電気的筋肉活動の監視
局所化グループの電極（７、８、１０から１２）を患者の皮膚の上に適用してその信号を監視することを含む、（子宮活動などの）筋肉の電気的活動を非侵襲的に監視するための方法。電極（７、８、１０から１２）は、その筋肉信号寄与がソースの非定常性にかかわらず単一のソースをシミュレートするように十分に局所化される。信号は増幅、フィルタリングおよびディジタル化される。次いでこれらは独立成分分析（ＩＣＡ）によってディジタル的にフィルタリングおよび処理されて、他のソースから筋肉活動ソースを分離する。この方法を使用して、追加電極（１から６、９）および関連回路（３２から３９）を用いて、母体の子宮活動と、胎児の活動と、母体および胎児の心臓活動とを同時に監視してもよい。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、電気的筋肉活動を非侵襲的に監視するための方法および装置に関する。とりわけ、妊娠および陣痛時の子宮収縮の監視に関する（しかしこれに限定されない）。
【背景技術】
【０００２】
子宮筋層活動は妊娠および陣痛を通して変化する。子宮筋層−子宮の筋肉領域−は決して完全には緩和せず、妊娠初期から一定間隔で収縮する。これらの収縮は痛みがなく、ブラクストン・ヒックス（Ｂｒａｘｔｏｎ Ｈｉｃｋｓ）収縮として知られている。妊娠の第２期の終わりまでには、子宮活動は、ほぼ毎分小さな局所的収縮に制限されており、３０分から６０分ごとに大きな収縮がある。これらの大きな収縮は、陣痛の開始まで第３期を通して頻度および強度が増す。陣痛の開始は、痛みを伴う収縮の頻度と、頸部の進行性開大に基づいた主観的判断である。早期陣痛は依然として新生児の死亡および疾病の主要原因である。Ｃｏｓｔｅｌｏｅ Ｋ、Ｇｉｂｓｏｎ ＡＴ、Ｍａｒｌｏｗ Ｎ、Ｗｉｌｋｉｎｓｏｎ ＡＲによる現在のＥＰＩ治療（ＥＰＩｃｕｒｅ）研究は、「瀕死の状態で生まれた新生児の退院に対する結果（Ｔｈｅ ｏｕｔｃｏｍｅ ｔｏ ｄｉｓｃｈａｒｇｅ ｆｒｏｍ ｈｏｓｐｉｔａｌ ｆｏｒ ｂａｂｉｅｓ ｂｏｒｎ ａｔ ｔｈｅ ｔｈｒｅｓｈｏｌｄ ｏｆ ｖｉａｂｉｌｉｔｙ）」に注目している。これは、イギリスで妊娠２３週から２５週で生まれた新生児の約５０％が、重大な長期にわたる障害を有するということを示唆している。正常な陣痛を通して、収縮の強度、頻度および期間は１０分毎に２回から４回の収縮に増え、初期の陣痛では２０秒から、陣痛の第１段階の終わりまでには４０秒から９０秒へと漸進的に長くなる。これは、Ｌｌｅｗｅｌｙｎ Ｊｏｎｅｓによって「産科学および婦人科学の基礎（Ｆｕｎｄａｍｅｎｔａｌｓ ｏｆ Ｏｂｓｔｅｔｒｉｃｓ ａｎｄ Ｇｙｎａｅｃｏｌｏｇｙ）」に説明されている。従って、早期陣痛の事前警告を与えるために、子宮活動を定期的に監視することは非常に望ましい。
【０００３】
子宮の収縮を監視するための既存の方法は主観的であり、原則として陣痛の開始を予測するためには収縮の頻度だけに頼っている。妊娠中、これは一般的に、とりわけ最初の妊娠においては正確さに欠ける症候性自己監視に頼っている。第３期には、分娩監視装置（ｔｏｃｏｄｙｎａｍｏｍｅｔｅｒ）を使用してもよく、これは、子宮が腹壁にかける圧力を監視する圧力トランスデューサである。これは腹部の周りに固定されて、収縮の頻度を示し、収縮の大きさを主観的に測定するものであり、トランスデューサが適用される圧力と場所の影響を受けやすい。
【０００４】
子宮内圧力モニタは、子宮圧を判断するための既知の正確なツールである。子宮腔に経頸管的に置かれたカテーテルによって子宮内および羊膜の液圧を検出および測定するように設計されている。これは、子宮の収縮の強度、期間および頻度を監視するために使用される。上記のパラメータを監視する際のその正確さにかかわらず、これは体内への侵襲性手順を伴い、一般的に臨床環境でのみ使用される。確実な非侵襲性技術が使用可能ならば、これは臨床医学者によって容易に受け入れられるであろう。
【０００５】
子宮筋電図（ＥＭＧ）つまり子宮筋電図検査（ＥＨＧ）は１８４９年に発見された。長年の研究にもかかわらず、確実な非侵襲性ＥＨＧ測定を得ることの技術的困難によってこれは他の電気生理学監視技術に比べてかなり実用的でないものになってしまった。多数の研究は既に、侵襲性手段を介してＥＨＧを記録しており、また収縮活動のメカニズムを理解しようと試みていた。Ｇａｒｆｉｅｌｄらの「子宮筋細胞収縮のコントロール：ギャップ結合の役割および調整（Ｃｏｎｔｒｏｌ ｏｆ Ｍｙｏｍｅｔｒｉａｌ Ｃｏｎｔｒａｃｔｉｌｉｔｙ：Ｒｏｌｅ ａｎｄ Ｒｅｇｕｌａｔｉｏｎ ｏｆ Ｇａｐ Ｊｕｎｃｔｉｏｎｓ）」Ｏｘｆｏｒｄ Ｒｅｖ．Ｒｅｐｒｏｄ．Ｂｉｏｌ．１０：４３６−４９０、１９８８年；Ｄｅｖｅｄｅｕｘ Ｄ、Ｍａｒｑｕｅ Ｃ、Ｍａｎｓｏｕｒ Ｓ、Ｇｅｒｍａｉｎ Ｇ、Ｄｕｃｈｅｎｅ Ｊ、１９９２年、子宮、子宮筋電図検査：産科学および婦人科学についてのアメリカン・ジャーナルの批評（Ｕｔｅｒｉｎｅ、ｅｌｅｃｔｒｏｍｙｏｇｒａｐｈｙ：ａ ｃｒｉｔｉｃａｌ ｒｅｖｉｅｗ、Ａｍｅｒｉｃａｎ Ｊｏｕｒｎａｌ ｏｆ Ｏｂｓｔｅｔｒｉｃｓ ａｎｄ Ｇｙｎｅｃｏｌｏｇｙ）、ＶＯＬ．１６９、Ｎｏ．６ ｐｐ１６３６−１６５３。
【０００６】
多数の研究は、信号の雑音除去および不要な生物アーチファクトの除去は、良好な解釈に必要であることを認めているが、ＥＨＧの非侵襲性経腹壁的記録は、差動対の電極を中心とした信号取得機器を使用して可能であることを示してきた。これらの研究には、Ｓｉｍｐｓｏｎ Ｎ．Ａ．Ｂ．らによる、１９９８年「ヒトの妊娠の陣痛の開始に関連する子宮の電気的活動の変化（Ｃｈａｎｇｅｓ ｉｎ ｕｔｅｒｉｎｅ ｅｌｅｃｔｒｉｃａｌ ａｃｔｉｖｉｔｙ ａｓｓｏｃｉａｔｅｄ ｗｉｔｈ ｏｎｓｅｔ ｏｆ ｌａｂｏｕｒ ｉｎ ｈｕｍａｎ ｐｒｅｇｎａｎｃｙ）」、生理学ジャーナル（Ｊｏｕｒｎａｌ ｏｆ ｐｈｙｓｉｏｌｏｇｙ）５０７．Ｐ、６８Ｐ；Ｌｅｎｍａｎ Ｈ、Ｍａｒｑｕｅ Ｃによる「子宮筋電図検査信号における母体心電図の拒絶（Ｒｅｊｅｃｔｉｏｎ ｏｆ ｔｈｅ Ｍａｔｅｒｎａｌ Ｅｌｅｃｔｒｏｃａｒｄｉｏｇｒａｍ ｉｎ ｔｈｅ Ｅｌｅｃｔｒｏｈｙｓｔｅｒｏｇｒａｍ Ｓｉｇｎａｌ）」、２０００年、ＩＥＥＥ Ｔｒａｎｓａｃｔｉｏｎｓ ｏｎ Ｂｉｏｍｅｄ．Ｅｎｇ．Ｖｏｌ．４７、Ｎｏ．８がある。
【０００７】
子宮ＥＭＧの抽出の確実性を改良して、その正確な分類を可能にするために、より最近の研究は、早期陣痛の予測を可能にするための収縮性波形の雑音除去および妊娠中の収縮の特徴づけに関している。Ｃａｒｒｅ Ｐ、Ｌｅｎｍａｎ Ｈ、Ｆｅｒｎａｎｄｅｚ Ｃ、Ｍａｒｑｕｅ Ｃ、１９９８年、「非破壊ウェーブレット変換による子宮ＥＨＧの雑音除去（Ｄｅｎｏｉｓｉｎｇ ｏｆ ｔｈｅ Ｕｔｅｒｉｎｅ ＥＨＧ ｂｙ ａｎ Ｕｎｄｅｃｉｍａｔｅｄ Ｗａｖｅｌｅｔ Ｔｒａｎｓｆｏｒｍ）」、ＩＥＥＥ Ｔｒａｎｓａｃｔｉｏｎｓ ｏｎ Ｂｉｏｍｅｄ．Ｅｎｇ．Ｖｏｌ．４５，Ｎｏ．９；Ｋｈａｌｉｌ Ｍ、２０００年、子宮ＥＭＧ分析：変化検出および分類のための動的アプローチ（Ｕｔｅｒｉｎｅ ＥＭＧ Ａｎａｌｙｓｉｓ：Ａ Ｄｙｎａｍｉｃ Ａｐｐｒｏａｃｈ ｆｏｒ Ｃｈａｎｇｅ Ｄｅｔｅｃｔｉｏｎ ａｎｄ Ｃｌａｓｓｉｆｉｃａｔｉｏｎ）」、ＩＥＥＥ Ｔｒａｎｓａｃｔｉｏｎｓ ｏｎ Ｂｉｏｍｅｄ．Ｅｎｇ．Ｖｏｌ．４７，Ｎｏ．６を参照されたい。
【０００８】
さらなる研究は、子宮ＥＭＧに基づいた陣痛の診断に焦点を合わせており、Ｒｏｓｅｎｂｅｒｇ Ｅによる１９９６年の米国特許第５４８３９７０号明細書「陣痛の診断用の装置および方法（Ａｐｐａｒａｔｕｓ ａｎｄ Ｍｅｔｈｏｄｓ ｆｏｒ ｔｈｅ Ｄｉａｇｎｏｓｉｓ ｏｆ Ｌａｂｏｕｒ）」を参照されたい。この参照は患者の腹部の子宮ＥＭＧを観察している。これは、伝導異常を補償しつつ、収縮波の周りにエンベロープを形成して腹部にわたる収縮の進行を監視する技術を使用している。そして得られた情報は直流オフセット技術と結び付けられて子宮頸管の開大を判断する。この装置は、技術がうまくいくように、電極の具体的な配置と種々の座標システムの選択とに依拠している。この２つは間接的に関連しているが、装置は、胎児の状態よりも陣痛の進行を監視することに焦点を当てている。
【０００９】
陣痛の成り行きと胎児の状態を監視するためのツールに加えて、非侵襲性子宮ＥＭＧと出生前スクリーニングおよび監視用の非侵襲性胎児心電図（ｆＥＣＧ）との組み合わせを提案する研究は少ない。国際公開第０２／０９６２８８号パンフレット（以下「ＷＯ／２８８号」）は、胎児心電図を抽出するのにいずれの信号およびいずれの方法が特に使用されているのかを抽出するためにいずれの技術が使用されているかは不明ではあるが、母体の子宮と、母体および胎児の心臓活動と、胎児の脳の活動とを検出および分析するための装置を提案している。これは、胎児の脳の活動のための（推定上胎児の）頭皮電極と、完全には非侵襲性でないことを示している経頸管的かつ経膣的ならびに経腹壁的な記録に言及している。心臓ＱＲＳＴトレースはドップラー超音波とパルス酸素濃度計および／または他の方法で得ることができることを示している。また、ｆＥＣＧについて示されている対象周波数帯域、１Ｈｚから５Ｈｚおよび２０Ｈｚから２００Ｈｚは０．５Ｈｚから１５０Ｈｚの想定範囲にないが、経腹壁的電気信号を記録することを示している。この範囲は６００人以上の患者に関するＰＣＴ国際特許出願第ＧＢ２００２／００４４１０号明細書（以下「ＧＢ４４１０号」）に関連した研究中に発見され、心電図に関するアメリカ心臓協会スタンダード（Ａｍｅｒｉｃａｎ Ｈｅａｒｔ Ａｓｓｏｃｉａｔｉｏｎ Ｓｔａｎｄａｒｄｓ ｆｏｒ Ｅｌｅｃｔｒｏｃａｒｄｉｏｇｒａｐｈｙ）によって示されている。しかしながら、ＧＢ４４１０号以前には十分正確にそれを測定することができないために、ｆＥＣＧに具体的に適用されている現在のスタンダードはない。ＷＯ／２８８号において心筋活動電位の大きさは１１０から１４０ｍＶと記されている。２ＫΩの電極の皮膚インピーダンスを有する腹部電極は、約２００μＶの母体信号を検出する傾向がある。
【００１０】
国際公開第００／０５４６５０号パンフレットはまた非侵襲性ｆＥＣＧおよび子宮収縮について記している。これは、子宮の収縮によるモーションアーチファクトと母体ＥＣＧアーチファクトとが補償されたｆＥＣＧを生成するために、母体ＥＣＧと共に、子宮信号を雑音基準ソースとして使用する適合的信号処理フィルタアルゴリズム（ＡＳＰＦＡ）を開示している。表面ＥＭＧ信号は、子宮の収縮を監視するのに使用可能であることが示されている。電極位置が特定される必要がないということを強調する一方で、電極対は共に配置されて、母体ＥＣＧ用の基準電極はＡＳＰＦＡを支援するためにそれに応じて配置される必要がある。子宮筋電図の性質、その抽出方法および／またはその臨床的重要性についての説明はないと思われる。
【００１１】
ＥＭＧ信号を生成する母体の腹部電極を使用した子宮活動の監視は、欧州特許出願第１１６６７１５Ａ２号明細書に開示されている。受信ＥＭＧ信号は、アナログフィルタによって、またはマイクロプロセッサによってディジタル的にフィルタリングされて、子宮活動を監視する。
【００１２】
子宮の収縮は、卵管と子宮の結合部分にあるペースメーカー細胞の部位で促進（ｉｎｓｔｉｇａｔｅ）されると言われている。バースト（ｂｕｒｓｔ）と称されるものがこの部位で発生される場合に効果的な収縮が生じる。バーストは子宮の上部に最も集中しているが、毎秒約２ｃｍの割合で子宮にわたって広がり、「産科学および婦人科学の基礎（Ｆｕｎｄａｍｅｎｔａｌｓ ｏｆ Ｏｂｓｔｅｔｒｉｃｓ ａｎｄ Ｇｙｎａｅｃｏｌｏｇｙ）」においてＬｌｅｗｅｌｌｙｎ Ｊｏｎｅｓによって説明されているように、収縮の最高潮は子宮全体にわたる。
【００１３】
上記のように、子宮活動は妊娠期間にわたって生じ、非常に早い段階から活動電位が生じている。種々のタイプの特徴および波形は、ＤｅｖｅｄｅｕｘらによるＡｍ Ｊ Ｏｂｓｔｅｔ Ｇｙｎｅｃｏｌ，１９９３年「子宮筋電図検査：批評（Ｕｔｅｒｉｎｅ Ｅｌｅｃｔｒｏｍｙｏｇｒａｐｈｙ：Ａ Ｃｒｉｔｉｃａｌ Ｒｅｖｉｅｗ）」に説明されているように、電気的子宮筋活動によるものであり、これらは以下のように説明可能である。低速波、これはインビボ（ｉｎ ｖｉｖｏ）測定ではなく腹部の子宮測定に関連し、従って皮膚のストレッチなどの機械的アーチファクトによって生成されたと考えられ、その周期は通常収縮期間に等しい。高速波について、著者は、妊娠および分娩時の子宮の収縮と関連した低周波数帯域（０．１から０．６Ｈｚ）と、分娩時だけの進行性収縮に関連した高周波数帯域（０．６から３Ｈｚ）とに分離している。Ｄｅｖｅｄｅｕｘらは、固定的なペースメーカー部位はなく、その代わり、心臓細胞のように、子宮筋細胞は隣接する細胞（ペースメーカー追従細胞）から発生した活動電位によって励起されたり、それ自体のインパルス（ペースメーカー細胞）を生成したりすることができる、と結論付けている。各細胞はこれら２つの機能を交互に行なうことができるとも示されている。これは、すでに始まっている陣痛中に子宮上部におけるペースメーカー活動の集中増大によって説明可能な分娩時の機械的要因に焦点を当てているが、Ｌｌｅｗｅｌｌｙｎ Ｊｏｎｅｓの「産科学および婦人科学の基礎（Ｆｕｎｄａｍｅｎｔａｌｓ ｏｆ Ｏｂｓｔｅｔｒｉｃｓ ａｎｄ Ｇｙｎａｅｃｏｌｏｇｙ）」に反するように思われる。
【００１４】
Ｄｅｖｅｄｅｕｘらはインビボ技術、つまり子宮に取り付けられた電極によってなされた内部測定について説明しており、また１２から２５ｍＶの振幅の信号を検出しているが、彼らは、これらの値は腹部の記録について極めて縮小されていることを結論付けている。彼らはまた、収縮の振幅は基準として使用されるべきではないが、子宮筋電図検査のスペクトルドメインをより強調して使用されるすべきであると結論付けている。これは周波数コンテンツを保持しつつ効率的に信号から雑音除去するにはとりわけ好都合である。
【００１５】
陣痛中の胎児および母親の両者についての従来の監視はドップラー超音波および分娩監視（ｃａｒｄｉｏｔｏｃｏｇｒａｐｈｙ、ＣＴＧ）などのツールに頼っており、これらは感度および特異度に欠ける。ＣＴＧは分娩監視装置とドップラー超音波とを組み合わせて、収縮と心拍をそれぞれ同時に監視する装置である。これらの２つの測定の組み合わせによって、胎児の状態の測定が、とりわけ子宮の収縮に応答して、心拍の加速および減速に基づいて形成可能になる。Ｄａｗｅｓ／Ｒｅｄｍａｎ基準は、特定の時間基準の下で、加速、減速、胎児の動きおよび心拍変化を見るＣＴＧと共に使用される、胎児の状態の測定の一例である。しかしながら、真性糖尿病などの状態において、この基準は、心拍の大きな変化がないために役に立たない。Ｔｉｎｃｅｌｌｏ ＤＧらによる「真性糖尿病患者における胎児の心拍記録のコンピュータ分析（Ｃｏｍｐｕｔｅｒｉｓｅｄ ａｎａｌｙｓｉｓ ｏｆ ｆｅｔａｌ ｈｅａｒｔ ｒａｔｅ ｒｅｃｏｒｄｉｎｇｓ ｉｎ ｐａｔｉｅｎｔｓ ｗｉｔｈ ｄｉａｂｅｔｅｓ ｍｅｌｌｉｔｕｓ）：Ｄａｗｅｓ Ｒｅｄｍａｎ基準は胎児の状態の有効なインジケータとはなりえない」、周産期医学ジャーナル（Ｊｏｕｒｎａｌ ｏｆ Ｐｅｒｉｎａｔａｌ ｍｅｄｉｃｉｎｅ）、１９９８年；２６（２）：１０２−６を参照されたい。
【００１６】
ＣＴＧの診断的使用は、リスクの高い妊娠における周産期死亡率や疾病率に対して効果が限定的であるように思われる。Ｃｏｃｈｒａｎｅのデータベースは、ＣＴＧによって判断された妊娠において周産期死亡率は増加の傾向にあること（確率比２．８５、９５％信頼区間０．９９から７．１２）を示している。リスクの高い妊娠におけるドップラー超音波の使用は多数の産科治療結果を改良しているように思われ、また周産期死亡を減少させる一助となるように思われるが、リスクの低い母集団においては利点があるとは示されていない。分娩監視装置の配置、適用圧力、子宮壁圧、皮下脂肪限界およびデータ解釈などの変数はその有効性について重大な影響を有しているが、ＣＴＧには自宅でのリスクの高いグループに対する移動監視が提供されることもある。Ｄｙｓｏｎ Ｄｏｎａｌｄ Ｃらは、１９９８年の「早期陣痛の恐れがある女性の監視（Ｍｏｎｉｔｏｒｉｎｇ Ｗｏｍｅｎ ａｔ Ｒｉｓｋ ｆｏｒ Ｐｒｅｔｅｒｍ Ｌａｂｏｒ）」Ｎｅｗ Ｅｎｇ Ｊｏｕｒｎａｌ ｏｆ Ｍｅｄｉｃｉｎｅ Ｖｏｌｕｍｅ３３８：１５−１９において、在宅ＣＴＧ監視を使用する女性は、看護士の訪問を毎週受けている女性ほど良好な結果を得ていないことを示している。このことは、子宮の収縮の発生、スペクトルコンテンツおよび大きさに関する定量的かつ非侵襲性測定を提供する装置に対する要件があるだろうことを示している。
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【００１７】
本発明の目的は、子宮の収縮によって生じるような電気的筋肉活動の非侵襲性検出のための装置を提供することである。
【課題を解決するための手段】
【００１８】
本発明は、電気的筋肉活動を非侵襲的に監視するための方法を提供しており、筋肉活動は定常性または非定常性であり、以下のステップを組み込むことによって特徴付けられている。
ａ）定常信号を分離するのに適した信号分離方式を提供するステップと、
ｂ）筋肉活動を検出するように、患者の皮膚の外側に複数の低雑音信号電極であって、
ｉ）信号電極の筋肉信号寄与が、筋肉ソースの非定常性にかかわらず、信号分離方式への単一の筋肉ソースを模し、
ｉｉ）信号分離方式によって検出されたソース数は電極数以下であるように、十分に局所化されている信号電極を置くステップと、
ｃ）電極から受信した信号に信号分離方式を適用して、筋肉ソースを分離するステップ。
【００１９】
本発明は、筋肉活動が非定常性であるにもかかわらず、定常信号を分離するのに適した信号分離方式を使用して筋肉ソースを分離することができるという利点を提供しており、これは後述するような多数のこのような技術を備えている。
【００２０】
筋肉活動は子宮活動でもありうる。信号分離方式は以下に定義されるような瞬間アルゴリズムに基づいていてもよく、また独立成分分析（ＩＣＡ）であってもよい。信号分離方式を適用するステップは、信号電極からの信号より導き出された処理データにＩＣＡを適用してもよく、このデータは、隣接するブロックの対において各後続ブロックがそれぞれの先行ブロックの一定割合のデータを組み込むように連続重複ブロックに配置されており、また異なるブロックのＩＣＡ処理において導き出された独立ソースを再配列して、信号スワッピングについて補正するために補正スキームが適用される。
【００２１】
信号電極を置くステップは、ペースメーカー活動の想定部位の近くの位置の直立した患者に対して、へその高さまたはこれより上に４個または５個の信号電極を置くステップを備えていてもよい。信号電極は第１のセットの信号電極であってもよく、信号電極を置くステップは、その筋肉信号寄与に対して十分に局所化されていない位置の患者の皮膚に第２のセットの信号電極を置いて、単一のソースを信号分離方式にシミュレートするステップを含んでいてもよく、そして信号分離方式は非定常性筋肉活動を監視するための第１のセットの信号電極を介して導き出された信号と、定常性筋肉活動を監視するための第１および第２のセットの信号電極を介して導き出された信号とを用いる。
【００２２】
信号分離方式は母体および胎児の心臓活動と、子宮活動と、母体の筋肉活動と、胎児ＥＣＧおよび母体ＥＣＧとを同時に取得することができる。周波数選択的フィルタリングを用いて、センサよりも信号が多い範囲を制限することによって、母体および胎児の心臓活動と、子宮活動との分離を容易にすることができる。
【００２３】
別の態様において、本発明は、電気的筋肉活動を非侵襲的に監視するための装置を提供しており、この筋肉活動は定常性または非定常性であり、この装置は
ａ）定常信号を分離するのに適した信号分離方式を実現するためのコンピュータ装置と、
