JPH11276446A - Physical parameter measuring method and device - Google Patents
Physical parameter measuring method and deviceInfo
- Publication number
- JPH11276446A JPH11276446A JP10087207A JP8720798A JPH11276446A JP H11276446 A JPH11276446 A JP H11276446A JP 10087207 A JP10087207 A JP 10087207A JP 8720798 A JP8720798 A JP 8720798A JP H11276446 A JPH11276446 A JP H11276446A
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- data
- distance
- center
- calculating
- distance difference
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Granted
Links
Landscapes
- Measuring Pulse, Heart Rate, Blood Pressure Or Blood Flow (AREA)
- Ultra Sonic Daignosis Equipment (AREA)
Abstract
Description
【０００１】[0001]
【発明の属する技術分野】本発明は、物理パラメータ測
定方法と装置、特に２次元座標平面において円弧軌道上
を往復運動するデータの座標からその円弧の中心座標を
求める技術に関する。さらに、医療用器具の分野におい
て、生体内に微弱な振動を与え、生体内を伝搬した振動
を検出することで、生体情報を非侵襲で取得する技術に
関する。BACKGROUND OF THE INVENTION 1. Field of the Invention The present invention relates to a method and an apparatus for measuring physical parameters, and more particularly to a technique for obtaining the center coordinates of a circular arc from the coordinates of data reciprocating on a circular orbit in a two-dimensional coordinate plane. Furthermore, in the field of medical instruments, the present invention relates to a technique for non-invasively acquiring biological information by applying a weak vibration to a living body and detecting the vibration propagated in the living body.
【０００２】[0002]
【従来の技術】従来、非観血的に血圧を測定する方法と
しては、カフにより上腕部を圧迫し、圧迫圧力を変化さ
せ、それに伴う脈波の振幅変化から血圧を求めるオシロ
メトリック法や、同じくカフによる圧迫圧力を変化させ
圧迫された血管から発生するコロトコフ音から血圧を求
めるコロトコフ法が用いられている。しかしながら、こ
れらの測定方法は、１回の測定に３０秒程度の時間がか
かり、手術中など患者の急激な血圧変動を監視しなけれ
ばならない場合は使用できない。2. Description of the Related Art Conventionally, methods for non-invasively measuring blood pressure include an oscillometric method of compressing the upper arm with a cuff, changing the compression pressure, and obtaining the blood pressure from a change in amplitude of a pulse wave accompanying the compression. Similarly, the Korotkoff method of changing the compression pressure by the cuff and obtaining the blood pressure from the Korotkoff sound generated from the compressed blood vessel is used. However, these measurement methods require about 30 seconds for one measurement, and cannot be used when sudden changes in blood pressure of a patient must be monitored, such as during surgery.
【０００３】これらの方法の欠点を補い、非観血的で連
続的に血圧測定を行うものとして、米国特許５５９０６
４９が公開された。これは、血圧の変化に応じて血管の
弾性が変化することを利用し、血管の弾性を検出するこ
とで、その弾性値から血圧を推定するものである。以下
にその概要を図面を参照して説明する。[0003] To compensate for the disadvantages of these methods and to provide a non-invasive and continuous blood pressure measurement, US Pat.
49 has been released. This is to estimate the blood pressure from the elasticity value by detecting the elasticity of the blood vessel by using the fact that the elasticity of the blood vessel changes according to the change of the blood pressure. The outline will be described below with reference to the drawings.
【０００４】図７は米国特許５５９０６４９の血圧計の
概要ブロック図である。発振器１は数１００Ｈｚ程度の
正弦波を発生し、腕に取りつけられた励振器２を介して
動脈を振動させる。センサ３は腕を伝搬した励振器２か
らの振動を検出する。そのセンサ信号は位相検波器４に
送られる。位相検波器４は発振器１からの信号を基準信
号とし、センサ３からのセンサ信号の位相検波を行い、
同相成分信号（Ｉ信号）と直交成分信号（Ｑ信号）を出
力する。位相検波器４の出力信号はＡ／Ｄ変換器５によ
りディジタル信号に変換される。ディジタル信号に変換
された同相成分信号と直交成分信号は、円弧中心推定部
６と位相角演算部７に入力される。円弧中心推定部６
は、入力データの分布からその中心位置を求め、そのｘ
座標とｙ座標を位相角演算部７に出力する。位相角演算
部７は、中心位置から見た同相成分信号と直交成分信号
の位相角を算出する。カフ式血圧測定器８は、適当な時
間間隔でカフ９動作を動作させ、最高血圧、最低血圧を
血圧演算部１０に出力する。血圧演算部１０は、カフ式
血圧測定器８からの最高血圧、最低血圧値と、カフ式血
圧測定器８が作動した時点での位相角演算部７からの位
相角とから位相角および血圧の対応を生成する。これを
キャリブレーションと言う。それ以降は位相角のみから
対応する血圧を算出し、連続波形として表示部１１に送
出する。制御部１２は、図示していない制御線により各
部と接続されており、動作タイミング等の制御を行う。FIG. 7 is a schematic block diagram of a sphygmomanometer of US Pat. No. 5,590,649. The oscillator 1 generates a sine wave of about several hundred Hz, and oscillates an artery via an exciter 2 attached to the arm. The sensor 3 detects the vibration from the exciter 2 that has propagated through the arm. The sensor signal is sent to the phase detector 4. The phase detector 4 uses the signal from the oscillator 1 as a reference signal, performs phase detection of the sensor signal from the sensor 3,
An in-phase component signal (I signal) and a quadrature component signal (Q signal) are output. The output signal of the phase detector 4 is converted into a digital signal by the A / D converter 5. The in-phase component signal and the quadrature component signal converted into digital signals are input to the arc center estimating unit 6 and the phase angle calculating unit 7. Arc center estimator 6
Finds its center position from the distribution of the input data, and its x
The coordinates and the y-coordinate are output to the phase angle calculator 7. The phase angle calculator 7 calculates the phase angle between the in-phase component signal and the quadrature component signal as viewed from the center position. The cuff-type blood pressure monitor 8 operates the cuff 9 at appropriate time intervals, and outputs the systolic blood pressure and the diastolic blood pressure to the blood pressure calculation unit 10. The blood pressure calculating unit 10 calculates the phase angle and the blood pressure from the systolic blood pressure and the diastolic blood pressure value from the cuff type blood pressure measuring device 8 and the phase angle from the phase angle calculating unit 7 when the cuff type blood pressure measuring device 8 is activated. Generate correspondence. This is called calibration. Thereafter, the corresponding blood pressure is calculated only from the phase angle, and sent to the display unit 11 as a continuous waveform. The control unit 12 is connected to each unit by a control line (not shown), and controls operation timing and the like.
