JP2579657B2 - 子宮内プローブ - Google Patents
子宮内プローブInfo
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- electrode
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- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/43—Detecting, measuring or recording for evaluating the reproductive systems
- A61B5/4306—Detecting, measuring or recording for evaluating the reproductive systems for evaluating the female reproductive systems, e.g. gynaecological evaluations
- A61B5/4343—Pregnancy and labour monitoring, e.g. for labour onset detection
- A61B5/4362—Assessing foetal parameters
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/03—Detecting, measuring or recording fluid pressure within the body other than blood pressure, e.g. cerebral pressure; Measuring pressure in body tissues or organs
- A61B5/033—Uterine pressure
- A61B5/035—Intra-uterine probes therefor
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/24—Detecting, measuring or recording bioelectric or biomagnetic signals of the body or parts thereof
- A61B5/25—Bioelectric electrodes therefor
- A61B5/279—Bioelectric electrodes therefor specially adapted for particular uses
- A61B5/28—Bioelectric electrodes therefor specially adapted for particular uses for electrocardiography [ECG]
- A61B5/283—Invasive
- A61B5/288—Invasive for foetal cardiography, e.g. scalp electrodes
Description
【発明の詳細な説明】 本発明は、分娩時の状態、すなわち胎児の状態および
さらに母体の状態を監視する際に使用するのに適した子
宮内プローブに関するものである。
さらに母体の状態を監視する際に使用するのに適した子
宮内プローブに関するものである。
難産の際の胎児心拍数（FHR）および子宮内圧力（IU
P）を監視することが望ましいことは周知されている。
実用上、IUPは圧力カテーテルを用いて測定されてお
り、かつFHRを監視するには別の装置が用いられてい
る。一般に、FHRは２個の電極間の電圧を記録して監視
されており、電極の一方は人体クリップの形態でありか
つ他方（「不関」もしくは「比較」電極）は前記クリッ
プから短い間隔で離間して周囲の組織（一般に母体組
織）と接触させる。
P）を監視することが望ましいことは周知されている。
実用上、IUPは圧力カテーテルを用いて測定されてお
り、かつFHRを監視するには別の装置が用いられてい
る。一般に、FHRは２個の電極間の電圧を記録して監視
されており、電極の一方は人体クリップの形態でありか
つ他方（「不関」もしくは「比較」電極）は前記クリッ
プから短い間隔で離間して周囲の組織（一般に母体組
織）と接触させる。
クリップは、分娩時に現われる胎児の部分に取付けら
れる。したがって一般に、これは頭皮クリップである。
クリップは胎児に対し必然的に侵害性でありかつ分娩時
の定期的監視に妨げとなる。臨床上、胎児の監視は定期
的に行なうことが望ましいが、これは作業を婦人に対し
より耐えやすいものとしなければ達成されないと思われ
る。
れる。したがって一般に、これは頭皮クリップである。
クリップは胎児に対し必然的に侵害性でありかつ分娩時
の定期的監視に妨げとなる。臨床上、胎児の監視は定期