ｂ）筋肉活動を検出するために、患者の皮膚（４０）の外側に置かれた複数の低雑音信号電極であって、
ｉ）電極の筋肉信号寄与が、筋肉ソースの非定常性にもかかわらず、信号分離方式への単一の筋肉ソースを模し、
ｉｉ）信号分離方式によって検出されたソース数が電極数以下であるように、十分に局所化されている電極と、
ｃ）電極から受信した信号を、コンピュータ装置による信号分離方式の適用に適したディジタル信号に処理して、筋肉ソースを分離するための処理手段と、を組み込んでいる装置によって特徴づけられている。
【００２４】
本発明の装置に関する態様は、方法に関する態様の特徴に必要な変更を加えたものに類似の好ましい特徴を有する。
【００２５】
次に、本発明の実施形態について、添付の図面を参照して例示によって説明する。
【発明を実施するための最良の形態】
【００２６】
図１および図２を参照すると、本発明を使用する子宮の電気的活動と、分娩監視装置からの機械的活動の同時記録は患者の陣痛時に行われて、信号処理が電気的な子宮活動を抽出するために適用された。機械的活動は一般に２０で示されており、電気的活動は、２２ａ、２２ｂおよび２２ｃなどの電気的な子宮のバースト活動のパルス列によって示される。２つの形態の活動が共通の時間軸に対してプロットされて示される。図２は、子宮の電気的活動の単一のバースト２２ｂ内の個々の活動電位を、電圧および時間的尺度を拡張して示している。
【００２７】
次に図３を参照すると、本発明を実現するのに適した装置は一般的に３０で示されている。これは、母親の皮膚の表面に置いて、そこから生成された電圧信号を監視するのに適した多数の電極１、２、３、ＧおよびＲを備えている。ここでＧは接地電極を示しており、Ｒは基準電極を、１から３は信号電極を示している。便宜上、電極１などの５個のみが示されているが、本発明の本例においては、後述のように１４個の電極、つまり１から１２と番号が付された１２個の信号電極（４から１２は図示せず）と共にＧおよびＲ電極が使用された。電極１などはそれぞれのスクリーンリード３２ａから３２ｅ（総称的に３２）を介してリードボックス３４に接続されており、これはまたコンピュータ３６に接続されている。
【００２８】
リードボックス３４は信号電極１などからの信号用の処理回路を含んでおり、３４ａに差し込まれて示されている。回路は２つの信号電極１および２について示されており、点Ｄは他の信号電極に対する同様の回路を示している。回路は信号電極１などごとに、それぞれ低雑音差動増幅器３７と、それぞれのハイパスおよびローパスアンチエイリアスフィルタ３８とを備えている。フィルタ３８は共通のマルチチャネルアナログ／ディジタルコンバータ（ＡＤＣ）３９に接続されている。増幅器３７は基準電極Ｒからの信号を、それぞれの信号電極１などからの信号より減算して、その結果得られた差分信号を増幅する。差分信号はＡＤＣ３９によってディジタル信号に変換されて、そしてコンピュータ３６を使用して記録および処理されて、詳細に後述されるように、母体の子宮信号とｆＥＣＧ信号とを分離する。
【００２９】
市販の脳波検査（ＥＥＧ）システムは、原入力コンポジットデータ、つまり３０での処理後の電極からの信号を取得および表示するための適合にふさわしい。ここでコンポジットという表現は、電極信号が異なるソースからの信号の混合であるという事実を示している。コンピュータ３６はＭｉｃｒｏｍｅｄ Ｅｌｅｃｔｒｏｎｉｃｓ ＵＫ Ｌｔｄから供給されたポータブルＥＥＧシステム（ＳＹＳ９８−Ｐｏｒｔ２４−ＣＬ）によるコンピュータである。これは、Ｍｉｃｒｏｓｏｆｔ Ｗｉｎｄｏｗｓ（登録商標） ＮＴオペレーティングシステムのバッテリ電源ラップトップコンピュータ実行システム’９８のＥＥＧ記録／分析ソフトウェア（ＳＹＳ−９８）である。ＳＹＳ−９８ソフトウェアは便宜的なインタフェースを、ボックス３４からディスプレイ装置（スクリーン、図示せず）およびデータ記憶媒体（ハードディスク）に提供する。本発明の本例を実現するために、特定用途向けのあつらえて作ったソフトウェアが開発されており、コンピュータ３６で実行される。あつらえて作ったソフトウェアによって、ＥＥＧ固有ソフトウェアによって記録されたデータは、子宮活動および胎児負担を分離するために読み取りおよび処理されることが可能となる。これはまた、このような活動および負担（例えば、子宮活動の期間、強度、頻度スペクトル、およびｆＥＣＧの胎児心拍、ＰＲ、ＱＲＳ、ＱＴインターバル）から導き出されたパラメータの表示を提供する。あつらえて作ったソフトウェアの動作について以下により詳細に説明する。コンピュータ３６のタイプは明確には重要ではないが、記録、処理および表示ソフトウェアを実行するための十分な処理容量と、記録データ、処理結果および表示自体を保存するための十分なメモリとを有していることが必要である。好ましくは、コンピュータはポータブルであるべきである。患者に容易に転送するために提供されるだけではなく、ポータブルコンピュータはメイン電源および関連雑音とは分離されたバッテリで実行されてもよい。
【００３０】
（本発明に固有の処理データとは対照的な）原コンポジットデータ用のコンピュータディスプレイスクリーン（図示せず）と記録および表示ソフトウェア、ならびにその接続リードを含む、リードボックス３４およびコンピュータ３６はすべてポータブルＥＥＧシステムの一部である。
【００３１】
電極１などはＮｅｕｒｏｌｉｎｅ（登録商標）によって製造された市販の使い捨て粘着神経電極（タイプ７１０ ０１−Ｋ）である。電極１などの最優先事項は、これらが低雑音であり、かつ２ｋΩ未満の皮膚のインピーダンスとなるように患者に容易に取り付けられるタイプであることである。さらにこれらは、処理ソフトウェアによる効果的な信号分離を可能にするように数において十分でなければならない。それぞれのスクリーンリード３２を具備する各電極１などは、それぞれ単一かつ別個のデータチャネルをマルチチャネル記録に与える。
【００３２】
市販されている７１０ ０１−Ｋ電極は１０ｃｍ長の通常の（未スクリーン）ケーブルを取り付けている。このタイプが選択されたのは、取り付けられたケーブル長が最短で使用可能であるからである。この長さのワイヤが約１ｃｍであること、あるいは、これは電気的雑音をさらに削減するように電極がスクリーンリード３２に直接取り付けられていることが好ましい。ｆＥＣＧに固有のより短いケーブルを具備する使い捨て電極が同じ設計で作られてもよい。
【００３３】
スクリーンリード３２は、生物医学的用途にふさわしいタイプの０．９ｍｍの同軸スクリーンケーブルから作られている。これらは、ｆＥＣＧ記録時の雑音レベルを３μＶ未満に低下させるために十分にスクリーニングされなければならない。電気的スクリーニングのために接地に接続されている外部金属ケースを有するＤタイプコネクタ（図示せず）によってリードボックス３４に接続される。スクリーンリード３２は信号電極１などをリードボックス３４に接続する。各スクリーンリード３２を備える同軸ケーブルの外部ブレードメッシュ層が、リードボックス３４の分離接地と、Ｄタイプコネクタの金属ケースとに接続される。接地電極Ｇはまたリードボックス３４の分離接地に接続される。これは、増幅器３８によって拒絶される共通のモード干渉に対して、母体へのリターンバイアス電流経路を提供する。
【００３４】
８個以上の信号電極１などは一般的に、ｆＥＣＧ抽出が適切な腹部カバレージを提供して、十分明確なソースへの信号分離を可能にするように十分でなければならない。例えば、ＧＢ４４１０号にあるような信号分離を使用して、２個から３個の明らかに独立したソースは一般的に母体の心臓について検出され、通常は胎児１人につき１個から２個である。子宮の収縮からのアーチファクトの分離は、少数のソースがあるために３個の電極と、狭い対象周波数帯域とにより可能である。追加電極によって、母体の呼吸、不要な電気的干渉などとの関連物などの不要なアーチファクトの分離が可能になる。
【００３５】
図４は、子宮活動と胎児心電図（ｆＥＣＧ）を同時に監視するのに適した、母親の腹部上への電極１などの可能な配置のある図である。本例において、１２個の信号電極１から１２と、接地電極Ｇと共通基準電極Ｒはすべて、母親の皮膚４０の外部表面に取り付けられている。対応する電極の参照番号が付された円によって、配置は図面に示されている。共通の基準電極Ｒおよび接地電極Ｇは母親のへそＮに隣接して取り付けられて、残りは母親の腹部領域の実質的に全体にわたって分散される。母親の身長に関して、電極１から５はへそＮより下に、電極６から９はへそＮと同じレベルに、電極１０から１２は、胸骨の底部と、へそと同じレベルにある電極６から９のラインとの中間より上に置かれる。電極１０から１２は、妊娠後期および陣痛時に、子宮の上部または基底部の高さと実質的に同じレベルになる位置にある。
【００３６】
電極１から１２は、電極のほぼ六角形の配置が平らな腹部カバレージに便宜上用いられることを示すネットワークライン４２によってリンク付けられて示されている。これは、約１０ｃｍの電極分離による１２個の腹部電極の定間隔の配置をもたらす。この接続において、子宮の監視について、隣接する電極は最大１２ｃｍ分離されることが好ましい。この限界は女性により大きな腹部を提供するために設定される。腹部のサイズは、電極の展開を制限することによって限界を示すために、より低い限界を規定する必要はない。良好な子宮およびｆＥＣＧ信号分離を総合的に達成するために、信号電極１から１２は好ましくは、近づけすぎて置かれるべきではなく、また腹部の広いカバレージを伴うべきである。図面に示されているような実際の配置は、腹部の一方から他方への、また陰毛から子宮のほぼ上限までの範囲を含んでいる。子宮のほぼ上限は妊娠期間から、あるいは妊娠後期に生じる子宮の最大高さに十分な標準構成に従って判断可能である。電極１などは非侵襲性であるために、子宮活動の取得に必要な少数の電極の場合に助産師や訓練を受けた一般人による適切な配置が容易に達成可能であることは本発明の１つの特徴である。
【００３７】
母親およびリードの組み合わせによって形成されたループの磁束リンクを介して電気的および磁気的雑音を削減するために、全リード３２は、皮膚４０とその全長にわたって相互に、可能な限り近くに維持されるべきである。各リードはカラーバンドの形態のマーカーを組み込んで、隣接する電極間の１２ｃｍの制限を示し、迅速かつ適切な電極配置を容易にすることができる。
【００３８】
取り付けおよび記録に備えて、理想的には母親は快適にベッドに横たわり、リードボックス３４は近くにあるが、患者にもベッドフレームにも触れることはない。母親は、不随意な筋肉活動の減少に役立つように数分間リラックス可能にされるべきである。子宮の対象周波数帯域はｆＥＣＧに対して狭く、また干渉にそれ程影響を受けやすくないために、これは子宮の監視のためよりもｆＥＣＧについてより必要である。
【００３９】
子宮、心臓および他の活動から生じる電圧信号は、皮膚４０に取り付けられた信号電極１から１２およびＲによってピックアップされる。信号はスクリーンリード３２を介してリードボックス３４に通される。リードボックス３４はＳＡＭ ２５Ｒ「ヘッドボックス」と称されており、Ｍｉｃｒｏｍｅｄ ＥｌｅｃｔｒｏｎｉｃｓのＥＥＧシステムの一部である。ＥＣＧリードボックスとは対照的なＥＥＧヘッドボックスの利点は、前者は優れた低雑音電気回路と、多数の使用可能な入力チャネルとを有しているという点である。入力チャネルはユニポーラ使用向けに構成される。
【００４０】
本例に関連するＳＡＭ ２５Ｒリードボックスの更なる仕様は、接触防止安全接続、４ＫＨｚサンプリング、１ｋＨｚのカットオフ周波数を有するローパスアンチエイリアスフィルタ、５１２Ｈｚにダウンサンプリングされたソフトウェア、０．３Ｈｚから２５６Ｈｚのパスバンド、および２ｍＶの電圧範囲をカバーする１２ビットの解像度である。
【００４１】
ＳＡＭ ２５Ｒリードボックス３４は便利な市販の装置であり、この理由で使用されていた。しかしながら、いくつかの点で本発明の目的には非理想的な特徴を有している。その入力においてハイパス／ローパスフィルタと、雑音レベル０．１６μＶ、つまり他のＥＥＧシステムと比較する場合に、またはあつらえたリードボックスの設計による場合に達成可能なほど低くはない（＜０．１μＶ）雑音レベルの増幅器とを有している。ハイパスフィルタは、現在の０．３Ｈｚではなく０．１Ｈｚ未満の周波数を拒絶するために有用に再設計されてもよく、またローパスフィルタは、１ｋＨｚに対して、２００Ｈｚより高い周波数を拒絶する。これは、低周波数の子宮成分の減衰を低下させ、高周波数の雑音を拒絶して、アンチエイリアスを改良する。
【００４２】
検出されたソース電圧は、妊娠や陣痛の段階に応じて、０．３Ｈｚから３Ｈｚの周波数範囲で、７μＶから２５０μＶに及ぶ。断続的なスパイク活動（４０Ｈｚから１５０Ｈｚ）もまた定期的に観察される。これは、後に説明する信号処理によって子宮活動とｆＥＣＧから分離される。それは腹部の筋肉組織と関連していると考えられる。子宮の収縮の開始と関連がありそうな腹部の筋肉組織と横隔膜の随意収縮以外の断続的なスパイク活動と収縮との間には重要な相関性は見られなかった。
【００４３】
リードボックス３４への複数のチャネル入力がユニポーラ構成において使用される。つまり、電圧読み取りが各腹部電極１から１２と共通の基準電極Ｒとの間で行われる。従来技術のｆＥＣＧ装置は、ソースの位置の局所化雑音を除去しようとするバイポーラ読み取りを行うことによって、システム雑音の問題を解決しようとした。
【００４４】
リードボックス３４内で、各信号電極１から１２からのアナログ電圧信号はそれぞれの差動増幅器３７の一方の入力に供給され、基準電極Ｒからの電圧信号はもう一方に供給される。従って、各差動増幅器３７は、関連信号電極１から１２で発生した電圧と、基準電圧（Ｒ）で発生した電圧との差に比例する増幅信号を出力する。結果として生じた増幅信号はそれぞれのアンチエイリアスローパスフィルタ３８でフィルタリングされて、同時マルチチャネルＡ／Ｄコンバータ３９によってディジタル化される。マルチチャネルＡ／Ｄコンバータ３９を使用することの利点は、同時サンプリングが電極１から１２からの全チャネルに配置可能であることであり、これは後続の信号処理に対して望ましい特徴である。そしてこれらのディジタル化信号は信号処理のためにコンピュータ３６にパスされる。
【００４５】
ユニポーラ構成には利点があるが、バイポーラ構成は決して除外されないことに注目すべきである。後者は、このようなバイポーラ構成が必要な場合は、ディジタル化ユニポーラチャネル出力間の差を取ることによって簡単に複製されてもよい。
【００４６】
子宮活動およびｆＥＣＧの記録を行うための機器をセットアップする際に、可能な限り低レベルに環境およびシステム雑音を低下させることが重要である。以下の手順は十分な低雑音記録を生成するために発見された。
ｉ）母親の皮膚４０は標準研磨剤配合テープ（例えば、３Ｍによって製造された「Ｓｋｉｎｐｒｅｐ」）を使用して軽く擦られてから、アルコールまたは水ベースの綿棒で消毒される。
ｉｉ）電極１から１２、ＧおよびＲは軽く指で押して皮膚４０に取り付けられる。
ｉｉｉ）そして電極１から１２、ＧおよびＲは対応するスクリーンリード３２に接続される。
ｉｖ）スクリーンリード３２はＤタイプスクリーンコネクタ（図示せず）を介してリードボックス３４に接続される。
ｖ）装置３０はメイン電源とは別にバッテリ電源が入れられる。
ｖｉ）電極１から１２、ＧおよびＲの皮膚インピーダンスが測定されて、２ｋΩを超える皮膚インピーダンスを有する電極が再印加される。
ｖｉｉ）スクリーンリード３２は集められて、磁気ピックアップを最小化するために母親の皮膚４０の近くに維持される。
ｖｉｉｉ）装置３０は腹部電極１から１２から導き出されたリアルタイム信号を表示するように設定される、つまり、これは各電極と関連したそれぞれの記録チャネルを有している。
ｉｘ）（メインなどの）電気干渉の考えうるソースは可能ならば切断する。
ｘ）コンピュータ３６はボックス３４からのコンポジット原データを記録して、これらを更なる分析および処理のためにそのハードディスクに保存し、かつ／またはこのようなデータを連続的に処理および表示してもよい。
【００４７】
次に図５を、そして図３および図４をもう一度参照すると、コンピュータ３６内の信号処理は一般的に、ソフトウェア実現手順５０のフロー図によって示される。コンピュータ３６はリードボックス３４から、それぞれの信号電極１から１２に関連する１２個の別個のディジタル信号を受信する。コンピュータ３６はこれらのディジタル信号を２個の処理スレッドを介して並行して処理する。ソフトウェアで実現された２個のフィルタ５２および５４はそれぞれ子宮スレッドおよび心臓スレッドを定義しており、また全１２個の信号は両者によって並行してフィルタリングされる。
【００４８】
子宮フィルタ５２は子宮活動を分離するものであり、減衰が６０ｄＢで、パスバンドが０から３Ｈｚ、ストップバンドが７Ｈｚである９個のタップのローパス無限インパルス応答（ＩＩＲ）バターワース（Ｂｕｔｔｅｒｗｏｒｔｈ）フィルタである。これは３．５Ｈｚの３ｄＢポイントと、０．０１ｄＢのパスバンドリップルを有している。子宮活動の低周波数成分を保存する必要があるために、ハイパスフィルタリングを有していない。フィルタリングは、既知の種類のゼロ位相フォワード／リバースディジタルフィルタリング技術を使用して実現される。
【００４９】
ｆＥＣＧ信号について、信号サンプリングは、子宮信号に必要な周波数の１０倍を超える最低５１２Ｈｚの周波数でなければならず、これは、後者のほうが低い周波数コンテンツを有しているからである。ボックス３４からの全信号はｆＥＣＧに適したレートでコンピュータによってサンプリングされる。子宮フィルタ５２によってフィルタリングされた信号は次に５６で、約５０Ｈｚサンプリングレートまで、因数１０（データの９０％削減）によって低下させられて、不要な周波数バンドを拒絶することによって計算を少なくし、信号分離を改良する。後続の処理のために異なる局所化グループの電極からの信号の選択を可能にするので、５２で全１２個の信号をフィルタリングおよび縮小することは便宜的である。
【００５０】
５８において、一部の信号は、選択された電極からのみの信号に集中するように省略されている。本例において、これらの信号のうちの５個だけが子宮チャネルに保持されている。５個の保持された信号は、３４での処理後に図４の電極７、８、１０、１１および１２から得られたものである。６０において、ブラインド信号分離（ＢＳＳ）が（後述のように）実行されて、異なるタイプの信号（またはソース）を分離する。引き続き、６２において、分離された信号は子宮またはその他に分類される。（複数の）子宮ソースは他の分離アーチファクトからマニュアルで、または自動的に抽出されて再構築されてもよい。これは子宮活動に関する重要な特徴を識別するために６４で引き続きパラメータ化されて、６６で表示される。
【００５１】
同様に、ｆＥＣＧフィルタ５４はｆＥＣＧ活動を分離する。これは６個のフィルタタップのハイパスＩＩＲフィルタと、９個のフィルタタップのローパス有限インパルス応答（ＦＩＲ）フィルタとから成る。ハイパスフィルタは、パスバンド２Ｈｚ、ストップバンド０．１Ｈｚおよびストップバンド減衰１２０ｄＢのＩＩＲバターワースフィルタを使用して設計されており、１Ｈｚの３ｄＢポイントと、０．０１ｄＢのパスバンドリップルをもたらす。ローパスフィルタは、バンドエッジ１５０Ｈｚのブラックマン（Ｂｌａｃｋｍａｎ）ウィンドウを使用して設計される。フィルタリングは、ゼロ位相フォワード／リバースディジタルフィルタリング技術を使用して実現される。５４でフィルタリングされたディジタル信号が６８で処理されて、異なるタイプの信号を分離する。引き続き、７０において、分離された信号はｆＥＣＧまたは母体に分類される。子宮信号と同様に、次いでｆＥＣＧ信号は重要な特徴を識別するために６４でパラメータ化されて、６６で表示される。子宮信号はｆＥＣＧ信号と共に表示される。
