專利名稱：用于監(jiān)測(cè)母體子宮收縮活動(dòng)和控制分娩進(jìn)程的裝置的制作方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本實(shí)用新型涉及醫(yī)學(xué)及獸醫(yī)的檢測(cè)裝置及方法，特別是一種監(jiān)測(cè)孕婦子宮收縮活動(dòng)并控制分娩過(guò)程的裝置。
背景技術(shù)：
監(jiān)視孕婦分娩進(jìn)程的一種眾所周知的方法是由執(zhí)業(yè)醫(yī)生用手摸腹部來(lái)估計(jì)宮縮的強(qiáng)度和子宮向下縮降的程度，真正分娩開始后的“正?！睂m縮是從宮底開始向?qū)m頸推進(jìn)。產(chǎn)婦自己對(duì)其分娩進(jìn)程的感覺(jué)同樣是很重要的。此外，宮頸擴(kuò)張的程度是通過(guò)產(chǎn)道內(nèi)窺檢查來(lái)估計(jì)的。然而，這種監(jiān)視分娩進(jìn)程的手工方法的準(zhǔn)確程度與檢查者的醫(yī)術(shù)有直接關(guān)系。而且，這些常規(guī)方法是不連續(xù)的，使患者不舒服，任何體內(nèi)檢查方法還有造成感染的危險(xiǎn)。隨著醫(yī)療電子學(xué)的發(fā)展，檢測(cè)設(shè)備已經(jīng)在很大程度上代替了這些功能。儀器可以不知疲倦地連續(xù)自動(dòng)操作，并由此來(lái)協(xié)助執(zhí)業(yè)醫(yī)生。然而，普通儀器在使用中有幾個(gè)問(wèn)題。
例如，用于測(cè)量宮縮的現(xiàn)有技術(shù)不能提供有意義的具診斷價(jià)值的數(shù)據(jù)。據(jù)本實(shí)用新型人所知，常規(guī)的宮縮監(jiān)測(cè)器主要是通過(guò)宮縮監(jiān)測(cè)器本身的數(shù)據(jù)與胎兒心率聯(lián)系起來(lái)以檢測(cè)胎兒的危險(xiǎn)。常規(guī)的子宮收縮活動(dòng)監(jiān)測(cè)方法包括外監(jiān)護(hù)和內(nèi)監(jiān)護(hù)。
外監(jiān)護(hù)法是通過(guò)安裝在腹部的壓力傳感器獲取子宮收縮活動(dòng)的節(jié)律信號(hào)，監(jiān)測(cè)子宮收縮的壓力信號(hào)是相對(duì)的，受壓力傳感器捆綁的松緊程度、孕婦本身的身體個(gè)體差異、體位差異等影響。因此，這種外監(jiān)護(hù)法提供子宮活動(dòng)的信息很少。
內(nèi)監(jiān)護(hù)法是通過(guò)產(chǎn)道安放于子宮的壓力傳感器(導(dǎo)管)監(jiān)測(cè)子宮內(nèi)壓力信號(hào)。由于這種監(jiān)測(cè)器通常僅從子宮的一個(gè)位置上獲得數(shù)據(jù)，因此不能充分提供有關(guān)宮縮進(jìn)程的信息。其結(jié)果是常規(guī)監(jiān)測(cè)器不能提供有關(guān)宮肌本身狀態(tài)的數(shù)據(jù)。這種方法只能在宮頸口已經(jīng)張開并且羊膜破水的后采用。因此只能在產(chǎn)婦真正開始分娩后在醫(yī)院使用。由于傳感器必須穿過(guò)產(chǎn)道中的菌叢區(qū)，這種方法有造成感染的危險(xiǎn)。這些細(xì)菌可能被帶入子宮，從而可能感染母親和胎兒。
此外，由于羊膜不是完整的，并不存在一個(gè)閉合的容器，有關(guān)在一個(gè)閉合容器中所有各點(diǎn)的壓力與在該容器中一點(diǎn)所測(cè)得的壓力相同的Pascal氏定律不能適用。因此，宮內(nèi)導(dǎo)管在不同位置上會(huì)測(cè)出不同的壓力。因此，采用宮內(nèi)測(cè)量?jī)x測(cè)得的壓力頂多只能被認(rèn)為是半定量的數(shù)據(jù)。此外，在胎盤位于子宮頸口的位置，即所謂前置胎盤的情況下，這種方法完全不適用。
還有，到目前為止還沒(méi)有一種屬于“非侵入”性質(zhì)的連續(xù)測(cè)量宮頸擴(kuò)張程度的儀器檢測(cè)方法。也就是說(shuō)必須把某種設(shè)備放入產(chǎn)道內(nèi)測(cè)量，從而帶來(lái)上述的缺點(diǎn)。
認(rèn)識(shí)到上述的缺點(diǎn)，醫(yī)學(xué)研究人員研究了能提供更有價(jià)值的數(shù)據(jù)的方法。醫(yī)學(xué)文獻(xiàn)中記載了早期探索記錄子宮平滑肌電活動(dòng)的工作。
例如，L.V.Dill等在Amer.J.Obster.Gynecol，Vol.52，735(1946)上發(fā)表的“Electrical Potentials of the Human Uterus in Laber”一文中，發(fā)現(xiàn)在分娩進(jìn)程中子宮肌的收縮伴隨有低頻電勢(shì)和電壓的變化。
