KR20140093708A

KR20140093708A - 센서 인터페이스 시스템

Info

Publication number: KR20140093708A
Application number: KR1020147015613A
Authority: KR
Inventors: 네일 러쎌 율리아노; 도로시 마로제로; 샬롬 달만지안; 다니엘 패트릭 맥켄나
Original assignee: 컨버전트 엔지니어링, 인크.
Priority date: 2011-11-09
Filing date: 2012-11-09
Publication date: 2014-07-28
Also published as: EP2775927A1; AU2012335580A1; AU2012335580B2; US20120071744A1; JP6310853B2; JP2014532543A; WO2013071095A1; US9351682B2; CA2855338A1; US11672490B2; US20200345315A1; USD785187S1; US20160324484A1; EP2775927A4

Abstract

적어도 하나의 센서와 산모-태아 모니터간의 연결을 제공하는 센서 인터페이스 시스템에 관한 것으로, 인터페이스 시스템은 센서(들)에 의해 캡처된 전기적 근육 활동성을 산모-태아 모니터에서 이용하기 위해 자궁 활동성 데이터 신호들로 변환한다. 본 발명의 센서 인터페이스 시스템은 바람직하게는, 센서(들)로부터의 신호들을 자궁수축력측정기에 의해 생성된 것들과 유사한 신호들로 변환하는 변환 수단을 포함한다.

Description

센서 인터페이스 시스템{SENSOR INTERFACE SYSTEM}

본 출원은, 2006년 10월 18일자로 출원된 미국출원번호 11/582,714(현재는 미국특허번호 7,828,753)의 계속출원(continuation application)인 2010년 11월 8일자로 출원된 미국출원번호 12/941,614의 일부계속출원(continuation in-part application)으로, 상기 두 미국 출원은 참조로서 모두 이 문서에 포함된다. 또한, 본 출원은, 참조로서 모두 이 문서에 포함되고, 2010년 11월 9일자로 출원된 미국임시출원 출원번호 61/411,702에 대한 우선권을 주장한다.

임신(pregnancy)동안, 특히 진통(labor) 및 출산(delivery)동안 태아(fetus)의 평가는 필수적이나 아직 달성하기 힘든 목표이다. 대부분의 환자들이 모니터링 유무에 관계없이 건강한 아이를 출산할 것이지만, 단기적으로(near term) 생존 가능한 태아의 1,000번의 출산 중 5번 이상이 사산되고, 그 중 절반은 확인되지 않은 사망 원인을 갖는다. (NVSS(National Vital Statistics System), CDC, NCHS에서 발표한 "건강한 사람들 2010, 건강의 이해와 향상: 챕터 16(Healthy People 2010, Understanding and Improving Health: Chapter 16,)", 질병 통제 예방 보건 센터(Centers for Disease Control and Prevention)와 보건 자원 및 서비스 국(Health Resources and Services Administration) 공동 저, 2판, 미국 정부 인쇄국 2000년 11월.) 이 불운한 결과의 위험은, "고 위험(high risk)" 환자(예를 들어, 당뇨병 환자)의 서브그룹에서 증가된다. 일반 산과(obstetric)의 관찰에 더하여, 임신 23주 후의 분만 전("자궁 내의(in utero)") 태아 모니터링은 다음과 같이 구성될 수 있다(복잡한 순서대로).

1. 태아 운동의 산모 기록(maternal report);

2. 비-스트레스 테스트(non-stress Test, NST) - 기준치(baseline rate)와 기준치 이상의 변동성(variability) 및 가속의 존재(presence of accelerations)를 찾는 초음파로 태아 심박수(fetal heart rate, FHR)를 모니터링;

3. 수축 스트레스 테스트(contraction stress test, CST) - 자궁 수축에 대한 FHR의 응답, 자연 또는 유도(either natural or induced); 및

4. 생물물리학적 프로파일(biophysical profile, BPP) - NTS에 태아 움직임 및 양수 양(amniotic fluid volume)의 초음파검사 평가를 플러스.

이러한 광범위한 수용(wide acceptance)에도 불구하고, 이러한 테스트들은 제한적인 예측값을 제공하고, 오직 테스트 시간에 태아의 일별(glimpse of fetus)을 제공할 뿐이다. 고 위험 환자의 경우, 매주 한번 또는 두 번의 감시(surveillance)가 보통 바람직하나, 환자에 대한 비용과 불편 모두를 수반한다.

분만시의 태아 감시는, 수축(contraction)의 모니터링을 위한 촉진(palpation) 또는 자궁수축검사(tocodynamometry)(스트레인 게이지(strain gauge))를 포함하여, 간헐적 청진 또는 FHR의 지속적인 도플러 모니터링(Doppler monitoring)과 함께 일상적으로 수행된다. 이때, 침습성 모니터들이 더 이용 가능하지만, 파손된 막/적절한 자궁 경부 팽창이 요구되며, 약간의 위험, 주로 전염(infectious)을 수반한다. 이러한 모니터는 제한 없이 다음을 포함한다.

1. 태아 두피 전극(fetal scalp electrode) - 태아의 두피에 삽입된 와이어 전극;

2. 자궁 내 압력 카테터(intra-uterine pressure catheter, IUPC) - 수축의 정략적 측정을 가능하게 함; 및

3. 태아 두피 샘플링 - pH 분석을 위해 뽑은 혈액 샘플.

수축 감지는 진통의 진행을 모니터링하는 것을 가능하게 한다. 수축을 모니터링하기 위해 일반적으로 이용되는 장치는 자궁수축력측정기 (tocodynamometer)이다. 자궁수축측정기는, 수축 동안, 산모 복부(일반적으로 복부에 대해 배치되는 스트랩(strap) 또는 벨트(belt)와 함께)의 곡률에서의 물리적 변화를 감지하고, 이러한 변화를 인쇄된 곡선(printed curve)으로 해석(translate)한다. 자궁수축측정기는 오직 복부의 긴장의 존재 또는 결핍(자궁 수축에 의한 것이건 또는 산모 이동에 의한 것이건)만을 감지하고, 비만이 있는 경우에 종종 실패한다. 불행히도, 진통을 모니터링하기 위해 자궁수축측정기를 이용할 때, 환자는 반듯이 누운 자세를 유지할 것이 권고된다. 이러한 자세는, 태아의 내부 회전을 장려하기 위한 가장 효과적인 생리학적 위치로서 발견되었으나, 종종 산모의 저혈압과 불편을 야기한다.

자궁 팽창이 기대된 진통 곡선보다 뒤떨어질 때(when cervical dilation lags behind the anticipated labor curve), 옥시토신은 종종 더 효과적인 수축 패턴을 유도하는데 바람직하다. 옥시토신의 안전 적정(safe titration)은, 10분 이상 자궁 수축의 강도를 측정하는 "몬테비데오 유닛(Montevideo units)"의 정확한 결정을 요구할 수 있다. 이는, 자궁 수축에 의해 발생되는 압력의 측정을 위해 태아와 함께 자궁 내에 카테더가 배치되는 침습 IUPC를 더 요구한다.

분만 중 전자 태아 감시기(electronic fetal monitoring, EFM)의 사용을 위한 근거는, FHR 이상(abnormalities)이 저산소증(태아에게 부족한 산소)을 정확하게 반영하고, 이러한 조기의 인식이 개입을 유도할 수 있어, 산모와 태아 모두에 대한 결과를 개선할 수 있다는 점이다. 불행히도, 많은 연구가 낮은 위험의 출산에서 EFM의 사용에 따른 개선된 결과를 확인하는데 실패했다. 몇몇 연구는 더 높은 수술 분만율에서 사망률의 증가를 실제로 보여주었다. 아마도 이는, FHR 트레이싱(tracings)의 해석에서의 변동성과 저산소증에 대한 전문성의 부족에 비추어 봤을 때, 놀라운 일이 아니다. 그런데도, 지속적인 EFM은 의료 및 법률 문제로 인한 많은 부분에 의해, 미국 병원에서 치료의 표준으로 남아있다.

최근, 태아 ECG(심전도(electrocardiogram))의 분석은 태아 저산소증을 더 구체적으로 나타내는 파형의 몇몇 특징을 갖는 조짐을 보이는 것을 돕는다. 이러한 파형 분석의 사용은, 적은 두피 샘플 및 수술적 분만을 필요로 하게 만드는 반면, 출생 시 심한 대사성 산증(metabolic acidosis)의 발생을 감소시켰다. 불행하게도, FECG의 습득(acquisition)은 본 명세서에서 위에서 설명한 바와 같이 침습되고 제한되는 태아 두피 전극을 통한다. 태아 두피에 대한 접근의 필요성은 자궁 경부 팽창 및 파열된 막 모두와, 산전 태아 감시를 위한 절차의 제거뿐만 아니라 이른 진통(early labor)을 요구한다.

FECG의 비-침습 습득(non-invasive acquisition)은 혼합된 신호의 인식 이슈(recognized issue)이다. 피부 표면에 배치된 전극은, 산모의 ECG, 산모의 골격 근육, 자궁 근육, 태아의 골격 근육 및 태아의 ECG를 포함한 모든 전송된 전기 활동을 기록한다. 위에서 언급한 부적합성을 해결하기 위해, 다양한 방법이 더 정확한 FECG 추출을 제공하는 산모 복부 신호 처리에 사용하기 위해 제안되었다. 이러한 방법은 감산 필터링(subtractive filtering)(예를 들어, 미국 특허번호 4,945,917을 보라), 적응 필터링(adaptive filtering)(예를 들어, Widrow, B. et al., "적응 노이즈 무효화: 원리와 응용(adaptive noise canceling: Principles and Applications)", Proc. IEEE, 63(12):1692-1716 (1975년 12월); Adam, D 및 D. Shavit, "동기화 적응 여과에 의해 기록된 전체 태아 ECG 형태학(Complete Fetal ECG Morphology Recording by Synchronized Adaptive Filtration)", Med. & Biol. Eng. & Comput., 28:287-292 (1990년 7월); Ferrara, E 및 B. Widrow, "시간 시퀀스된 적응 필터링에 의한 태아 심전도 향상(Fetal Electrocardiogram Enhancement by Time Sequenced Adaptive Filtering)", IEEE Trans. Biomed. Eng., BME-29(6):458-460 (1982년 6월); 미국 특허 번호 4,781,200 및 5,042,499를 보라), 직교 기저(orthogonal basis)(Longini, R. et al., "근직교 기저 함수: 실시간 태아 ECG 기술(Near Orthogonal Basis Function: A Real Time Fetal ECG Technique)", IEEE Trans. On Beiomedical Eng., BME-33(5):505-509 (1977년 1월)), 선형결합(linear combination)(Bergveld, P. et al., "실시간 태아 ECG 기록(Real Time Fetal ECG Recording)", IEEE Trans. On Beiomedical Eng., BME-33(5):505-509 (1986년 5월)), 단일값 분해(single value decomposition)(Callaerts, D. et al., "피부 전극 신호에서 태아 심전도를 추출하는 SVD 방법의 비교(Comparison of SVD Methods to Extract the Fetal Electrocardiogram from Cutaneous Electrodes Signals)", Med. & Biol. Eng. & Comput., 28:217-224 (1990년 5월); 미국 특허 번호 5,209,237), MECG 평균 및 상관 관계(MECG averaging and correlation)(Abboud, S. et al., "평균화 기법을 이용한 태아 심전도의 정량화(Quantification of the Fetal Electrocardiogram Using Averaging Technique)", Comput. Biol. Med., 20:147-155 (1990년 2월); Cerutti, S. et al., "복부 심전도 기록으로부터 얻어진 태아 심박수의 가변성 분석(Variability Analysis of Fetal Heart Rate Signals as Obtained from Abdominal Electrocardiographic Recordings)", J. Perinat. Med., 14:445-452 (1986년); J. Nagel, "향상된 데이터 수집에 의한 태아 모니터링 진행(Progresses in Fetal Monitoring by Improved Data Acquisition)", IEEE Eng. Med. & Biol. Mag., 9-13 (1984년 9월); Oostendorp, T. et al., "(The Potential Distribution Generated by Fetal Heart at the Maternal Abdomen)", J. Perinat. Med., 14:435-444 (1986년); 미국 특허 번호 5,490,515). 이러한 방법들은, 불행하게도, 산모-태아 데이터의 연속 추출을 신뢰할 수 없거나 테스트 결과(예를 들어, 태아 심박수, 태아 ECG, 산모 ECG 및 산모 자궁 활동(EHG))에 기반하여 산모-태아 건강의 포괄적인 어카운트(comprehensive account)를 캡처할 수 없다.

