用於檢測和分析產婦子宮,及產婦和胎兒心臟與胎兒腦活動的系統的製作方法

2023-09-20 08:22:05

專利名稱：：用於檢測和分析產婦子宮,及產婦和胎兒心臟與胎兒腦活動的系統的製作方法
技術領域：
：本發明的領域本發明涉及身體的電活動的測量。更具體來說，本發明涉及測量及測量的分析，以預測身體一部分的狀態。本發明的背景當前還沒有客觀的方式評價子宮的收縮。這在與痛經相關的劇烈收縮的非妊娠患者或者子宮有時分娩期之前活動的妊娠患者中都是實情。通常，在非妊娠婦女和大部分妊娠期間子宮是靜止的。然而，在妊娠結束時，子宮肌層受到一系列變化，導致同時的，有節奏的子宮收縮(分娩)。分娩的診斷是產科醫師面對的非常重要的問題。此外，大約有10％妊娠患者發生的期前分娩很難診斷。按期或期前分娩常常需要輔助藥物治療，以便刺激或禁止子宮收縮。宮頸的狀態通常用作為分娩的預測器。然而，在實際分娩期間，宮頸的擴張通常相對後發生。此外，分娩和宮頸中的變化可能獨立發生。另外，收縮的頻率用來診斷分娩，有時使用分娩力計記錄。然而，這些方法只是給出子宮收縮粗略的主觀估計。在大部分妊娠期間子宮不劇烈地收縮，這對於生長的胎兒提供了安靜的環境。在分娩期，子宮通常以階段的方式(分娩)開始有力地收縮以便排出胎兒。子宮的收縮與下面肌肉的電活動成正比。子宮收縮的頻率，持續時間，和幅度分別與動作電位脈衝串的頻率，動作電位在子宮上傳播(也稱為傳導)及肌肉細胞募集成正比。在心臟肌肉中存在類似的情形，雖然就結構和動作電位的構型來說心臟與子宮不同。動作電位伴隨著鈣向肌肉細胞的流入以激勵收縮器官。這樣，通過記錄子宮的電活動，能估計子宮肌層的收縮性。類似的技術用來記錄心電活動，以確定心臟正常或不正常的功能。先前許多研究使用電極直接置於子宮上的肌電圖(EMG)記錄了子宮肌電活動。這些研究表明子宮肌在分娩之前很少產生電活動，但在分娩期間反映機械事件的活動極大增加。有趣的研究在由Csapo在出版物中論證，Chapter43，「ForceofLabor，」PrinciplesandPracticeofObstetricsandPerinatology，Ed.L.IffyandH.A.Kaminezky，JohnWileyandSonswileyandSonsPublishing761-799，1981；Garfieldetal.，「ControlofMyometrialContractilityRoleandRegulationofGapJunction，」OxfordRev.Reprod.Biol.10436-490，1988；WolfsandVanLeeuwen，「Electromyographyobservationsonthehumanuterusduringlabor，」ActaObstet.Gynecol.Scand.[Suppl.]901-62，1979；以及近來由Devedeuxetal.發布的，「UterineElectromyographyACriticalReview，」AmJ.Obstet，Gynecol.1691636-1653，1993。通過直接與子宮接觸可測量並使用子宮的EMG活動預測正常和非正常的子宮收縮。然而，把電極直接放置在子宮上是不實際的。為了在當前理解水平下進行，必須以外科方式把電極植入子宮表面，或通過陰道腔引入導管電極並穿刺胎膜。可能希望記錄來自腹部，宮頸或陰道表面的子宮EMG活動。以前使用放置在腹部表面電極記錄的子宮電活動的研究，沒有記錄來自子宮的動作電位脈衝串，並一般沒有表現出子宮電活動與收縮的聯繫。有趣的研究包含在上述Wolfs和VanLeeuwea及Devedeux等人的出版物中。Wolfs和VanLeeuwea概述了到1979年以前所有的研究，並得出結論「還沒有清楚地證明藉助於附加在腹壁電極獲得的電位波動，確實表示子宮的電動作」(頁7)。類似地，Devedeux等人稱，子宮電活動的腹部監視「需要進一步研究」(頁1649)。近來進行的研究確認，在腹部表面與在子宮直接測量的子宮的電位之間有明顯的相關性。這些研究表明，這些電信號能夠通過數學方法被量化，例如使用付立葉分析或小波分析Garfield，RE等，「Controlandassessmentoftheuterusandcerxixduringpregnancyandlabour，1996」；BuhimschiC，GarfieldRE.「UterineactiVityduringpregnancyandlaborassessedbysimultaneousrecordingsfromthemyometriumandabdominalsurfaseintherat，」Am.J.ObstetGynecol1998，178811-22；以及GarfieldRE等，「Instrumentationforthediagnosisoftermandpretermlabour，」J.PerinatMed1998；26；413-436。解釋從子宮記錄的電活動的部分困難在於這樣的事實，包括Wolfs和VanLeeuweaandDevedeux等人的許多研究沒有認識到動作電位驅動子宮收縮。動作電位不負責某些平滑肌組織諸如氣道肌與某些脈管肌肉的收縮，因而許多研究者混淆了子宮與其它平滑肌。這樣，許多這些研究試圖使電活動與機械收縮相關聯，以便證明電活動是或不是負責收縮。現在已清楚(從Marshall的出版物，「RegulationofActivityinUterineSmmothMuscle，」Physiol.Rev.42-212-227，1962；Csapo，Chapter43.「Forceoflabor，」PrinciplesandPracticeofObatetricsandPerinatology，Ed.byI.IffyandH.A.Kasminetsky，JohnWileySonsPublishing，761-799，1981；Garfieldelal.，「ControlofContractilityRoleandRegulationofGapJunctions，」OxfordRev.Reprod.Biol.10436-490，1988；以及Garfield，Chapter3「Roleofcell-to-cellCouplinginControlofMyometrialcontractilityandLabor，」ControlofUterineContractility，Ed.R.E.GarfieldandT.Tabb，CRCPress.39-81.1994)，動作電位激活了子宮收縮，並通過測量子宮電活動能夠直接估計收縮。在使用置於皮膚上的面電極陣列監視成年人ECG已經有很大進展(InterventionalElectrophysiology，2ndEdition，Ed.bysinger.LoppincottWilliamswilkins，April2002)。使用電極從妊娠患者腹部表面監視產婦和胎兒心臟活動也有某些成功(Kanjilal，et.Al.，「FetalECGExtractionfromSingle-channelMaternalECGUsingSingularValueDecompo-sition，」IEEETransBiomedEng.Jan；44(1)51-9，1997；Kwon，et.Al.，「AbominalFetalEKGNoiseRemoval，」BiomedSciInstrum.3287-92，1996)。然而，這些研究中描繪的數據獲取和信號處理的裝置和方法似乎不足以對患者進行正確的評估和診斷。在子宮EMG的腹部橫向記錄中，由於呼吸，患者的運動及皮膚的電位所至的產婦和胎兒ECG及胎兒EEG背景噪聲很高，大約為記錄的15％。所需要的是一種系統，可在高於95％的所有妊娠患者中，同時或分開地有效進行非侵入地記錄、識別和分析子宮EMG和/或產婦和/或胎兒心臟或胎兒腦信號，同時降低由於背景噪聲所至的效應。本發明的概述本發明提供了一種方法和設備，用於從腹部表面、陰道或宮頸記錄和分析子宮電活動，以便診斷妊娠和非妊娠患者子宮收縮模式，以及監視產婦和胎兒ECG與胎兒腦部活動。本發明提供了數據分析技術，用於分析從患者表面測量的電數據，以便同時或分開表徵患者的子宮，腹部和心臟肌肉活動，以及胎兒的心臟和腦部活動。信號將被放大，並對背景噪聲進行模擬濾波。可能的濾波設置是用於子宮EMG的從大約0.001Hz到大約3.000Hz的帶通濾波器，或用於胎兒EEG的從大約5Hz到大約100Hz的濾波器，或用於胎兒心率的從1Hz到大約5Hz的濾波器。當一定的子宮EMG和產婦胎兒生物物理信號頻率需要被隔離時，可使用其它濾波方案。將通過交叉相關，自相關，自適應濾波，匹配濾波，和/或奇異值分解或其它多通道方法，進行背景噪聲的附加濾波，其中來自任何或所有記錄的電位的噪聲共同的成分被降低或去除，留下所需的子宮EMG，產婦心臟及胎兒腦部電信號。該單元將能夠確定和/或修改或維護各個通道組合之間的相位關係，以便使用這些方法進行這種噪聲降低。具體來說，本發明考慮的是分析表面電數據的一種方法，以表徵產婦的子宮，產婦的腹部，產婦和胎兒的心臟，和/或胎兒腦部活動，包括向患者的腹部，陰道，或宮頸表面施加動作電位-或電信號測量電極的多極性排布；測量在電極處產生的電信號；分析電信號的頻率成分；以及基於頻率成分或其它信號量的分析，表徵患者子宮、腹部、心臟或胎兒腦部活動。理想上，對來自存儲肌電圖信號內的至少三個(3)動作電位脈衝串數據，進行指示參數的子宮活動分析，並一般對電信號至少30分鐘的記錄。子宮脈衝串分析，或心臟或腦部信號分析可包括確定頻率，持續時間，振幅，每脈衝串動作電位數目，每相關單位時間活動，及動作電位的至少三(3)個脈衝串的功率密度頻譜及頻率，持續時間，與多個動作電位的振幅或使用信號積分，三維網格圖，向量分析，小波變換，功率頻譜，付立葉變換，譜-時間映射，複雜性，混沌，分形，零交叉，隨機性，非線性，似然率，及統計方法，Wigner-Ville或Heisenberg-Gabor分析(如業內一般專業人員所知)，或其它對於子宮、心臟或腦部信號一個或多個的聯合時間-頻率分析。作為進一步的實施例，該方法還包括基於子宮、心臟或胎兒腦部活動表徵對患者預測處理，特別這種處理在藥理學上可能引導或禁止患者的分娩。可使用小波或倒譜分析對動作電位脈衝串進行分析，如以下文獻中所描述Akay，Chapter6，「CepstrumAnalysis，」BiomedicalSignalProcessing，AcademicPress(1994)。也可使用非線性動力學、或混沌分析分析子宮，心臟及胎兒腦部信號，如以下文獻中所描述Molnar，etal.，「CorrelationDimensionofChangesAccompanyingtheOccurrenceofMismatchNegativityandP3Event-RelatedPotentialComponent，」Electorencepha-lographyandClinicalNeurophsiology，95(1995)，pp.118-26；Elbert，etal.，「ChaosandPhysiologyDeterministicChaosinExcitableCellAssemblies，」PhysiologyReviews，Vol.74，No.1，Jan.19，1994；以及Skinner，etal.「ThePointCorrelationDimensionPerformancewithNon-StationarySurrogateDataandNoise，」IntegrativePhysiologicalandBehaviorScience，Vol.28，No.3，pp.217-34(Sept.1994)。還可以使用包括功率密度頻譜和頻率數據分析子宮、心臟和胎兒腦部信號。