【００５２】
６０および６８でのブラインド信号分離つまりＢＳＳについて次に説明する。「ブラインド」という表現は、信号混合物を形成する信号特徴やプロセスについて何も想定されていないことを示す。これは、到着方向、周波数、波形、タイミングおよび変調などの信号特徴の予知に左右されない。ＢＳＳは、信号が統計的に独立しており、また定常性および線形性が広がることを要しているにすぎない。定常性とは、信号およびその混合チャネルが経時的に変化しないことを意味している。線形性とは、信号混合物が異なる信号の線形組み合わせであることを意味している。
【００５３】
図４に示された電極配置を使用して子宮およびｆＥＣＧ信号の分離を調べる際に、既知の一般的な形態のＢＳＳである独立成分分析（ＩＣＡ）は有用なｆＥＣＧ結果を生成したが、それほど有用な子宮結果は生成しなかったことが分かった。これは以下のように調べられた。対象の子宮信号は、電極１０から１２のレベルで陣痛時に子宮上部により集中しているペースメーカー細胞によってトリガされる子宮収縮より生じる。収縮は２ｃｍ／ｓｅｃで子宮の下へ比較的ゆっくりと進行するため、収縮は子宮の上部から開始されると、図４の一番下の電極１および２のレベルに達するのに１２秒かかる。従って非定常性である。（他の理由ゆえに好ましい）本例において用いられたＩＣＡのバージョンは定常信号に制限される。例えば電極１および１２からの信号はそれぞれ子宮信号の非遅延および遅延バージョンを提供してもよく、ＩＣＡは遅延信号を、相対的遅延とは異なり、同じ信号ではなく非遅延信号への異なる信号として扱う。同様に、ペースメーカーおよびペースメーカー追従細胞の異なる組み合わせによる子宮筋層全体にわたる活動電位の形態の変化がセンサよりも多数のソースをもたらすことがあり、これは、ＩＣＡは完全な信号分離を提供しないことを意味している。
【００５４】
陣痛時にリアルタイムで、または可能な限り最短の遅延で結果を得ることができるように、複雑すぎないＩＣＡなどのＢＳＳアルゴリズムを使用することは重要である。多くのＩＣＡアルゴリズムは、瞬間混合問題と称されるＢＳＳ問題の最も単純な形態を目的としている。ここでは信号はアレイの各センサに同期的に到着するものとされる。
【００５５】
ＩＣＡなどの多数の異なるアルゴリズムは瞬間混合問題を解決するために使用可能である。残念ながら、瞬間混合問題に適したアルゴリズムは、混合信号の相対的遅延を伴い、数学的には畳み込みと表現されるより困難な問題に直面する際に上記結果を経験する。「畳み込み混合」問題は国際公開第０３／０７３６１２Ａ２号パンフレットに説明されているように対処可能であるが、処理負荷は大きく、リアルタイムの適用でのその使用に対して不利である。
【００５６】
子宮信号遅延問題を解決するための別のより簡単なアプローチが発見された。子宮から離れた腹部の表面に電極が置かれて、伝搬時間遅延が母親の体内で発生した関連収縮から経過した後に、電極は子宮信号を受信する。子宮信号の良好な分離は、局所化グループの電極にその収集を制限することによって得られることが分かった。このグループは、十分に類似した子宮信号の受信に対して時間遅延を有し、信号分離プロセスを提供して、子宮負担を同じ信号として扱うように選択された。
【００５７】
加えて、局所化グループの電極を使用することは、活動電位の形態を変化させる子宮筋層全体にわたるペースメーカー細胞に起因しうる子宮ソース数を制限する。図４の任意のグループの隣接電極はこれを満たす。しかしながら、今日まで行われてきた試みにおいて、雑音比に対する最強信号と最良信号は、へそＮの近く／これと同じレベル以上の図４の電極７、８、１０、１１および１２から得ることができるが、それは、これらの電極が、子宮の収縮波を開始するペースメーカーとして作用する細胞が集中している陣痛時の子宮上部の位置の比較的近くに、また実質的にここから等距離に配置されているからである。従って、電極７、８、１０、１１および１２は相互に対する重大な遅延なくそれぞれの子宮収縮信号を受信する、つまり、相対的遅延は、ＩＣＡなどの瞬間アルゴリズムからの結果について妥協するのに十分ではない。これらの電極はまたそれぞれの子宮収縮信号を、子宮筋層にわたる複数のペースメーカー部位ではなく局所グループのペースメーカー細胞から受信する。この局所化グループの電極は、定常信号を刺激させる非定常性子宮信号の効果を制限して、ＩＣＡアルゴリズムによる処理のためのソース数を制限する。
【００５８】
データの畳み込み性質に起因してソース数を最小化する別のアプローチは、時間遅延が周波数ビンの使用によってモデル化されるような、時間ドメインではなく周波数ドメインについて考慮することである。多数の周波数が各々に必要な順列／振幅補正と共に考慮されなければならないため、これは固有の問題を有する。簡単なアプローチは、Ｄａｐｅｎａ Ａ．およびＳｅｒｖｉｅｒｅ Ｃによって、ＩＣＡ２００１「畳み込み混合のブラインド分離のための簡単な周波数ドメインアプローチ（Ａ ｓｉｍｐｌｉｆｉｅｄ ｆｒｅｑｕｅｎｃｙ−ｄｏｍａｉｎ ａｐｐｒｏａｃｈ ｆｏｒ Ｂｌｉｎｄ Ｓｅｐａｒａｔｉｏｎ ｏｆ Ｃｏｎｖｏｌｕｔｉｖｅ ｍｉｘｔｕｒｅｓ）」において論じられている。周波数ドメインアプローチの主な欠点は、子宮筋層全体にわたる非定常性子宮活動の周波数コンテンツの分析においては有用なツールであると証明可能であるが、非常に計算が多いことである。ＩＣＡは既知の分析技術である。例えば、Ｋｌｕｗｅｒ Ａｃａｄｅｍｉｃ，Ｂｏｓｔｏｎ（１９８８）によって発行された、Ｔ−Ｗ．Ｌｅｅによる「独立成分分析−理論と応用（Ｉｎｄｅｐｅｎｄｅｎｔ Ｃｏｍｐｏｎｅｎｔ Ａｎａｌｙｓｉｓ−ｔｈｅｏｒｙ ａｎｄ ａｐｐｌｉｃａｔｉｏｎｓ）」を参照されたい。本例で使用されるＩＣＡアルゴリズムは、ＥＵＳＩＰＣＯ’９８、ギリシャのロードス島（Ｒｈｏｄｅｓ，Ｇｒｅｅｃｅ）、１９９８年９月８日から１１日に、Ｉ．Ｊ．Ｃｌａｒｋｅによって、「判別としての非ガウス的性質の直接活用（Ｄｉｒｅｃｔ Ｅｘｐｌｏｉｔａｔｉｏｎ ｏｆ ｎｏｎ−Ｇａｕｓｓｉａｎｉｔｙ ａｓ ａ Ｄｉｓｃｒｉｍｉｎａｎｔ）」において開示されているものである。これはとりわけ効果的であると分かった。ＩＣＡは、子宮の電気的活動の抽出にはこれまで適用されたことがない。子宮筋電図検査はしばしば１対の腹部電極を使用して調べられていたが、ＩＣＡは理想的には、少なくともソースと同数のセンサを必要としており、これは複数のペースメーカー部位と非定常信号によってもたらされる問題につながる。さらに、数分にわたって記録されたデータを具備するＩＣＡによる生物信号の分離の成功は、生物信号混合物と、経時的に変化する電磁的干渉とによって困難である。
【００５９】
ＩＣＡは、信号が統計的に独立していることを保証するのに十分に長いブロックにおいてデータが処理されることを必要とする。Ｚ．ＭａｒｋｏｗｉｔｚおよびＨ．Ｓｚｕによって、「区分時系列のブラインド偏析リアルタイムアルゴリズム（Ｂｌｉｎｄ Ｄｅｍｉｘｉｎｇ Ｒｅａｌ−Ｔｉｍｅ Ａｌｇｏｒｉｔｈｍ ｏｆ Ｐｉｅｃｅｗｉｓｅ Ｔｉｍｅ Ｓｅｒｉｅｓ）」、神経ネットワークに関する国内合同会議（Ｉｎｔｅｒｎａｌ Ｊｏｉｎｔ Ｃｏｎｆｅｒｅｎｃｅ ｏｎ Ｎｅｕｒａｌ Ｎｅｔｗｏｒｋｓ）ＩＪＣＮＮ’９９、ｐｐ．１０３３−１０３７、１９９９年において説明されているように、ＩＣＡは、それが任意の順序で一時的な独立ソースに割り当てた信号を返すという点において曖昧性を有している。あるいは、これは順列の問題として既知である。分離された信号は、隣接するブロックの信号とは通常異なり、かつ未知の順序でブロックに返されるために、ブロックにおけるデータ処理を困難にしている。これは信号スワッピングと称され、信号がブロック間で追跡不可能であることを意味している。本例では、各データブロックからそれぞれの直後のブロックに先行データを導入することによって対処される。信号スワッピング問題を解決するために、隣接ブロックＸ１およびＸ２と、Ｘ２およびＸ３などの対が十分に重複されて、例えばＸ２はＸ１のサンプルと相関したサンプルを含むこととなる。そして相関スキームが適用されて、ブロックごとにＩＣＡによって判断された独立ソースを再配列して、信号スワッピングを補正する。これは、ＩＣＡにおいて生成された混合行列Ｍを変更して、独立ソースを変化させるＸ２には重要なアーチファクトは全く導入されず、相関スキームは失敗すると想定している。正確な重複は重要ではなく、経験によって最適化されてもよいが、この発生の確率はブロック長の、例えば５０％の重複を使用することによって低下させることができる。結果は、対象信号の単一チャネル上の連続信号である、つまりチャネル間でスワップされない。
【００６０】
結果として、子宮信号に対してＩＣＡを実行するためには、５８から記録されたデータは、５００個のサンプル（サンプルウィンドウ）の連続するより小さなブロックにセグメント化された。各サンプルはデータのスナップショットである、つまり５個の同時記録された信号からなっており、このような信号の１つは電極７、８、１０から１２の各々からのものである。各データブロックは５０％の重複つまり冗長性を有する約１０ｓｅｃ長であった。つまり各ブロックの前半はその先行ブロックの後半であった。従って、各ブロックは、その前半および後半の２５０個のサンプルを先行および後続のブロックとそれぞれ共有する。ブロックはコンピュータ３６においてＩＣＡによって個々に処理された。入ってくるデータストリームはまず５００個のサンプルウィンドウを１個のデータブロックで満たして、ＩＣＡアルゴリズムは既知の方法で偏析行列（ｄｅ−ｍｉｘｉｎｇ ｍａｔｒｉｘ）を計算する。そして偏析行列は、コンピュータメモリへの各サンプルストリームとして、一度に各センサから１個のサンプル（スナップショット）ずつ、入ってくるデータに適用される。平均時において、ウィンドウは次のデータブロックによって「ファーストインファーストアウト」で更新され、ここから新たな偏析行列が計算される。新たな更新済み混合行列は、ウィンドウ長の５０％が更新されて補正スキームの実現が可能になった場合に計算された。この技術は、少なくとも更新済み混合行列を計算する時間の間は不変のままである偏析行列に左右される。他の値が使用されてもよいが、１０ｓｅｃの縮小されたウィンドウ／ブロックサイズおよび５０％の重複は有効であると判明した。サンプリングインターバルが計算的制約によってそれを更新するとスライディングウィンドウの混合行列は同じレートで現在は再計算不可能であるために、上記スキームが用いられる。しかしながら、ＩＣＡアルゴリズムの計算の改良によって、また信号スワッピングを目的とする更なるアルゴリズムベースのスキームによって、各サンプルの入力に応答して、あるいは少なくとも重要でない時間フレーム、つまり１秒より短い子宮収縮において、ＩＣＡ導出偏析行列を更新可能になるだろう。これは、新たな偏析行列が計算されるまで偏析行列が不変のままであるという前提に頼る必要性を排除する。この前提の必要性を排除する技術は、２００３年１１月１４日の英国特許出願第ＧＢ０２３６５３９．４号の主題である。
【００６１】
以下においては、この具体的な技術を使用することは必要不可欠ではないが、好都合であると分かったＩＣＡアルゴリズムの実現に関する具体例を説明する。これは、ＥＵＳＩＰＣＯ’９８、ギリシャのロードス島（Ｒｈｏｄｅｓ，Ｇｒｅｅｃｅ）、１９９８年９月８日から１１日に、Ｉ．Ｊ．Ｃｌａｒｋｅによって、「判別としての非ガウス的性質の直接活用（Ｄｉｒｅｃｔ Ｅｘｐｌｏｉｔａｔｉｏｎ ｏｆ ｎｏｎ−Ｇａｕｓｓｉａｎｉｔｙ ａｓ ａ Ｄｉｓｃｒｉｍｉｎａｎｔ）」において説明される。次にＩＣＡについて詳細に説明する。これは、子宮監視のための５個の電極７、８、１０、１１および１２からの信号と、ｆＥＣＧ監視のための全１２個の電極１から１２からの信号とを分析するために６０で使用される。ＩＣＡは、各々は未知の潜在的ソースｓｊの線形または非線形混合であるという前提に基づいて観察されたコンポジットデータ変数ｘｉ（ｉ＝１〜ｎ）についての分離方法を定義している。混合プロセスもまた未知であり、ソースは、統計的に相互に独立であり、かつ非ガウス的であると想定される。
【００６２】
インデックスｉは関連データに関する電極参照番号１から１２（図４）によって与えられる。つまり電極ｉはリードボックス３４によって処理される信号を生じ、フロー図５０（ＢＳＳによるがこれは含まない）に示されるように信号ｘｉを提供する（ここで、本例ではｉ＝１〜ｎかつｎ＝５（子宮）かつｎ＝１２（胎児）である）。各信号ｘｉは３４でディジタル化され、そして多数の（例えばｍ個の）記録データの時間サンプルを備える。総合的にｎ個の電極の各々と関連した信号のｍ個の時間サンプルは、処理されたディジタル信号のｍ×ｎデータ行列Ｘを形成する。データ行列Ｘから、各センサ出力ｘｉがｓｊの異なる線形組み合わせ、つまり
【数１】
として書き込まれるように、ＩＣＡアルゴリズムは混合行列Ｍと１セットのｎ個の独立ソースｓｊ（ｊ＝１〜ｎ）とを生成する。
【００６３】
ここでＸは、その列がｎセットの処理済み電極信号ｘｉである行列であり、Ｓは、その列が１セットのｎ個の独立ソースｓｊであるｍ×ｎ行列である。混合行列Ｍの逆行列である、つまりその積が単位行列である偏析行列Ｗが次に定義される。このようにしてコンポジットデータＸは異なる対象独立ソースｓｊに分離される。
【００６４】
偏析行列Ｗは、例えば特異値分解（ＳＶＤ）を使用する正規直交基底の生成と、それらを統計的に独立させるための微調整との２段階で推定可能である。第１の段階において、ＳＶＤは（ｍ×ｎ）行列Ｘに対して実行可能である。ＳＶＤは既知の非相関／正規化技術である。行列ＸのＳＶＤは以下のように表すことができる。
【数２】
【００６５】
ここでＵおよびＶはそれぞれ正規直交（ｍ×ｍ）および（ｎ×ｎ）行列であり、λは正の実数対角要素（ＳＶＤの特異値）が降順で配置されている（ｍ×ｎ）対角行列である。
【００６６】
Ｕの列はＸの左の正規直交特異（時間）ベクトルであり、これらはソースｓｊについての情報を含む。Ｖの行はＸの右の正規直交特異ベクトルであり、これらはソースｓｊの空間分布についての情報（つまり各センサでの大きさ）を含む。特異値λは、個々の時間特異ベクトルと関連した電力レベルに関連している。
【００６７】
一般的に、（Ｕの列に含まれている）推定信号は完全には分離されていない。信号を分離するＳＶＤの失敗の原因は、行列ＵおよびＶの両方にユニタリであることを強制する点である。これは第２の順序非相関方法であるために、ＳＶＤ方法に固有であり、１セットの信号における信号対間の全類似性を除去することを意図している。数学的には、これは、分解されたベクトルは直交になることを意味している。多数の「現実の（ｒｅａｌ−ｌｉｆｅ）」信号において、信号の（Ｖの行に含まれている）空間情報は類似しており（相関しており）、これらを異なるものとする解はこれらの分離に成功しない。
【００６８】
欠落している回転行列の判断は高順位統計（ＨＯＳ）の使用を必要とする。未知の独立信号を分離するためのＨＯＳの使用はしばしば独立成分分析（ＩＣＡ）と称され、これは分離プロセスの第２段階である。
【００６９】
行列Ｘは以下のように表すことができる。
【数３】
【００７０】
ここで、Ｒは（ｍ×ｍ）回転行列を示しており、ＲＴはその転置行列を示している。ＲＲＴが恒等行列Ｉに等しくなるようにＲはユニタリ行列である。回転行列はＵに含まれる推定信号を使用して判断される。
【００７１】
一般的に、ｑ個の信号について（ここでｑ≦ｍ）、Ｒは（ｑ×ｑ）行列を示しており、Ｕは（ｍ×ｑ）行列を示しており、λは（ｑ×ｑ）行列を示しており、Ｖは（ｑ×ｎ）行列を示している。式（３）において、推定信号はＵＲに含まれており、推定混合はＲＴλＶによって定義される。
【００７２】
分離プロセスは信号の混合プロセスを、回転、伸張および剪断の複雑な組み合わせとして扱ってもよい。非相関は伸張および剪断効果を除去して、信号を分離するためには回転のみが適用されればよい。回転は剪断や伸張を適用できないために、非相関を無効にすることができない。
【００７３】
Ｒの計算方法は、すでに言及されているＩ．Ｊ．Ｃｌａｒｋｅの参照において説明されており、他の技術もまた既知である。このモデルは、ソースｓｊはポイントソースであると想定しており、これは明確には、有限である子宮活動電位などの生理ソースの場合ではない。複数の分離ソースが明らかに、より便宜的な単一ソースではなく異なる形態の子宮活動について発見されたことは、これらの環境におけるＩＣＡ計算の結果である。１２個の腹部センサが図４に示されているように子宮の監視に使用された場合、子宮活動のうちの３から７個の明らかなソースはＩＣＡによって発見され、その数は、電極／ソースの近接、子宮の収縮の範囲、および表面への電気伝導性などの要因に左右される。追加ソースは、母体ＥＣＧと、胎児および電極移動アーチファクトと、電磁干渉とに関連するソースである傾向がある。１２個の電極がｆＥＣＧ分離に勧められるのに対して、上記のように５個の電極は本例の子宮活動の分離に使用されてもよい。この電極数を使用することは、腹部全体にわたって見られる非定常性子宮活動に関連する問題を削減し、また子宮活動を単一のソースに縮小する。子宮活動を表していない追加ソースが、母体／胎児ＥＣＧ、モーションアーチファクトおよび電磁干渉などのアーチファクトから構成可能になる。
【００７４】
ＩＣＡを使用して子宮活動を監視する際の非局所化電極の使用から生じる問題を示すために、１２個の信号は、図４に示されるような電極を使用して、単独の（胎児１人の）妊娠時に、陣痛初期の３０分にわたって記録した。信号は、子宮活動の抽出に適した０．３から４Ｈｚの周波数帯域において、５２でフィルタリングされた。これらの信号の１３０秒の拡大は図６に示される。信号は左側に１から１２の番号が付されて、各場合の関連電極を示している。全１２個の信号において、約４５秒の子宮活動は、母体ＥＣＧ負担によって破損しているが、括弧８０の真下の領域には見られる。この負担は信号１０で見ることができ、ここでは最強であり、子宮信号の低周波数活動電位の小さなスパイクによって識別される。これはまた多数の他の信号でも見られる。これはまた、８０の下の子宮活動や収縮を越えて生じる信号１２で示される陣痛と関連した別の筋肉／移動アーチファクトによって破損される。図６は、子宮収縮に関する情報は、異なるソースからの異なるタイプの信号の混合ゆえに解釈が困難でありうることを示している。
【００７５】
次に図７を参照すると、ＩＣＡは図６の信号１から１２に適用されて、結果は（左側にマークされている）個別ソースＳ１からＳ１２として示されている。これらのソースは正規化垂直スケール（図示せず）で示されており、各ソースは単位電力を有しており、またこれらは水平時間軸（図示せず）に対してプロットされている。子宮信号の形態は既知であり、図２に示されており、これは分離ソースＳ１からＳ１２の各々と比較される。ソースＳ２からＳ６と、Ｓ８およびＳ９はすべて、Ｓ２からＳ９から増加する相対的遅延を有する図２に類似の構成を示している。これは、７個の子宮ソースが存在する（より便宜的には１つだけである）ことをＩＣＡが表していることを示す。上記のとおり、これは子宮活動の非定常性によるものである。また、活動電位は子宮筋層の異なるペースメーカー部位から同時にトリガされてもよい。これは、より多くの子宮ソースの作成に関する更なるメカニズムである。これらの効果の両方とも、上記の使用可能な電極１から１２のサブセットの使用によって軽減される。
【００７６】
Ｓ１、Ｓ１０およびＳ１１は、別個のソースに分離された母体ＥＣＧ／呼吸アーチファクトである。このアーチファクトは図６に示された信号１から１２のすべてで見ることができた。ＩＣＡは単一ソースＳ１２に大きなアーチファクトを分離しており、これは子宮信号を生じる子宮収縮の期間より長く持続する。Ｓ１２は主に図６の信号１２に貢献したが、他のこのような信号に干渉もした。