G.M.Steer等在Amer.J.Obster.Gynecol.，Vol.59，25(1950)上發(fā)表的(Electrical Activity of the Human Uterus in Labor”一文中描述了在腹壁上各點(diǎn)的電活動(dòng)的各種觀察報(bào)告。其中談到腹壁上三個(gè)常用點(diǎn)中一個(gè)點(diǎn)的電活動(dòng)與分娩的開始階段有關(guān)。隨著分娩的進(jìn)行，更多的點(diǎn)會(huì)出現(xiàn)活動(dòng)。這些作者還注意到，在正常分娩的開始階段，電活動(dòng)擴(kuò)散開來(lái)的證據(jù)。
1979年Wolf等對(duì)人體進(jìn)行了進(jìn)一步的試驗(yàn)。采用內(nèi)部電極來(lái)收集信號(hào)。在Acta Obstet.Gynecil.Scand.Suppl.90，(1979)中發(fā)表的“Electromyographic Obseriations on the Human Uterus during Labour”一文報(bào)告了這些試驗(yàn)的結(jié)果。
由于涉及到的風(fēng)險(xiǎn)以及合適的動(dòng)物模型(例如羊)的有效性問(wèn)題，至今還沒(méi)有在人體應(yīng)用過(guò)內(nèi)部電極。內(nèi)部電極仍在廣泛地應(yīng)用于羊，主要是測(cè)量電活動(dòng)的頻率和時(shí)間。
Nathanielsz在美國(guó)專利US4,967,761號(hào)中提出通過(guò)用內(nèi)部電極測(cè)量和分析子宮電活動(dòng)的頻率來(lái)區(qū)分假分娩和真分娩。
在美國(guó)專利US4,256,118號(hào)中，Nagel提出用外部電極測(cè)量子宮的電活動(dòng)和胎兒心率。Nagel提出，子宮電活動(dòng)的頻率范圍為150Hz到250Hz。然而我們看到，該頻率范圍通常與子宮內(nèi)部的測(cè)量值有關(guān)，而外部電極測(cè)得的頻率主要在0.05Hz到2500Hz的范圍內(nèi)。
在發(fā)表在Med & Bio Eng & Comput，22，585-91(1984)上的題為“ExternalRecording and Processing of Fast Electrical activity of the Uters inHuman Parturition”等文章中，J.Planes等描述了使用外部電極來(lái)監(jiān)測(cè)分娩期間子宮肌肉的電活動(dòng)。Planes等采用自動(dòng)回歸分析方法用六個(gè)參數(shù)來(lái)描述宮縮。Planes等估測(cè)了宮縮的傳播速率，但末獲得任何有關(guān)傳播方向、宮肌所受壓力或是宮頸擴(kuò)張程度的信息。而且，Planes等并沒(méi)有提出把這些信息作診斷用。
例如，宮肌上任一部位的異常壓力據(jù)知都會(huì)使子宮自上而下的電活動(dòng)出現(xiàn)明顯的變化。異常壓力可能是由于疤痕組織的存在引起的，例如是以前做過(guò)剖腹產(chǎn)的結(jié)果。因些，對(duì)擴(kuò)張速率變化的檢測(cè)和定性可以為執(zhí)業(yè)醫(yī)生提供極有價(jià)值的診斷依據(jù)。
針對(duì)上述問(wèn)題中國(guó)專利ZL93120192.6(公告號(hào)CN1088422A)公開了一種分娩進(jìn)程的診斷裝置及方法，其主要是用肌肉活動(dòng)中固有的電場(chǎng)進(jìn)行肌動(dòng)電流檢測(cè)，利用放置在腹部的多個(gè)電極測(cè)量腹部區(qū)域內(nèi)的電信號(hào)的量值和運(yùn)動(dòng)方向，借此判斷周期性和指示正常和異常的分娩狀態(tài)、實(shí)際分娩的開始以及宮頸擴(kuò)張的程度。很顯然該分娩進(jìn)程的診斷方法未能有效地掌握孕婦在圍產(chǎn)期(即臨盆狀態(tài))的子宮活動(dòng)情況及控制調(diào)節(jié)孕婦的分娩進(jìn)程的催產(chǎn)素用量，特別地該分娩進(jìn)程的診斷裝置及方法和美國(guó)專利US4256118中雖然都是采用外部誘導(dǎo)腹部電極法來(lái)得到腹部電信號(hào)，但其對(duì)腹部電信號(hào)的處理過(guò)程中都未對(duì)腹部電信號(hào)中的乘法性噪聲干擾予以處理，使得到的腹部電信號(hào)的乘法性噪聲不能得到有效抑制，因此，其檢測(cè)得到的子宮肌電強(qiáng)信號(hào)(IEMG)是嚴(yán)重失真的，影響最終得到的腹部肌電強(qiáng)度信號(hào)的有效性和可靠性，而且這兩者所分析的頻段都比較窄，如US4256118分析的頻段為150～250Hz，ZL93120192.6分析的頻段為0.01Hz～200Hz，對(duì)于高頻段的腹部電信號(hào)未予考慮，其所檢測(cè)到的EMG和IEMG信號(hào)都只包含局部信息而無(wú)法反映子宮收縮活動(dòng)的全部信息，使分析的結(jié)果的可靠性和精準(zhǔn)性都比較低，給后續(xù)的分析判斷帶來(lái)不利，而且這兩者也未能通過(guò)最終的分析結(jié)果去反饋控制分娩進(jìn)程，只是對(duì)分娩進(jìn)程進(jìn)行一般的監(jiān)測(cè)。

