Ocena bioelektrycznej aktywności skurczowej mięśnia macicy na tle

Ocena bioelektrycznej aktywności skurczowej mięśnia macicy na tle

Perinatologia, Neonatologia i Ginekologia, tom 4, zeszyt 2, 76-83, 2011
Ocena bioelektrycznej aktywności skurczowej mięśnia macicy
na tle aktywności mechanicznej określanej za pomocą
parametrów ilościowych charakteryzujących skurcz
JERZY SIKORA1, JERZY ZIĘTEK1, ADAM MATONIA2, KRZYSZTOF HOROBA2,
JANUSZ JEŻEWSKI2, ANNA WAJDA1, RAFAŁ SZPAK1, TOMASZ WIKAREK1
Streszczenie
Stosowana obecnie metoda rejestracji aktywności mechanicznej mięśnia macicy – tokografia – nie dostarcza wiarygodnego opisu aktywności skurczowej w czasie ciąży i porodu. Stąd, uzasadnione jest zainteresowanie się bioelektryczną
aktywnością mięśnia macicy i metodą jej rejestracji – elektrohisterografią. Celem niniejszej pracy było porównanie wartości informacyjnej sygnału bioelektrycznej aktywności mięśnia macicy (EHG) z sygnałem jego aktywności mechanicznej (TOCO) w oparciu o ilościowe parametry charakteryzujące skurcze. W badaniach wzięły udział 62 ciężarne kobiety,
które podzielono na trzy grupy: pierwiastki w ciąży niepowikłanej, ciężarne z objawami zagrażającego porodu przedwczesnego oraz ciężarne w pierwszym okresie porodu fizjologicznego. W rejestrowanych równocześnie sygnałach
aktywności mechanicznej i bioelektrycznej przeprowadzono detekcję skurczy, a następnie wyznaczono ich podstawowe
parametry ilościowe. Dla oceny zgodności skurczów wykrytych w sygnałach TOCO i EHG oraz dla porównania parametrów skurczów skorelowanych opracowano szereg wskaźników niezgodności. Uzyskana wysoka zgodność w liczbie
oraz lokalizacji skurczów pozwala nam stwierdzić, że elektrohisterografia zapewnia skuteczność wykrywania skurczów
porównywalną do metody mechanicznej. Elektrohisterografii nie należy jednak rozpatrywać tylko jako metody alternatywnej do klasycznej tokografii. W tym przypadku bardziej obiecująca wydaje się analiza własności elektrofizjologicznych mięśnia macicy, która dostarcza wielu parametrów o potencjalnie dużej wartości diagnostycznej.
Słowa kluczowe: aktywność skurczowa macicy, tokografia, elektrohisterografia, parametry ilościowe skurczy
Wstęp
Wobec niedoskonałości współczesnych metod monitorowania aktywności skurczowej opartych na mechanicznej
technice pomiarowej, uzasadnione jest zainteresowanie innymi metodami rejestracji aktywności skurczowej mięśnia
macicy. W licznych ośrodkach prowadzone są prace nad
wykorzystaniem nieinwazyjnej elektrohisterografii, polegającej na rejestracji z powierzchni brzucha biopotencjałów
wytwarzanych przez kurczący się mięsień macicy [1-6].
Być może w niedalekiej przyszłości elektrohisterografia
będzie pełnić podobną rolę, jaką dziś pełni elektrokardiografia w stosunku do mięśnia sercowego. W obu przypadkach, w oparciu o pomiar i analizę sygnału aktywności bioelektrycznej mięśnia, oceniana jest jego praca mechaniczna. Należy podkreślić, że sygnał bioelektryczny (EHG) dostarcza pełnej informacji o własnościach elektrofizjologicznych mięśnia, podczas gdy sygnał mechaniczny (TOCO),
będący efektem pobudzenia elektrycznego mięśnia, zawiera informację ograniczoną do parametrów czysto mechanicznych.
Współczesna wiedza dotycząca fizjologii i patofizjologii
aktywności skurczowej macicy człowieka w przebiegu
ciąży, porodu i połogu nie jest kompletna [7-10]. Wiadomo,
że podstawową jednostką czynnościową mięśnia gładkiego
jest włókno mięśniowe. Skurcz komórki mięśnia gładkiego
ściany macicy poprzedzony jest przepływem prądów
jonowych, a te w otoczeniu komórki powodują zmiany
pola elektrycznego, zwane aktywnością bioelektryczną.