최근, 자기심장검사장치(magnetocardiography)가 태아 ECG의 추출에 활용되고 있다(예를 들어, Sturm, R. et al., "태아 부정맥에 맥박 형태학 변화를 감지하기 위한 멀티-채널 자기심장검사장치(Multi-channel magnetocardiography for detecting beat morphology variations in fetal arrhythmias)", Prenat Diagn, 24(1):1-9 (Jan. 2004); 및 Stinstra, J. et al, "자기심장검사장치를 이용한 태아 심장 간격의 다중심 연구(Multicentre study of fetal cardiac time intervals using magnetocardiography)", BJOG, 109(11):1235-43 (Nov. 2002)를 보라). 불행하게도, 자기심장검사장치는 응용 프로그램이 제한되고, 기술적으로 복잡하며, 정확한 태아 ECG 판독을 평가하기 위한 관리가 어렵다.

자궁 수축은 개별 자궁 근육층 세포(myometrial cell)의 조정 동작(coordinated actions)의 결과이다. 세포 수준에서, 수축은 활동 전위(action potential)라 불리는 전압 신호에 의해 트리거된다. 임신 동안, 조정된 수축을 생성하기 위해 활동 전위가 전파됨에 따라 세포의 전기적 연결성이 증가한다. 자궁 수축 동안 활동 전위는 산모 복부에 배치되어 자궁 EMG 신호(이하, "EHG": 자궁근전도(electrohysterogram)라 불림)를 발생시키는 전극을 이용하여 측정될 수 있다. 구체적으로, EHG 신호는 자궁수축력측정기(tocodynamometer)나 IUPC로부터 표준 자궁 활동 신호와 유사한 신호를 생성하도록 처리될 수 있다. 이러한 EHG는 수축 빈도 및 기간 정보를 제공한다. 지금까지, EHG 신호는 자궁 내 압력을 평가하거나 몬테비데오 유닛을 예측하는데 이용되지 않았다.

산후의 지속적인 자궁 수축은 태반 분리 측으로부터 자궁 출혈을 최소화하기 위해 필요하다. 출혈(Hemorrhage)은 산욕기(peripartum) 산모 사망의 주요 원인이며, 대부분이 "자궁 이완증(uterine atony)"으로 인한 산후 출혈(postpartum hemorrhage)이다. 현재 모니터링은 몇 시간 간격으로 순차적인 자궁 촉진(palpation)으로 구성되어 있다. 진단(diagnosis)은 보통 심각한 출혈 또는 저혈량성 쇼크(hypovolemic shock)(출혈에 의한)에 대한 환자의 컴플레인에 의해 이루어진다. IUPC도 자궁수축력측정기(tocodynamometer) 모니터링도 이 시기엔 사용할 수 없다. EHG는, 이완(atony)과 잠재적인 출혈의 조기 경보를 제공하는 자궁의 톤(uterine tone)을 모니터링하기 위한 유일한 수단을 제공할 수 있다.

태아 건강을 모니터링하기 위한 침습 기술을 활용하는 장치는 미국 특허 번호 6,594,515; 6,115,624; 6,058,321; 5,746,212; 5,184,619; 4,951,680; 및 4,437,467에 포함된 장치들을 이용할 수 있다.

따라서, 특히 진통 동안의 수축에서, 고가의 장비 교체의 필요 없이, 비-침습적으로 자궁 활성을 측정하기 위한 고-효율에 더 안정적인 시스템 및 방법은 유익할 것이다. 또한, 고가의 장비 교체의 필요 없이, 산모와 태아 모두를 위해 실시간으로 연속적인 모니터링이 가능하고, 산모와 태아의 심박수 및 ECG들을 정확하게 추출 및 평가할 수 있는 고-효율 센서 및/또는 모니터링 시스템은 유익할 것이다.

제한 없이, 텀 센서(term sensor)는 마이크로폰, 예컨데 전극으로서의 전기 센서와 같은 음향 센서 또는 산모-태아 정보를 추출하기에 유용한 다른 타입의 센서들을 말한다. 본 발명은 기존의 센서를 이용하지 않고, 산모와 태아의 심박수 및 ECG의 정보를 포함하는 센서 신호와 비-표준 센서(ECG 전극 및 음향 센서를 위한)에 의해 캡처된 산모 근육 활동성을, 산모-태아 모니터에 자궁 활동성, 심박수 및 ECG의 입력으로서 제공하는 신호로 변환하는 고유의 인터페이스 시스템을 제공한다. 여기서 사용된 용어 "기존의 센서(existing sensor)"는 자궁 내 압력 카테터(intra-uterine pressure catheter, IUPC) 센서, 자궁수축력측정기(tocodynamometer), 태아 두피 전극(fetal scalp electrode) 센서 또는 초음파 센서를 말한다. 예를 들어, 기존의 센서는 일반적으로 산모-태아 모니터와 함께 사용되는 종래의 센서 및/또는 산모-태아 모니터와 함께 판매 또는 제공되는 센서를 말한다. 여기서 사용된 용어 "비-표준 센서"는 IUPC 센서, 자궁수축력측정기 센서, 태아 두피 전극 센서 또는 초음파 센서가 아닌 센서를 말한다. 이러한 "표준" 센서들은 일반적으로 태아-산모 모니터와 함께 이용된다. 그러나, 일실시예에서, 대상 발명은 비-표준 센서에 의해 캡처된 센서 신호를 기존 센서의 이용 없이 산모-태아 모니터에 자궁 활동성, 심박수 및 ECG의 입력으로서 제공하는 신호로 변환할 수 있다.

본 발명은 공통 전극들(ECG/EMG와 같은)에 의해 캡처된 전기적인 근육 활동성(electrical muscle activity)을, 자궁수축력측정기(tocodynamometer)의 사용 없이, 산모-태아 모니터로 자궁 활동성 데이터를 제공하는 신호로 변환하는 고유의 인터페이스 시스템을 제공한다.

바람직하게, 인터페이스 시스템은 전극들 또는 센서들로부터의 출력을, 산모-태아 모니터로의 연결을 위한 자궁수축력측정기, IUP, FSE 또는 초음파 모니터(통칭 프로브(PROBE))에 의해 제공되는 것과 유사한 출력으로 변환할 수 있다. 모니터는 자궁 활동성 센서(자궁수축력측정기, 자궁 내 압력 카테터, 태아 두피 전극 등)로 구성된다.

일실시예에서, 본 발명의 인터페이스 시스템은 적어도 하나의 전극을 위한 인터페이스(또한, 커넥터(connector)라고 함), 산모-태아 모니터에서의 호환 포트를 위한 인터페이스 및 전극 인터페이스로부터 제공되는 전극 출력을 자궁수축력측정기에 의해 제공되는 것과 유사한 출력으로 변환하기 위한 신호 변환기를 포함한다.

일실시예에서, 본 발명의 인터페이스 시스템은 적어도 하나의 전극을 위한 인터페이스(또한, 커넥터라고 불림), 산모-태아 모니터에서의 호환 포트를 위한 인터페이스 및 전극 인터페이스로부터 제공되는 전극 출력을 표준 프로브에 의해 제공되는 것과 유사한 출력으로 변환하기 위한 신호 변환기를 포함한다.

일실시예에서, 인터페이스 시스템은 단일 케이블 구조를 제공하기 위해, 전극 인터페이스, 산모-태아 모니터의 포트 인터페이스 및 신호 변환기와 일체로 형성된 케이블 부분을 포함한다. 다른 실시예에서, 인터페이스 시스템은 무선 신호 송신기를 포함하는 전극 인터페이스, 산모-태아 모니터 포트 인터페이스 및 무선 신호 수신기를 포함하는 신호 변환기를 포함할 수 있다. 여기서, 모든 구성요소들은 물리적으로 서로 독립된다.

일실시예에서, 인터페이스 시스템은 단일 케이블 구조를 제공하기 위해, 센서 인터페이스, 산모-태아 모니터의 포트 인터페이스 및 신호 변환기와 일체로 형성된 케이블 부분을 포함한다. 다른 실시예에서, 인터페이스 시스템은 무선 신호 송신기를 포함하는 센서 인터페이스, 산모-태아 모니터 포트 인터페이스 및 무선 신호 수신기를 포함하는 신호 변환기를 포함한다. 여기서, 모든 구성요소들은 물리적으로 서로 독립되거나 또는 서로 다른 조합으로 결합된다.

일실시예에서, 인터페이스 시스템은 복수의 전극들, 더 바람직하게는 2와 6 사이의 전극들을 위한 전극 인터페이스를 포함한다. 바람직하게, 산모-태아 모니터 포트 인터페이스는 자궁 활동 포트 또는 산모-태아 모니터에서 사용 가능한 자궁수축력측정기 포트와 작동 가능하게 연결될 수 있다.

바람직한 일실시예에서, 인터페이스 시스템은 복수의 센서들, 더 바람직하게는 2와 8 사이의 센서들을 위한 센서 인터페이스를 포함한다. 바람직하게, 산모-태아 모니터 포트 인터페이스는 산모-태아 모니터의 하나 이상의 포트와 작동 가능하게 연결될 수 있다.

