JP2003344208A - 医療用圧力測定装置の周波数特性校正方法及び周波数特性校正装置 - Google Patents
医療用圧力測定装置の周波数特性校正方法及び周波数特性校正装置Info
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- JP2003344208A JP2003344208A JP2002155946A JP2002155946A JP2003344208A JP 2003344208 A JP2003344208 A JP 2003344208A JP 2002155946 A JP2002155946 A JP 2002155946A JP 2002155946 A JP2002155946 A JP 2002155946A JP 2003344208 A JP2003344208 A JP 2003344208A
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Abstract
(57)【要約】
【課題】 簡便、かつ、正確にカテーテル式圧力測定計
の校正ができる、医療用圧力測定装置の周波数特性校正
方法及び周波数特性校正装置を提供する。 【解決手段】 液体２を満たしたカテーテル１の一端に
パルス圧力発生手段３を設け、このパルス圧力発生手段
３により液体１にパルス圧力を印加してパルス圧力波を
形成すると共に、パルス圧力波をカテーテル１の一端の
外側に密着して設けた第１の圧力・電気トランスデュー
サ４により入力電気信号４Ａに変換し、カテーテル１の
他端に伝搬した液体２のパルス圧力波形をカテーテル１
の他端の外側に密着して設けた第２の圧力・電気トラン
スデューサ５により出力電気信号５Ａに変換し、出力電
気信号５Ａのフーリエ変換を入力電気信号４Ａのフーリ
エ変換で除算することによりカテーテル１の周波数特性
曲線を得る。
の校正ができる、医療用圧力測定装置の周波数特性校正
方法及び周波数特性校正装置を提供する。 【解決手段】 液体２を満たしたカテーテル１の一端に
パルス圧力発生手段３を設け、このパルス圧力発生手段
３により液体１にパルス圧力を印加してパルス圧力波を
形成すると共に、パルス圧力波をカテーテル１の一端の
外側に密着して設けた第１の圧力・電気トランスデュー
サ４により入力電気信号４Ａに変換し、カテーテル１の
他端に伝搬した液体２のパルス圧力波形をカテーテル１
の他端の外側に密着して設けた第２の圧力・電気トラン
スデューサ５により出力電気信号５Ａに変換し、出力電
気信号５Ａのフーリエ変換を入力電気信号４Ａのフーリ
エ変換で除算することによりカテーテル１の周波数特性
曲線を得る。
Description
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明は、医療用圧力測定装置の
周波数特性校正方法及び周波数特性校正装置に関し、さ
らに詳しくは、校正用発振器とこの発振器により駆動さ
れる圧力発生装置を必要としないで、簡便、かつ、正確
にカテーテル式圧力測定計の校正ができる、医療用圧力
測定装置の周波数特性校正方法及び周波数特性校正装置
に関する。
周波数特性校正方法及び周波数特性校正装置に関し、さ
らに詳しくは、校正用発振器とこの発振器により駆動さ
れる圧力発生装置を必要としないで、簡便、かつ、正確
にカテーテル式圧力測定計の校正ができる、医療用圧力
測定装置の周波数特性校正方法及び周波数特性校正装置
に関する。
【０００２】
【従来の技術】医療用として、一般に用いられているカ
テーテルと圧力トランスデューサからなる血圧（静脈、
動脈）等の圧力測定装置は、観血式直接血圧測定が可能
で、非観血式間接血圧測定に比べて高精度で血圧波形の
観察が可能であり、また臓器の圧力として心臓の内圧等
が測定可能であるという特徴を有している。図９は、従
来のカテーテル式圧力測定装置の構成を示す図である。
図示のように、カテーテル式圧力測定装置５０は、患者
の比較的浅い血管５２へ生理的食塩水を満たしたカテー
テル５３の先端部５３Ａが挿入され、カテーテル５３の
他端の側面部に圧力トランスデューサ５４が設けられて
いる。図中のカテーテルの長さＬ１は、おおよそ３０ｃ
ｍから２ｍ程度である。この圧力トランスデューサ５４
は、圧力を電気信号に変換するセンサである。圧力トラ
ンスデューサ５４からの電気信号は、ケーブル５４Ａに
出力され、アンプ５６からのケーブル５５と、コネクタ
５４Ｂ，５５Ａにより接続される。この電気信号が、ア
ンプ５６において増幅され、血圧波形信号が出力され
る。また、圧力トランスデューサ５４が設けられている
カテーテル５３の他端部には、血液による閉塞を防ぐた
めの抗血栓剤であるヘパリンを添加し、持続的に加圧さ
れたヘパリン添加生理食塩水６５を少量ずつ流す装置
（フラッシュ装置）６６が配設されている。
テーテルと圧力トランスデューサからなる血圧（静脈、
動脈）等の圧力測定装置は、観血式直接血圧測定が可能
で、非観血式間接血圧測定に比べて高精度で血圧波形の
観察が可能であり、また臓器の圧力として心臓の内圧等
が測定可能であるという特徴を有している。図９は、従
来のカテーテル式圧力測定装置の構成を示す図である。
図示のように、カテーテル式圧力測定装置５０は、患者
の比較的浅い血管５２へ生理的食塩水を満たしたカテー
テル５３の先端部５３Ａが挿入され、カテーテル５３の
他端の側面部に圧力トランスデューサ５４が設けられて