W zarejestrowanych różnicach potencjałów pomiędzy
dwoma punktami na powierzchni brzucha ciężarnej
można wyróżnić serie fal aktywności bioelektrycznej,
zsynchronizowanych w czasie z mechaniczną aktywnością
macicy. Wiadomo, że kompletnych informacji dostarcza
zapis EHG w zakresie częstotliwości 0 ÷ 3 Hz, w którym
wyróżnia się dwie składowe: wolnozmienną i szybkozmienną [11]. Składowa wolnozmienna zawierająca częstotliwości w zakresie 0,005 ÷ 0,03 Hz, może być analizowana jako krzywa skurczowa i ma podstawowe znaczenie
dla klasycznej analizy aktywności skurczowej mięśnia
macicy jako odpowiednik sygnału TOCO. Z kolei składowa
szybkozmienna (0,1 ÷ 3 Hz) pokazuje chwilowe zmiany
amplitudy potencjału czynnościowego i odzwierciedla
właściwości elektrofizjologiczne mięśnia macicy.
Celem niniejszej pracy było porównanie wartości
informacyjnej sygnału bioelektrycznej aktywności mięśnia
macicy z sygnałem aktywności mechanicznej w oparciu
o ilościowe parametry charakteryzujące skurcz [12]. Wydaje się, że monitorowanie bioelektrycznej (pierwotnej)
aktywności skurczowej mięśnia macicy umożliwi bardziej
precyzyjne wyznaczanie znanych z klasycznej tokografii
parametrów skurczy (czułości wystąpień, amplitudy i czasu trwania skurczu). Informacja ta pozwoli przenieść całą
dotychczasową wiedzę i doświadczenia nabyte w trakcie
1
Klinika Perinatologii i Ginekologii Śląskiego Uniwersytetu Medycznego, Katowice
2
Instytut Techniki i Aparatury Medycznej, Zabrze
Ocena bioelektrycznej aktywności skurczowej mięśnia macicy na tle aktywności mechanicznej...
ponad pół wieku stosowania tokografii w standardowym
monitorowaniu kardiotokograficznym. Jednocześnie dysponując pełnym elektrohisterogramem możliwe będzie
wyznaczenie dodatkowych parametrów i wskaźników,
które z kolei mogą umożliwić wykrywanie sytuacji nieprawidłowej czynności skurczowej macicy, np. rozpoznania sytuacji zagrożenia porodem przedwczesnym [13-15].
77
Materiał i metody
Do realizacji programu badawczego prowadzonego
w Klinice Położnictwa i Ginekologii ŚUM w Katowicach
zastosowano specjalnie zaprojektowany zestaw badawczy,
pozwalający na równoczesną rejestrację i analizę bioelektrycznej oraz mechanicznej aktywności mięśnia macicy
(ryc. 1).
Ryc. 1. Zestaw badawczy do równoczesnej rejestracji i analizy mechanicznej (TOCO)
oraz bioelektrycznej (EHG) aktywności mięśnia macicy
Ryc. 2. Detekcja skurczów w sygnale mechanicznej (TOCO) i bioelektrycznej (składowa wolnozmienna EHG)
aktywności mięśnia macicy wraz z graficznymi znacznikami określających czas ich trwania
oraz miejsce wystąpienia maksymalnej amplitudy
78
J. Sikora, J. Ziętek, A. Matonia, K. Horoba, J. Jeżewski, A. Wajda, R. Szpak, T. Wikarek
Zestaw składa się z komputerowego systemu kardiotokograficznego – MONAKO, monitorującego tokogram za
pomocą aparatu przyłóżkowego HP 1351 (Hawlett-Packard,
USA) oraz systemu do rejestracji i analizy sygnałów
bioelektrycznych – KOMPOREL [16]. W skład Systemu
KOMPOREL wchodzi układ pomiarowy w postaci zewnętrznego rejestratora sygnałów bioelektrycznych, który
współpracuje z zewnętrznym komputerem. Umożliwia on
akwizycję czterech sygnałów bioelektrycznej aktywności
mięśnia macicy z elektrod pomiarowych umieszczonych
na powierzchni brzucha ciężarnej. Wykorzystywane są
standardowe, jednorazowe elektrody pomiarowe (Ag/AgCl)
stosowane powszechnie w elektrokardiografii.
W badaniach udział wzięły 62 ciężarne kobiety, które
rekrutowano z Poradni Przyklinicznej, Izby Przyjęć, Oddziału Patologii Ciąży, jak również z Oddziału Porodowego
Śląskiego Uniwersytetu Medycznego. Wszystkie pacjentki
zostały poinformowane o celu prowadzonych badań i wyraziły na nie zgodę. Do badań włączono jedynie pierwiastki, które podzielono na trzy grupy: Grupa I – 27 pierwiastek w ciąży niepowikłanej pomiędzy 27. a 40. tygodniem jej trwania, Grupa II – 21 ciężarnych, będących pomiędzy 23. a 36. tygodniem ciąży z objawami zagrażającego porodu przedwczesnego oraz Grupa III – 14 ciężarnych w ciąży donoszonej w pierwszym okresie porodu
fizjologicznego. W czasie sesji monitorowania w rejestrowanych sygnałach mechanicznej i bioelektrycznej (Ryc. 2)
aktywności mięśnia macicy prowadzono detekcję skurczów [17, 18] oraz wyznaczano ich podstawowe parametry
opisowe [12].