일실시예에서, 인터페이스 시스템은: 적어도 하나의 산모 복부 센서와 작동 가능하게 연결하고, 적어도 하나의 산모 복부 센서로부터 적어도 하나의 신호를 수신하기 위한 센서 인터페이스; 센서 인터페이스와 연결되는 신호 변환기를 포함할 수 있다. 여기서, 신호 변환기는 적어도 하나의 신호를 자궁수축력측정기, 자궁 내 압력 카테터, 태아 두피 전극 및/또는 초음파 기기로부터의 전기 출력을 모방하는 출력 데이터로 변환할 수 있고; 산모-태아 모니터 포트 인터페이스는 산모-태아 모니터와 작동 가능하게 그리고 물리적으로 연결될 수 있고, 여기서 산모 복부 센서는 자궁수축력측정기나 초음파 센서가 아니다.

일실시예에서, 산모 복부를 위해 디자인된 센서 어레이는 기판, 기판상의 적어도 두 개의 센서 및 각각의 센서에 연결되는 곡선의 전기적 커넥션(curved electrical connection)을 포함할 수 있다. 여기서, 각각의 곡선의 전기적 커넥션은 센서 어레이가 산모 복부의 형상에 부합되도록 가능하게 하도록 구성될 수 있다.

일실시예에서, 신호 변환기 및 산모-태아 포트가 광학적으로 커플링되고, 여기서, 신호 변환기가 LED 회로를 포함하는 방법은, 산모-태아 포트를 위한 광학 인터페이스를 제공하는 단계 - 광학 인터페이스는, LED 회로에 광학적으로 결합된 포토-레지스터(photo-resistor)를 포함하는 광학적으로 절연된 평형 브리지 회로(optically-isolated balanced bridge circuit)를 포함함. -; 전압-전류 변환 장치를 포함하는 LED 회로를 구동하여, LED 회로를 통해 전류를 변조하고, 산모-태아 포트 입력 신호를 생성하는 단계; 및 산모-태아 포트 입력 신호를 산모-태아 포트로 제공하는 단계를 포함한다.

본 발명은 전극 또는 센서 신호를 상업적으로 이용 가능한 산모-태아 모니터들을 이용하여 처리할 수 있는 프로브-유사 데이터(PROBE-comparable data)로 변환함으로써, 정확한 수축과 심장 데이터를 제공하는 능력을 갖는, 새롭고 향상된 인터페이스 시스템을 제공한다. 본 발명은, 재료와 노동 모두에 대해 제조의 낮은 비용을 이유로, 소비 대중에게 판매의 낮은 가격을 포함하기 때문에 특히 유리하다.

본 발명의 다른 특징과 장점은 다음의 설명과 첨부 도면으로부터 명백할 것이다.

도 1은 본 발명의 인터페이스 케이블이 전극 또는 센서의 스트립 그리고 산모-태아 모니터에 작동 가능하게 연결된 본 발명의 일실시예를 도시한다.
도 2는 본 발명의 인터페이스 케이블과 조합해서 이용될 수 있는 전원 어댑터를 도시한다.
도 3은 본 발명의 인터페이스 케이블과 조합해서 이용될 수 있는 전극 또는 센서의 스트립을 도시한다.
도 4는 인터페이스 케이블 내에서 전극 또는 센서 입력을 자궁수축력측정기-유사 데이터(tocodynamometer-like data)로 변환하는 과정을 도시한 흐름도이다.
도 5는 전극 스트립 또는 센서 스트립과 산모-태아 모니터 사이의 무선 인터페이스 연결을 포함하는 본 발명의 다른 실시예를 도시한다.
도 6은 전극 또는 센서 신호로부터 자궁수축력측정기 신호에 해당하는 전기 아날로그를 생성하는 하나의 프로세스를 도시한다.
도 7은 산모-태아 모니터에서 자궁 활동성 커넥터 핀출력(pinout)을 도시한다.
도 8a-8c는 산모-태아 모니터에서 태아 두피 전극 케이블을 위한 "스퀘어-타입(square-type)" 커넥터 및 케이블 핀출력 다이어그램을 포함하고, 태아 두피 전극을 산모-태아 모니터와 인터페이싱하기 위한 스퀘어-타입 케이블을 도시한다.
도 9a-9c는 산모-태아 모니터에서 태아 두피 전극 케이블을 위한 "써큘러-타입(circular-type)" 커넥터 핀출력 및 케이블 핀출력 다이어그램을 포함하고, 태아 두피 전극을 산모-태아 모니터와 인터페이싱하기 위한 다른 케이블을 도시한다.
도 10a-10c는 산모-태아 모니터에서 자궁 내 압력 카테터(intra-uterine pressure catheter, IUPC) 케이블을 위한 "써큘러-타입" 커넥터 핀출력 및 케이블 핀출력 다이어그램을 포함하고, IUPC를 산모-태아 모니터와 인터페이싱하기 위한 케이블을 도시한다.
도 11a-11c는 산모-태아 모니터에서 태아 두피 전극 케이블을 위한 대응하는 커넥터 핀출력 및 케이블 핀출력 다이어그램을 포함하고, 태아 두피 전극을 산모-태아 모니터와 인터페이싱하기 위한 또 다른 케이블을 도시한다.
도 12a-12d는 산모-태아 모니터에서 자궁 내 압력 카테터(intra-uterine pressure catheter, IUPC) 케이블을 위한 대응하는 커넥터 핀출력 및 케이블 핀출력 다이어그램을 포함하고, IUPC를 산모-태아 모니터와 인터페이싱하기 위한 다른 케이블을 도시한다.
도 13은 산모-태아 모니터에서 자궁수축력측정기 커넥터 핀출력을 도시한다.
도 14는 자궁수축력측정기를 이용하여 비만 여성에서 모니터링된 수축 패턴과 EHG-파생 수축 패턴들의 정확도 차이를 도시한다.
도 15는 본 발명의 인터페이스 케이블의 사용에 적합한 커넥터의 핀출력을 포함하는 산모-태아 모니터를 도시한다.
도 16은 ECG들 및 심장 혈류 역학 이벤트들과 관련하여 심장 소리를 도시한다.
도 17은 포락선 신호(enveloped signal)를 도시한다.
도 18은 본 발명의 실시예에 따른 센서 인터페이스 시스템의 기능 블록도를 도시한다. 전극 및 음향 센서 어레이(왼쪽)는 신호 변환기를 포함하는 케이블(중앙)과 태아 모니터 인터페이스(오른쪽)를 인터페이싱할 수 있다.
도 19는 기존의 산모-태아 모니터의 토코 포트(toco port)에 인터페이싱하기 위한, 본 발명의 실시예에 따른 새로운 디자인의 기능 블록도를 도시한다.
도 20은 기존의 산모-태아 모니터의 FECG 포트에 인터페이싱하기 위한, 본 발명의 실시예에 따른 새로운 디자인의 기능 블록도를 도시한다.
도 21은 산모 복부를 위해 특별히 디자인된 특징을 갖는, 본 발명의 실시예에 따른 센서 어레이의 다이어그램을 도시한다.
도 22는 선반 센서(shelf sensor)를 활용하기 위한(for utilizing off), 본 발명의 실시예에 따른 센서 어레이 템플릿을 도시한다.
도 23은 본 발명의 일실시예에 있어서, 전극 또는 센서의 스트립과 산모-태아 모니터가 작동 가능하도록 연결되는 본 발명의 인터페이스 케이블을 도시한다.
도 24는 본 발명의 인터페이스 케이블과 결합되어 이용될 수 있는 전력 어댑터를 도시한다.
도 25는 본 발명의 인터페이스 케이블과 결합되어 이용될 수 있는 전극 또는 센서의 스트립을 도시한다.
도 26은 전극 스트립 또는 센서 스트립과 산모-태아 모니터 사이에 연결되는 무선 인터페이스를 포함하는 본 발명의 다른 실시예를 도시한다.

본 발명은 적어도 하나의 전극에 의해 캡처된 전기적 근육 활동성 신호를, 자궁수축력측정기(tocodynamometer) 또는 침습형 산모-태아 모니터링 기기(자궁 내 압력 카테터(intra-uterine pressure catheter, IUPC) 또는 태아 두피 전극과 같은)의 사용 없이, 종래의 산모-태아 모니터에 자궁 활동성 데이터를 제공하는 신호로 고유의 인터페이스 시스템을 제공한다. 인터페이스 시스템에 의해 제공되는 정보는 EHG 신호, 진통 동안 그리고 진통 후의 자궁 수축(uterine contraction), 자궁 이완(uterine atony), 자궁 내압(intrauterine pressure), 몬테비데오 유닛(Montevideo units) 등과 관련된 정보를 생성하기 위해, 산모-태아 모니터에서 처리될 수 있다.

도 1 및 도 23에 도시된 실시예에서, 인터페이스 시스템은 전극 인터페이스(Electrode Interface, 10)(또한, 여기서 커넥터로서 참조되는)와 통합적으로 형성되는 케이블, 산모-태아 모니터 포트 인터페이스(20) 및 전극으로부터의 출력 신호를 자궁수축력측정기 또는 IUPC에 의해 생성되는 것과 비슷한 출력 신호로 변환하는 신호 변환기(15)를 포함할 수 있다. 이러한 인터페이스 시스템은 가급적 통합된 케이블의 구조의 모양일 수 있다. 전극 인터페이스(10)는 종래의 전극 또는 전극들의 집합(5)과 연결될 수 있다.

본 발명은 적어도 하나의 센서에 의해 캡처된 신호를, 표준 프로브들(자궁 내 압력 카테터(intra-uterine pressure catheter, IUPC), 초음파(ultrasound, U/S), 자궁수축력측정기(tocodynamometer, toco) 또는 태아 두피 전극(fetal scalp electrode, FSE)와 같은)의 사용 없이, 종래의 산모-태아 모니터에 프로브 데이터(PROBE data)를 제공하는 신호로 변환하는 고유의 인터페이스 시스템을 제공할 수 있다. 이러한 인터페이스 시스템에 의해 제공되는 정보는 진통 동안 그리고 진통 후의 자궁 수축, 자궁 이완, 자궁 내압, 몬테비데오 유닛(Montevideo units), 태아 심박수, 감퇴(decelerations), 태아 ECG, 태아 고통(fetal distress) 등과 관련된 정보를 생성하기 위해, 산모-태아 모니터에서 처리될 수 있다.

도 1 및 도 23에 도시된 실시예에서, 인터페이스 시스템은 센서 인터페이스(10) (또한, 여기서 커넥터로서 참조되는), 산모-태아 모니터 포트 인터페이스(20) 및 센서들로부터의 출력 신호를 프로브에 의해 제공되는 것과 유시한 출력 신호로 변환하는 신호 변환기(15)를 포함할 수 있다. 이러한 인터페이스 시스템은 가급적 통합된 케이블의 구조의 모양일 수 있다. 센서 인터페이스(10)는 종래의 센서 또는 센서들의 집합(5)과 연결될 수 있다.

케이블은 아날로그, 디지털 또는 아날로그와 디지털의 결합 신호들을 전송할 수 있다. 구체적인 실시예에서, 케이블은 종래의 산모-태아 모니터(25)를 갖는 통신/연결을 위해 특별히 디자인될 수 있다. 예를 들어, 케이블은 모니터를 위해, 예상된 전압 범위를 갖도록 미리 프로그래밍(preprogrammed with)될 수 있다.