相繼的動作電位之間間隔的分布可作為異常混沌的指示器表徵。本發明還試圖在存儲子宮肌電圖及產婦與胎兒心臟和胎兒腦部電信號時仿真患者的陰道。這一仿真允許從存儲的電信號評估導電現象，並允許作為信號功能診斷分娩，以及基於心臟和腦部信號評價產婦和胎兒狀態良好。子宮的仿真可以患者是電的，機械的或藥理論學的，例如通過注入催產素。其它實施例試圖離析肌電圖信號內的高頻子宮電成分；離析高頻成分內的快速波成分；確定包括快速波成分內的低頻成分低頻域，以及包括快速波成分內的高頻成分的高頻域；以及確定低頻域和高頻域之間指示產科診斷的關係。這種關係可能指示著分娩前或分娩期子宮活動。本發明的其它實施例試圖使用小波分析方法分析子宮，心臟，和胎兒腦部相關電頻率範圍，以便對信號解除相關，通過分頻段顯示信號成分，並比較特定分頻段中包含的能級與妊娠時間。小波變換或小波數據包分析可用來產生特定分頻段內小波最大值，骨骼，或能含量的各種度量(諸如振幅及比率)。信號結果的分解可通過設閾值，小波收縮及可比較的方法在降噪聲中使用。在存儲之前通過拋棄最小小波係數可以高效壓縮信號。本發明的另一實施例考慮一種方法，分析貫穿腹部/貫穿陰道/貫穿宮頸的子宮數據，以表徵組織中的活動，包括向患者表面施加多個(三電極，四電極，或其它多電極配置)動作電位-，或電信號-測量電極的分布；測量通過電極拾取的子宮、心臟和胎兒腦部信號；分析這些信號；確定信號的電位向量特性，以識別子宮電活動傳播方向和速率；並基於電位向量特性表徵子宮活動。這一電位向量可以是產科診斷的指示，包括分娩期前或非正常分娩期子宮活動。本發明的設備實時工作，並至少包括適用於進行分析的患者腹部、宮頸或陰道表面的三個電極(三電極，四電極等配置)；微分模擬濾波器/放大器電連接到電極並準許人們使用，接收並放大指示由電極測量的動作電位的信號；模擬濾波裝置能夠隔離並識別預選頻率範圍中包括動作電位的子宮，產婦和胎兒心臟，及胎兒腦部電信號；模擬到數字轉換器，能夠結合到電連接的數位化器，以接收來自放大器指示動作電位的模擬輸入，或由電極測量的電信號，並把這些由電極拾取的電信號轉換為指示子宮、產婦和胎兒心臟及胎兒腦電信號的數位化數據；一種程序或硬體，用於組合多個電位或或求和或對信號進行各種數學預處理，以產生不同信號所需數目和類型，其每一個對應於數據獲取系統的「通道」；一種過程，用於通過使用多通道噪聲消除過程，諸如自相關，解除相關，自適應濾波，匹配濾波，和/或異常值分解，或任何其它這種技術，進一步降低數據的一個或多個通道共同的噪聲成分；能夠確定和/或修改或維護相位各通道組合之間的關係，以便採用這種方法進行這樣的噪聲降低；一種存儲器，用於存儲數位訊號，並包括足夠的存儲容量，存儲來自肌電圖信號以至少100Hz採樣頻率採樣的數據，對於足夠的持續時間，足以連續記錄所有通道達至少三個(3)個動作電位脈衝串或30分鐘，或更長；以及一個編程的計算機。計算機包括一專家系統，該系統被編程為產生和/或分析頻率，持續時間，振幅，功率密度譜，信號的積分，三維網格圖，向量分析，小波變換，功率譜，付立葉變換，譜-時間映射，複雜性，混沌，分形，零交叉，隨機性，非線性，似然率，及動作電位脈衝串，串，或組的的統計方法，以及子宮、心臟和胎兒腦部活動的各動作電位。該專家系統進而能夠基於這種分析和或其它分析表徵子宮、心臟和胎兒腦部活動，並識別腹部肌肉收縮。該專家系統可包括進行動作電位的倒譜分析，小波分析，混沌分析或子宮肌層分析所需的算法。該專家系統還能夠識別腹部肌肉收縮，和/或識別並分析產婦和胎兒心臟混沌的QRS複雜性及心率，從胎兒的腦電信號確定阿爾法、貝它、太塔、德耳塔波及它們的形態。該專家系統很可對包含若干小時的分娩過程評價子宮活動的趨勢，以確定分娩是否在進行，並提示醫生過程失敗可能的診斷，及需要通過藥物，外科或電裝置處理。該專家系統與EMG數據結合能夠評估其它臨床數據，諸如產婦和胎兒心臟活動和胎兒腦部活動的正常與非正常態。本發明所考慮的另一實施例是一種設備，用於記錄和分析來自腹部表面的子宮、心臟和胎兒腦部的電活動，包括至少三(3)個動作電位-測量電極，用於記錄適用於接受分析的患者腹部表面的電信號；螢光模擬到數字轉換器，連接到至少三個電極，用於把由電極產生的電信號轉換為指示電信號的數位化數據；一個存儲器，用於存儲數位化信號；以及一個編程的計算機，用於分析存儲的數位化電信號的頻率成分，並用於作為存儲的數位化信號的函數提供接受分析的患者和胎兒子宮、心臟和胎兒腦部電活動的指示。另一實施例考慮一種設備，其中編程的計算機進而用於確定電信號頻率成分的功率密度譜特性。本發明還考慮一種遠程子宮監視系統形式的設備，用於分析表面電數據以便表徵子宮活動，產婦及胎兒心臟與胎兒腦部活動，包括一個遠程子宮監視器，以及一個與遠程子宮監視器通信的中心編程計算機，用於分析存儲的數位化電信號，並用於作為存儲的數位化信號，提供來自接受分析的患者和胎兒的子宮、產婦和胎兒心臟及胎兒腦部電活動的指示。遠程子宮監視器包括至少三個(三電極，或四電極等配置)動作電位-或電信號測量電極的結構，可用於接受分析的患者腹部表面；以及一個遠程模擬到數字轉換器，連接到至少三個電極，用於把由電極拾取的電信號轉換為指示子宮、產婦和胎兒心臟及胎兒腦部信號的數位化數據。在進一步的實施例中，遠程子宮、心臟、和胎兒腦部監視器及中心編程計算機，通過電話線或通過無線通信，諸如數字的或蜂窩式電話或例如通過無線或視頻，進行在線通信。在另一實施例中，遠程子宮監視系統還包括遠程信號處理，分析和存儲，用於記錄數位化電信號數據，且其中中心編程計算機與遠程子宮監視器離線通過遠程存儲裝置通信(例如通過蘭牙或類似的技術)。在另一實施例中，遠程子宮監視系統向尋呼機和/或蜂窩式電話直接對醫生個人或醫院涉及處理/監視所述患者和胎兒的工作人員，或所述患者的家庭成員等通信。提供了用於表徵子宮電活動的一種方法，包括對患者腹部、陰道或宮頸表面施加動作電位測量的多極電極結構；對患者隔離一系統，用於對電信號模擬濾波和放大，以便對在所述信號中的背景噪聲適當隔離所述信號所需的頻率成分；獲取模擬電子宮、產婦或胎兒心臟信號，胎兒腦部信號，或它們的組合，這些信號以大約0.5和1kHz之間採樣頻率達足以記錄來自所述信號至少3個動作電位脈衝串通過所述電極傳送；通過多通道噪聲消除方案去除不需要的信號成分；存儲所述獲得的信號；使用檢測算法，以便檢測出現在所述獲得的信號中的所述子宮、產婦或胎兒心臟活動、胎兒腦部活動或它們的組合的一個或多個屬性；分析所述活動的至少一部分，指示來自存儲的信號內至少動作電位的一個脈衝串的參數；基於所述參數分析，表徵來自所述患者的所述活動；以電的方式確定何時發生收縮並描繪這種收縮；仿真分娩力計或子宮內壓力導管的數據輸出；並預測何時患者將進入分娩或產程，或它們的組合。進而，提供了用於對腹部、宮頸或陰道表面記錄和分析子宮電活動的一個系統，包括形成多極結構的至少三個電極的一種結構，適於測量由於從接受分析的患者腹部，陰道或宮頸表面發出的動作電位所至的電信號，以建立子宮、產婦和胎兒心臟及胎兒腦部信號，且每一電極還適於傳導指示所述動作電位的模擬信號，每一電極對以一個數據通道標識；至少一個模擬濾波器適於從子宮、產婦和胎兒心臟，及胎兒腦部信號去除不需要的信號成分；至少一個微分、隔離的模擬放大器，電連接到所述電極以接收並放大指示由所述電極測量的所述動作電位的信號；至少一個模擬到數字轉換器，適於從由放大器產生的模擬信號而產生數位訊號；至少一個存儲器，包括足夠的存儲量，以便存儲從電信號的採樣所得的數據，其採樣頻率至少100Hz來自單個患者達至少1小時，所述存儲器適於從所述模擬到數字轉換器接收數字輸入；一個計算機，被編程以便從多個通道輸入電信號數據，或從由所述多極電極結構陣列形成的多個電極對輸入多個微分信號，並適於對所測量的至少兩個電位運行數學函數，以產生多個數據通道，它們是來自所述數學函數的所述電位的至少一個數學組合的結果；所述計算機被編程，以便對至少一個數據通道進行多通道濾波，以去除一個或多個通道共同的不需要的噪聲成分；所述計算機被編程，以便對獲得的子宮、心臟及腦部信號分析頻率，持續時間，振幅，功率密度頻譜，小波變換，付立葉變換，信號的上升和下降速率，譜-時間映射，複雜性，混沌，分形，零交叉，隨機性，非線性，似然率，統計估計，Wigner-Ville或Heisenberg-Gabor分析，或其它聯合時間-頻率的分析，所述計算機還適於基於所述分析表徵子宮，產婦和胎兒心臟，及胎兒腦部活動。進而所述分析能夠用來描繪收縮，描繪收縮強度，估計產婦和胎兒心臟活動，及胎兒腦部活動，並精確預測分娩和產程，無需使用分娩力計或子宮內壓力導管，或其它這種類型的裝置。在另一實施例中，提供了用於遠程表徵子宮活動的一種遠程子宮監視系統，包括形成多極結構的至少三個電極，適於測量由於從接受分析的患者腹部，陰道或宮頸表面發射的動作電位的電信號，並進而適於發射模擬信號，指示由所述電極測量的動作電位；一個隔離系統，包括模擬濾波器，適於從子宮、產婦和胎兒心臟，及胎兒腦部信號去除不需要的信號成分；至少一個模擬微分放大器，連接到所述電極，由所述隔離系統隔離，並適於接收並放大由所述電極測量的指示所述動作電位的信號；一個計算機，被編程以便從多個通道輸入電信號數據，或從由所述多極電極結構陣列形成的多個電極對輸入多個微分信號，並對兩個或多個通道運行數學函數，以產生多個數據通道，它們是所述電位的這種數學組合的結果；所述計算機被編程，適於對所述數據通道進行多通道濾波，以去除一個或多個通道共同的不需要的噪聲成分；所述計算機被編程，以便對獲得的子宮、心臟及腦部信號分析頻率，持續時間，振幅，功率密度頻譜，小波變換，付立葉變換，信號的上升和下降速率，譜-時間映射，複雜性，混沌，分形，零交叉，隨機性，非線性，似然率，統計估計，Wigner-Ville或Heisenberg-Gabor分析，或其它聯合時間-頻率的分析，所述專家系統還適於基於所述分析表徵產婦子宮，產婦和胎兒心臟，及胎兒腦部活動；至少一個數據傳送系統，連接到所述計算機，適於從所述計算機通過遠程通信鏈路向遠程位置傳送已處理或未處理的子宮，產婦和胎兒心臟，及胎兒腦信號；至少一個遠程模擬到數字轉換器，連接到所述數據傳送系統，以便從所述放大器接收指示由所述電極測量的動作電位的模擬輸入；至少一個存儲器，包括足夠的存儲量，以便存儲從貫穿腹部、貫穿陰道、貫穿宮頸的電信號採樣所得的數據，或它們的組合，其採樣頻率至少100Hz來自單個患者達至少1小時，所述存儲器適於從所述模擬到數字轉換器接收數字輸入，指示由所述轉換器接收的動作電位信號；至少一個接收器，適於收集已處理或未處理的子宮、心臟或腦部數據，這些數據是從在患者現場的所述計算機發送的；以及至少一個位於離患者現場遠程並連接到所述接收器的遠程計算機，以便輸入來自患者現場接收的數據，並被編程而對獲得的子宮、心臟及腦部信號分析頻率，持續時間，振幅，功率密度頻譜，小波變換，付立葉變換，信號的上升和下降速率，譜-時間映射，複雜性，混沌，分形，零交叉，隨機性，非線性，似然率，統計估計，Wigner-Ville或Heisenberg-Gabor分析，或其它聯合時間-頻率的分析，所述遠程計算機還能夠基於所述分析表徵產婦子宮，產婦和胎兒心臟，及胎兒腦部活動。參照以下詳細說明和附圖，本發明的這些和其它特徵和優點對這一技術內的一般專業人員將變得明顯。附圖的簡要說明如上概述的本發明更為具體的說明，可參照附圖中所描繪且在這裡所述的其實施例理解。然而應當注意，附圖只示出本發明的某些實施例。因而不應認為附圖是其範圍的限制，因為本發明容許其它同等有效的實施例。當結合附圖考慮時，由於本發明變得更好理解，將更充分地認識到本發明的各種特徵和伴隨的優點，其中幾個圖中相同的標符標記相同或類似的部件，且其中圖1是一示意側視圖，表示附加到妊娠患者腹部表面根據本發明的記錄設備，妊娠患者帶有一子宮中胎兒的內視圖。圖2是本發明的信號濾波、存儲器及專家系統的示意框圖。