【００７７】
図８は、子宮信号に使用される電極の局所性を制限することによって得られた改良を示している。４個のソースのみが示されている点を除いて図７と同じである。５個の信号電極から導き出された信号の使用については上述したが、図８の場合は、４個のこのような信号のみが使用されており、これらは図４の電極７、８、１０および１１を介して導き出された。十分に局所化されている限り、任意の数の電極をこれに関して使用可能である点が付け加えられるべきである。
【００７８】
４個のソースは左側にＳＳ１からＳＳ４と参照番号を付されて示されている。これらのソースと図２との比較は、子宮活動はＳＳ１にのみ現れることを示している。言い換えると、子宮活動は、元々は図６に示されているアーチファクトなしに単一のソースＳＳ１に分離されていた。ソースＳＳ２は母体の心拍および呼吸の周期性を有しており、母体ＥＣＧおよび呼吸アーチファクトはまた単一のソースＳＳ２に分離される。残りの未識別アーチファクトは２個の明確なソースＳＳ３およびＳＳ４となる。ＳＳ１つまり図２との類似性がないために収縮活動とは関連しておらず、認証のために分娩監視装置と並行して監視された子宮活動つまりＳＳ１の収縮の期間より長く延長する。
【００７９】
図６、７および８は、子宮信号の伝搬遅延がＩＣＡに関して極めて類似している局所化されたセットの電極を選択して、これらの電極からの子宮信号への負担を１つの信号として扱うことは容易であることを表している。試行錯誤して局所化グループを選択して、幾つの子宮信号が各場合にＩＣＡで分離されるかを見ることさえできる。複数の子宮ソースが不要なアーチファクト除去によって各電極位置で選択および再構築されてもよいが、ＩＣＡは好ましくは１個の子宮信号のみを分離すべきであるということが基準である。
【００８０】
分離されたソースから子宮収縮を抽出するために、各電極の出力は子宮活動からの負担のみを使用して再構築可能である。つまり、各電極跡はまずソースの混合としてモデル化されてから、これらの対象ソースのみを使用して再構築される（
【数４】
ｊは特定の分離ソースに関連するインデックスに制限されている）。これは、子宮活動が容易に明らかであり、また他のソースが抑圧されていた修正信号を生じる。
【００８１】
本発明の本実施形態において、必要なソースの選択はマニュアルで行われて、各分離ソースに隣接するコンピュータ３６に表示されたソース選択アイコンを使用して実現される。各アイコンは、ソースの破棄を意味する「いいえ」インジケータと、その使用を意味する「はい」インジケータ間でトグルされてもよい。これを自動化して、オペレータの介入なしに子宮活動を表示することができる。自動化は適応しきい値ピーク検出ルーチンを使用して、子宮活動の活動電位を検出してもよい。これは各分離ソースの統計に適合して、子宮活動のエンベロープを検出する確率を最大化する。妊娠中に監視をする一方で、このプロセスは、収縮ソースが発見されて、かつ全チャネルが監視を必要とするまで数分かかることがある。収縮ソースが識別されると、これはこの技術を使用して監視されて、収縮活動の各バーストは更なる分析用のウィンドウによってマーク可能になる。このような分析は、ＦａｓｔＬＯＷおよびＦａｓｔＨＩＧＨと称される高速波子宮活動の２つのカテゴリを識別するためのスペクトル分析であってもよく、これは陣痛の開始のインジケータとして使用可能である。
【００８２】
図５の６８においてｆＥＣＧ信号を抽出するために、手順は、全１２個の信号電極１から１２から導き出された信号が使用される、つまり患者の腹部全体にわたることを除いて、子宮活動の監視に関する。胎児の心臓は小さく、その結果胎児心電図は、均一な伝導媒体によって囲まれたポイントソースとしてモデル化できるために、子宮信号と比較して、ｆＥＣＧにおける信号分離は非定常性によって複雑化されない。従ってｆＥＣＧはＩＣＡのために定常性を有する。
【００８３】
子宮活動を、妊娠中に電極信号から容易に抽出できるようにする際に雑音の削減が重要であるが、明らかに雑音を含んだ信号は依然として使用可能であるとわかる。これは、ＩＣＡ技術が分離可能な雑音を破棄するために分離するからである。しかしながら、分離可能な雑音は必ずしも電極信号の分離不可能な雑音と区別可能であるわけではなく、可能な限り雑音を削減することが重要なのである。
【００８４】
腹部表面の強度マップは、各信号電極ｉの所望のソース番号ｊ（またはソースの組み合わせ）の係数
【数５】
の強度に従って信号電極の幾何学的配置のマップを隠すことによって分離ソースから生成されてもよい。より明るい領域を使用してより高レベルの信号強度を示し、これによって、非定常子宮信号から得ることができたであろう複数の子宮ソースの位置は、腹部のそれぞれの位置で識別可能になる。これは、進行性および非進行性収縮の洞察と、また子宮筋層にわたる伝搬メカニズムの更なる分析とを提供することができる。
【００８５】
ＩＣＡを使用して信号分離を実行することは必要不可欠なことではないが、この技術と、参照されているそのＩ Ｊ Ｃｌａｒｋｅバージョンは好ましい。他の信号分離アルゴリズムも既知であり、例えば、１バージョンの畳み込み混合を提供するだけでなく瞬間かつ畳み込み混合に関して従来技術を再検討している国際公開第０３／０７３６１２Ａ２号パンフレットを参照されたい。標準バンドパス周波数フィルタリングを従来技術で使用して、信号が最強である場合にとりわけ陣痛における子宮活動を観察していた。しかしながら、ＩＣＡ／Ｃｌａｒｋｅ技術は、かなりの不要なアーチファクトがある妊娠および陣痛時の子宮活動の詳細な分析に対して好ましい。実質的な周波数フィルタリングは、所望の信号およびアーチファクトの重複する周波数範囲ゆえに対象信号を除去または劣化させることがある。加えて、ウェーブレット雑音除去スキームが上述のように使用されており、これは（ＢＳＳとは異なり）干渉アーチファクトの先行知識に左右される。
【００８６】
プロトタイプ装置を使用して、信号電極１から１２と、接地および基準電極ＧおよびＲの完全アレイを適用して、監視が開始されるのに約５分かかることがわかった。しかしながら、上記のとおり、子宮活動の取得には、少数の、３個の信号電極がうまく用いられている。さらに、数学的信号処理技術およびハードウェアの改良によって電極数は、ｆＥＣＧ取得のための８個よりも少なくなることを可能とし、これはより広い周波数スペクトル、ひいてはより可能なソースを伴う。
【００８７】
電気保護電位はスクリーンリード３２の遮断に適用されてもよい。これは、リードキャパシタンスの効果と、入力キャパシタンス間の不一致の効果を削減する。これは、差動増幅器３７によって拒絶された検出信号の共通モード雑音成分を増大させる。保護電位は対象信号電圧に類似していてもよいが、遮断は、例えば対象信号によって駆動された電圧追従などの低インピーダンスソースから駆動されなければならない。
【００８８】
図９は、上記の同時に分離されたソースを表示する際の使用に適したディスプレイモニタ９０を概略的に示している。モニタ９０は分離された電気的子宮活動９２と、ｆＥＣＧ９６から導き出された瞬間心拍９４とを示している。陣痛時に胎児はかなりのストレスを受けるために、このように母体および胎児のパラメータを監視できることは極めて有用である。母親および胎児をリアルタイムで、またはこれに近い状態で監視することによって、ストレスが危険なほどに増加した場合に、医師が介入することができる。上記の例において、結果は１ｓｅｃの処理遅延によって得られた。
【００８９】
様々なパラメータが、９０などのモニタへの表示および出力のために、図５の６４でセットアップされてもよい。例えば、
ｉ）病院の記録に関する患者の詳細
ｉｉ）生の、コンポジット、マルチチャネル腹部入力データ（ユニポーラまたはバイポーラ構成）
ｉｉｉ）例えば子宮、胎児、母体の対象ソースのマニュアルまたは自動選択用アイコン
ｉｖ）不要な負担を排除するための、選択ソースによってスパンされたサブ空間へのデータチャネルの付与
ｖ）基準マーカーとして使用する子宮活動電位ピークと活動電位のバーストの位置
ｖｉ）収縮バーストを表示することによる各収縮イベントに関する活動電位のバーストの周波数スペクトル
ｖｉｉ）胎児の動きのマーキング
ｖｉｉｉ）瞬間胎児心拍に対する子宮収縮
ｉｘ）ｆＥＣＧリズムストリップに対する子宮収縮
ｘ）電気フォーマットまたは分娩監視装置フォーマットのいずれかにおける子宮活動
ｘｉ）胎児の状態を示すｆＥＣＧと胎児の危険を示すアラームについての、Ｄａｗｅｓ Ｒｅｄｍａｎなどの基準
ｘｉｉ）子宮収縮情報、ｆＥＣＧリズムストリップおよび胎児心拍などの対象パラメータによる患者の記録
ｘｉｉｉ）患者データのデータベース
ｘｉｖ）例えば心音、心拍または波形の構成などの精密な詳細に焦点を当てるズーム機能
ｘｖ）心拍変動性、ＳＴ上昇、および子宮の収縮と組み合わせて胎児の状態を診断する際に有用であろう他のインターバルなどのパラメータ
【００９０】
次に図１０を参照すると、本発明の更なる実施形態１３０が示されている。これは装置３０に類似しており、上記の同様のパーツは１００で始まる参照番号が付されているが、さらに説明されてはいない。本実施形態１３０においては、リードボックス１３４が、１４９ｂで示された対応する受信機と通信し、かつコンピュータ１３６に接続されたアンテナ１４９ａによって概略的に示される送信機に接続される点においてのみ先行実施形態３０と異なっている。リードボックス１３４からコンピュータ１３６への送信機／受信機リンクによってリードボックス１３４は、患者の近く、またはその上に置かれることが可能である。このような送信増幅データによってスクリーンリード３２は、以前よりも短くなる。これらは近くのリードボックス３４に届きさえすればよいのである。このことはさらに、雑音ピックアップおよび信号損失の範囲を縮小する。加えて、長く延びるリードと、リードのコンピュータ１３６への物理的接続の欠如によって、母親はリードや電極を切断する必要なく歩行可能になり、潜在的には、記録がとられる際に母親をよりリラックスさせることができる。
【００９１】
次に図１１を参照すると、本発明の更なる実施形態２３０が示されている。これは装置３０に類似しており、上記の同様のパーツは２００で始まる参照番号が付されているが、さらに説明されてはいない。各電極２０１などはまず２３３にはめ込まれて示されているそれぞれの前置増幅器２３１に接続されており、各ユニット２３１はリードボックス２３４に接続される。適切な前置増幅器は既知であるので説明はしない。前置増幅器２３１はそれぞれの電極２０１などに隣接して配置されて、前処理段階を提供する。これらはリード２３２に沿って伝搬する信号を増幅して、それによって信号はより大きくなり、（装置３０と比較して）、リードが暴露されている電気的かつ磁気的雑音ソースに対して比較的免疫がある。
【００９２】
本発明を他の用途に使用して、ヒト以外の種を含む他の器官の定常および非定常筋肉活動を監視してもよい。平滑筋は、腸、動脈および静脈、膀胱、分泌腺を含む子宮以外の他の器官の壁を裏打ちする。その主要な役割は、それが取り囲む器官内腔の直径を調整することである。平滑筋は低速の収縮と、低エネルギーコストで長期間収縮を維持できる能力とによって特徴付けられている。これはまたその神経支配（神経分布）と伝搬特徴とによって特徴付けられてもよい。子宮、消化管および膀胱は、小面積の神経支配と、ギャップ結合を介する強力な電気的結合とを示している。従って、本発明を使用して、例えば膀胱の筋電図を検出および分類することによって膀胱機能を監視してもよい。これによって膀胱の排尿筋は、機能障害、不安定性、無反射または過剰反射、および排尿筋と尿道括約筋との連携の欠如について判断されるようになる。この方法は、患者の予備的な非侵襲性排尿水力学的分析を可能にし、または侵襲的な排尿水力学的テストへの非侵襲性フォローアップを実際に提供してもよい。排尿筋および括約筋の活動の特徴付けは、種々のタイプの失禁においてとりわけ有用である。例えば、
目を覚ますように警告する音の聞こえる患者の夜尿、
排尿筋の状態を示して、不随意収縮を予測する急迫性尿失禁、
排尿筋の休止トーンによって膀胱容量のマニュアル表示を提供する溢流性尿失禁、および、
膀胱容量の表示としての妊娠に関連する失禁、である。
【００９３】
同様の技術はまた消化管および下部腸管に適用可能である。
【図面の簡単な説明】
【００９４】
【図１】本発明の分娩監視装置および装置によってそれぞれ記録された、時間に対する子宮の機械的かつ電気的活動のプロットを提供する図である。
【図２】図１の子宮の電気的活動の単一のバーストを、水平および垂直に拡大して示す図である。
【図３】本発明に従った、子宮活動と、ｆＥＣＧと母体ＥＣＧとを同時に記録するための装置の概略図である。
【図４】腹部の電極配置の概略図である。
【図５】コンポジット信号から子宮信号およびｆＥＣＧ信号を同時に分離するためのコンピュータ実現プロセスのフロー図である。
【図６】図４に示されている電極配列を使用して記録されたコンポジット信号を示す図である。
【図７】図５のプロセスを使用してコンポジット信号から分離された独立信号ソースを示す図である。
【図８】図７に相当するが、信号の非定常性に対して処理を鈍らせるように配置されている少数の局所化電極に対応している図である。
【図９】瞬間心拍およびｆＥＣＧに伴う子宮の電気的活動を示すビジュアルディスプレイユニットを概略的に示す図である。
【図１０】処理とは無関係の信号記録を示す図である
【図１１】電極搭載バッファ増幅器の使用を示す図である。
【技術分野】
【０００１】
本発明は、電気的筋肉活動を非侵襲的に監視するための方法および装置に関する。とりわけ、妊娠および陣痛時の子宮収縮の監視に関する（しかしこれに限定されない）。
【背景技術】
【０００２】
子宮筋層活動は妊娠および陣痛を通して変化する。子宮筋層−子宮の筋肉領域−は決して完全には緩和せず、妊娠初期から一定間隔で収縮する。これらの収縮は痛みがなく、ブラクストン・ヒックス（Ｂｒａｘｔｏｎ Ｈｉｃｋｓ）収縮として知られている。妊娠の第２期の終わりまでには、子宮活動は、ほぼ毎分小さな局所的収縮に制限されており、３０分から６０分ごとに大きな収縮がある。これらの大きな収縮は、陣痛の開始まで第３期を通して頻度および強度が増す。陣痛の開始は、痛みを伴う収縮の頻度と、頸部の進行性開大に基づいた主観的判断である。早期陣痛は依然として新生児の死亡および疾病の主要原因である。Ｃｏｓｔｅｌｏｅ Ｋ、Ｇｉｂｓｏｎ ＡＴ、Ｍａｒｌｏｗ Ｎ、Ｗｉｌｋｉｎｓｏｎ ＡＲによる現在のＥＰＩ治療（ＥＰＩｃｕｒｅ）研究は、「瀕死の状態で生まれた新生児の退院に対する結果（Ｔｈｅ ｏｕｔｃｏｍｅ ｔｏ ｄｉｓｃｈａｒｇｅ ｆｒｏｍ ｈｏｓｐｉｔａｌ ｆｏｒ ｂａｂｉｅｓ ｂｏｒｎ ａｔ ｔｈｅ ｔｈｒｅｓｈｏｌｄ ｏｆ ｖｉａｂｉｌｉｔｙ）」に注目している。これは、イギリスで妊娠２３週から２５週で生まれた新生児の約５０％が、重大な長期にわたる障害を有するということを示唆している。正常な陣痛を通して、収縮の強度、頻度および期間は１０分毎に２回から４回の収縮に増え、初期の陣痛では２０秒から、陣痛の第１段階の終わりまでには４０秒から９０秒へと漸進的に長くなる。これは、Ｌｌｅｗｅｌｙｎ Ｊｏｎｅｓによって「産科学および婦人科学の基礎（Ｆｕｎｄａｍｅｎｔａｌｓ ｏｆ Ｏｂｓｔｅｔｒｉｃｓ ａｎｄ Ｇｙｎａｅｃｏｌｏｇｙ）」に説明されている。従って、早期陣痛の事前警告を与えるために、子宮活動を定期的に監視することは非常に望ましい。
【０００３】
子宮の収縮を監視するための既存の方法は主観的であり、原則として陣痛の開始を予測するためには収縮の頻度だけに頼っている。妊娠中、これは一般的に、とりわけ最初の妊娠においては正確さに欠ける症候性自己監視に頼っている。第３期には、分娩監視装置（ｔｏｃｏｄｙｎａｍｏｍｅｔｅｒ）を使用してもよく、これは、子宮が腹壁にかける圧力を監視する圧力トランスデューサである。これは腹部の周りに固定されて、収縮の頻度を示し、収縮の大きさを主観的に測定するものであり、トランスデューサが適用される圧力と場所の影響を受けやすい。
【０００４】
子宮内圧力モニタは、子宮圧を判断するための既知の正確なツールである。子宮腔に経頸管的に置かれたカテーテルによって子宮内および羊膜の液圧を検出および測定するように設計されている。これは、子宮の収縮の強度、期間および頻度を監視するために使用される。上記のパラメータを監視する際のその正確さにかかわらず、これは体内への侵襲性手順を伴い、一般的に臨床環境でのみ使用される。確実な非侵襲性技術が使用可能ならば、これは臨床医学者によって容易に受け入れられるであろう。
【０００５】
子宮筋電図（ＥＭＧ）つまり子宮筋電図検査（ＥＨＧ）は１８４９年に発見された。長年の研究にもかかわらず、確実な非侵襲性ＥＨＧ測定を得ることの技術的困難によってこれは他の電気生理学監視技術に比べてかなり実用的でないものになってしまった。多数の研究は既に、侵襲性手段を介してＥＨＧを記録しており、また収縮活動のメカニズムを理解しようと試みていた。Ｇａｒｆｉｅｌｄらの「子宮筋細胞収縮のコントロール：ギャップ結合の役割および調整（Ｃｏｎｔｒｏｌ ｏｆ Ｍｙｏｍｅｔｒｉａｌ Ｃｏｎｔｒａｃｔｉｌｉｔｙ：Ｒｏｌｅ ａｎｄ Ｒｅｇｕｌａｔｉｏｎ ｏｆ Ｇａｐ Ｊｕｎｃｔｉｏｎｓ）」Ｏｘｆｏｒｄ Ｒｅｖ．Ｒｅｐｒｏｄ．Ｂｉｏｌ．１０：４３６−４９０、１９８８年；Ｄｅｖｅｄｅｕｘ Ｄ、Ｍａｒｑｕｅ Ｃ、Ｍａｎｓｏｕｒ Ｓ、Ｇｅｒｍａｉｎ Ｇ、Ｄｕｃｈｅｎｅ Ｊ、１９９２年、子宮、子宮筋電図検査：産科学および婦人科学についてのアメリカン・ジャーナルの批評（Ｕｔｅｒｉｎｅ、ｅｌｅｃｔｒｏｍｙｏｇｒａｐｈｙ：ａ ｃｒｉｔｉｃａｌ ｒｅｖｉｅｗ、Ａｍｅｒｉｃａｎ Ｊｏｕｒｎａｌ ｏｆ Ｏｂｓｔｅｔｒｉｃｓ ａｎｄ Ｇｙｎｅｃｏｌｏｇｙ）、ＶＯＬ．１６９、Ｎｏ．６ ｐｐ１６３６−１６５３。
【０００６】
多数の研究は、信号の雑音除去および不要な生物アーチファクトの除去は、良好な解釈に必要であることを認めているが、ＥＨＧの非侵襲性経腹壁的記録は、差動対の電極を中心とした信号取得機器を使用して可能であることを示してきた。これらの研究には、Ｓｉｍｐｓｏｎ Ｎ．Ａ．Ｂ．らによる、１９９８年「ヒトの妊娠の陣痛の開始に関連する子宮の電気的活動の変化（Ｃｈａｎｇｅｓ ｉｎ ｕｔｅｒｉｎｅ ｅｌｅｃｔｒｉｃａｌ ａｃｔｉｖｉｔｙ ａｓｓｏｃｉａｔｅｄ ｗｉｔｈ ｏｎｓｅｔ ｏｆ ｌａｂｏｕｒ ｉｎ ｈｕｍａｎ ｐｒｅｇｎａｎｃｙ）」、生理学ジャーナル（Ｊｏｕｒｎａｌ ｏｆ ｐｈｙｓｉｏｌｏｇｙ）５０７．Ｐ、６８Ｐ；Ｌｅｎｍａｎ Ｈ、Ｍａｒｑｕｅ Ｃによる「子宮筋電図検査信号における母体心電図の拒絶（Ｒｅｊｅｃｔｉｏｎ ｏｆ ｔｈｅ Ｍａｔｅｒｎａｌ Ｅｌｅｃｔｒｏｃａｒｄｉｏｇｒａｍ ｉｎ ｔｈｅ Ｅｌｅｃｔｒｏｈｙｓｔｅｒｏｇｒａｍ Ｓｉｇｎａｌ）」、２０００年、ＩＥＥＥ Ｔｒａｎｓａｃｔｉｏｎｓ ｏｎ Ｂｉｏｍｅｄ．Ｅｎｇ．Ｖｏｌ．４７、Ｎｏ．８がある。
【０００７】
子宮ＥＭＧの抽出の確実性を改良して、その正確な分類を可能にするために、より最近の研究は、早期陣痛の予測を可能にするための収縮性波形の雑音除去および妊娠中の収縮の特徴づけに関している。Ｃａｒｒｅ Ｐ、Ｌｅｎｍａｎ Ｈ、Ｆｅｒｎａｎｄｅｚ Ｃ、Ｍａｒｑｕｅ Ｃ、１９９８年、「非破壊ウェーブレット変換による子宮ＥＨＧの雑音除去（Ｄｅｎｏｉｓｉｎｇ ｏｆ ｔｈｅ Ｕｔｅｒｉｎｅ ＥＨＧ ｂｙ ａｎ Ｕｎｄｅｃｉｍａｔｅｄ Ｗａｖｅｌｅｔ Ｔｒａｎｓｆｏｒｍ）」、ＩＥＥＥ Ｔｒａｎｓａｃｔｉｏｎｓ ｏｎ Ｂｉｏｍｅｄ．Ｅｎｇ．Ｖｏｌ．４５，Ｎｏ．９；Ｋｈａｌｉｌ Ｍ、２０００年、子宮ＥＭＧ分析：変化検出および分類のための動的アプローチ（Ｕｔｅｒｉｎｅ ＥＭＧ Ａｎａｌｙｓｉｓ：Ａ Ｄｙｎａｍｉｃ Ａｐｐｒｏａｃｈ ｆｏｒ Ｃｈａｎｇｅ Ｄｅｔｅｃｔｉｏｎ ａｎｄ Ｃｌａｓｓｉｆｉｃａｔｉｏｎ）」、ＩＥＥＥ Ｔｒａｎｓａｃｔｉｏｎｓ ｏｎ Ｂｉｏｍｅｄ．Ｅｎｇ．Ｖｏｌ．４７，Ｎｏ．６を参照されたい。