いる。図中のカテーテルの長さＬ１は、おおよそ３０ｃ
ｍから２ｍ程度である。この圧力トランスデューサ５４
は、圧力を電気信号に変換するセンサである。圧力トラ
ンスデューサ５４からの電気信号は、ケーブル５４Ａに
出力され、アンプ５６からのケーブル５５と、コネクタ
５４Ｂ，５５Ａにより接続される。この電気信号が、ア
ンプ５６において増幅され、血圧波形信号が出力され
る。また、圧力トランスデューサ５４が設けられている
カテーテル５３の他端部には、血液による閉塞を防ぐた
めの抗血栓剤であるヘパリンを添加し、持続的に加圧さ
れたヘパリン添加生理食塩水６５を少量ずつ流す装置
（フラッシュ装置）６６が配設されている。
【０００３】ここで、圧力トランスデューサ５４の出力
は、カテーテル５３と、カテーテル５３中を満たす液体
と、圧力トランスデューサ５４とからなる圧力測定回路
の機械的フィルター特性のために適切な組合わせを用い
ないと入力波形、すなわち血圧波形が歪んで測定され、
血圧値に誤差が生じることが知られている。また、この
カテーテル５３の内部に気泡が入り易く、この気泡も入
力波形を歪ませる大きな要因となり、測定誤差を生じさ
せることが知られている。
は、カテーテル５３と、カテーテル５３中を満たす液体
と、圧力トランスデューサ５４とからなる圧力測定回路
の機械的フィルター特性のために適切な組合わせを用い
ないと入力波形、すなわち血圧波形が歪んで測定され、
血圧値に誤差が生じることが知られている。また、この
カテーテル５３の内部に気泡が入り易く、この気泡も入
力波形を歪ませる大きな要因となり、測定誤差を生じさ
せることが知られている。
【０００４】実際に使用されているカテーテル５３と、
カテーテル５３の中を満たす液体６５と、圧力トランス
デューサ５４とからなる圧力測定回路が、どの程度血圧
波形を変化させているかは、この圧力測定回路の周波数
特性曲線を測定して校正を行っている。図１０は、従来
の周波数特性曲線を求める校正回路の構成を示す図であ
る。図において、校正用発振器６１により駆動される圧
力波形発生装置６２がカテーテル６０の一端に接続され
ている。圧力発生装置６２の出力部及びカテーテル６０
の他端には、圧力トランスデューサ６３及び６４が接続
されている。カテーテル６０の中には液体が満たされて
いる。
カテーテル５３の中を満たす液体６５と、圧力トランス
デューサ５４とからなる圧力測定回路が、どの程度血圧
波形を変化させているかは、この圧力測定回路の周波数
特性曲線を測定して校正を行っている。図１０は、従来
の周波数特性曲線を求める校正回路の構成を示す図であ
る。図において、校正用発振器６１により駆動される圧
力波形発生装置６２がカテーテル６０の一端に接続され
ている。圧力発生装置６２の出力部及びカテーテル６０
の他端には、圧力トランスデューサ６３及び６４が接続
されている。カテーテル６０の中には液体が満たされて
いる。
【０００５】従来の周波数校正曲線を求める第１の方法
は、校正用発振器６１から、正弦波信号を圧力波形発生
装置６２に入力すると正弦波の圧力波形が得られる。こ
の正弦波の圧力を液体を満たしたカテーテル６０に入力
し、周波数を変えながら入力波形６３Ａとカテーテル６
０の出力波形６４Ａの振幅比を求めるものである。
は、校正用発振器６１から、正弦波信号を圧力波形発生
装置６２に入力すると正弦波の圧力波形が得られる。こ
の正弦波の圧力を液体を満たしたカテーテル６０に入力
し、周波数を変えながら入力波形６３Ａとカテーテル６
０の出力波形６４Ａの振幅比を求めるものである。
【０００６】また、従来の周波数校正曲線を求める第二
の方法は、校正用発振器６１を広帯域な信号発生器とし
て、パルス状や変調波状の圧力波形を用いてカテーテル
６０に対する入力波形６３Ａと出力波形６４Ａを、Ａ／
Ｄ変換器６５によりディジタル化し、コンピュータ６６
で処理することで、周波数特性曲線を描く方法が取られ
ている。このように、従来の校正方法においては、校正
用発振器６１と、この校正用発振器６１により駆動され
る圧力波形発生装置６２を必ず使用することが必要であ
った。
の方法は、校正用発振器６１を広帯域な信号発生器とし
て、パルス状や変調波状の圧力波形を用いてカテーテル
６０に対する入力波形６３Ａと出力波形６４Ａを、Ａ／
Ｄ変換器６５によりディジタル化し、コンピュータ６６
で処理することで、周波数特性曲線を描く方法が取られ
ている。このように、従来の校正方法においては、校正
用発振器６１と、この校正用発振器６１により駆動され
る圧力波形発生装置６２を必ず使用することが必要であ
った。
【０００７】図１１は、従来法の周波数特性曲線におい
て、正常な状態と、気泡が入ることにより異常が発生し
たときの周波数特性曲線の概略を示す図である。図示さ
れるように、気泡や大きな気泡が入ることにより、正常
な周波数特性曲線が得られないことが分かる。
て、正常な状態と、気泡が入ることにより異常が発生し
たときの周波数特性曲線の概略を示す図である。図示さ
れるように、気泡や大きな気泡が入ることにより、正常
な周波数特性曲線が得られないことが分かる。
【０００８】
【発明が解決しようとする課題】このように、従来の方
式では、カテーテルと、カテーテルの中を満たす液体
と、圧力トランスデューサと、からなる血圧などの圧力
測定回路においては、カテーテル内に入る気泡やカテー
テルの状態により圧力が変化し、毎回校正用発振器と校
正用発振器により駆動される圧力発生装置により医療用
圧力測定回路の周波数特性曲線を測定し校正する必要が