【０００５】ディジタル信号に変換されたＩ信号とＱ信
号は次の特徴を有する。Ｉ信号をｘ座標値、Ｑ信号をｙ
座標値として２次元座標平面にプロットすると、図８に
示すように円弧上に分布する。以下、２つのＡ／Ｄ変換
器５から出力されるデータは、サンプルデータのｘ座標
とｙ座標を示す座標データであると考える。原点からプ
ロットした点までのベクトルは腕を伝搬した励振波の位
相と振幅を示すものであるが、このベクトルは２つの成
分に分けることができる。１つは血管を伝わった成分す
なわち円弧中心Ｃからサンプル点Ｐまでのベクトルであ
り、もう１つは血管以外の体組織を伝わった成分すなわ
ち原点Ｏから円弧中心Ｃまでのベクトルである。血管以
外の体組織は動きがないので、それを伝わった成分は一
定の位置Ｃを保つ。一方、血管を伝わった成分は、血管
の弾性が血圧により変化するので、血圧が高いときは血
管の弾性が高く、励振波が早く伝わるため位相が大きく
なり、血圧が低いときは血管の弾性が小さく、励振波が
遅く伝わるため位相が小さくなる。よってサンプル点を
プロットすると、図８に示したように、一心拍の血圧変
動に伴いＣを中心とした円弧上を往復運動することにな
る。円弧中心Ｃから見たサンプル点Ｐの位相角は、血圧
に一対一に対応しているので、別途設置したカフ式血圧
測定器８で測定した最高血圧Psys、最低血圧Pdias は、
カフ９を動作させる直前または直後の位相角の最大値φ
sys 、最小値φdiasに対応させることができ、血圧差と
位相角差が比例の関係にあると仮定することにより、[0005] The I and Q signals converted to digital signals have the following characteristics. I signal is x coordinate value, Q signal is y
When plotted on a two-dimensional coordinate plane as coordinate values, they are distributed on an arc as shown in FIG. Hereinafter, it is assumed that the data output from the two A / D converters 5 is coordinate data indicating the x coordinate and the y coordinate of the sample data. The vector from the origin to the plotted point indicates the phase and amplitude of the excitation wave that has propagated through the arm, and this vector can be divided into two components. One is a component transmitted through a blood vessel, that is, a vector from the arc center C to the sample point P, and the other is a component transmitted through a body tissue other than the blood vessel, that is, a vector from the origin O to the arc center C. Since the body tissue other than the blood vessel does not move, the component transmitted through the body tissue maintains a fixed position C. On the other hand, the components transmitted through the blood vessels vary in elasticity of the blood vessels due to the blood pressure.When the blood pressure is high, the elasticity of the blood vessels is high. The phase is small because the excitation wave propagates slowly and is small. Therefore, when the sample points are plotted, as shown in FIG. 8, reciprocating motion is performed on an arc centered on C with a change in blood pressure of one heartbeat. Since the phase angle of the sample point P viewed from the arc center C corresponds one-to-one with the blood pressure, the systolic blood pressure Psys and the diastolic blood pressure Pdias measured by the cuff type blood pressure monitor 8 separately installed are:
The maximum value φ of the phase angle immediately before or after operating the cuff 9
sys, which can correspond to the minimum value φdias, and assuming that the blood pressure difference and the phase angle difference are in a proportional relationship,
【０００６】[0006]
【数１】 という関係式を用いて、位相角φの時の血圧Ｐを算出す
ることができる。(Equation 1) Can be used to calculate the blood pressure P at the phase angle φ.
【０００７】以上が米国特許５５９０６４９での血圧計
の概要である。この方式において血圧検出を安定して行
うには、データの分布の円弧中心Ｃを正確に求めること
が重要である。しかしながら、米国特許５５９０６４９
では、サンプルしたデータの分布からその中心Ｃを求め
るアルゴリズムには言及していない。The above is the outline of the sphygmomanometer in US Pat. No. 5,590,649. In order to stably detect blood pressure in this method, it is important to accurately determine the arc center C of the data distribution. However, US Pat.
Does not mention an algorithm for finding the center C from the distribution of sampled data.
【０００８】[0008]
【発明が解決しようとする課題】円弧上の点からその円
弧の中心を求めるには、円弧上の２つの点からなるデー
タペアを作り、データペアを結ぶ弦を２つ以上作り、そ
の弦の垂直２等分線のからの距離が最小となる点を最小
２乗法で求める方法がある。一方、等時間間隔でサンプ
リングされたデータの分布は、血圧波形の特徴から、図
８のｄの領域に多く分布し、単純にサンプル点をｎ分の
１に間引いてデータペアを構成した場合は、領域ｄでの
ノイズ成分に強く影響され、本来の中心よりも円弧に近
いＣ’が中心として算出されてしまう。また、２点のペ
アで構成された弦が円の半径に比べあまりに小さいと正
確に中心を求めるのは困難である。In order to determine the center of the arc from a point on the arc, a data pair consisting of two points on the arc is created, two or more strings connecting the data pair are created, and There is a method of finding a point at which the distance from the vertical bisector is minimum by the least square method. On the other hand, the distribution of data sampled at equal time intervals is distributed in a large amount in the region d in FIG. 8 due to the characteristics of the blood pressure waveform, and a data pair is formed by simply thinning out the sampling points to 1 / n. , Is strongly affected by the noise component in the region d, and C ′ closer to the arc than the original center is calculated as the center. In addition, if the chord composed of two pairs is too small compared to the radius of the circle, it is difficult to accurately determine the center.
【０００９】本発明は、上記の問題点に鑑みてなされた
ものであり、血圧を求めるために必要な円弧中心推定を
安定して正確に行う振動を利用した物理パラメータ測定
方法と装置を提供することを目的とする。The present invention has been made in view of the above problems, and provides a method and an apparatus for measuring physical parameters using vibrations for stably and accurately estimating an arc center required for obtaining a blood pressure. The purpose is to:
【００１０】[0010]
【課題を解決するための手段】本発明は、上記の目的を
達成するために、２次元平面上でのデータ間の距離差を
規定する距離差規定手段と、前記規定された距離以上の
距離差を持つ２つのサンプル点ペアを複数選択する選択
手段と、前記選択された複数のサンプル点ペアを結ぶ直
線の垂直２等分線との距離が最小になる点を算出するこ
とでサンプルデータの分布の円弧中心を推定する円弧中
心推定手段と、前記円弧中心から見込んだサンプル点の
位相角を算出する位相角算出手段とを備えたものであ
る。本発明によれば、一定の距離差のあるデータペアの
みを選択して円弧中心を求める演算に使用するので、デ
ータの分布に偏りがある場合でも正確に分布の円弧中心
の座標をを求めることができる。さらにデータ分布に応
じて選択するデータペアの距離差を決定するので、入力
データの振幅が変化しても正確に円弧中心の座標を求め
ることができる。In order to achieve the above object, the present invention provides a distance difference defining means for defining a distance difference between data on a two-dimensional plane, and a distance greater than the defined distance. Selecting means for selecting a plurality of two sample point pairs having a difference; and calculating a point at which the distance between a vertical bisector of a straight line connecting the selected plurality of sample point pairs is minimized. An arc center estimating means for estimating the arc center of the distribution, and a phase angle calculating means for calculating a phase angle of a sample point viewed from the arc center are provided. According to the present invention, since only data pairs having a certain distance difference are selected and used in the calculation for obtaining the center of the arc, it is possible to accurately obtain the coordinates of the center of the arc of the distribution even when the distribution of the data is biased. Can be. Further, since the distance difference between the data pairs to be selected is determined according to the data distribution, the coordinates of the center of the arc can be accurately obtained even if the amplitude of the input data changes.
【００１１】[0011]
【発明の実施の形態】本発明の請求項１記載の発明は、
対象物に振動を与え、対象物内を伝搬した振動を振動セ
ンサで電気信号に変換し、センサからの信号をディジタ
ル信号に変換するとともに、位相検波により２次元座標
平面にサンプル点をマッピングし、２次元平面上でのデ
ータ間の距離差を規定し、前記規定された距離以上の距
離差を持つ２つのサンプル点ペアを複数選択し、前記選
択された複数のサンプル点ペアを結ぶ直線の垂直２等分
線との距離が最小になる点を算出することでサンプルデ
ータの分布の円弧中心座標を推定し、前記円弧中心から
見込んだサンプル点の位相角を算出することで、対象物
の物理パラメータを連続的に測定する物理パラメータ測
定方法であり、偏った分布をとるデータから空間的に均
等に離れたデータを選択し、演算に用いるので正確に円
弧中心を求めることができる。BEST MODE FOR CARRYING OUT THE INVENTION
Vibration is given to the object, the vibration propagated in the object is converted into an electric signal by a vibration sensor, the signal from the sensor is converted into a digital signal, and the sample points are mapped on a two-dimensional coordinate plane by phase detection. A distance difference between data on a two-dimensional plane is defined, a plurality of two sample point pairs having a distance difference equal to or more than the defined distance are selected, and a vertical line of a straight line connecting the selected plurality of sample point pairs is determined. By calculating the point at which the distance to the bisector is minimum, the center coordinates of the arc of the sample data distribution are estimated, and the phase angle of the sample point viewed from the center of the arc is calculated, whereby the physical This is a physical parameter measurement method that continuously measures parameters, and selects data that is spatially separated evenly from data that has a skewed distribution and uses it for calculation, so it is possible to accurately determine the center of the arc. Can.
