Nichtinvasive elektromyometrische Bildgebung der menschlichen Uterusreifung während der termingerechten Wehen

Nature Communications Band 14, Artikelnummer: 1198 (2023) Diesen Artikel zitieren

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Die elektromyometrische Bildgebung (EMMI) wurde kürzlich entwickelt, um die dreidimensionale (3D) elektrische Aktivierung der Gebärmutter während der Wehen bei Schafen nichtinvasiv und genau abzubilden. Hierin beschreiben wir die Entwicklung und Anwendung eines menschlichen EMMI-Systems zur Abbildung und Auswertung von 3D-elektrischen Aktivierungsmustern der Gebärmutter mit hoher räumlicher und zeitlicher Auflösung während der terminlichen Geburt eines Menschen. Wir demonstrieren die erfolgreiche Integration des menschlichen EMMI-Systems bei klinischen Besuchen von Probanden, um nichtinvasiv die elektrischen Potenzialkarten, Elektrogramme und Aktivierungssequenzen der Uterusoberfläche durch eine inverse Lösung mit bis zu 192 Elektroden zu erzeugen, die auf der Bauchoberfläche verteilt sind. Quantitative Indizes, einschließlich der Uterusaktivierungskurve, werden entwickelt und definiert, um Kontraktionsmuster der Uterusoberfläche zu charakterisieren. Wir zeigen somit, dass das menschliche EMMI-System detaillierte 3D-Bilder und die Quantifizierung von Uteruskontraktionen sowie neue Erkenntnisse über die Rolle der menschlichen Uterusreifung während des Fortschreitens der Wehen liefern kann.

Zwei wesentliche Herausforderungen in der Geburtshilfe weltweit sind Wehenstillstand und Frühgeburt. Ungefähr 29 % der Frauen entbinden per Kaiserschnitt1, die meisten davon werden wegen Wehenstillstands durchgeführt2. Kaiserschnitt-Entbindungen erhöhen im Vergleich zu vaginalen Entbindungen das Risiko einer mütterlichen Morbidität und einer Atemwegs-Morbidität des Neugeborenen3. Weltweit kommt es bei 10,6 % der Frauen zu einer Frühgeburt4, mit einem erhöhten Säuglingssterblichkeitsrisiko vor dem 5. Lebensjahr5, negativen langfristigen Folgen für die neurologische Entwicklung6 und einer erhöhten wirtschaftlichen Belastung für Familie und Gesellschaft7. Die genaue Beurteilung und Interpretation der Uteruskontraktionen ist für die Diagnose von Wehenstörungen und vorzeitigen Wehen unerlässlich. In der aktuellen klinischen Praxis werden die durch Uteruskontraktionen erzeugten Gesamtsignale qualitativ über Tocodynamometrie (TOCO) oder quantitativ über einen invasiven intrauterinen Druckkatheter (IUPC)8 gemessen. Frühere Studien haben gezeigt, dass diese Methoden nur begrenzt in der Lage sind, zwischen Frauen, die auf die Induktion/Oxytocin-Augmentation ansprechen und vaginal gebären, und Frauen, die einen Kaiserschnitt benötigen, zu unterscheiden9. Insbesondere ergaben frühere Studien, dass TOCO weder Wehenpatientinnen noch termingerechte oder Frühgeburten identifizieren kann10,11. Darüber hinaus entbinden zwischen 30 und 50 % der Patienten, bei denen vorzeitige Wehen diagnostiziert wurden, am Ende der Schwangerschaft12. Um diese klinischen Herausforderungen zu bewältigen, ist daher eine bessere Methode erforderlich, mit der Uteruskontraktionen nichtinvasiv abgebildet und quantifiziert werden können.

Um eine sichere, nichtinvasive Überwachung von Uteruskontraktionen zu ermöglichen, haben wir kürzlich eine neue Bildgebungsmodalität entwickelt, die elektromyometrische Bildgebung (EMMI), die die elektrischen Eigenschaften von Uteruskontraktionen bei Schafen nichtinvasiv mit hoher räumlicher und zeitlicher Auflösung von bis zu 2 kHz abbildet13,14,15. Wir haben gezeigt und bestätigt, dass EMMI die elektrische Aktivität genau auf die gesamte dreidimensionale (3D) Uterusoberfläche abbilden kann, indem wir die von EMMI aus den Körperoberflächenmessungen (bis zu 192 Elektroden) abgeleiteten elektrischen Uterussignale mit den direkt von der Uterusoberfläche gemessenen Signalen verglichen haben Schaf13. Darüber hinaus zeigten experimentelle Simulationsstudien unter Verwendung des Schafmodells, die die in einer klinischen Umgebung zu erwartenden Lärmbelastungen nachahmen, dass der elektrische Rauschfehler innerhalb physiologischer Bereiche einen geringen Einfluss auf die EMMI-Genauigkeit hat14,15.

Hier beschreiben wir die Entwicklung des menschlichen EMMI-Systems zur Anwendung bei gebärenden Frauen. Dieses menschliche EMMI-System wurde verwendet, um die elektrischen 3D-Aktivierungsmuster von Uteruskontraktionen von nulliparen und multiparen Probanden im aktiven ersten Stadium der Wehen zuverlässig abzubilden, und zeigt, dass EMMI die Einleitung und Dynamik der elektrischen Uterusaktivierung während Uteruswehen nichtinvasiv charakterisieren kann. EMMI-3D-Karten und -Indizes liefern neue Einblicke in die elektrische Reifung des menschlichen Myometriums, d. h. die Entwicklung der Fähigkeit der Gebärmutter, elektrische Signale angemessen zu initiieren und über das Myometrium zu leiten. Somit wird der künftige klinische Einsatz von EMMI den Wehenverlauf besser charakterisieren und das Wehenmanagement erleichtern.

Das menschliche EMMI-System umfasst eine subjektspezifische Körper-Gebärmutter-Geometrie und elektrische Mehrkanalmessungen (bis zu 192 Elektroden) von der Körperoberfläche, um vollständige elektrische Aktivitäten in aufeinanderfolgenden Bildern über die 3D-Gebärmutter zu rekonstruieren.

In dieser Studie wird menschliches EMMI in drei Schritten an Probanden mit Zeitarbeit durchgeführt. Zunächst wird ein Proband in der 37. Schwangerschaftswoche einer MRT-Untersuchung unterzogen, während er bis zu 24 MRT-Pflaster mit bis zu 192 MRT-kompatiblen Referenzmarkierungen um die Körperoberfläche herum trägt (Abb. 1a). Zweitens werden in der ersten Phase der Wehen, wenn die Zervixdilatation mindestens 3 cm beträgt und auf dem TOCO-Monitor regelmäßige Kontraktionen beobachtet werden, maßgeschneiderte nadelförmige Elektrodenpflaster an den gleichen Stellen der Körperoberfläche angebracht wie die MRT-Referenzmarkierungen. Da klinische Geräte wie ein TOCO-Monitor und ein Fetalmonitor am Bauch angebracht werden müssen, um klinische Entscheidungen zu leiten, wurden die Positionen der Elektrodenpflaster angepasst. Um die Elektrodenpositionen individuell zu lokalisieren, wird ein optischer 3D-Scanner verwendet, der die tatsächlichen Elektrodenpositionen erfasst (Abb. 1b). Drittens wird das Subjekt einer elektrischen Aufzeichnung der Körperoberfläche unterzogen (Abb. 1c). Jede Aufnahme dauert ca. 15 Minuten, und für jedes Subjekt dieser Studie werden vier Aufnahmen (insgesamt bis zu einer Stunde) durchgeführt. Die zeitliche Abtastrate beträgt 2048 Hz.

a Eine MRT-Untersuchung wird durchgeführt, während die Person bis zu 24 MRT-Pflaster mit bis zu 192 Markern trägt. b Ein optischer 3D-Scan der Körperoberfläche wird durchgeführt, während der Proband Elektrodenpflaster an den entsprechenden Positionen wie die MRT-Pflaster trägt. c Elektromyogramme der Körperoberfläche werden gleichzeitig von bis zu 192 unipolaren Stiftelektroden aufgezeichnet, die als Pflaster angeordnet sind. EMMI generiert eine Körper-Uterus-Geometrie aus MR-Bildern mit Elektrodenpositionen auf der Körperoberfläche und eine Karte des Körperoberflächenpotentials, indem die Elektromyogramme an jeder Elektrode zu einem bestimmten Zeitpunkt auf der Körperoberfläche gerendert werden. EMMI kombiniert die beiden Datensätze, um Karten des Uterusoberflächenpotentials (elektrische Aktivität in der Gebärmutter zu einem einzelnen Zeitpunkt) zu rekonstruieren. Mit den Potenzialkarten können wir die Elektrogramme g elektrischer Wellenformen über die Zeit an jeder Uterusstelle erzeugen und dann h, die Uterusregion und die chronologische Abfolge der elektrischen Aktivierung ableiten, die als Isochronenkarten in 3D visualisiert werden. Dreidimensionale 3D-Bildgebung, MRT-Magnetresonanztomographie, EMMI-Elektromyometrium-Bildgebung.

Rohdaten von MR-Bildern, optischen 3D-Scans und Körperoberflächen-Elektromyogrammen (EMG) werden vorverarbeitet, um eine objektspezifische Körper-Uterus-Geometrie (Abb. 1d) und Körperoberflächenpotentialkarten über die Körperoberfläche (Abb. 1d) zu erstellen. Die Körper-Uterus-Geometrie umfasst die Koordinaten der Elektrodenpositionen auf der Körperoberfläche (blaue Punkte in Abb. 1d) und die diskretisierten Standorte der Uterusoberfläche (siehe Konstruktion der Körper-Uterus-Geometrie in Methoden). Filterung und Artefaktentfernung werden auf die rohe EMG-Aufzeichnung angewendet, um das Signal-Rausch-Verhältnis zu verbessern (siehe EMG-Signalvorverarbeitung in Methoden).