的に行なうことが望ましいが、これは作業を婦人に対し
より耐えやすいものとしなければ達成されないと思われ
る。
さらに、別途の経膣挿入を行なう必要なしにFHRなど
の因子を監視しうるようなシステムを案出することが望
ましい。
の因子を監視しうるようなシステムを案出することが望
ましい。
本発明によれば、分娩時の胎児心拍数（FHR）を監視
するため子宮内プローブが提供され、このプローブは電
気絶縁材料から形成されかつその一面に少なくとも１個
の電極を位置せしめた長形かつ可撓性の扁平本体部材か
らなり、各電極は胎児皮膚と近接するまで押圧しうるよ
う本体部材の面に近接位置すると共に電極を包囲する絶
縁材料の１部を有し、その形状は使用に際し高インピダ
ンスを有する羊水の薄い電解質膜が電極と胎児皮膚との
間に形成されるような形状であることを特徴とする。
するため子宮内プローブが提供され、このプローブは電
気絶縁材料から形成されかつその一面に少なくとも１個
の電極を位置せしめた長形かつ可撓性の扁平本体部材か
らなり、各電極は胎児皮膚と近接するまで押圧しうるよ
う本体部材の面に近接位置すると共に電極を包囲する絶
縁材料の１部を有し、その形状は使用に際し高インピダ
ンスを有する羊水の薄い電解質膜が電極と胎児皮膚との
間に形成されるような形状であることを特徴とする。
好ましくは、少なくとも２個の電極が存在し、かつこ
れら電極間における絶縁材料の部分の形状は使用に際し
羊水の薄い電解質膜が胎児皮膚と電極間のプローブの領
域との間に捕獲されるような形状である。
れら電極間における絶縁材料の部分の形状は使用に際し
羊水の薄い電解質膜が胎児皮膚と電極間のプローブの領
域との間に捕獲されるような形状である。
今回、本発明のプローブを用いることにより、従来の
胎児頭皮クリップ電極から得られるものと少なくとも匹
敵しうるような確実かつ信頼性のある信号検出を達成し
うることが判明した。
胎児頭皮クリップ電極から得られるものと少なくとも匹
敵しうるような確実かつ信頼性のある信号検出を達成し
うることが判明した。
他の面によれば、本発明は分娩時のFHRの監視方法を
も提供し、この方法は電気絶縁材料から形成されかつ一
面に少なくとも１個の電極を位置せしめてこれを胎児皮
膚と接近するまで押圧しうる長形かつ可撓性の扁平本体
部材からなるプローブを頸管中に導入しかつ電極と比較
電極とからの信号出力を分析し、その際ECG信号「Ｒ」
波幅もしくは振動数における差に基づいて胎児の心拍数
を母体の心拍数から区別することを特徴とする。
も提供し、この方法は電気絶縁材料から形成されかつ一
面に少なくとも１個の電極を位置せしめてこれを胎児皮
膚と接近するまで押圧しうる長形かつ可撓性の扁平本体
部材からなるプローブを頸管中に導入しかつ電極と比較
電極とからの信号出力を分析し、その際ECG信号「Ｒ」
波幅もしくは振動数における差に基づいて胎児の心拍数
を母体の心拍数から区別することを特徴とする。
「活性」電極と「比較」電極との間のインピダンスを
最大化することにより、向上した信号検出が達成され
る。プローブの長さに沿った比較電極と活性電極との広
い間隔がこの目的に貢献する。しかしながら、インピダ
ンスを最大化するための最も有効な手段は、電極間に羊
水の薄い「電解質」膜を形成すると共に電極が胎児皮膚
と接触するのを確保するようプローブ面の形状を設計す
ることである。電極を包囲するプローブ形状が一般に偏
平な頂部または僅かな丸味形状（断面で見て）を有する
場合、0.5mmもしくはそれ以下の程度の薄膜厚さを達成
することができる。好ましくは、電極の上面はプローブ
本体を表面とほぼ同じ平面に位置する。しかしながら、
大して好適でない具体例においては、電極の上表面をプ
ローブ表面の平面の直ぐ下に位置せしめる。
最大化することにより、向上した信号検出が達成され
る。プローブの長さに沿った比較電極と活性電極との広
い間隔がこの目的に貢献する。しかしながら、インピダ
ンスを最大化するための最も有効な手段は、電極間に羊
水の薄い「電解質」膜を形成すると共に電極が胎児皮膚
と接触するのを確保するようプローブ面の形状を設計す
ることである。電極を包囲するプローブ形状が一般に偏
平な頂部または僅かな丸味形状（断面で見て）を有する
場合、0.5mmもしくはそれ以下の程度の薄膜厚さを達成
することができる。好ましくは、電極の上面はプローブ
本体を表面とほぼ同じ平面に位置する。しかしながら、
大して好適でない具体例においては、電極の上表面をプ
ローブ表面の平面の直ぐ下に位置せしめる。
FHR測定および子宮頚管解剖学の観点から、プローブ
は或る種の基準を満たさねばならない。プローブの本体
は非導電性かつ無毒性の可撓性材料で形成される。これ
は、近位端部から頚管中へ胎児頭の周囲に押圧すること
により挿入するのに充分な剛性／弾力性を持たねばなら
ない。しかしながら、弾撥性であってはならず、しかも