Wyznaczanie skurczów skorelowanych
Porównanie parametrów skurczów wyznaczonych
w wyniku analizy sygnałów TOCO i EHG wymagało opracowania procedury lokalizacji skurczów skorelowanych
(zgodnych). Warunek korelacji skurczów określono
w oparciu o analizę zjawisk leżących u podstaw bioelektrycznej i mechanicznej aktywności mięśnia macicy oraz
zależności pomiędzy obu sygnałami. Pobudzenie elektryczne komórek mięśnia macicy jest źródłem, podczas
gdy skurcz mechaniczny stanowi jego rezultat. Skurcz
mechaniczny komórki rozpoczyna się po osiągnięciu przez
komórkę fazy depolaryzacji, po której następuje jej repolaryzacja. Można więc spodziewać się, że aktywność bioelektryczna powinna poprzedzać skurcz mechaniczny,
natomiast maksymalny potencjał czynnościowy powinien
wystąpić w fazie narastania skurczu. Z drugiej strony rozchodzenie się pobudzenia w macicy jest niezdeterminowane, zaś czas w jakim dotrze ono w obszar pomiarowy
elektrod może być zmienny. Warunek korelacji skurczów
określono więc następująco: początek skurczu wykrytego
w oparciu o sygnał EHG występuje przed maksimum
skurczu mechanicznego, natomiast maksimum skurczu
EHG znajduje się między początkiem a końcem skurczu
mechanicznego. Tak ustalony warunek okazał się optymalny dla automatycznej lokalizacji skurczów skorelowanych, co zostało zweryfikowane przez ocenę wzrokową
zapisów. Na rycinie 3 pokazano realizację procedury znajdującej skurcze skorelowane. W górnej części narysowane
są, w postaci prostokątnych znaczników, skurcze wyzna-
Ryc. 3. Wynik działania procedury znajdowania skurczów skorelowanych w sygnale mechanicznej
oraz bioelektrycznej aktywności mięśnia macicy
79
Ocena bioelektrycznej aktywności skurczowej mięśnia macicy na tle aktywności mechanicznej...
czone w oparciu o sygnał EHG i TOCO. Pionowa linia
wskazuje na wystąpienie maksimum skurczu, zaś jej wysokość jest proporcjonalna do amplitudy skurczu. Korelacja skurczów jest przedstawiona w sposób graficzny
w postaci tablicy korelacji. Numer wiersza to numer kolejnego skurczu wykrytego w oparciu o sygnał TOCO, natomiast numer kolumny odpowiada numerowi skurczu
wykrytego w oparciu o sygnał EHG. Pole ciemne wskazuje
na ten sam skurcz, który został wykryty zarówno w oparciu o sygnał EHG, jak i TOCO oraz spełnił warunki korelacji. W przypadku idealnej korelacji między oboma
sygnałami otrzymujemy tablicę o jednakowej liczbie
wierszy i kolumn oraz ciemnymi polami na jej przekątnej
tzw. tablicę jednostkową.
Wskaźniki oceny niezgodności skurczów
Dla porównania liczby wykrytych skurczów oraz parametrów skurczów skorelowanych, wyznaczonych
w wyniku analizy sygnałów TOCO i EHG, opracowano
szereg wskaźników, których definicje przedstawiono poniżej. Przyjęto następujące oznaczenia: L.M i L.E – liczba
skurczów wykrytych w sygnale TOCO i EHG, Z – liczba
skurczów skorelowanych, Pocz.M i Pocz.E – czas rozpoczęcia skurczu w TOCO i EHG, Cz.T.M i Cz.T.E – czas trwania skurczu TOCO i EHG, Cz.M.M i Cz.M.E – czas wystąpienia maksimum skurczu TOCO i EHG, Amp.M i Amp.E –
amplituda skurczu TOCO i EHG, Pow.M oraz Pow.E –
powierzchnia skurczu TOCO i EHG. Dla uproszczenia implementacji oraz zapisu matematycznego wskaźników
niezgodności parametrów skurczów, skurcze skorelowane
zostają przenumerowane i nadawane im są kolejne numery od 1 do Z.
Wskaźnik niezgodności liczby skurczów
WL =
L. M − L. E
max( L. M , L. E )
.
Wskaźnik jest bezwymiarowy. Przyjmuje wartość minimalną 0, jeśli liczba skurczów wykrytych w oparciu o oba
sygnały jest taka sama. Oznacza to pełną zgodność co do
liczby skurczów. Osiąga wartość maksymalną 1, jeśli nie
wykryto żadnych skurczów w oparciu o sygnał TOCO,
podczas gdy liczba skurczów wykrytych w oparciu o sygnał EHG jest większa od zera lub odwrotnie.