관련된 실시예에서, 케이블은 산모-태아 모니터에 의해 공급되는 것과 동일한 전원을 이용할 수 있고, 따라서 개별 전원 공급 장치를 필요로 하지 않을 수 있다. 도 2 및 도 24에 도시된 구체적인 실시예에서, 추가 전원 커넥터가 영구적인 전원 연결성(permanent power connectivity)을 가능하게 하는 시스템에 포함될 수 있다. 전원 커넥터는 산모-태아 모니터에 연결된 반-영구적인(semi-permanent) 어댑터(30)로서 디자인될 수 있고, 산모-태아 모니터는 표준 자궁수축력측정기(또는 IUPC) 케이블들(35)과 EHG 케이블(40)이 모니터(25)로부터 어댑터의 제거 없이 연결되는 것을 가능하게 할 수 있다. 이러한 방법으로, 전원 시스템은 한번 모니터에 부착되면 제거되지 않을 수 있고, 큰 불편 없이(without undue hassle) 자궁수축력측정기(또는 IUPC) 케이블과 본 발명의 인터페이스 시스템을 반복적으로 교환하는 것을 가능하게 한다.

전극 인터페이스는, 이에 제한되지는 않지만, 일회용 전극(disposable electrodes)(젤 및 미리 겔화되는 것 없는 전극을 포함하는), 재사용 가능한 디스크 전극(reusable disc electrodes)(금, 은, 스테인레스 스틸 또는 틴(tin) 전극을 포함하는), 머리띠(headbands) 및 세일린-기반 전극(saline-based electrode)을 포함하는 종래의 전극 또는 전극들의 집합에 연결될 수 있다. 컨템플레이트 전극(Contemplated electrodes)은 ECG/EKG(electrocardiography), EEG(electroencephalography); EMG(electromyography); ENG(electonystagmography); EOG(electro-oculography)를 모니터링하기 위해 이용되는 전극들 그리고 인쇄회로전극(printed circuit electrodes) 및 ERG(electroretinography)를 포함할 수 있다.

도 3 및 도 25에 도시된 바람직한 실시예에서, 인터페이스 시스템은 복수의 전극들(더 바람직하게는 2에서 6 사이의 전극들)을 위한 전극 인터페이스를 포함할 수 있다. 바람직하게, 전극들은 본 발명의 전극 인터페이스를 위한 단일 커넥터(10)를 포함하는 스트립 또는 메쉬(mesh)(5)상에 제공될 수 있다. 전극들은 사실상 양극 또는 단극일 수 있다. 전극들은 바람직하게는 27 mm² 습윤 겔(wet gel)의 표면 영역을 갖는 AgAgCl 센서들일 수 있다. 구체적인 관련 실시예에서, 센서 영역을 둘러싸는 접착 영역이 존재할 수 있다. 전극들은 자궁 위에 포함되는, 환자의 매우 다양한 위치에 배치될 수 있다.

관련된 실시예에서, 케이블은 산모-태아 모니터에 의해 공급되는 동일한 전원을 이용할 수 있고, 따라서, 별도의 전원 공급 장치를 필요로 하지 않을 수 있다. 도 2 및 도 24에 도시된 구체적인 실시예에서, 추가 전원 커넥터는 영구적인 전원 연결성을 가능하게 하는 시스템에 포함될 수 있다. 전원 커넥터는 산모-태아 모니터에 연결된 반-영구적 어댑터(30)로서 디자인될 수 있고, 산모-태아 모니터는 프로브 케이블들(35)과 센서 케이블들(40) 모두가 모니터(25)로부터 어댑터의 제거 없이 연결되는 것을 가능하게 할 수 있다. 이러한 방법으로, 전원 시스템은 한번 모니터에 부착되면 제거되지 않을 수 있고, 큰 불편 없이 프로브 케이블과 본 발명의 인터페이스 시스템을 반복적으로 교환하는 것을 가능하게 한다.

센서 인터페이스는 이에 제한되지는 않지만, 일회용 센서(disposable sensors)(젤 및 미리 겔화되는 것 없는 센서들을 포함하는), 재사용 가능한 디스크 센서(reusable disc electrodes)(금, 은, 스테인레스 스틸 또는 틴(tin) 전극을 포함하는), 헤드밴드(headbands) 및 세일린-기반 전극(saline-based electrode), 임피던스, 라디오 주파수(radio frequency, RF) 및 음향 센서들을 포함하는 종래의 센서 또는 센서들의 집합에 연결될 수 있다. 컨템플레이트 센서(Contemplated sensors)은 ECG/EKG(electrocardiography), EEG(electroencephalography); EMG(electromyography); ENG(electonystagmography); EOG(electro-oculography)를 모니터링하기 위해 이용되는 센서들과 인쇄회로전극(printed circuit electrodes), ERG(electroretinography), 바이오임피던스 센서(bioimpedance sensors)(RF 또는 그 외) 및 청진기 센서(stethoscope sensors)를 포함할 수 있다.

도 3 및 도 25에 도시된 바람직한 실시예에서, 인터페이스 시스템은 복수의 센서들을 위한 센서 인터페이스(더 바람직하게는 2에서 8 사이의 센서들)를 포함할 수 있다. 도 18은 본 발명의 실시예에 따른 센서 인터페이스 시스템의 기능 블록도를 도시한다. 전극 및 음향 센서 어레이(왼쪽)는 신호 변환기를 포함하는 케이블(중앙)과 태아 모니터 인터페이스(오른쪽)를 인터페이싱할 수 있다. 도 18을 참조하면, 바람직하게, 센서들은 본 발명의 센서 인터페이스를 위한 단일 커넥터(10)를 포함하는 스트립 또는 메쉬(5)상에 제공될 수 있다. 전극 센서들은 실제로 양극 또는 단극일 수 있다. 전극 센서들은 바람직하게, 27 mm² 습윤 겔(wet gel)의 표면 영역을 갖는 AgAgCl 센서들일 수 있다. 구체적인 관련 실시예에서, 센서 영역을 둘러싸는 접착 영역이 존재할 수 있다. 센서들은 자궁 위에 포함되는, 환자의 매우 다양한 위치에 배치될 수 있다.

바람직한 실시예에서, 본 발명의 신호 변환기는 전극 또는 센서 신호 데이터를 자궁수축력측정기에서 일반적으로 이용되는 휘트스톤 브리지(Wheatstone bridge) 구성(configuration)의 전기적 아날로그로 변환하는 마이크로프로세서(microprocessor), 디지털 신호 프로세서(digital signal processor) 또는 다른 프로그램 가능한 장치를 포함할 수 있다. 종래의 자궁수축력측정기에서 이용되는 휘트스톤 브리지 구성의 실례는 도 6에 도시되어 있다. 자궁수축력측정기는 일반적으로, 스트레인 측정기(strain gauge)/센서에서의 스트레인(strain)을 저항에 비례하게 변형시킨다. 선형 휘트스톤 브리지 구성이 주어지면, 차동 출력 전압(differential output voltages)이 측정기/센서에서 지원되는 스트레인과 선형적으로 관련된다. 이러한 차동 출력 전압은 mV 진폭 레벨로, (+) 및 (-) 압력 포트에서 생성될 수 있다. 구체적인 실시예에서 작은 차동 출력 전압은 산모-태아 모니터에서 차동-입력 계측 증폭기(differential-input instrumentation amplifier) 구성(configuration)을 이용하여 나중에 증폭될 수 있다.

도 4의 실시예에 도시된 본 발명의 일실시예에 따르면, 신호 변환기(15)는 프로그램 가능한 기기(55) 및 전극 또는 센서 인터페이스로부터 전달된 EHG 또는 센서 신호들을 아날로그 신호에서 디지털 신호로 변환하는 A/D 변환기(Analog to Digital Converter, 50)를 포함할 수 있고, 여기서 디지털 출력은 프로그램 가능한 기기에 의해 처리될 수 있다. 프로그램 가능한 기기는 수신된 디지털 출력 신호에 기반하여 프로브의 출력을 모방하는 것이 요구되는 적절한 전압 레벨을 결정할 수 있다. 이러한 전압 레벨은 D/A 변환기(Digital to Analog Converter, 60), 펄스 폭 변조 회로(pulse width modulation circuit) 또는 다른 방법을 이용하여 아날로그 신호로 다시 변환될 수 있다.

다른 실시예에서, 신호 변환기는 EHG 또는 센서 신호들로부터 원하는 자궁 활동성을 계산하는 마이크로프로세서(DSP/Microprocessor, 55)를 포함할 수 있다. 마이크로프로세서는 마이크로프로세서에 의해 제어되는 디지털 전위차계(microprocessor-controlled digital potentiometer)를 통해 모니터를 인터페이싱할 수 있고, 여기서 전위차계는 휘트스톤 브리지의 다리(legs of the Wheatstone bridge)처럼 보여지는 스트레인 측정기 저항을 시뮬레이션할 수 있다. 이러한 솔루션은 자궁수축력측정기로부터의 전압 출력 대신, 자궁수축력측정기 그 자신을 모방할 수 있게 할 것이다. 원하는 신호는 자궁수축력측정기 그 자신과 유사한 상황의 휘트스톤 브리지상에서 구동될 수 있고, 따라서 태아 모니터들의 서로 다른 타입간에 호환될 수 있는 자궁수축력측정기의 EHG 에뮬레이션이 생성될 수 있다.

바람직한 실시예에서, 태아 모니터링 포트들은 태아 모니터와 시스템간에 완전한 전기적 절연을 단순하고 효과적으로 제공하는 광학적 커플링 방법으로 구동될 수 있다. 도 19는 본 발명의 일실시예에 따른, 태아 모니터 연결(일례로, 토코 커넥션(toco connection))을 위한, 인터페이스를 나타내고 있다. 태아 모니터 토코(fetal monitor toco input) 입력을 위한 광학적 인터페이스는 표준 자궁수축력측정기 브리지 회로와 실질적으로 동일하지만, 브리지의 하나의 다리에서 저항성의 스트레인 측정기 대신 포토-레지스터(photo-resistor)를 이용하는, 광학적으로 절연된 평형 브리지 회로(optically-isolated balanced bridge circuit)를 생성할 수 있다. 포토-레지스터는 PMW(pulse-width modulated) ADC(digital to analog converter) 및 전압-전류 변환기 증폭 장치(voltage-to-current converter amplifier device)에 의해 구동되는 LED 회로에 광학적으로 연결될 수 있다. ADC 회로로부터의 아날로그 수축 곡선 신호(analog contraction curve signal)는 LED를 통한 전류를 변조할 수 있다. 브리지 포토-레지스터의 광 결합(optical coupling)을 통해 태아 모니터 토코 입력 커넥터에 피드되는 브릿지 출력에서 토코 신호를 생성할 수 있다.