發(fā)明內(nèi)容
本實(shí)用新型的目的是提供一種采用腹部電極誘導(dǎo)法無(wú)創(chuàng)傷地并方便有效地提取孕婦子宮及腹部肌電強(qiáng)度信號(hào)來(lái)有效、可靠、精準(zhǔn)地監(jiān)測(cè)子宮活動(dòng)，進(jìn)而可靠地控制催產(chǎn)素的劑量，借以達(dá)到控制分娩進(jìn)程的用于監(jiān)測(cè)母體子宮收縮活動(dòng)的控制分娩進(jìn)程的裝置。
本實(shí)用新型的技術(shù)方案是這樣實(shí)現(xiàn)的一種用于監(jiān)測(cè)母體子宮收縮活動(dòng)和控制分娩進(jìn)程的裝置，包括放置在孕婦腹部用于提取孕婦腹部電信號(hào)的傳感器；用于對(duì)提取的腹部電信號(hào)進(jìn)行信號(hào)處理的信號(hào)處理裝置；設(shè)置于信號(hào)處理裝置中的通過(guò)識(shí)別QRS波群后將母親心電(MECG)的R波幅值始終限制在固定電平的用于校正所提取的腹部電信號(hào)以抑制乘法性噪聲的自動(dòng)增益控制(AGC)裝置；
用于將經(jīng)過(guò)信號(hào)處理和校正處理后得到的肌電信號(hào)進(jìn)行包絡(luò)檢波的檢波裝置；用于輸液給孕婦的電子輸液泵，且電子輸液泵受控于經(jīng)過(guò)上述包絡(luò)檢波后得到的肌電強(qiáng)度信號(hào)(IEMG)；其中傳感器提取的腹部電信號(hào)輸入到信號(hào)處理裝置中由信號(hào)處理裝置及裝置于其中的自動(dòng)增益控制(AGC)裝置進(jìn)行處理，處理后的信號(hào)輸入到檢波裝置中進(jìn)行包絡(luò)檢波得到肌電強(qiáng)度信號(hào)(IEMG)，肌電強(qiáng)度信號(hào)(IEMG)控制電子輸液泵。
本實(shí)用新型在總結(jié)前人成果的基礎(chǔ)上，采用腹部電極誘導(dǎo)法無(wú)創(chuàng)傷地直接通過(guò)孕婦腹部電極提取電信號(hào)并分析了提取的全部腹部原信號(hào)，證實(shí)了來(lái)自母體運(yùn)動(dòng)的乘法性干擾對(duì)最后結(jié)果有嚴(yán)重影響，以現(xiàn)代信號(hào)處理技術(shù)消除各種噪聲，包括消除母親心電圖、胎兒心電圖、電磁干擾等噪聲，特別是設(shè)計(jì)了自動(dòng)增益控制(AGC)模塊來(lái)抑制乘法性噪聲，以母親心電(MECG)的R峰為基準(zhǔn)校正肌電信號(hào)使母親心電(MECG)的R波幅值始終鉗制在一個(gè)固定電平上以有效、可靠地抑制乘法性噪聲，既保證了最后得到的分析結(jié)果的準(zhǔn)確性和可靠性、避免了信號(hào)失真所造成的誤判斷現(xiàn)象，又使得在分析腹部電信號(hào)時(shí)可取盡量寬的頻帶范圍的信號(hào)來(lái)進(jìn)行精確全面的分析，進(jìn)一步確保了分析結(jié)果的精準(zhǔn)性和全面性，并以數(shù)字信號(hào)處理機(jī)為核心，以動(dòng)態(tài)加權(quán)平均法提取MECG信號(hào)模板，消除MECG干擾，提取出真實(shí)可靠、失真小的子宮肌電及其強(qiáng)度信號(hào)，完善了以數(shù)字信號(hào)處理機(jī)為處理器的自適應(yīng)胎兒心電監(jiān)護(hù)儀，同時(shí)監(jiān)護(hù)FHR曲線和子宮肌電強(qiáng)度信號(hào)曲線(IEMG)，從而省去了腹部外壓力傳感器，使臨床操作無(wú)創(chuàng)傷、方便、有效，并能提供更多的子宮活動(dòng)信息。
以下結(jié)合附圖詳細(xì)描述本實(shí)用新型的基本結(jié)構(gòu)與工作原理
圖1是本實(shí)用新型的系統(tǒng)組成方框圖；
圖2是本實(shí)用新型的電極放置位置示意圖；圖3是本實(shí)用新型信號(hào)處理的第一實(shí)施方案的流程示意圖；圖4是本實(shí)用新型信號(hào)處理的第二實(shí)施方案的流程示意圖；圖5是本實(shí)用新型信號(hào)處理的第一實(shí)施方案的AGC處理流程圖；圖6是本實(shí)用新型信號(hào)處理的第二實(shí)施方案的AGC處理流程圖；圖7是本實(shí)用新型腹部電信號(hào)的組成示意圖；圖8是本實(shí)用新型處理腹部電信號(hào)的變化及對(duì)比示意圖。
具體實(shí)施方式