【００１２】また、請求項２記載の発明は、請求項１記
載の発明において、前記対象物は生体であり、測定する
パラメータは生体の心拍運動により引き起こされた生理
学的パラメータである。これにより、生体内部の状態を
生体を傷つけることなく正確に測定することができる。According to a second aspect of the present invention, in the first aspect of the invention, the object is a living body, and the parameter to be measured is a physiological parameter caused by heartbeat of the living body. Thus, the state inside the living body can be accurately measured without damaging the living body.
【００１３】また、請求項３記載の発明は、請求項２記
載の発明において、前記距離差を規定する方法は、１心
拍以上の間のデータの重心を計算し、１心拍以上の間の
データと前記重心との距離の最大値を計算し、前記距離
の最大値の単調増加関数として距離差を算出するステッ
プからなる。この方法により、測定する人体の特性のば
らつきや、センサと人体の接触状態によって円弧の大き
さが変化しても、円弧の大きさに応じた弦を構成するサ
ンプル点ペアを選択するので、安定して円弧中心を求め
ることができる。According to a third aspect of the present invention, in the second aspect of the present invention, the method for defining the distance difference includes calculating a center of gravity of the data for one or more heartbeats, and calculating the data for one or more heartbeats. Calculating the maximum value of the distance between the distance and the center of gravity, and calculating the distance difference as a monotonically increasing function of the maximum value of the distance. With this method, even if the size of the arc changes due to variations in the characteristics of the human body to be measured or the state of contact between the sensor and the human body, a sample point pair that configures a chord according to the size of the arc is selected. To determine the arc center.
【００１４】また、請求項４記載の発明は、請求項２記
載の発明において、前記距離差を規定する方法は、１心
拍以上の間のデータの重心を計算し、１心拍以上の間の
データとの距離のうちｎ番目（ｎは２以上）に大きい値
を距離の最大値として算出し、前記最大値の単調増加関
数として距離差を算出するステップからなる。この方法
により、突発的に発生した大振幅のノイズの影響を受け
ずに最大距離算出手段は最大距離を算出できるので、安
定して円弧中心を求めることができる。According to a fourth aspect of the present invention, in the second aspect of the present invention, the method for defining the distance difference includes calculating a center of gravity of the data for one or more heartbeats, and calculating the data for one or more heartbeats. Calculating the n-th (n is 2 or more) largest value of the distance as the maximum value of the distance, and calculating the distance difference as a monotonically increasing function of the maximum value. According to this method, the maximum distance calculation means can calculate the maximum distance without being affected by suddenly generated large-amplitude noise, so that the center of the arc can be obtained stably.
【００１５】また、請求項５記載の発明は、請求項３ま
たは４記載の発明において、距離差を算出するステップ
での単調増加関数は比例関数であることを特徴とするも
のである。この方法により、測定する人体の特性のばら
つきや、センサと人体の接触状態によって円弧の大きさ
が変化しても、円弧の直径の大きさにほぼ比例した長さ
の弦を構成するサンプル点ペアを選択できるので、少な
いデータペアからでも、も安定して円弧中心を求めるこ
とができる。According to a fifth aspect of the present invention, in the third or fourth aspect, the monotonically increasing function in the step of calculating the distance difference is a proportional function. According to this method, even if the size of the arc changes due to variations in characteristics of the human body to be measured or the state of contact between the sensor and the human body, a pair of sample points forming a chord having a length substantially proportional to the size of the diameter of the arc. Can be selected, so that the center of the arc can be stably obtained even from a small number of data pairs.
【００１６】また、請求項６記載の発明は、請求項５記
載の発明において、距離差を算出するステップでの比例
関数の比例定数が1/30から２の範囲であることを特徴と
するものである。この方法により、測定する人体の特性
のばらつきや、センサと人体の接触状態によって円弧の
大きさが変化しても、円弧の直径の大きさにほぼ比例し
た長さの弦を構成するサンプル点ペアを選択できるの
で、少ないデータペアからでも、安定して円弧中心を求
めることができる。According to a sixth aspect of the present invention, in the fifth aspect, the proportionality constant of the proportional function in the step of calculating the distance difference is in the range of 1/30 to 2. It is. According to this method, even if the size of the arc changes due to variations in characteristics of the human body to be measured or the state of contact between the sensor and the human body, a pair of sample points forming a chord having a length substantially proportional to the size of the diameter of the arc. Can be selected, so that the center of the arc can be obtained stably from a small number of data pairs.
【００１７】また、請求項７記載の発明は、請求項１か
ら６記載の発明において、円弧中心推定の後に、中心位
置座標データのローパスフィルタリングを行うことを特
徴とするものである。この方法により、推定した中心位
置座票データからノイズを除去することができ、安定し
た中心位置座票データを得ることができる。According to a seventh aspect of the present invention, in the first to sixth aspects, low-pass filtering of center position coordinate data is performed after the arc center estimation. With this method, noise can be removed from the estimated center position ticket data, and stable center position ticket data can be obtained.
【００１８】また、請求項８記載の発明は、対象物に振
動を与る励振手段と、対象物内を伝搬した振動を電気信
号に変換するセンサ手段と、センサ手段または位相検波
手段からの信号をディジタル信号に変換するアナログ／
ディジタル変換手段と、位相検波により２次元座標平面
にサンプル点をマッピングする位相検波手段と、２次元
平面上でのデータ間の距離差を規定する距離差規定手段
と、前記規定された距離以上の距離差を持つ２つのサン
プル点ペアを複数選択する選択手段と、前記選択された
複数のサンプル点ペアを結ぶ直線の垂直２等分線との距
離が最小になる点を算出することでサンプルデータの分
布の円弧中心を推定する円弧中心推定手段と、前記円弧
中心から見込んだサンプル点の位相角を算出する位相角
算出手段とを備えた物理パラメータ測定装置である。こ
の構成により、偏った分布をとるデータから空間的に均
等に離れたデータを選択し、演算に用いるので正確に円
弧中心を求めることができる。The invention according to claim 8 provides an exciting means for applying vibration to the object, a sensor means for converting the vibration propagated in the object into an electric signal, and a signal from the sensor means or the phase detecting means. To convert analog to digital signals
Digital conversion means, phase detection means for mapping sample points on a two-dimensional coordinate plane by phase detection, distance difference defining means for defining a distance difference between data on a two-dimensional plane, Selecting means for selecting a plurality of two sample point pairs having a distance difference, and calculating a point at which the distance between a vertical bisector of a straight line connecting the selected plurality of sample point pairs is minimized; Is a physical parameter measuring device comprising: an arc center estimating means for estimating the arc center of the distribution; and a phase angle calculating means for calculating a phase angle of a sample point viewed from the arc center. With this configuration, data that is spatially separated from data having a skewed distribution is selected and used for calculation, so that the center of the arc can be accurately obtained.
【００１９】また、請求項９記載の発明は、請求項８記
載の発明において、前記対象物は生体であり、測定する
パラメータは生体の心拍運動により引き起こされた生理
学的パラメータである。これにより、生体内部の状態を
生体を傷つけることなく正確に測定することができる。According to a ninth aspect of the present invention, in the eighth aspect, the object is a living body, and the parameter to be measured is a physiological parameter caused by heartbeat of the living body. Thus, the state inside the living body can be accurately measured without damaging the living body.