Die Methode der grundlegenden Lösungen16 wurde zur Lösung des dreidimensionalen Cauchy-Problems eingesetzt, um Uteruspotentialkarten zu erstellen (Verteilung der elektrischen Aktivität auf der Uterusoberfläche als Funktion der Zeit alle 10 Millisekunden, Abb. 1f). Bei diesen potenziellen Karten handelt es sich im Wesentlichen um einen 4D-Zeitreihendatensatz: Elektrogramme (Abb. 1g, D-Zeitreihendaten über den gesamten Aufzeichnungszeitraum) an mehreren Stellen auf der Uterusoberfläche in 3D. Während einer Wehe bestimmen wir die elektrischen Aktivierungszeiten des Uterus, indem wir die Startzeiten des Uterus-Elektrogrammstoßes (UEB) an jeder Uterusoberflächenstelle messen, die zur Erstellung der Isochronenkarte verwendet werden (Abb. 1h). In der Isochronenkarte kennzeichnen warme Farben Regionen der Gebärmutter, die früher während einer Kontraktion elektrisch aktiviert werden, kühle Farben bezeichnen Regionen, die später aktiviert werden, und graue Regionen, die inaktiviert werden. Wie in Abb. 1g und Abb. 1h dargestellt, spiegeln die EMMI-Uterusoberflächenelektrogramme die lokalen elektrischen Aktivitäten wider. Beispielsweise weist das Elektrogramm auf der rechten Seite in Abb. 1g einen UEB auf (wobei UEBs oberhalb der Basislinie bei einem SNR > 5 Dezibel erkannt werden können), der einem Standort (in Abb. 1h mit einem Pluszeichen markiert) im zugeordnet ist Isochronenkarte in der Nähe der Region der Gebärmutter, die zuerst aktiviert wird. Im Gegensatz dazu zeigt das Elektrogramm auf der linken Seite kein UEB und weist auf eine Stelle (mit einem Sternchen markiert) in der Isochronenkarte hin, die während der Kontraktion keine elektrische Aktivität zeigte. Das EMMI-System (MRT-Scanner, optischer 3D-Scanner und Elektrodenpflaster) wird im Abschnitt „Methoden“ ausführlich beschrieben.

Ein Körperoberflächen-EMG, gemessen an der Körperoberfläche eines repräsentativen Probanden (Proband Nr. 2), ist in Abb. 2a dargestellt. Ein Aufnahmesegment von ca. 18. bis 41. Sekunde wurde vergrößert. Abbildung 2b bis Abb. 2e zeigen sequentielle Potenzialkarten auf der Körperoberfläche und der Uterusoberfläche in der Vorderansicht in den Zeitfenstern, die in Abb. 2a mit b, c, d bzw. e gekennzeichnet sind. In jedem angegebenen Zeitfenster wurden die Körperoberflächenpotentialkarten (Körper in Abb. 2b) aus den Mehrkanal-Körperoberflächenelektrodenmessungen erstellt. Im Vergleich dazu wurden die Uterusoberflächenpotentialkarten (Uterus in Abb. 2b) von EMMI rekonstruiert. Im Gegensatz zu herkömmlichen EMG-Techniken, bei denen die elektrischen Aktivitäten von der Körperoberfläche aus gemessen werden, berücksichtigt EMMI die objektspezifische Körper-Gebärmutter-Geometrie, um sequentielle Potenzialkarten über die gesamte 3D-Gebärmutteroberfläche mit hoher zeitlicher Auflösung zu erstellen. Die EMMI-Uterusoberflächenpotentialkarten ermöglichen eine nichtinvasive Charakterisierung der elektrischen Aktivitäten, die über die gesamte Uterusoberfläche eines Subjekts verteilt sind, und ermöglichen die Erkennung lokaler elektrischer Aktivitäten im Myometrium mit hoher räumlicher Auflösung. Derzeit bestehen die Uterusoberflächen gleichmäßig aus 320 Eckpunkten und die räumliche Auflösung beträgt ~2,5 cm.

a Ein repräsentatives Körperoberflächen-EMG wurde an der mit einem Stern (*) gekennzeichneten Stelle bei Proband Nr. 2 gemessen, bei dem es in der latenten Phase der Wehen zu einer Uteruskontraktion kam. Ein Abschnitt von etwa der 18. Sekunde bis zur 41. Sekunde wurde vergrößert. b–e Sequentielle Potenzialkarten auf der Körperoberfläche und der Uterusoberfläche in der Vorderansicht zu den angegebenen Zeitpunkten. Jede Zeile entspricht dem Zeitfenster, das in a jeweils mit b–e gekennzeichnet ist. EMG-Elektromyogramm. Quelldaten werden als Quelldatendatei bereitgestellt.

Die von EMMI abgebildete räumlich-zeitliche 4D-Karte des Uterusoberflächenpotentials (in Abb. 2b bis 2e) zeigt die Entwicklung von Phase und Größe innerhalb eines UEB. Die Uteruspotentialkarte kann basierend auf den räumlichen Positionen auf der 3D-Uterusoberfläche in Mehrkanal-Uterusoberflächenelektrogramme umorganisiert werden. Jedes EMMI-Gebärmutteroberflächenelektrogramm spiegelt die lokalen elektrischen Aktivitäten einer Gebärmutterstelle wider. Basierend auf den EMMI-Uteruselektrogrammen während einer Uteruskontraktion definieren wir die elektrische Aktivierung auf der Uterusoberfläche durch die Auslösung eines UEB. Der Begriff „elektrische Aktivierungszeit des Uterus“ oder einfach nur „Aktivierungszeit“ wird hier verwendet, um sich auf die Initiationszeit des UEB zu beziehen. Für dasselbe repräsentative Subjekt, das in Abb. 2 gezeigt ist, wurden in Abb. 3a das gleichzeitige TOCO-Signal und fünf repräsentative Uterusoberflächenelektrogramme (A–E in Abb. 3b) von fünf Uterusoberflächenstellen (Abb. 3d) während zweier aufeinanderfolgender Uteruskontraktionen gezeigt , b, bzw. Für jedes EMMI-Uterusoberflächenelektrogramm wurden UEBs erfasst (ergänzende Abbildung 2), durch die nach oben gerichteten roten Stufenlinien gekennzeichnet und den Elektrogrammen überlagert. Die steigende Kante der roten Stufenlinie zeigt die Aktivierungszeit während der Kontraktion an (grüne Pfeile). Während der ersten Uteruskontraktion zeigten Uterusoberflächenelektrogramme von den Stellen A bis D deutliche UEBs, was darauf hindeutet, dass die Uterusstellen A bis D elektrisch aktiviert wurden. Im Vergleich dazu wurde im Uteruselektrogramm von Stelle E kein UEB festgestellt, was darauf hindeutet, dass das Myometrium um Stelle E inaktiv war. Somit war das gesamte Myometrium nicht elektrisch aktiv und trug zu den Uteruskontraktionen bei. Bei der Untersuchung aller Uterusoberflächenstellen können der früheste und der späteste Aktivierungszeitpunkt erkannt werden, die durch die gestrichelten schwarzen vertikalen Linien in Abb. 3a, b markiert sind. EMMI-Uterusoberflächenelektrogramme deuten auch darauf hin, dass sich die Aktivierungssequenz zwischen verschiedenen Uterusstellen von einer Kontraktion zur nächsten ändern kann. Beispielsweise wurde Stelle B in der ersten Kontraktion früher aktiviert als die Stellen C und D, während Stelle B in der zweiten Kontraktion nach den Stellen C und D aktiviert wurde (Abb. 3a).

a Für eine Kontraktion bei Proband Nr. 2, die der klinische TOCO-Monitor bestätigte, b sind die elektrischen Aktivierungen als die Einleitung von UEB in den Mehrkanal-Elektrogrammen an etwa 320 Uterusstellen definiert, die die gesamte Uterusoberfläche abdecken. In den 5 repräsentativen Uteruselektrogrammen der in d mit A bis E gekennzeichneten Stellen bezeichnen rote Stufenlinien die UEB, grüne Pfeile die elektrischen Aktivierungen und die gestrichelten schwarzen Linien die frühesten und neuesten elektrischen Aktivierungen. c Der gesamte Aktivierungsprozess wird durch den Generierungsprozess der Uterusaktivierungs-Isochronenkarte und der Aktivierungskurve visualisiert. Ersteres zeigt den Aktivierungsort und -zeitpunkt auf der 3D-Uterusoberfläche; Letzteres zeigt, wie das Aktivierungsverhältnis mit der Zeit zunimmt. Es tritt während des ersten Teils des TOCO-Kontraktionssignals auf. d Die vollständige Isochronenkarte spiegelt die elektrische Aktivität des Myometriums in Zeit und Raum während der Kontraktion wider, wobei warme Farben Uterusregionen kennzeichnen, die früh aktiviert werden, kühle Farben die Regionen, die spät aktiviert werden, und Grau die Regionen, die nie inaktiviert werden . e In der Karte der frühen Aktivierung sind inaktive Regionen grau und die aktivierten Regionen sind in zwei Teile unterteilt: frühe Aktivierung (rot) die 33 % der Gebiete, die zeitlich zuerst aktiviert werden, und späte Aktivierung (blau) die restlichen 67 %. Die Fundusgrenze ist als gestrichelte weiße Kurve gekennzeichnet. f Die Aktivierungskurve spiegelt den zeitlichen Verlauf der elektrischen Aktivierung während der Kontraktion wider. EMMI-Indizes (MAR, ACS und FAR) quantifizieren die elektrischen Eigenschaften des Myometriums. TOCO-Tokodynamometrie, UEB-Uterus-Elektrogramm-Burst, AR-Aktivierungsverhältnis, EMMI-Elektromyometrial-Bildgebung, MAR-Maximalaktivierungsverhältnis, Steigung der ACS-Aktivierungskurve, FAR-Fundal-Frühaktivierungsverhältnis. Quelldaten werden als Quelldatendatei bereitgestellt.