【０００８】
さらなる研究は、子宮ＥＭＧに基づいた陣痛の診断に焦点を合わせており、Ｒｏｓｅｎｂｅｒｇ Ｅによる１９９６年の米国特許第５４８３９７０号明細書「陣痛の診断用の装置および方法（Ａｐｐａｒａｔｕｓ ａｎｄ Ｍｅｔｈｏｄｓ ｆｏｒ ｔｈｅ Ｄｉａｇｎｏｓｉｓ ｏｆ Ｌａｂｏｕｒ）」を参照されたい。この参照は患者の腹部の子宮ＥＭＧを観察している。これは、伝導異常を補償しつつ、収縮波の周りにエンベロープを形成して腹部にわたる収縮の進行を監視する技術を使用している。そして得られた情報は直流オフセット技術と結び付けられて子宮頸管の開大を判断する。この装置は、技術がうまくいくように、電極の具体的な配置と種々の座標システムの選択とに依拠している。この２つは間接的に関連しているが、装置は、胎児の状態よりも陣痛の進行を監視することに焦点を当てている。
【０００９】
陣痛の成り行きと胎児の状態を監視するためのツールに加えて、非侵襲性子宮ＥＭＧと出生前スクリーニングおよび監視用の非侵襲性胎児心電図（ｆＥＣＧ）との組み合わせを提案する研究は少ない。国際公開第０２／０９６２８８号パンフレット（以下「ＷＯ／２８８号」）は、胎児心電図を抽出するのにいずれの信号およびいずれの方法が特に使用されているのかを抽出するためにいずれの技術が使用されているかは不明ではあるが、母体の子宮と、母体および胎児の心臓活動と、胎児の脳の活動とを検出および分析するための装置を提案している。これは、胎児の脳の活動のための（推定上胎児の）頭皮電極と、完全には非侵襲性でないことを示している経頸管的かつ経膣的ならびに経腹壁的な記録に言及している。心臓ＱＲＳＴトレースはドップラー超音波とパルス酸素濃度計および／または他の方法で得ることができることを示している。また、ｆＥＣＧについて示されている対象周波数帯域、１Ｈｚから５Ｈｚおよび２０Ｈｚから２００Ｈｚは０．５Ｈｚから１５０Ｈｚの想定範囲にないが、経腹壁的電気信号を記録することを示している。この範囲は６００人以上の患者に関するＰＣＴ国際特許出願第ＧＢ２００２／００４４１０号明細書（以下「ＧＢ４４１０号」）に関連した研究中に発見され、心電図に関するアメリカ心臓協会スタンダード（Ａｍｅｒｉｃａｎ Ｈｅａｒｔ Ａｓｓｏｃｉａｔｉｏｎ Ｓｔａｎｄａｒｄｓ ｆｏｒ Ｅｌｅｃｔｒｏｃａｒｄｉｏｇｒａｐｈｙ）によって示されている。しかしながら、ＧＢ４４１０号以前には十分正確にそれを測定することができないために、ｆＥＣＧに具体的に適用されている現在のスタンダードはない。ＷＯ／２８８号において心筋活動電位の大きさは１１０から１４０ｍＶと記されている。２ＫΩの電極の皮膚インピーダンスを有する腹部電極は、約２００μＶの母体信号を検出する傾向がある。
【００１０】
国際公開第００／０５４６５０号パンフレットはまた非侵襲性ｆＥＣＧおよび子宮収縮について記している。これは、子宮の収縮によるモーションアーチファクトと母体ＥＣＧアーチファクトとが補償されたｆＥＣＧを生成するために、母体ＥＣＧと共に、子宮信号を雑音基準ソースとして使用する適合的信号処理フィルタアルゴリズム（ＡＳＰＦＡ）を開示している。表面ＥＭＧ信号は、子宮の収縮を監視するのに使用可能であることが示されている。電極位置が特定される必要がないということを強調する一方で、電極対は共に配置されて、母体ＥＣＧ用の基準電極はＡＳＰＦＡを支援するためにそれに応じて配置される必要がある。子宮筋電図の性質、その抽出方法および／またはその臨床的重要性についての説明はないと思われる。
【００１１】
ＥＭＧ信号を生成する母体の腹部電極を使用した子宮活動の監視は、欧州特許出願第１１６６７１５Ａ２号明細書に開示されている。受信ＥＭＧ信号は、アナログフィルタによって、またはマイクロプロセッサによってディジタル的にフィルタリングされて、子宮活動を監視する。
【００１２】
子宮の収縮は、卵管と子宮の結合部分にあるペースメーカー細胞の部位で促進（ｉｎｓｔｉｇａｔｅ）されると言われている。バースト（ｂｕｒｓｔ）と称されるものがこの部位で発生される場合に効果的な収縮が生じる。バーストは子宮の上部に最も集中しているが、毎秒約２ｃｍの割合で子宮にわたって広がり、「産科学および婦人科学の基礎（Ｆｕｎｄａｍｅｎｔａｌｓ ｏｆ Ｏｂｓｔｅｔｒｉｃｓ ａｎｄ Ｇｙｎａｅｃｏｌｏｇｙ）」においてＬｌｅｗｅｌｌｙｎ Ｊｏｎｅｓによって説明されているように、収縮の最高潮は子宮全体にわたる。
【００１３】
上記のように、子宮活動は妊娠期間にわたって生じ、非常に早い段階から活動電位が生じている。種々のタイプの特徴および波形は、ＤｅｖｅｄｅｕｘらによるＡｍ Ｊ Ｏｂｓｔｅｔ Ｇｙｎｅｃｏｌ，１９９３年「子宮筋電図検査：批評（Ｕｔｅｒｉｎｅ Ｅｌｅｃｔｒｏｍｙｏｇｒａｐｈｙ：Ａ Ｃｒｉｔｉｃａｌ Ｒｅｖｉｅｗ）」に説明されているように、電気的子宮筋活動によるものであり、これらは以下のように説明可能である。低速波、これはインビボ（ｉｎ ｖｉｖｏ）測定ではなく腹部の子宮測定に関連し、従って皮膚のストレッチなどの機械的アーチファクトによって生成されたと考えられ、その周期は通常収縮期間に等しい。高速波について、著者は、妊娠および分娩時の子宮の収縮と関連した低周波数帯域（０．１から０．６Ｈｚ）と、分娩時だけの進行性収縮に関連した高周波数帯域（０．６から３Ｈｚ）とに分離している。Ｄｅｖｅｄｅｕｘらは、固定的なペースメーカー部位はなく、その代わり、心臓細胞のように、子宮筋細胞は隣接する細胞（ペースメーカー追従細胞）から発生した活動電位によって励起されたり、それ自体のインパルス（ペースメーカー細胞）を生成したりすることができる、と結論付けている。各細胞はこれら２つの機能を交互に行なうことができるとも示されている。これは、すでに始まっている陣痛中に子宮上部におけるペースメーカー活動の集中増大によって説明可能な分娩時の機械的要因に焦点を当てているが、Ｌｌｅｗｅｌｌｙｎ Ｊｏｎｅｓの「産科学および婦人科学の基礎（Ｆｕｎｄａｍｅｎｔａｌｓ ｏｆ Ｏｂｓｔｅｔｒｉｃｓ ａｎｄ Ｇｙｎａｅｃｏｌｏｇｙ）」に反するように思われる。
【００１４】
Ｄｅｖｅｄｅｕｘらはインビボ技術、つまり子宮に取り付けられた電極によってなされた内部測定について説明しており、また１２から２５ｍＶの振幅の信号を検出しているが、彼らは、これらの値は腹部の記録について極めて縮小されていることを結論付けている。彼らはまた、収縮の振幅は基準として使用されるべきではないが、子宮筋電図検査のスペクトルドメインをより強調して使用されるすべきであると結論付けている。これは周波数コンテンツを保持しつつ効率的に信号から雑音除去するにはとりわけ好都合である。
【００１５】
陣痛中の胎児および母親の両者についての従来の監視はドップラー超音波および分娩監視（ｃａｒｄｉｏｔｏｃｏｇｒａｐｈｙ、ＣＴＧ）などのツールに頼っており、これらは感度および特異度に欠ける。ＣＴＧは分娩監視装置とドップラー超音波とを組み合わせて、収縮と心拍をそれぞれ同時に監視する装置である。これらの２つの測定の組み合わせによって、胎児の状態の測定が、とりわけ子宮の収縮に応答して、心拍の加速および減速に基づいて形成可能になる。Ｄａｗｅｓ／Ｒｅｄｍａｎ基準は、特定の時間基準の下で、加速、減速、胎児の動きおよび心拍変化を見るＣＴＧと共に使用される、胎児の状態の測定の一例である。しかしながら、真性糖尿病などの状態において、この基準は、心拍の大きな変化がないために役に立たない。Ｔｉｎｃｅｌｌｏ ＤＧらによる「真性糖尿病患者における胎児の心拍記録のコンピュータ分析（Ｃｏｍｐｕｔｅｒｉｓｅｄ ａｎａｌｙｓｉｓ ｏｆ ｆｅｔａｌ ｈｅａｒｔ ｒａｔｅ ｒｅｃｏｒｄｉｎｇｓ ｉｎ ｐａｔｉｅｎｔｓ ｗｉｔｈ ｄｉａｂｅｔｅｓ ｍｅｌｌｉｔｕｓ）：Ｄａｗｅｓ Ｒｅｄｍａｎ基準は胎児の状態の有効なインジケータとはなりえない」、周産期医学ジャーナル（Ｊｏｕｒｎａｌ ｏｆ Ｐｅｒｉｎａｔａｌ ｍｅｄｉｃｉｎｅ）、１９９８年；２６（２）：１０２−６を参照されたい。
【００１６】
ＣＴＧの診断的使用は、リスクの高い妊娠における周産期死亡率や疾病率に対して効果が限定的であるように思われる。Ｃｏｃｈｒａｎｅのデータベースは、ＣＴＧによって判断された妊娠において周産期死亡率は増加の傾向にあること（確率比２．８５、９５％信頼区間０．９９から７．１２）を示している。リスクの高い妊娠におけるドップラー超音波の使用は多数の産科治療結果を改良しているように思われ、また周産期死亡を減少させる一助となるように思われるが、リスクの低い母集団においては利点があるとは示されていない。分娩監視装置の配置、適用圧力、子宮壁圧、皮下脂肪限界およびデータ解釈などの変数はその有効性について重大な影響を有しているが、ＣＴＧには自宅でのリスクの高いグループに対する移動監視が提供されることもある。Ｄｙｓｏｎ Ｄｏｎａｌｄ Ｃらは、１９９８年の「早期陣痛の恐れがある女性の監視（Ｍｏｎｉｔｏｒｉｎｇ Ｗｏｍｅｎ ａｔ Ｒｉｓｋ ｆｏｒ Ｐｒｅｔｅｒｍ Ｌａｂｏｒ）」Ｎｅｗ Ｅｎｇ Ｊｏｕｒｎａｌ ｏｆ Ｍｅｄｉｃｉｎｅ Ｖｏｌｕｍｅ３３８：１５−１９において、在宅ＣＴＧ監視を使用する女性は、看護士の訪問を毎週受けている女性ほど良好な結果を得ていないことを示している。このことは、子宮の収縮の発生、スペクトルコンテンツおよび大きさに関する定量的かつ非侵襲性測定を提供する装置に対する要件があるだろうことを示している。
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【００１７】
本発明の目的は、子宮の収縮によって生じるような電気的筋肉活動の非侵襲性検出のための装置を提供することである。
【課題を解決するための手段】
【００１８】
本発明は、電気的筋肉活動を非侵襲的に監視するための方法を提供しており、筋肉活動は定常性または非定常性であり、以下のステップを組み込むことによって特徴付けられている。
ａ）定常信号を分離するのに適した信号分離方式を提供するステップと、
ｂ）筋肉活動を検出するように、患者の皮膚の外側に複数の低雑音信号電極であって、
ｉ）信号電極の筋肉信号寄与が、筋肉ソースの非定常性にかかわらず、信号分離方式への単一の筋肉ソースを模し、
ｉｉ）信号分離方式によって検出されたソース数は電極数以下であるように、十分に局所化されている信号電極を置くステップと、
ｃ）電極から受信した信号に信号分離方式を適用して、筋肉ソースを分離するステップ。
【００１９】
本発明は、筋肉活動が非定常性であるにもかかわらず、定常信号を分離するのに適した信号分離方式を使用して筋肉ソースを分離することができるという利点を提供しており、これは後述するような多数のこのような技術を備えている。
【００２０】
筋肉活動は子宮活動でもありうる。信号分離方式は以下に定義されるような瞬間アルゴリズムに基づいていてもよく、また独立成分分析（ＩＣＡ）であってもよい。信号分離方式を適用するステップは、信号電極からの信号より導き出された処理データにＩＣＡを適用してもよく、このデータは、隣接するブロックの対において各後続ブロックがそれぞれの先行ブロックの一定割合のデータを組み込むように連続重複ブロックに配置されており、また異なるブロックのＩＣＡ処理において導き出された独立ソースを再配列して、信号スワッピングについて補正するために補正スキームが適用される。
【００２１】
信号電極を置くステップは、ペースメーカー活動の想定部位の近くの位置の直立した患者に対して、へその高さまたはこれより上に４個または５個の信号電極を置くステップを備えていてもよい。信号電極は第１のセットの信号電極であってもよく、信号電極を置くステップは、その筋肉信号寄与に対して十分に局所化されていない位置の患者の皮膚に第２のセットの信号電極を置いて、単一のソースを信号分離方式にシミュレートするステップを含んでいてもよく、そして信号分離方式は非定常性筋肉活動を監視するための第１のセットの信号電極を介して導き出された信号と、定常性筋肉活動を監視するための第１および第２のセットの信号電極を介して導き出された信号とを用いる。
【００２２】
信号分離方式は母体および胎児の心臓活動と、子宮活動と、母体の筋肉活動と、胎児ＥＣＧおよび母体ＥＣＧとを同時に取得することができる。周波数選択的フィルタリングを用いて、センサよりも信号が多い範囲を制限することによって、母体および胎児の心臓活動と、子宮活動との分離を容易にすることができる。
【００２３】
別の態様において、本発明は、電気的筋肉活動を非侵襲的に監視するための装置を提供しており、この筋肉活動は定常性または非定常性であり、この装置は
ａ）定常信号を分離するのに適した信号分離方式を実現するためのコンピュータ装置と、
ｂ）筋肉活動を検出するために、患者の皮膚（４０）の外側に置かれた複数の低雑音信号電極であって、
ｉ）電極の筋肉信号寄与が、筋肉ソースの非定常性にもかかわらず、信号分離方式への単一の筋肉ソースを模し、
ｉｉ）信号分離方式によって検出されたソース数が電極数以下であるように、十分に局所化されている電極と、
ｃ）電極から受信した信号を、コンピュータ装置による信号分離方式の適用に適したディジタル信号に処理して、筋肉ソースを分離するための処理手段と、を組み込んでいる装置によって特徴づけられている。
【００２４】
本発明の装置に関する態様は、方法に関する態様の特徴に必要な変更を加えたものに類似の好ましい特徴を有する。
【００２５】
次に、本発明の実施形態について、添付の図面を参照して例示によって説明する。
【発明を実施するための最良の形態】
【００２６】
図１および図２を参照すると、本発明を使用する子宮の電気的活動と、分娩監視装置からの機械的活動の同時記録は患者の陣痛時に行われて、信号処理が電気的な子宮活動を抽出するために適用された。機械的活動は一般に２０で示されており、電気的活動は、２２ａ、２２ｂおよび２２ｃなどの電気的な子宮のバースト活動のパルス列によって示される。２つの形態の活動が共通の時間軸に対してプロットされて示される。図２は、子宮の電気的活動の単一のバースト２２ｂ内の個々の活動電位を、電圧および時間的尺度を拡張して示している。
【００２７】
次に図３を参照すると、本発明を実現するのに適した装置は一般的に３０で示されている。これは、母親の皮膚の表面に置いて、そこから生成された電圧信号を監視するのに適した多数の電極１、２、３、ＧおよびＲを備えている。ここでＧは接地電極を示しており、Ｒは基準電極を、１から３は信号電極を示している。便宜上、電極１などの５個のみが示されているが、本発明の本例においては、後述のように１４個の電極、つまり１から１２と番号が付された１２個の信号電極（４から１２は図示せず）と共にＧおよびＲ電極が使用された。電極１などはそれぞれのスクリーンリード３２ａから３２ｅ（総称的に３２）を介してリードボックス３４に接続されており、これはまたコンピュータ３６に接続されている。
【００２８】
リードボックス３４は信号電極１などからの信号用の処理回路を含んでおり、３４ａに差し込まれて示されている。回路は２つの信号電極１および２について示されており、点Ｄは他の信号電極に対する同様の回路を示している。回路は信号電極１などごとに、それぞれ低雑音差動増幅器３７と、それぞれのハイパスおよびローパスアンチエイリアスフィルタ３８とを備えている。フィルタ３８は共通のマルチチャネルアナログ／ディジタルコンバータ（ＡＤＣ）３９に接続されている。増幅器３７は基準電極Ｒからの信号を、それぞれの信号電極１などからの信号より減算して、その結果得られた差分信号を増幅する。差分信号はＡＤＣ３９によってディジタル信号に変換されて、そしてコンピュータ３６を使用して記録および処理されて、詳細に後述されるように、母体の子宮信号とｆＥＣＧ信号とを分離する。
【００２９】
市販の脳波検査（ＥＥＧ）システムは、原入力コンポジットデータ、つまり３０での処理後の電極からの信号を取得および表示するための適合にふさわしい。ここでコンポジットという表現は、電極信号が異なるソースからの信号の混合であるという事実を示している。コンピュータ３６はＭｉｃｒｏｍｅｄ Ｅｌｅｃｔｒｏｎｉｃｓ ＵＫ Ｌｔｄから供給されたポータブルＥＥＧシステム（ＳＹＳ９８−Ｐｏｒｔ２４−ＣＬ）によるコンピュータである。これは、Ｍｉｃｒｏｓｏｆｔ Ｗｉｎｄｏｗｓ（登録商標） ＮＴオペレーティングシステムのバッテリ電源ラップトップコンピュータ実行システム’９８のＥＥＧ記録／分析ソフトウェア（ＳＹＳ−９８）である。ＳＹＳ−９８ソフトウェアは便宜的なインタフェースを、ボックス３４からディスプレイ装置（スクリーン、図示せず）およびデータ記憶媒体（ハードディスク）に提供する。本発明の本例を実現するために、特定用途向けのあつらえて作ったソフトウェアが開発されており、コンピュータ３６で実行される。あつらえて作ったソフトウェアによって、ＥＥＧ固有ソフトウェアによって記録されたデータは、子宮活動および胎児負担を分離するために読み取りおよび処理されることが可能となる。これはまた、このような活動および負担（例えば、子宮活動の期間、強度、頻度スペクトル、およびｆＥＣＧの胎児心拍、ＰＲ、ＱＲＳ、ＱＴインターバル）から導き出されたパラメータの表示を提供する。あつらえて作ったソフトウェアの動作について以下により詳細に説明する。コンピュータ３６のタイプは明確には重要ではないが、記録、処理および表示ソフトウェアを実行するための十分な処理容量と、記録データ、処理結果および表示自体を保存するための十分なメモリとを有していることが必要である。好ましくは、コンピュータはポータブルであるべきである。患者に容易に転送するために提供されるだけではなく、ポータブルコンピュータはメイン電源および関連雑音とは分離されたバッテリで実行されてもよい。
【００３０】
（本発明に固有の処理データとは対照的な）原コンポジットデータ用のコンピュータディスプレイスクリーン（図示せず）と記録および表示ソフトウェア、ならびにその接続リードを含む、リードボックス３４およびコンピュータ３６はすべてポータブルＥＥＧシステムの一部である。
【００３１】
電極１などはＮｅｕｒｏｌｉｎｅ（登録商標）によって製造された市販の使い捨て粘着神経電極（タイプ７１０ ０１−Ｋ）である。電極１などの最優先事項は、これらが低雑音であり、かつ２ｋΩ未満の皮膚のインピーダンスとなるように患者に容易に取り付けられるタイプであることである。さらにこれらは、処理ソフトウェアによる効果的な信号分離を可能にするように数において十分でなければならない。それぞれのスクリーンリード３２を具備する各電極１などは、それぞれ単一かつ別個のデータチャネルをマルチチャネル記録に与える。
【００３２】
市販されている７１０ ０１−Ｋ電極は１０ｃｍ長の通常の（未スクリーン）ケーブルを取り付けている。このタイプが選択されたのは、取り付けられたケーブル長が最短で使用可能であるからである。この長さのワイヤが約１ｃｍであること、あるいは、これは電気的雑音をさらに削減するように電極がスクリーンリード３２に直接取り付けられていることが好ましい。ｆＥＣＧに固有のより短いケーブルを具備する使い捨て電極が同じ設計で作られてもよい。
【００３３】
スクリーンリード３２は、生物医学的用途にふさわしいタイプの０．９ｍｍの同軸スクリーンケーブルから作られている。これらは、ｆＥＣＧ記録時の雑音レベルを３μＶ未満に低下させるために十分にスクリーニングされなければならない。電気的スクリーニングのために接地に接続されている外部金属ケースを有するＤタイプコネクタ（図示せず）によってリードボックス３４に接続される。スクリーンリード３２は信号電極１などをリードボックス３４に接続する。各スクリーンリード３２を備える同軸ケーブルの外部ブレードメッシュ層が、リードボックス３４の分離接地と、Ｄタイプコネクタの金属ケースとに接続される。接地電極Ｇはまたリードボックス３４の分離接地に接続される。これは、増幅器３８によって拒絶される共通のモード干渉に対して、母体へのリターンバイアス電流経路を提供する。