圖3是從妊娠患者腹部表面記錄的粗糙的肌電圖，分娩力計，與頻譜-時間映射處理的肌電圖信號對時間的曲線圖。圖4A-4E是本發明的一個方法的示意流程圖。圖5A是本發明作為遠程或「家庭」子宮/心臟/腦部監視系統的一實施例的示意圖。圖5B是在遠程位置中央處理單元的示意圖。圖5C是表示與患者醫生，家庭成員，朋友及其它人通信的蜂窩式電話，尋呼機，傳真機及其它裝置的示意圖，其中關於由本發明評估的患者和胎兒的信息通過無線或其它通信方式發送。圖6是表示採用本發明的在家或門診病人版本的妊娠患者的示意圖。圖7是描繪可與本發明結合使用的各種標準臨床裝置的示意圖。圖8是根據本發明的數據處理技術又一實施例的示意流程圖。圖9是本發明用於降低電活動信號中噪聲部分的示意圖。圖10是配帶腹帶患者的示意側視圖，腹帶嵌有用於確定子宮電位二維或三維向量的多個電極陣列。圖11是電位向量示意圖。圖12A是一患者的示意側視圖，表示用於向量電位分析的電極的布置。圖12B圖12A所示患者的示意頂視圖。圖12C是圖12A-12B中所示電極空間關係的示意圖形表示。本發明的詳細說明以下本發明標號的功能，步驟，框，或組件的任何之一或多個，在由設計者、建造者或操縱者按需要儀器的構成或使用期間的任何時候可被包含或排除，且以下描繪的本發明的每一功能或組件可選地包含在本發明或由本發明的操作者使用。圖1是一示意側視圖，表示附加到妊娠患者腹部表面根據本發明的記錄設備，妊娠患者子宮中有一胎兒的內部視圖。圖1示意示出妊娠患者11，帶有保持在子宮13內的胎兒12。子宮壁14主要由肌肉組織構成，並處於接近患者腹壁16。根據本發明的原理，最好在患者11的外部在腹壁16上放置三極，四極或其它多極結構電極17。在另一實施例中，電極17可放置在患者的陰道或宮頸表面。電極17有導線18，連接到記錄設備19，該設備包括隔離(電，光等)模擬濾波器/放大器20，模擬到數字轉換器(ADC)21，計算機22及監視器23。在一優選實施例中，在電極處或者對接地導線作出的，或者直接測量的測量的電位，被求和、求平均，被轉換為絕對值，或另外在濾波器/放大器20的濾波器處接收之前，被組合或以硬體/軟體處理。在另一優選實施例中，在電極處或者對接地導線作出的，或者直接測量的測量的測量的電位，被求和、求平均，被轉換為絕對值，或另外在通過濾波器/放大器20的濾波器之後，但在放大之前，被組合或以硬體/軟體處理。在本發明的另一實施例中，在濾波器/放大器20中放大階段之後可另外作出各種電位或通道類似的組合或處理。在一優選實施例中，在對用於所需的應用的模擬信號濾波之後，使用被隔離的模擬濾波器/放大器20放大從電極17收到的信號，或者子宮，產婦和胎兒的心臟，或者胎兒內部活動或這些的一個或多個的組合。該單元對或者隔離並證明可用於患者人員。ADC，計算機和監視器可由其它的輸出指示器代替或擴充，諸如圖形記錄器或指示器燈或自動監視器。ADC可結合到數位化器中。根據本發明的原理，通過多極電極結構，從腹部表面的信號(有時這裡稱為「子宮，產婦和胎兒心臟和胎兒腦部」信號)，或另外從陰道或宮頸表面檢測的信號，監視妊娠患者11的子宮13和產婦與胎兒的心臟和胎兒腦部的電活動。在一優選實施例中，子宮，產婦和胎兒的心臟，與胎兒腦部的信號被模擬濾波，以便消除不需要的噪聲，並可能進而使用多通道濾波方案濾波，諸如交叉相關，自相關，匹配濾波，自適應濾波，和/或奇異值分解或其它這種技術。該機器將使用確定和/或修改或維護各通道組合之間的相位關係，以便使用這類方法進行這種噪聲降低。然後信號由濾波器/放大器20放大，由ADC21數位化，並在監視器23上顯示。在另一實施例中，去除一個或多個通道共同的噪聲成分的多通道濾波，將以另一方式在20在放大之後實現。這些信號還存儲在計算機22的存儲器24中，供對動作電位頻率持續時間和其它特性進行分析。圖2是一實施例中本發明的信號濾波、存儲器和專家系統的一示意框圖。信號頻率成分使用硬體分分離到接收器是可選的。該過程還可以軟體或固件進行。存儲器24包括可選的濾波硬體裝置26，能夠分離和識別包括在預定頻率範圍中的動作電位的子宮，產婦和胎兒心臟，與胎兒腦部信號，可選的多個接收器25，用於在離散的預定頻率範圍存儲電信號，硬體專家系統27，被編程以便分析頻率、持續時間、動作電位脈衝串的和各動作電位的振幅與功率密度譜，並還能夠基於這種分析表徵子宮活動並識別肌肉收縮。在另一實施例中，由濾波與接收器裝置25和26執行的功能由軟體執行。在一優選實施例中，專家系統27還能夠確定多個動作電位的平均頻率，開始頻率和結束頻率。在另一優選實施例中，專家系統27還能夠識別腹部肌肉收縮。在另一優選實施例中，專家系統27還能夠評價只是分娩進程的子宮、產婦和胎兒心臟與胎兒腦部活動的長期趨勢。在另一實施例中，該專家系統可比較來自某些患者在其妊娠期間不同時間取得的記錄，並預測在分娩期分娩的發作。在另一優選實施例中，專家系統27能夠使用通過本發明獲取的子宮、產婦和胎兒心臟及胎兒腦部數據，以及使用與由其它裝置獲取的數據結合收集的數據，以提出可能的診斷。在一優選實施例中，本發明通過處理子宮電信號將用來檢測並描繪收縮，而無需機械收縮活動的分娩力計測量。電信號處理的優選方法將結合使用頻率，持續時間，振幅，功率密度頻譜，小波變換，付立葉變換，信號的上升和下降速率，譜-時間映射，複雜性，混沌，分形，零交叉，隨機性，非線性，似然率，統計估計，Wigner-Ville或Heisenberg-Gabor分析，或其它聯合時間-頻率的分析中的變化，以便識別當出現收縮時與當沒有收縮時靜止周期相比較的子宮信號性質的變化。所採用的該方法通過繪製當沒有收縮出現時相對扁平的線，將顯示收縮活動對時間實時或後記錄圖形，並將繪製鐘形曲線指示何時發生收縮事件。鐘形曲線的尖峰將指示所採用的參數指示來自靜止周期的最大變化之處。產生的記錄將不能如同臨床醫生讀取和解釋由分娩力計產生的圖形那樣，與由分娩力計產生的圖形通過臨床醫生讀取並解釋而區分。這一電的方式產生的收縮圖形解釋的臨床/診斷的應用，將與當前臨床中使用的典型的分娩力計圖形的解釋的臨床/診斷應用相同。無需分娩力計而能夠產生收縮圖形，並沒有排除本發明與任何及所有其它醫學裝置的配合使用。在一優選實施例中，本發明將用來通過處理子宮電信號，對收縮進行檢測和繪圖並顯示收縮的強度，而無需子宮內壓力管路。該優選方法將結合使用頻率，持續時間，振幅，功率密度頻譜，小波變換，付立葉變換，信號的上升和下降速率，譜-時間映射，複雜性，混沌，分形，零交叉，隨機性，非線性，似然率，統計估計，Wigner-Ville或Heisenberg-Gabor分析，或其它聯合時間-頻率的分析中的變化，以便識別當出現收縮時信號的變化，並從該電信號評估機械收縮活動強度如何。使用這一分析的信息，通過被處理的電信號評估的靜止周期和收縮將如前一實施例那樣，被實時或後記錄繪圖，但此外，繪製的收縮活動能夠可選地標度，如同子宮內壓力導管讀取那樣，並如同子宮內壓力記錄那樣，能夠被讀取、解釋和臨床使用。能夠產生收縮圖形及對應的收縮強度而無需子宮內壓力導管，並不排除本發明與任何及所有其它醫學裝置配合使用。返回圖1，並根據本發明的一個實施例，ADC21例如可作為數位化儀被結合，諸如來自NationalInstrumentsAustin，Texas的NI5112。模擬濾波器可以是定做的或商用的。放大器/濾波器20例如可以由來自CWE，Inc.Ardmore，Pennsyvania的隔離頭階段ISO-Z實現。帶有接收器23的計算機22例如可以是IBM兼容計算機，最好帶有Petium4-型(或更好)微處理器，一(1)吉字節RAM，及20吉字節硬驅動器和超級-VGA(或更好)，或IBM膝上計算機，或任何其它等價的計算機與監視器。計算機22還可包括幾種類型的長期存儲器裝置，包括可記錄的CD-ROM，磁帶，或高容量磁碟，諸如「zip」或「jag」或其它可移動盒式磁碟。雖然已經對圖1-2所示各種硬體部件給出了特定的例子，但應當理解，在不背離本發明的精神和範圍之下可以使用不同的硬體部件。作為硬體功能所給出的某些功能也可交付給執行這些功能的軟體或固件。用來處理來自電極的四極或其它多極結構的輸入信號通道濾波器/放大器20的集合，或者被預處理或者沒有濾波，求和，求平均，和/或絕對值函數(或信號的其它數學模擬或數字預處理)，包括對放大或衰減信號的控制，以及對消除某些高或低頻噪聲的濾波器。例如放大器以電池供電，或光隔離，批准可用於人體應用的AC/DC微分放大器。雖然可使用其它規範，但以下非限制性近似的規範結合到本發明增益，AC和DCX100，X1,000和/或X10,000可選輸入電阻1015歐姆漏電流＜50pA典型共模抑制比＞120db1min@60Hz短路輸入噪聲＜1μVp-p，.001Hz-1Hz低頻濾波器設置0.001Hz，.01Hz，.1Hz，1.0Hz，3.0Hz，10Hz，20Hz，50Hz，100Hz，200Hz，300Hz可選高頻濾波器設置1.0，3.0，10Hz，20Hz，50Hz，100Hz，200Hz，300Hz輸出電阻220歐姆可對任何濾波器/放大器獨立於對該或任何其它濾波器/放大器的任何其它設置，選擇使用以上對信號的帶通濾波列出的值所示的高和低截止頻率的組合，使得濾波/放大能夠對每一所需的微分通道分開控制。例如，一個微分通道能夠可選地監視一定類型的EEG信號，而另一個能夠監視子宮動作電位等。按需要用於高通或低通的截止頻率可作為選項添加到以上指出設置，或按本發明的設計和/或使用，一個或多個以上指出的可選設置可被改變或去除。重要的是，濾波器/放大器20要有足夠的質量和設計，以適應子宮、產婦與胎兒選擇及胎兒腦部活動，同時如果需要，從腹部、陰道或宮頸表面測量。對人分娩患者動作電位參數正常值的估計呈現在以下表中。(注意，這些值是當直接從各組織測量時獲得的。例如從產婦腹部表面獲得這些電位的振幅值，某些患者可以弱10倍或更多倍)。子宮動作電位頻率0.01Hz-1.2Hz持續時間50-200毫秒振幅0.2-1.2毫伏心臟動作電位頻率20Hz-200Hz持續時間＞300毫秒振幅110-140毫伏胎兒腦部動作電位頻率0.5Hz-200Hz持續時間從1毫秒到2秒振幅＜5毫伏在另一實施例中，濾波器/放大器20可通過算法的模擬硬體實現，諸如在數位訊號處理(DSP)板上執行幾個階段的信號處理和分析，包括動作電位檢測和譜分析。計算機22和監視器23，作為優選實施例可以是帶有軟體和硬體的傳統的PC設計，以便數位化信號。計算機22以軟體編程以使計算機22能夠獲取，存儲，顯示和分析信號。這一軟體可包括集成的通用或定製的軟體套件，諸如DataPac，LabView(NationalInstruments)，Labwindows(NationalInstruments)，Matlab(Microsoft)，或Benoit(Tru-soft)。還可使用帶有擴展信號處理或統計分析能力的附加的軟體，諸如Matlab(TheMathWorks，Inc.)或S-PluswithS+Wavelets(MathSoft)。以下參照圖4A-4E的流程圖詳細討論估計本發明的計算機22的操作。本發明的分析能力最好既是實時的又是可預測的。在實時分析中，分析動作電位參數以便評估患者情況當前或實時狀態。在預測分析中，作為時間函數分析一系列動作電位參數，以便基於被檢驗的子宮活動指示參數的一個或多個識別的趨勢預測子宮收縮。圖3顯示了三個圖形圖形(30)，通過以根據本發明的譜-時間映射作為一種方法處理貫穿腹部子宮EMG信號；同時記錄的對應的的圖形(31)，通過標準的分娩力計產生。以及圖形(32)，用來產生EMG圖的原始EMG信號。圖30到圖31高階對應關係是使用本發明代替分娩力計的基礎。圖4A-4E是本發明一種方法的示意流程圖。這些圖示描繪了圖1-2根據本發明的設備的操作。實際上，流程圖4A-4E是在用來控制圖1的計算機22的一個電腦程式或專家系統中實施的。