【００２０】また、請求項１０記載の発明は、請求項９
記載の発明において、前記距離差規定手段は、１心拍以
上の間のデータの重心を計算する重心計算手段と、１心
拍以上の間のデータと前記重心との距離の最大値を計算
する最大値計算手段と、前記距離の最大値の単調増加関
数値を発生する単調増加関数発生手段からなる。この構
成により、測定する人体の特性のばらつきや、センサと
人体の接触状態によって円弧の大きさが変化しても、円
弧の大きさに応じた弦を構成するサンプル点ペアを選択
するので、安定して円弧中心を求めることができる。The invention described in claim 10 is the same as the ninth invention.
In the invention described in the claims, the distance difference defining means calculates a center of gravity of data during one or more heartbeats, and a maximum value calculates a maximum value of a distance between the data during one heartbeat or more and the center of gravity. It comprises a calculating means and a monotonically increasing function generating means for generating a monotonically increasing function value of the maximum value of the distance. With this configuration, even if the size of the arc changes due to variations in the characteristics of the human body to be measured or the state of contact between the sensor and the human body, a sample point pair that configures a chord according to the size of the arc is selected. To determine the arc center.
【００２１】また、請求項１１記載の発明は、請求項９
記載の発明において、前記距離差規定手段は、１心拍以
上の間のデータの重心を計算する重心計算手段と、１心
拍以上の間のデータとの距離のうちｎ番目（ｎは２以
上）に大きい値を距離の最大値として算出する最大値計
算手段と、前記最大値の単調増加関数値を発生する単調
増加関数発生手段からなる。この構成により、突発的に
発生した大振幅のノイズの影響を受けずに最大距離算出
手段は最大距離を算出できるので、安定して円弧中心を
求めることができる。The invention according to claim 11 is the same as the ninth invention.
In the invention described above, the distance difference defining means is an n-th (n is 2 or more) distance between the center of gravity calculating means for calculating the center of gravity of the data during one or more heartbeats and the data during one or more heartbeats. It comprises maximum value calculating means for calculating a large value as the maximum value of the distance, and monotonically increasing function generating means for generating a monotonically increasing function value of the maximum value. According to this configuration, the maximum distance calculation means can calculate the maximum distance without being affected by suddenly generated large-amplitude noise, so that the center of the arc can be obtained stably.
【００２２】また、請求項１２記載の発明は、請求項１
０または１１記載の発明において、前記距離差算出手段
での単調増加関数は比例関数であることを特徴とするも
のである。この構成により、測定する人体の特性のばら
つきや、センサと人体の接触状態によって円弧の大きさ
が変化しても、円弧の直径の大きさにほぼ比例した長さ
の弦を構成するサンプル点ペアを選択できるので、少な
いデータペアからでも、安定して円弧中心を求めること
ができる。The invention according to claim 12 is the first invention.
12. The invention according to 0 or 11, wherein the monotone increasing function in the distance difference calculating means is a proportional function. With this configuration, even if the size of the arc changes due to variations in the characteristics of the human body to be measured or the state of contact between the sensor and the human body, a pair of sample points forming a chord having a length substantially proportional to the size of the diameter of the arc. Can be selected, so that the center of the arc can be obtained stably from a small number of data pairs.
【００２３】また、請求項１３記載の発明は、請求項１
２記載の発明において、前記距離差算出手段での比例関
数の比例定数が1/30から２の範囲であることを特徴とす
るものである。この構成により、測定する人体の特性の
ばらつきや、センサと人体の接触状態によって円弧の大
きさが変化しても、円弧の直径の大きさにほぼ比例した
長さの弦を構成するサンプル点ペアを選択できるので、
少ないデータペアからでも、安定して円弧中心を求める
ことができる。The invention according to claim 13 is the first invention.
3. The invention according to claim 2, wherein the proportional constant of the proportional function in the distance difference calculating means is in the range of 1/30 to 2. With this configuration, even if the size of the arc changes due to variations in the characteristics of the human body to be measured or the state of contact between the sensor and the human body, a pair of sample points forming a chord having a length substantially proportional to the size of the diameter of the arc. You can select
Even from a small number of data pairs, the center of the arc can be obtained stably.
【００２４】また、請求項１４記載の発明は、請求項８
から１３記載の発明において、さらに、ローパスフィル
タ手段を有し、前記円弧中心推定手段から出力される中
心位置座標データのローパスフィルタリングを行うこと
を特徴とするものである。この構成により、推定した中
心位置座票データからノイズを除去することができ、安
定した中心位置座票データを得ることができる。[0024] Further, the invention according to claim 14 is based on claim 8.
The invention according to any one of the first to thirteenth aspects, further comprising low-pass filtering means for performing low-pass filtering of the center position coordinate data output from the arc center estimating means. With this configuration, noise can be removed from the estimated center position ticket data, and stable center position ticket data can be obtained.
【００２５】次に、本発明の実施の形態について、本発
明を血圧計として具現化した場合の例を図面を参照して
説明する。 （実施の形態１）図１は本発明の実施の形態１に係る血
圧計の基本構成を示すブロック図である。この基本構成
は、図７に示した従来例に対し円弧中心推定部２０を除
いては同様な構成を有するので、同様な構成要素には同
様な符号を付して重複した説明は省略する。Next, an embodiment in which the present invention is embodied as a sphygmomanometer will be described with reference to the drawings. (Embodiment 1) FIG. 1 is a block diagram showing a basic configuration of a sphygmomanometer according to Embodiment 1 of the present invention. This basic configuration has the same configuration as that of the conventional example shown in FIG. 7 except for the arc center estimating unit 20, and therefore, the same components are denoted by the same reference numerals, and redundant description will be omitted.
【００２６】本実施の形態における円弧中心推定部２０
において、３０はＡ／Ｄ変換器５からのデータを受け、
その分布から円弧中心の算出に用いるデータの距離差を
算出する距離差決定部、３１は距離差決定部３０からの
距離差データ以上の距離差をもつデータペアを選択する
データ選択部、３２はデータ選択部３１からのデータペ
アから円弧中心を推定する円弧中心算出部である。The arc center estimating section 20 in the present embodiment
, 30 receives data from the A / D converter 5,
A distance difference determining unit for calculating a distance difference between data used for calculating the arc center from the distribution; a data selecting unit for selecting a data pair having a distance difference equal to or greater than the distance difference data from the distance difference determining unit; An arc center calculator for estimating the arc center from the data pair from the data selector 31.
【００２７】次に、距離差決定部３０の構成とその動作
について詳細に説明する。距離差決定部３０の詳細なブ
ロック図を図２に示す。図２において、４０はＡ／Ｄ変
換器５からのデータを受け、その分布の重心を計算する
重心演算部、４１は重心演算部４０からの重心座標（Ｇ
ｘ，Ｇｙ）とＡ／Ｄ変換器５からのデータ（ｘ，ｙ）と
の距離を算出する距離算出部、４２は距離算出部４１か
らの距離データの最大値を算出する最大値算出部、４３
は定数を記憶するデータラッチ、４４はデータラッチ４
３で記憶している定数と最大値算出部４２からの最大値
の積を計算する掛け算器である。Next, the configuration and operation of the distance difference determination section 30 will be described in detail. FIG. 2 shows a detailed block diagram of the distance difference determination unit 30. In FIG. 2, reference numeral 40 denotes a center-of-gravity calculating unit that receives data from the A / D converter 5 and calculates the center of gravity of the distribution, and 41 denotes a center-of-gravity coordinate (G
(x, Gy) and a distance calculation unit that calculates the distance between the data (x, y) from the A / D converter 5; 42, a maximum value calculation unit that calculates the maximum value of the distance data from the distance calculation unit 41; 43
Is a data latch for storing a constant, and 44 is a data latch 4
3 is a multiplier for calculating the product of the constant stored in 3 and the maximum value from the maximum value calculation unit 42.