Wskaźnik niezgodności skurczów
WZ = 1 −
2
Z.
L. M + L. E
Wskaźnik określa, jaką część skurczów wśród wykrytych
w oparciu o sygnały TOCO i EHG stanowią skurcze skorelowane. Dopełnienie do jedności zastosowano, aby dla pełnej zgodności wskaźnik przyjmował wartość 0, zaś w przypadku pełnej niezgodności wartość maksymalną 1.
Wskaźnik niezgodności czasu rozpoczęcia skurczów
Porównując czasy rozpoczęcia skurczów skorelowanych należy uwzględnić stałe przesunięcie o jakie czasy te
mogą różnić i które nie powinno wpływać na wskaźnik
niezgodności. Teoretycznie potencjały czynnościowe, a w
związku z tym skurcze wyznaczone w oparciu o sygnał
EHG, powinny poprzedzać skurcze mechaniczne, o stałą
wartość Δ, którą można wyznaczyć jako średnia różnic
między czasami rozpoczęcia skurczów skorelowanych:
1 Z
∑ ( Pocz. Mi − Pocz. Ei ).
Z i =1
Δ =
Dodatni znak Δ wskazuje na to, że skurcze EHG występują
wcześniej niż skurcze TOCO, zaś znak ujemny na sytuację
odwrotną. Wskaźnik niezgodności czasu rozpoczęcia skurczów został zdefiniowany jako:
Wt S [ s] =
2
[
]
1 Z
∑ Pocz. Ei − ( Pocz. Mi − Δ ) .
Z i =1
Wartość wskaźnika jest podawana w sekundach. Minimalna wartość, jaką może osiągnąć wskaźnik wynosi 0. Zachodzi to, jeśli czasy rozpoczęcia odpowiadających sobie
skurczów są przesunięte względem siebie jedynie o stałą
wartość Δ.
Wskaźnik niezgodności czasu trwania skurczów
– Bezwzględny
1
Z
WTD [ s] =
Z
∑
i =1
Cz. T . Mi − Cz. T . Ei .
Wartość wskaźnika jest podawana w sekundach. Minimalna wartość wynosi 0 i zachodzi, jeśli czasy odpowiadających sobie skurczów są takie same. Oznacza to pełną
zgodność co do czasów trwania skurczów.
– Względny
WTD =
1
Z
Cz. T . Mi − Cz. T . Ei
Z
∑ max( Cz.T . M , Cz.T . E ) .
i =1
i
i
Wskaźnik jest bezwymiarowy. W przypadku, gdy nie wykryto skurczów skorelowanych, wskaźnik nie jest wyznaczany. Minimalna wartość 0 zachodzi, jeśli czasy trwania
odpowiadających sobie skurczów są takie same.
Wskaźnik niezgodności czasów wystąpienia maksimum
Czasy wystąpienia maksimum skurczów w odniesieniu
do czasów rozpoczęcia skurczów określamy następująco:
CZ.M.Mi = Cz.M.Mi ! Pocz.Mi oraz CZ.M.Ei = Cz.M.Ei
! Pocz.Ei. Wówczas współczynnik niezgodności czasu wystąpienia maksimum skurczów definiujemy jako:
WTA [ s] =
1
Z
Z
∑ CZ . M . M
i =1
i
− CZ . M . Ei .
80
J. Sikora, J. Ziętek, A. Matonia, K. Horoba, J. Jeżewski, A. Wajda, R. Szpak, T. Wikarek
Wartość wskaźnika jest podawana w sekundach. W przypadku gdy nie wykryto skurczów skorelowanych, wskaźnik nie jest wyznaczany. Minimalna wartość 0 zachodzi,
jeśli czasy wystąpienia maksimum odpowiadających sobie
skurczów są takie same.
Wyniki
Wskaźnik niezgodności amplitudy
Bezpośrednie porównanie amplitud skurczów skorelowanych wyznaczonych w oparciu o sygnał TOCO i EHG
jest pozbawione sensu (różne jednostki oraz skale). Przy
porównaniu istotne jest sprawdzenie zależności pomiędzy
amplitudami skurczów. Najczęściej używaną miarą takiej
relacji jest tzw. współczynnik korelacji Pearsona, nazywany również współczynnikiem korelacji liniowej:
∑ ( Amp. M
Z
rA =
i =1
∑(
Z
i =1
i
)(
− Amp. M Amp. Ei − Amp. E
Amp. Mi − Amp. M
)
) ∑ ( Amp. E − Amp. E )
2 Z
2
i
i =1
gdzie:
Amp. M =
1
Z
Z
∑ Amp. M ,
i =1
i
⎧1 − rp dla rp > 0
⎪
WP = ⎨
.