子宮内に挿入された際に胎児の表面に沿って位置するよ
う充分に可撓性かつ柔軟性でなければならない。
は或る種の基準を満たさねばならない。プローブの本体
は非導電性かつ無毒性の可撓性材料で形成される。これ
は、近位端部から頚管中へ胎児頭の周囲に押圧すること
により挿入するのに充分な剛性／弾力性を持たねばなら
ない。しかしながら、弾撥性であってはならず、しかも
子宮内に挿入された際に胎児の表面に沿って位置するよ
う充分に可撓性かつ柔軟性でなければならない。
一般にプローブは、断面が扁平であって丸味縁部を有
すると共に電極を一面の表面に位置せしめる。扁平側部
は電極の容易な位置決めを可能にすると共に、絶縁材料
で電極を包囲する要件を満たす。さらに、この形状は胎
児に当接する表面に沿ってプローブに可撓性を付与する
と共に、挿入方向に医者が調節するのに充分な横方向の
剛性を与える。
すると共に電極を一面の表面に位置せしめる。扁平側部
は電極の容易な位置決めを可能にすると共に、絶縁材料
で電極を包囲する要件を満たす。さらに、この形状は胎
児に当接する表面に沿ってプローブに可撓性を付与する
と共に、挿入方向に医者が調節するのに充分な横方向の
剛性を与える。
以下、添付図面を参照して本発明による子宮内プロー
ブの構造および操作の詳細につき説明する。
ブの構造および操作の詳細につき説明する。
第１図は本発明によるプローブの１実施例の斜視図で
あり、 第２図は第１図のプローブの断面図であり（a:電極間
の断面図、b:電極部の断面図）、 第３図は使用の際のプローブを示す子宮の略断面図で
あり、 第４図はプローブの１製造方法を示す略分解図であ
り、 第５図は圧力センサの拡大分解図であり、 第６図は信号プロセッサに対する電極の接続を示す略
図であり、 第７図は胎児および母体の心拍数を示す典型的な特性
曲線図である。
あり、 第２図は第１図のプローブの断面図であり（a:電極間
の断面図、b:電極部の断面図）、 第３図は使用の際のプローブを示す子宮の略断面図で
あり、 第４図はプローブの１製造方法を示す略分解図であ
り、 第５図は圧力センサの拡大分解図であり、 第６図は信号プロセッサに対する電極の接続を示す略
図であり、 第７図は胎児および母体の心拍数を示す典型的な特性
曲線図である。
図面、特に第１図、第２図を参照して、プローブは全
長が約40〜50cmの長形本体１を備える。第２図に最もよ
く見られるように、プローブは扁平形状を有して丸味縁
部２、３と一般に偏平な上面および下面４、５とを備え
る。典型的には、プローブは幅が約1cmかつ厚さが約3mm
である。可撓性のプリント回路板６はたとえばステンレ
ス鋼よりなる離間した電極７、８、９および10を備え、
そのそれぞれはドーム状ヘッド11を備えると共に、たと
えば２部ポリウレタン組成物のような可撓性プラスチッ
ク注封材料で包封される。プラスチック材料の寸法およ
び固有の可撓性は、プローブが子宮内挿入された際に第
３図に示す位置を占めるようにする。使用される特定の
注封組成物は、ミドルセックス州、ヘイズ、アックスブ
リッジ・ロード866番地在のエマーソン・アンド・クミ
ング・リミテッド社から商品名CPC19可撓性ポリエレタ
ン注封材料として入手しうる２部ポリウレタン組成物と
した。1m2当り１〜10メガニュートンの範囲の剛性（ヤ
ング弾性率）を有するプローブが適している。
長が約40〜50cmの長形本体１を備える。第２図に最もよ
く見られるように、プローブは扁平形状を有して丸味縁
部２、３と一般に偏平な上面および下面４、５とを備え
る。典型的には、プローブは幅が約1cmかつ厚さが約3mm
である。可撓性のプリント回路板６はたとえばステンレ
ス鋼よりなる離間した電極７、８、９および10を備え、
そのそれぞれはドーム状ヘッド11を備えると共に、たと
えば２部ポリウレタン組成物のような可撓性プラスチッ
ク注封材料で包封される。プラスチック材料の寸法およ
び固有の可撓性は、プローブが子宮内挿入された際に第
３図に示す位置を占めるようにする。使用される特定の
注封組成物は、ミドルセックス州、ヘイズ、アックスブ
リッジ・ロード866番地在のエマーソン・アンド・クミ
ング・リミテッド社から商品名CPC19可撓性ポリエレタ
ン注封材料として入手しうる２部ポリウレタン組成物と
した。1m2当り１〜10メガニュートンの範囲の剛性（ヤ
ング弾性率）を有するプローブが適している。
第２図（ｂ）に示したように、電極８のドーム状ヘッ
ド11は本体の絶縁材料における丸味部分12および13によ
って効果的に囲まれる。ドーム状部分11の表面は、本体
の平面５とほぼ同じ平面に位置する。使用に際し、これ
はプローブを子宮もしくは頚管壁部に対し適当に位置せ
しめた際に羊水が絞り出されて電極８と比較電極との間
に薄い電解質膜を形成するよう確保する。
ド11は本体の絶縁材料における丸味部分12および13によ