도 20은 태아 모니터 태아 ECG 입력을 위한, 본 발명의 실시예에 따른 광학 인터페이스를 도시한다. 광학 인터페이스는 태아 심박(heartbeat) ECG 신호를 시뮬레이션하는 미리볼트-레벨(millivolt-level)의 펄스 신호를 생성한다. 시뮬레이션된 태아 심박 펄스는 신호 변환기에 의해 생성될 수 있고, 전류-전압 증폭 회로(current-to-voltage amplifier circuit)의 입력을 구동하는 ADC 회로를 통해 출력될 수 있다. 전류-전압 증폭은, 광학적 태아 심박 펄스 신호를 생성하는 적외선 LED를 통한 출력 전류를 구동한다. 광학적 태아 심박 펄스 신호는 광학적으로 포토다이오드(photodiode)에 연결되고, 포토다이오드는 광학적 신호를 태아 모니터 FECG 입력 커넥터에 피드되는 전기적 신호로 변환한다.

구체적 실시예에서, 마이크로프로세서는 전극들 또는 센서들에서 생성된 신호를 필터링하기 위한 수단(Analog pre-filtering, 45)을 포함할 수 있다. 일실시예로, 마이크로프로세서는 (1) 매우 낮은 주파수(0.005 Hz)에서 DC 옵셋(offset)과 노이즈를 제거하기 위한 하이 패스 필터(high pass filter) 및 (2) 다른 낮은 주파수 필터(0.025 Hz)를 갖는 로우 패스 필터(low pass filter)를 포함할 수 있다. 관련된 실시예에서, 마이크로프로세서는 매우 낮은 주파수에서의 하이 패스 필터와 RMS 또는 다른 적산 방법과 같은 표준 전원 평가 방법을 포함할 수 있다. 웨이브렛(wavelets), 블라인드 소스 세퍼레이션(blind source separation), 비선형 필터링 및 주파수 분석과 같은 더 복잡한 신호 처리 방법이 또한 활용될 수 있다.

복수의 신호 채널은, 노이즈 특성을 줄이기 위해 전극 또는 센서 인터페이스에 포함될 수 있다. 복수의 채널들은 신호 변환기에 의해 많은 방법으로 처리될 수 있다. 예를 들어, 신호들은 노이즈에 더 강해지기 위해, 간단히 다른 신호들에 가산되거나 또는 감산될 수 있다. 추가적으로, 속성들은 각각의 신호와 베스트 특성들(예를 들어, 신호대잡음비(signal to noise ratio))을 갖는 신호가 예상될 수 있다.

대안적인 실시예로, 마이크로프로세서 및 시스템의 디지털 부분은 완전한 아날로그 시스템으로 대체될 수 있다. 아날로그 필터들은 레지스터와 커패시터로 생성될 수 있고, 증폭기들은 EHG 또는 센서 신호들을 프로브-유사 신호들(PROBE-like signals)로 변환하기 위해 신호 변환기 내에 임베디드될 수 있다. 아날로그 전기 회로망(analog circuitry)은 ASICs(application specific integrated circuits)와 같은 이산 요소(discrete components) 또는 통합 요소(integrated components)를 이용하여 디자인될 수 있다. EHG 또는 센서 전기적 인터페이스로부터의 프로브 전기적 인터페이스로의 변환은 외부적이기 때문에, 간단한 전압 변환, 아날로그 필터링은 EHG 또는 센서 신호의 수정을 생성시킬 수 있으며, 태아 모니터에 의해 기대되는 것을 모방하는 신호들을 생성할 수 있다.

또 다른 실시예에서, 신호 변환기는 아날로그와 디지털 처리를 모두 포함할 수 있다. 아날로그 처리는 전통적으로 신호들의 선처리 또는 후처리를 포함할 수 있다. 예를 들어, 주파수 중복방지 필터(anti-aliasing filters) 또는 다른 필터링 기술들이 신호 변환기에 의해 구현될 수 있다. 유사하게, 신호 변환기는 프로브로부터의 신호 출력을 알맞게 모방하기 위한 출력 신호에 신호 컨디셔닝(signal conditioning)을 제공할 수 있다.

도 21은 임신한 대상의 복부에 특별히 디자인된 신호 변환기에서의 본 발명의 일실시예에 따른 멀티-센서 인터페이스를 도시한다. 여기서, 메쉬(mesh)라 불리는 멀티-센서 인터페이스는, 커넥터와 센서 사이의 전기적 소재를 포함하는 기질(substrate)로 구성될 수 있다. 전기적 소재는, 일례로, 커넥터와 센서들 사이에서 인쇄되거나(printed), 그려지거나(painted) 또는 기워질(sewn) 수 있다. 메쉬에서 곡선(curved line)은 산모의 배의 곡면을 두르도록(to wrap around) 디자인될 수 있다. 각각의 암(arm)에서 구불구불한 모양(B)은 서로 다른 모양의 배와 대상의 이동으로 인해, 메쉬가 구부러지고(flex) 늘어나는(stretch around) 것을 가능하게 한다. 구불구불한 모양은 둥글게 또는 선형이 될 수 있다. 각각의 구불구불한 모양은 둘 이상의 커브들을 갖거나 또는 180도 또는 약 180도의 방향으로 변화할 수 있다. 예를 들어, 각각의 구불구불한 모양은 둘, 셋, 넷, 다섯, 여섯 또는 그 이상의 커브들 또는 방향의 변화들(180도 또는 약 180도의)을 포함할 수 있다. 전극 지향 지지 템플릿(electrode directional alignment template, EDAT)이라 불리는 지지조각(alignment piece)(A)은 메쉬의 적절한 지지를 가능하게 할 뿐만 아니라, 센서 메쉬의 배치를 대단히 간단하게 할 수 있다. EDAT는 전극의 전부 또는 일부와 연결될 수 있다. EDAT는 바람직하게는 관통된 형태(perforated form) 또는 탭이 달린 박리 라이너(tabbed release liner)와 함께 전극의 전부 또는 일부에 연결될 수 있다. 메쉬는 접착 백킹(adhesive backing) 및 박리 라이너로 이루어질 수 있다(comes formed with). 배치 동안, 간호사는 박리 라이너를 제거하고 지지 센터 조각(alignment center piece, 상술한 EDAT)을 갖는 센서 메쉬를 복부상에 배치시킬 수 있다. 한번 배치되면, 지지조각은 메쉬가 좋은 연결성을 유지하면서도 산모의 복부에서 자유롭게 그리고 수월하게 움직일 수 있도록 제거될 수 있다.

도 22는 개별 센서들이 정확한 배치와 케이블 연결성을 갖고 시스템에 연결되는 것을 가능하게 하는, 본 발명의 일실시예에 따른 템플릿을 도시한다. 템플릿 (A)은 일례로, 직물이나 플라스틱으로 구성될 수 있다. 템플릿 (A)은 센서들과 커넥터 사이의 와이어들을 제자리에 유지하기 위한 메커니즘을 포함하는 동안, 복부(B)상의 서로 다른 위치에서 센서들을 제자리에 유지하기 위한 메커니즘을 가질 수 있다. 와이어들은 일례로, 기질 상에/내에 인쇄되거나(printed), 그려지거나(painted) 또는 기워질(sewn) 수 있다.

다른 실시예에서, 음향 센서들이 포함될 수 있다. 심장의 주기적인 활동은 전기적 활동 시스템에 의해 제어될 수 있다. 이러한 시스템은 전문적인 박동조율 세포들(pacemaker cells)에서 방실 결절(AV-node)에서 그리고 심실(ventricles)에서 심방(atria)를 통해 전파될 수 있는 전기적 신호를 나타낸다. 결국, 이러한 전기적 동작 잠재력(ECG 분석에서 이용되는)은 근육 세포들을 자극시키고, 심실(heart chambers)의 기계적 수축을 야기시켜 네 개의 잘 들리는(audible) 심장 소리들이 생성된다. 심장 소리들을 생성하는 이벤트들의 순서는 보통 심장 주기(cardiac cycle)라 불린다.

도 16은 네 개의 심장 소리들이 심장 주기의 전기적 그리고 기계적 이벤트들과 어떻게 상관되는가를 도시한다. 제1 심장 소리(S1)는 심장 주기의 심장수축 단계(systole phase) 동안 발생된다. 이는, 다른 심장 소리들과의 비교에서 더 높은 진폭과 더 긴 기간으로 특징지어진다. S1의 기간은 100-200ms의 평균 기간 동안 지속된다. 이것은 또한, 10-200의 범위에서 쉽게 구분되는 두 가지 중요한 고-주파수 요소들을 갖는다. 이러한 두 가지 요소들은 보통 20-30ms의 시간 지연에 의해 구분될 수 있고, ECG(electrocardiogram)의 RS 간격과 일치한다. 종합적으로, S1의 음향적 특성들은 심근 수축의 힘과 방실판(atrioventricular valves)의 기능의 상태를 드러낸다.

제2 심장 소리(S2)는 확장 단계(diastole phase) 동안 발생되고, ECG의 T-파(T-wave)의 완료(completion)와 일치한다. 생성된 소리는 보통 제1 심장 소리와 비교하여 더 고-주파수 요소(400 Hz 보다 높게)를 갖는다. 대동맥판(aortic valve)은 폐동맥판(pulmonary valve) 이후에 닫히는 경향이 있기 때문에, 요소들간의 간격은 보통 서로 다르다. 게다가, 시간 간격의 변형이 호흡에 의해 야기될 수 있다. 예를 들어, 숨을 내쉬는 단계(expiration phase) 동안, 두 요소들간의 간격은 작다(30ms 이하). 그러나, 숨을 들이마시는 동안(during inspiration), 두 요소들간의 간격은 매우 커진다.

분마성심음(gallop sounds)라고도 불리는 제 3 심장 소리(S3) 및 제4 심장 소리(S4)는 각각 이완의 초기와 후기(120ms ECG의 P파(P-wave) 사이)에 발생되는 낮은-주파수 소리 (15-60 Hz)이다. 비록, 정상적인 S3이 어린아이들이나 청소년들에게서는 잘 들리나, 대부분의 어른들에게서는 잘 들리지 않는다. 그 대신, 제 4 심장 소리는, 고 감도의 센서들을 사용하지 않고서는 개인들에게서 좀처럼 들리지 않는다.

종합적으로, 서로 다른 심장 소리들은 우리에게 심장의 활동성에 대한 다양한 정보의 조각들을 준다. 이러한 정보를 전기적 행동 시스템(electrical conducting system)에 의해 제공되는 정보와 통합하는 것은, 더 나은 신호 처리 기술들 또는 기존의 방법들의 향상을 야기할 수 있다.

음향 정보의 이용은 태아 심박수(fetal heart rate, FHR)의 더 쉬운 취득을 가능하게 한다. 이러한 조건하에서, 태아 심전도(fatal electrocardiogram, FECG)는 엄마의 전기적 신호 및/또는 근육 수축의 노이즈 간섭에 영향을 받기 쉽다. 엄마와 아이의 음향 정보를 이용하는 것은, 음향 신호가 엄마의 수축에 의해 영향을 받지 않기 때문에 독립적 신호들을 개선하고, 더 튼튼한 구분(more robust separations)을 제공한다. 게다가, S3 및 S4는 오직 어린아이의 건강한 심장에서만 식별된다. 이것은 엄마의 심박수로부터 태아를 구분하기 위한 다른 방법을 허용할 수 있다.