⎪0
0
dla
r
≤
p
⎩
1
Z
Amp. E =
Z
∑ Amp. E ,
i
i =1
to wartości średnie amplitud skurczów. Wskaźnik niezgodności amplitud zdefiniowano następująco:
⎧1 − rA dla rA > 0
⎪
.
WA = ⎨
⎪0
dla rA ≤ 0
⎩
Wskaźnik ten jest bezwymiarowy. Dopełnienie do jedności
zastosowano, aby zachować konwencję przyjętą dla pozostałych wskaźników, tzn. 0 oznacza pełną niezgodność, zaś
1 pełną zgodność.
Wskaźnik niezgodności powierzchni
Analogiczne rozważania, jak w przypadku amplitud
skurczów, prowadzą do zdefiniowania wskaźnika niezgodności powierzchni:
W ramach analizy porównawczej przeprowadzono
analizę 57 zapisów o łącznej długości 2581 minut i średniej
długości 45 ± 5 min (w 5 zapisach nie stwierdzono obecności skurczów zgodnych). W grupie I rozpoznano 224
skurcze w sygnałach TOCO oraz 372 skurcze w sygnale
EHG. Liczba skurczów zgodnych, czyli odpowiadających
sobie w obu zapisach wyniosła 122. Dla grupy II liczby te
wynoszą odpowiednio 178 skurczy TOCO, 247 skurczy
EHG i 134 skurcze zgodne. W grupie III zarejestrowano 164
skurcze TOCO, 202 skurcze EHG i 108 skurczy zgodnych.
Liczba skurczów wyznaczonych w oparciu o sygnały EHG
jest wyższa od liczby skurczów, jakie wykryto w oparciu
o sygnały TOCO. Świadczyć to może o wyższej czułości
metody bioelektrycznej, ale niewątpliwie wpływ na te wyniki ma również sposób wyznaczania tonu podstawowego
oraz założone parametry graniczne detekcji skurczu. Zgodnie z definicjami dla kolejnych zapisów wyliczono wskaźnik niezgodności liczby skurczów oraz wskaźnik niezgodności lokalizacji skurczów. Dla skurczów skorelowanych
wyliczono pozostałe wskaźniki niezgodności parametrów
podstawowych. Wartości średnie wskaźników dla zapisów
z uwzględnieniem ich przynależności do grup badawczych
przedstawiono w Tabeli 1. Najwyższą zgodność, jeśli chodzi o liczbę wszystkich wykrytych skurczów oraz liczbę
skurczów skorelowanych, uzyskano dla zapisów Grupy III,
czyli fizjologicznych porodów. Oba wskaźniki WL oraz WZ
osiągnęły najniższe wartości, odpowiednio 0,20 oraz 0,35.
Należy pamiętać, że wartość 0 oznacza pełną zgodność,
natomiast wartość 1 pełną niezgodność. Wyniki te można
uznać za zgodne z oczekiwaniami ze względu na to, że
w grupie tej analizowano zapisy z wyraźną aktywnością
skurczową. W zapisach z wcześniejszych tygodni uzyskano większą niezgodność.
Tabela 1. Wartości średnie i parametry rozrzutu (odchylenie standardowe, wartość minimalna i maksymalna) wskaźników
niezgodności dla poszczególnych grup badawczych
Wskaźnik
Grupa I
Grupa II
Grupa III
Śr ± SD
Min
Max
Śr ± SD
Min
Max
Śr ± SD
Min
Max
WL
0,39 ± 0,23
0,08
0,89
0,33 ± 0,28
0,00
0,79
0,20 ± 0,19
0,00
0,58
WZ
0,55 ± 0,23
0,14
0,93
0,42 ± 0,26
0,00
0,88
0,35 ± 0,22
0,00
0,78
WtS [s]
21 ± 16
0
54
22 ± 18
0
59
19 ± 12
0
39
WTD [s]
37 ± 19
2
69
45 ± 24
12
97
34 ± 16
10
74
0,37 ± 0,15
0,06
0,64
0,46 ± 0,2
0,17
1,00
0,37 ± 0,16
0,07
0,76
24 ± 12
7
52
28 ± 18
4
86
26 ± 13
10
56
WA
0,68 ± 0,4
0,00
1,00
0,83 ± 0,32
0,00
1,00
0,76 ± 0,25
0,39
1,00
WS
0,61 ± 0,4
0,00
1,00
0,72 ± 0,38
0,00
1,00
0,66 ± 0,33
0,01
1,00
WTD
WTA [s]
Ocena bioelektrycznej aktywności skurczowej mięśnia macicy na tle aktywności mechanicznej...
Wskaźnik niezgodności czasów rozpoczęcia skurczów
WtS [s] we wszystkich grupach jest bardzo zbliżony i wy-
nosi odpowiednio 21, 22 i 19 sekund. Trochę większe wartości osiągnął wskaźnik reprezentujący bezwzględne różnice czasów wystąpienia maksimum skurczu – WTA [s].