って効果的に囲まれる。ドーム状部分11の表面は、本体
の平面５とほぼ同じ平面に位置する。使用に際し、これ
はプローブを子宮もしくは頚管壁部に対し適当に位置せ
しめた際に羊水が絞り出されて電極８と比較電極との間
に薄い電解質膜を形成するよう確保する。
第１図に見られるように、これら電極は遠位電極７が
他の電極８、９および10から離間するように配置され
る。その結果、電極７とその最も近い電極８との間隔は
電極群８、９および10における電極間の間隔よりも大と
なる。その大きい間隔により、電極７は一般に比較電極
として使用される。しかしながら下記するように、任意
の電極対により検出された信号をFHR測定用に用いるこ
とができる。電極７と電極８との間隔は典型的には８〜
12cmとすることができる一方、電極群８、９および10に
おける電極間の間隔はたとえば３〜6cmとすることがで
きる。出産が進行する際、各電極により検出される信号
はその強度が変化し、かつこれら信号は最良の信号と与
える電極対からの出力を任意の時点で選択して処理する
ことができる。
他の電極８、９および10から離間するように配置され
る。その結果、電極７とその最も近い電極８との間隔は
電極群８、９および10における電極間の間隔よりも大と
なる。その大きい間隔により、電極７は一般に比較電極
として使用される。しかしながら下記するように、任意
の電極対により検出された信号をFHR測定用に用いるこ
とができる。電極７と電極８との間隔は典型的には８〜
12cmとすることができる一方、電極群８、９および10に
おける電極間の間隔はたとえば３〜6cmとすることがで
きる。出産が進行する際、各電極により検出される信号
はその強度が変化し、かつこれら信号は最良の信号と与
える電極対からの出力を任意の時点で選択して処理する
ことができる。
頭皮−クリップ型モニタにおける経験と異なり、本発
明のプローブで得られる信号の品質は、しばしば出産が
進行する際に向上する。これは、胎児の頭が産道中に移
動する際にプローブが産児の背中に一層しっかり押圧さ
れるためであると思われる。
明のプローブで得られる信号の品質は、しばしば出産が
進行する際に向上する。これは、胎児の頭が産道中に移
動する際にプローブが産児の背中に一層しっかり押圧さ
れるためであると思われる。
再び第２図を参照して、電極を包囲する絶縁材料の部
分は独立気泡フォームから作成することができる。これ
らの部分15および16を第２図にクロスハッチングして示
す。これはプローブを胎児皮膚に対しきつ過ぎずに押圧
することを可能にし、しかも有効な「電解質」膜厚を最
小化させる。
分は独立気泡フォームから作成することができる。これ
らの部分15および16を第２図にクロスハッチングして示
す。これはプローブを胎児皮膚に対しきつ過ぎずに押圧
することを可能にし、しかも有効な「電解質」膜厚を最
小化させる。
プローブの製作につき第４図に示す。電極７、８、９
および10並びに圧力トランスジューサ19をプリント回路
板６に取付ける。回路板６はマルチフィラメントケーブ
ル20に電極を連結する導電ストリップを備え、ケーブル
20をプロセッサ（第６図参照）に接続する。便利には、
プロセッサはデジタル表示ユニットを備えうるが、オシ
ロスコープおよびチャート記録器（図示せず）を組込む
こともできる。回路板６および装着された電極を注封材
料で包封して、上側金型および下側金型22、23の間で成
形することにより第１図および第２図に示した形状を有
する成形プローブ本体を形成させる。発泡剤を注封用組
成物に或いはプローブ本体の部分16および17（第２図参
照）を形成する部分に導入することもできる。
および10並びに圧力トランスジューサ19をプリント回路
板６に取付ける。回路板６はマルチフィラメントケーブ
ル20に電極を連結する導電ストリップを備え、ケーブル
20をプロセッサ（第６図参照）に接続する。便利には、
プロセッサはデジタル表示ユニットを備えうるが、オシ
ロスコープおよびチャート記録器（図示せず）を組込む
こともできる。回路板６および装着された電極を注封材
料で包封して、上側金型および下側金型22、23の間で成
形することにより第１図および第２図に示した形状を有
する成形プローブ本体を形成させる。発泡剤を注封用組
成物に或いはプローブ本体の部分16および17（第２図参
照）を形成する部分に導入することもできる。
群８、９および10における電極の最小個数は１個であ
るが、電極の個数が多く存在するほど出産時の良好な信
号品質を維持するチャンスが大となる。一般に、群とし
て２〜４個の電極にて一般に充分である。好ましくは、
電極の群を胎児の頭と首とを覆うに充分な距離、たとえ
ば少なくとも約5cm、典型的には５〜15cmで離間させ
る。電極間の間隔は一般に、先端に最も近い電極（すな
わち電極８）と遠位電極７との間隔よりも小さい。この