以下該流程圖的討論涉及來自圖1-2適用的標號。在圖4A的框41開始，計算機22獲取由電極17的多極結構拾取的貫穿腹部，貫穿陰道，貫穿宮頸的信號，且這些信號已經由隔離微分模擬濾波器/放大器20濾波和放大，並由ADC21數位化。而且在框41中，在模擬濾波器/放大器20之前或之後，在硬體或軟體中並由操作員選擇的數學函數施加到各數據通道以便組合所需的電位，正如使用求和，求逆，絕對值，或求平均或其它函數，產生原始電位信號疊加或組合所需的數目和類型(細節在以下圖5A-5C的說明中給出)。而且在框41中，在模擬濾波器/放大器20之前或之後，運用多通道濾波，諸如交叉相關，自相關，匹配濾波，自適應濾波，和/或奇異值分解或其它這種技術，以進一步抑制剩餘的不需要一個或多個所述通道共同的噪聲成分。該機器功將能確定和/或監視或維護各通道組合之間的相位關係，以便使用這些方法進行這種噪聲降低。在框42，子宮，產婦和胎兒心臟與胎兒腦部信號的數位化版本存儲在計算機22的存儲器中。然後控制過度到框43，分析這裡存儲的子宮、產婦和胎兒心臟及胎兒腦部數據，以便評估反映出現在存儲的電信號中子宮，心臟或腦部動作電位的組，脈衝串，或蹤跡的參數。這些分析塊更詳細地參照圖4B示出。然後控制過度到塊44，其中分析存儲在電信號以確定表徵存儲的子宮，產婦和胎兒心臟及胎兒腦部信號內各動作電位的參數。動作電位分析的細節示於圖4C。然後控制過度到塊46，其中對在塊43和44中確定的電信號特性進行概率分析。這一概率分析的細節參照圖4D所示。然後控制過度到決策塊47，在此基於塊46中進行的概率分析，確定存儲的電信號反映了正常的還是不正常的子宮，產婦和胎兒心臟，及胎兒腦部功能。這一診斷決策的細節參照圖4E示出。如果由決策塊47作出正常子宮功能的結論，並在產婦和胎兒心臟與胎兒腦部活動中沒有檢測到非正常性，則控制過度到一個或多個塊48A，48B，48C。塊48A，48B，48C統稱為塊48。類似地，塊49A，49B，49C統稱為塊49。基於脈衝串和動作電位的特性以及可能的患者臨床數據，正常的子宮功能表徵為(在塊48A)非分娩，分娩前，或分娩。在一可能的實施例中，預測各種時間周期內關於產程的時間和/或關於產程的的概率或非產程也可顯示在塊48A中。如果由決策塊47得出子宮非正常性的結論，則控制過度到塊49A，在此基於非正常脈衝串和動作電位以及可能的患者臨床數據，非正常信表徵為期前分娩，難產，或其它非正常性。如果塊47確定產婦和胎兒心臟正常(塊48B)和胎兒腦部正常(塊48C)，則程序可對各生理現象顯示「OK」指示符，或對程序或系統沒有什麼效應，或可簡單地使與各正常現象等相關的值被顯示。檢測到的產婦和胎兒心臟非正常性(塊49B)及胎兒腦部非正常性(塊49C)可或者觸發警告或報警，顯示非正常值，和/或可終止程序或允許程序進入診斷結論的另一級別，以進一步分析所述非正常信號，並給出遇到的問題的詳細報告。在一優選實施例中，可通過本發明處理蹤跡的部分或蹤跡的整個記錄作為各動作電位的組，仍然獲得並分析表明沒有子宮，和/或產婦和/或胎兒心臟和/或胎兒腦部動電活動的可見跡象的蹤跡。這可能作到，是因為可能常常有子宮，心臟，和/或腦部對記錄的電貢獻對肉眼視覺隱藏，並在第一次檢查時可能不可辨別。這種情形下，只有使用圖4C的塊65中一種或多種技術的蹤跡的檢查，在檢測適當的生物活動，並然後用於分析信號，並然後用於基於所述信號的分析診斷患者和胎兒狀態和/或預測分娩/產程中，才是有用的。對於在記錄中活動周期之間的靜止或非活動周期就是這種情形，對這種情形在記錄中明顯有可分辨的動作電位和/或組或動作電位的脈衝串。明顯的或可分辨活動或多個活動之間的靜止周期可能仍然包含有用的信息，且本發明再次採用或評估以上塊65中一個或多個特定的方法，技術或數學過程/參數，能夠分析記錄中這些周期，以及更明顯的活動。現在參見圖4B，其示出在圖4A的塊43內進行的分析子宮電脈衝串或序列，及產婦和胎兒心臟電脈衝串或序列，和胎兒腦部電脈衝串或序列的細節。在開始，控制過度到塊51，在此通過測量從脈衝串或序列的第一動作電位直到該脈衝串的最後動作電位的時間確定每一子宮，產婦和/或胎兒心臟，和/或胎兒腦部電脈衝串(動作電位集，每一個後繼動作電位由相對短的時間周期與前一動作電位分開)或序列(動作電位集，每一個後繼動作電位由相對短的時間周期與前一動作電位分開)，每一個對於業內一般專業人員是熟知的。然後在塊52，從脈衝串中最後的動作電位的測量到另一脈衝串的第一個動作電位確定脈衝串之間的靜止周期。然後，在塊53，確定每一子宮，心臟，和/或胎兒腦部電脈衝串或序列中動作電位數。在塊54，脈衝串頻率通過估計每單位時間脈衝串數確定。再來參見圖4B，對最好從至少三(3)個子宮動作單位脈衝串存儲的子宮肌電圖信號進行脈衝串活動分析。在塊55，可採用以下一種或多種技術分析動作電位的子宮，產婦和胎兒心臟，或胎兒腦部電脈衝串，組，序列，或多個動作電位的蹤跡頻率，持續時間，振幅，功率密度頻譜，小波變換，付立葉變換，信號的上升和下降速率，譜-時間映射，複雜性，混沌，分形，零交叉，隨機性，非線性，似然率，統計估計，Wigner-Ville或Heisenberg-Gabor分析，和/或其它聯合時間-頻率的分析。然後控制轉到圖4A的流程圖。圖4B中，使用一個或多個以下方法可分析產婦和胎兒心臟電活動(塊55)頻率，持續時間，振幅，功率密度頻譜，小波變換，付立葉變換，信號的上升和下降速率，譜-時間映射，複雜性，混沌，分形，零交叉，隨機性，非線性，似然率，統計估計，Wigner-Ville或Heisenberg-Gabor分析，和/或施加於獲取的電信號其它聯合時間-頻率的分析，以確定心率，QRST複雜性，及其它相關心臟功能，同時類似地可分析胎兒腦部活動(塊55)，以確定阿爾法、貝它、太塔、德耳塔及其它重要腦部頻率，以及它們的形態，並可能有其它胎兒腦部參數。圖4C給出由圖4A的塊44進行的子宮，產婦和胎兒心臟和胎兒腦部動作電位分析的細節。在塊61中開始，例如通過估計每單位時間相關動作電位數確定動作單位的頻率。然後在塊62，例如通過測量從去極化到重新極化的時間確定動作電位的持續時間。然後控制過度到塊63，這裡例如從測量去極化峰值電壓的測量確定動作電位的量值。然後控制過度到塊64，在此例如通過確定去極化的斜坡dv/dt而確定動作電位的升高速率。按已知的方式從動作電位的升高速率估計傳導。一般來說，升高速率越高，傳導越高。還可以從分析當使用一個以上面電極時的數據估計傳導，並估計來自分開的電極動作電位之間的時間。在另一優選實施例中，還確定所有動作電位的速率。下降速率在估計傳導中也是有用的。除了頻率，持續時間，量值，和動作電位的升高和下降速率之外，在塊65，任何以下之一可用來分析子宮，產婦和胎兒心臟，或胎兒腦部電動作電位頻率，持續時間，振幅，功率密度頻譜，小波變換，付立葉變換，信號的上升和下降速率，譜-時間映射，複雜性，混沌，分形，零交叉，隨機性，非線性，似然率，統計估計，Wigner-Ville或Heisenberg-Gabor分析，和/或其它聯合時間-頻率的分析。然後控制轉到圖4A的流程圖。圖4D示出由圖A塊46進行的概率分析的細節。在塊71開始，對於每一患者確定子宮，產婦和胎兒心臟和胎兒腦部動作電位的脈衝串，組和/或動作電位的蹤跡的每一測量參數的平均，並然後對於動作電位本身的參數類似地進行(參見圖4C)。然後在塊72，計算對於子宮，產婦和胎兒心臟和胎兒腦部的脈衝串/組/和/蹤跡和動作電位的每一參數的標準誤差和標準偏差。還可按這一塊中的需要或要求，為後來比較之用形成其它相關統計參數。在一優選實施例中，還考慮這些參數分布的其它性質，諸如使用接收器操作器特性曲線(ROC曲線)確定的正和負預測值，測量到產程間隔，極佳標準，和最佳截止值。圖4E示出在圖4A表示的塊47診斷的細節。為了示例的目的，圖4E中塊的以下討論參考圖4A和4C的各個塊。來自子宮脈衝串和子宮動作電位概率分析的數據(塊46)分別傳送到塊81和82，且記錄的脈衝串和動作電位與已知的通過ROC分析或先前患者的數據的正常值範圍比較。子宮動作電位參數和子宮脈衝串參數的預期值隨患者分類/臨床數據的功能而變化。當這種分類/臨床數據進入程序時，並在使用以上塊65中所述任何一個或多個數學參數子宮信號分析結果之後，數據與正常值進行比較。然後作出正常性，非正常性，以及預測的產程時間的評估。如果沒有檢測到非正常性，則對子宮電脈衝串和各動作電位信息的控制過度到塊48A，或如果檢測到任何非正常性，則過度塊49A。在用於產婦和胎兒心率，QRST複雜性，及其它使用記錄的脈衝串(即心臟動作電位的蹤跡，組或序列)的心臟基準的概率分析(來自塊46)的塊81中，執行用於確定正常/非正常性類似的過程。在塊82使用記錄的各心臟動作電位的概率數據(來自塊46)，確定產婦和胎兒心臟活動類似的正常/非正常性。關於產婦和胎兒心臟電「脈衝串」(即心臟動作電位的組或序列)和各心臟動作電位的概率分析的數據，分別傳送到塊81和82，在此它們與正常值比較。一旦對於患者的患者分類/臨床數據輸入到計算機，並在使用以上塊65中描述的任何一個或多個數學參數的心臟信號分析的結果之後，數據與正常值進行比較。然後對是否和胎兒心臟活動的正常性/非正常性作出一評估。如果沒有檢測到非正常性，則對產婦和胎兒心臟電脈衝串和各動作電位信息的控制過度到塊48B，或如果檢測到任何非正常性，則控制過度到塊49B。類似地，關於胎兒腦部「脈衝串」(或動作電位的蹤跡或組或集合)及各動作電位的概率數據(來自塊46)分別傳送到塊82和82，在此它們與正常值比較。一旦患者分類/臨床數據輸入到計算機，並在使用以上塊65中描述的一個或多個數學參數的胎兒腦部信號分析結果之後，數據與正常值比較。然後對胎兒腦部活動的正常性/非正常性作出評估。如果沒有檢測到非正常性，則對胎兒腦部電脈衝串及各動作電位信息的控制傳送到塊48C，或如果檢測到然後非正常性，則傳送到塊49C。從以上的描述，業內專業人員可易於確認本發明的基本特徵，並在不背離其精神和範圍之下，可作出本發明各種改變和修改，以使其適合各種應用和條件。本方法和設備還可用來測量其它平滑肌組織的正常和非正常功能，諸如膀胱和下腸胃道組織。這兩種組織執行它們的功能都與平滑肌收縮性相關。這樣，膀胱和腸的電活動可在排尿或排便期間從腹部表面記錄，以便估計這些組織適當的和非正常電活動。通過腹部表面記錄的EMG活動的分析以確定子宮收縮在以下文獻中有進一步討論BuhimschiandGarfield，UterineContractilityasAssessedbyAbdominalSurfaceRecordingofEMGActivity，publishedinAM.J.OB/GYN，1996；174744-53(February1996)。圖5A，5B和5C示出一在家的或門診患者監視系統，該系統的實現將使用子宮EMG儀器，通過子宮EMG和電產婦和胎兒心臟及EEG數據通過線路或發送器向衛星或其它數字或無線通信系統傳輸，並向通信接收器，諸如醫生，護士，配偶，家庭成員等相關人員的蜂窩式電話，尋呼機，電子郵箱等傳輸。這一數據的傳輸還將對中央處理單元進行，並還能夠被分析和存儲。這種無線傳輸系統例如能夠使用蘭牙技術或其它技術轉移通信。在必須或需要時，根據子宮EMG/EKG/EEG機或人工地由患者或看護者預編程的計算機指令，患者數據的傳輸自動進行，並能夠實時或以存儲在子宮EMG裝置腦部存儲器中的計算機文件的數據進行。傳輸的數據可以或者是原始數據，或者需要時是處理過的數據，由於帶有與以上圖1所述和此後描述的等同能力的信號處理單元將結合到患者監視單元中，因而允許在患者和獲取單元的現場處以及遠程「中心」位置處的處理/分析能力。圖5A是本發明作為遠程或「家庭」子宮/心臟/腦部監視系統的一實施例的示意圖。在至少一個示例性實施例中，圖5A示出患者監視單元並描繪了一種四極子宮EMG數據獲取系統，雖然也可使用其它電極數。