FHR을 획득하기 위한 하나의 알고리즘은 ECG 신호에서 엄마의 심장 박동수(MHR)를 탐지하는 것을 수반한다. 이는, 노이즈의 제거를 위해 네 개의 ECG 채널들에서 채널 평균 또는 빼기를 포함한다. 이때, 대부분의 에너지를 갖는 주기적인 신호의 탐지는 엄마의 심장 박동수와 연관된다. MHR이 획득되면, 정합필터(matched filter)가 QRS MHR 신호의 일부로부터 형성될 수 있고, 즉석에서 MHR의 필터링된 버전에서 빼질 수 있다. 이러한 프로세스는 ECG 신호상에서 FHR의 대부분을 남길 수 있고, MHR을 약화시킬 수 있다. 마지막으로, 로우-패스 평균 에너지 측정(low-passed average energy measure)이 신호 엔벨로프(도 17)를 생성하기 위해 남은 신호에 적용될 수 있다. 이것은 하나의 단계를 완료하는 것이다.

두 번째 단계는 심음도(phonocardiogram)와 유사한 프로세스를 요구한다. 비록 음향 센서의 위치에 의존적이나, 노이즈를 제거하기 위해, 채널들은 먼저 평균이 되거나 또는 감산될 수 있다. 그때, 호모몰픽 필터링(homomorphic filtering)은 신호 엔벨로프를 생성하기 위해 로-패스 평균 에너지 측정과 마찬가지로 깨끗한 심음도에 적용될 수 있다. 위와 같이, 주기적인 신호는 가장 큰 에너지를 탐지하여 엄마의 심장 신호를 결정할 수 있다. 엔벨로프된 신호(enveloped signal)의 정합필터링된 버전(matched filtered version)은 엔벨로프 신호에서 빼질 수 있다. 이는, S2와 태아 심음도 신호를 남길 것이다. 위에서 설명한 알고리즘의 또 다른 단계는 S2를 삭제하고, 태아 음향 신호를 남기는데 이용될 것이다.

알고리즘의 마지막 단계를 위해, ECG로부터 얻어지는 FHR 신호 엔벨로프는 서로 다른 시차(200ms 미만)에서의 심음도로부터 얻어지는 FHR 신호 엔벨로프와 상호 상관될 것이다. 상관 피크(correlation peaks)는 (피크 탐지기의 몇몇 정렬을 이용하여 진짜 FHR 신호와 관련될 것이다.

무선 실시예는 여기서 완성될 것이다. 도 5 및 도 26을 봐라. 인터페이스 시스템은 전극 또는 센서 인터페이스(10), 무선 신호 송신기(65), 무선 신호 수신기(70), 신호 변환기(15) 및 산모-태아 모니터 포트 인터페이스(20)를 포함한다. 본 실시예에 따르면, 이러한 요소들은 서로 물리적으로 독립되거나 단일 요소를 형성하기 위해 다양한 조합으로 존재할 수 있다. 예를 들어, 전극 또는 센서 인터페이스 및 무선 신호 송신기는 단일 요소로서 함께 존재할 수 있다; 무선 신호 수신기와 신호 변환기는 단일 요소로서 함께 존재할 수 있다; 신호 변환기와 무선 신호 송신기는 단일 요소로서 함께 존재할 수 있다; 산모-태아 포트 인터페이스, 신호 변환기 및 무선 신호 수신기는 단일 요소로서 함께 존재할 수 있다.

일실시예에 따르면, 무선 신호 송신기는 전극(들) 또는 센서(들)과 연결된 전극 또는 센서 인터페이스와 작동 가능하도록 연결될 수 있다. 무선 신호 송신기는 데이터 스토리지 기기(매그네틱 하드 드라이브(magnetic hard drive), 플래시 메모리 카드(flash memory card) 등과 같은)를 포함할 수 있다. 바람직하게, 무선 신호 송신기는 데이터의 표현, 시그널링, 인증 및 에러 탐지를 위해 무선 통신 채널(예를 들어, 2412Mhz에서 2484MHz까지 5Mhz 단계에서 1-13 비허가(unlicensed) 채널들로 구성된 와이파이(Wi-Fi)와 같은 특정 라디오 주파수나 주파수 대역)을 통해 정보를 전송하는 것이 요구되는 통신 프로토콜들을 포함할 수 있다. 무선 신호 송신기는 바람직하게는 환자와 근접하게 또는 환자의 몸에 위치될 수 있다. 예를 들어, 무선 신호 송신기는 환자의 팔이나 침대의 측면에 부착될 수 있다. 구체적인 실시예들에서, 신호 변환기는 무선 신호 송신기와 작동 가능하게 연결되거나 또는 단일 요소로서 무선 신호 송신기와 함께 존재할 수 있다.

무선 신호 수신기 또한, 무선 실시예에 포함될 수 있다. 무선 신호 수신기는 신호 변환기 및/또는 산모-태아 모니터 포트 인터페이스와 작동 가능하도록 연결될 수 있다. 무선 신호 수신기는 바람직하게는, 무선 통신 채널을 통해 정보를 수신하기 위한 통신 프로토콜들을 갖도록 구현될 수 있다.

블루투스(Bluetooth), 와이파이(Wi-Fi), 지그비(Zigbie), 무선 USB 등을 포함하는 많은 무선 통신 프로토콜들이 존재하고, 본 발명의 무선 신호 송신기/수신기에 적합하다. 무선 신호 송신기에서 무선 신호 수신기로의 정보의 무선 송수신은 디지털 구성 방식 또는 아날로그 구성 방식에서 될 수 있다.

구체적인 실시예들에서, 무선 신호 송신기(및/또는 무선 신호 수신기)는 내부 전원(internal power source)(예를 들어 배터리 등)을 포함한다. 그렇지 않으면, 무선 신호 송신기(및/또는 무선 신호 수신기)는 내부 전원을 요구하지 않는다. 이는 에너지 하베스팅(energy harvesting)의 다양성과 함께 성취되거나 또는 장치 또는 열의 하베스팅, 이동, 장치로부터의 전자적 신호 또는 유도식 커플링(inductive coupling)과 같은 무선 전원 전송 방법과 함께 성취될 수 있다. 일실시예로, 이는 복사 전력 또는 유도 전력을, 원하는 신호를 전송하기 위해 사용 가능한 에너지로 변환하기 위해 안테나를 이용함으로써 성취될 수 있다. 예를 들어, 무선 신호 송신기는 전파식별 태그(radio frequency identification tags)(또는 RFID 태그)에서 공통적으로 이용되는 안테나일 수 있고, 들어오는 전파(radio frequency) 신호에 의해 안테나에서 유도되는 극히 작은 전기적 전류는, RFID 태그에서 통합 회로(integrated circuit, IC)를 위해 전력을 넣고 응답(예를 들어, 본 발명의 무선 신호 수신기로의)을 전송하기 위한 충분한 전력을 제공할 수 있다.

다른 실시예에서, EHG 또는 센서 신호는 전극 인터페이스 또는 센서 인터페이스, 신호 변환기 또는 산모-태아 모니터 포트 인터페이스에서 디지털화되고, 메모리에 저장될 수 있다. 저장된 데이터는 주기적으로 또는 나중에 전송될 수 있다. 이러한 지연된 전송은, 제약 없이, 데이터를 연속적으로 전송하는 대신 일시적으로 전송함으로써, 배터리 수명을 개선시키기 위해 또는 모니터로부터 단절된 동안의 환자 모니터링을 가능하게 하기 위해 활용될 수 있다.

동작 중에, 전극 또는 센서 인터페이스는 전극(들) 또는 센서(들)로부터의 EHG 또는 센서 신호들을 받아들일 수 있고, 신호를 무선 신호 송신기 및 무선 신호 수신기를 통해 산모-태아 포트 인터페이스로 전송할 수 있다. 신호 변환기는 무선 신호 송신기 또는 무선 신호 수신기와 작동 가능하게 연결될 수 있고, 전극 또는 센서 신호들을 처리하고 및/또는 디지털/아날로그 신호 변환을 수행할 수 있다.

일실시예로, 전극들에 부착된 전극 인터페이스는, 아날로그에서 디지털로의 변환을 수행할 수 있고, EHG 신호를 동등한 자궁수축력측정기 또는 IUPC 전압으로 처리할 수 있는 신호 변환기를 포함할 수 있다. 무선 신호 송신기는, 산모-태아 포트 인터페이스를 통해 산모-태아 모니터와 데이터를 통신하게 되는 무선 신호 수신기에게 디지털 방식으로 데이터를 전송하게 될 것이다. 바람직하게, 산모-태아 모니터에게 제공되는 데이터는 자궁수축력측정기 또는 IUPC에 의해 제공되는 일반적인 데이터 포맷을 모방한다.

일실시예로, 센서들에 부착된 센서 인터페이스는 아날로그에서 디지털로의 변환을 수행할 수 있고, 신호들을 동등한 프로브로 처리하는 신호 변환기를 포함할 수 있다. 무선 신호 전송기는 산모-태아 포트 인터페이스를 통해 산모-태아 모니터와 데이터를 통신하게 되는 무선 신호 수신기에게 데이터를 디지털 방식으로 전송하게 될 것이다. 바람직하게, 산모-태아 모니터로 제공되는 데이터를 프로브에 의해 제공되는 일반적인 데이터 포맷을 모방한다.

다른 실시예로, 전극 인터페이스는 아날로그 신호를 디지털 신호로 변환하기 위한 수단을 포함할 수 있고, 그 결과로 생긴 디지털 신호들은 무선 신호 송신기를 통해 무선 신호 수신기로 전송될 수 있다. 무선 신호 수신기는 디지털 신호들을 자궁수축력측정기 또는 IUPC 데이터와 동등한 포맷으로 디지털 신호들을 처리하는 신호 변환기와 작동 가능하게 연결될 수 있고, 디지털 신호들은 그 후에 산모-태아 모니터 포트 인터페이스를 통해 산모-태아 모니터로 전달될 수 있다.

다른 실시예로, 센서 인터페이스는 아날로그 신호를 디지털 신호로 변환하기 위한 수단을 포함할 수 있고, 그 결과로 생긴 디지털 신호들은 무선 신호 송신기를 통해 무선 신호 수신기로 전송될 수 있다. 무선 신호 수신기는 프로브 데이터와 동등한 포맷으로 디지털 신호들을 처리하는 신호 변환기에 작동 가능하게 연결될 수 있고, 디지털 신호들은 그 후에 산모-태아 모니터 포트 인터페이스를 통해 산모-태아 모니터로 전달될 수 있다.