Największe wartości osiągnął wskaźnik opisujący czas
trwania skurczów – WTD [s]. Względny wskaźnik niezgodności czasów trwania skurczów WTD wskazuje, że ich
różnica jest na poziomie 37% dla zapisów Grupy I i III i 46%
dla zapisów Grupy II. Wartości wskaźników niezgodności
amplitud WA oraz powierzchni WS wskazują na bardzo
słabą zależność pomiędzy tymi parametrami dla skurczów
skorelowanych. Wskaźniki te określają siłę zależności
liniowej, odpowiednio między amplitudami i powierzchniami skurczów TOCO i EHG. Dla oszacowania zmienności
tych wskaźników w Tabeli 1 wyznaczono również wartości
odchylenia standardowego oraz przedział wartość minimalna – wartość maksymalna. Zanotowano duży rozrzut
wartości wskaźników niezgodności w analizowanych zapisach. Dotyczy to zarówno wskaźników, których wartość
jest podawana w sekundach, jak i wskaźników względnych,
które przyjmują wartości z zakresu od 0 do 1. Tak jak dla
wartości średnich wskaźników niezgodności, tak i w przypadku odchylenia standardowego oraz wartości minimalnej
i maksymalnej najlepsze wyniki uzyskano w przypadku
zapisów należących do Grupy III. Rozrzut poszczególnych
parametrów jest w tym przypadku najmniejszy.
Dyskusja
Opracowano zestaw badawczy oraz metodę rejestracji
i analizy potencjałów czynnościowych mierzonych za
pomocą elektrod przyklejanych do powierzchni brzucha
ciężarnej. Porównanie elektrohisterografii z klasyczną
tokografią zapewniono dzięki jednoczesnej rejestracji
sygnału bioelektrycznego oraz mechanicznego. Analiza
wzrokowa oraz komputerowa tych zapisów, jak również
porównanie własnych rezultatów z wynikami innych
ośrodków, potwierdziły, że możliwy jest pomiar niezakłóconego sygnału aktywności bioelektrycznej macicy
z powłok brzusznych. Wartości wskaźników niezgodności
liczby i lokalizacji skurczów, jakie uzyskano w wyniku
analizy zapisów, pozwalają stwierdzić, że pomiędzy sygnałem aktywności bioelektrycznej oraz mechanicznej występuje silna zależność objawiająca się w podobnej liczbie
skurczów wykrytych oraz wysokiej liczbie skurczów skorelowanych. Dotyczy to zwłaszcza okresu porodu, z którego pochodzą zebrane zapisy w Grupie III. Jak można
było się spodziewać we wcześniejszych tygodniach ciąży,
zgodność obu sygnałów była mniejsza. Większa liczba
skurczów wykrytych w oparciu o sygnał EHG niż skurczów wykrytych w sygnale TOCO, może wskazywać na
większą czułość metody bioelektrycznej. Należy jednak
wziąć pod uwagę duży wpływ algorytmów wyznaczania
tonu podstawowego oraz ograniczenie automatycznej metody detekcji skurczów. Fragment sygnału jest klasyfiko-
81
wany jako skurcz, jeśli amplituda oraz czas trwania
wzrostu sygnału ponad ton podstawowy przekroczą
pewne stałe wartości progowe. Może wystąpić sytuacja,
w której dany skurcz nie zostanie rozpoznany, ponieważ
jego parametry będą minimalnie mniejsze od wartości progowych, zaś inny skurcz o bardzo podobnych parametrach, ale przekraczających wartości progowe, zostanie
wykryty. Synchronizacja między aktywnością mechaniczną a elektryczną w różnych okresach ciąży i porodu,
która rośnie w miarę zbliżania się terminu porodu, została
potwierdzona przez innych badaczy [1, 4, 19, 20, 21].
Porównanie podstawowych parametrów skurczów wyznaczonych w oparciu o sygnały TOCO oraz EHG dostarczyło nieco gorszych rezultatów niż można było oczekiwać, szczególnie w świetle bardzo dobrej zgodności, jeśli
chodzi o liczbę oraz lokalizację skurczów. Niewątpliwie,
wpływ na wyniki mają ograniczenia tokografii zewnętrznej.
Sonda tensometryczna rejestruje jedynie lokalne zmiany
naprężenia mięśnia macicy, a ponadto czas trwania oraz
amplituda skurczów dają się wyznaczyć jedynie z dużym
przybliżeniem. Znalazło to swoje odbicie również w słabej
zgodności między amplitudami oraz powierzchniami skurczów TOCO i EHG. O ile parametry czasowe skurczów
TOCO i EHG były porównywane w oparciu o różnice z dokładnością do 1 s, co zaostrza kryteria tych porównań,
o tyle parametry amplitudowe porównywano badając jedynie korelacje pomiędzy nimi, a mimo to uzyskano niską
zgodność. Wysoka zgodność w liczbie oraz lokalizacji skurczów pozwala jednak stwierdzić, że mimo niskiej zgodności
podstawowych parametrów, skuteczność wykrywania skurczów oraz związana z tym możliwość ich oceny ilościowej,
jest w przypadku sygnału EHG co najmniej tak wysoka, jak
w oparciu o sygnał aktywności mechanicznej – TOCO.