面電極201，202，203，204的多極結構以任何所需的構型放置在被監視的患者腹部，陰道，或宮頸表面。該圖描繪了一種可能的構型垂直和水平電極間隔可以例如大約為從電極中心到電極中心3cm，且陣列可以圍繞患者肚臍為中心這樣定位。另一例子可涉及把獲取電極結合到電中性陰莖物中，用於以任何所需的構型放置並維持電極到沿陰道壁的位置。宮頸也可作為獲取的表面。電極105表示一基準電極，以便遠離子宮/陰道或橫向放置在患者上。所使用可能的電極例子有3-MEKG，Quik-PrepEKG，或DantecEEG金杯電極，但這些並不是可使用的唯一可能的電極。電極能夠與導電環氧糊劑/凝膠劑結合使用，以使阻抗降低改進電導。然後在面電極201，202，203和204處的電電位提供給單元300，該單元在所描繪的患者監視單元300中包含一多通道噪聲降低單元304，一個專家系統305，以及一個收發器306。濾波器302和放大器303認為共同功能等價於圖1的濾波器/放大器20。又圖5A中，模擬信號濾波器302中的濾波器組使得所有獲取的電位信號按需要被模擬濾波(例如，帶通濾波，對於子宮EMG是從0.001Hz到3.000Hz，或對於EEG分析從大約1.0Hz到100.0Hz等等)。高和低帶通濾波器設置可以分別地和獨立地對於被測量的每一不同信號由計算機或人工調節。微分放大器組303使得任何和所有各電極對之間的電位差被測量和放大(201，202)；(201，203)；(201，204)；(202，203)；(202，204)；(203，204)，其中(x，y)標記在電極x和y兩端所取的電位差，或者對於基準電極205測量的，或者直接測量。信號預處理器301將具有求逆，求和，求平均，施加絕對值函數的能力，或者輸入電位的任何其它數學處理和組合，以便或者在濾波和/或放大之前，或者在這種濾波和/或放大之後，按需要使用的一個或多個輸入信號產生所需的電位疊加和組合。操作者通過軟體和硬體能夠可選地控制信號的這一預處理。能夠針對一個，兩個及三個電極任何與所有被求和的電位，逆向電位，或平均電位，測量任何兩個或三個疊加的和的電位，或逆向電位，或平均電位。例如(201，201+203)；(201+203，201+204)；(201+202+203，202+204)；(202+203+204，203)；等等，其中x+y標記使用x與y求和或平均的電位。有其它可能的電極比較組合，並當考慮單元300的功能時，任何或所有都結合到這一系統能力中。以上列表只是示例性的，而並不代表電極電位可能的構型或組合的整個範圍。施加到通道的絕對值或其它功能可在求和之前或之後提取，以便在按這一方式組合通道時相對於背景噪聲提高信號。在單元300中進一步出現的，包含濾波器，放大器及可能的預處理是能夠在對通道噪聲降低單元304中可選地施加二次噪聲降低方案。將通過施加若干多通道噪聲消除方法中任何一個或多個方法，任何一個或多個獲取的電位信號，將用來從本身和其它信號附加地去除不需要的噪聲成分，噪聲消除方法包括但是不限於奇異值分解，交叉相關，自相關，自適應濾波，和/或頻譜濾波。如果必要，單元300將有能力在各通道組合之間確定和/或修改或維護相位關係，以使用這些方法進行這種噪聲降低。圖5A所述以上的說明還適用於三極構型，該構型將只涉及去除電極201，202，203和204之一，並去除適當數目的濾波器/放大器，或按需要通過簡單地添加或減少電極或電極對及適當的濾波器/放大器，而適用於任何多極構型。構型中使用的電極數越高，通道或電位可能的組合數越大。在獲取，可選地預調節和/或處理，模擬濾波，放大並進而以多通道濾波方法降低噪聲之後，患者子宮信號，產婦或胎兒心臟，及胎兒腦部，諸如EEG信號，數據可選地在專家系統305被處理並分析，其中有一專家系統包含帶有數據分析程序，存儲器的計算機，及可選的計算機顯示監視器。如果需要，被處理的數據提供給專家系統305中電信號檢測/分析子程序，其中識別子宮收縮事件，評估子宮收縮強度，評價胎兒心臟信號，評價胎兒EEG，並計算對分娩或期前分娩的預測。該專家系統能夠基於這些數據對產程時間及患者和胎兒狀態良好的評估作出預測。然後該信息在收發器306通過無線傳輸傳輸。可選地，圖5A的單元300將通過收發器306傳輸或者是原始的或者是處理或分析過的數據，或簡單地是數據處理/分析結果，或關於數據或處理/分析數據結果的文本或音頻消息。注意，在單元300的其它單元中所描述的許多程序也可在專家系統305中完成。在一優選實施例中，在電極獲取的信號能夠通過非常短的導線(例如長度小於12英寸)傳送，能夠被預放大，並然後通過無線發送器而不是電纜或導線發送到單元300。這種情形下，由電極/短導線/預放大器組成的獲取單元將非常緊湊(易於配帶在患者皮帶上或襯衣下)，並因而患者能夠移動且能夠在每天日常活動攜帶。這一可選擇的實施例還能夠對於臨床患者以及「在家」或遠處門診患者實現。在另一實施例中，這種緊湊的獲取單元將是防水的。在另一實施例中，這種緊湊的獲取單元可具有直接裝到或裝入一個或多個面電極例如201，202，203，204和/或205的一個或多個元件301，302，303和306，使得在這一設計中將不需要導線。然後由元件301，302和/或303部分處理的信號能夠從收發器306向遠程或中心單元傳送供進一步處理。圖5B是在遠程位置的一中央處理單元308的示意圖。從收發器306傳送的數據在中心臺，或如圖5B中所見的由專家系統309控制的單元可選地被接收，其中信號在收發器307接收，並如果需要被發送到可選的數位訊號調節單元308，該單元對數據施加交叉相關，自適應，自相關，匹配，或奇異值分解及任何其它所需的數位訊號處理。在另一實施例中，信號和/或噪聲降低技術的這些調節可出現在信號放大之前或之後。如果需要，被處理的信號饋送到主專家系統309中的子宮脈衝串檢測/分析及產婦和胎兒選擇與胎兒腦部電活動分析子程序，在此識別收縮事件，評估子宮收縮強度，評價胎兒選擇信號，評價胎兒EEG，並計算對分娩或期前分娩的預測。主專家系統309能夠基於這些數據，對關於產程時間及患者與胎兒狀態良好的評估作出預測。主專家系統309能夠顯示所有信息，並然後如果需要把原始數據或處理的/分析的數據，或簡單地把數據的結果或關於數據或處理的/分析的數據的結果的文本或音頻消息，從收發器307發送。另外注意，許多描述的例行程序可在主專家系統309中完成。在另一優選實施例中，圖5A中所示的單元300將執行先前對於單元300所描述的有限數目的任務，且其餘的任務，在從單元300通過無線(或其它)通信由收發器307從收發器306接收部分處理過的數據，在遠程地點或中心臺例如使用主專家系統309完成。圖5C的示意圖表示蜂窩式電話，尋呼機，傳真機，及其它與患者醫生，家庭成員，朋友與其它人通信的裝置，其中關於患者和胎兒由本發明評估的信息，通過無線或其它通信防水發送。從收發器306或另外從收發器307發送的數據將可選地或附加地在圖5C所示任何接收裝置接收，包括蜂窩式電話310，尋呼機311，電子郵件312，及其它通信裝置和方法，包括與計算機系統通信，供進一步通知或處理。圖6的示意圖表示採用本發明的在家或門診版本的妊娠患者。表示在妊娠患者能夠配帶這裡描述的系統600一種可能的構型。系統600能夠向手持蜂窩式電話601，或其它無線收發器或其它通信裝置，向若干目標，諸如看護兒童的人員602，醫生603，配偶604，基或中心處理/監視臺605，向醫院606或其它裝置，地點，人員，或系統，傳輸患者信息，包括真實分娩的診斷。圖7是一示意圖，描繪可與本發明結合使用的各種標準臨床裝置。圖7表示可結合到本發明中，或作為分開單元能夠與本發明結合使用的某些可能的患者/胎兒監視組件肌電圖單元400，分娩力計401，宮內壓力管路單元402，產婦/胎兒選擇單元403，及胎兒腦部單元404。這一列表沒有排除包括其它裝置的可能性，這些裝置可與本發明配合，或結合到本發明的設計和/或操作。在優選實施例中，單元401，402，403，404與單元400工作通信，但對彼此通信並是必須的。某些組件已可認為是當前在臨床使用的標準設備。這些可操作單元的進一步的說明在以下給出肌電圖單元(400)通過腹部表面，陰道或宮頸電極，使用以下任何之一或多個分析方法，過程，或參數頻率，持續時間，振幅，功率密度頻譜，小波變換，付立葉變換，信號的上升和下降速率，譜-時間映射，複雜性，混沌，分形，零交叉，隨機性，非線性，似然率，統計估計，Wigner-Ville或Heisenberg-Gabor分析，和/或其它聯合時間-頻率的分析，測量子宮電活動，並把子宮電數據轉換為表示收縮，收縮強度，收縮持續和時間，胎兒心率，胎兒EEG，和/或子宮內壓力的形式。肌電圖單元401例如在四極電極結構中，包含圖5A組合的面電極201，202，203和204，基準電極205，信號預處理器301，模擬信號濾波器302，放大器303，及多配對濾波器304，以及計算機，數據存儲器與所有處理/分析/預測能力。單元400可以是以上其它地方描述的本發明臨床或在家變形。分娩力計(TOCO)單元(401)通過機械壓力換能器或其它方法測量收縮事件，包括持續和時間及與強度的關係。這一單元可以是Hewlett-Packard或其它品牌。子宮內壓力管路(IUPC)單元(402)藉助於充滿液體的管路測量子宮內壓力並使這與收縮強度相關。這一裝置Hewlett-Packard或其它品牌。產婦/胎兒心臟單元(403)通過都卜勒超聲波，脈搏血氧定量法和/或其它方法測量母親和或胎兒的心率和心臟QRST蹤跡及其它心臟參數。胎兒腦部單元(404)採用頭皮電極或其它方法測量胎兒EEG或ECOG或其它胎兒腦部電活動，以獲取來自胎兒的腦部電信號。這一單元可以是Hewlett-Packard或其它品牌。本發明還可用來預測對妊娠婦女的治療。可通過本系統分析收集的數據信號，並與現有的規範比較，以便根據子宮活動指示適當的藥物治療。例如，當子宮信號電平低且指示非分娩時，可以這樣方式藥物治療分娩期患者以引導分娩(即催產素，前列腺素等)。當在分娩期前的患者子宮信號電平高(即分娩期前分娩)時，治療可使用子宮抑制劑以抑制分娩(例如產科(tocolytic)劑，β-促效藥，鈣通道阻斷劑等)。作為專業人員明白，使用本發明能夠預測其它產科診斷治療。對於高或低產婦與胎兒心臟活動或高或低胎兒腦部活動，基於適當獲取的和處理的產婦和胎兒心臟與胎兒腦部信號，可作出用於產婦和胎兒心臟或胎兒腦部非正常的類似的藥物治療。從以上描述的技術，數字分析技術現在已被發展和改進，以便進一步分析表面電活動或EMG，用於子宮、產婦與胎兒心臟和胎兒腦部活動的產科診斷和表徵(胎兒腦部信號技術上不是EMG性質的，但將考慮出現在貫穿腹部或其它方式獲取的EMG信號中，並對於用於本發明的所有EMG信號獲取，分析，與處理描述和圖示，將被包含並認為有效等價於EMG信號)。圖8是根據本發明數據處理技術進一步的實施例的示意流程圖。用於分析表面電數據以表徵產婦子宮，產婦和胎兒心臟與胎兒腦部活動的方法800，包括過程塊801，802，803，和804。在塊801中，電信號首先被獲取，預處理，並濾波/放大等。此後在塊802獲得數據，分析信號。一旦被處理和分析，在塊803從指示產科診斷的信號確定參數。最後在塊804，作出或預測診斷。在這種一般的框架內，對於產科診斷可採用種類廣泛的數據分析技術分析電信號。這些信號技術或方法，在施加到獲取的子宮，產婦和胎兒心臟，及胎兒腦部電信號時，可包含採用和評價以下參數，方法或技術，或評價或解釋這些中的變化頻率，持續時間，振幅，功率密度頻譜，小波變換，付立葉變換，信號的上升和下降速率，譜-時間映射，複雜性，混沌，分形，零交叉，隨機性，非線性，似然率，統計估計，Wigner-Ville或Heisenberg-Gabor分析，和/或其它聯合時間-頻率的分析。這些分析系統提供了關於子宮活動，產婦和胎兒心臟，及胎兒腦部活動的可用於診斷的重要的信息。