또 다른 실시예로, 전극들에 의해 생성되는 로(raw) 아날로그 신호들은 전극 인터페이스 및 무선 신호 송신기를 통해 무선 신호 수신기로 전달될 수 있다. 무선 신호 수신기는 로 아날로그 신호들을 디지털 신호들로 변환하는 신호 변환기에 작동 가능하게 연결될 수 있고, 디지털 신호들은 그 후에 신호 변환기에 의해 자궁수축력측정기 또는 IUPC 데이터와 동등한 포맷으로 처리될 수 있다. 자궁수축력측정기 또는 IUPC 데이터는 그 후에 산모-태아 모니터 포트 인터페이스를 통해 산호-태아 모니터로 전달될 수 있다.

또 다른 실시예로, 센서들에 의해 생성되는 로 아날로그 신호들은 센서 인터페이스 및 무선 신호 송신기를 통해 무선 신호 수신기로 전달될 수 있다. 무선 신호 수신기는 로 아날로그 신호들을 디지털 신호들로 변환하는 신호 변환기에 작동 가능하게 연결될 수 있고, 디지털 신호들은 그 후에 신호 변환기에 의해 프로브 데이터와 동등한 포맷으로 처리될 수 있다. 프로브 데이터는 그 후에 산모-태아 모니터 포트 인터페이스를 통해 산호-태아 모니터로 전달될 수 있다.

본 발명에 따르면, 전극 또는 센서 인터페이스는 또한, 자궁 활동성 센서를 포함하거나 또는 자궁 활동성 센서 없이 태아 심박수 센서(초음파, 태아 두피 전극 또는 태아 두피 센서와 같은)에 작동 가능하게 연결될 수 있다. 태아 심박수 센서로부터 수집된 데이터는 상술한 케이블 실시예 또는 무선 실시예를 통해 산모-태아 모니터로 전달될 수 있다.

도 15에서 도시된 바와 같이, 본 발명의 산모-태아 모니터 포트 인터페이스는 종래의 자궁 활동성 센서(자궁수축력측정기, 자궁 내 압력 카테터, 태아 두피 전극, 태아 두피 센서 등)를 위해 구성되는 산모-태아 모니터 포트(80)(또한, 여기서, 핀출력이라 불리는)에 연결될 수 있다. 바람직하게, 산모-태아 모니터 포트 인터페이스는 종래의 산모-태아 모니터(85)상에서 가용한 자궁 활동성 포트 또는 자궁수축력측정기 포트와 작동 가능하게 연결될 수 있다. 유사하게, 시스템은 태아 심장 데이터를 제공하기 위해, FECG 또는 U/S 포트와 인터페이싱할 수 있다.

산모-태아 모니터 포트 인터페이스는 바람직하게, 서로 다른 핀출력/포트 구성들을 갖는 서로 다른 제조사로부터의 산모-태아 모니터들에 알맞은 커넥터들로 구성될 수 있다(도 7-13을 보라). COROMETRICS® 및 AGILENT® 모두에 인터페이싱의 일례가 METRON® PS-320 환자 시뮬레이터에 의해 제공될 수 있다. 이러한 시뮬레이터는 이러한 모니터들의 인터페이스를 위한 일정수의 커스텀 케이블들(custom cables)을 이용한다. 공통적으로 가용한 산모-태아 모니터들을 위한 핀출력/포트 정보는 표 1(Corometrics 116 모니터를 위한 자궁 활동성 커넥터 핀출력)에서 제공된다.

핀 넘버(Pin #)	신호 이름(Signal Name)	신호 설명(Signal Description)
1	(+) Pressure	Positive Input to Pressure Amp
2	(-) Pressure	Negative Input to Pressure Amp
3	NC	No Connection
4	+4 Volt Excitation	+ 4 Volt Reference to Bridge
5	NC	No Connection
6	GND (Excitation Ref)	+4 Volt Reference Ground
7	UA Shield	Shield
8	NC	No Connection
9	NC	No Connection
10	NC	No Connection
11	IUP Enable	IUP ENABLE (ACTIVE LOW)
12	TOCO Enable	TOCO ENABLE (ACTIVE LOW)

예시 1(EXAMPLE 1)

위에서 언급한 바와 같이, 진통 수축은 전통적으로 스트레인 측정기(자궁수축력측정기와 같은)를 이용하여 모니터링되고, 이러한 스트레인 측정기는 진통 수축(labor contractions)의 빈도(frequency) 및 근사치의 기간을 제공한다. 불행하게도, 비만인 환자에서, 피부에서 자궁까지의 거리가 자궁수축력측정기가 신뢰성 있게 수축을 탐지할 수 없는 거리이다. 이러한 설정에서, 또는 자궁 내 압력(intrauterine pressure, IUP)의 양적 측정이 필요하다고 생각될 때, 침습 IUP 카테터(IUPC)가 공통적으로 요구된다. 자궁의 전기적인 활동성 또는 센서를 이용하여 모니터링되는 EHG(electrohysterogram)는, 기계적인 활동성으로서 오랫동안 인식되어 왔다. 본 예시는 임상적으로 매우 비만이고 진통중인 여성에서 EHG-구동 수축의 정확성을, 자궁수축력측정기 및 IUP 모니터링에 의해 제공된 것들과 비교하는 연구를 제공한다.

참가자(Participants)

본 예시는 14명의 진통중이고, 체질량지수(body mass index, BMI)가 34 이상이고, EHG 모니터링 동안 배치된 IUPC를 갖는 대상으로부터의 데이터를 평가하였다. 배치 전후로 30분의 세그먼트가 선택되었다.

방법(Methods)

8개의 3-cm² AG/AGCl₂ 전극들의 어레이가 산모의 복부 위에 배치됐고, 신호는 고 이득(high gain), 저 잡음 증폭기(low noise amplifiers)로 증폭되었다. 모든 신호들은, 공통형 잡음(common mode noise)을 줄이기 위해, 오른발 구동 전기 회로망(driven right leg circuitry)을 갖는 참조 전극에 대해 측정되었다. 증폭기 3dB 대역폭은 60Hz 노치(notch)를 갖는 0.1Hz에서 100Hz이었다. 수축 위치는 20Hz에서 신호를 다운-샘플링함으로써 산출되었다. 기간이 30초 미만 또는 120초 초과하고, 진폭이 마지막 10번의 수축의 중앙값의 30% 미만인 수축은 거부되었다(5 단위의 최소 진폭은 자궁수축력측정기/IUPC 각각에 적용되었다). 수축 상관 지수(contraction correlation index, CCI)⁽¹⁾ = # 일정한 수축(consistent contractions)/½(# 자궁수축력측정기/IUPC-구동 수축(tocodynamometer/IUPC-derived contractions) + # EHG-구동 수축(EHG-derived contractions))으로 평가되었다. 게다가, 신뢰할 수 없는 자궁 활동성 모니터링의 빈도가, 비교를 위한 표준으로서의 IUP를 이용하여, 또한 평가되었다.

결과(Results)

14명의 환자들(BMI 45.1±7.9) 중 6명이 IUPC 배치의 시간에 인공파막(amniotomy)을 겪었다. 연구의 전반(first half) 동안, 자궁수축력측정기가 155회의 수축을 식별한 반면, EHG는 195회의 수축을 식별하였다. IUP의 배치 후, 185회의 EHG-구동 수축에 비해, IUP는 192회의 수축을 식별하였다. EHG와 자궁수축력측정기간의 CCI는 0.79±29 였으며, EHG와 IUP간의 CCI는 0.92±12 였다(p=0.07, ns). 이러한 결과는 자궁수축력측정기가 임상적으로 심하게 비만인 환자에게는 신뢰할 수 없다는 것을 보여준다. 본 연구에서 도 14에 도시된 바와 같이, 자궁수축력측정기를 위한 14명의 환자 중 10명에 비해 14명의 환자 중 13명에서 90%의 상관관계를 넘는 비만 여성에서의 EHG-구동 수축 패턴은 자궁수축력측정기보다 IUP와 더 연관성이 있다.

이 문서에 나타나거나 인용된 모든 특허들, 특허명세서들, 임시출원들 및 간행물들은 본 상세한 설명에서의 명시적 설명들과 모순되지 않는 범위에서 도면들과 표들을 포함하여 전체가 참조로서 인용되었다.

이 문서에서 설명된 예들과 실시예들은 오직 분명히 나타난 목적을 위한 것이고, 해당 기술분야에서 통상의 지식을 가진 자라면 상기의 기재로부터 다양한 수정 및 변형이 가능하나, 이는 본 출원의 정신 및 이해의 범위(spirit and purview) 내에 포함되는 것으로 이해되어야 한다.