【００２８】重心演算部４０は、現在入力された座標デ
ータ（ｘ，ｙ）からＴ１秒前までに入力された座標デー
タの集合の重心（Ｇｘ，Ｇｙ）を計算する。具体的に
は、Ｇｘはｘ座標データの平均値、Ｇｙはｙ座標データ
の平均値である。時間間隔Ｔ１は生体の１心拍に要する
時間以上とし、例えば２秒程度とする。距離算出部４１
は重心（Ｇｘ，Ｇｙ）と入力座標データ（ｘ，ｙ）との
距離Ｓを（１）式で計算する。The center-of-gravity calculating section 40 calculates the center of gravity (Gx, Gy) of the set of coordinate data input before T1 seconds from the currently input coordinate data (x, y). Specifically, Gx is an average value of x coordinate data, and Gy is an average value of y coordinate data. The time interval T1 is equal to or longer than the time required for one heartbeat of the living body, for example, about 2 seconds. Distance calculator 41
Calculates the distance S between the center of gravity (Gx, Gy) and the input coordinate data (x, y) by equation (1).
【００２９】[0029]
【数２】 ・・・（１） 最大値算出部４２は、現在入力された距離データＳから
Ｔ２秒前までに入力された距離データＳの集合の最大値
Ｓmax を計算する。時間間隔Ｔ２は生体の１心拍に要す
る時間以上とし、例えば２秒程度とする。データラッチ
４３は、図示しない制御部により書き込まれた定数ｋを
保持する。定数の範囲は1/30から２の範囲が適当であ
る。掛け算器４４は最大値算出部４２からのＳmax に定
数ｋを乗じ、データ選択部３１に出力する。(Equation 2) (1) The maximum value calculation unit 42 calculates the maximum value Smax of a set of distance data S input from T2 seconds before the currently input distance data S. The time interval T2 is longer than the time required for one heartbeat of the living body, for example, about 2 seconds. The data latch 43 holds a constant k written by a control unit (not shown). The range of the constant is suitably from 1/30 to 2. The multiplier 44 multiplies Smax from the maximum value calculator 42 by a constant k and outputs the result to the data selector 31.
【００３０】次に、データ選択部３１の詳細について説
明する。図３はデータ選択部３１の詳細ブロック図であ
る。座標データを記憶する２つのラッチ５０、５１と、
距離算出器５２および比較器５３からなる。ラッチ５
０、５１はイネーブル端子Ｇを持っており、そのイネー
ブル端子Ｇがアクティブになったとき入力データを内部
に記憶し、内部に記憶したデータを出力する。それぞれ
のイネーブル端子Ｇは比較器５３の出力に接続され、比
較器５３の出力がアクティブになったときの入力データ
を保持する。まず、ラッチ５０は初期値としてＡ／Ｄ変
換器５からの最初の座標データをラッチする。距離算出
器５２は、ラッチ５０でラッチされた座標（ｘ１，ｘ
２）と現在の座標（ｘ２，ｙ２）との距離ｚを（２）式
に従い計算する。Next, the details of the data selection section 31 will be described. FIG. 3 is a detailed block diagram of the data selection unit 31. Two latches 50 and 51 for storing coordinate data;
It comprises a distance calculator 52 and a comparator 53. Latch 5
Reference numerals 0 and 51 each have an enable terminal G. When the enable terminal G becomes active, the input data is internally stored, and the internally stored data is output. Each enable terminal G is connected to the output of the comparator 53, and holds the input data when the output of the comparator 53 becomes active. First, the latch 50 latches the first coordinate data from the A / D converter 5 as an initial value. The distance calculator 52 calculates the coordinates (x1, x
The distance z between 2) and the current coordinates (x2, y2) is calculated according to equation (2).
【００３１】[0031]
【数３】 ・・・（２） 比較器５３は、距離算出器５２の出力と掛け算器４４の
出力を比較し、距離算出器５２の出力の方が大きければ
出力をアクティブにする。これにより、ラッチ５０、５
１の記憶内容が更新され、円弧中心算出部３２への出力
が更新される。以上により、掛け算器４４の出力より大
きな距離差をもったデータペア（Ａｘ，Ａｙ）と（Ｂ
ｘ，Ｂｙ）が円弧算出部３２に出力される。(Equation 3) (2) The comparator 53 compares the output of the distance calculator 52 with the output of the multiplier 44, and activates the output if the output of the distance calculator 52 is larger. Thereby, the latches 50, 5
1 is updated, and the output to the arc center calculation unit 32 is updated. As described above, the data pair (Ax, Ay) having a distance difference larger than the output of the multiplier 44 and (B
x, By) are output to the arc calculator 32.
【００３２】次に、円弧中心算出部３２の詳細について
説明する。円弧中心算出部３２は、データ選択部３１の
出力が更新されるたびにデータをラッチし、現在入力さ
れているデータペアからＴ３秒以前までに入力されたデ
ータペアの集合を用いて、各データペアを結ぶ線分の垂
直２等分線からの距離の和が最小になる点すなわち円弧
の中心（ｘｃ，ｙｃ）を最小２乗法により計算する。時
間間隔Ｔ３は生体の１心拍に要する時間以上とし、例え
ば２秒程度とする。演算に使用するデータペア数がｎで
それらの座標を （Ａｘ1 ，Ａｙ1 ）、（Ｂｘ1 ，Ｂｙ1 ） （Ａｘ2 ，Ａｙ2 ）、（Ｂｘ2 ，Ｂｙ2 ） （Ａｘ3 ，Ａｙ3 ）、（Ｂｘ3 ，Ｂｙ3 ） ： ： （Ａｘn ，Ａｙn ）、（Ｂｘn ，Ｂｙn ） とすると、円弧の中心（ｘｃ，ｙｃ）は以下の行列計算
により求めることができる。Next, the details of the arc center calculation unit 32 will be described. The arc center calculation unit 32 latches the data each time the output of the data selection unit 31 is updated, and uses the set of data pairs input before T3 seconds from the currently input data pair to generate each data. The point at which the sum of the distances from the vertical bisectors of the line connecting the pair is minimized, that is, the center (xc, yc) of the arc is calculated by the least square method. The time interval T3 is longer than the time required for one heartbeat of the living body, for example, about 2 seconds. The number of data pairs used for the operation is n, and their coordinates are (Ax 1 , Ay 1 ), (Bx 1 , By 1 ) (Ax 2 , Ay 2 ), (Bx 2 , By 2 ) (Ax 3 , Ay 3) ), (Bx 3 , By 3 ):: (Ax n , Ay n ), (Bx n , By n ), the center (xc, yc) of the arc can be obtained by the following matrix calculation.
【００３３】[0033]
【数４】 (Equation 4)
【００３４】以上の過程を２次元座標平面上で説明す
る。図４はＡ／Ｄ変換器５から出力された座標データを
座標平面にプロットしたものである。点Ｇは重心演算部
４０から出力された重心であり、Ｓmax は重心Ｇからデ
ータまでの距離の最大値で最大値算出部４２から出力さ
れる。Ｓmax に定数をかけた長さがＬであり、掛け算器
４４の出力すなわち距離差決定部３０の出力である。サ
ンプル点の組（Ａ１，Ａ２）、（Ａ２，Ａ３）、（Ａ
３，Ａ４）、（Ａ４，Ａ５）はデータ選択部３１から出
力されるデータペアでありそれぞれの距離差はＬとなっ
ている。円弧中心算出部３２はこれらのデータペアを結
ぶ線分Ａ１Ａ２、Ａ２Ａ３、Ａ３Ａ４、Ａ４Ａ５の垂直
２等分線Ｕ１、Ｕ２、Ｕ３、Ｕ４からの距離の和が最小
になる点Ｃを最小２乗法により算出する。The above process will be described on a two-dimensional coordinate plane. FIG. 4 is a plot of coordinate data output from the A / D converter 5 on a coordinate plane. The point G is the center of gravity output from the center-of-gravity calculating unit 40, and Smax is the maximum value of the distance from the center of gravity G to the data and is output from the maximum value calculating unit 42. The length obtained by multiplying Smax by a constant is L, which is the output of the multiplier 44, that is, the output of the distance difference determination unit 30. A set of sample points (A1, A2), (A2, A3), (A
(3, A4) and (A4, A5) are data pairs output from the data selection unit 31, and the distance difference between them is L. The arc center calculation unit 32 determines the point C at which the sum of the distances of the line segments A1A2, A2A3, A3A4, and A4A5 connecting these data pairs from the perpendicular bisectors U1, U2, U3, and U4 is minimum by the least square method. calculate.