這些系統基於來例如如上所述自腹部表面電活動的記錄。可分析腹部肌電圖(EMG)，或子宮電圖(EHG)，產婦和胎兒ECG，或EKG，及胎兒EEG或ECOG，且結果的分析用於便於臨床評價妊娠期間子宮活動與產婦和胎兒狀態良好。通過分析電信號，本發明還可用於非正常子宮收縮，非正常產婦和胎兒心臟活動，及非正常胎兒腦部活動的早期診斷。對於子宮活動，這種診斷利用了這樣的特性，即在妊娠最後月份到分娩期間，子宮電活動逐漸變化。在分娩開始微弱和局部的這一電活動，在分娩期間變得較強，有節奏的並被良好傳播。因而EMG提供了關於子宮活動激發和傳播兩者的許多信息。在一優選實施例中，通過確定(a)至少一個測量的脈衝串中多個動作電位的平均頻率，(b)至少一個測量的脈衝串中動作電位的開始頻率，以及(c)至少一個測量的脈衝串中動作電位的結束頻率，可分析產婦子宮，產婦和胎兒心臟，及胎兒腦部活動。在另一優選實施例中，通過確定至少一個動作電位中振幅的升高速率，及至少一個動作電位中振幅的下降速率，可分析產婦子宮，產婦和胎兒心臟，及胎兒腦部活動。以下的數據分析技術基於使用各種方法的電子宮，產婦和胎兒心臟，及胎兒腦部信號的分析，並表示這些參數的不同的定義和計算付立葉分析依賴於付立葉參數的電脈衝串或信號檢測或比較的方法，包括但不限於付立葉變換，快速付立葉變換，振幅調節的付立葉變換，迭代振幅付立葉變換(帶有或是功率譜或振幅差異)，功率目的譜，或它們的部分，以及譜-時間映射(STM)等，或它們的部分，用於識別子宮EMG，胎兒心臟，及胎兒EEG信號性質，或其中相對於其它信號或它們的部分的差，或相對於可能被記錄並一般認為是噪聲的背景(非子宮，胎兒心臟或胎兒EEG信號)。對於業內專業人員進一步的細節可在以下對比文獻中找到IntroductiontoFourierAnalysis.MorrisonN.，1994，JohnWileyandSons。B.小波分析依賴於小波參數的電脈衝串或信號檢測或比較的任何方法，包括但不限於小波係數，樣條函數，定標，或信號通過小波子帶的百分比能量分布，或定標等，或它們的部分，用於識別子宮EMG，胎兒心臟，及胎兒EEG信號性質，或其中相對於其它信號或它們的部分的差，或相對於可能被記錄並一般認為是噪聲的背景(非子宮，胎兒心臟或胎兒EEG信號)。對於業內專業人員進一步的細節可在以下對比文獻中找到WaveletsandFilterBanks.StrangG.，1996，Wellesy-CambridgePress.。C.複雜性或隨機性依賴於複雜性或隨機性參數的電脈衝串或信號檢測或比較的任何方法，包括但不限於特徵值，特徵函數，本原的與耗散的歷史，Limpel-Ziv(LZ)複雜性度量等，用於識別子宮EMG，胎兒心臟，及胎兒EEG信號性質，或其中相對於其它信號或它們的部分的差，或相對於可能被記錄並一般認為是噪聲的背景(非子宮，胎兒心臟或胎兒EEG信號)。對於業內專業人員進一步的細節可在以下對比文獻中找到OntheComplexityofFiniteSequences.LempelA，IEEETransInformn.Theory，197622；75-88。D.零交叉依賴於零交叉參數的電脈衝串或信號檢測或比較的任何方法，包括但不限於零階，一階，及較高階交叉計數等，用於識別子宮EMG，胎兒心臟，及胎兒EEG信號性質，或其中相對於其它信號或它們的部分的差，或相對於可能被記錄並一般認為是噪聲的背景(非子宮，胎兒心臟或胎兒EEG信號)。對於業內專業人員進一步的細節可在以下對比文獻中找到SpectralAnalysisandDiscriminationbyZero-Crossing.KedemB，ProceedingsoftheIEEE，7411；1477-93。E.分形或復分形依賴於分形參數的電脈衝串或信號檢測或比較的任何方法，包括但不限於Hurst指數，分形維數，或解析方法中的貝它值，包括但不限於R/S(範圍/標準偏差)，功率譜，粗糙度-長度，變量圖，及小波分形等，用於識別子宮EMG，胎兒心臟，及胎兒EEG信號性質，或其中相對於其它信號或它們的部分的差，或相對於可能被記錄並一般認為是噪聲的背景(非子宮，胎兒心臟或胎兒EEG信號)。對於業內專業人員進一步的細節可在以下對比文獻中找到MultifractalsTheoryandApplication.HarteD，2001，CRCPress。F.非線性與混沌依賴於非線性或混沌參數的電脈衝串檢測或比較的任何方法，包括但不限於熵，近似熵，Kolmogorov-Smirnov統計學，或混沌性等，用於識別子宮EMG，胎兒心臟，及胎兒EEG信號性質，或其中相對於其它信號或它們的部分的差，或相對於可能被記錄並一般認為是噪聲的背景(非子宮，胎兒心臟或胎兒EEG信號)。對於業內專業人員進一步的細節可在以下對比文獻中找到NonlinearWorkbookChaos，Fractals，CellularAutomata.NeuralNetworks，GeneticAlgorithms，FuzzyLogicwithC++andReducePrograms.Willi-HansHansSteeb，2000，WorldScientificPress。G.似然率依賴於似然率，或局部廣義似然率參數的電脈衝串檢測或比較的任何方法，包括但不限於自適應累計和，及動態累計和等，用於識別子宮EMG，胎兒心臟，及胎兒EEG信號性質，或其中相對於其它信號或它們的部分的差，或相對於可能被記錄並一般認為是噪聲的背景(非子宮，胎兒心臟或胎兒EEG信號)。對於業內專業人員進一步的細節可在以下對比文獻中找到LikelihoodMethodinStatistics.SeveriniT，2001，OxfordUniversityPress，Incorporated。H.統計方法依賴於統計方法參數的電脈衝串檢測或比較的任何方法，包括但不限於均值，標準偏差，方差，期望值，離散或連續隨機變量，決策統計學，級間(Inter-rater)統計學等，用於識別子宮EMG，胎兒心臟，及胎兒EEG信號性質，或其中相對於其它信號或它們的部分的差，或相對於可能被記錄並一般認為是噪聲的背景(非子宮，胎兒心臟或胎兒EEG信號)。對於業內專業人員進一步的細節可在以下對比文獻中找到StatisticalSignalProcessing.LouisL.Scharf，1991，AddisonWesleyLongman，Incorporated。I.Wigner-Ville或Heisenberg-Gabor分析依賴於Wigner-Ville或Heisenberg-Gabor分析參數的電脈衝串檢測或比較的任何方法，包括但不限於高斯，付立葉，或迪拉克分布，期望值，程序帶寬乘積，自適應與卷積與移動和結合方法，及譜圖和離散化方法，及核衰變及s-Winger分布，用於識別子宮EMG，胎兒心臟，及胎兒EEG信號性質，或其中相對於其它信號或它們的部分的差，或相對於可能被記錄並一般認為是噪聲的背景(非子宮，胎兒心臟或胎兒EEG信號)。對於業內專業人員進一步的細節可在以下對比文獻中找到Time-Frequency/Time-ScaleAnalysis.PatrickFlandrin，1999，AcademicPress。對於許多患者使用任何之一或多個以上描述的數學技術或參數處理或分析的子宮電數據，可被收集以提供一種知識基礎庫，從該知識庫基於患者被檢驗的子宮活動指示參數中一個或多個被識別的趨勢，預測未來子宮活動。在進行預測分析中，患者被檢驗的子宮活動指示參數中被識別的趨勢與專家系統的知識庫中的其它趨勢比較。當在患者的趨勢與專家系統的趨勢之間對於被識別的時間周期找到匹配的趨勢時，基於知識庫中匹配趨勢在時間周期上行為如何，對於未來子宮活動作出預測。產婦和胎兒心臟信號及胎兒腦部信號對抑制正常值類似的比較將有助於確定產婦和胎兒良好狀態。圖9是本發明用於降低電活動信號中噪聲的部分的示意圖。其中示出一自適應濾波器系統，該系統由自適應行增強器(ALE)210，及自適應噪聲消除器(ANC)220組成。這些系統的組件例如可從NewElectronics，Chicago，III獲得。兩種濾波器都使用LMS(最小均方)算法。在操作中，包含EMG信號或原始信號(sj)的主信號dj，在自適應濾波之前例如以帶寬0.001-3.0Hz帶通濾波。主要由加法器211、自適應濾波器212及時延213組成的自適應行增強器(ALE)210，用來從原始信號sj消除背景噪聲nj。根據實際的實驗時延213被選擇為一個常數，以便解除周期和相關的信號sj和rj對nj的相關性。主要由加法器221與自適應濾波器222組成的自適應噪聲消除器(ANC)220，例如用來濾除呼吸噪聲(rj)。這裡，呼吸信號也是ANC的基準信號(rj)。呼吸基準信號可通過把壓力換能器定位在隔膜之上的胸腔上被記錄。這樣，自適應行增強器(ALE)210，自適應系統部分的功能是作為預處理單元消除背景噪聲nj。自適應噪聲消除器(ANC)220例如能夠用來消除呼吸的人工因素(rj)。在處理之後，獲得增強的主EMG信號(sj)並可被分析。其它的噪聲源，特別是生物性質的噪聲源，可使用這種技術類似地去除。1.使用向量子宮照片的電位向量分析動作電位的向量分析也可用來確定有用的參數用於產科診斷。子宮肌電圖是在細胞級產生的電活動的結果。可在從妊娠婦女的腹部表面背部和側部的任意點測量和記錄電位，並可對整個子宮建模為偶極向量。如果向量表示子宮子宮肌層激發的擴展，向量的正交成分可被記錄。向量P的正交向量的成分Px(t)，Py(t)，Pz(t)及其方向可被確定和分析。A.一般原理體表電位向量分析基於弗蘭克軀幹實驗模型及研究結果。在1950年，弗蘭克塑造患者身體的一個石膏模型，對其防水處理並充以鹽水。然後他把由兩個電極組成的一個偶極源放置在軀幹模型內的一個杆上。從在這種實驗的測量，弗蘭克發現，幾何轉移係數使偶極源與體表面電位Vn(t)每一點相關。這樣對於一組k個體表面電位，有一組k個方程式能夠從以下以矩陣表示V＝T*P.這裡，V＝{v1，...，vk}T；T＝{T1，T2，T3}；T1＝{t11，...，v1k}T；T2＝{t21，...，v2k}T；T3＝{t31，...，v3k}T；P＝{Px，Py，Pz}。V是K*1向量。T是K*3轉移係數矩陣。P是3*1時變偶極源向量。基於這一偶極分析，並使偶極源為妊娠婦女的子宮，能夠測量在任何點及在同一時間的電位，以獲得在XYZ軸上的動作電位正交向量分量。在患者身上電極放置的一例，以及位於XYZ軸上電極三維位置示於以下圖12A，12B和12C。當獲得任何時間六個點電位時，也獲得了這時在X，Y軸上的向量分量。應當注意，方向是向量指向帶有較高電位電極的方向。例如，如果Px＞0，則方向是X的正向。在妊娠早期階段，子宮收縮被認為是由隨機位於子宮中的起搏器驅動的，以至電位多方向傳播。然後，在分娩接近時，某些研究指出，電位變得比較單向的。知道患者這一轉變是否已發生能夠改進我們預測產程何時將發生的能力。B.EMG信號記錄和噪聲消除。圖10是配帶嵌入有多電極陣列的腹帶271的患者的示意側視圖，多電極陣列用於在兩維或三維確定子宮電位向量。作為一個非限制性例子，Ag/AgCL貝克曼電極272三極組可用於記錄。一個或多個電極272可以是地電極。電極的另一種結構諸如可用作為四極等。它們可以配置在患者的腹部表面，側面和背部。如圖10所示，還可以示於更小或更大數目的電極。然而對於本發明，建議至少示於三個。腹部護套嵌有電極陣列，從這些電極收集EMG信號供進一步處理。信號通過電纜273發送到一外部系統274，該系統能夠進行信號預處理，濾波，和/或子宮、產婦和胎兒心臟、和/或胎兒腦部電信號分析。在其它實施例中，護套的覆蓋範圍可以小於或大於這裡所示，使得護套可達到患者背部附近，並在骨盆和軀幹上或較高或較低，且電極的數目可以大於或小於這裡所示，且電極是可選的。為了自適應噪聲降低也可包含ECG-測量電極的結構。