Klasyczna analiza w dziedzinie czasu, której celem jest
wyznaczenie składowej skurczowej, a następnie identyfikacja skurczów i wyznaczenie ich podstawowych parametrów, jest jednym z podejść, jakie można zastosować
w przypadku elektrohisterogramu. Takie podejście podyktowane zostało potrzebą porównania elektrohisterografii
z klasyczną tokografią oraz oceną możliwości zastąpienia
metody mechanicznej przez metodę bioelektryczną. Należy pamiętać, że własności sygnału bioelektrycznego pozwalają wyznaczyć szereg dodatkowych parametrów opisujących zachowanie się mięśnia macicy, a związanych
z wyższymi składowymi elektrohisterogramu, takie jak:
intensywność skurczu, moc, częstotliwość medianową czy
częstotliwość maksymalną mocy. Możliwość ich obliczenia
oraz wykorzystania dla kontroli czynności skurczowej macicy stanowi potwierdzenie, że sygnał aktywności bioelektrycznej zawiera większą ilość informacji przydatnej klinicznie, niż sygnał aktywności mechanicznej [22].
Wnioski
Potencjalne korzyści płynące z zastosowania nieinwazyjnej elektrohisterografii w diagnostyce klinicznej trudno
82
J. Sikora, J. Ziętek, A. Matonia, K. Horoba, J. Jeżewski, A. Wajda, R. Szpak, T. Wikarek
jest obecnie przecenić. Elektrohisterografia pozwala na
rejestrację sygnału, który zawiera najpełniejszą informację
o bioelektrycznych właściwościach mięśnia macicy. Analiza elektrohisterogramu prowadzi do opisu źródła czynności skurczowej macicy, podczas gdy stosowane do tej
pory mechaniczne metody rejestrują jedynie skutki tej
czynności. Elektrohisterografię należy rozpatrywać nie
tylko jako metodę alternatywną do klasycznej tokografii.
Mała czułość tej ostatniej ogranicza jej stosowanie w czasie ciąży, typowym zastosowaniem dla tokografii jest kontrola przebiegu porodu. W odniesieniu do elektrohisterografii bardziej obiecująca wydaje się analiza własności
elektrofizjologicznych mięśnia macicy niż tylko samej
aktywności mechanicznej. Analiza częstotliwościowa elektrohisterogramu dostarcza szereg parametrów o potencjalnie dużej wartości diagnostycznej. Metoda ta może być
stosowana praktycznie od 20. tygodnia ciąży, co stwarza
możliwości jej zastosowania, np. do wykrywania zagrożenia porodem przedwczesnym.
Podziękowania
Praca naukowa finansowana ze środków na naukę w latach 2009-2012 roku, jako projekt badawczy N N407 099737.
[9] Czekanowski R. (1992) Czynność skurczowa macicy w perinatologii. Wydawnictwo Białowieża. Wyd. III, Białystok.
[10] Caldeyro-Barcia R., Poseiro J.J. (1960) Physiology of the uterine contraction. Clin. Obstet. Gynaecol. 8: 386-408.
[11] Ziętek J., Sikora J., Horoba K. i wsp. (2008) Aktywność me-
chaniczna i elektryczna macicy: Cześć I. Monitorowanie
skurczów. Ginekol. Pol. 79: 791-797.
[12] Ziętek J., Sikora J., Horoba K. i wsp. (2008) Aktywność mechaniczna i elektryczna macicy: Cześć II. Parametry skurczów. Ginekol. Pol. 79: 798-804.
[13] Maner W.L., Garfield R.E., Maul H. i wsp. (2003) Predicting
term and preterm delivery with a transabdominal uterine
electromyography. Obstet. Gynecol. 101: 1254-1260.
[14] Novy M.J., McGregor J.A., Lams J.A. i wsp. (1990) New perspectives on prevention of extreme prematurity. Clin. Obstet.
Gynecol. 38: 790-808.
[15] Ziętek J., Sikora J., Kobielska L. i wsp. (2006) Wartość wy-
branych parametrów elektrohisterogramów (EHG) w przewidywaniu zagrożenia porodem przedwczesnym – doniesienie wstępne. Klin. Perinat. i Ginek. 42: 22-30.
[16] Matonia A., Jeżewski J., Gacek A. i wsp. (2002) Computerized fetal monitoring based on bioelectric signals from maternal abdomen. Journal of Medical Informatics and Technologies. 4: 37-47.