Der detaillierte sequentielle Aktivierungsprozess während der ersten Kontraktion wurde in Abb. 3c dargestellt. Die obere Reihe zeigt die sequentiellen Uterus-Isochronenkarten zu verschiedenen Zeiten. Die Regionen mit warmen Farben (Rot und Gelb) wurden früh aktiviert, die Regionen mit kühlen Farben (Cyan und Blau) wurden spät aktiviert und die Regionen mit grauen Farben wurden nicht aktiviert. Die untere Zeile zeigt das Aktivierungsverhältnis (AR), definiert als der Prozentsatz der Uterusregionen, die zu den mit jeder Uteruskarte oben verknüpften Zeiten aktiviert wurden. AR wird berechnet, indem man die Fläche der aktivierten Uterusregion durch die gesamte Uterusfläche als Funktion der Zeit dividiert. Am Ende des Aktivierungsprozesses wurde die vollständige Isochronenkarte der Uterusaktivierung (Abb. 3d) erstellt, um das elektrische Aktivierungsmuster während der gesamten Uteruskontraktion zu visualisieren. Die Isochronenkarte zeigt eine vollständige 3D-Aktivierungssequenz, die keine klare Ausbreitung über große Entfernungen zeigt. Erstens kann EMMI die aktive oder inaktive Region während einer Kontraktion erkennen. Wenn ein großer Teil der Gebärmutter inaktiv bleibt, reicht das Myometrium nicht aus, um die Fortpflanzung über große Entfernungen zu unterstützen. Zweitens konnten wir selbst dann, wenn ein großer Teil der Gebärmutter aktiv ist, keine herzähnliche Ausbreitung über große Entfernungen innerhalb der aktivierten Region feststellen.

Basierend auf den umfangreichen räumlichen und zeitlichen Informationen in der Isochronenkarte kann eine EMMI-Aktivierungskurve erstellt werden, die die zeitliche Änderung des AR im Zeitverlauf während der gesamten Uteruskontraktionsperiode widerspiegelt (Abb. 3e). Die Morphologie der EMMI-Aktivierungskurve spiegelt mehrere Schlüsselmerkmale der Uteruskontraktion wider. Die maximale Aktivierungsrate (MAR) kann als das gesamte aktivierte Myometrium bis zum Ende der Kontraktion quantifiziert werden. Die Steigung der Aktivierungskurve (ACS) ist so definiert, dass sie die Steigung des Aktivierungsprozesses widerspiegelt (schwarze gestrichelte Linie in Abb. 3e), definiert als MAR dividiert durch die Zeit, die benötigt wird, um MAR während einer Kontraktion zu erreichen. Basierend auf der Aktivierungskurve können die anfänglichen 33 % der aktiven Myometriumregionen erkannt und als frühe Aktivierungsregionen definiert und auf die 3D-Uterusoberfläche zurückgebildet werden, um die frühe Aktivierungskarte zu erstellen (Abb. 3f). In der frühen Aktivierungskarte wurden frühe aktive Regionen in Rot, späte aktive Regionen in Blau und inaktive Regionen in Grau dargestellt (Abb. 3f). Die Fundusfläche (die 25 % der Uterusoberfläche im anatomischen oberen Uterussegment, siehe Methode) wurde durch die weiße gestrichelte Linie markiert (Abb. 3f), und das Fundus-Frühaktivierungsverhältnis (FAR) ist als Prozentsatz von definiert frühe Aktivierungsregion im Fundusbereich. FAR misst die Ausdehnung des Fundusmyometriums, das an der frühen Aktivierung während einer Kontraktion beteiligt ist.

EMMI wurde eingesetzt, um fünf nullipare Probanden (Probanden Nr. 1–5) in der aktiven Phase der Wehentätigkeit zu untersuchen (Abb. 4). Proband Nr. 1 wurde von EMMI abgebildet, als ihre Zervixdilatation 3,5–4 cm betrug (Abb. 4a). Das herausragende Aktivierungsmerkmal der Isochronkarten besteht darin, dass die aktivierten Myometriumregionen klein waren (das Grau zeigt das inaktive Myometrium an. MAR: 6,25 %, 8,13 % und 19,38 %) und hauptsächlich im mittleren und unteren Segment der Gebärmutter verteilt waren. Basierend auf den Isochronenkarten wurden die Uterusaktivierungskurven abgeleitet (blaue Kurven in Abb. 4a; siehe Details in Abb. 2e). Bei Proband Nr. 1 waren die Aktivierungskurven der Uteruskontraktion flach. Die ACS-Werte des Probanden waren niedrig (0,25 %/s, 0,22 %/s und 0,34 %/s) und die FAR-Werte lagen bei Null. Die EMMI-Isochronenkarten und -Indizes deuteten darauf hin, dass der Uterus der Versuchsperson während des Zeitraums der elektrischen Aufzeichnung noch nicht elektrisch reif war und auch nicht stark daran beteiligt war, kraftvolle, synchronisierte Kontraktionen zu erzeugen. Es dauerte 7,01 Stunden, bis die Testperson nach der elektrischen Aufzeichnung die vollständige Erweiterung des Gebärmutterhalses erreichte, und die durchschnittliche Geschwindigkeit der Erweiterung des Gebärmutterhalses betrug 0,86 cm pro Stunde. In Kombination mit den klinischen Daten der Probanden deuten die EMMI-Ergebnisse darauf hin, dass Uteruskontraktionen eine kleine Menge Myometrium in der frühen Phase der aktiven Wehen betreffen, was durch die niedrige MAR angezeigt wird.

a Bei Proband Nr. 1 änderte sich die Zervixdilatation während der elektrischen Aufzeichnung von 3,5 cm auf 4 cm und der Gebärmutterhals weitete sich 7,01 Stunden nach Abschluss der Aufzeichnung vollständig auf 10 cm aus. Die Zervixdilatationsrate wurde mit 0,86 cm pro Stunde berechnet. 3D-EMMI-Isochronenkarten für drei repräsentative Kontraktionen wurden in vier Ansichten angezeigt. Die Uterusregionen in warmen Farben wurden früher aktiviert, Regionen in kühlen Farben wurden später aktiviert und graue Regionen wurden inaktiviert. Der Farbbalken auf der linken Seite gibt die Aktivierungszeit an. Die Aktivierungskurve und die zugehörigen EMMI-Indizes wurden aus jeder Kontraktion abgeleitet. Auf der Karte der frühen Aktivierung wurden die frühen Aktivierungen hervorgehoben (die frühesten 33 % der Aktivierung, rot), und der Fundusbereich wurde durch eine weiße gestrichelte Linie markiert. b–e Ergebnisse für die Probanden Nr. 2, Nr. 3, Nr. 4 und Nr. 5. Gleiches Format mit Betreff Nr. 1. 3D dreidimensional, EMMI-Elektromyometrial-Bildgebung, CD-Zervixdilatation, MAR-Maximalaktivierungsverhältnis, Steigung der ACS-Aktivierungskurve, FAR-Fundal-Frühaktivierungsverhältnis. Quelldaten werden als Quelldatendatei bereitgestellt.

Für Proband Nr. 2 (Abb. 4b) wurden drei repräsentative Kontraktionen 4,07 Stunden vor der vollständigen Erweiterung des Gebärmutterhalses abgebildet. Die Zervixdilatation des Probanden blieb während der gesamten elektrischen Aufzeichnung unverändert bei 4 cm. Obwohl nicht die gesamte Gebärmutter während der Wehen aktiviert wurde, wie in den Isochronenkarten gezeigt, sind die aktivierten Uterusregionen viel größer als bei Versuchsperson Nr. 1. Der MAR hat einen höheren Wert als die im ersten Probanden, was auf einen höheren MAR-Wert hindeutet (38,75 %, 48,44 %, 50,31 %). Interessanterweise nimmt der MAR über verschiedene Kontraktionen hinweg während der elektrischen Aufzeichnungsperiode zu, was darauf hindeutet, dass die Gebärmutter aktiv mehr Myometrium rekrutiert (z. B. wurde bei der dritten Kontraktion 12,56 % mehr Myometrium rekrutiert als bei der ersten). Innerhalb der aktivierten Uterusregionen wurden unterschiedliche Aktivierungssequenzen für die drei Kontraktionen abgebildet, und es wurden keine festen frühen Aktivierungsregionen beobachtet. Alle drei Kontraktionen wurden jedoch vom anterior-inferioren Fundus und den seitlichen Bereichen der Gebärmutter (rot-gelbe Regionen) aktiviert. Die Steigung der Aktivierungskurve (ACS) stieg ebenfalls von 1,19 %/s auf 1,37 %/s, was einem Anstieg von 0,18 %/s entspricht, was darauf hindeutet, dass sich die aktiven Uterusregionen in den späteren Kontraktionen auf eine synchronisiertere Art und Weise zusammenzogen. Die Fundus-Frühaktivierungsraten (FAR) betrugen 7,5 %, 1,25 % bzw. 36,25 %, was auf eine stärker vom Fundus ausgelöste Uteruskontraktion in der dritten Kontraktion hindeutet.