【００３４】
８個以上の信号電極１などは一般的に、ｆＥＣＧ抽出が適切な腹部カバレージを提供して、十分明確なソースへの信号分離を可能にするように十分でなければならない。例えば、ＧＢ４４１０号にあるような信号分離を使用して、２個から３個の明らかに独立したソースは一般的に母体の心臓について検出され、通常は胎児１人につき１個から２個である。子宮の収縮からのアーチファクトの分離は、少数のソースがあるために３個の電極と、狭い対象周波数帯域とにより可能である。追加電極によって、母体の呼吸、不要な電気的干渉などとの関連物などの不要なアーチファクトの分離が可能になる。
【００３５】
図４は、子宮活動と胎児心電図（ｆＥＣＧ）を同時に監視するのに適した、母親の腹部上への電極１などの可能な配置のある図である。本例において、１２個の信号電極１から１２と、接地電極Ｇと共通基準電極Ｒはすべて、母親の皮膚４０の外部表面に取り付けられている。対応する電極の参照番号が付された円によって、配置は図面に示されている。共通の基準電極Ｒおよび接地電極Ｇは母親のへそＮに隣接して取り付けられて、残りは母親の腹部領域の実質的に全体にわたって分散される。母親の身長に関して、電極１から５はへそＮより下に、電極６から９はへそＮと同じレベルに、電極１０から１２は、胸骨の底部と、へそと同じレベルにある電極６から９のラインとの中間より上に置かれる。電極１０から１２は、妊娠後期および陣痛時に、子宮の上部または基底部の高さと実質的に同じレベルになる位置にある。
【００３６】
電極１から１２は、電極のほぼ六角形の配置が平らな腹部カバレージに便宜上用いられることを示すネットワークライン４２によってリンク付けられて示されている。これは、約１０ｃｍの電極分離による１２個の腹部電極の定間隔の配置をもたらす。この接続において、子宮の監視について、隣接する電極は最大１２ｃｍ分離されることが好ましい。この限界は女性により大きな腹部を提供するために設定される。腹部のサイズは、電極の展開を制限することによって限界を示すために、より低い限界を規定する必要はない。良好な子宮およびｆＥＣＧ信号分離を総合的に達成するために、信号電極１から１２は好ましくは、近づけすぎて置かれるべきではなく、また腹部の広いカバレージを伴うべきである。図面に示されているような実際の配置は、腹部の一方から他方への、また陰毛から子宮のほぼ上限までの範囲を含んでいる。子宮のほぼ上限は妊娠期間から、あるいは妊娠後期に生じる子宮の最大高さに十分な標準構成に従って判断可能である。電極１などは非侵襲性であるために、子宮活動の取得に必要な少数の電極の場合に助産師や訓練を受けた一般人による適切な配置が容易に達成可能であることは本発明の１つの特徴である。
【００３７】
母親およびリードの組み合わせによって形成されたループの磁束リンクを介して電気的および磁気的雑音を削減するために、全リード３２は、皮膚４０とその全長にわたって相互に、可能な限り近くに維持されるべきである。各リードはカラーバンドの形態のマーカーを組み込んで、隣接する電極間の１２ｃｍの制限を示し、迅速かつ適切な電極配置を容易にすることができる。
【００３８】
取り付けおよび記録に備えて、理想的には母親は快適にベッドに横たわり、リードボックス３４は近くにあるが、患者にもベッドフレームにも触れることはない。母親は、不随意な筋肉活動の減少に役立つように数分間リラックス可能にされるべきである。子宮の対象周波数帯域はｆＥＣＧに対して狭く、また干渉にそれ程影響を受けやすくないために、これは子宮の監視のためよりもｆＥＣＧについてより必要である。
【００３９】
子宮、心臓および他の活動から生じる電圧信号は、皮膚４０に取り付けられた信号電極１から１２およびＲによってピックアップされる。信号はスクリーンリード３２を介してリードボックス３４に通される。リードボックス３４はＳＡＭ ２５Ｒ「ヘッドボックス」と称されており、Ｍｉｃｒｏｍｅｄ ＥｌｅｃｔｒｏｎｉｃｓのＥＥＧシステムの一部である。ＥＣＧリードボックスとは対照的なＥＥＧヘッドボックスの利点は、前者は優れた低雑音電気回路と、多数の使用可能な入力チャネルとを有しているという点である。入力チャネルはユニポーラ使用向けに構成される。
【００４０】
本例に関連するＳＡＭ ２５Ｒリードボックスの更なる仕様は、接触防止安全接続、４ＫＨｚサンプリング、１ｋＨｚのカットオフ周波数を有するローパスアンチエイリアスフィルタ、５１２Ｈｚにダウンサンプリングされたソフトウェア、０．３Ｈｚから２５６Ｈｚのパスバンド、および２ｍＶの電圧範囲をカバーする１２ビットの解像度である。
【００４１】
ＳＡＭ ２５Ｒリードボックス３４は便利な市販の装置であり、この理由で使用されていた。しかしながら、いくつかの点で本発明の目的には非理想的な特徴を有している。その入力においてハイパス／ローパスフィルタと、雑音レベル０．１６μＶ、つまり他のＥＥＧシステムと比較する場合に、またはあつらえたリードボックスの設計による場合に達成可能なほど低くはない（＜０．１μＶ）雑音レベルの増幅器とを有している。ハイパスフィルタは、現在の０．３Ｈｚではなく０．１Ｈｚ未満の周波数を拒絶するために有用に再設計されてもよく、またローパスフィルタは、１ｋＨｚに対して、２００Ｈｚより高い周波数を拒絶する。これは、低周波数の子宮成分の減衰を低下させ、高周波数の雑音を拒絶して、アンチエイリアスを改良する。
【００４２】
検出されたソース電圧は、妊娠や陣痛の段階に応じて、０．３Ｈｚから３Ｈｚの周波数範囲で、７μＶから２５０μＶに及ぶ。断続的なスパイク活動（４０Ｈｚから１５０Ｈｚ）もまた定期的に観察される。これは、後に説明する信号処理によって子宮活動とｆＥＣＧから分離される。それは腹部の筋肉組織と関連していると考えられる。子宮の収縮の開始と関連がありそうな腹部の筋肉組織と横隔膜の随意収縮以外の断続的なスパイク活動と収縮との間には重要な相関性は見られなかった。
【００４３】
リードボックス３４への複数のチャネル入力がユニポーラ構成において使用される。つまり、電圧読み取りが各腹部電極１から１２と共通の基準電極Ｒとの間で行われる。従来技術のｆＥＣＧ装置は、ソースの位置の局所化雑音を除去しようとするバイポーラ読み取りを行うことによって、システム雑音の問題を解決しようとした。
【００４４】
リードボックス３４内で、各信号電極１から１２からのアナログ電圧信号はそれぞれの差動増幅器３７の一方の入力に供給され、基準電極Ｒからの電圧信号はもう一方に供給される。従って、各差動増幅器３７は、関連信号電極１から１２で発生した電圧と、基準電圧（Ｒ）で発生した電圧との差に比例する増幅信号を出力する。結果として生じた増幅信号はそれぞれのアンチエイリアスローパスフィルタ３８でフィルタリングされて、同時マルチチャネルＡ／Ｄコンバータ３９によってディジタル化される。マルチチャネルＡ／Ｄコンバータ３９を使用することの利点は、同時サンプリングが電極１から１２からの全チャネルに配置可能であることであり、これは後続の信号処理に対して望ましい特徴である。そしてこれらのディジタル化信号は信号処理のためにコンピュータ３６にパスされる。
【００４５】
ユニポーラ構成には利点があるが、バイポーラ構成は決して除外されないことに注目すべきである。後者は、このようなバイポーラ構成が必要な場合は、ディジタル化ユニポーラチャネル出力間の差を取ることによって簡単に複製されてもよい。
【００４６】
子宮活動およびｆＥＣＧの記録を行うための機器をセットアップする際に、可能な限り低レベルに環境およびシステム雑音を低下させることが重要である。以下の手順は十分な低雑音記録を生成するために発見された。
ｉ）母親の皮膚４０は標準研磨剤配合テープ（例えば、３Ｍによって製造された「Ｓｋｉｎｐｒｅｐ」）を使用して軽く擦られてから、アルコールまたは水ベースの綿棒で消毒される。
ｉｉ）電極１から１２、ＧおよびＲは軽く指で押して皮膚４０に取り付けられる。
ｉｉｉ）そして電極１から１２、ＧおよびＲは対応するスクリーンリード３２に接続される。
ｉｖ）スクリーンリード３２はＤタイプスクリーンコネクタ（図示せず）を介してリードボックス３４に接続される。
ｖ）装置３０はメイン電源とは別にバッテリ電源が入れられる。
ｖｉ）電極１から１２、ＧおよびＲの皮膚インピーダンスが測定されて、２ｋΩを超える皮膚インピーダンスを有する電極が再印加される。
ｖｉｉ）スクリーンリード３２は集められて、磁気ピックアップを最小化するために母親の皮膚４０の近くに維持される。
ｖｉｉｉ）装置３０は腹部電極１から１２から導き出されたリアルタイム信号を表示するように設定される、つまり、これは各電極と関連したそれぞれの記録チャネルを有している。
ｉｘ）（メインなどの）電気干渉の考えうるソースは可能ならば切断する。
ｘ）コンピュータ３６はボックス３４からのコンポジット原データを記録して、これらを更なる分析および処理のためにそのハードディスクに保存し、かつ／またはこのようなデータを連続的に処理および表示してもよい。
【００４７】
次に図５を、そして図３および図４をもう一度参照すると、コンピュータ３６内の信号処理は一般的に、ソフトウェア実現手順５０のフロー図によって示される。コンピュータ３６はリードボックス３４から、それぞれの信号電極１から１２に関連する１２個の別個のディジタル信号を受信する。コンピュータ３６はこれらのディジタル信号を２個の処理スレッドを介して並行して処理する。ソフトウェアで実現された２個のフィルタ５２および５４はそれぞれ子宮スレッドおよび心臓スレッドを定義しており、また全１２個の信号は両者によって並行してフィルタリングされる。
【００４８】
子宮フィルタ５２は子宮活動を分離するものであり、減衰が６０ｄＢで、パスバンドが０から３Ｈｚ、ストップバンドが７Ｈｚである９個のタップのローパス無限インパルス応答（ＩＩＲ）バターワース（Ｂｕｔｔｅｒｗｏｒｔｈ）フィルタである。これは３．５Ｈｚの３ｄＢポイントと、０．０１ｄＢのパスバンドリップルを有している。子宮活動の低周波数成分を保存する必要があるために、ハイパスフィルタリングを有していない。フィルタリングは、既知の種類のゼロ位相フォワード／リバースディジタルフィルタリング技術を使用して実現される。
【００４９】
ｆＥＣＧ信号について、信号サンプリングは、子宮信号に必要な周波数の１０倍を超える最低５１２Ｈｚの周波数でなければならず、これは、後者のほうが低い周波数コンテンツを有しているからである。ボックス３４からの全信号はｆＥＣＧに適したレートでコンピュータによってサンプリングされる。子宮フィルタ５２によってフィルタリングされた信号は次に５６で、約５０Ｈｚサンプリングレートまで、因数１０（データの９０％削減）によって低下させられて、不要な周波数バンドを拒絶することによって計算を少なくし、信号分離を改良する。後続の処理のために異なる局所化グループの電極からの信号の選択を可能にするので、５２で全１２個の信号をフィルタリングおよび縮小することは便宜的である。
【００５０】
５８において、一部の信号は、選択された電極からのみの信号に集中するように省略されている。本例において、これらの信号のうちの５個だけが子宮チャネルに保持されている。５個の保持された信号は、３４での処理後に図４の電極７、８、１０、１１および１２から得られたものである。６０において、ブラインド信号分離（ＢＳＳ）が（後述のように）実行されて、異なるタイプの信号（またはソース）を分離する。引き続き、６２において、分離された信号は子宮またはその他に分類される。（複数の）子宮ソースは他の分離アーチファクトからマニュアルで、または自動的に抽出されて再構築されてもよい。これは子宮活動に関する重要な特徴を識別するために６４で引き続きパラメータ化されて、６６で表示される。
【００５１】
同様に、ｆＥＣＧフィルタ５４はｆＥＣＧ活動を分離する。これは６個のフィルタタップのハイパスＩＩＲフィルタと、９個のフィルタタップのローパス有限インパルス応答（ＦＩＲ）フィルタとから成る。ハイパスフィルタは、パスバンド２Ｈｚ、ストップバンド０．１Ｈｚおよびストップバンド減衰１２０ｄＢのＩＩＲバターワースフィルタを使用して設計されており、１Ｈｚの３ｄＢポイントと、０．０１ｄＢのパスバンドリップルをもたらす。ローパスフィルタは、バンドエッジ１５０Ｈｚのブラックマン（Ｂｌａｃｋｍａｎ）ウィンドウを使用して設計される。フィルタリングは、ゼロ位相フォワード／リバースディジタルフィルタリング技術を使用して実現される。５４でフィルタリングされたディジタル信号が６８で処理されて、異なるタイプの信号を分離する。引き続き、７０において、分離された信号はｆＥＣＧまたは母体に分類される。子宮信号と同様に、次いでｆＥＣＧ信号は重要な特徴を識別するために６４でパラメータ化されて、６６で表示される。子宮信号はｆＥＣＧ信号と共に表示される。
【００５２】
６０および６８でのブラインド信号分離つまりＢＳＳについて次に説明する。「ブラインド」という表現は、信号混合物を形成する信号特徴やプロセスについて何も想定されていないことを示す。これは、到着方向、周波数、波形、タイミングおよび変調などの信号特徴の予知に左右されない。ＢＳＳは、信号が統計的に独立しており、また定常性および線形性が広がることを要しているにすぎない。定常性とは、信号およびその混合チャネルが経時的に変化しないことを意味している。線形性とは、信号混合物が異なる信号の線形組み合わせであることを意味している。
【００５３】
図４に示された電極配置を使用して子宮およびｆＥＣＧ信号の分離を調べる際に、既知の一般的な形態のＢＳＳである独立成分分析（ＩＣＡ）は有用なｆＥＣＧ結果を生成したが、それほど有用な子宮結果は生成しなかったことが分かった。これは以下のように調べられた。対象の子宮信号は、電極１０から１２のレベルで陣痛時に子宮上部により集中しているペースメーカー細胞によってトリガされる子宮収縮より生じる。収縮は２ｃｍ／ｓｅｃで子宮の下へ比較的ゆっくりと進行するため、収縮は子宮の上部から開始されると、図４の一番下の電極１および２のレベルに達するのに１２秒かかる。従って非定常性である。（他の理由ゆえに好ましい）本例において用いられたＩＣＡのバージョンは定常信号に制限される。例えば電極１および１２からの信号はそれぞれ子宮信号の非遅延および遅延バージョンを提供してもよく、ＩＣＡは遅延信号を、相対的遅延とは異なり、同じ信号ではなく非遅延信号への異なる信号として扱う。同様に、ペースメーカーおよびペースメーカー追従細胞の異なる組み合わせによる子宮筋層全体にわたる活動電位の形態の変化がセンサよりも多数のソースをもたらすことがあり、これは、ＩＣＡは完全な信号分離を提供しないことを意味している。
【００５４】
陣痛時にリアルタイムで、または可能な限り最短の遅延で結果を得ることができるように、複雑すぎないＩＣＡなどのＢＳＳアルゴリズムを使用することは重要である。多くのＩＣＡアルゴリズムは、瞬間混合問題と称されるＢＳＳ問題の最も単純な形態を目的としている。ここでは信号はアレイの各センサに同期的に到着するものとされる。
【００５５】
ＩＣＡなどの多数の異なるアルゴリズムは瞬間混合問題を解決するために使用可能である。残念ながら、瞬間混合問題に適したアルゴリズムは、混合信号の相対的遅延を伴い、数学的には畳み込みと表現されるより困難な問題に直面する際に上記結果を経験する。「畳み込み混合」問題は国際公開第０３／０７３６１２Ａ２号パンフレットに説明されているように対処可能であるが、処理負荷は大きく、リアルタイムの適用でのその使用に対して不利である。
【００５６】
子宮信号遅延問題を解決するための別のより簡単なアプローチが発見された。子宮から離れた腹部の表面に電極が置かれて、伝搬時間遅延が母親の体内で発生した関連収縮から経過した後に、電極は子宮信号を受信する。子宮信号の良好な分離は、局所化グループの電極にその収集を制限することによって得られることが分かった。このグループは、十分に類似した子宮信号の受信に対して時間遅延を有し、信号分離プロセスを提供して、子宮負担を同じ信号として扱うように選択された。
【００５７】
加えて、局所化グループの電極を使用することは、活動電位の形態を変化させる子宮筋層全体にわたるペースメーカー細胞に起因しうる子宮ソース数を制限する。図４の任意のグループの隣接電極はこれを満たす。しかしながら、今日まで行われてきた試みにおいて、雑音比に対する最強信号と最良信号は、へそＮの近く／これと同じレベル以上の図４の電極７、８、１０、１１および１２から得ることができるが、それは、これらの電極が、子宮の収縮波を開始するペースメーカーとして作用する細胞が集中している陣痛時の子宮上部の位置の比較的近くに、また実質的にここから等距離に配置されているからである。従って、電極７、８、１０、１１および１２は相互に対する重大な遅延なくそれぞれの子宮収縮信号を受信する、つまり、相対的遅延は、ＩＣＡなどの瞬間アルゴリズムからの結果について妥協するのに十分ではない。これらの電極はまたそれぞれの子宮収縮信号を、子宮筋層にわたる複数のペースメーカー部位ではなく局所グループのペースメーカー細胞から受信する。この局所化グループの電極は、定常信号を刺激させる非定常性子宮信号の効果を制限して、ＩＣＡアルゴリズムによる処理のためのソース数を制限する。
【００５８】
データの畳み込み性質に起因してソース数を最小化する別のアプローチは、時間遅延が周波数ビンの使用によってモデル化されるような、時間ドメインではなく周波数ドメインについて考慮することである。多数の周波数が各々に必要な順列／振幅補正と共に考慮されなければならないため、これは固有の問題を有する。簡単なアプローチは、Ｄａｐｅｎａ Ａ．およびＳｅｒｖｉｅｒｅ Ｃによって、ＩＣＡ２００１「畳み込み混合のブラインド分離のための簡単な周波数ドメインアプローチ（Ａ ｓｉｍｐｌｉｆｉｅｄ ｆｒｅｑｕｅｎｃｙ−ｄｏｍａｉｎ ａｐｐｒｏａｃｈ ｆｏｒ Ｂｌｉｎｄ Ｓｅｐａｒａｔｉｏｎ ｏｆ Ｃｏｎｖｏｌｕｔｉｖｅ ｍｉｘｔｕｒｅｓ）」において論じられている。周波数ドメインアプローチの主な欠点は、子宮筋層全体にわたる非定常性子宮活動の周波数コンテンツの分析においては有用なツールであると証明可能であるが、非常に計算が多いことである。ＩＣＡは既知の分析技術である。例えば、Ｋｌｕｗｅｒ Ａｃａｄｅｍｉｃ，Ｂｏｓｔｏｎ（１９８８）によって発行された、Ｔ−Ｗ．Ｌｅｅによる「独立成分分析−理論と応用（Ｉｎｄｅｐｅｎｄｅｎｔ Ｃｏｍｐｏｎｅｎｔ Ａｎａｌｙｓｉｓ−ｔｈｅｏｒｙ ａｎｄ ａｐｐｌｉｃａｔｉｏｎｓ）」を参照されたい。本例で使用されるＩＣＡアルゴリズムは、ＥＵＳＩＰＣＯ’９８、ギリシャのロードス島（Ｒｈｏｄｅｓ，Ｇｒｅｅｃｅ）、１９９８年９月８日から１１日に、Ｉ．Ｊ．Ｃｌａｒｋｅによって、「判別としての非ガウス的性質の直接活用（Ｄｉｒｅｃｔ Ｅｘｐｌｏｉｔａｔｉｏｎ ｏｆ ｎｏｎ−Ｇａｕｓｓｉａｎｉｔｙ ａｓ ａ Ｄｉｓｃｒｉｍｉｎａｎｔ）」において開示されているものである。これはとりわけ効果的であると分かった。ＩＣＡは、子宮の電気的活動の抽出にはこれまで適用されたことがない。子宮筋電図検査はしばしば１対の腹部電極を使用して調べられていたが、ＩＣＡは理想的には、少なくともソースと同数のセンサを必要としており、これは複数のペースメーカー部位と非定常信号によってもたらされる問題につながる。さらに、数分にわたって記録されたデータを具備するＩＣＡによる生物信号の分離の成功は、生物信号混合物と、経時的に変化する電磁的干渉とによって困難である。
【００５９】