在每一點，系統記錄對應於子宮收縮、產婦和胎兒心臟活動、及胎兒腦部活動的EMG信號。數位訊號處理系統用來獲取在每一點的EMG信號。每一點的EMG信號將同樣受到噪聲汙染。自適應噪聲消除器(ANC)及自適應行增強器(ANE)，或任何其它濾波技術如上所述可用來阻斷噪聲。C.分析選擇六通道EMG信號段對應於子宮的機械接觸段。然後數據保存在一個數據文件。然後該數據文件被分析。圖11是電位向量P(t)250的示意圖。在每一採樣時間，系統能夠計算子宮電位向量P(t)250的方向向量{Px，Py，Pz}。Px251是向量P(t)250與X-軸在三維中的角度。Py252是向量P(t)250與Y-軸在三維中的角度。Pz253是向量P(t)250與Z-軸在三維中的角度。為了分析數據，獲取正交向量分量Px251、Py252和Pz253。根據正交向量分量方向，子宮電位向量P(t)250的蹤跡可在三維空間中被劃分為8區域。規則如下Px(t)Py(t)Px(t)區域號碼+++1-++2--+3+-+4++-5-+-6---7+--8本系統可在計算機屏幕上顯示向量P(t)250三維蹤跡。用戶可以選擇控制屏幕上蹤跡的顯示速度。當選擇較低速度時，可易於觀察到每一採樣時蹤跡變化的細節。該系統支持另一方法幫助用戶分析在每一採樣時P(t)250的進展的變化。在每一採樣時間ti，系統將根據區域劃分規則確定向量P(ti)應當在哪一區域。該系統將畫出P(t)250量級進展的變化如下時間t0t0+Δtt0+2Δtt0+3Δt...量級1到3到5到6到...角度{12，24，53}到{23，54，12}到{3，23，15}到{13，34，60}到...該結果可顯示在屏幕上或可在印表機上列印。使用這一方法可定義活動向量，還可定義活動的起源和擴展。進而可識別子宮電活動的起搏器區域和傳播方向。然後這些參數可用來表徵婦女是分娩或是非分娩，可以使用預測幫助妊娠婦女必須的治療，還可使用向量分析進行類似的治療，以便監視和/或表徵產婦和胎兒心臟電活動以及胎兒腦部活動。2.其它數據分析技術如業內專業人員明顯可見，可採樣其它分析技術分析以上描述的子宮電活動數據。使用如圖12A-12C中所示電極241-246從患者表面獲取電位，能夠構成表示在子宮表面各點的電活動的向量場。與所使用所獲取電極的數目相當的接地電極274的數目，將如所示放置在患者表面上。圖12A表示用於向量電位分析電極布局的示意側視圖。圖12B是圖12A中所示患者的示意頂視圖。圖12C是圖12A-12B所示電極空間關係的示意圖示。將彼此結合說明這些附圖。對於接地電極247可能的位置也顯示在圖12A和圖12B中。所獲得的場的信息可用來，通過把每一點的向量映射到卵形面，而局部表徵電活動的行為。例如可根據以上關於圖11的討論分析向量。映射的表觀可用於對分娩或預分娩分階段並用於識別傳導異常。除了提供關於整個傳導的信息之外，這一數據還評價子宮表面上若干位置的電行為。這些數據能夠幫助定位興奮點和靜區。在一實施例中，如圖10所示，多個電極241-247之一能夠固定到由患者配帶的皮帶上。另一技術是對動作電位脈衝串測量的能量求積分。使用這一技術，首先對從子宮記錄的動作電位的脈衝串中的電信號求平方，然後求和並然後對曲線之下的總面積求積分。這一分析給出動作電位脈衝串內能量的粗略估計。然而這沒有考慮所測量的數據的長度或時間分量。這樣，可通過按總時間對動作電位的脈衝串進一步劃分近似總能量擴展這一分析，以對脈衝串確定積分的函數/時間值或每單位時間能量。另一分析子宮活動的技術，是通過取子宮脈衝串電信號的功率譜，並然後例如在子宮頻率範圍0.34Hz到1.0Hz對功率分量求和，而確定脈衝串能量(為了只考慮子宮分量，而不是呼吸或運動人工產物分量，它們有時在低於0.34Hz幹擾子宮信號)。然後對於子宮信號功率分量的和可乘以檢測的脈衝串持續時間。這樣，能夠建立起收縮期間產生的子宮電能的一種估計。這種參數將用於檢測收縮事件，評估子宮收縮事件的強度，並如同在子宮內壓力管路裝置中所讀取的那樣的方式描繪所述事件，並因而能夠用於本發明，以代替宮內壓力管路裝置進行。另一可替代的用於分析子宮活動的技術是描繪在一個或多個規定的子宮頻率處功率量值對時間的變化，或描繪在各子宮頻率處功率量值的和對時間的變化，相關子宮頻率的範圍例如在0.001Hz到1.500Hz內。這種描繪將用於檢測和描繪收縮事件，描繪所述事件的方式是如同分娩力計那樣被讀取，並因而能夠用於本發明，以便代替分娩力計進行。可使用的另一技術是快速小波變換技術。這一技術可從以下文獻描述的技術改寫Cody，TheFastWaveletTransform，Dr.Dobb’sJournal(April1992)；Cody，AWaveletAnalyzer，Dr.Dobb’sJournal(April1993)；andCody，TheWaveletPacketTransform，Dr.Dobb’sJournal(April1994)；forECG，seeA，Djohan，T.Q.NgutenandW.Tompkins，「ECGCompressionusingDiscreteSymmetricWaveletTransform，」InternationalConf.EMBS，Sept.1995；Sri-KrishnaAditya，Chee-HungH.Chu，andHaroldH.Szu，「Applicationofadaptivesub-bandcodingfornoisyband-limitedECGsignalprocessing」，SPIEProceedingsVol.2762，pp.376-387)。小波分析的一個目的，如同付立葉分析那樣，是要藉助於頻率內容(或等價物)重新表示數據。小波分析屬於稱為時間-頻率分析的一般方法集。與付立葉頻率分析不同，時間-頻率分析確定每一時間點的「瞬時」頻率內容，並更適用於其頻率特性隨時間明確變化的信號。連續的小波變換藉助於所有可能的頻率或定標主要描述信號。一旦分娩已經開始，本發明提出的EMG信號分析方法將在診斷，評估治療選項，及預測分娩過程中有用。這還可與傳統的臨床方法結合，諸如子宮內壓力測量。由本發明提出的EMG信號分析方法還可在產後評估子宮活動回歸中有用。存在發生在妊娠之外的子宮收縮或遊動性的某些紊亂。這些紊亂之一是痛經。它是由月經周期部分期間痛性痙攣引起的。另一種重要的紊亂是由於子宮肌層中平滑肌腫塊(「纖維瘤」或平滑肌森林(leiomyomata))所至。與正常子宮肌層比較這種紊亂趨向是超敏感的並可能非常疼痛。常常以荷爾蒙對婦女進行治療以產生這些腫塊的回歸。這些腫塊的功能回歸可使用本發明監視和分析。在男人和婦女中其它平滑肌組織，諸如膀胱和腸也顯示自發活動可使用本發明監視和分析。雖然以上是在離散電路元件的情景描述的，諸如包絡線檢測器，數字濾波器等，但應當理解，所有和大部分所示塊可使用適當的編程數據處理器實現，諸如數位訊號處理器(DSP)。類似地，各種分開的計算機存儲器可以都包含在單個的存儲器裝置或介質內。雖然本發明已經對於其當前優選實施例具體被展示和描述，業內專業人員將理解，在不背離本發明的範圍和精神之下可作出形式和細節的變化。雖然以上指向本發明各種實施例，但在不背離其基本範圍之下能夠設計出其它和進一步的實施例。例如，本發明的各種方法和實施例能夠彼此結合地包含，以產生各種公開的方法和實施例。單個元件的討論能夠包含多個元件且反之也然。要求帶有相位包含或其各種變形的單個元件包括多個元件。而且，表示和描述的任何方向，諸如「頂部」，「底部」，「左」，「右」，「上」，「下」及其它方向和指向，在這裡描述是為了清晰參照附圖，而不是限制實際裝置或系統或裝置或系統的使用。裝置或系統可用於若干方向和指向。進而，步驟或塊的順序可按各種順序出現，除非另外特別地被限制。這裡描述的各種步驟或塊能夠與其它步驟或塊結合，以所述步驟或塊插入，和/或拆分為多個步驟或塊。類似地，元件已在功能上描述並能夠作為分開的組件分開，或能夠結合到具有多功能的組件中。此外，這裡任何標題是為讀者方便，而不是要限制本發明的範圍。進而，對於本專利的申請中提及的任何對比文獻，以及與本申請最初一同提交的信息公開中列出的所有對比文獻，在這裡整體結合以資對比，其結合程度使得認為基本支持發明的可行。然而，就該程度來說陳述可能被認為與發明的專利申請不一致，這種陳述在表達上不應被認為是由申請人作出的。權利要求1.用於表徵子宮電活動的一種方法，包括a.對患者腹部、陰道或宮頸表面施加動作電位測量多極電極結構；b.使一系統和患者隔離，同時對電信號模擬濾波和放大，以便合適地使所述信號中的背景噪聲和所述信號所需的頻率成分隔離；c.以大約0.1和1kHz之間採樣頻率在足以記錄來自所述信號的至少3個動作電位脈衝串的持續時間內，獲取模擬電子宮、產婦或胎兒心臟信號，胎兒腦部信號，或它們的組合，這些信號通過所述電極傳送；d.通過多通道噪聲消除方案去除不需要的信號成分；e.存儲所述獲取的信號；f.使用檢測算法，以便檢測出現在所述獲取的信號中的所述子宮、產婦或胎兒心臟活動、胎兒腦部活動或它們的組合的一個或多個屬性；g.分析所述活動的至少一部分，指示來自存儲的信號內動作電位的至少一個脈衝串的參數；h.基於所述參數分析，表徵來自所述患者的所述活動；I.以電的方式確定何時發生收縮並描繪這種收縮；J.仿真分娩力計或子宮內壓力導管的數據輸出；以及K.預測何時患者將進入分娩或產程，或它們的組合。2.權利要求1的方法，其中仿真數據輸出包括當發生收縮時的仿真，描繪收縮，顯示收縮強度，或它們的組合。3.權利要求1的方法，其中隔離該系統包括電學各光學方式隔離。4.權利要求1的方法，其中去除不需要的信號成分包括使用交叉相關，自相關，自適應濾波，匹配濾波，奇異值分解，或它們的組合。5.權利要求1的方法，其中去除不需要的信號成分還包括，在電極的多極結構各通道組合之間確定相位關係，並修改或維持所述相位關係。6.權利要求1的方法，還包括確定以下至少之一所述子宮、產婦或胎兒心臟及胎兒腦部信號跡線，脈衝串，或動作電位組或序列，或它們的組合的頻率，持續時間，振幅，功率密度頻譜，小波變換，付立葉變換，信號的上升和下降速率，譜-時間映射，複雜性，混沌，分形，零交叉，隨機性，非線性，似然率，統計估計，Wigner-Ville或Heisenberg-Gabor分析，或其它聯合時間-頻率分析。7.權利要求1的方法，還包括確定以下至少之一在所述子宮、產婦或胎兒心臟及胎兒腦部信號跡線，脈衝串，或動作電位組或序列，或它們的組合的至少之一中，一個或多個各動作電位的頻率，持續時間，振幅，功率密度頻譜，小波變換，付立葉變換，譜-時間映射，複雜性，混沌，分形，零交叉，隨機性，非線性，似然率，統計估計，Wigner-Ville或Heisenberg-Gabor分析，或其它聯合時間-頻率分析。8.權利要求1的方法，還包括使用「付立葉」分析技術確定電信號至少一個屬性，包括以下至少之一a.確定所述子宮電脈衝串或產婦與胎兒心臟及胎兒腦部信號至少之一中多個動作電位的平均頻率；b.確定所述子宮電脈衝串或產婦與胎兒心臟及胎兒腦部電信號至少之一中動作電位的開始頻率；c.確定所述子宮電脈衝串或產婦與胎兒心臟及胎兒腦部信號至少之一中動作電位的結束頻率；d.確定所述子宮電脈衝串或產婦與胎兒心臟及胎兒腦部信號至少之一中動作電位的功率密度譜中出現峰值的平均頻率；e.確定所述子宮電脈衝串或產婦與胎兒心臟及胎兒腦部信號至少之一中跨越各頻率的功率的和；f.確定所述子宮電脈衝串或產婦與胎兒心臟及胎兒腦部信號至少之一的功率密度譜中各峰值的功率量值；g.確定所述子宮電脈衝串或產婦與胎兒心臟及胎兒腦部信號至少之一的一個或多個頻率的頻譜-時間映射；h.通過計算對應於所需頻率範圍的信號部分的功率，並乘以該信號部分的持續時間，確定所述獲取的子宮、產婦或胎兒心臟或胎兒腦部信號或它們的組合的至少一部分在給定頻率範圍中的能量。9.權利要求1的方法，還包括a.