あり、簡便に使用することができないという課題があ
る。
式では、カテーテルと、カテーテルの中を満たす液体
と、圧力トランスデューサと、からなる血圧などの圧力
測定回路においては、カテーテル内に入る気泡やカテー
テルの状態により圧力が変化し、毎回校正用発振器と校
正用発振器により駆動される圧力発生装置により医療用
圧力測定回路の周波数特性曲線を測定し校正する必要が
あり、簡便に使用することができないという課題があ
る。
【０００９】本発明は、上記課題に鑑み、従来の校正方
法で必要であった校正用発信器と校正用発振器により駆
動される圧力発生装置を使わずに、簡便、かつ、正確に
カテーテル式圧力測定計の校正ができる、医療用圧力測
定装置の周波数特性校正方法及び周波数特性校正装置を
提供することを目的とする。
法で必要であった校正用発信器と校正用発振器により駆
動される圧力発生装置を使わずに、簡便、かつ、正確に
カテーテル式圧力測定計の校正ができる、医療用圧力測
定装置の周波数特性校正方法及び周波数特性校正装置を
提供することを目的とする。
【００１０】
【課題を解決するための手段】上記目的を達成するた
め、本発明の医療用圧力測定装置の周波数特性校正方法
は、液体を満たしたカテーテルの一端にパルス圧力発生
手段を設け、このパルス圧力発生手段により液体にパル
ス圧力を印加してパルス圧力波を形成すると共に、この
パルス圧力波をカテーテルの一端の外側に密着して設け
た第１の圧力・電気トランスデューサにより電気信号に
変換し、カテーテルの他端に伝搬した液体のパルス圧力
波形をカテーテルの他端の外側に密着して設けた第２の
圧力・電気トランスデューサにより電気信号に変換し、
第１の圧力・電気トランスデューサによる電気信号を入
力電気信号とし、第２の圧力・電気トランスデューサに
よる電気信号を出力電気信号とし、出力電気信号のフー
リエ変換を入力電気信号のフーリエ変換で除算すること
により、カテーテルの周波数特性曲線を得ることを特徴
とする。
め、本発明の医療用圧力測定装置の周波数特性校正方法
は、液体を満たしたカテーテルの一端にパルス圧力発生
手段を設け、このパルス圧力発生手段により液体にパル
ス圧力を印加してパルス圧力波を形成すると共に、この
パルス圧力波をカテーテルの一端の外側に密着して設け
た第１の圧力・電気トランスデューサにより電気信号に
変換し、カテーテルの他端に伝搬した液体のパルス圧力
波形をカテーテルの他端の外側に密着して設けた第２の
圧力・電気トランスデューサにより電気信号に変換し、
第１の圧力・電気トランスデューサによる電気信号を入
力電気信号とし、第２の圧力・電気トランスデューサに
よる電気信号を出力電気信号とし、出力電気信号のフー
リエ変換を入力電気信号のフーリエ変換で除算すること
により、カテーテルの周波数特性曲線を得ることを特徴
とする。
【００１１】この構成によれば、液体を満たしたカテー
テルの一端に設けらるパルス圧力発生手段から液体にパ
ルス圧力を印加してパルス圧力を発生させ、このパルス
圧力波をカテーテルの一端の外側に密着して設けた第１
の圧力・電気トランスデューサにより電気信号に変換す
る。また、カテーテルの他端に伝搬した液体のパルス圧
力波形をカテーテルの他端の外側に密着して設けた第２
の圧力・電気トランスデューサにより電気信号に変換す
る。この第１の圧力・電気トランスデューサによる電気
信号を入力電気信号とし、第２の圧力・電気トランスデ
ューサによる電気信号を出力電気信号とし、出力電気信
号のフーリエ変換を入力電気信号のフーリエ変換で除算
することによりカテーテルの周波数特性曲線を計算す
る。従って、本発明の医療用圧力測定装置の周波数特性
校正方法によれば、従来の校正用発振器とこの発振器に
より駆動される圧力発生装置を必要としないので、簡
便、かつ、正確にカテーテルの周波数特性曲線を得るこ
とができる。
テルの一端に設けらるパルス圧力発生手段から液体にパ
ルス圧力を印加してパルス圧力を発生させ、このパルス
圧力波をカテーテルの一端の外側に密着して設けた第１
の圧力・電気トランスデューサにより電気信号に変換す
る。また、カテーテルの他端に伝搬した液体のパルス圧
力波形をカテーテルの他端の外側に密着して設けた第２
の圧力・電気トランスデューサにより電気信号に変換す
る。この第１の圧力・電気トランスデューサによる電気
信号を入力電気信号とし、第２の圧力・電気トランスデ
ューサによる電気信号を出力電気信号とし、出力電気信
号のフーリエ変換を入力電気信号のフーリエ変換で除算
することによりカテーテルの周波数特性曲線を計算す
る。従って、本発明の医療用圧力測定装置の周波数特性
校正方法によれば、従来の校正用発振器とこの発振器に
より駆動される圧力発生装置を必要としないので、簡
便、かつ、正確にカテーテルの周波数特性曲線を得るこ
とができる。
【００１２】前記構成において、入力電気信号のフーリ
エ変換は、入力電気信号の区間切り出しと微分フィルタ
処理した後のフーリエ変換であり、出力電気信号のフー
リエ変換は、出力電気信号の前記入力電気信号と同一の
区間切り出しと微分フィルタ処理した後のフーリエ変換
であることを特徴とする。また、パルス圧力発生手段
は、測定者の手動によりパルス圧力を発生させることを
特徴とする。
エ変換は、入力電気信号の区間切り出しと微分フィルタ
処理した後のフーリエ変換であり、出力電気信号のフー
リエ変換は、出力電気信号の前記入力電気信号と同一の
区間切り出しと微分フィルタ処理した後のフーリエ変換
