確定閾值，對信號的功率執行實時評價。信號質量度量發送到顯示器556。如由箭頭590指示的那樣，如果信號質量差(如由值相對於預先確定的閾值所確定的那樣)，信號損失警報就發送到多路復用器540，由此使用放大器542和揚聲器544來發送可聽警報。如由箭頭592指示的那樣，來自FHRl檢測器554的信號進一步發送到心跳一致性檢測器562。如由箭頭596指示的那樣，源自濾波器I 538的信號發送穿過胎兒心臟型式通道(FHPch)到達胎兒心臟型式檢測器568，胎兒心臟型式檢測器568將檢測到的胎兒心臟型式作為基準FH型式存儲在存儲器566中。這個基準FH型式隨後用於確定型式相關。如由圖8中的箭頭598和圖9中的線668指示的那樣，源自濾波器2 538的信號發送穿過信號質量檢測通道(SQDch)到達信號質量檢測器2 (558)，信號質量檢測器2 (558)測量或評價這樣的信號的質量(強度等)。評價的結果發送到深度或區選擇器564 (也稱為用於選擇用於隨後的胎兒心臟監測的深度範圍子集的TD (時序圖)選擇器)。如由圖8中的箭頭600和圖9中的線670指示的那樣，源自ED2 548的信號進一步發送穿過胎兒心率2通道(FHR2ch)到達胎兒心率2檢測器(554)。胎兒心率2檢測器(554)檢測各個特定的深度子範圍或子集的胎兒心率。如由圖9中的線674指示的那樣，檢測到的胎兒心率發送到:(1)信號質量檢測器2 (558)，以用於評價來自特定的深度範圍或子集的信號質量；以及(2) HBC檢測器562，以用於評價通道I中的胎兒心率和通道2中的心率之間的一致性。如由圖9中的線672指示的那樣，信號質量檢測器2評價信號質量。在一個示例中，信號質量檢測器2對信號質量作以下評價:
O評價SQDch上的信號的節段的功率SPx。節段對準節段HR2_x (對於特定的深度範圍子集而檢測到的胎兒心率)
2) SQD2_x = SPx * g (TDx)，其中 x=39、612、915、1218、1521、1824、2127、2430 (39 是3 cm至9 cm的縮寫,612是6 cm至12 cm的縮寫等),並且g (TDx)由下面的表I限定來補償聲衰減。表I
權利要求
1.一種方法，包括: 確定超聲換能器和胎兒心臟之間的近似距離； 使用所述超聲換能器來感測與所述超聲換能器的距離的範圍，所述範圍具有基於所述近似距離的最小距離；以及 使用來自所述範圍的超聲回波信號來監測所述胎兒心臟的心率。
2.根據權利要求1所述的方法，其中，所述範圍具有基於所述近似距離的最大距離。
3.根據權利要求1所述的方法，其中，所述範圍的所述最小距離與所述近似距離隔開間距。
4.根據權利要求1所述的方法，其中，所述範圍的所述最小距離和所述範圍的所述最大距離形成包圍所述胎兒心臟且與所述胎兒心臟隔開的窗口。
5.根據權利要求1所述的方法，其中，確定所述近似距離包括感測重疊深度區，其中，基於超聲回波信號的強度在此處最高的兩個相鄰深度區的重疊部分來確定所述近似距離。
6.根據權利要求5所述的方法，其中，所述範圍具有對應於所述兩個相鄰深度區中的較淺一個的近邊界的最小距離，以及其中，所述範圍具有對應於所述兩個相鄰深度區中的較深一個的遠邊界的最大距離。
7.根據權利要求5所述的方法，所述方法進一步包括基於在從多對相鄰深度區中的各對反射的超聲信號上檢測到的心率與在從所有所述多對相鄰深度區的整個範圍反射的超聲信號上檢測心率的一致性，來從所述多對相鄰深度區中選擇所述兩個相鄰深度區。