確定所述子宮電脈衝串或產婦與胎兒心臟及胎兒腦部信號至少之一中至少一個動作電位中的振幅上升率；以及b.確定所述子宮電脈衝串或產婦與胎兒心臟及胎兒腦部信號至少之一中至少一個動作電位中的振幅下降率。10.權利要求1的方法，還包括使用「小波」分析技術確定電信號的一個或多個屬性，包括以下至少之一a.確定所述子宮電脈衝串或產婦與胎兒心臟及胎兒腦部信號至少之一中的小波係數；b.確定所述子宮電脈衝串或產婦與胎兒心臟及胎兒腦部信號至少之一中的樣條函數；c.確定所述子宮電脈衝串或產婦與胎兒心臟及胎兒腦部信號至少之一中的尺度；以及d.確定所述子宮電脈衝串或產婦與胎兒心臟及胎兒腦部信號至少之一中在各小波尺度百分比能量分布。11.權利要求1的方法，還包括使用「複雜性」或「隨機性」分析技術確定電信號的一個或多個屬性，包括以下至少之一a.確定所述子宮電脈衝串或產婦與胎兒心臟及胎兒腦部信號至少之一中的特徵值和特徵函數；b.確定所述子宮電脈衝串或產婦與胎兒心臟及胎兒腦部信號至少之一中的本原的和耗散的歷史；以及c.確定所述子宮電脈衝串或產婦與胎兒心臟及胎兒腦部信號至少之一中的Limpel-Ziv(LZ)複雜性測度。12.權利要求1的方法，還包括使用「零交叉」分析技術確定電信號的至少一個屬性，包括以下至少之一a.確定所述子宮電脈衝串或產婦與胎兒心臟及胎兒腦部信號至少之一中的第零階、第一階、或更高階交叉計數。13.權利要求1的方法，還包括使用「分形」分析技術確定電信號的至少一個屬性，包括以下至少之一a.確定所述子宮電脈衝串或產婦與胎兒心臟及胎兒腦部信號至少之一中對於範圍/標準偏差(「R/S」)，功率譜，粗糙度-長度，變量圖，或小波方法，或它們的組合的Hurst指數；b.確定所述子宮電脈衝串或產婦與胎兒心臟及胎兒腦部信號至少之一中對於R/S，功率譜，粗糙度-長度，變量圖，或小波方法，或它們的組合的分形維；c.確定所述子宮電脈衝串或產婦與胎兒心臟及胎兒腦部信號至少之一中對於R/S，功率譜，粗糙度-長度，變量圖，或小波方法，或它們的組合的貝它值。14.權利要求1的方法，還包括使用「非線性」和「混沌」分析技術確定電信號的一個或多個屬性，包括以下至少之一a.確定所述子宮電脈衝串或產婦與胎兒心臟及胎兒腦部信號至少之一中的熵或近似熵；b.確定所述子宮電脈衝串或產婦與胎兒心臟及胎兒腦部信號至少之一中的Kolmogorov-Smirnov統計量；c.確定所述子宮電脈衝串或產婦與胎兒心臟及胎兒腦部信號至少之一中的混沌性。15.權利要求1的方法，還包括使用「似然率」分析技術確定電信號的至少一個屬性，包括a.在所述子宮電脈衝串或產婦與胎兒心臟及胎兒腦部信號至少之一中使用自適應累積和與動態累積和確定似然率和局部廣義似然率。16.權利要求1的方法，還包括使用統計分析技術確定電信號的一個或多個屬性，包括a.確定所述子宮電脈衝串或產婦與胎兒心臟及胎兒腦部信號至少之一的平均值、標準偏差、方差、期望值、離散或連續隨機變量或比率或函數。17.權利要求1的方法，還包括檢驗子宮活動指示參數對時間的一個或多個趨勢。18.權利要求17的方法，還包括顯示子宮活動指示參數對時間的一個或多個趨勢。19.權利要求17的方法，還包括基於檢驗的子宮活動指示參數的一個或多個識別的趨勢，預測未來子宮活動。20.權利要求19的方法，其中所述預測未來子宮活動包括識別其中可指示用於藥物誘導或禁止所述患者分娩的治療的情形。21.權利要求19的方法，其中所述預測未來子宮活動包括a.比較患者被檢驗的子宮活動的識別的趨勢與從其它患者收集的趨勢數據，以便識別匹配的趨勢；以及b.基於匹配趨勢中所示的趨勢行為，對接受檢驗的患者預測未來子宮活動。22.權利要求21的方法，其中所示預測使用專家系統進行。23.權利要求1的方法，其中所述檢測還包括檢測患者的腹部肌肉收縮。24.權利要求1的方法，還包括確定子宮動作電位與產婦與胎兒心臟及胎兒腦部電信號脈衝串的所述頻率成分的聯合時間-頻率特徵。25.權利要求1的方法，還包括通過腹部貫穿，陰道貫穿，宮頸貫穿或以它們的組合監視患者。26.權利要求25的方法，還包括a.評價子宮活動；b.同時確定產婦和胎兒的心臟活動；c.同時監視所述胎兒腦部活動。27.權利要求26的方法，其中監視所述胎兒腦部活動包括監視阿爾法、貝它、太塔、德耳塔腦波，或它們的組合，並還包括確定這種腦波的頻率、振幅和形態。28.權利要求26的方法，其中產婦和胎兒心臟活動包括QRST複雜性、心率，或它們的組合。29.權利要求1的方法，還包括a.在所述子宮，產婦和胎兒心臟及胎兒腦部信號被存儲時仿真所述患者的陰道；以及b.根據子宮活動的所述分析來診斷分娩。30.權利要求29的方法，還包括描繪收縮，描繪收縮強度，評估產婦和胎兒心臟活動，及胎兒腦部活動，並精確預測分娩和產程，而無需使用分娩力計或子宮內壓力導管。31.權利要求1的方法，還包括產生所述功率密度譜特性的三維網格圖，所述網格顯示能級對頻率對妊娠時間。32.用於對腹部、宮頸或陰道表面記錄和分析子宮電活動的一種系統，包括a.形成多極結構的至少三個電極的一種結構，適於測量由於動作電位所至從接受分析的患者腹部，陰道或宮頸表面發出的電信號，以建立子宮、產婦和胎兒心臟及胎兒腦部信號，且每一電極還適於傳導指示所述動作電位的模擬信號，每一電極對以一個數據通道標識；b.至少一個模擬濾波器，適於從子宮、產婦和胎兒心臟，及胎兒腦部信號去除不需要的信號成分；c.至少一個微分、隔離的模擬放大器，電連接到所述電極以接收並放大指示由所述電極測量的所述動作電位的信號；d.至少一個模擬到數字轉換器，適於從由放大器產生的模擬信號而產生數位訊號；e.至少一個存儲器，包括足夠的存儲量，以便存儲以至少100Hz的採樣頻率從單個患者進行至少1小時的電信號的採樣所得到的數據，所述存儲器適於從所述模擬到數字轉換器接收數字輸入；f.一個計算機，被編程以便從多個通道輸入電信號數據，或從由所述多極電極結構陣列形成的多個電極對輸入多個微分信號，並對所測量的至少兩個電位運行數學函數，以產生多個數據通道，它們是來自所述數學函數的所述電位的至少一個數學組合的結果；g.所述計算機被編程，以便對至少一個數據通道進行多通道濾波，以去除一個或多個通道共同的不需要的噪聲成分；h.所述計算機被編程，以便對獲得的子宮、心臟及腦部信號分析頻率，持續時間，振幅，功率密度頻譜，小波變換，付立葉變換，信號的上升和下降速率，譜-時間映射，複雜性，混沌，分形，零交叉，隨機性，非線性，似然率，統計估計，Wigner-Ville或Heisenberg-Gabor分析，或其它聯合時間-頻率分析，所述計算機還適於基於所述分析表徵子宮，產婦和胎兒心臟，及胎兒腦部活動。33.權利要求32的系統，其中所述系統適於描繪收縮，描繪收縮強度，估計產婦和胎兒心臟活動，及胎兒腦部活動，並精確預測分娩和產程，無需使用分娩力計或子宮內壓力導管。34.權利要求32的系統，其中所述多通道濾波包括匹配濾波，自適應濾波，自相關，交叉相關濾波，奇異值分解技術，或它們的組合。35.權利要求32的系統，其中所述計算機適於確定並修改或維護多通道組合之間的相位關係，以去除所述不需要的噪聲成分。36.權利要求32的系統，其中所述數學函數由操縱所述計算機所操作員可選擇。37.權利要求32的系統，其中所述數學函數被編程到所述計算機中用於其自動執行。38.權利要求32的系統，其中所述計算機適於識別腹部肌肉收縮。39.權利要求32的系統，其中所述存儲器適於在離散的預定頻率範圍存儲所述電信號。40.權利要求32的系統，其中所述計算機適於確定多個動作電位的中間頻率，開始頻率，和結束頻率。41.權利要求32的系統，其中所述電信號測量電極包括針狀電極，面電極，陰道放置或宮頸放置的電極，或它們的組合。42.權利要求32的系統，還包括連接到所述計算機的一監視器，所述監視器適於顯示所述電信號的至少一部分。43.用於遠程表徵子宮活動的一種遠程子宮監視系統，包括a.形成多極結構的至少三個電極，適於測量從接受分析的患者腹部，陰道或宮頸表面發射的動作電位的電信號，並進而適於發射模擬信號，指示由所述電極測量的動作電位；b.一個隔離系統，包括模擬濾波器，適於從子宮、產婦和胎兒心臟，及胎兒腦部信號去除不需要的信號成分；c.至少一個模擬微分放大器，連接到所述電極，對患者以光學、電學方式或其它標準裝置隔離，並適於接收並放大由所述電極測量的指示所述動作電位的信號；d.至少一個模擬到數字轉換器，適於從由放大器產生的模擬信號產生數位訊號；e.一個計算機，被編程以便從多個通道輸入電信號數據，或從由所述多極電極結構陣列形成的多個電極對輸入多個微分信號，並對兩個或多個通道運行數學函數，以產生多個數據通道，它們是所述電位的這種數學組合的結果；f.所述計算機適於對所述數據通道進行多通道濾波，以去除一個或多個通道共同的不需要的噪聲成分；g.所述計算機被編程，以便對獲得的子宮、心臟及腦部信號分析頻率，持續時間，振幅，功率密度頻譜，小波變換，付立葉變換，信號的上升和下降速率，譜-時間映射，複雜性，混沌，分形，零交叉，隨機性，非線性，似然率，統計估計，Wigner-Ville或Heisenberg-Gabor分析，或其它聯合時間-頻率分析，所述專家系統還適於基於所述分析表徵產婦子宮，產婦和胎兒心臟，及胎兒腦部活動；h.至少一個數據傳送系統，連接到所述計算機，適於從所述計算機通過遠程通信鏈路向遠程位置傳送已處理或未處理的子宮，產婦和胎兒心臟，及胎兒腦信號；i.至少一個遠程模擬到數字轉換器，連接到所述數據傳送系統，以便從所述放大器接收指示由所述電極測量的動作電位的模擬輸入；j.至少一個存儲器，包括足夠的存儲量，以便存儲從貫穿腹部、貫穿陰道、貫穿宮頸的電信號採樣所得的數據，或它們的組合，該採樣的採樣頻率是至少100Hz並且來自單個患者達至少1小時，所述存儲器適於從所述模擬到數字轉換器接收數字輸入，指示由所述轉換器接收的動作電位信號；k.至少一個接收器，適於收集已處理或未處理的子宮、心臟或腦部數據，這些數據是從在患者現場的所述計算機發送的；以及l.至少一個位於遠離患者現場並連接到所述接收器的遠程計算機，以便從患者現場輸入接收的數據，並被編程以便對獲得的子宮、心臟及腦部信號分析頻率，持續時間，振幅，功率密度頻譜，小波變換，付立葉變換，信號的上升和下降速率，譜-時間映射，複雜性，混沌，分形，零交叉，隨機性，非線性，似然率，統計估計，Wigner-Ville或Heisenberg-Gabor分析，或其它聯合時間-頻率分析，所述遠程計算機還能夠基於所述分析表徵產婦子宮，產婦和胎兒心臟，及胎兒腦部活動。44.權利要求43的系統，其中所述系統適於描繪收縮，描繪收縮強度，估計產婦和胎兒心臟活動，及胎兒腦部活動，並精確預測分娩和產程，無需使用分娩力計或子宮內壓力導管。45.權利要求43的系統，其中所述濾波包括匹配濾波，自適應濾波，自相關和/或交叉相關濾波，奇異值分解濾波，或它們的組合。46.權利要求43的系統，其中所述計算機至少之一適於確定並修改或維護各通道組合之間的相位關係，以降低所述不需要的噪聲成分。47.權利要求43的系統，其中所述遠程通信鏈路包括無線通信鏈路。全文摘要本發明提供了一種方法和設備，為診斷妊娠與非妊娠婦女子宮收縮模式用於從患者的腹部，陰道，或宮頸表面記錄和分析子宮電活動，或肌電圖(EMG)。所述的該方法和設備包括用於關於來自腹部/陰道/宮頸表面電信號信息的系統的檢測，分析，表徵及通信。本發明提供了數據分析技術，用於分析來自患者表面的測量的電數據，以便同時或分開地表徵它們的子宮，腹部，和心臟的肌肉活動，以及胎兒的心臟和腦活動。這些技術和設備適用於臨床，或通過有線或無線通信用作為遠程或家庭子宮/胎兒監視系統。文檔編號A61B5/0408GK1520272SQ02812839公開日2004年8月11日申請日期2002年5月28日優先權日2001年5月29日發明者羅伯特·E·加非爾德,威廉姆·L·馬耐爾,L馬耐爾,羅伯特E加非爾德申請人:生殖健康技術公司