であることを特徴とする。また、パルス圧力発生手段
は、測定者の手動によりパルス圧力を発生させることを
特徴とする。
【００１３】さらに、本発明の医療用圧力測定装置の周
波数特性校正装置は、液体を満たしたカテーテルの一端
に設けられるパルス圧力発生手段と、カテーテルの一端
に設けられるパルス圧力発生手段からのパルス圧力を入
力電気信号に変換するための入力圧検出用圧力トランス
デューサと、パルス圧力をカテーテルの他端に伝搬させ
たときのパルス圧力を出力電気信号に変換する出力圧検
出用圧力トランスデューサと、出力電気信号のフーリエ
変換を入力電気信号のフーリエ変換で除算することによ
り上記カテーテルの周波数特性曲線を得る信号処理部
と、からなることを特徴とする。
波数特性校正装置は、液体を満たしたカテーテルの一端
に設けられるパルス圧力発生手段と、カテーテルの一端
に設けられるパルス圧力発生手段からのパルス圧力を入
力電気信号に変換するための入力圧検出用圧力トランス
デューサと、パルス圧力をカテーテルの他端に伝搬させ
たときのパルス圧力を出力電気信号に変換する出力圧検
出用圧力トランスデューサと、出力電気信号のフーリエ
変換を入力電気信号のフーリエ変換で除算することによ
り上記カテーテルの周波数特性曲線を得る信号処理部
と、からなることを特徴とする。
【００１４】この装置は、液体を満たしたカテーテルの
一端に設けらるパルス圧力発生手段から、パルス圧力を
発生し、カテーテルの一端に設けられる入力圧検出用圧
力トランスデューサにより、入力電気信号に変換する。
また、このパルス圧力がカテーテルの他端に伝搬したと
きのパルス圧力を、出力圧測定用圧力トランスデューサ
により出力電気信号に変換する。さらに、信号処理部に
おいて、出力電気信号のフーリエ変換を入力電気信号の
フーリエ変換で除算することによりカテーテルの周波数
特性曲線を得る。従って、本発明の医療用圧力測定装置
の周波数特性校正装置によれば、従来の校正用発振器と
この発振器により駆動される圧力発生装置を必要としな
いので、簡便、かつ、正確にカテーテルの周波数特性曲
線を得ることができる。
一端に設けらるパルス圧力発生手段から、パルス圧力を
発生し、カテーテルの一端に設けられる入力圧検出用圧
力トランスデューサにより、入力電気信号に変換する。
また、このパルス圧力がカテーテルの他端に伝搬したと
きのパルス圧力を、出力圧測定用圧力トランスデューサ
により出力電気信号に変換する。さらに、信号処理部に
おいて、出力電気信号のフーリエ変換を入力電気信号の
フーリエ変換で除算することによりカテーテルの周波数
特性曲線を得る。従って、本発明の医療用圧力測定装置
の周波数特性校正装置によれば、従来の校正用発振器と
この発振器により駆動される圧力発生装置を必要としな
いので、簡便、かつ、正確にカテーテルの周波数特性曲
線を得ることができる。
【００１５】前記構成において、信号処理部は、入力電
気信号のフーリエ変換を、入力電気信号の区間切り出し
と微分フィルタ処理した後のフーリエ変換により計算
し、かつ出力電気信号のフーリエ変換を、出力電気信号
の入力電気信号と同一の区間切り出しと微分フィルタ処
理した後のフーリエ変換により計算することを特徴とす
る。また、入力圧検出用圧力トランスデューサと出力圧
検出用圧力トランスデューサは、圧電素子、半導体、光
学式の何れかに１つによる圧力トランスデューサである
ことを特徴とする。さらに、パルス圧力発生手段は、測
定者の手動によりパルス圧力を発生させることを特徴と
する。
気信号のフーリエ変換を、入力電気信号の区間切り出し
と微分フィルタ処理した後のフーリエ変換により計算
し、かつ出力電気信号のフーリエ変換を、出力電気信号
の入力電気信号と同一の区間切り出しと微分フィルタ処
理した後のフーリエ変換により計算することを特徴とす
る。また、入力圧検出用圧力トランスデューサと出力圧
検出用圧力トランスデューサは、圧電素子、半導体、光
学式の何れかに１つによる圧力トランスデューサである
ことを特徴とする。さらに、パルス圧力発生手段は、測
定者の手動によりパルス圧力を発生させることを特徴と
する。
【００１６】
【発明の実施の形態】以下、本発明の実施の形態を図面
を参照して詳細に説明する。図１は、本発明に係る実施
の形態による医療用圧力測定装置の周波数特性校正方法
の原理を説明する図である。図において、カテーテル１
に、例えば生理食塩水の液体２が満たされている。この
カテーテル１の一端にパルス圧力発生手段３が接続さ
れ、そして、パルス圧力発生手段３に密接して、圧力を
電気に変換する第１の圧力・電気トランスデューサ（以
下、入力圧検出用圧力トランスデューサと呼ぶ）４がカ
テーテル１の側面部に接続されており、また、カテーテ
ル１の他端には、第２の圧力・電気トランスデューサ
（以下、出力圧検出用圧力トランスデューサと呼ぶ）５
が接続されて構成される。
を参照して詳細に説明する。図１は、本発明に係る実施
の形態による医療用圧力測定装置の周波数特性校正方法
の原理を説明する図である。図において、カテーテル１
に、例えば生理食塩水の液体２が満たされている。この
カテーテル１の一端にパルス圧力発生手段３が接続さ
れ、そして、パルス圧力発生手段３に密接して、圧力を
電気に変換する第１の圧力・電気トランスデューサ（以
下、入力圧検出用圧力トランスデューサと呼ぶ）４がカ
テーテル１の側面部に接続されており、また、カテーテ
ル１の他端には、第２の圧力・電気トランスデューサ