[17] Horoba K., Graczyk S., Jezewski J. i wsp. (1999) Statistical
Approach to Analysis of Electrohysterographic Signal. 21th
International Conference of the IEEE Engineering in Medicine and Biology Society. Atlanta: 243.
[18] Horoba K., Graczyk S., Jeżewski J. i wsp. (1998) Simulta-
neous monitoring of electrical and mechanical activity of
pregnant uterus. Proc. of the 2nd IMACS International Multi-
Piśmiennictwo
[1] Buhimschi-Catalin, Boyle M.B., Garfield R.E. (1997) Electrical
Activity of the Human Uterus During Pregnancy as Recorded
from the Abdominal Surface. Obstet-Gynecol. 90: 102-111.
[2] Graczyk S., Jeżewski J., Wróbel J. i wsp. (1995) Przydatność
nieinwazyjnej elektromiografii do monitorowania aktywności skurczowej macicy w przebiegu porodu. Klin. Perin. Gin.
Suppl. XII/2: 952-957.
[3] Graczyk S., Jeżewski J., Wróbel J. (1993) Bioelektryczna metoda monitorowania aktywności skurczowej macicy. Klin.
Perin. Gin. 8: 207-212.
[4] Hofmeister J.F., Slocumb J.C., Kottmann L.M. i wsp. (1994)
A Noninvasive Method for Recording the Electrical Activity
of the Human Uterus In Vivo. Biomed. Instrum. Technol.
391-404.
[5] Horoba K., Graczyk S., Jeżewski J. i wsp. (1997) Komputerowa elektrohisterografia. II Konferencja Techniki Informatyczne w Medycynie TIM '97: 241-249.
[6] Marque C., Duchene J. (1989) Human abdominal EHG processing for uterine contraction monitoring. Wise D.L. ed. Applied biosensors. Stoneham: Butterworth: 187-226.
[7] Chablis JRG. (2000) Mechanism of parturition and preterm
labor. Obstet. Gynecol. 55: 650-660.
[8] Chazan B. (1995) Współczesne metody profilaktyki porodu
przedwczesnego. I Kongres PTMP. Materiały Konferencyjne.
1: 134-138.
conference on Computational Engineering in Systems Applications CESA '98. Tunezja: 776-779.
[19] Gondry J., Marque C., Duchene J. i wsp. (1993) Electrohysterography during Pregnancy: Preliminary Report. Biomed.
Instrum. Technol.: 318-324.
[20] Pajntar M., Roskar E., Rudel D. (1987) Electromyographic
observations on the human cervix during labor. Am. J. Obstet. Gynecol. 156: 691-697.
[21] Ramondt J., van Kooten C., Verhoeff A. i wsp. (1986) Com-
puter analysis of mechanical and electrical uterine activity.
Med. Biol. Eng. Comput. 24: 351-355.
[22] Graczyk S., Horoba K. (1998) Elektrohisterografia [w:] Biofizyczna diagnostyka płodu i noworodka. Red. Bręborowicz
G.H., Gadzinowski J. Ośrodek Wydawnictw Naukowych Poznań: 163-173.
J
Jerzy Sikora
Klinika Perinatologii i Ginekologii
Śląski Uniwersytet Medyczny
ul. Medyków 14, 40-752 Katowice
e-mail: [email protected]
Bioelectric contraction activity of the uterine muscle on the background of mechanical activity
defined using the quantitative parameters characterizing the contraction
Currently used method of recording of mechanical uterine activity – tocography does not provide a reliable description of contractile activity during pregnancy and childbirth. Hence, it is reasonable interest in the bioelectric activity
of the uterus and the method of its registration – electrohysterography. The purpose of this study was to compare the
informative value of the bioelectrical signal of uterine activity (EHG) with the signal of its mechanical activity (TOCO)
on the basis of quantitative parameters that characterize the contractions. In the study 62 pregnant women were
involved. They were divided into three groups: pregnant women in the first uncomplicated pregnancy, pregnant
women with symptoms of threatening preterm labor and pregnant in the first period of physiological labor.
Ocena bioelektrycznej aktywności skurczowej mięśnia macicy na tle aktywności mechanicznej...
In the signals of mechanical and bioelectrical activity being recording simultaneously a detection of contractions was
carried out, and then their basic quantitative parameters were determined. To evaluate the consistency of the contractions detected in the TOCO and EHG signals, and to compare the parameters of the correlated contractions a series
of inconsistency indicators was defined. The obtained high consistency in the number and location of contractions
allows us to conclude that the electrohysterography ensures the efficiency of contractions detection comparable to
the mechanical method. However, the electrohysterography should be considered not only as an method alternative
to the classical tocography. In this case, it seems more promising to be an analysis of the electrophysiological properties of uterine muscle, which provides a number of parameters with a potentially high diagnostic value.
Key words: uterine contraction activity, tocography, electrohysterography, contractions parameter monitoring
83