間隔は一般に約15〜25cm、たとえば約18cmである。現
在、好適な形状は１個の遠位電極７と３個の等間隔で離
間した追加電極８、９および10とである。電極間の間隔
は約5cmであり、かつ遠位電極からの間隔は18cmであ
る。
るが、電極の個数が多く存在するほど出産時の良好な信
号品質を維持するチャンスが大となる。一般に、群とし
て２〜４個の電極にて一般に充分である。好ましくは、
電極の群を胎児の頭と首とを覆うに充分な距離、たとえ
ば少なくとも約5cm、典型的には５〜15cmで離間させ
る。電極間の間隔は一般に、先端に最も近い電極（すな
わち電極８）と遠位電極７との間隔よりも小さい。この
間隔は一般に約15〜25cm、たとえば約18cmである。現
在、好適な形状は１個の遠位電極７と３個の等間隔で離
間した追加電極８、９および10とである。電極間の間隔
は約5cmであり、かつ遠位電極からの間隔は18cmであ
る。
したがって、使用に際し電極８、９および10の群にお
ける少なくとも１個は殆んど無意味となる。群における
電極の少なくとも１個は、或る程度胎児の身長および挿
入後の胎児の移動に応じて有用となる。しばしば、群に
おける電極の２個が利用される。
ける少なくとも１個は殆んど無意味となる。群における
電極の少なくとも１個は、或る程度胎児の身長および挿
入後の胎児の移動に応じて有用となる。しばしば、群に
おける電極の２個が利用される。
本発明のプローブは、頚管が約1cmまで拡張した時点
から使用することができる。プローブを胎児の頭もしく
は首部の周囲にその下部身体の方向に挿入し、かつ扁平
形状はその一面が胎児の少なくとも頭と接触して安定に
配向されるよう確保する。この目的は、プローブを遠位
電極が胎児の下部身体に接触し或いは近接するような程
度まで挿入すると共に電極群の少なくとも１個を胎児の
頭もしくは首と良好に接触させることである（第３図参
照）。第３図に示したようなその後の出産の段階にて、
胎児の頭および首は電極８、９および10に圧接される。
から使用することができる。プローブを胎児の頭もしく
は首部の周囲にその下部身体の方向に挿入し、かつ扁平
形状はその一面が胎児の少なくとも頭と接触して安定に
配向されるよう確保する。この目的は、プローブを遠位
電極が胎児の下部身体に接触し或いは近接するような程
度まで挿入すると共に電極群の少なくとも１個を胎児の
頭もしくは首と良好に接触させることである（第３図参
照）。第３図に示したようなその後の出産の段階にて、
胎児の頭および首は電極８、９および10に圧接される。
好適実施例における本発明のプローブは、特に子宮内
の羊水圧力（IUP）を測定するための圧力センサを備え
る。このセンサの位置は、IUPを測定する箇所が充分良
く知られかつ未知の原因によって影響を受けないと思わ
れる位置である。圧力カテーテルと比較し、本発明に使
用するミニアチャロードセル（フォースセンサ）として
作用する圧力トランスジューサおよびその他のセンサは
極めて安価に作成することができる。
の羊水圧力（IUP）を測定するための圧力センサを備え
る。このセンサの位置は、IUPを測定する箇所が充分良
く知られかつ未知の原因によって影響を受けないと思わ
れる位置である。圧力カテーテルと比較し、本発明に使
用するミニアチャロードセル（フォースセンサ）として
作用する圧力トランスジューサおよびその他のセンサは
極めて安価に作成することができる。
好ましくは、IUPセンサ19はプローブの遠位端部また
はその近くに位置する。その内部構造を第５図に示し、
これは金属（たとえばステンレス鋼）で製作しうる基礎
キャリヤ30を備えるが、好ましくはプラスチック材料
（たとえばABSプラスチック）から成形されると共に片
持ち歪み計（センサ）31を支持する。この歪みセンサか
らの出力をプリント回路板６に接続する。基礎キャリヤ
の上には、剛性プラスチック円盤35を支持する環状の薄
膜34からなるアセンブリ33を載置する。圧力センサは、
剛性プラスチック（たとえばABS）または軟質ゴム状材
料で成形しうる封止リング36を基礎キャリヤ上に載せて
完成され、かつ格子構造を備えて膜を保護する。使用に
際し、IUPの変化は円盤35を内方向および外方向に移動
させて、多かれ少なかれ力を接触ボタン37を介して歪み
計31に加える。
はその近くに位置する。その内部構造を第５図に示し、
これは金属（たとえばステンレス鋼）で製作しうる基礎
キャリヤ30を備えるが、好ましくはプラスチック材料
（たとえばABSプラスチック）から成形されると共に片
持ち歪み計（センサ）31を支持する。この歪みセンサか
らの出力をプリント回路板６に接続する。基礎キャリヤ
の上には、剛性プラスチック円盤35を支持する環状の薄
膜34からなるアセンブリ33を載置する。圧力センサは、
剛性プラスチック（たとえばABS）または軟質ゴム状材
料で成形しうる封止リング36を基礎キャリヤ上に載せて