ＩＣＡは、信号が統計的に独立していることを保証するのに十分に長いブロックにおいてデータが処理されることを必要とする。Ｚ．ＭａｒｋｏｗｉｔｚおよびＨ．Ｓｚｕによって、「区分時系列のブラインド偏析リアルタイムアルゴリズム（Ｂｌｉｎｄ Ｄｅｍｉｘｉｎｇ Ｒｅａｌ−Ｔｉｍｅ Ａｌｇｏｒｉｔｈｍ ｏｆ Ｐｉｅｃｅｗｉｓｅ Ｔｉｍｅ Ｓｅｒｉｅｓ）」、神経ネットワークに関する国内合同会議（Ｉｎｔｅｒｎａｌ Ｊｏｉｎｔ Ｃｏｎｆｅｒｅｎｃｅ ｏｎ Ｎｅｕｒａｌ Ｎｅｔｗｏｒｋｓ）ＩＪＣＮＮ’９９、ｐｐ．１０３３−１０３７、１９９９年において説明されているように、ＩＣＡは、それが任意の順序で一時的な独立ソースに割り当てた信号を返すという点において曖昧性を有している。あるいは、これは順列の問題として既知である。分離された信号は、隣接するブロックの信号とは通常異なり、かつ未知の順序でブロックに返されるために、ブロックにおけるデータ処理を困難にしている。これは信号スワッピングと称され、信号がブロック間で追跡不可能であることを意味している。本例では、各データブロックからそれぞれの直後のブロックに先行データを導入することによって対処される。信号スワッピング問題を解決するために、隣接ブロックＸ１およびＸ２と、Ｘ２およびＸ３などの対が十分に重複されて、例えばＸ２はＸ１のサンプルと相関したサンプルを含むこととなる。そして相関スキームが適用されて、ブロックごとにＩＣＡによって判断された独立ソースを再配列して、信号スワッピングを補正する。これは、ＩＣＡにおいて生成された混合行列Ｍを変更して、独立ソースを変化させるＸ２には重要なアーチファクトは全く導入されず、相関スキームは失敗すると想定している。正確な重複は重要ではなく、経験によって最適化されてもよいが、この発生の確率はブロック長の、例えば５０％の重複を使用することによって低下させることができる。結果は、対象信号の単一チャネル上の連続信号である、つまりチャネル間でスワップされない。
【００６０】
結果として、子宮信号に対してＩＣＡを実行するためには、５８から記録されたデータは、５００個のサンプル（サンプルウィンドウ）の連続するより小さなブロックにセグメント化された。各サンプルはデータのスナップショットである、つまり５個の同時記録された信号からなっており、このような信号の１つは電極７、８、１０から１２の各々からのものである。各データブロックは５０％の重複つまり冗長性を有する約１０ｓｅｃ長であった。つまり各ブロックの前半はその先行ブロックの後半であった。従って、各ブロックは、その前半および後半の２５０個のサンプルを先行および後続のブロックとそれぞれ共有する。ブロックはコンピュータ３６においてＩＣＡによって個々に処理された。入ってくるデータストリームはまず５００個のサンプルウィンドウを１個のデータブロックで満たして、ＩＣＡアルゴリズムは既知の方法で偏析行列（ｄｅ−ｍｉｘｉｎｇ ｍａｔｒｉｘ）を計算する。そして偏析行列は、コンピュータメモリへの各サンプルストリームとして、一度に各センサから１個のサンプル（スナップショット）ずつ、入ってくるデータに適用される。平均時において、ウィンドウは次のデータブロックによって「ファーストインファーストアウト」で更新され、ここから新たな偏析行列が計算される。新たな更新済み混合行列は、ウィンドウ長の５０％が更新されて補正スキームの実現が可能になった場合に計算された。この技術は、少なくとも更新済み混合行列を計算する時間の間は不変のままである偏析行列に左右される。他の値が使用されてもよいが、１０ｓｅｃの縮小されたウィンドウ／ブロックサイズおよび５０％の重複は有効であると判明した。サンプリングインターバルが計算的制約によってそれを更新するとスライディングウィンドウの混合行列は同じレートで現在は再計算不可能であるために、上記スキームが用いられる。しかしながら、ＩＣＡアルゴリズムの計算の改良によって、また信号スワッピングを目的とする更なるアルゴリズムベースのスキームによって、各サンプルの入力に応答して、あるいは少なくとも重要でない時間フレーム、つまり１秒より短い子宮収縮において、ＩＣＡ導出偏析行列を更新可能になるだろう。これは、新たな偏析行列が計算されるまで偏析行列が不変のままであるという前提に頼る必要性を排除する。この前提の必要性を排除する技術は、２００３年１１月１４日の英国特許出願第ＧＢ０２３６５３９．４号の主題である。
【００６１】
以下においては、この具体的な技術を使用することは必要不可欠ではないが、好都合であると分かったＩＣＡアルゴリズムの実現に関する具体例を説明する。これは、ＥＵＳＩＰＣＯ’９８、ギリシャのロードス島（Ｒｈｏｄｅｓ，Ｇｒｅｅｃｅ）、１９９８年９月８日から１１日に、Ｉ．Ｊ．Ｃｌａｒｋｅによって、「判別としての非ガウス的性質の直接活用（Ｄｉｒｅｃｔ Ｅｘｐｌｏｉｔａｔｉｏｎ ｏｆ ｎｏｎ−Ｇａｕｓｓｉａｎｉｔｙ ａｓ ａ Ｄｉｓｃｒｉｍｉｎａｎｔ）」において説明される。次にＩＣＡについて詳細に説明する。これは、子宮監視のための５個の電極７、８、１０、１１および１２からの信号と、ｆＥＣＧ監視のための全１２個の電極１から１２からの信号とを分析するために６０で使用される。ＩＣＡは、各々は未知の潜在的ソースｓｊの線形または非線形混合であるという前提に基づいて観察されたコンポジットデータ変数ｘｉ（ｉ＝１〜ｎ）についての分離方法を定義している。混合プロセスもまた未知であり、ソースは、統計的に相互に独立であり、かつ非ガウス的であると想定される。
【００６２】
インデックスｉは関連データに関する電極参照番号１から１２（図４）によって与えられる。つまり電極ｉはリードボックス３４によって処理される信号を生じ、フロー図５０（ＢＳＳによるがこれは含まない）に示されるように信号ｘｉを提供する（ここで、本例ではｉ＝１〜ｎかつｎ＝５（子宮）かつｎ＝１２（胎児）である）。各信号ｘｉは３４でディジタル化され、そして多数の（例えばｍ個の）記録データの時間サンプルを備える。総合的にｎ個の電極の各々と関連した信号のｍ個の時間サンプルは、処理されたディジタル信号のｍ×ｎデータ行列Ｘを形成する。データ行列Ｘから、各センサ出力ｘｉがｓｊの異なる線形組み合わせ、つまり
【数１】
として書き込まれるように、ＩＣＡアルゴリズムは混合行列Ｍと１セットのｎ個の独立ソースｓｊ（ｊ＝１〜ｎ）とを生成する。
【００６３】
ここでＸは、その列がｎセットの処理済み電極信号ｘｉである行列であり、Ｓは、その列が１セットのｎ個の独立ソースｓｊであるｍ×ｎ行列である。混合行列Ｍの逆行列である、つまりその積が単位行列である偏析行列Ｗが次に定義される。このようにしてコンポジットデータＸは異なる対象独立ソースｓｊに分離される。
【００６４】
偏析行列Ｗは、例えば特異値分解（ＳＶＤ）を使用する正規直交基底の生成と、それらを統計的に独立させるための微調整との２段階で推定可能である。第１の段階において、ＳＶＤは（ｍ×ｎ）行列Ｘに対して実行可能である。ＳＶＤは既知の非相関／正規化技術である。行列ＸのＳＶＤは以下のように表すことができる。
【数２】
【００６５】
ここでＵおよびＶはそれぞれ正規直交（ｍ×ｍ）および（ｎ×ｎ）行列であり、λは正の実数対角要素（ＳＶＤの特異値）が降順で配置されている（ｍ×ｎ）対角行列である。
【００６６】
Ｕの列はＸの左の正規直交特異（時間）ベクトルであり、これらはソースｓｊについての情報を含む。Ｖの行はＸの右の正規直交特異ベクトルであり、これらはソースｓｊの空間分布についての情報（つまり各センサでの大きさ）を含む。特異値λは、個々の時間特異ベクトルと関連した電力レベルに関連している。
【００６７】
一般的に、（Ｕの列に含まれている）推定信号は完全には分離されていない。信号を分離するＳＶＤの失敗の原因は、行列ＵおよびＶの両方にユニタリであることを強制する点である。これは第２の順序非相関方法であるために、ＳＶＤ方法に固有であり、１セットの信号における信号対間の全類似性を除去することを意図している。数学的には、これは、分解されたベクトルは直交になることを意味している。多数の「現実の（ｒｅａｌ−ｌｉｆｅ）」信号において、信号の（Ｖの行に含まれている）空間情報は類似しており（相関しており）、これらを異なるものとする解はこれらの分離に成功しない。
【００６８】
欠落している回転行列の判断は高順位統計（ＨＯＳ）の使用を必要とする。未知の独立信号を分離するためのＨＯＳの使用はしばしば独立成分分析（ＩＣＡ）と称され、これは分離プロセスの第２段階である。
【００６９】
行列Ｘは以下のように表すことができる。
【数３】
【００７０】
ここで、Ｒは（ｍ×ｍ）回転行列を示しており、ＲＴはその転置行列を示している。ＲＲＴが恒等行列Ｉに等しくなるようにＲはユニタリ行列である。回転行列はＵに含まれる推定信号を使用して判断される。
【００７１】
一般的に、ｑ個の信号について（ここでｑ≦ｍ）、Ｒは（ｑ×ｑ）行列を示しており、Ｕは（ｍ×ｑ）行列を示しており、λは（ｑ×ｑ）行列を示しており、Ｖは（ｑ×ｎ）行列を示している。式（３）において、推定信号はＵＲに含まれており、推定混合はＲＴλＶによって定義される。
【００７２】
分離プロセスは信号の混合プロセスを、回転、伸張および剪断の複雑な組み合わせとして扱ってもよい。非相関は伸張および剪断効果を除去して、信号を分離するためには回転のみが適用されればよい。回転は剪断や伸張を適用できないために、非相関を無効にすることができない。
【００７３】
Ｒの計算方法は、すでに言及されているＩ．Ｊ．Ｃｌａｒｋｅの参照において説明されており、他の技術もまた既知である。このモデルは、ソースｓｊはポイントソースであると想定しており、これは明確には、有限である子宮活動電位などの生理ソースの場合ではない。複数の分離ソースが明らかに、より便宜的な単一ソースではなく異なる形態の子宮活動について発見されたことは、これらの環境におけるＩＣＡ計算の結果である。１２個の腹部センサが図４に示されているように子宮の監視に使用された場合、子宮活動のうちの３から７個の明らかなソースはＩＣＡによって発見され、その数は、電極／ソースの近接、子宮の収縮の範囲、および表面への電気伝導性などの要因に左右される。追加ソースは、母体ＥＣＧと、胎児および電極移動アーチファクトと、電磁干渉とに関連するソースである傾向がある。１２個の電極がｆＥＣＧ分離に勧められるのに対して、上記のように５個の電極は本例の子宮活動の分離に使用されてもよい。この電極数を使用することは、腹部全体にわたって見られる非定常性子宮活動に関連する問題を削減し、また子宮活動を単一のソースに縮小する。子宮活動を表していない追加ソースが、母体／胎児ＥＣＧ、モーションアーチファクトおよび電磁干渉などのアーチファクトから構成可能になる。
【００７４】
ＩＣＡを使用して子宮活動を監視する際の非局所化電極の使用から生じる問題を示すために、１２個の信号は、図４に示されるような電極を使用して、単独の（胎児１人の）妊娠時に、陣痛初期の３０分にわたって記録した。信号は、子宮活動の抽出に適した０．３から４Ｈｚの周波数帯域において、５２でフィルタリングされた。これらの信号の１３０秒の拡大は図６に示される。信号は左側に１から１２の番号が付されて、各場合の関連電極を示している。全１２個の信号において、約４５秒の子宮活動は、母体ＥＣＧ負担によって破損しているが、括弧８０の真下の領域には見られる。この負担は信号１０で見ることができ、ここでは最強であり、子宮信号の低周波数活動電位の小さなスパイクによって識別される。これはまた多数の他の信号でも見られる。これはまた、８０の下の子宮活動や収縮を越えて生じる信号１２で示される陣痛と関連した別の筋肉／移動アーチファクトによって破損される。図６は、子宮収縮に関する情報は、異なるソースからの異なるタイプの信号の混合ゆえに解釈が困難でありうることを示している。
【００７５】
次に図７を参照すると、ＩＣＡは図６の信号１から１２に適用されて、結果は（左側にマークされている）個別ソースＳ１からＳ１２として示されている。これらのソースは正規化垂直スケール（図示せず）で示されており、各ソースは単位電力を有しており、またこれらは水平時間軸（図示せず）に対してプロットされている。子宮信号の形態は既知であり、図２に示されており、これは分離ソースＳ１からＳ１２の各々と比較される。ソースＳ２からＳ６と、Ｓ８およびＳ９はすべて、Ｓ２からＳ９から増加する相対的遅延を有する図２に類似の構成を示している。これは、７個の子宮ソースが存在する（より便宜的には１つだけである）ことをＩＣＡが表していることを示す。上記のとおり、これは子宮活動の非定常性によるものである。また、活動電位は子宮筋層の異なるペースメーカー部位から同時にトリガされてもよい。これは、より多くの子宮ソースの作成に関する更なるメカニズムである。これらの効果の両方とも、上記の使用可能な電極１から１２のサブセットの使用によって軽減される。
【００７６】
Ｓ１、Ｓ１０およびＳ１１は、別個のソースに分離された母体ＥＣＧ／呼吸アーチファクトである。このアーチファクトは図６に示された信号１から１２のすべてで見ることができた。ＩＣＡは単一ソースＳ１２に大きなアーチファクトを分離しており、これは子宮信号を生じる子宮収縮の期間より長く持続する。Ｓ１２は主に図６の信号１２に貢献したが、他のこのような信号に干渉もした。
【００７７】
図８は、子宮信号に使用される電極の局所性を制限することによって得られた改良を示している。４個のソースのみが示されている点を除いて図７と同じである。５個の信号電極から導き出された信号の使用については上述したが、図８の場合は、４個のこのような信号のみが使用されており、これらは図４の電極７、８、１０および１１を介して導き出された。十分に局所化されている限り、任意の数の電極をこれに関して使用可能である点が付け加えられるべきである。
【００７８】
４個のソースは左側にＳＳ１からＳＳ４と参照番号を付されて示されている。これらのソースと図２との比較は、子宮活動はＳＳ１にのみ現れることを示している。言い換えると、子宮活動は、元々は図６に示されているアーチファクトなしに単一のソースＳＳ１に分離されていた。ソースＳＳ２は母体の心拍および呼吸の周期性を有しており、母体ＥＣＧおよび呼吸アーチファクトはまた単一のソースＳＳ２に分離される。残りの未識別アーチファクトは２個の明確なソースＳＳ３およびＳＳ４となる。ＳＳ１つまり図２との類似性がないために収縮活動とは関連しておらず、認証のために分娩監視装置と並行して監視された子宮活動つまりＳＳ１の収縮の期間より長く延長する。
【００７９】
図６、７および８は、子宮信号の伝搬遅延がＩＣＡに関して極めて類似している局所化されたセットの電極を選択して、これらの電極からの子宮信号への負担を１つの信号として扱うことは容易であることを表している。試行錯誤して局所化グループを選択して、幾つの子宮信号が各場合にＩＣＡで分離されるかを見ることさえできる。複数の子宮ソースが不要なアーチファクト除去によって各電極位置で選択および再構築されてもよいが、ＩＣＡは好ましくは１個の子宮信号のみを分離すべきであるということが基準である。
【００８０】
分離されたソースから子宮収縮を抽出するために、各電極の出力は子宮活動からの負担のみを使用して再構築可能である。つまり、各電極跡はまずソースの混合としてモデル化されてから、これらの対象ソースのみを使用して再構築される（
【数４】
ｊは特定の分離ソースに関連するインデックスに制限されている）。これは、子宮活動が容易に明らかであり、また他のソースが抑圧されていた修正信号を生じる。
【００８１】
本発明の本実施形態において、必要なソースの選択はマニュアルで行われて、各分離ソースに隣接するコンピュータ３６に表示されたソース選択アイコンを使用して実現される。各アイコンは、ソースの破棄を意味する「いいえ」インジケータと、その使用を意味する「はい」インジケータ間でトグルされてもよい。これを自動化して、オペレータの介入なしに子宮活動を表示することができる。自動化は適応しきい値ピーク検出ルーチンを使用して、子宮活動の活動電位を検出してもよい。これは各分離ソースの統計に適合して、子宮活動のエンベロープを検出する確率を最大化する。妊娠中に監視をする一方で、このプロセスは、収縮ソースが発見されて、かつ全チャネルが監視を必要とするまで数分かかることがある。収縮ソースが識別されると、これはこの技術を使用して監視されて、収縮活動の各バーストは更なる分析用のウィンドウによってマーク可能になる。このような分析は、ＦａｓｔＬＯＷおよびＦａｓｔＨＩＧＨと称される高速波子宮活動の２つのカテゴリを識別するためのスペクトル分析であってもよく、これは陣痛の開始のインジケータとして使用可能である。
【００８２】
図５の６８においてｆＥＣＧ信号を抽出するために、手順は、全１２個の信号電極１から１２から導き出された信号が使用される、つまり患者の腹部全体にわたることを除いて、子宮活動の監視に関する。胎児の心臓は小さく、その結果胎児心電図は、均一な伝導媒体によって囲まれたポイントソースとしてモデル化できるために、子宮信号と比較して、ｆＥＣＧにおける信号分離は非定常性によって複雑化されない。従ってｆＥＣＧはＩＣＡのために定常性を有する。
【００８３】
子宮活動を、妊娠中に電極信号から容易に抽出できるようにする際に雑音の削減が重要であるが、明らかに雑音を含んだ信号は依然として使用可能であるとわかる。これは、ＩＣＡ技術が分離可能な雑音を破棄するために分離するからである。しかしながら、分離可能な雑音は必ずしも電極信号の分離不可能な雑音と区別可能であるわけではなく、可能な限り雑音を削減することが重要なのである。
【００８４】
腹部表面の強度マップは、各信号電極ｉの所望のソース番号ｊ（またはソースの組み合わせ）の係数
【数５】
の強度に従って信号電極の幾何学的配置のマップを隠すことによって分離ソースから生成されてもよい。より明るい領域を使用してより高レベルの信号強度を示し、これによって、非定常子宮信号から得ることができたであろう複数の子宮ソースの位置は、腹部のそれぞれの位置で識別可能になる。これは、進行性および非進行性収縮の洞察と、また子宮筋層にわたる伝搬メカニズムの更なる分析とを提供することができる。
【００８５】
ＩＣＡを使用して信号分離を実行することは必要不可欠なことではないが、この技術と、参照されているそのＩ Ｊ Ｃｌａｒｋｅバージョンは好ましい。他の信号分離アルゴリズムも既知であり、例えば、１バージョンの畳み込み混合を提供するだけでなく瞬間かつ畳み込み混合に関して従来技術を再検討している国際公開第０３／０７３６１２Ａ２号パンフレットを参照されたい。標準バンドパス周波数フィルタリングを従来技術で使用して、信号が最強である場合にとりわけ陣痛における子宮活動を観察していた。しかしながら、ＩＣＡ／Ｃｌａｒｋｅ技術は、かなりの不要なアーチファクトがある妊娠および陣痛時の子宮活動の詳細な分析に対して好ましい。実質的な周波数フィルタリングは、所望の信号およびアーチファクトの重複する周波数範囲ゆえに対象信号を除去または劣化させることがある。加えて、ウェーブレット雑音除去スキームが上述のように使用されており、これは（ＢＳＳとは異なり）干渉アーチファクトの先行知識に左右される。
【００８６】
プロトタイプ装置を使用して、信号電極１から１２と、接地および基準電極ＧおよびＲの完全アレイを適用して、監視が開始されるのに約５分かかることがわかった。しかしながら、上記のとおり、子宮活動の取得には、少数の、３個の信号電極がうまく用いられている。さらに、数学的信号処理技術およびハードウェアの改良によって電極数は、ｆＥＣＧ取得のための８個よりも少なくなることを可能とし、これはより広い周波数スペクトル、ひいてはより可能なソースを伴う。
【００８７】
電気保護電位はスクリーンリード３２の遮断に適用されてもよい。これは、リードキャパシタンスの効果と、入力キャパシタンス間の不一致の効果を削減する。これは、差動増幅器３７によって拒絶された検出信号の共通モード雑音成分を増大させる。保護電位は対象信号電圧に類似していてもよいが、遮断は、例えば対象信号によって駆動された電圧追従などの低インピーダンスソースから駆動されなければならない。
【００８８】