Die zervikale Dilatation von Proband Nr. 3 (Abb. 4c) wurde während der elektrischen Aufzeichnung bei 5 cm gehalten, was 1 cm größer ist als bei Proband Nr. 2 (Abb. 4b). Drei repräsentative Wehen wurden um 14:41 Uhr vor der vollständigen Erweiterung des Gebärmutterhalses abgebildet. Allerdings betrug die Zeit bis zur vollständigen Dilatation 14,41 Stunden und die Rate der Zervixdilatation 0,17 cm pro Stunde, was darauf hindeutet, dass sich diese Person in der Latenzphase der Wehen befand und einen langsamen klinischen Wehenfortschritt aufwies. Ebenso konnten wir bei Subjekt Nr. 2 keine identischen Aktivierungsmuster und das Vorhandensein konsistenter Initiationsstellen beobachten. Konkret weist Proband Nr. 3 eine hohe und zunehmende MAR für die drei Wehen auf (51,86 %, 58,39 % und 65,22 %). In ähnlicher Weise stieg auch der ACS in den letzten beiden Kontraktionen dramatisch an (1,19 %/s, 1,74 %/s und 1,75 %/s). Es wurde auch festgestellt, dass sich die frühe Aktivierungsregion (rot-gelb) bei den drei Kontraktionen überwiegend im Fundusbereich befand (FAR: 33,75 %, 46,25 % und 31,25 %), was auf vom Fundus ausgelöste Kontraktionen bei diesem Probanden während der Elektroschocks hindeutet Aufzeichnung. Trotz der starken Uteruskontraktionen weitete sich der Gebärmutterhals der Versuchsperson nach der elektrischen Aufzeichnung mit einer sehr langsamen Geschwindigkeit von 0,17 cm pro Stunde bis zur vollständigen Gebärmutterhalserweiterung.

EMMI wurde verwendet, um zwei Probanden mit einer Zervixdilatation von mehr als 5 cm zu untersuchen (Probanden Nr. 4 und Nr. 5). Proband Nr. 4 (Abb. 4d) wurde bei einer Zervixdilatation von 6,5–9,5 cm und 0,23 Stunden vor der vollständigen Dilatation mit einer Geschwindigkeit von 2,17 cm pro Stunde kartiert, was viel schneller war als bei Patient Nr. 1–3 beobachtet. Der Uterus war hochaktiv (MAR: 96,88 %, 71,56 % und 83,13 %) und ziemlich synchronisiert (ACS: 2,15 %/s, 2,00 %/s und 1,99 %/s). und hatte eine hohe FAR (40 %, 67,50 % und 56,52 %). Die MAR-Werte dieser Wehen sind viel höher. Ähnliche Beobachtungen wurden für Proband Nr. 5 gemacht (Abb. 4e). In Anbetracht der Tatsache, dass beide Probanden Nr. 4 und Nr. 5 starke Uteruskontraktionen haben, was auf hohe MAR-, ACS- und FAR-Werte hindeutet, deutete der signifikante Unterschied in den Zervixdilatationsraten zwischen den beiden Probanden auf einen Unterschied zwischen den Probanden in den Eigenschaften des Gebärmutterhalses hin, wie wir ihn zuvor bei Probanden beobachtet hatten aktive Wehen (Abb. 4b, c).

Fünf multipare Probanden wurden von EMMI abgebildet (Abb. 5). Ähnlich wie bei den nulliparen Probanden wurden keine festen Ausgangspunkte oder konsistenten Aktivierungsmuster während der Uteruskontraktionen beobachtet. Im Gegensatz zu den Uteruskontraktionen, die im frühen Stadium der aktiven Wehen bei nulliparen Probanden abgebildet wurden (Abb. 4a, b), fand EMMI größere MAR-, ACS- und FAR-Werte in den Uteruskontraktionen von multiparen Probanden (Abb. 5a, b). Proband Nr. 6 wurde 6,95 Stunden vor der vollständigen Dilatation mit einer Zervixdilatation von 4 cm kartiert und schritt nach der Kartierung mit 0,86 cm pro Stunde fort. Die MAR (38,75 %, 52,50 % und 73,44 %) waren hoch und stiegen an. ACS (0,91 %/s, 1,20 %/s und 2,11 %/s) und FAR (6,25 %, 12,50 % und 58,75 %) folgten dem gleichen Trend wie MAR, was darauf hindeutet, dass bei der Testperson schnell zunehmende Uteruskontraktionen auftraten Stärke während des Zeitraums der elektrischen Aufzeichnung. Bei Proband Nr. 7 betrug der Bereich der Zervixdilatation 4 bis 4,5 cm und die Zeit bis zur vollständigen Dilatation betrug 1,62 Stunden. Ihre Wehen schritten mit einer Dilatationsgeschwindigkeit von 3,39 cm pro Stunde voran. Die MAR (50,93, 40,68 % und 42,86 %), die ACS (2,37 %/s, 1,41 %/s und 1,02 %/s) und die FAR (36,25 %, 3,75 % und 15,00 %) waren in diesem Probanden hoch . Im frühen Stadium der aktiven Wehen stellte EMMI fest, dass die Uteruskontraktionen bei multiparen Probanden stärker zu sein scheinen als bei nulliparen Probanden, was auf eine frühere elektrische Reifung hindeuten könnte.

a Bei Proband Nr. 6 blieb die Zervixdilatation bei 4 cm und erreichte 10 cm in 6,95 Stunden nach Abschluss der EMMI-Aufzeichnung. b–e Ergebnisse für die Probanden Nr. 7, Nr. 8, Nr. 9 und Nr. 10. Gleiches Format mit Betreff Nr. 6. 3D dreidimensional, EMMI-Elektromyometrial-Bildgebung, CD-Zervixdilatation, MAR-Maximalaktivierungsverhältnis, Steigung der ACS-Aktivierungskurve, FAR-Fundal-Frühaktivierungsverhältnis. Quelldaten werden als Quelldatendatei bereitgestellt.

Im späteren Stadium der aktiven Wehen waren bei den multiparen Probanden (Abb. 5c – e) die MAR-, ACS- und FAR-Werte im Vergleich zu den nulliparen Probanden nicht signifikant erhöht (Abb. 4c – e). Proband Nr. 8 wurde 3,47 Stunden vor der vollständigen Dilatation mit einer Zervixdilatation von 5 cm kartiert und schritt nach der Kartierung mit 1,44 cm pro Stunde fort. Die MAR (20,94 %, 25,63 % und 25,31 %) betrug <30 %. Die ACS (0,43 %/s, 0,43 %/s und 0,49 %/s) waren gering und die FAR (16,25 %, 21,25 % und 8,75 %) waren normal. Bei den Probanden Nr. 9 und Nr. 10 schritten die Wehen mit Dilatationsgeschwindigkeiten von 2,47 cm pro Stunde und 3,52 cm pro Stunde voran, was etwa 2,5- und 3,4-mal schneller ist als die durchschnittliche Rate von 1 cm pro Stunde bei 90 % der Bevölkerung. Die Zervixdilatationsbereiche betrugen 5–6,5 cm und 6,5–8 cm, und die Zeit bis zur vollständigen Dilatation betrug 1,42 bzw. 0,57 Stunden. Die MAR (15,63 %, 19,38 % und 35,63 %; 10,31 %, 26,25 % und 31,25 %) betrug in beiden Fällen <40 %. Der ACS (0,40 %/s, 0,66 %/s und 1,09 %/s, 0,26 %/s, 0,54 %/s und 0,46 %/s) war gering und der FAR (6,25 %, 7,50 % und 35 %). , 10,00 %, 21,25 % und 31,25 %) waren normal. Diese Ergebnisse könnten darauf hindeuten, dass Uteruskontraktionen mit niedrigerer MAR im späteren Stadium der aktiven Wehen ausreichen, um den Gebärmutterhals bei multiparen Probanden effektiv und schnell umzugestalten.

Zusätzlich zum TOCO-Monitor und dem intrauterinen Druckkatheter (IUPC) wurden mehrere Forschungsinstrumente entwickelt und evaluiert, um Uteruskontraktionen zu untersuchen und zu bewerten. Die Magnetomyographie (MMG) erfasst die subtilen magnetischen Aktivitäten der Gebärmutter mit einer Reihe supraleitender Quanteninterferenzgeräte (SQUID)17, darunter 151 Sensoren, die in einem festen Muster angeordnet sind, um Signale aus der vorderen Bauchregion ohne große Dämpfung und Verzerrung durch die Schnittstellen im Volumenleiter zu erfassen18 ,19. Obwohl MMG-Daten mit von Müttern wahrgenommenen kontraktilen Ereignissen korrelieren und Verteilungskarten der lokalen Uterusaktivität liefern, liefert diese Methode keine dreidimensionale Ansicht der gesamten Gebärmutter. Zur Messung der schwachen MMG-Signale ist eine große Spezialausrüstung in einem magnetisch abgeschirmten Raum erforderlich. Die Elektromyographie (EMG, auch Elektrohysterographie, EHG) wurde als alternative Methode zur nichtinvasiven Überwachung der elektrischen Aktivität der Gebärmutter, die den Kontraktionen zugrunde liegt, über mehrere Elektroden entwickelt, die im vorderen Teil des Abdomens angebracht sind20,21. Diese auf der Körperoberfläche gemessenen EMG-Signale sind das räumliche Integral der Aktionspotentiale der darunter liegenden glatten Uterusmuskelzellen (Myometrium)22. EMG kann verwendet werden, um eine Uterusaktivitätsverfolgung zu erstellen, die TOCO nachahmt und bei Patienten mit Fettleibigkeit zuverlässiger als TOCO ist23 und eine objektive Messung regionaler elektrischer Aktivitäten ermöglicht. Insbesondere haben EMG-Studien ergeben, dass die elektrische Ausbreitungsgeschwindigkeit bei aktiver Wehentätigkeit im Vergleich zu derjenigen bei nicht aktiver Wehentätigkeit zunimmt24,25,26. Obwohl einige EMG-Studien gezeigt haben, dass die elektrische Ausbreitungsgeschwindigkeit bei aktiver Wehentätigkeit im Vergleich zu derjenigen bei nicht aktiver Wehentätigkeit zunimmt27, berichteten frühere Studien auch über kontroverse Ergebnisse. Darüber hinaus sind verschiedene Merkmale von EMG-Signalen wie Intensität, Spitzenfrequenz des Leistungsspektrums usw. vielversprechend bei der Identifizierung des Beginns der Wehen28,29,30,31,32,33,34,35,36. Obwohl die Entwicklung der EMG Aufschluss über die elektrische Aktivierung während der Wehen gegeben hat, beschränkt sich die EMG immer noch auf die Messung eines kleinen Bereichs am mütterlichen Bauch und verfügt nicht über eine ausreichende räumliche Abdeckung und Spezifität, um das elektrische Aktivierungsmuster auf der gesamten dreidimensionalen Uterusoberfläche wiederzugeben. Dies erklärt möglicherweise die komplexen und heterogenen Ausbreitungsmuster der elektrischen Aktivität, die mit einer begrenzten Anzahl und einer nicht standardmäßigen Konfiguration der Körperoberflächenelektroden bei Probanden während der aktiven Wehen gemessen wurden27,37,38,39. Theoretisch kann man die Einschränkungen der Körperoberflächen-EMG überwinden, indem man Elektroden direkt auf der Uterusoberfläche platziert. Allerdings sind diese invasiven Studien bei Tieren meist schwierig durchzuführen und bei Menschen unethisch.