如圖1～圖8所示，本實(shí)用新型所述的一種用于分娩期間監(jiān)測(cè)母體子宮收縮活動(dòng)和控制分娩進(jìn)程的裝置，包括1、放置在孕婦腹部用于提取孕婦腹部電信號(hào)的電極或其它生理傳感器；其主要是通過(guò)放置在孕婦腹部的電極或其它生理傳感器提取包含有母親心電(MECG)、胎兒心電(FECG)、肌電(EMG)以及電磁干擾和乘法性噪聲的腹部電信號(hào)；腹部電信號(hào)的組成如圖7所示，為此可對(duì)腹部電信號(hào)建立以下模型a(t)＝d(t)[m(t)+f(t)+n(t)]+x(t)式中a(t)——腹部電信號(hào)；d(t)——乘法性干擾；m(t)——母親心電信號(hào)；f(t)——胎兒心電信號(hào)；n(t)——加法性信號(hào)或噪聲，比如肌電信號(hào)；x(t)——工頻干擾等加法性噪聲其中d(t)是由于真實(shí)的腹部電信號(hào)在向外傳導(dǎo)過(guò)程中，所經(jīng)過(guò)的路徑發(fā)生了變化而產(chǎn)生的。這種路徑的變化主要是由于母體的呼吸運(yùn)動(dòng)、母體的體位變化和母體腹部肌肉收縮等原因造成的。根據(jù)信號(hào)與系統(tǒng)的理論，這就意味著母體腹部的系統(tǒng)傳遞函數(shù)是時(shí)變的。因此，在信號(hào)處理時(shí)要采用適當(dāng)?shù)姆椒▽?duì)信號(hào)作一定的補(bǔ)償來(lái)減弱干擾。本實(shí)用新型采用了電路中的自動(dòng)增益控制(AGC)的機(jī)制進(jìn)行補(bǔ)償。
對(duì)于母親心電m(t)，消除的處理方法很多，但本實(shí)用新型只涉及單道信號(hào)處理方法，最典型的是匹配濾波法。
對(duì)于胎兒心電f(t)，其本身比較微弱，大約是m(t)的1/5-1/10，在合理放置電極的前提下可以忽略不計(jì)。
在本實(shí)用新型中，腹部肌電(含子宮肌電)n(t)不是噪聲，而正是要提取的信號(hào)。在分娩過(guò)程中，孕產(chǎn)婦使用腹部肌肉收縮力與子宮本身收縮力的合力將胎兒擠出子宮。在本實(shí)用新型中n(t)就是本實(shí)用新型所要分析的肌電信號(hào)EMG。
另外，在進(jìn)行信號(hào)采集時(shí)，還會(huì)受到工頻干擾X(t)。這種干擾是日常使用的交流電通過(guò)電磁感應(yīng)耦合到導(dǎo)聯(lián)上產(chǎn)生的，它是一種加法性噪聲。
由于環(huán)境溫度的變化導(dǎo)致元器件特性的改變、電極在皮膚表面的細(xì)微滑動(dòng)(運(yùn)動(dòng)偽跡)等所造成的基線漂移也是一種干擾，會(huì)給后面的處理造成不良影響，也必須去除。
為了抑制這些不同特性的噪聲，就需要采用相應(yīng)不同的信號(hào)處理方法。下面相關(guān)的步驟將對(duì)本實(shí)用新型的信號(hào)處理進(jìn)行詳細(xì)描述。
2、用于對(duì)提取的腹部電信號(hào)進(jìn)行信號(hào)處理的信號(hào)處理裝置；上述信號(hào)處理裝置包括依序連接的與傳感器連接的用于放大提取的腹部電信號(hào)、抑制工頻干擾等共模信號(hào)的差動(dòng)式前置放大電路；用于抑制50Hz工頻干擾的50Hz雙T陷波電路；用于濾除0.8Hz以下低頻信號(hào)的0.8Hz高通濾波電路；用于濾除2.5KHz以上高頻信號(hào)的2.5KHz低通濾波電路；用于對(duì)提取的腹部電信號(hào)進(jìn)行進(jìn)一步放大的主信號(hào)放大電路；
用于將提取的腹部電信號(hào)進(jìn)行進(jìn)一步放大以使腹部電信號(hào)能達(dá)到可以進(jìn)行模數(shù)轉(zhuǎn)換的末級(jí)放大電路；用于將經(jīng)過(guò)末級(jí)放大的腹部電信號(hào)進(jìn)行模數(shù)轉(zhuǎn)換以得到數(shù)字腹部電信號(hào)的模數(shù)轉(zhuǎn)換電路；用于將經(jīng)過(guò)模數(shù)轉(zhuǎn)換后的數(shù)字腹部電信號(hào)的工頻干擾濾除的數(shù)字工頻陷波裝置；用于抑制皮膚與電極之間電勢(shì)變化和運(yùn)動(dòng)偽跡以及電子元件溫漂產(chǎn)生的低頻干擾的抑制基線漂移裝置；用于識(shí)別MECG的QRS波群的MECG識(shí)別裝置；用于利用匹配濾波法濾除MECG而得到肌電信號(hào)EMG的匹配濾波裝置。其中信號(hào)處理包括以下步驟21)、根據(jù)母體心電投影關(guān)系將正、負(fù)電極及參考電極放置在孕婦腹部的適當(dāng)位置，以盡量增大母體心電信號(hào)，抑制胎兒心電信號(hào)的干擾；如圖2所示，該步驟中將正、負(fù)電極及參考電極放置在孕婦腹部適當(dāng)位置是將正電極放置在孕婦子宮宮底，將負(fù)電極放置在孕婦的恥骨連接處，參考電極放在大腿內(nèi)側(cè)或右腿上。
22)、將提取的腹部電信號(hào)送至前置差動(dòng)放大電路和50Hz雙T陷波電路抑制50Hz工頻干擾等共模信號(hào)；再23)、將腹部電信號(hào)送至主放大器和0.8Hz高通濾波電路及2.5KHz低通濾波電路進(jìn)行信號(hào)放大和高通濾波和低通濾波處理，得到0.8Hz～2.5KHz區(qū)間段的腹部電信號(hào)；再24)、將該腹部電信號(hào)送到末級(jí)放大進(jìn)行進(jìn)一步的信號(hào)放大，使腹部電信號(hào)能夠進(jìn)行模數(shù)轉(zhuǎn)換(A/D)；25)、將經(jīng)過(guò)末級(jí)放大的腹部電信號(hào)送至模數(shù)轉(zhuǎn)換電路進(jìn)行模數(shù)轉(zhuǎn)換得到數(shù)字腹部電信號(hào)；