（以下、出力圧検出用圧力トランスデューサと呼ぶ）５
が接続されて構成される。
【００１７】上記構成において、パルス圧力発生手段３
によりパルス圧力が印加されると、このパルス圧力波形
が、パルス圧力発生手段３に隣接する入力圧検出用圧力
トランスデューサ４により入力電気信号４Ａ（ｘ
（ｔ））に変換される。このパルス圧力発生手段３から
のパルス圧力が、カテーテル１内を伝搬し、パルス圧力
波形が出力圧検出用圧力トランスデューサ５に印加さ
れ、出力電気信号５Ａ（ｙ（ｔ））に変換される。
によりパルス圧力が印加されると、このパルス圧力波形
が、パルス圧力発生手段３に隣接する入力圧検出用圧力
トランスデューサ４により入力電気信号４Ａ（ｘ
（ｔ））に変換される。このパルス圧力発生手段３から
のパルス圧力が、カテーテル１内を伝搬し、パルス圧力
波形が出力圧検出用圧力トランスデューサ５に印加さ
れ、出力電気信号５Ａ（ｙ（ｔ））に変換される。
【００１８】この出力電気信号５Ａは、カテーテル１の
長さ、太さ、材料の硬さ、満たされる液体の質量、圧力
トランスデューサの受圧面の硬さ、あるいはカテーテル
１内に入る気泡の量などにより変化する。この入力電気
信号ｘ（ｔ）と出力電気信号ｙ（ｔ）を、それぞれ、特
定の所定の処理をしてフーリエ変換を行い、出力を入力
で規格化することにより、カテーテルの伝達関数Ｈ
（ｆ）を求めることができる。この伝達関数が、カテー
テルと圧力トランスデューサの周波数特性曲線である。
なお、カテーテル１の長さは、実際の使用状態と同じも
のとする。この長さは、おおよそ、３０ｃｍから２ｍ程
度である。
長さ、太さ、材料の硬さ、満たされる液体の質量、圧力
トランスデューサの受圧面の硬さ、あるいはカテーテル
１内に入る気泡の量などにより変化する。この入力電気
信号ｘ（ｔ）と出力電気信号ｙ（ｔ）を、それぞれ、特
定の所定の処理をしてフーリエ変換を行い、出力を入力
で規格化することにより、カテーテルの伝達関数Ｈ
（ｆ）を求めることができる。この伝達関数が、カテー
テルと圧力トランスデューサの周波数特性曲線である。
なお、カテーテル１の長さは、実際の使用状態と同じも
のとする。この長さは、おおよそ、３０ｃｍから２ｍ程
度である。
【００１９】図２は、本発明の医療用圧力測定装置の周
波数特性校正方法の伝達関数の計算方法を説明する図で
ある。最初に入力電気信号ｘ（ｔ）について説明する
と、所定の時間（ｔ1 −ｔ2 ）の区間切り出しを行い、
次に微分フィルタ処理を行い、フーリエ変換をして、Ｘ
（ｆ）を得る。出力電気信号ｙ（ｔ）も、入力電気信号
ｘ（ｔ）と同様に、所定の時間（ｔ1−ｔ2 ）の区間切
り出しを行い、次に微分フィルタ処理を行い、フーリエ
変換をして、Ｙ（ｆ）という波形に変換する。ここで、
Ｙ（ｆ）をＸ（ｆ）で除算することにより、伝達関数Ｈ
（ｆ）＝ｌＨ（ｆ）ｌｅｘｐ（ｊΦ（ｆ））を得ること
ができる。この伝達関数が、すなわち周波数特性曲線で
ある。ここで、微分処理は、最初に微分演算を行い、次
に微分演算によって発生する高周波雑音を除去するため
に、不要な高周波領域の信号を零点無しのローパスフィ
ルタで削除する。この伝達関数を求めるときに、除算を
行うので分母となるＸ（ｆ）の絶対値が零とならないよ
うな演算処理を行う。このローパスフィルタには、ガウ
ス型や指数型を使用することができる。
波数特性校正方法の伝達関数の計算方法を説明する図で
ある。最初に入力電気信号ｘ（ｔ）について説明する
と、所定の時間（ｔ1 −ｔ2 ）の区間切り出しを行い、
次に微分フィルタ処理を行い、フーリエ変換をして、Ｘ
（ｆ）を得る。出力電気信号ｙ（ｔ）も、入力電気信号
ｘ（ｔ）と同様に、所定の時間（ｔ1−ｔ2 ）の区間切
り出しを行い、次に微分フィルタ処理を行い、フーリエ
変換をして、Ｙ（ｆ）という波形に変換する。ここで、
Ｙ（ｆ）をＸ（ｆ）で除算することにより、伝達関数Ｈ
（ｆ）＝ｌＨ（ｆ）ｌｅｘｐ（ｊΦ（ｆ））を得ること
ができる。この伝達関数が、すなわち周波数特性曲線で
ある。ここで、微分処理は、最初に微分演算を行い、次
に微分演算によって発生する高周波雑音を除去するため
に、不要な高周波領域の信号を零点無しのローパスフィ
ルタで削除する。この伝達関数を求めるときに、除算を
行うので分母となるＸ（ｆ）の絶対値が零とならないよ
うな演算処理を行う。このローパスフィルタには、ガウ
ス型や指数型を使用することができる。
【００２０】ここで、カテーテル１にパルス圧力を印加
する方法として、すなわち、パルス発生手段として、図
９に示したカテーテル１内に入った気泡を取り除くため
の手動フラッシュ装置６６を使用することができる。こ
の手動による一見不安定なパルス圧力を用いても、血圧
測定回路の周波数特性曲線は、常に安定なこの伝達関数
Ｈ（ｆ）の振幅スペクトルである｜Ｈ（ｆ）｜と位相ス
ペクトルφ（ｆ）によって正確に評価することができ
る。このように、本発明の医療用圧力測定装置の周波数
特性校正方法によれば、カテーテルに手動により圧力パ
ルスを加えることで、簡便、かつ、正確にカテーテル式
圧力測定計の校正ができる周波数特性校正方法を提供す
ることができる。
する方法として、すなわち、パルス発生手段として、図
９に示したカテーテル１内に入った気泡を取り除くため
の手動フラッシュ装置６６を使用することができる。こ
の手動による一見不安定なパルス圧力を用いても、血圧
測定回路の周波数特性曲線は、常に安定なこの伝達関数
Ｈ（ｆ）の振幅スペクトルである｜Ｈ（ｆ）｜と位相ス