Um diese Einschränkungen zu beseitigen und inspiriert durch den Erfolg des Schaf-EMMI-Systems13,14,15, haben wir ein menschliches EMMI-System entwickelt und seine einzigartigen Vorteile demonstriert, d räumliche und zeitliche Auflösung (Abb. 1). Mit EMMI abgebildete Uterusoberflächenpotenzialkarten bieten eine nichtinvasive Messung der Uteruskontraktionsmuster, ohne dass eine Operation und die Platzierung von Uterusoberflächenelektroden erforderlich sind (Abb. 2). EMMI kann auch die Elektrogramme der Uterusoberfläche abbilden, um die lokalen elektrischen Aktivitäten im Uterus widerzuspiegeln (Abb. 3). Basierend auf der Morphologie des EMMI-Uterusoberflächenelektrogramms über die gesamte Uterusoberfläche mit hoher räumlicher Auflösung können die inaktivierten Myometriumregionen gut abgegrenzt werden, die mit herkömmlichem Körperoberflächen-EMG nicht quantifiziert werden können (Abb. 3). Für die aktivierten Uterusregionen spiegelt die abgeleitete Aktivierungssequenz (Isochronenkarte) das Uteruskontraktionsmuster wider (Abb. 3). Basierend auf unseren EMMI-Ergebnissen bei nulliparen und multiparen Probanden ist die gesamte Gebärmutter während der Uteruskontraktionen, insbesondere in der frühen Phase der Wehen, nicht aktiv. Dies kann mit dem konventionellen TOCO oder dem Körperoberflächen-EMG nicht erkannt werden (Abb. 4 und 5).

Im Gegensatz zur rhythmischen Herzaktivierung weist die Uteruskontraktion von Kontraktion zu Kontraktion dramatisch unterschiedliche Aktivierungsmuster auf. Dies steht im Einklang mit früheren Erkenntnissen über das Fehlen einer vorherrschenden Ausbreitungsrichtung40,41. Unsere Ergebnisse deuten darauf hin, dass es bei verschiedenen Uteruskontraktionen keine einheitlichen frühen Aktivierungsregionen gibt, und dies ist ein direkter Beweis gegen eine anatomisch fixierte, herzähnliche Schrittmacherregion im menschlichen Myometrium41. Schließlich ist auch bei der Uteruskontraktion beim Menschen keine Ausbreitung der Aktivierung über große Entfernungen erkennbar41,42,43. Diese EMMI-Studie am Menschen zeigt somit, dass EMMI nichtinvasiv umfassende Informationen über die Aktivierungsmuster der menschlichen Gebärmutter liefern kann.

EMMI-Isochronenkarten liefern detaillierte Aktivierungssequenzen über die gesamten aktivierten Uterusregionen. Basierend auf den Informationen in der 3D-Isochronenkarte beschreibt die Aktivierungskurve den Prozentsatz der aktivierten Uterusfläche zu unterschiedlichen Zeitpunkten im Verlauf einer Kontraktion (Abb. 3) und spiegelt den zeitlichen Verlauf der Myometriumaktivierung wider. Aus der Uterusaktivierungskurve können zwei EMMI-Indizes definiert werden, das maximale Aktivierungsverhältnis (MAR) und die Aktivierungskurvensteigung (ACS). Insbesondere gibt MAR die gesamte Oberfläche der Gebärmutter an, die während einer einzelnen Kontraktion elektrisch aktiv wird; und ACS gibt die Geschwindigkeit der Entwicklung der elektrischen Aktivierung des Uterus an. Obwohl wir während des elektrischen Aufzeichnungszeitraums der aktiven Phase der menschlichen Wehen einen insgesamt monotonen Anstieg von MAR und ACS beobachteten, können MAR und ACS in einigen Fällen zeitlich abnehmen und schwanken (Abb. 4e, Abb. 5b). Dies kann möglicherweise durch das Vorhandensein refraktärer Regionen erklärt werden, die durch die komplizierten und sich dynamisch ändernden Aktivierungssequenzen während der Uteruskontraktionen erzeugt werden. Darüber hinaus definieren wir basierend auf der Anatomie des Uterusfundus und den frühen Aktivierungen (die 33 % aktiven Uterusstellen, die zuerst aktiviert werden) den dritten EMMI-Index, die Fundal Early Activated Ratio (FAR) (Abb. 3). Obwohl EMMI in unserer Studie keine festen, herzähnlichen Schrittmacher beobachtete, quantifizierte FAR objektiv den Prozentsatz der Fundusregion, der zur frühen Aktivierung beitrug und Kontraktionen zur Erweiterung des Gebärmutterhalses erzeugte. Im Vergleich zum insgesamt zunehmenden Trend von MAR und ACS während der Wehen zeigte sich bei FAR mehr Schwankungen von Kontraktion zu Kontraktion. Dies steht im Einklang mit der dynamischen Natur der Uterusaktivierungsmuster und kann möglicherweise als neuartiger bildgebender Biomarker verwendet werden, um das Uteruskontraktionsmuster während normaler und unterbrochener Wehen widerzuspiegeln2,44. Wie hier beschrieben, haben wir ein menschliches EMMI-System entwickelt und menschliche Uteruskontraktionen während der aktiven Wehen bei 10 Probanden (5 nullipare und 5 multipare Probanden) abgebildet. Mit den Bildern des Uterusaktivierungsmusters und neu definierten Indizes wird EMMI es uns ermöglichen, die Uteruskontraktionen in 3D für jede einzelne Person während der Wehen zu „sehen“ und zu quantifizieren und neue Erkenntnisse über den menschlichen Wehenverlauf über die Zervixdilatation hinaus zu liefern. In der Gruppe der Nulliparen beobachtete EMMI im Frühstadium der aktiven Wehen schwächere, weniger synchronisierte und weniger vom Fundus dominierte Kontraktionen. Die Uteruskontraktionen wurden im späteren Stadium der aktiven Wehen viel stärker und synchronisiert. Es ist bekannt, dass sowohl die Eigenschaften des Gebärmutterhalses (wie Steifheit usw.) als auch die Kontraktionen der Gebärmutter das Fortschreiten der Wehen beeinflussen. Ein schlechter Wehenverlauf oder ein Wehenstillstand können durch eine unzureichende Uteruskontraktion, einen steifen Gebärmutterhals oder beides verursacht werden. Die EMMI-Isochronenkarten, Frühaktivierungskarten, Aktivierungskurven und Indizes liefern neue quantitative Merkmale der Uterusbeiträge zum Fortschreiten der Wehen. Dies ist von entscheidender Bedeutung, um die uterinen Ursachen für ein langsames Fortschreiten der Wehen klinisch zu bestätigen oder auszuschließen. Beispielsweise wurde das langsame Fortschreiten der Wehen bei Versuchsperson Nr. 3 nicht durch die inaktive Gebärmutter verursacht, sondern möglicherweise durch einen steifen und sich langsam erweiternden Gebärmutterhals (Abb. 4c). In der multiparen Probandengruppe wurden stärkere Uteruskontraktionen angezeigt, da im frühen Stadium der aktiven Wehen größere MAR-, ACS- und FAR-Werte beobachtet wurden. Dies deutet auf eine schnellere elektrische Reifung der Uteruskontraktion im Vergleich zu nulliparen Probanden hin. Dieser Befund unterstützt den „Myometrium-Gedächtnis“-Effekt bei multiparen Probanden43,45,46. Darüber hinaus stellte EMMI bei den multiparen Probanden im Vergleich zu den nulliparen Gruppen Uteruskontraktionen mit niedrigerer MAR im späteren Stadium der aktiven Wehen fest. Die schwächeren Kontraktionen scheinen jedoch auszureichen, um den Gebärmutterhals schneller zu erweitern als in der Nulliparen-Gruppe. Dieser Befund legt nahe, dass der Gebärmutterhals von multiparen Probanden im Allgemeinen weicher und leichter zu erweitern ist als der Gebärmutterhals von nulliparen Probanden, was mit den klinischen Beobachtungen übereinstimmt. Der klinische Nutzen EMMI-abgeleiteter Ergebnisse erfordert prospektive klinische Studien mit mehreren EMMI-Bewertungen während der Wehen, beispielsweise der Korrelation von MAR mit der Zervixdilatation. In dieser ersten Studie mit den 10 unkomplizierten Einlingsschwangerschaften, die mit EMMI während der Wehen im 37. bis 40. Schwangerschaftswochenende und bei einer Zervixdilatation zwischen 3,5 und 9,5 cm untersucht wurden, beobachteten wir, dass nullipare Probanden andere Phänotypen aufwiesen als multipare Probanden (Abb. 4 und 5). Diese ersten Ergebnisse lassen möglicherweise auf Untergruppen von unkomplizierten nulliparen Frauen in der Wehen schließen.