26)、將數(shù)字腹部電信號(hào)通過(guò)USB接口送至微型計(jì)算機(jī)系統(tǒng)依據(jù)預(yù)設(shè)的軟件模塊進(jìn)行如下處理261)、首先對(duì)數(shù)字腹部電信號(hào)進(jìn)行數(shù)字工頻陷波和抑制基線漂移的預(yù)處理；262)、將經(jīng)過(guò)預(yù)處理的數(shù)字腹部電信號(hào)進(jìn)行母親心電(MECG)識(shí)別以識(shí)別MECG的QRS波群；263)、將經(jīng)過(guò)MECG識(shí)別后的數(shù)字腹部電信號(hào)利用匹配濾波法有效濾除MECG信號(hào)并得到肌電信號(hào)(EMG)。本步驟所述的匹配濾波法也稱匹配濾波，其主要原理與過(guò)程是將經(jīng)過(guò)AGC處理后的腹部信號(hào)進(jìn)行匹配濾波去除MECG的QRS波群。就本實(shí)用新型而言，匹配濾波的基本思想是將檢測(cè)到的多個(gè)QRS波群進(jìn)行加權(quán)平均，并與腹部信號(hào)中某個(gè)MECG的QRS波群精確的對(duì)齊相減。如圖3及圖4所示，匹配濾波模塊分為動(dòng)態(tài)模板計(jì)算和波形對(duì)消兩個(gè)部分。由于經(jīng)過(guò)MECG識(shí)別模塊的處理，得到了MECG QRS波群的精確位置，因此，可以從經(jīng)AGC處理后的腹部信號(hào)中提取MEC的QRS波群，并送往動(dòng)態(tài)模板計(jì)算模塊計(jì)算匹配濾波所需的模板。
為了有效的濾除MECG的QRS波群，本實(shí)用新型采用動(dòng)態(tài)加權(quán)平均的方法計(jì)算模板。嚴(yán)格地說(shuō)，心電信號(hào)是非平穩(wěn)隨機(jī)信號(hào)，各個(gè)MECG的QRS波群權(quán)重的分配直接影響匹配濾波的效果，因此顯得尤為重要。本實(shí)用新型采用的權(quán)重是呈現(xiàn)指數(shù)分布的。各個(gè)MECG QRS波群的權(quán)按時(shí)間先后依次取…λN、λN-1、λN-2…λ2、λ、1，也就是將最新的MECG心拍的權(quán)重設(shè)為最高1，這樣處理突出了不同時(shí)刻起主要作用的數(shù)據(jù)段的影響，因此非常適用于非平穩(wěn)隨機(jī)信號(hào)的實(shí)時(shí)處理。生成匹配模板的公式是這樣的Td=1wΣi=0N-1TiWi]]>其中 Td匹配模板Ti第i個(gè)MECG QRS波群的數(shù)據(jù)
Wi第i個(gè)MECG QRS波群的權(quán)w=Σi=0N-1Wi]]>確切的說(shuō)，Td和Ti都是向量，Wi＝λi，0＜λ＜1寫成矩陣的形式Td=1wWT]]>T是所有參與計(jì)算匹配模板的MECG的QRS波群數(shù)據(jù)，它們構(gòu)成N行M列矩陣；N是參與計(jì)算匹配模板的QRS波群的數(shù)目；M是每一個(gè)QRS波群的長(zhǎng)度；W是1行N列權(quán)系數(shù)矩陣[w0w1…wN-1]。
這樣，用腹部電信號(hào)減去模板，就得到消除MECG的QRS波群的肌電信號(hào)，處理的效果如圖8所示。
3、用于校正所提取的腹部電信號(hào)以抑制乘法性噪聲的自動(dòng)增益控制(AGC)裝置；上述自動(dòng)增益控制(AGC)裝置可以為裝置在抑制基線漂移裝置與MECG識(shí)別裝置之間的利用AGC校正處理公式G(X)=Y=rn-rn+1mrn+1X+1]]>進(jìn)行處理的AGC模塊，其中該公式中G(X)和Y表示第X時(shí)刻的增益補(bǔ)償函數(shù)值；rn表示第n時(shí)刻測(cè)得MECG的一個(gè)R波幅值；rn+1表示第(n+m)時(shí)刻測(cè)得MECG的下一個(gè)R波幅值。
此時(shí)用自動(dòng)增益控制技術(shù)(AGC)校正所提取的腹部電信號(hào)是在微型計(jì)算機(jī)中進(jìn)行，其是將經(jīng)過(guò)上述步驟261預(yù)處理的數(shù)字腹部電信號(hào)送至微型計(jì)算機(jī)機(jī)系統(tǒng)依據(jù)預(yù)設(shè)的AGC校正模決進(jìn)行增益補(bǔ)償，其中AGC校正處理的公式為G(X)=Y=rn-rn+1mrn+1X+1]]>其中G(X)和Y表示第X時(shí)刻的增益補(bǔ)償函數(shù)值；rn表示第n時(shí)刻測(cè)得MECG的一個(gè)R波幅值；rn+1表示第(n+m)時(shí)刻測(cè)得MECG的下一個(gè)R波幅值。