【００３５】なお、距離算出部４１での距離計算および
距離算出器５２での距離計算においては、平方根をとら
ずに２乗和を距離として扱ってもよい。この場合平方根
演算のための演算量を削減できる。In the distance calculation by the distance calculator 41 and the distance calculation by the distance calculator 52, the sum of squares may be treated as the distance without taking the square root. In this case, the calculation amount for the square root calculation can be reduced.
【００３６】以上のように、本発明の実施の形態１に係
る血圧計によれば、サンプリングデータから、適切な距
離差を算出し、その距離差を持ったサンプリングデータ
ペアを選択し、円弧中心計算に用いるので、入力信号の
振幅が変化しても正確な中心を求めることができる。ま
た、必要なデータのみを選択するので演算量も削減でき
る。As described above, according to the sphygmomanometer according to Embodiment 1 of the present invention, an appropriate distance difference is calculated from the sampling data, a sampling data pair having the distance difference is selected, and the center of the arc is calculated. Since it is used for calculation, an accurate center can be obtained even if the amplitude of the input signal changes. Also, since only necessary data is selected, the amount of calculation can be reduced.
【００３７】（実施の形態２）次に、本発明を血圧計と
して具現化した実施の形態２について説明する。図５は
本実施の形態２に係る円弧中心推定部のブロック図であ
る。図１で示した実施の形態１の円弧中心推定部２０の
出力にローパスフィルタ７０を加えた構成となってい
る。ローパスフィルタ７０は、円弧中心算出部３２から
ｘ座標、ｙ座標を入力し、それぞれにローパスフィルタ
リングを行い出力する。ローパスフィルタのカットオフ
周波数としては、数Ｈｚから数１０Ｈｚが望ましい。(Embodiment 2) Next, Embodiment 2 in which the present invention is embodied as a sphygmomanometer will be described. FIG. 5 is a block diagram of the arc center estimating unit according to the second embodiment. A low-pass filter 70 is added to the output of the arc center estimating unit 20 of the first embodiment shown in FIG. The low-pass filter 70 receives the x-coordinate and the y-coordinate from the arc center calculation unit 32, performs low-pass filtering on each of them, and outputs the result. The cut-off frequency of the low-pass filter is preferably from several Hz to several tens Hz.
【００３８】以上のように、本発明の実施の形態２に係
る血圧計によれば、円弧中心算出部３２で算出された円
弧中心座標データから高周波ノイズが取り除かれ、ノイ
ズに影響されにくい円弧中心推定部が構成できる。As described above, according to the sphygmomanometer according to the second embodiment of the present invention, the high-frequency noise is removed from the arc center coordinate data calculated by the arc center calculation unit 32, and the center of the arc hardly affected by the noise is removed. An estimator can be configured.
【００３９】（実施の形態３）次に、本発明を血圧計と
して具現化した実施の形態３について、図１における円
弧中心推定部２０をコンピュータにより実現する場合を
説明する。図６は本実施の形態３に係る円弧中心推定方
式のフローチャートである。ステップ８１はＡ／Ｄ変換
器５からデータ入力を行う。ステップ８２は入力された
データ（ｘ，ｙ）および過去Ｔ１秒間に入力されたデー
タの重心を算出する。重心はｘ座標、ｙ座標それぞれの
平均演算により計算される。時間間隔Ｔ１は生体の１心
拍に要する時間以上とし、例えば２秒程度とする。ステ
ップ８３はステップ８２で計算した重心（Ｇｘ，Ｇｙ）
と入力データ（ｘ，ｙ）との距離Ｓを算出する。ステッ
プ８４は現在の距離Ｓおよび過去Ｔ２秒間に計算された
距離の中で最大になるものＳmax を算出する。時間間隔
Ｔ２は生体の１心拍に要する時間以上とし、例えば２秒
程度とする。ステップ８５はステップ８４で算出された
Ｓmax に係数ｋをかけ、距離差Ｌとする。ステップ８６
は選択データＡと入力データ（ｘ，ｙ）との距離ｚを算
出する。ステップ８７はステップ８６で算出された距離
ｚとステップ８５で算出された距離差Ｌとを比較して、
距離ｚが距離差Ｌより小さければステップ８１に戻り、
距離ｚが距離差Ｌよりも大きければステップ８８に分岐
する。ステップ８８では選択データＡと入力データ
（ｘ、ｙ）をデータペアとし、過去Ｔ３秒間で入力され
たデータペアとともに最小２乗法によりデータペア間を
結ぶ線分からの距離の和が最小となる点を算出する。時
間間隔Ｔ３は生体の１心拍に要する時間以上とし、例え
ば２秒程度とする。ステップ８９はステップ８８で算出
した円弧中心の座標を位相角演算部７に出力する。ステ
ップ９０は入力データ（ｘ，ｙ）を選択データＡに代入
し、ステップ８１に戻る。なお、選択データＡには初期
値が必要であるが、第１番目の入力データを選択データ
Ａの初期値とする。Third Embodiment Next, a third embodiment in which the present invention is embodied as a sphygmomanometer will be described in the case where the arc center estimating unit 20 in FIG. 1 is realized by a computer. FIG. 6 is a flowchart of the arc center estimation method according to the third embodiment. In step 81, data is input from the A / D converter 5. Step 82 calculates the center of gravity of the input data (x, y) and the data input in the past T1 seconds. The center of gravity is calculated by averaging each of the x and y coordinates. The time interval T1 is equal to or longer than the time required for one heartbeat of the living body, for example, about 2 seconds. Step 83 is the center of gravity (Gx, Gy) calculated in step 82
And the distance S between the input data (x, y). Step 84 calculates the maximum value Smax of the current distance S and the distance calculated in the past T2 seconds. The time interval T2 is longer than the time required for one heartbeat of the living body, for example, about 2 seconds. In step 85, Smax calculated in step 84 is multiplied by a coefficient k to obtain a distance difference L. Step 86
Calculates the distance z between the selection data A and the input data (x, y). Step 87 compares the distance z calculated in step 86 with the distance difference L calculated in step 85,
If the distance z is smaller than the distance difference L, the process returns to step 81,
If the distance z is larger than the distance difference L, the flow branches to step 88. In step 88, the selected data A and the input data (x, y) are used as a data pair, and the point at which the sum of the distances from the line connecting the data pairs is minimized by the least squares method together with the data pair input in the past T3 seconds. calculate. The time interval T3 is longer than the time required for one heartbeat of the living body, for example, about 2 seconds. A step 89 outputs the coordinates of the center of the arc calculated in the step 88 to the phase angle calculation unit 7. A step 90 substitutes the input data (x, y) for the selected data A and returns to the step 81. Note that the selection data A needs an initial value, but the first input data is set as the initial value of the selection data A.
【００４０】以上のように、本発明の実施の形態３に係
る血圧計によれば、サンプリングデータから、適切な距
離差を算出し、その距離差を持ったサンプリングデータ
ペアを選択し、円弧中心計算に用いるので、入力信号の
振幅が変化しても正確な中心を求めることができる。ま
た、必要なデータのみを選択するのでステップ８８での
最小２乗法での演算量も削減できる。As described above, according to the sphygmomanometer according to Embodiment 3 of the present invention, an appropriate distance difference is calculated from the sampling data, a sampling data pair having the distance difference is selected, and the center of the arc is calculated. Since it is used for calculation, an accurate center can be obtained even if the amplitude of the input signal changes. Further, since only necessary data is selected, the amount of calculation by the least square method in step 88 can be reduced.