In dieser ersten EMMI-Studie am Menschen leiten wir die intuitiven EMMI-Indizes wie MAR, ACS und FAR ab, die sich auf Muster und Ausbreitung elektrischer Aktivität auf Organebene beziehen. Wir fanden heraus, dass die EMMI-abgeleiteten menschlichen Uterusaktivierungskurven eine sigmoidale zeitliche Entwicklung aufweisen, was möglicherweise die bioelektrische Stimulations-Reaktionsdynamik während Uteruskontraktionen widerspiegelt47. Eine frühere In-vitro-Studie mit dem Uterusmuskel von Kaninchen untersuchte den Zusammenhang zwischen der maximalen Kontraktionsspannung und der Dauer/Stärke der elektrischen Stimulation48. Sie fanden Hills Kraft-Geschwindigkeits-Beziehung zwischen der Kinetik isotonischer Kontraktionen als Funktion der Belastung (Spannung). EMMI-abgeleitete Aktivierungskurven der menschlichen Gebärmutter bestätigen eindeutig einen potenziellen Regenerationsprozess der Kontraktilität der menschlichen Gebärmutter unter Verwendung eines positiven Rückkopplungsmechanismus. Diese Erkenntnisse werden es zukünftigen Studien ermöglichen, eine umfassende und gebärmutterrelevante physiologische Bewertung menschlicher Uteruskontraktionen mithilfe von EMMI abzuleiten.

Obwohl wir uns in dieser Arbeit auf die technologische Entwicklung und den wissenschaftlichen Nutzen des EMMI-Systems konzentrieren, birgt EMMI großes Potenzial für eine breite klinische Anwendung. Pitocin, eine synthetische Version von natürlich gewonnenem Oxytocin, ist das am häufigsten verwendete Medikament zur Förderung des Wehenfortschritts. Oxytocin wird jedoch pulsierend freigesetzt, während Pitocin in einem ansteigenden, kontinuierlichen Tropfen verabreicht wird, der auf die Kontraktionsfrequenz und -intensität eingestellt wird. Über die direkte Wirkung von Pitocin auf die elektrische Aktivierung und Ausbreitung im Myometrium ist jedoch nichts bekannt, und ob diese nichtphysiologische Abgabe optimal ist oder nicht, wurde nie untersucht. EMMI wird diese Untersuchungen ermöglichen und weitere Erkenntnisse zur Physiologie der Wehen und zum Arbeitsmanagement gewinnen.

Es gibt mehrere Einschränkungen des aktuellen menschlichen EMMI-Systems und der Analysen, die in zukünftigen Arbeiten behoben und verbessert werden können. Derzeit wird eine große Anzahl von BioSemi Active-Elektroden (BioSemi BV, Amsterdam, Niederlande) um die Körperoberfläche des Probanden herum angebracht. Um das Anbringen der Elektroden zu beschleunigen, den Tragekomfort dieser Elektroden zu erhöhen und die Kosten zu senken, entwickeln wir derzeit kostengünstige, elastische Einweg-Elektrodenpflaster mithilfe von Drucktechnologie49,50,51. Durch die Optimierung der Elektrodenanzahl und -verteilung wird auch die Einhaltung des EMMI-Systems durch den Probanden verbessert. Ein weiterer Faktor, der die Skalierbarkeit und Zugänglichkeit des aktuellen menschlichen EMMI-Systems einschränkt, ist die Verfügbarkeit und die Kosten der MRT. Ein tragbares und kostengünstiges Ultraschallbildgebungssystem, das in Geburtskliniken weit verbreitet ist, kann in das EMMI-System integriert werden, um die objektspezifische Körper-Uterus-Geometrie zu erfassen. In der aktuellen EMMI-Studie wurden Uteruskontraktionen für eine Stunde nur bei einer kleinen Anzahl von Probanden abgebildet. Längere elektrische Aufzeichnungen, die den gesamten Wehenprozess aus einer größeren Kohorte von Personen mit normaler Wehentätigkeit abdecken, werden es uns ermöglichen, den „Normalzeitatlas“ zu erstellen, der die detaillierte Elektrophysiologie und die normalen Standards der Uteruskontraktionen mit hoher zeitlicher und räumlicher Auflösung beschreibt. Dieser Atlas wird translationale Studien erleichtern, um die Mechanismen zu definieren, die der normalen menschlichen Wehentätigkeit zugrunde liegen, und EMMI-Uteruskontraktionsindizes sowie die räumlich-zeitlichen Signaturen von Uteruskontraktionen zu identifizieren, die bei Probanden mit Wehenstillstand und vorzeitigen Wehen verändert sein können. Längerfristig könnte dieser Atlas in klinischen Studien verwendet werden, die darauf abzielen, Interventionen zur Verhinderung von Wehenkomplikationen wie Wehenstillstand, Frühgeburt und postpartalen Blutungen zu testen.

Diese Studie wurde vom Washington University Institutional Review Board (Nr. 201612140) genehmigt. Es wurden nullipare und multipare Probanden rekrutiert, und diejenigen, die zur Teilnahme bereit waren, erhielten eine Einverständniserklärung. Die Probanden erhielten 50 USD für die MRT-Untersuchung und 50 USD für die Wehenkartierung in Form von Prepaid-Geschenkkarten. In diesem Manuskript werden nicht identifizierte Daten von 10 Studienteilnehmern präsentiert, von denen 5 nullipar und 5 multipar sind. Das Alter der Probanden lag zwischen 18 und 37 Jahren. Die zervikale Erweiterung der Probanden während der EMMI-Kartierung lag im Bereich von 3,5 bis 9,5 cm. Die Probanden wurden in der 37. Schwangerschaftswoche einer MRT unterzogen und anschließend während der ersten Phase der Wehen eine Stunde lang einer elektrischen Kartierung unterzogen. Detaillierte Themeninformationen finden Sie in Tabelle 1.

Vor der MRT-Untersuchung wurden zwei selbstklebende Maßbänder auf der Körperoberfläche angebracht, um die Platzierung der MRT-Marker zu steuern (Abb. 1). Für die Bauchoberfläche wurde ein 30 cm langes Maßband vertikal durch die Mittellinie gelegt, wobei der Nabel als Biomarker diente, und ein weiteres 61,3 cm langes Maßband wurde horizontal etwa 4 cm unterhalb des Fundus über dem vertikalen Maßband angebracht. Der Fundus wurde von einem Geburtshelfer lokalisiert. In ähnlicher Weise wurde auf der Rückseite ein Maßband von 30 cm vertikal entlang der Wirbelsäule angebracht und endete am Steißbein; Ein weiteres 61,3 cm langes Klebeband wurde horizontal am oberen Rand des Darmbeins über dem vertikalen Klebeband angebracht. Bis zu 24 selbstklebende Vinyl-Silikon-Pflaster mit bis zu 192 MRT-kompatiblen Markierungen wurden als Referenz auf die Maßbänder auf der Körperoberfläche des Probanden angebracht, um die Elektroden für elektrische Aufzeichnungen während der aktiven Wehen nachzuahmen. MR-Bilder wurden entweder in Rückenlage oder in Linksseitenlage des Probanden aufgenommen. Die MRT wurde in einem 3-T-Ganzabdomen-MRT-Scanner Prisma oder Vida von Siemens mit einer radialen, volumeninterpolierten Atemanhalteuntersuchung und einer schnellen T1-gewichteten Sequenz durchgeführt. Die Auflösung des MR-Bildes betrug 1,56 mm × 1,56 mm und die Schichtdicke betrug 4 mm. Unipolare BioSemi-Pin-Elektroden wurden zu 2 × 4 Patches mit einem Abstand zwischen den Sensoren von 3 cm zusammengesetzt. Während der Wehentätigkeit wurden bis zu 24 Elektrodenpflaster mit bis zu 192 Elektroden in der gleichen Anordnung wie die MRT-Marker platziert (Abb. 1). Vier Erdungselektroden wurden jeweils am linken und rechten oberen Brustkorb und am linken und rechten Unterbauch angebracht. Die Körperoberflächen mit Elektroden wurden mit einem optischen 3D-Scanner (Artec 3D, Eva) mit strukturiertem weißem Licht (weißes 12-LED-Array und Blitzlampe) erfasst (Abb. 1). Die 3D-Genauigkeit des optischen Scanners beträgt 0,1 mm und die Auflösung 0,5 mm. Die Rückenflächen der Probanden wurden gescannt, während sie saßen, und ihre Körperoberflächen wurden gescannt, während sie sich in Fowlers Position befanden. Nach dem 3D-Scannen wurden die Mehrkanalelektroden an einen Analog-Digital-Wandler angeschlossen und die Bioelektrizitätssignale wurden gleichzeitig mit der ActiView Software 8.09 mit einer Abtastrate von 2048 Hz aufgezeichnet.