完成され、かつ格子構造を備えて膜を保護する。使用に
際し、IUPの変化は円盤35を内方向および外方向に移動
させて、多かれ少なかれ力を接触ボタン37を介して歪み
計31に加える。
本発明のプローブは、母体および胎児の良好な健康に
つき重要であると現在考えられているような基準を測定
する単一器具を与える。さらに、このプローブはその本
質的機能を変化させることなく種々異なるパラメータを
さらに測定すべく使用することができる。たとえば母体
の過温症または収縮時の温度変化を検出すべく使用しう
る温度センサおよび／またはたとえば経皮オキシメータ
として使用する際の胎便および／または胎児の血液酸素
レベルを検出すべく使用しうる光センサを存在させるこ
ともできる。
つき重要であると現在考えられているような基準を測定
する単一器具を与える。さらに、このプローブはその本
質的機能を変化させることなく種々異なるパラメータを
さらに測定すべく使用することができる。たとえば母体
の過温症または収縮時の温度変化を検出すべく使用しう
る温度センサおよび／またはたとえば経皮オキシメータ
として使用する際の胎便および／または胎児の血液酸素
レベルを検出すべく使用しうる光センサを存在させるこ
ともできる。
使用するには、本発明のプローブをプロセッサと表示
手段とに接続する。プローブからの出力を処理しかつ表
示する装置を第６図に示す。本発明のプローブに接続さ
れたチャート記録器により発生した典型的な曲線を第７
図に示す。電極対からの出力は、母体および胎児の心拍
数と他の筋肉活動から生じたバックグランド「ノイズ」
との組合せとなる。母体および胎児のECG複合を区別す
るための特定の処理は、それぞれの異なる形態を利用す
る。本発明による結果は、分娩時の胎児および母体の複
合信号の相対的振幅を予想しえないが胎児複合の測定幅
が同じ分娩時の母体複合の測定幅よりも相応に小さいこ
とを示した。したがって、各複合をフーリエ変換した後
のスペクトル成分（振幅および／または位相）における
振動数ドメインのパターン認識または実時間における一
時的／空間的パターン認識のいずれかを用いることがで
き、かつ／または従来の分析を用いることもできる。胎
児の心拍数信号は必ずしもその「Ｒ」成分の測定幅によ
り明確に認識しえないが、記憶パターンとの比較とＲ波
幅認識との組合せを用いて胎児と母体との心拍数を互い
に明確に分離しかつバックグランドノイズから分離する
ことができる。このようにして、電極により記録された
信号を処理してFHRおよびMHRの別々の表示をIUPセンサ
およびその他のセンサから少なくとも得られたデータと
共に与える。この表示はたとえばスクリーン上への肉眼
表示であるが、記録の目的にはチャート記録器が使用さ
れる（他の表示は必要でない）。或いは、処理された胎
児心拍信号とIUPとをFHRおよびIUPを、常法で現しうる
ような現在市販されている胎児モニタに対し適合させる
こともできる。
手段とに接続する。プローブからの出力を処理しかつ表
示する装置を第６図に示す。本発明のプローブに接続さ
れたチャート記録器により発生した典型的な曲線を第７
図に示す。電極対からの出力は、母体および胎児の心拍
数と他の筋肉活動から生じたバックグランド「ノイズ」
との組合せとなる。母体および胎児のECG複合を区別す
るための特定の処理は、それぞれの異なる形態を利用す
る。本発明による結果は、分娩時の胎児および母体の複
合信号の相対的振幅を予想しえないが胎児複合の測定幅
が同じ分娩時の母体複合の測定幅よりも相応に小さいこ
とを示した。したがって、各複合をフーリエ変換した後
のスペクトル成分（振幅および／または位相）における
振動数ドメインのパターン認識または実時間における一
時的／空間的パターン認識のいずれかを用いることがで
き、かつ／または従来の分析を用いることもできる。胎
児の心拍数信号は必ずしもその「Ｒ」成分の測定幅によ
り明確に認識しえないが、記憶パターンとの比較とＲ波
幅認識との組合せを用いて胎児と母体との心拍数を互い
に明確に分離しかつバックグランドノイズから分離する
ことができる。このようにして、電極により記録された
信号を処理してFHRおよびMHRの別々の表示をIUPセンサ
およびその他のセンサから少なくとも得られたデータと
共に与える。この表示はたとえばスクリーン上への肉眼
表示であるが、記録の目的にはチャート記録器が使用さ
れる（他の表示は必要でない）。或いは、処理された胎
児心拍信号とIUPとをFHRおよびIUPを、常法で現しうる
ような現在市販されている胎児モニタに対し適合させる
こともできる。
第６図は、このプローブにより検出された信号を処理
しかつ表示するための本発明による装置を示している。
しかつ表示するための本発明による装置を示している。
電極からの信号を多チャンネルECG増幅器に送信し、