其流程如附圖5所示。校正處理子模塊的基本思路是根據(jù)MECG相鄰兩個(gè)R波的差異，以前一個(gè)R波為基準(zhǔn)，對(duì)這兩個(gè)R波之間的數(shù)據(jù)進(jìn)行增益的補(bǔ)償。假設(shè)在某一時(shí)刻n測(cè)得MECG的一個(gè)R波，記為Rn，幅值為rn；在n+m時(shí)刻測(cè)得MECG的下一個(gè)R波，記為Rn+1，幅值為rn+1；m為MECG的R-R間隔。之所以Rn+1與Rn存在差異，是因?yàn)镽n+1的傳導(dǎo)受到其路徑變化的影響，也就是母體心電的系統(tǒng)傳遞函數(shù)發(fā)生變化，這是一種乘法性噪聲。要抵消乘法性噪聲，就必須對(duì)信號(hào)進(jìn)行增益補(bǔ)償，這就是AGC的作用。但是，MECG傳遞函數(shù)的變化受到母體的呼吸、腹部運(yùn)動(dòng)等諸多因素的影響，情況比較復(fù)雜，很難得到其數(shù)學(xué)模型。本實(shí)用新型采用一種簡(jiǎn)單辦法，但補(bǔ)償還需要一個(gè)基準(zhǔn)。在腹部提取的電信號(hào)中，以MECG的R波最易識(shí)別，自然就成為補(bǔ)償?shù)幕鶞?zhǔn)。
不妨以識(shí)別到的第n個(gè)MECG R波的幅值為基準(zhǔn)，以后各R波都參照這個(gè)幅值進(jìn)行補(bǔ)償。以n時(shí)刻為原點(diǎn)，時(shí)間t為X軸，增益補(bǔ)償函數(shù)G(x)為Y軸，建立坐標(biāo)系。很顯然在坐標(biāo)系中兩個(gè)R波峰的補(bǔ)償增益分別是(0，1)和(m，rn/rn+1)，將其分別投影到建立的坐標(biāo)系中并連接兩點(diǎn)，得到增益補(bǔ)償曲線。此時(shí)過(guò)(x0，y0)和(x1，y1)的兩點(diǎn)式直線方程為y-y0y1-y0=X-X0X1-X0]]>將(0，1)和(m，rn/rn+1)分別代入(x0，y0)和(x1，y1)，得y-1rnrn+1-1=X-0m-0]]>化簡(jiǎn)后得到G(X)=y=rn-rn+1mrn+1X+1]]>該式就是AGC校正處理公式。
很顯然在本處理方法中也可以采用其它機(jī)構(gòu)的可使MECG的R波幅值始終限制在固定電平的計(jì)算公式，因此任何采用這類補(bǔ)償?shù)姆绞骄鶎儆诒緦＠谋Ｗo(hù)范圍。
上述自動(dòng)增益控制(AGC)裝置也可以為裝置在主信號(hào)放大電路與2.5KHz低通濾波電路之間的AGC電路，該AGC電路包括主控放大電路、精密雙限比較電路、反饋控制信號(hào)源，其中主控放大器的輸入端接腹部電信號(hào)，其輸出端通過(guò)一個(gè)45Hz低通濾電路其后一路作為MECG信號(hào)輸出，一路作為控制信號(hào)U0送至精密雙限比較電路進(jìn)行判斷比較，精密雙限比較電路根據(jù)控制信號(hào)U0的絕對(duì)值大小，輸出一個(gè)開關(guān)電平U1給控制信號(hào)源，控制信號(hào)源根據(jù)開關(guān)電平U1的大小輸出一個(gè)反饋控制信號(hào)給受控放大電路以調(diào)節(jié)受控放大電路的增益大小，使MECG輸出信號(hào)的R波峰值始終鉗制在一個(gè)固定電平上。
此時(shí)用自動(dòng)增益控制技術(shù)(AGC)校正的提取的腹部電信號(hào)也是在外圍的電路硬件中實(shí)現(xiàn)，其主要是將經(jīng)過(guò)上述步驟23處理后的腹部電信號(hào)送至由受控放大器和控制信號(hào)源組成的AGC電路模塊以MECG的R波幅值為基準(zhǔn)，始終將MECG的R波幅值鉗制在恒定電平上，其包括以下步驟31)、腹部電信號(hào)以受控放大器的輸入端進(jìn)入由受控放大器進(jìn)行控制和放大處理；32)、經(jīng)過(guò)控制放大處理后的信號(hào)通過(guò)一個(gè)45Hz低通濾波器后其一路作為MECG輸出信號(hào)，另一路送至精密雙限比較器進(jìn)行比較判斷用以判斷MECG的R波峰值是否超出了規(guī)定電平，如果R波峰值超出了規(guī)定電平則轉(zhuǎn)到步驟34，否則33)、精密雙限比較器輸出低電平，則放大器IC1同時(shí)輸出低電平U1，工作在非線性區(qū)域內(nèi)作為開關(guān)使用的場(chǎng)效應(yīng)管T導(dǎo)通，接通R4，電容C2放電突然加速，放大器IC2輸出低電平U5，調(diào)節(jié)受控放大器的增益迅速增大，將MECG輸出信號(hào)鉗制在規(guī)定電平；
34)、精密雙限比較器輸出高電平U1，放大器IC1同時(shí)輸出高電平U2，場(chǎng)效應(yīng)營(yíng)T截止，斷開R4，電平U1通過(guò)電容C3微分，并通過(guò)D2取正向脈沖電平U4給電容C2充電，當(dāng)U1越高，則U4的脈沖波越密集，對(duì)C2充電也越快，IC2輸出電平U5也越高，受控放大器的增益也越小，又將MECG輸出信號(hào)鉗制在規(guī)定電平。其基本工作原理是AGC電路以MECG的R波為校正基準(zhǔn)，始終將其鉗制在恒定電平上，AGC可近似校正系統(tǒng)函數(shù)，即校正了肌電信號(hào)，消除運(yùn)動(dòng)造成的干擾。AGC電路的核心是受控放大器，其增益由控制電平調(diào)節(jié)。其原理是使用了非線性元件二極管，使其工作于非線性區(qū)，用控制電平控制其阻值，即可調(diào)節(jié)整個(gè)放大器的增益。