図９は、上記の同時に分離されたソースを表示する際の使用に適したディスプレイモニタ９０を概略的に示している。モニタ９０は分離された電気的子宮活動９２と、ｆＥＣＧ９６から導き出された瞬間心拍９４とを示している。陣痛時に胎児はかなりのストレスを受けるために、このように母体および胎児のパラメータを監視できることは極めて有用である。母親および胎児をリアルタイムで、またはこれに近い状態で監視することによって、ストレスが危険なほどに増加した場合に、医師が介入することができる。上記の例において、結果は１ｓｅｃの処理遅延によって得られた。
【００８９】
様々なパラメータが、９０などのモニタへの表示および出力のために、図５の６４でセットアップされてもよい。例えば、
ｉ）病院の記録に関する患者の詳細
ｉｉ）生の、コンポジット、マルチチャネル腹部入力データ（ユニポーラまたはバイポーラ構成）
ｉｉｉ）例えば子宮、胎児、母体の対象ソースのマニュアルまたは自動選択用アイコン
ｉｖ）不要な負担を排除するための、選択ソースによってスパンされたサブ空間へのデータチャネルの付与
ｖ）基準マーカーとして使用する子宮活動電位ピークと活動電位のバーストの位置
ｖｉ）収縮バーストを表示することによる各収縮イベントに関する活動電位のバーストの周波数スペクトル
ｖｉｉ）胎児の動きのマーキング
ｖｉｉｉ）瞬間胎児心拍に対する子宮収縮
ｉｘ）ｆＥＣＧリズムストリップに対する子宮収縮
ｘ）電気フォーマットまたは分娩監視装置フォーマットのいずれかにおける子宮活動
ｘｉ）胎児の状態を示すｆＥＣＧと胎児の危険を示すアラームについての、Ｄａｗｅｓ Ｒｅｄｍａｎなどの基準
ｘｉｉ）子宮収縮情報、ｆＥＣＧリズムストリップおよび胎児心拍などの対象パラメータによる患者の記録
ｘｉｉｉ）患者データのデータベース
ｘｉｖ）例えば心音、心拍または波形の構成などの精密な詳細に焦点を当てるズーム機能
ｘｖ）心拍変動性、ＳＴ上昇、および子宮の収縮と組み合わせて胎児の状態を診断する際に有用であろう他のインターバルなどのパラメータ
【００９０】
次に図１０を参照すると、本発明の更なる実施形態１３０が示されている。これは装置３０に類似しており、上記の同様のパーツは１００で始まる参照番号が付されているが、さらに説明されてはいない。本実施形態１３０においては、リードボックス１３４が、１４９ｂで示された対応する受信機と通信し、かつコンピュータ１３６に接続されたアンテナ１４９ａによって概略的に示される送信機に接続される点においてのみ先行実施形態３０と異なっている。リードボックス１３４からコンピュータ１３６への送信機／受信機リンクによってリードボックス１３４は、患者の近く、またはその上に置かれることが可能である。このような送信増幅データによってスクリーンリード３２は、以前よりも短くなる。これらは近くのリードボックス３４に届きさえすればよいのである。このことはさらに、雑音ピックアップおよび信号損失の範囲を縮小する。加えて、長く延びるリードと、リードのコンピュータ１３６への物理的接続の欠如によって、母親はリードや電極を切断する必要なく歩行可能になり、潜在的には、記録がとられる際に母親をよりリラックスさせることができる。
【００９１】
次に図１１を参照すると、本発明の更なる実施形態２３０が示されている。これは装置３０に類似しており、上記の同様のパーツは２００で始まる参照番号が付されているが、さらに説明されてはいない。各電極２０１などはまず２３３にはめ込まれて示されているそれぞれの前置増幅器２３１に接続されており、各ユニット２３１はリードボックス２３４に接続される。適切な前置増幅器は既知であるので説明はしない。前置増幅器２３１はそれぞれの電極２０１などに隣接して配置されて、前処理段階を提供する。これらはリード２３２に沿って伝搬する信号を増幅して、それによって信号はより大きくなり、（装置３０と比較して）、リードが暴露されている電気的かつ磁気的雑音ソースに対して比較的免疫がある。
【００９２】
本発明を他の用途に使用して、ヒト以外の種を含む他の器官の定常および非定常筋肉活動を監視してもよい。平滑筋は、腸、動脈および静脈、膀胱、分泌腺を含む子宮以外の他の器官の壁を裏打ちする。その主要な役割は、それが取り囲む器官内腔の直径を調整することである。平滑筋は低速の収縮と、低エネルギーコストで長期間収縮を維持できる能力とによって特徴付けられている。これはまたその神経支配（神経分布）と伝搬特徴とによって特徴付けられてもよい。子宮、消化管および膀胱は、小面積の神経支配と、ギャップ結合を介する強力な電気的結合とを示している。従って、本発明を使用して、例えば膀胱の筋電図を検出および分類することによって膀胱機能を監視してもよい。これによって膀胱の排尿筋は、機能障害、不安定性、無反射または過剰反射、および排尿筋と尿道括約筋との連携の欠如について判断されるようになる。この方法は、患者の予備的な非侵襲性排尿水力学的分析を可能にし、または侵襲的な排尿水力学的テストへの非侵襲性フォローアップを実際に提供してもよい。排尿筋および括約筋の活動の特徴付けは、種々のタイプの失禁においてとりわけ有用である。例えば、
目を覚ますように警告する音の聞こえる患者の夜尿、
排尿筋の状態を示して、不随意収縮を予測する急迫性尿失禁、
排尿筋の休止トーンによって膀胱容量のマニュアル表示を提供する溢流性尿失禁、および、
膀胱容量の表示としての妊娠に関連する失禁、である。
【００９３】
同様の技術はまた消化管および下部腸管に適用可能である。
【図面の簡単な説明】
【００９４】
【図１】本発明の分娩監視装置および装置によってそれぞれ記録された、時間に対する子宮の機械的かつ電気的活動のプロットを提供する図である。
【図２】図１の子宮の電気的活動の単一のバーストを、水平および垂直に拡大して示す図である。
【図３】本発明に従った、子宮活動と、ｆＥＣＧと母体ＥＣＧとを同時に記録するための装置の概略図である。
【図４】腹部の電極配置の概略図である。
【図５】コンポジット信号から子宮信号およびｆＥＣＧ信号を同時に分離するためのコンピュータ実現プロセスのフロー図である。
【図６】図４に示されている電極配列を使用して記録されたコンポジット信号を示す図である。
【図７】図５のプロセスを使用してコンポジット信号から分離された独立信号ソースを示す図である。
【図８】図７に相当するが、信号の非定常性に対して処理を鈍らせるように配置されている少数の局所化電極に対応している図である。
【図９】瞬間心拍およびｆＥＣＧに伴う子宮の電気的活動を示すビジュアルディスプレイユニットを概略的に示す図である。
【図１０】処理とは無関係の信号記録を示す図である
【図１１】電極搭載バッファ増幅器の使用を示す図である。
【特許請求の範囲】
【請求項１】
電気的筋肉活動を非侵襲的に監視するための方法であって、筋肉活動は定常的または非定常的であり、以下の、
ａ）定常信号を分離するのに適した信号分離方式（５０）を提供するステップと、
ｂ）筋肉活動を検出するように、複数の低雑音信号電極（７、８、１０、１１、１２）であって、
ｉ）信号電極の筋肉信号寄与が、筋肉ソースの非定常性にかかわらず、信号分離方式（５０）への単一の筋肉ソースを模して、
ｉｉ）信号分離方式（５０）によって検出されたソース数が信号電極数以下であるように、十分に局所化される信号電極を患者の皮膚（４０）の外側に置くステップと、
ｃ）信号分離方式（５０）を信号電極（７、８、１０、１１、１２）から受信した信号に適用して、筋肉ソースを分離するステップと、
を組み込むことを特徴とする、方法。
【請求項２】
筋肉活動は子宮活動であることを特徴とする、請求項１に記載の方法。
【請求項３】
信号分離方式は、ここで定義されるような瞬間アルゴリズムに基づくことを特徴とする、請求項１に記載の方法。
【請求項４】
瞬間アルゴリズムは独立成分分析（ＩＣＡ）であることを特徴とする、請求項３に記載の方法。
【請求項５】
信号分離方式を適用するステップはＩＣＡを、信号電極からの信号より導き出された処理データに適用し、隣接するブロックの対において、各後続ブロックがそれぞれの先行ブロックの一定割合のデータを組み込むようにデータは連続する重複ブロックに配置されており、相関スキームを適用して、異なるブロックのＩＣＡ処理において導き出された独立ソースを再配列して、信号スワッピングを補正することを特徴とする、請求項４に記載の方法。
【請求項６】
信号電極を置くステップは、ペースメーカー活動の想定部位の近くの位置の直立した患者について、へその位置またはこれより上に４個から５個の信号電極（７、８、１０、１１、１２）を置くステップを備えることを特徴とする、請求項１に記載の方法。
【請求項７】
信号電極は第１のセットの信号電極（７、８、１０、１１、１２）であって、信号電極を置くステップは、その筋肉信号寄与について十分に局所化されていない位置で患者の皮膚（４０）の上に第２のセットの信号電極（１、２、３、４、５、６、９）を置いて、単一のソースを信号分離方式（５０）にシミュレートするステップを含んでおり、また信号分離方式（５０）は、非定常性筋肉活動を監視するための第１のセットの信号電極（７、８、１０、１１、１２）を介して導き出された信号と、定常性筋肉活動を監視するための第１および第２のセットの信号電極（１から１２）を介して導き出された信号とを用いることを特徴とする、請求項１に記載の方法。
【請求項８】
信号分離方式（５０）は、母体および胎児の心臓活動を同時に取得することを特徴とする、子宮活動を監視するための、請求項７に記載の方法。
【請求項９】
信号分離方式（５０）は、子宮活動、母体の筋肉活動、胎児ＥＣＧおよび母体ＥＣＧをさらに取得することを特徴とする、請求項８に記載の方法。
【請求項１０】
電気的筋肉活動を非侵襲的に監視するための装置であって、筋肉活動は定常的または非定常的であり、
ａ）定常信号を分離するのに適した信号分離方式（５０）を実現するためのコンピュータ装置（３６）と、
ｂ）筋肉活動を検出するように患者の皮膚（４０）の外側に配置する複数の低雑音信号電極（７、８、１０、１１、１２）であって、
ｉ）電極の筋肉信号寄与は、筋肉ソースの非定常性にかかわらず、信号分離方式（５０）への単一の筋肉ソースを模して、
ｉｉ）信号分離方式（５０）によって検出されたソース数が信号電極数以下となるように、十分局所化された信号電極と、
ｃ）コンピュータ装置（３６）による信号分離方式（５０）の適用に適したディジタル信号に、信号電極から受信した信号を処理して、筋肉ソースを分離するための処理手段（３４、３７から３９）と、
を組み込むことを特徴とする、装置。
【請求項１１】
筋肉活動は子宮活動であることを特徴とする、請求項１０に記載の装置。
【請求項１２】
信号分離方式は、ここで定義されるような瞬間アルゴリズムに基づくことを特徴とする、請求項１０に記載の装置。
【請求項１３】
瞬間アルゴリズムは独立成分分析（ＩＣＡ）であることを特徴とする、請求項１２に記載の装置。
【請求項１４】
隣接するブロックの対において、各後続ブロックがそれぞれの先行ブロックの一定割合のデータを組み込むように連続する重複データブロックにディジタル信号を配置して、異なるブロックのＩＣＡ処理において導き出された独立ソースを再配列して信号スワッピングを補正するために補正スキームを適用するようにコンピュータ装置（３６）はプログラミングされることを特徴とする、請求項１３に記載の装置。
【請求項１５】
信号電極（７、８、１０、１１、１２）は、ペースメーカー活動の想定部位の近くの位置の直立した患者について、へその位置またはこれより上に置く４個から５個の信号電極を備えることを特徴とする、請求項１０に記載の装置。
【請求項１６】
信号電極は第１のセットの信号電極（７、８、１０、１１、１２）であり、装置は、その筋肉信号寄与について十分に局所化されていない位置の患者の皮膚（４０）の上に置いて、信号分離方式（５０）への単一のソースを模すための第２のセットの信号電極（１、２、３、４、５、６、９）を含んでおり、また信号分離方式（５０）は、非定常性筋肉活動を監視するための第１のセットの信号電極（７、８、１０、１１、１２）を介して導き出された信号と、定常性筋肉活動を監視するための第１および第２のセットの信号電極（１から１２）を介して導き出された信号とを用いるように配置されることを特徴とする、請求項１０に記載の装置。
【請求項１７】
信号分離方式（５０）は、母体および胎児の心臓活動を同時に取得するように構成されることを特徴とする、子宮活動を監視するための、請求項１６に記載の装置。
【請求項１８】
信号分離方式（５０）は、子宮活動、母体の筋肉活動、胎児ＥＣＧおよび母体ＥＣＧを取得するように構成されることを特徴とする、請求項１６に記載の装置。
【請求項１】
電気的筋肉活動を非侵襲的に監視するための方法であって、筋肉活動は定常的または非定常的であり、以下の、
ａ）定常信号を分離するのに適した信号分離方式（５０）を提供するステップと、
ｂ）筋肉活動を検出するように、複数の低雑音信号電極（７、８、１０、１１、１２）であって、
ｉ）信号電極の筋肉信号寄与が、筋肉ソースの非定常性にかかわらず、信号分離方式（５０）への単一の筋肉ソースを模して、
ｉｉ）信号分離方式（５０）によって検出されたソース数が信号電極数以下であるように、十分に局所化される信号電極を患者の皮膚（４０）の外側に置くステップと、
ｃ）信号分離方式（５０）を信号電極（７、８、１０、１１、１２）から受信した信号に適用して、筋肉ソースを分離するステップと、
を組み込むことを特徴とする、方法。
【請求項２】
筋肉活動は子宮活動であることを特徴とする、請求項１に記載の方法。
【請求項３】
信号分離方式は、ここで定義されるような瞬間アルゴリズムに基づくことを特徴とする、請求項１に記載の方法。
【請求項４】
瞬間アルゴリズムは独立成分分析（ＩＣＡ）であることを特徴とする、請求項３に記載の方法。
【請求項５】
信号分離方式を適用するステップはＩＣＡを、信号電極からの信号より導き出された処理データに適用し、隣接するブロックの対において、各後続ブロックがそれぞれの先行ブロックの一定割合のデータを組み込むようにデータは連続する重複ブロックに配置されており、相関スキームを適用して、異なるブロックのＩＣＡ処理において導き出された独立ソースを再配列して、信号スワッピングを補正することを特徴とする、請求項４に記載の方法。
【請求項６】
信号電極を置くステップは、ペースメーカー活動の想定部位の近くの位置の直立した患者について、へその位置またはこれより上に４個から５個の信号電極（７、８、１０、１１、１２）を置くステップを備えることを特徴とする、請求項１に記載の方法。
【請求項７】
信号電極は第１のセットの信号電極（７、８、１０、１１、１２）であって、信号電極を置くステップは、その筋肉信号寄与について十分に局所化されていない位置で患者の皮膚（４０）の上に第２のセットの信号電極（１、２、３、４、５、６、９）を置いて、単一のソースを信号分離方式（５０）にシミュレートするステップを含んでおり、また信号分離方式（５０）は、非定常性筋肉活動を監視するための第１のセットの信号電極（７、８、１０、１１、１２）を介して導き出された信号と、定常性筋肉活動を監視するための第１および第２のセットの信号電極（１から１２）を介して導き出された信号とを用いることを特徴とする、請求項１に記載の方法。
【請求項８】
信号分離方式（５０）は、母体および胎児の心臓活動を同時に取得することを特徴とする、子宮活動を監視するための、請求項７に記載の方法。
【請求項９】
信号分離方式（５０）は、子宮活動、母体の筋肉活動、胎児ＥＣＧおよび母体ＥＣＧをさらに取得することを特徴とする、請求項８に記載の方法。
【請求項１０】
電気的筋肉活動を非侵襲的に監視するための装置であって、筋肉活動は定常的または非定常的であり、
ａ）定常信号を分離するのに適した信号分離方式（５０）を実現するためのコンピュータ装置（３６）と、
ｂ）筋肉活動を検出するように患者の皮膚（４０）の外側に配置する複数の低雑音信号電極（７、８、１０、１１、１２）であって、
ｉ）電極の筋肉信号寄与は、筋肉ソースの非定常性にかかわらず、信号分離方式（５０）への単一の筋肉ソースを模して、
ｉｉ）信号分離方式（５０）によって検出されたソース数が信号電極数以下となるように、十分局所化された信号電極と、
ｃ）コンピュータ装置（３６）による信号分離方式（５０）の適用に適したディジタル信号に、信号電極から受信した信号を処理して、筋肉ソースを分離するための処理手段（３４、３７から３９）と、
を組み込むことを特徴とする、装置。
【請求項１１】
筋肉活動は子宮活動であることを特徴とする、請求項１０に記載の装置。
【請求項１２】
信号分離方式は、ここで定義されるような瞬間アルゴリズムに基づくことを特徴とする、請求項１０に記載の装置。
【請求項１３】
瞬間アルゴリズムは独立成分分析（ＩＣＡ）であることを特徴とする、請求項１２に記載の装置。
【請求項１４】
隣接するブロックの対において、各後続ブロックがそれぞれの先行ブロックの一定割合のデータを組み込むように連続する重複データブロックにディジタル信号を配置して、異なるブロックのＩＣＡ処理において導き出された独立ソースを再配列して信号スワッピングを補正するために補正スキームを適用するようにコンピュータ装置（３６）はプログラミングされることを特徴とする、請求項１３に記載の装置。
【請求項１５】
信号電極（７、８、１０、１１、１２）は、ペースメーカー活動の想定部位の近くの位置の直立した患者について、へその位置またはこれより上に置く４個から５個の信号電極を備えることを特徴とする、請求項１０に記載の装置。
【請求項１６】
信号電極は第１のセットの信号電極（７、８、１０、１１、１２）であり、装置は、その筋肉信号寄与について十分に局所化されていない位置の患者の皮膚（４０）の上に置いて、信号分離方式（５０）への単一のソースを模すための第２のセットの信号電極（１、２、３、４、５、６、９）を含んでおり、また信号分離方式（５０）は、非定常性筋肉活動を監視するための第１のセットの信号電極（７、８、１０、１１、１２）を介して導き出された信号と、定常性筋肉活動を監視するための第１および第２のセットの信号電極（１から１２）を介して導き出された信号とを用いるように配置されることを特徴とする、請求項１０に記載の装置。
【請求項１７】
信号分離方式（５０）は、母体および胎児の心臓活動を同時に取得するように構成されることを特徴とする、子宮活動を監視するための、請求項１６に記載の装置。
【請求項１８】
信号分離方式（５０）は、子宮活動、母体の筋肉活動、胎児ＥＣＧおよび母体ＥＣＧを取得するように構成されることを特徴とする、請求項１６に記載の装置。
【図１】
【図２】
【図３】
【図４】
【図５】
【図６】
【図７】
【図８】
【図９】
【図１０】
【図１１】
【図２】
【図３】
【図４】
【図５】
【図６】
【図７】
【図８】
【図９】
【図１０】
【図１１】
【公表番号】特表２００６−５２３１１２（Ｐ２００６−５２３１１２Ａ）
【公表日】平成１８年１０月１２日（２００６．１０．１２）
【国際特許分類】
【出願番号】特願２００６−５０５９６９（Ｐ２００６−５０５９６９）
【出願日】平成１６年３月１６日（２００４．３．１６）
【国際出願番号】ＰＣＴ／ＧＢ２００４／００１１２０
【国際公開番号】ＷＯ２００４／０８４０８７
【国際公開日】平成１６年９月３０日（２００４．９．３０）
【出願人】（５０１３５２８８２）キネテイツク・リミテツド (93)
【Ｆターム（参考）】
【公表日】平成１８年１０月１２日（２００６．１０．１２）
【国際特許分類】
【出願日】平成１６年３月１６日（２００４．３．１６）
【国際出願番号】ＰＣＴ／ＧＢ２００４／００１１２０
【国際公開番号】ＷＯ２００４／０８４０８７
【国際公開日】平成１６年９月３０日（２００４．９．３０）
【出願人】（５０１３５２８８２）キネテイツク・リミテツド (93)
【Ｆターム（参考）】
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