8.根據權利要求1所述的方法，所述方法進一步包括: 從所述範圍獲取來自所述胎兒心臟的基準超聲信號； 從所述範圍獲取監測到的超聲信號；以及 比較所監測的超聲信號的型式與所述基準超聲信號的型式，以基於所述基準超聲信號的所述型式和所監測的超聲信號的所述型式的相似性來確定是否輸出警報。
9.根據權利要求8所述的方法，其中，所述比較是相關。
10.根據權利要求9所述的方法，其中，如果來自所述相關的值小於預先限定的閾值，則輸出警報。
11.根據權利要求10所述的方法，其中，所述預先限定的閾值足夠低，即使所監測的超聲回波信號由於胎兒心臟角定向改變而變化也被超過，以及其中，所述預先限定的閾值足夠高，在所監測的超聲回波信號的變化是由於來自母親腹部脈管的超聲回波信號和惡化的胎兒狀況中的一個引起時不被超過。
12.—種胎兒心臟監測系統，包括: 超聲換能器； 控制器，配置成產生引導所述超聲換能器的運行的控制信號，以及接收來自所述超聲換能器的回波信號，所述控制器配置成: 確定超聲換能器和所述胎兒心臟之間的近似距離； 使用所述超聲換能器來感測與所述超聲換能器的距離的範圍，所述範圍具有基於所述近似距離的最小距離；以及 使用來自所述範圍的超聲回波信號來監測所述胎兒心臟的心率。
13.根據權利要求12所述的胎兒心臟監測系統， 其中，確定所述近似距離包括感測重疊深度區，其中，基於回波信號的強度在此處最高的兩個相鄰深度區的重疊部分來確定所述近似距離。
14.根據權利要求12所述的胎兒心臟監測系統，其中，所述控制器進一步配置成: 從所述範圍獲取來自所述胎兒心臟的基準超聲信號； 從所述範圍獲取監測到的超聲信號；以及 比較所監測的超聲信號的型式與所述基準超聲信號的型式，以基於所述基準超聲信號的所述型式和所監測的超聲信號的所述型式的相似性來確定是否輸出警報。
15.根據權利要求14所述的胎兒心臟監測系統，其中，所述比較是相關。
16.根據權利要求14所述的胎兒心臟監測系統，其中，如果所述相關的值小於預先限定的閾值，則輸出警報。
17.—種設備,包括: 非暫時性計算機可讀介質，其包含用以引導處理器進行如下步驟的計算機可讀代碼: 確定超聲換能器和胎兒心臟之間的近似距離； 使用所述超聲換能器來感測與所述超聲換能器的距離的範圍，所述範圍具有基於所述近似距離的最小距離；以及 使用來自所述範圍的超聲回波信號來監測所述胎兒心臟的心率。
18.根據權利要求17所 述的設備，其中，所述非暫時性計算機可讀介質包含用以引導處理器進行如下步驟的計算機可讀代碼: 從所述範圍獲取來自所述胎兒心臟的基準超聲信號； 從所述範圍獲取監測到的超聲信號；以及 比較所監測的超聲信號的型式與所述基準超聲信號的型式，以基於所述基準超聲信號的所述型式和所監測的超聲信號的所述型式的相似性來確定是否輸出警報。
19.根據權利要求18所述的設備，其中，所述比較是相關。
20.根據權利要求18所述的設備，其中，計算機可讀代碼配置成引導處理器在所述相關的值小於預先限定的閾值的情況下輸出警報。
全文摘要
本發明的名稱為「胎兒心臟監測範圍」。確定超聲換能器和胎兒心臟之間的近似距離。使用超聲換能器來感測與超聲換能器的距離的範圍，其中，該範圍具有基於近似距離的最小距離。使用來自該範圍的超聲回波信號來監測胎兒心臟的心率。
文檔編號A61B8/00GK103169497SQ20121055773
公開日2013年6月26日 申請日期2012年12月20日 優先權日2011年12月20日
發明者S.卡巴科夫, S.M.法爾克, B.C.富克斯 申請人:通用電氣公司