【００４１】なお、上記各実施の形態では、円弧中心推
定部２０をコンピュータにより実現する方法のみを記述
しているが、位相角演算部７、血圧演算部１０等の他の
構成要素もコンピュータにより実現することが可能であ
る。In the above embodiments, only the method of realizing the arc center estimating unit 20 by a computer is described. However, other components such as the phase angle calculating unit 7 and the blood pressure calculating unit 10 are also formed by the computer. It is possible to realize.
【００４２】[0042]
【発明の効果】以上の説明から明らかなように、本発明
によれば、一定の距離差のあるデータペアのみを選択し
て円弧中心を求める演算に使用するので、データの分布
に偏りがある場合でも正確に分布の円弧中心の座標を求
めることができる。さらにデータ分布に応じて選択する
データペアの距離差を決定するので、入力データの振幅
が変化しても正確に円弧中心の座標を求めることができ
る。As is apparent from the above description, according to the present invention, only the data pairs having a certain distance difference are selected and used for the calculation for obtaining the center of the arc, so that the data distribution is biased. Even in this case, the coordinates of the arc center of the distribution can be accurately obtained. Further, since the distance difference between the data pairs to be selected is determined according to the data distribution, the coordinates of the center of the arc can be accurately obtained even if the amplitude of the input data changes.
【図１】本発明の実施の形態における血圧計の概略ブロ
ック図FIG. 1 is a schematic block diagram of a sphygmomanometer according to an embodiment of the present invention.
【図２】本発明の実施の形態１に係る距離差決定部の詳
細ブロック図FIG. 2 is a detailed block diagram of a distance difference determination unit according to the first embodiment of the present invention.
【図３】本発明の実施の形態１に係るデータ選択部の詳
細ブロック図FIG. 3 is a detailed block diagram of a data selection unit according to the first embodiment of the present invention.
【図４】本発明の実施の形態１での選択データと円弧中
心との関係を示した模式図FIG. 4 is a schematic diagram showing a relationship between selection data and the center of an arc in the first embodiment of the present invention.
【図５】本発明の実施の形態２に係る円弧中心推定部の
詳細ブロック図FIG. 5 is a detailed block diagram of an arc center estimating unit according to the second embodiment of the present invention.
【図６】本発明の実施の形態３に係る円弧中心推定部の
フロー図FIG. 6 is a flowchart of an arc center estimating unit according to Embodiment 3 of the present invention.
【図７】従来例における血圧計の概略ブロック図FIG. 7 is a schematic block diagram of a blood pressure monitor in a conventional example.
【図８】位相検波したデータを２次元平面上にプロット
した模式図FIG. 8 is a schematic diagram in which phase-detected data is plotted on a two-dimensional plane.
１ 発振器 ２ 励振器 ３ センサ ４ 位相検波器 ５ Ａ／Ｄ変換器 ７ 位相角演算部 ８ カフ式血圧測定器 ９ カフ １０ 血圧演算部 １１ 表示部 １２ 制御部 ２０ 円弧中心推定部 ３０ 距離差決定部 ３１ データ選択部 ３２ 円弧中心算出部 DESCRIPTION OF SYMBOLS 1 Oscillator 2 Exciter 3 Sensor 4 Phase detector 5 A / D converter 7 Phase angle calculation part 8 Cuff type blood pressure monitor 9 Cuff 10 Blood pressure calculation part 11 Display part 12 Control part 20 Arc center estimation part 30 Distance difference determination part 31 Data selection unit 32 Arc center calculation unit
Claims (14)
た振動を振動センサで電気信号に変換し、センサからの
信号をディジタル信号に変換するとともに、位相検波に
より２次元座標平面にサンプル点をマッピングし、２次
元平面上でのデータ間の距離差を規定し、前記規定され
た距離以上の距離差を持つ２つのサンプル点ペアを複数
選択し、前記選択された複数のサンプル点ペアを結ぶ直
線の垂直２等分線との距離が最小になる点を算出するこ
とでサンプルデータの分布の円弧中心座標を推定し、前
記円弧中心から見込んだサンプル点の位相角を算出する
ことで、対象物の物理パラメータを連続的に測定する物
理パラメータ測定方法。1. A vibration is applied to an object, the vibration propagated in the object is converted into an electric signal by a vibration sensor, a signal from the sensor is converted into a digital signal, and the signal is sampled on a two-dimensional coordinate plane by phase detection. Mapping points, defining a distance difference between data on a two-dimensional plane, selecting a plurality of two sample point pairs having a distance difference equal to or greater than the defined distance, and selecting the plurality of selected sample point pairs Is calculated by calculating the point at which the distance between the straight line and the perpendicular bisector of the sample data is minimized, thereby calculating the arc center coordinates of the distribution of the sample data, and calculating the phase angle of the sample point viewed from the arc center. , A physical parameter measuring method for continuously measuring physical parameters of an object.
メータは生体の心拍運動により引き起こされた生理学的
パラメータである請求項１記載の物理パラメータ測定方
法。2. The physical parameter measuring method according to claim 1, wherein the object is a living body, and the parameter to be measured is a physiological parameter caused by a heartbeat of the living body.
を規定する方法は、１心拍以上の間のデータの重心を計
算し、１心拍以上の間のデータと前記重心との距離の最
大値を計算し、前記距離の最大値の単調増加関数として
距離差を算出する請求項２記載の物理パラメータ測定方
法。3. The method of defining a distance difference between data on a two-dimensional plane, wherein a center of gravity of the data during one or more heartbeats is calculated, and a distance between the data during one or more heartbeats and the center of gravity is calculated. 3. The physical parameter measuring method according to claim 2, wherein a maximum value is calculated, and a distance difference is calculated as a monotonically increasing function of the maximum value of the distance.
を規定する方法は、１心拍以上の間のデータの重心を計
算し、１心拍以上の間のデータとの距離のうちｎ番目
（ｎは２以上）に大きい値を距離の最大値として算出
し、前記最大値の単調増加関数として距離差を算出する
請求項２記載の物理パラメータ測定方法。4. The method of defining a distance difference between data on a two-dimensional plane, wherein a center of gravity of data for one or more heartbeats is calculated, and an nth distance from data for one or more heartbeats is calculated. 3. The physical parameter measuring method according to claim 2, wherein a value larger than (n is 2 or more) is calculated as the maximum value of the distance, and the distance difference is calculated as a monotonically increasing function of the maximum value.
比例関数であることを特徴とする請求項３または４記載
の物理パラメータ測定方法。5. The physical parameter measuring method according to claim 3, wherein the monotonically increasing function in the distance difference calculating method is a proportional function.
定数が1/30から２の範囲であることを特徴とする請求項
５記載の物理パラメータ測定方法。6. The physical parameter measuring method according to claim 5, wherein a proportional constant of a proportional function in the distance difference calculating method is in a range of 1/30 to 2.
リングを行うことを特徴とする請求項１から６のいずれ
かに記載の物理パラメータ測定方法。7. The physical parameter measuring method according to claim 1, wherein low-pass filtering of the center position coordinate data is performed.