控制信號(hào)源輸出的控制電平根據(jù)受控放大器的輸出信號(hào)中MECG的R波峰值自動(dòng)作相應(yīng)變化。如圖6所示，精密雙限比較器用來(lái)檢測(cè)R波幅值。若信號(hào)幅度的絕對(duì)值超出了規(guī)定電平U0，則比較器輸出高電平，反之，若其絕對(duì)幅度在規(guī)定范圍U0內(nèi)，比較器輸出低電平。其中電平U0即為MECG信號(hào)的鉗制電平，由比較器中的參數(shù)確定。放大器A1構(gòu)成的比較器，其輸出電平U2控制P溝道結(jié)型場(chǎng)效應(yīng)管T是否導(dǎo)通。場(chǎng)效應(yīng)管T作為開關(guān)使用，接通或斷開電阻R4，從而急劇改變電解電容C2的充放電時(shí)間常數(shù)。一旦AGC的輸出信號(hào)幅度過(guò)小，U1變?yōu)榈碗娖?，U2也隨之變低，場(chǎng)效應(yīng)管T導(dǎo)通，接通R4，使電容C2放電突然加速，A2輸出電平U5迅速降低，控制電平TP4減小，調(diào)節(jié)受控放大器的增益迅速增大，結(jié)果將其輸出信號(hào)鉗制在規(guī)定電平。然而，考慮到只希望鉗制R波的峰值，在R-R間隔期間，輸出信號(hào)肯定遠(yuǎn)小于規(guī)定電平U0，這時(shí)，A.G.C.增益不能變化或變化很小，因此在A1比較器電路中加入由R1和C1組成的RC電路(時(shí)間常數(shù)為16個(gè)心電周期)，以鉗制A2輸出電平U2。只有當(dāng)幾個(gè)R波峰連續(xù)小于電平U0時(shí)，C1放大達(dá)到一定程度，使二極管D1導(dǎo)通，電平U2隨U1翻轉(zhuǎn)成低電平，導(dǎo)通場(chǎng)效應(yīng)管，使控制電平TP4下降，AGC增益迅速上升。
電平U1通過(guò)電容C3微分，又通過(guò)D2取正向脈沖電平U4，給電容C2充電。精密雙限比較器的輸入信號(hào)幅度越大，則U4的脈沖波越密集，對(duì)C2充電也越快，A2輸出電平U5越高，TP4越高，受控放大器增益就越小，結(jié)果又將輸出信號(hào)鉗制在規(guī)定電平。當(dāng)然這種AGC模塊也可以是其他類似的可將MECG的R波峰值鉗制在規(guī)定電平上的電路裝置，因此任何其它類似的AGC電路補(bǔ)償裝置均屬于本專利的保護(hù)范圍。
4、用于將經(jīng)過(guò)信號(hào)處理和校正處理后得到的肌電信號(hào)進(jìn)行包絡(luò)檢波的檢波裝置；從而通過(guò)檢波裝置將肌電信號(hào)(EMG)進(jìn)行包括檢波得到低頻的肌電強(qiáng)度信號(hào)(IEMG)。
5、用于輸液給孕婦的電子輸液泵，且電子輸液泵受控于經(jīng)過(guò)上述包絡(luò)檢波后得到的肌電強(qiáng)度信號(hào)(IEMG)。本部分裝置主要是用肌電強(qiáng)度信號(hào)反饋控制輸液給孕婦的電子輸液泵，以調(diào)節(jié)催產(chǎn)素的藥物用量，控制孕婦的子宮收縮節(jié)律與強(qiáng)度，并將肌電強(qiáng)度信號(hào)IEMG進(jìn)行顯示、監(jiān)測(cè)和報(bào)警處理。其中本步驟中用IEMG反饋控制孕婦的子宮收縮節(jié)律與強(qiáng)度，可根據(jù)IEMG信號(hào)的幅值，經(jīng)過(guò)一個(gè)經(jīng)驗(yàn)公式y(tǒng)＝b-ax其中b表示催產(chǎn)素等藥物的基本劑量，這個(gè)值要根據(jù)不同個(gè)體具體選擇；a是系數(shù)，它的單位是毫升/(分鐘×伏)；x表示IEMG信號(hào)，其單位是伏。通過(guò)上式可以求出產(chǎn)婦所需藥物劑量，然后經(jīng)過(guò)RS-232接口發(fā)送命令給輸液泵，控制催產(chǎn)素的劑量，達(dá)到控制孕婦的子宮收縮節(jié)律與強(qiáng)度的目的。
很顯然在本控制方法中也可以采用其它機(jī)構(gòu)的可通過(guò)IEMG指標(biāo)控制電子輸液泵調(diào)節(jié)催產(chǎn)素等藥物的輸液速度、控制分娩進(jìn)程的計(jì)算公式和數(shù)據(jù)傳送方式，因此任何采用這類控制方式的均屬于本專利的保護(hù)范圍。
權(quán)利要求1.一種用于監(jiān)測(cè)母體子宮收縮活動(dòng)和控制分娩進(jìn)程的裝置，其特征在于包括放置在孕婦腹部用于提取孕婦腹部電信號(hào)的傳感器；用于對(duì)提取的腹部電信號(hào)進(jìn)行信號(hào)處理的信號(hào)處理裝置；設(shè)置于信號(hào)處理裝置中的通過(guò)識(shí)別QRS波群后將母親心電(MECG)的R波幅值始終限制在固定電平的用于校正所提取的腹部電信號(hào)以抑制乘法性噪聲的自動(dòng)增益控制(AGC)裝置；用于將經(jīng)過(guò)信號(hào)處理和校正處理后得到的肌電信號(hào)進(jìn)行包絡(luò)檢波的檢波裝置；用于輸液給孕婦的電子輸液泵，且電子輸液泵受控于經(jīng)過(guò)上述包絡(luò)檢波后得到的肌電強(qiáng)度信號(hào)(IEMG)；其中傳感器提取的腹部電信號(hào)輸入到信號(hào)處理裝置中由信號(hào)處理裝置及裝置于其中的自動(dòng)增益控制(AGC)裝置進(jìn)行處理，處理后的信號(hào)輸入到檢波裝置中進(jìn)行包絡(luò)檢波得到肌電強(qiáng)度信號(hào)(IEMG)，肌電強(qiáng)度信號(hào)(IEMG)控制電子輸液泵。