かつ増幅器出力をたとえば光ファイバケーブルのような
患者絶縁連結部を介して処理装置に接続する。送信され
た信号を再増幅し、次いで信号セレクタに移送して信号
を監視すると共に、任意の電極対から最良の信号を選択
する。選択された信号をデータ記憶部を介してバンド幅
フィルタおよび低パスフィルタまで移送して波形に関す
る等電ラインを確立する。信号セレクタへのフィードバ
ックを信号品質モニタを介して与えることにより、信号
セレクタが胎児の心拍数信号内容の品質並びに信号強度
に基づき信号を選択しうるようにする。ECGパターン認
識装置で処理した後、信号をECG Ｒ波幅識別器によっ
て胎児信号と母体信号とに分離し、かつこれらの出力を
たとえばデジタル表示装置のような心拍計表示装置に表
示する。
かつ増幅器出力をたとえば光ファイバケーブルのような
患者絶縁連結部を介して処理装置に接続する。送信され
た信号を再増幅し、次いで信号セレクタに移送して信号
を監視すると共に、任意の電極対から最良の信号を選択
する。選択された信号をデータ記憶部を介してバンド幅
フィルタおよび低パスフィルタまで移送して波形に関す
る等電ラインを確立する。信号セレクタへのフィードバ
ックを信号品質モニタを介して与えることにより、信号
セレクタが胎児の心拍数信号内容の品質並びに信号強度
に基づき信号を選択しうるようにする。ECGパターン認
識装置で処理した後、信号をECG Ｒ波幅識別器によっ
て胎児信号と母体信号とに分離し、かつこれらの出力を
たとえばデジタル表示装置のような心拍計表示装置に表
示する。
フロントページの続き (72)発明者 ランドール ニーゲル ジョン イギリス国，ロンドン エヌ ダブリュ ６ ６ ティー エス，カーリスル ロード 30 (72)発明者 ステア フィリップ ジェームス イギリス国，サリー ケー ティー ２ ７ ビー ジェイ，キングストン ア ポン テムズ，ブレンヘイム ガーデン ズ 97 (56)参考文献 特開 昭58−192532（ＪＰ，Ａ) 米国特許3326207（ＵＳ，Ａ) 米国特許3572322（ＵＳ，Ａ) 英国特許2016706（ＧＢ，Ａ) 欧州特許出願公開92982（ＥＰ，Ａ)
Claims (9)
- 【請求項１】丸味遠位端部を有し且つ少なくとも１個の
電極を本体部材の１平面に装着させた長形且つ可撓性の
扁平本体部材からなり、この本体部材は頚管中に挿入し
且つ捩ることなく胎児の周囲に案内するのに充分な方向
安定性を有し、さらに本体部材の平面に対し横方向の軸
線を中心として１〜10メガニュートン/m2の屈曲剛性を
有することを特徴とする分娩時の胎児の状態を監視する
子宮内プローブ。 - 【請求項２】電極を包囲する絶縁材料の部分が、非連通
気泡を有する弾力性フォーム材料から形成されてなる請
求の範囲第１項記載のプローブ。 - 【請求項３】電極を区切る絶縁材料の部分が、断面で丸
味を有する上表面を備えてなる請求の範囲第１項または
第２項記載のプローブ。 - 【請求項４】長手方向に離間した少なくとも２個の電極
を備える請求の範囲第１〜３項のいずれか一項に記載の
プローブ。 - 【請求項５】遠位電極を備える請求の範囲第１〜４項の
いずれか一項に記載のプローブ。 - 【請求項６】複数の電極を備え、これら電極を使用に際
し胎児の頭と首とを覆うのに充分な距離にわたって離間
させてなる請求の範囲第１〜５項のいずれか一項に記載
のプローブ。 - 【請求項７】遠位電極と群として位置せしめた２個もし
くはそれ以上の追加電極とを備え、遠位電極と近位追加
電極との間隔が群における追加電極間の間隔よりも大で
ある請求の範囲第１〜６項のいずれか一項に記載のプロ
ーブ。 - 【請求項８】圧力トランスジューサをさらに備える請求
の範囲第１〜７項のいずれか一項に記載のプローブ。 - 【請求項９】FHRと母体心拍数とを示す信号を区別する
のに適したプロセッサを接続してなる請求の範囲第１〜
８項のいずれか一項に記載のプローブ。
Applications Claiming Priority (3)
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|---|---|---|---|
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| CA000563504A CA1328123C (en) | 1986-10-08 | 1988-04-07 | Intrauterine probe |
| GB8624169 | 1989-10-08 |
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|---|---|
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| JP (1) | JP2579657B2 (ja) |