ペクトルφ（ｆ）によって正確に評価することができ
る。このように、本発明の医療用圧力測定装置の周波数
特性校正方法によれば、カテーテルに手動により圧力パ
ルスを加えることで、簡便、かつ、正確にカテーテル式
圧力測定計の校正ができる周波数特性校正方法を提供す
ることができる。
【００２１】図３は、本発明に係る実施の形態による医
療用圧力測定装置の周波数特性校正装置の構成を示す図
である。図において、医療用圧力測定装置の周波数特性
校正装置１０は、カテーテル部２０（点線で囲まれた領
域）と、信号処理部３０（一点鎖線で囲まれた領域）
と、で構成されている。カテーテル部１０は、カテーテ
ル１に、例えば生理食塩水１３が満たされ、カテーテル
１の一端にパルス圧力発生手段３として手動フラッシュ
装置であるフラッシュ用プルタブ１２が接続されてい
る。そして、カテーテル１の一端に接続されるフラッシ
ュ用プルタブ１２を急速に引き上げて発生するパルス圧
力波形測定のための入力圧検出用圧力トランスデューサ
４と、カテーテル１の他端に出力圧検出用圧力トランス
デューサ５が接続されているのは、図１と同様である。
療用圧力測定装置の周波数特性校正装置の構成を示す図
である。図において、医療用圧力測定装置の周波数特性
校正装置１０は、カテーテル部２０（点線で囲まれた領
域）と、信号処理部３０（一点鎖線で囲まれた領域）
と、で構成されている。カテーテル部１０は、カテーテ
ル１に、例えば生理食塩水１３が満たされ、カテーテル
１の一端にパルス圧力発生手段３として手動フラッシュ
装置であるフラッシュ用プルタブ１２が接続されてい
る。そして、カテーテル１の一端に接続されるフラッシ
ュ用プルタブ１２を急速に引き上げて発生するパルス圧
力波形測定のための入力圧検出用圧力トランスデューサ
４と、カテーテル１の他端に出力圧検出用圧力トランス
デューサ５が接続されているのは、図１と同様である。
【００２２】入力圧検出用圧力トランスデューサ４は、
三方活栓１１を介してカテーテル１と接続されている。
カテーテル１にパルス圧力を加えるためのフラッシュ用
プルタブ１２が、加圧された生理食塩水１３と入力圧検
出用圧力トランスデューサ４との間に、圧力チューブ１
４により接続される。図示されるように、入力圧検出用
圧力トランスデューサ４は、パルス圧力波形ができるだ
け正確に測定できるように、フラッシュ用プルタブ１２
に密接して配設される。また、三方活栓１１には、加圧
された生理食塩水１３を排出できるように先端微小穴付
水抜き１５が接続されている。
三方活栓１１を介してカテーテル１と接続されている。
カテーテル１にパルス圧力を加えるためのフラッシュ用
プルタブ１２が、加圧された生理食塩水１３と入力圧検
出用圧力トランスデューサ４との間に、圧力チューブ１
４により接続される。図示されるように、入力圧検出用
圧力トランスデューサ４は、パルス圧力波形ができるだ
け正確に測定できるように、フラッシュ用プルタブ１２
に密接して配設される。また、三方活栓１１には、加圧
された生理食塩水１３を排出できるように先端微小穴付
水抜き１５が接続されている。
【００２３】ここで、入力圧検出用圧力トランスデュー
サ４及び出力圧検出用圧力トランスデューサ５として、
圧力を電気信号に変換できる圧電素子を用いた場合に、
最初にカテーテル１に加圧された生理食塩水１３を満た
し、フラッシュ用プルタブ１２によりパルス圧力を加え
ると、このパルス圧力波形が入力圧検出用圧力トランス
デューサ４により入力電気信号４Ａとして得られる。ま
た、このパルス圧力は、同時にカテーテル１を図面左方
向に伝搬し、カテーテル１の他端に接続されている出力
圧検出用圧力トランスデューサ５に到達し、出力電気信
号５Ａが得られる。なお、入力圧検出用圧力トランスデ
ューサ４と、出力圧検出用圧力トランスデューサ５は、
圧電素子、半導体、光学式の何れか１つによる圧力トラ
ンスデューサを使用することができる。
サ４及び出力圧検出用圧力トランスデューサ５として、
圧力を電気信号に変換できる圧電素子を用いた場合に、
最初にカテーテル１に加圧された生理食塩水１３を満た
し、フラッシュ用プルタブ１２によりパルス圧力を加え
ると、このパルス圧力波形が入力圧検出用圧力トランス
デューサ４により入力電気信号４Ａとして得られる。ま
た、このパルス圧力は、同時にカテーテル１を図面左方
向に伝搬し、カテーテル１の他端に接続されている出力
圧検出用圧力トランスデューサ５に到達し、出力電気信
号５Ａが得られる。なお、入力圧検出用圧力トランスデ
ューサ４と、出力圧検出用圧力トランスデューサ５は、
圧電素子、半導体、光学式の何れか１つによる圧力トラ
ンスデューサを使用することができる。
【００２４】次に、信号処理部３０について説明する。
信号処理部３０は、入力電気信号用の増幅器３１及びＡ
／Ｄ変換器３２と、出力電気信号用の増幅器３３及びＡ
／Ｄ変換器３４と、コンピュータ３５と、によって構成
される。入力用電気信号４Ａ及び出力電気信号５Ａは、
増幅器３１，３３によっで十分な出力に増幅されて、入
力電気信号用のＡ／Ｄ変換器３２及び出力電気信号用の
Ａ／Ｄ変換器３４にそれぞれ入力され、デジタル信号に
変換される。ここで、サンプリングクロック信号３６に
より、入力電気信号用のＡ／Ｄ変換器３２と出力電気信
号用Ａ／Ｄ変換器３４との同期が取られる。また、外部
トリガパルス３７により、Ａ／Ｄ変換器３２，３４が動
作を開始するようにしてもよい。ここで、Ａ／Ｄ変換
は、例えば１ｋＨｚの周波数で行うことができる。