2.根據(jù)權(quán)利要求1所述的用于監(jiān)測(cè)母體子宮收縮活動(dòng)和控制分娩進(jìn)程的裝置，其特征在于上述信號(hào)處理裝置包括依序連接的與傳感器連接的用于放大提取的腹部電信號(hào)、抑制工頻干擾等共模信號(hào)的差動(dòng)式前置放大電路；用于抑制50Hz工頻干擾的50Hz雙T陷波電路；用于濾除0.8Hz以下低頻信號(hào)的0.8Hz高通濾波電路；用于濾除2.5KHz以上高頻信號(hào)的2.5KHz低通濾波電路；用于對(duì)提取的腹部電信號(hào)進(jìn)行進(jìn)一步放大的主信號(hào)放大電路；用于將提取的腹部電信號(hào)進(jìn)行進(jìn)一步放大以使腹部電信號(hào)能達(dá)到可以進(jìn)行模數(shù)轉(zhuǎn)換的末級(jí)放大電路；用于將經(jīng)過(guò)末級(jí)放大的腹部電信號(hào)進(jìn)行模數(shù)轉(zhuǎn)換以得到數(shù)字腹部電信號(hào)的模數(shù)轉(zhuǎn)換電路；用于將經(jīng)過(guò)模數(shù)轉(zhuǎn)換后的數(shù)字腹部電信號(hào)的工頻干擾濾除的數(shù)字工頻陷波裝置；用于抑制皮膚與電極之間電勢(shì)變化和運(yùn)動(dòng)偽跡以及電子元件溫漂產(chǎn)生的低頻干擾的抑制基線漂移裝置；用于識(shí)別MECG的QRS波群的MECG識(shí)別裝置；用于利用匹配濾波法濾除MECG而得到肌電信號(hào)EMG的匹配濾波裝置。
3.根據(jù)權(quán)利要求1或2所述的用于監(jiān)測(cè)母體子宮活去和控制分娩進(jìn)程的裝置，其特征在于上述自動(dòng)增益控制(AGC)裝置為裝置在抑制基線漂移裝置與MECG識(shí)別裝置之間的利用AGC校正處理公式G(X)=Y=rn-rn+1mrn+1X+1]]>進(jìn)行處理的AGC模塊，其中該公式中G(X)和Y表示第X時(shí)刻的增益補(bǔ)償函數(shù)值；rn表示第n時(shí)刻測(cè)得MECG的一個(gè)R波幅值；rn+1表示第(n+m)時(shí)刻測(cè)得MECG的下一個(gè)R波幅值。
4.根據(jù)權(quán)利要求1或2所述的用于監(jiān)測(cè)母體子宮活去和控制分娩進(jìn)程的裝置，其特征在于上述自動(dòng)增益控制(AGC)裝置為裝置在主信號(hào)放大電路與2.5KHz低通濾波電路之間的AGC電路，該AGC電路包括主控放大電路、精密雙限比較電路、反饋控制信號(hào)源，其中主控放大器的輸入端接腹部電信號(hào)，其輸出端通過(guò)一個(gè)45Hz低通濾電路后其后一路作為MECG信號(hào)輸出，一路作為控制信號(hào)U0送至精密雙限比較電路進(jìn)行判斷比較，精密雙限比較電路根據(jù)控制信號(hào)U0的絕對(duì)值大小，輸出一個(gè)開關(guān)電平U1給控制信號(hào)源，控制信號(hào)源根據(jù)開關(guān)電平U1的大小輸出一個(gè)反饋控制信號(hào)給受控放大電路以調(diào)節(jié)受控放大電路的增益大小，使MECG輸出信號(hào)的R波峰值始終鉗制在一個(gè)固定電平上。
專利摘要本實(shí)用新型涉及一種用于監(jiān)測(cè)子宮收縮活動(dòng)和控制分娩進(jìn)程的裝置，其特征在于傳感器提取的腹部電信號(hào)輸入到信號(hào)處理裝置中由信號(hào)處理裝置及裝置于其中的自動(dòng)增益控制(AGC)裝置進(jìn)行處理，處理后的信號(hào)輸入到檢波裝置中進(jìn)行包絡(luò)檢波得到肌電強(qiáng)度信號(hào)(IEMG)，肌電強(qiáng)度信號(hào)(IEMG)控制電子輸液泵。通過(guò)設(shè)計(jì)了自動(dòng)增益控制(AGC)模塊來(lái)抑制乘法性噪聲，以母親心電(MECG)的R峰為基準(zhǔn)校正肌電信號(hào)，并以數(shù)字信號(hào)處理機(jī)為核心，以動(dòng)態(tài)加權(quán)平均法提取MECG信號(hào)模板，消除MECG干擾，提取出真實(shí)可靠、失真小的子宮肌電及其強(qiáng)度信號(hào)，使臨床操作無(wú)創(chuàng)傷、方便、有效，并能提供更多的子宮活動(dòng)信息。
文檔編號(hào)A61D17/00GK2703499SQ03223449
公開日2005年6月8日 申請(qǐng)日期2003年1月29日 優(yōu)先權(quán)日2003年1月29日
發(fā)明者陸堯勝, 梁毓厚 申請(qǐng)人:廣州三瑞醫(yī)療器械有限公司, 陸堯勝