Die MR-Bilder, optischen 3D-gescannten Oberflächenbilder und Körperoberflächen-EMGs wurden mit Matlab 2019b verarbeitet (Abb. 1). Die in dieser Studie generierten Geometrie-, Elektromyographie-, Uterus-Elektrizitätsaktivierungs-Isochronen- und Frühaktivierungskartendaten werden in der Quelldatendatei bereitgestellt. Die Datenverarbeitung besteht aus vier Teilen: (1) Die Signalvorverarbeitung entfernt Rauschen und Basisliniendrift in den EMG-Aufzeichnungen. beseitigt schlechte Kontaktsignale und schließt Bewegungsartefakte aus; (2) Die Konstruktion der Körper-Uterus-Geometrie beschreibt die Koordinaten der Körper- und Uterusoberflächenstellen und modelliert die dreieckigen Netze zur Darstellung dieser Oberflächen. (3) Die Umkehrberechnung nutzt die Methode der fundamentalen Lösungen, um die Körper-Uterus-Geometrie und die Körperoberflächenpotentiale zu kombinieren und die Uterusoberflächenpotentiale zu berechnen; (4) Datenvisualisierung und -analyse werden zur Nachbearbeitung der Uterusoberflächenpotentiale verwendet. Detaillierte Beschreibungen der vier Komponenten finden Sie in den folgenden Unterabschnitten.

Die rohen elektrischen Aufzeichnungsdaten wurden zunächst durch einen Tiefpassfilter mit einer Grenzfrequenz von 40 Hz gefiltert und dann mit einem Mittelwertfilter um 20 herunterabgetastet (Abtastrate von 2048 Hz auf 102,4 Hz), um die Datengröße und Rechenzeit zu reduzieren von EMMI. Anschließend wurden die Signale durch einen Butterworth-Hochpassfilter vierter Ordnung mit einer Grenzfrequenz von 0,34 Hz gefiltert. Der 0,34-Hz-Hochpassfilter zielt darauf ab, Atmungsartefakte2 zu reduzieren, die andernfalls die Genauigkeit der Identifizierung des Beginns des EMG-Bursts beeinträchtigen würden. Als nächstes wurde ein Butterworth-Tiefpassfilter achter Ordnung mit einer Grenzfrequenz von 1 Hz angewendet. Schließlich wurde ein mehrstufiger Artefakterkennungsalgorithmus auf das Bandpasssignal angewendet, um ungültige EMGs zu erkennen, die ungewöhnlich große EMG-Daten und verzerrte Körperoberflächenpotentialkarten (BSPM) enthielten. Das erste Quartil der mittleren absoluten Größen jedes verarbeiteten EMG diente als Referenz; Jedes EMG mit einer absoluten Stärke von mehr als dem 100-fachen der Referenz wird als ungültiges EMG erkannt. Die Medianwerte der mittleren absoluten Magnituden aller ASPMs dienten als Referenz, und alle ASPMs mit mittleren absoluten Magnituden, die größer als das Zehnfache der Referenz sind, werden als verzerrte ASPMs erkannt. Die lokalen Spitzenwerte werden als Spitzenwert-Spitzenwert innerhalb eines gleitenden Fensters von 2 Sekunden definiert. Die lokalen Artefakte werden als lokale Peaks mit einer Stärke identifiziert, die größer als das Zehnfache des Medians der lokalen Peaks ist. Ein EMG, bei dem mehr als 50 % des Signals durch lokale Artefakte verunreinigt waren, wurde als ungültiges EMG definiert. Ein BSPM, bei dem >50 % der Standorte durch lokale Artefakte kontaminiert waren, wurde als verzerrtes BSPM identifiziert. Die ungültigen EMGs und verzerrten BSPMs wurden in der folgenden Analyse nicht berücksichtigt.

Zur Erstellung der Körper-Gebärmutter-Geometrie werden die sagittalen Schichten von MR-Bildern und optischen 3D-Scans verwendet. Es gibt drei Hauptschritte: Erstens erhalten Sie die triangulierten Netzoberflächen aus MR-Bildern und den optischen 3D-Scans separat mit Amira Software 6.4 und Artec Studio 12. Zweitens richten Sie die optische 3D-Körperoberfläche an der MRT-abgeleiteten Oberfläche aus und registrieren das optische 3D Elektrodenpositionen auf der MRT-abgeleiteten Oberfläche (Einzelheiten siehe ergänzende Abbildung 1). Drittens ermitteln Sie die Koordinaten der Elektroden und die Punkte auf der Uterusnetzoberfläche, um die Körper-Uterus-Geometrie zu konstruieren.

Die Umkehrberechnung kombiniert die Karten des elektrischen Potenzials der Körperoberfläche und die objektspezifische Körper-Uterus-Geometrie, um Uteruspotenziale zu rekonstruieren. Es wird davon ausgegangen, dass das Volumen zwischen der Uterusoberfläche und der Körperoberfläche \(\Omega\) homogen ist und keine primäre elektrische Quelle und keinen in Frage kommenden induktiven Effekt enthält13,16,52. Daher kann die diesem inversen Problem zugrunde liegende mathematische Formulierung durch das Cauchy-Problem für Laplaces Gleichung beschrieben werden. (1) mit zwei Randbedingungen an der Körperoberfläche,

\({\Gamma }_{{{{{{\rm{B}}}}}}}\) stellt die Körperoberfläche dar. \({\phi }_{{{{{{\rm{B}}}}}}\left(x\right)}\) ist das gemessene Körperoberflächenpotential am Ort \(x\). \(\sigma\) ist die Leitfähigkeit des Volumenleiters \(\Omega\), der als homogen angenommen wird. \({{{{{\bf{n}}}}}}\)ist der Normalenvektor auf der Körperoberfläche bei \(x\). Da die Leitfähigkeit von Luft 0 ist, ist die rechte Seite von Gl. (3) wird auf 0 vereinfacht.

Zur Diskretisierung der Gleichungen wurde die Methode der Fundamentallösungen16 eingesetzt, eine netzfreie Methode, die robust gegenüber Rauschen ist. (1–3) und konstruieren Sie die Beziehung zwischen den gemessenen Körperoberflächenpotentialen (\({\phi }_{{{{{{\rm{B}}}}}}}\)) und Uterusoberflächenpotentialen (\( {\phi }_{{{{{{\rm{U}}}}}}}\)),

\({\Phi }_{{{{{{\rm{B}}}}}}}\) ist eine Matrix von M durch T, \({\Phi }_{{{{{{\rm{ U}}}}}}}\) ist eine Matrix von N mal T und \({{{{\bf{A}}}}}}\) ist eine Matrix von M mal N, wobei M die ist Anzahl der Elektroden auf der Körperoberfläche, N die Anzahl diskreter Punkte auf der Uterusoberfläche und T die Anzahl der Potentialkarten. Die Tikhonov-Regularisierung53 wurde verwendet, um die falsch gestellte Umkehrberechnung zu stabilisieren, die eine eindeutige Lösung für jedes gemessene Bauchoberflächenpotential ergab (\({\Phi }_{{{{{{\rm{U}}}}}}} \)), und es war kein menschliches Eingreifen erforderlich. Bei der Tikhonov-basierten Umkehrberechnung wurde ein fester Regularisierungswert von 0,01 verwendet.

Nach der Umkehrberechnung wurden drei Arten von Uterussignalen erzeugt. Erstens ist eine Uterusoberflächenpotentialkarte die Verteilung des elektrischen Potentials auf der 3D-Uterusoberfläche zu jedem Zeitpunkt. Die Zeitauflösung für die Uteruspotentialkarten beträgt 102,4 Hz. Zweitens bezeichnet ein Uteruselektrogramm eine Zeitreihe der elektrischen Potenzialdaten an einer bestimmten Uterusstelle. Typischerweise wurden Elektrogramme an etwa 320 Stellen des Gebärmutternetzes berechnet. Drittens stellt die Isochronenkarte die Abfolge der elektrischen Aktivierung des Uterus dar, abgeleitet aus den lokalen Aktivierungszeiten während eines Beobachtungsfensters. Das Beobachtungsfenster einer UEB begann von einem Zeitpunkt, an dem der Uterus im Allgemeinen ruhig war, bis zu einem Zeitpunkt, an dem der Uterus elektrisch aktiviert wurde und in den Ruhezustand zurückkehrte.

Die Aktivierungszeit für ein UEB an jeder Uterusstelle wurde entsprechend der Größe des UEB separat definiert. Das Uteruselektrogramm wurde zunächst mit dem Teager-Kaiser Energy Operator (TKEO)54 verarbeitet, der den Signalzustand beim Einsetzen und Versetzen des UEB verbessert (Ergänzende Abbildungen 2a, b). Anschließend wurde aus dem gleichgerichteten TKEO-Signal (die schwarze Linie in der ergänzenden Abbildung 2c) eine quadratische Mittelwerthüllkurve (RMS) mit einem beweglichen Fenster von 7 Sekunden abgeleitet, um Aktivierungs- oder Grundliniensignale zu unterscheiden. Der Schwellenwert der Grundlinie wurde als das 1,01-fache der Medianwerte der RMS-Hüllkurve definiert (die blaue Linie in der ergänzenden Abbildung 2c). Der Schwellenwert für die elektrische Aktivierung wurde als Mittelwert plus doppelte Standardabweichung der Basissignale definiert. Schließlich wurde ein UEB als die RMS-Hüllkurve über dem Schwellenwert definiert. In Anbetracht der niederfrequenten Natur des Uterus haben wir die RMS-Hüllkurvensignale bei der Berechnung der Aktivierungszeiten um das Zwanzigfache heruntergesampelt. Die Zeitauflösung für die Analyse der elektrischen Aktivierung des Uterus betrug 5,12 Hz. Nach der UEB-Erkennung wurde das Signal-Rausch-Verhältnis (SNR) des Elektrogramms an jeder Gebärmutterstelle als das Verhältnis zwischen der Leistung der UEBs und der der Basissignale in der Einheit Dezibel (dB) definiert. Uteruselektrogramme mit einem SNR von mehr als 5 dB gelten als qualifizierte Kontraktionssignale und die relevanten UEBs werden als qualifizierte UEBs definiert. Die qualifizierten UEBs, die zwischen 5 Sekunden und 80 Sekunden dauern, gelten als gültige elektrische Aktivierung für Wehen.