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|---|---|---|---|---|
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| KR100213554B1 (ko) * | 1989-11-28 | 1999-08-02 | 제이슨 오토 가도시 | 태아용 탐침 |
| WO1991018549A1 (en) * | 1990-05-29 | 1991-12-12 | Yue Samuel K | Fetal probe apparatus |
| GB9014786D0 (en) * | 1990-07-04 | 1990-08-22 | Imperial College | Meconium monitoring system |
| DK0471898T3 (da) | 1990-08-22 | 1999-09-06 | Nellcor Puritan Bennett Inc | Apparat til foster-pulsoximetri |
| US5247932A (en) * | 1991-04-15 | 1993-09-28 | Nellcor Incorporated | Sensor for intrauterine use |
| AU2561492A (en) * | 1991-08-26 | 1993-03-16 | Perinatronics Medical Systems, Inc. | Intrauterine electrode array for the determination of fhr |
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| WO2005019792A2 (en) | 2003-08-21 | 2005-03-03 | Mcgill University | Method and apparatus for analyzing amniotic fluid |
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| GB2016706A (en) | 1978-03-16 | 1979-09-26 | Maynard D E | Improvements in Electroencephalograph Monitoring by Eliminating Unwanted E.C.G. Signals |
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-
1987
- 1987-10-08 GB GB8723605A patent/GB2195897B/en not_active Expired - Fee Related
- 1987-10-08 JP JP62506011A patent/JP2579657B2/ja not_active Expired - Fee Related
- 1987-10-08 DE DE3789446T patent/DE3789446T2/de not_active Expired - Fee Related
- 1987-10-08 EP EP87906593A patent/EP0325605B1/en not_active Expired - Lifetime
- 1987-10-08 WO PCT/GB1987/000713 patent/WO1988002616A1/en active IP Right Grant
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Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
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| GB8723605D0 (en) | 1987-11-11 |
| AU1440888A (en) | 1989-10-12 |
| EP0325605A1 (en) | 1989-08-02 |
| JPH03504441A (ja) | 1991-10-03 |
| WO1988002616A1 (en) | 1988-04-21 |
| DE3789446D1 (de) | 1994-04-28 |
| GB2195897B (en) | 1991-06-26 |
| GB2195897A (en) | 1988-04-20 |
| AU618252B2 (en) | 1991-12-19 |
| DE3789446T2 (de) | 1994-06-30 |
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