Claims

무선 통신 채널을 통해 정보를 전송하기 위한 통신 프로토콜들을 포함하는 무선 신호 송신기;
상기 무선 신호 송신기로부터 정보를 수신 및 송신하도록 구성된 무선 신호 수신기;
신호들을 생성하는 적어도 두 개의 센서들을 포함하여 산모의 복부를 위해 디자인된 센서 어레이;
센서 신호들을, 자궁수축력측정기(tocodynamometer), 자궁 내 압력 카테터(intra-uterine pressure catheter, IUPC), 태아 두피 전극(fetal scalp electrode, FSE) 및 초음파 모니터(ultrasound monitor)로 구성된 그룹으로부터 선택된 프로브(probe)에 의해 제공되는 보통의 전기적 출력 데이터 포맷을 모방하는 전기적 출력 데이터로서 처리하는 신호 변환기; 및
산모-태아 모니터(maternal-fetal monitor)와 작동 가능하도록 그리고 물리적으로 연결되어, 상기 신호 변환기로부터의 처리된 전기적 출력 데이터를 수신한 후, 상기 산모-태아 모니터로 상기 전기적 출력 데이터를 전송하는 산모-태아 모니터 포트 인터페이스
를 포함하는 무선 인터페이스 시스템.
제1항에 있어서,
상기 센서 어레이는, 각각의 센서에 대한 적어도 하나의 곡선의 전기적 접속(curved electrical connection)을 포함하고,
상기 곡선의 전기적 접속 각각은, 상기 센서 어레이가 산모 복부의 모양을 따르는 것을 가능하게 하도록 구성되는, 무선 인터페이스 시스템.
제2항에 있어서,
상기 센서 어레이의 상기 곡선의 전기적 접속 각각은 변형 방지 장치(strain relief) 및 대상간 변화(subject-to-subject variation)를 가능하게 하는 구불구불한 패턴(serpentine pattern)을 포함하는, 무선 인터페이스 시스템.
제1항에 있어서,
상기 무선 신호 송신기는, 상기 센서 신호들을 수신하기 위해 상기 센서 어레이와 작동 가능하도록 연결되고, 상기 센서 신호들에 대한 정보를 상기 무선 신호 수신기로 전송하고,
상기 무선 신호 수신기는, 상기 신호 변환기에 작동 가능하도록 연결되고, 상기 전기적 출력 데이터로 처리될 상기 무선 신호 송신기로부터의 정보를 상기 신호 변환기로 전송하고,
상기 신호 변환기는, 상기 산모-태아 모니터 포트 인터페이스에 작동 가능하도록 연결되고,
상기 무선 신호 수신기, 상기 신호 변환기 및 상기 산모-태아 모니터 포트 인터페이스는, 단일 요소(single component)로서 함께 존재되는, 무선 인터페이스 시스템.
제4항에 있어서,
상기 무선 신호 송신기는, 상기 센서 어레이와 작동 가능하도록 연결되고,
상기 무선 신호 송신기 및 상기 센서 어레이는, 단일 요소로서 함께 존재되는, 무선 인터페이스 시스템.
제1항에 있어서,
상기 신호 변환기는, 상기 센서 어레이와 작동 가능하도록 연결되고,
상기 무선 신호 송신기는, 상기 신호 변환기와 작동 가능하도록 연결되어 상기 신호 변환기로부터의 상기 전기적 출력 데이터를 수신하고, 상기 무선 신호 수신기에 상기 전기적 출력 데이터와 관련된 정보를 전송하고,
상기 무선 신호 수신기는, 상기 산모-태아 모니터 포트 인터페이스와 작동 가능하도록 연결되고,
상기 무선 신호 송신기, 상기 신호 변환기 및 상기 센서 어레이는, 단일 요소로서 함께 존재되고,
상기 무선 신호 수신기 및 상기 산모-태아 모니터 포트 인터페이스는, 단일 요소로서 함께 존재되는, 무선 인터페이스 시스템.
제1항에 있어서,
상기 센서 신호들은, 아날로그 신호들이고,
아날로그 센서 신호들을 디지털 센서 신호들로 변환하는 A/D 컨버터(analog to digital signal converter)를 더 포함하는 무선 인터페이스 시스템.
제7항에 있어서,
상기 A/D 컨버터는, 상기 센서 어레이와 작동 가능하도록 연결되고,
상기 무선 신호 송신기는, 상기 디지털 센서 신호들을 수신하기 위해 상기 A/D 컨버터와 작동 가능하도록 연결되고, 상기 디지털 센서 신호들과 관련된 정보를 상기 무선 신호 수신기로 전송하고,
상기 신호 변환기는 상기 산모-태아 모니터 포트 인터페이스와 작동 가능하도록 연결되고,
상기 무선 신호 수신기는, 상기 신호 변환기와 작동 가능하도록 연결되고,
상기 무선 신호 송신기 및 상기 A/D 컨버터는, 단일 요소로서 함께 존재되고,
상기 무선 신호 수신기, 상기 신호 변환기 및 상기 산모-태아 모니터 포트 인터페이스는, 단일 요소로서 함께 존재되는, 무선 인터페이스 시스템.
제7항에 있어서,
상기 무선 신호 송신기는, 상기 무선 신호 수신기로 상기 아날로그 센서 신호와 관련된 정보를 수신 및 전송하기 위해 상기 센서 어레이와 작동 가능하도록 연결되고,
상기 A/D 컨버터는, 상기 신호 변환기와 작동 가능하도록 연결되고,
상기 신호 변환기는, 상기 산모-태아 모니터 포트 인터페이스와 작동 가능하도록 연결되고,
상기 무선 신호 수신기는, 상기 A/D 컨버터와 작동 가능하도록 연결되고, 상기 디지털 센서 신호들로 처리될 상기 무선 신호 송신기로부터의 상기 아날로그 센서 신호들을 상기 A/D 컨버터로 전송하고,
상기 무선 신호 송신기 및 상기 센서 어레이는, 단일 요소로서 함께 존재되고,
상기 무선 신호 수신기, 상기 신호 변환기 및 상기 산모-태아 모니터 포트 인터페이스는, 단일 요소로서 함께 존재되는, 무선 인터페이스 시스템.
제1항에 있어서,
상기 센서 어레이는, 적어도 하나의 센서와 연결되는 지지 템플릿(alignment template)을 더 포함하는, 무선 인터페이스 시스템.
제10항에 있어서,
상기 지지 템플릿은, 제거 가능한(removable) 것인, 무선 인터페이스 시스템.
제1항에 있어서,
전력 어댑터(power adapter)
를 더 포함하는 무선 인터페이스 시스템.
제1항에 있어서,
상기 산모-태아 모니터 포트 인터페이스는, 자궁 내 압력 카테터-산모-태아 포트 인터페이스; 태아 두피 전극-산모-태아 포트 인터페이스; 및 자궁수축력측정기-산모-태아 포트 인터페이스로 구성된 그룹으로부터 선택되는 포트 인터페이스와 비교 가능한 것인, 무선 인터페이스 시스템.
제1항에 있어서,
상기 센서들은 전기 센서들 및/또는 음향 센서들인, 무선 인터페이스 시스템.
제14항에 있어서,
상기 전기 센서(들)은, 인쇄 회로 전극(printed circuit electrode), 일회성 전극(disposable electrodes), 재사용 가능한 디스크 전극(reusable disc electrodes), 헤드밴드(headbands) 및 세일린-기반 전극(saline-based electrode)으로 구성된 그룹에서 선택되는 전극(들)인, 무선 인터페이스 시스템.
제15항에 있어서,
상기 전극(들)은, ECG/EKG(electrocardiography), EEG(electroencephalography); EMG(electromyography); ENG(electonystagmography); EOG(electro-oculography) 및 ERG(electroretinography)로 구성된 그룹으로부터 선택된 전기적 활동성을 모니터링하기 위해 이용되는 타입인, 무선 인터페이스 시스템.
제1항에 있어서,
상기 무선 신호 송신기는 내부 전원(internal power source)를 포함하는, 무선 인터페이스 시스템.
제1항에 있어서,
상기 센서 신호들을 필터링하기 위한 필터를 더 포함하는, 무선 인터페이스 시스템.
제18항에 있어서,
상기 필터는, 하이 패스 필터(high pass filters), 로우 패스 필터(low pass filters), 복수의 신호 채널들, 아날로그 필터 및 디지털 필터로 구성된 그룹에서 선택된 필터들 중 어느 하나 또는 그 결합인, 무선 인터페이스 시스템.
제1항의 무선 인터페이스 시스템을, 임신중인 산모의 복부에 상기 센서 어레이를 부착하고 상기 산모-태아 모니터 포트 인터페이스를 상기 산모-태아 모니터에 부착함으로써, 이용하는 단계; 및
상기 산모-태아 모니터를 이용하여 상기 전기적 출력 데이터를 분석함에 의해 진통의 진척(progress of labor)을 분석하는 단계
를 포함하여 상기 진통의 진척을 모니터링하는 방법.
제20항에 있어서,
상기 전기적 출력 데이터의 분석은, EHG 데이터; 진통 중 그리고 진통 후의 자궁 수축; 자궁 이환(uterine atony); 자궁 내 압력 및 몬테비데오 유닛(Montevideo units)으로 구성된 그룹으로부터 선택되는 데이터 주 어느 하나 또는 그 결합을 산모-태아 모니터에 의해 생성하는 것인, 상기 진통의 진척을 모니터링하는 방법.
적어도 하나의 음향 센서와 작동 가능하도록 연결되어 적어도 하나의 센서 신호를 수신하는 센서 인터페이스인 제1 요소(first component),
상기 센서 인터페이스와 연결되는 신호 변환기인 제2 요소(second component) - 여기서, 상기 신호 변환기는, 상기 센서 인터페이스로부터의 적어도 하나의 센서 신호를 수신하고, 상기 센서 신호(들)을 자궁수축력측정기 또는 자궁 내 압력 카테터로부터의 전기적 출력 데이터를 모방하는 전기적 출력과 동일하게 처리함. -, 및
작동 가능하도록 그리고 물리적으로 산모-태아 모니터와 연결하기 위한 산모-태아 모니터 포트 인터페이스인 제3 요소(third component) - 여기서, 상기 산모-태아 모니터 포트 인터페이스는, 상기 신호 변환기와 연결되고, 그 후에 상기 산모-태아 모니터에 상기 전기적 출력 데이터를 전송함. -
를 포함하는 인터페이스 시스템.
제22항에 있어서,
상기 제1 요소, 상기 제2 요소 및 상기 제3 요소는, 케이블 내의 통합된 구조를 형성하기 위해 통합되는, 인터페이스 시스템.
제22항에 있어서,
무선 신호 송신기 및 무선 신호 수신기
를 더 포함하는 인터페이스 시스템.
제24항에 있어서,
상기 무선 신호 송신기 및 상기 무선 신호 수신기는, 블루투스(Bluetooth), 와이파이(Wi-Fi), 지그비(Zigbie), 및 무선 USB로 구성된 그룹으로부터 선택되는 통신 프로토콜들을 이용하는, 인터페이스 시스템.
제24항에 있어서,
상기 무선 신호 송신기는, 내부 전원을 포함하는, 인터페이스 시스템.
제22항에 있어서,
상기 적어도 하나의 센서는, 태아 심박수(fetal heart rate)와 관련된 정보를 전송하는, 인터페이스 시스템.
제22항에 있어서,
전력 어댑터(power adapter)를 더 포함하는, 인터페이스 시스템.
제22항에 있어서,
상기 산모-태아 모니터 포트 인터페이스는, 자궁 내 압력 카테터-산모 태아 포트 인터페이스; 태아 두피 전극-산모 태아 포트 인터페이스; 및 자궁수축력측정기-산모 태아 포트 인터페이스로 구성된 그룹으로부터 선택되는 포트 인터페이스와 비교 가능한 것인, 인터페이스 시스템.
제22항에 있어서,
상기 센서 인터페이스는 또한, 적어도 하나의 전극 센서에 연결되는, 인터페이스 시스템.
신호 변환기 및 산모-태아 포트를 광학적으로 커플링(coupling)하는 방법에 있어서,
상기 신호 변환기는, LED 회로를 포함하고,
상기 산모-태아 포트를 위한 광학 인터페이스를 제공하는 단계 - 상기 광학 인터페이스는, 상기 LED 회로에 광학적으로 결합된 포토-레지스터(photo-resistor)를 포함하는 광학적으로 절연된 평형 브리지 회로(optically-isolated balanced bridge circuit)를 포함함. -;
전압-전류 변환 장치를 포함하는 LED 회로를 구동하여, LED 회로를 통해 전류를 변조하고, 산모-태아 포트 입력 신호를 생성하는 단계; 및
산모-태아 포트 입력 신호를 산모-태아 포트로 제공하는 단계
를 포함하는 방법.
제31항에 있어서,
상기 LED를 구동하는 단계는, PMW(pulse-width modulated) ADC(digital to analog converter) 및 전압-전류 변환기 장치(voltage-to-current converter device)를 갖는 LED 회로를 구동하는, 방법.
제31항에 있어서,
상기 산모-태아 포트 인력 신호는, 자궁수축력측정기, 자궁 내 압력 카테터, 태아 두피 전극 및/또는 초음파 장치로부터의 전기적 출력을 모방하는, 방법.
제31항에 있어서,
상기 산모-태아 포트 입력 신호는, 자궁수축력측정기로부터의 전기적 출력을 모방하는, 방법.
제31항에 있어서,
상기 산모-태아 포트 입력 신호는, 태아 ECG 신호를 모방하는, 방법.