Die Einleitungszeiten der elektrischen Aktivierung wurden aus einzelnen Uterusoberflächenelektrogrammen an Uterusstellen ermittelt, ohne Berücksichtigung der räumlichen Konnektivität. Sie bewahren daher möglicherweise nicht die räumliche Kontinuität des elektrischen Aktivierungsmusters der Gebärmutter. Mit der an den 3D-Gebärmutterstellen definierten rohen Aktivierungszeit wurde eine Reihe von Erosions-Dilatations-Vorgängen (ähnlich der morphologischen Filterung) mithilfe eines in Matlab geschriebenen benutzerdefinierten Algorithmus durchgeführt, um die Isochronenkarten zu glätten: Zuerst winzige aktivierte Regionen, die falsch sind Die aufgenommenen Objekte wurden durch eine Erosion als inaktiv umdefiniert. Zweitens eine Erweiterung der aktiven Regionen, wobei die Erosion die aktivierten Stellen mit einem oder mehreren inaktiven Nachbarn als inaktiv festlegt und die Erweiterung das Gegenteil bewirkt. Und in ähnlicher Weise füllen wir winzige inaktive Regionen, indem wir eine Dilatation und anschließende Erosion der aktiven Regionen durchführen, wobei den durch die Dilatation erzeugten neuen aktiven Stellen Aktivierungszeiten zugewiesen werden, indem der Durchschnitt ihrer aktiven Nachbarn ermittelt wird. Da die Aktivierungszeiten in isochronen Karten relativ sind, addieren oder subtrahieren wir die gleiche Zahl zu allen Aktivierungszeiten, sodass die erste Aktivierung bei 1 Sekunde beginnt, um mögliche Singularitäten in den Berechnungen zu vermeiden. Aus den aktualisierten Aktivierungszeiten, die im 3D-Netz der Uterusoberfläche definiert sind, wird eine Isochronenkarte abgeleitet.

Die Aktivierungskurve verfolgt den Prozentsatz der Gebärmutterstellen, die während dieser Kontraktion jemals aktiviert wurden. Wenn die Zeit von Null aus zunimmt, beginnt die Kurve am Ursprung, nimmt zu den Zeitpunkten neuer Aktivierungen um die Anzahl neuer aktiver Uterusstellen zu und ändert sich nicht zu den Zeitpunkten, zu denen keine neuen Aktivierungen erfolgen. Die maximale Aktivierungsrate (MAR) ist der endgültige Prozentsatz der Uterusstellen, die überhaupt aktiviert wurden. Die Steigung der Aktivierungskurve (ACS) ist die Steigung des Aktivierungsprozesses, definiert als MAR dividiert durch die Zeit, die bis zum Erreichen von MAR benötigt wird, wobei die Einheit Prozent pro Sekunde ist. Das Fundus-Frühaktivierungsverhältnis (FAR) ist der Prozentsatz der Anzahl aktiver Fundusstellen, die die frühesten 33 % der gesamten Gebärmutter aktivieren, gemessen an der Anzahl der Fundusstellen. Der Fundus ist definiert als die Uterusregion, die aus den nächsten Nachbarn (mit euklidischem Abstand als Maß) der anatomischen Spitze der Gebärmutter besteht und ein Viertel der Anzahl der Uterusstellen aufweist.

Weitere Informationen zum Forschungsdesign finden Sie in der mit diesem Artikel verlinkten Nature Portfolio Reporting Summary.

Wir haben erklärt, dass die Daten, die die Ergebnisse dieser Studie stützen, in dem Papier verfügbar sind. Die in dieser Studie generierten Daten zur Geometrie, zur Elektromyographie, zur Isochronenkarte der elektrischen Uterusaktivierung und zur Karte der frühen Aktivierung sind in der Quelldatendatei enthalten. Quelldaten werden mit diesem Dokument bereitgestellt.

Die Quellcodes, die zur Generierung der in den Abbildungen gezeigten EMMI-Bilder verwendet werden, sind in der Zusatzinformationsdatei enthalten.

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Referenzen herunterladen

Wir danken Deborah Frank für die Bearbeitung des Manuskripts; Jessica Chubiz für die Leitung des Fachstudiums; Monica Anderson, Tracy Burger, Emily Diveley, Megan Steiner, Stephanie Pizzella, Cassy Hardy und Bri Dawson dafür, dass sie den Probanden die Studie erklärt, ihre Einwilligung eingeholt und die Studie geleitet haben; und Nina Punyamurthy, Naomi Goldstein und Josephine Lau Nga Yue für ihre Hilfe bei den ersten Versuchspersonen; Rebecca Chen und Hanna Aaron für ihre Unterstützung bei der ersten Datenvorverarbeitung. Diese Arbeit wurde durch den March of Dimes Center Grant (22-FY14-486) und durch Zuschüsse des NIH/National Institute of Child Health and Human Development (R01HD094381 an PIs Y. Wang/Cahill; R01HD104822 an PIs Y. Wang/Schwartz) unterstützt /Cahill), durch Zuschüsse der Burroughs Wellcome Fund Preterm Birth Initiative (NGP10119 an PI Y. Wang) und durch Zuschüsse der Bill & Melinda Gates Foundation (INV-005417, INV-035476 und INV-037302 an PI Y. Wang).

Diese Autoren haben gleichermaßen beigetragen: Hui Wang, Zichao Wen.

Fachbereich Physik, Washington University, St. Louis, MO, 63130, USA

Hui Wang

Zentrum für reproduktive Gesundheitswissenschaften, Washington University School of Medicine, St. Louis, MO, 63130, USA

Hui Wang, Zichao Wen, Wenjie Wu, Zhexian Sun, Zulfia Kisrieva-Ware, Yiqi Lin, Sicheng Wang, Hansong Gao, Haonan Xu und Yong Wang

Abteilung für Geburtshilfe und Gynäkologie, Washington University School of Medicine, St. Louis, MO, 63110, USA

Hui Wang, Zichao Wen, Wenjie Wu, Zhexian Sun, Zulfia Kisrieva-Ware, Yiqi Lin, Sicheng Wang, Hansong Gao, Haonan Xu, Peinan Zhao und Yong Wang

Abteilung für Biomedizintechnik, Washington University, St. Louis, MO, 63130, USA

Wenjie Wu, Zhexian Sun und Yong Wang

Fakultät für Elektrotechnik und Systemtechnik, Washington University, St. Louis, MO, 63130, USA

Yiqi Lin, Sicheng Wang, Hansong Gao und Yong Wang

Mallinckrodt Institute of Radiology, Washington University School of Medicine, St. Louis, MO, 63110, USA

Qing Wang und Yong Wang

Abteilung für Frauengesundheit, Dell Medical School, The University of Texas at Austin, Austin, TX, 78712, USA

George A. Macones und Alison G. Cahill

Abteilung für Pädiatrie, Washington University School of Medicine, St. Louis, MO, 63110, USA

Alan L. Schwartz

Abteilung für Kardiologie, Washington University School of Medicine, St. Louis, MO, 63110, USA

Phillip Cuculich

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HW und ZW sind Co-Erstautoren und haben gleichermaßen zum Manuskript beigetragen. HW und YW haben die Experimente entworfen. HW, ZW, WW, ZS, ZKW, YL, SW, HG, HX führten Menschenexperimente durch. HW, ZW und WW segmentierten die MR-Bilder. QW entwickelte und optimierte die MRT-Sequenzen und -Scans. PZ, GAM, ALS, PC und AGC trugen zum Studiendesign bei und leiteten die klinischen Studien. HW, ZW und YW haben die EMMI-Verarbeitungspipeline entwickelt. HW und ZW verarbeiteten und analysierten die EMMI-Daten.

Korrespondenz mit Yong Wang.

YW, AGC, PC und ALS haben den vorläufigen US-Antrag Nr. 62/642.389 mit dem Titel „System and Method for Noninvasive Electromyometrial Imaging (EMMI)“ für die in dieser Arbeit evaluierte EMMI-Technologie eingereicht. YW fungiert als wissenschaftlicher Berater für Medtronic und EP Solution und verfügt über Forschungsgelder des NIH. Die übrigen Autoren erklären keine konkurrierenden Interessen.

Nature Communications dankt Roger Young und den anderen, anonymen Gutachtern für ihren Beitrag zum Peer-Review dieser Arbeit. Peer-Reviewer-Berichte sind verfügbar.

Anmerkung des Herausgebers Springer Nature bleibt hinsichtlich der Zuständigkeitsansprüche in veröffentlichten Karten und institutionellen Zugehörigkeiten neutral.

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Nachdrucke und Genehmigungen

Wang, H., Wen, Z., Wu, W. et al. Nichtinvasive elektromyometrische Bildgebung der menschlichen Uterusreifung während der termingerechten Wehen. Nat Commun 14, 1198 (2023). https://doi.org/10.1038/s41467-023-36440-0

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Eingegangen: 13. Mai 2022

Angenommen: 23. Januar 2023

Veröffentlicht: 14. März 2023

DOI: https://doi.org/10.1038/s41467-023-36440-0

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