内を伝搬した振動を電気信号に変換するセンサ手段と、
センサ手段または位相検波手段からの信号をディジタル
信号に変換するアナログ／ディジタル変換手段と、位相
検波により２次元座標平面にサンプル点をマッピングす
る位相検波手段と、２次元平面上でのデータ間の距離差
を規定する距離差規定手段と、前記規定された距離以上
の距離差を持つ２つのサンプル点ペアを複数選択する選
択手段と、前記選択された複数のサンプル点ペアを結ぶ
直線の垂直２等分線との距離が最小になる点を算出する
ことでサンプルデータの分布の円弧中心を推定する円弧
中心推定手段と、前記円弧中心から見込んだサンプル点
の位相角を算出する位相角算出手段とを備えた物理パラ
メータ測定装置。8. Exciting means for applying vibration to an object, sensor means for converting vibration propagated in the object to an electric signal,
Analog / digital conversion means for converting a signal from the sensor means or the phase detection means into a digital signal, phase detection means for mapping a sample point on a two-dimensional coordinate plane by phase detection, and distance between data on the two-dimensional plane Distance difference defining means for defining the difference, selecting means for selecting a plurality of two sample point pairs having a distance difference equal to or greater than the defined distance, perpendicular 2 of a straight line connecting the selected plurality of sample point pairs, etc. Arc center estimating means for estimating the arc center of the distribution of the sample data by calculating a point at which the distance to the branch line is minimized, and phase angle calculating means for calculating the phase angle of the sample point viewed from the arc center A physical parameter measuring device comprising:
メータは生体の心拍運動により引き起こされた生理学的
パラメータである請求項８記載の物理パラメータ測定装
置。9. The physical parameter measuring device according to claim 8, wherein the object is a living body, and the parameter to be measured is a physiological parameter caused by a heartbeat of the living body.
差を規定する距離差規定手段が、１心拍以上の間のデー
タの重心を計算する重心計算手段と、１心拍以上の間の
データと前記重心との距離の最大値を計算する最大値計
算手段と、前記距離の最大値の単調増加関数値を発生す
る単調増加関数発生手段からなる請求項９記載の物理パ
ラメータ測定装置。10. A distance difference defining means for defining a distance difference between data on a two-dimensional plane, a center of gravity calculating means for calculating a center of gravity of data for one or more heartbeats, and a data for one or more heartbeats. 10. The physical parameter measuring device according to claim 9, comprising: maximum value calculating means for calculating a maximum value of a distance between the distance and the center of gravity; and monotonically increasing function generating means for generating a monotonically increasing function value of the maximum value of the distance.
差を規定する距離差規定手段が、１心拍以上の間のデー
タの重心を計算する重心計算手段と、１心拍以上の間の
データとの距離のうちｎ番目（ｎは２以上）に大きい値
を距離の最大値として算出する最大値計算手段と、前記
最大値の単調増加関数値を発生する単調増加関数発生手
段からなる請求項９記載の物理パラメータ測定装置。11. A distance difference defining means for defining a distance difference between data on a two-dimensional plane, a center of gravity calculating means for calculating a center of gravity of data of one or more heartbeats, and a data of one or more heartbeats. A maximum value calculating means for calculating an n-th (n is 2 or more) largest value of the distance as a maximum value of the distance, and a monotonically increasing function generating means for generating a monotonically increasing function value of the maximum value. 10. The physical parameter measurement device according to 9.
加関数は比例関数であることを特徴とする請求項１０ま
たは１１記載の物理パラメータ測定装置。12. The physical parameter measuring device according to claim 10, wherein the monotonically increasing function in the monotonically increasing function generating means is a proportional function.
数の比例定数が1/30から２の範囲であることを特徴とす
る請求項１２記載の物理パラメータ測定装置。13. The physical parameter measuring device according to claim 12, wherein a proportional constant of a proportional function in said monotonically increasing function generating means is in a range of 1/30 to 2.
弧中心推定手段から出力される中心位置座標データのロ
ーパスフィルタリングを行うことを特徴とする請求項８
から１３のいずれかに記載の物理パラメータ測定装置。14. The apparatus according to claim 8, further comprising low-pass filtering means for performing low-pass filtering on the center position coordinate data output from said arc center estimating means.
14. The physical parameter measuring device according to any one of items 1 to 13.
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP08720798A JP3604897B2 (en) | 1998-03-31 | 1998-03-31 | Physical parameter measurement device |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP08720798A JP3604897B2 (en) | 1998-03-31 | 1998-03-31 | Physical parameter measurement device |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH11276446A true JPH11276446A (en) | 1999-10-12 |
| JP3604897B2 JP3604897B2 (en) | 2004-12-22 |
Family
ID=13908520
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP08720798A Expired - Fee Related JP3604897B2 (en) | 1998-03-31 | 1998-03-31 | Physical parameter measurement device |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP3604897B2 (en) |
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2021191455A (en) * | 2015-09-24 | 2021-12-16 | 日本光電工業株式会社 | Device and method for detecting enhancement of at least one of expansion and movement of brain |
-
1998
- 1998-03-31 JP JP08720798A patent/JP3604897B2/en not_active Expired - Fee Related
Cited By (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2021191455A (en) * | 2015-09-24 | 2021-12-16 | 日本光電工業株式会社 | Device and method for detecting enhancement of at least one of expansion and movement of brain |
| US11690591B2 (en) | 2015-09-24 | 2023-07-04 | Nihon Kohden Corporation | Apparatus and methods for detecting increase in brain swelling and/or shifting |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JP3604897B2 (en) | 2004-12-22 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| RU2338458C2 (en) | Device and method for measurement of hemodynamic parameters | |
| JP2831471B2 (en) | Apparatus and method for measuring induced perturbations to determine physiological parameters | |
| US6852083B2 (en) | System and method of determining whether to recalibrate a blood pressure monitor | |
| CA1333096C (en) | Noninvasive continuous monitor of arterial blood pressure waveform | |
| JP2013509226A (en) | Apparatus and method for enhancing and analyzing signals from continuous non-invasive blood pressure devices | |
| WO2003000130A1 (en) | Blood vessel disease examining device and bypass blood vessel diagnosing device | |
| JP2004024862A (en) | System and method for calibrating deformed signal by using another calibrated signal | |
| US20160058409A1 (en) | Ultrasonic blood pressure measurement apparatus and blood pressure measurement method | |
| JP5203210B2 (en) | Signal processing for pulse oximetry | |
| JP2013132437A (en) | Blood pressure measurement apparatus and control method for the same | |
| JP5817512B2 (en) | Blood pressure measuring device and method for controlling blood pressure measuring device | |
| US20040171941A1 (en) | Blood flow amount estimating apparatus | |
| JP2003169779A (en) | Pulse wave propagation speed measuring instrument | |
| JP3604897B2 (en) | Physical parameter measurement device | |
| JP4680411B2 (en) | Arterial blood pressure measuring method and arterial blood pressure measuring device | |
| JP3683448B2 (en) | Physical parameter measurement device using vibration | |
| Lee et al. | Digital envelope detector for blood pressure measurement using an oscillometric method | |
| JP3533122B2 (en) | Pulse wave monitor | |
| JP2004242851A (en) | Pulse wave measuring electrode and pulse wave measuring device | |
| WO2016035041A1 (en) | Apparatus and method for non-invasive pressure measurement of a fluid confined in a vessel with elastic or rigid walls fitted with an elastic window | |
| JPH05237109A (en) | Method for measuring position of at least one moving contact face using ultrasonic wave and device implementing the method | |
| JP2981208B1 (en) | Non-invasive continuous blood pressure monitor | |
| KR20190134433A (en) | Cardiac output signal analyzer and method | |
| JP3046275B2 (en) | Non-invasive continuous blood pressure monitor | |
| Avbelj | Morphological changes of pressure pulses in oscillometric non-invasive blood pressure measurements |
Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| A977 | Report on retrieval |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A971007 Effective date: 20040623 |
|
| A131 | Notification of reasons for refusal |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A131 Effective date: 20040706 |
|
| A521 | Written amendment |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523 Effective date: 20040827 |
|
| TRDD | Decision of grant or rejection written | ||
| A01 | Written decision to grant a patent or to grant a registration (utility model) |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A01 Effective date: 20040928 |
|
| A61 | First payment of annual fees (during grant procedure) |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A61 Effective date: 20040930 |
|
| R150 | Certificate of patent or registration of utility model |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R150 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20081008 Year of fee payment: 4 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20091008 Year of fee payment: 5 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20091008 Year of fee payment: 5 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20101008 Year of fee payment: 6 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20111008 Year of fee payment: 7 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20121008 Year of fee payment: 8 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20131008 Year of fee payment: 9 |
|
| LAPS | Cancellation because of no payment of annual fees |