信号処理部３０は、入力電気信号用の増幅器３１及びＡ
／Ｄ変換器３２と、出力電気信号用の増幅器３３及びＡ
／Ｄ変換器３４と、コンピュータ３５と、によって構成
される。入力用電気信号４Ａ及び出力電気信号５Ａは、
増幅器３１，３３によっで十分な出力に増幅されて、入
力電気信号用のＡ／Ｄ変換器３２及び出力電気信号用の
Ａ／Ｄ変換器３４にそれぞれ入力され、デジタル信号に
変換される。ここで、サンプリングクロック信号３６に
より、入力電気信号用のＡ／Ｄ変換器３２と出力電気信
号用Ａ／Ｄ変換器３４との同期が取られる。また、外部
トリガパルス３７により、Ａ／Ｄ変換器３２，３４が動
作を開始するようにしてもよい。ここで、Ａ／Ｄ変換
は、例えば１ｋＨｚの周波数で行うことができる。
【００２５】この入力と出力のデジタル信号を用い、コ
ンピュータ３５で計算処理が行われる。入力電気信号４
Ａを所定の時間（ｔ1 −ｔ2 ）の区間切り出しを行い、
次に微分フィルタ処理を行い、フーリエ変換をして、Ｘ
（ｆ）が得られる。同様に出力電気信号５Ａが、入力電
気信号４Ａと同様に、所定の時間（ｔ1 −ｔ2 ）の区間
切り出しを行い、次に微分フィルタ処理を行い、フーリ
エ変換をして、Ｙ（ｆ）が得られる。ここで、Ｙ（ｆ）
をＸ（ｆ）で除算することにより、伝達関数Ｈ（ｆ）＝
ｌＨ（ｆ）ｌｅｘｐ（ｊΦ（ｆ））を得ることができ
る。この伝達関数、すなわち周波数特性曲線が、コンピ
ュータ３５のディスプレイにより表示される。
ンピュータ３５で計算処理が行われる。入力電気信号４
Ａを所定の時間（ｔ1 −ｔ2 ）の区間切り出しを行い、
次に微分フィルタ処理を行い、フーリエ変換をして、Ｘ
（ｆ）が得られる。同様に出力電気信号５Ａが、入力電
気信号４Ａと同様に、所定の時間（ｔ1 −ｔ2 ）の区間
切り出しを行い、次に微分フィルタ処理を行い、フーリ
エ変換をして、Ｙ（ｆ）が得られる。ここで、Ｙ（ｆ）
をＸ（ｆ）で除算することにより、伝達関数Ｈ（ｆ）＝
ｌＨ（ｆ）ｌｅｘｐ（ｊΦ（ｆ））を得ることができ
る。この伝達関数、すなわち周波数特性曲線が、コンピ
ュータ３５のディスプレイにより表示される。
【００２６】ここで、微分フィルタ処理は、最初に微分
演算を行い、次に微分演算によって発生する高周波雑音
を除去するために、不要な高周波領域の信号を零点無し
のローパスフィルタで除去する。伝達関数を求めるとき
に、除算を行うので分母のＸ（ｆ）が絶対値が零となら
ないような処理を行う。このローパスフィルタは、ガウ
ス型や指数型を使用することができる。また、フーリエ
変換は、高速フーリエ変換の計算手法により行うことが
できる。上記信号処理部３０は、例えば増幅器を内蔵し
た２チャンネルのＡ／Ｄ変換カードとパソコンとにより
構成することができる。このとき、信号処理の計算方法
は、図２で説明した本発明の医療用圧力測定装置の周波
数特性校正方法に拠ればよい。
演算を行い、次に微分演算によって発生する高周波雑音
を除去するために、不要な高周波領域の信号を零点無し
のローパスフィルタで除去する。伝達関数を求めるとき
に、除算を行うので分母のＸ（ｆ）が絶対値が零となら
ないような処理を行う。このローパスフィルタは、ガウ
ス型や指数型を使用することができる。また、フーリエ
変換は、高速フーリエ変換の計算手法により行うことが
できる。上記信号処理部３０は、例えば増幅器を内蔵し
た２チャンネルのＡ／Ｄ変換カードとパソコンとにより
構成することができる。このとき、信号処理の計算方法
は、図２で説明した本発明の医療用圧力測定装置の周波
数特性校正方法に拠ればよい。
【００２７】次に、本発明の医療用圧力測定装置の周波
数特性校正方法及び周波数特性校正装置による、周波数
特性の測定に関する実施例を示す。図４は、カテーテル
に印加されるパルス圧力による、入力圧検出用圧力トラ
ンスデューサから発生する入力電気信号４Ａと、出力圧
測定用圧力トランスデューサからの出力電気信号５Ａを
示す図である。フラッシュ用プルタブ１２により、Ａ，
Ｂ，Ｃの３個のパルス圧力が約１秒おきに測定者の手に
より入力されている。図において、横軸は時間で、縦軸
は圧力に換算した電気信号強度を示す。グラフは、下側
が入力電気信号４Ａで、上側が出力電気信号５Ａであ
り、重ならないように表示している。また、図５は、図
４に示されるＡのパルスの入力電気信号４Ａと、出力電
気信号５Ａの拡大図である。
数特性校正方法及び周波数特性校正装置による、周波数
特性の測定に関する実施例を示す。図４は、カテーテル
に印加されるパルス圧力による、入力圧検出用圧力トラ
ンスデューサから発生する入力電気信号４Ａと、出力圧
測定用圧力トランスデューサからの出力電気信号５Ａを
示す図である。フラッシュ用プルタブ１２により、Ａ，
Ｂ，Ｃの３個のパルス圧力が約１秒おきに測定者の手に
より入力されている。図において、横軸は時間で、縦軸
は圧力に換算した電気信号強度を示す。グラフは、下側
が入力電気信号４Ａで、上側が出力電気信号５Ａであ
り、重ならないように表示している。また、図５は、図
４に示されるＡのパルスの入力電気信号４Ａと、出力電
気信号５Ａの拡大図である。
【００２８】図６は、図５に示す入出力の電気信号を信
号処理して得た伝達関数Ｈ（ｆ）の振幅スペクトル｜Ｈ
（ｆ）｜を示す図である。横軸は、対数表示した周波数
で、縦軸が同様に対数表示した伝達関数Ｈ（ｆ）の振幅
スペクトル｜Ｈ（ｆ）｜である。この伝達関数Ｈ（ｆ）
の振幅スペクトル｜Ｈ（ｆ）｜が周波数特性曲線であ
る。本例では、約１０Ｈｚ程度まで周波数特性曲線が平
坦であり、カテーテルによる共振が約２２Ｈｚにおいて
発生していることが分かる。
号処理して得た伝達関数Ｈ（ｆ）の振幅スペクトル｜Ｈ
（ｆ）｜を示す図である。横軸は、対数表示した周波数
で、縦軸が同様に対数表示した伝達関数Ｈ（ｆ）の振幅
スペクトル｜Ｈ（ｆ）｜である。この伝達関数Ｈ（ｆ）
の振幅スペクトル｜Ｈ（ｆ）｜が周波数特性曲線であ
る。本例では、約１０Ｈｚ程度まで周波数特性曲線が平
坦であり、カテーテルによる共振が約２２Ｈｚにおいて
発生していることが分かる。
【００２９】図７は、図５に示す入出力の電気信号を信
号処理して得た伝達関数Ｈ（ｆ）の位相スペクトルφ
（ｆ）を示す図である。横軸は対数表示した周波数で、
縦軸がリニア表示した伝達関数Ｈ（ｆ）の位相スペクト
ルφ（ｆ）である。ここで、位相も振幅スペクトルと同
様に、約１０Ｈｚ程度まで周波数特性が平坦であること
が分かる。以上が、図４に示すＡの入出力電気信号より
求めた伝達関数であるが、一方、図４に示したＢ，Ｃの
入出力電気信号から求められる伝達関数もまた、このＡ
による伝達関数と、よく一致している。このように、本
発明の医療用圧力測定装置の周波数特性校正方法及び周
波数特性構成装置によれば、カテーテル１に手動で圧力
パルスを加えることで、簡便、かつ、正確にカテーテル
式圧力測定計の校正ができる。
号処理して得た伝達関数Ｈ（ｆ）の位相スペクトルφ
（ｆ）を示す図である。横軸は対数表示した周波数で、
縦軸がリニア表示した伝達関数Ｈ（ｆ）の位相スペクト
ルφ（ｆ）である。ここで、位相も振幅スペクトルと同
様に、約１０Ｈｚ程度まで周波数特性が平坦であること
が分かる。以上が、図４に示すＡの入出力電気信号より
求めた伝達関数であるが、一方、図４に示したＢ，Ｃの
入出力電気信号から求められる伝達関数もまた、このＡ
による伝達関数と、よく一致している。このように、本
発明の医療用圧力測定装置の周波数特性校正方法及び周
波数特性構成装置によれば、カテーテル１に手動で圧力
パルスを加えることで、簡便、かつ、正確にカテーテル
式圧力測定計の校正ができる。
【００３０】図８は、図７に示す周波数特性である伝達
関数Ｈ（ｆ）の振幅スペクトル｜Ｈ（ｆ）｜と、従来の
方法による周波数特性曲線の比較を示す図である。従来
の方法による周波数特性曲線と、本発明により得られる
周波数特性曲線はよく一致していることが分かる。この
ようにして、カテーテル１と、カテーテルの中を満たす
液体１３と、圧力トランスデューサ４，５と、からなる
圧力測定回路において、校正のための周波数特性曲線を
測定することにより、妥当な周波数特性曲線が得られた
ときは、図３に示す出力圧検出用圧力トランスデューサ
５を取り外し、かわりに、図示していないが、患者の血
管にカテーテル１の先端部１Ａを挿入することにより血
圧測定を行うことができる。また、校正により、気泡が
カテーテル１内に入っていて、妥当な周波数特性曲線が
得られないときには、フラッシュ用プルタブ１２により
気泡を取り除き、正常な周波数特性曲線が得られるよう
にすればよい。
関数Ｈ（ｆ）の振幅スペクトル｜Ｈ（ｆ）｜と、従来の
方法による周波数特性曲線の比較を示す図である。従来
の方法による周波数特性曲線と、本発明により得られる
周波数特性曲線はよく一致していることが分かる。この
ようにして、カテーテル１と、カテーテルの中を満たす
液体１３と、圧力トランスデューサ４，５と、からなる
圧力測定回路において、校正のための周波数特性曲線を
測定することにより、妥当な周波数特性曲線が得られた
ときは、図３に示す出力圧検出用圧力トランスデューサ
５を取り外し、かわりに、図示していないが、患者の血
管にカテーテル１の先端部１Ａを挿入することにより血
圧測定を行うことができる。また、校正により、気泡が
カテーテル１内に入っていて、妥当な周波数特性曲線が
得られないときには、フラッシュ用プルタブ１２により
気泡を取り除き、正常な周波数特性曲線が得られるよう
にすればよい。
【００３１】これにより、本発明の医療用圧力測定装置
の周波数特性校正方法及び周波数特性校正装置によれ
ば、簡便な構成で動作し、特別な計測上の知識や技術を
持つ専門家でなくても簡便に正確な周波数特性曲線を常
時確かめられ、手術時の麻酔管理や血圧の動的波形監視
の信頼性を大きく向上させることができる。
の周波数特性校正方法及び周波数特性校正装置によれ
ば、簡便な構成で動作し、特別な計測上の知識や技術を
持つ専門家でなくても簡便に正確な周波数特性曲線を常
時確かめられ、手術時の麻酔管理や血圧の動的波形監視
の信頼性を大きく向上させることができる。
【００３２】本発明は上記実施例に限定されることな
く、特許請求の範囲に記載した発明の範囲内で種々の変
形が可能であり、それらも本発明の範囲内に含まれるこ
とはいうまでもない。
く、特許請求の範囲に記載した発明の範囲内で種々の変
形が可能であり、それらも本発明の範囲内に含まれるこ
とはいうまでもない。
【００３３】
【発明の効果】上記説明から理解されるように、本発明
によれば、従来の校正用発振器とこの発振器により駆動
される圧力発生装置を必要としないので、簡便、かつ、
正確にカテーテルの周波数特性曲線を得ることができ
る。従って、特別な計測上の知識や技術を持つ専門家で
なくても簡便に正確な周波数特性曲線を常時確かめら
れ、手術時の麻酔管理や血圧の動的波形監視の信頼性を
大きく向上させることができる。
によれば、従来の校正用発振器とこの発振器により駆動
される圧力発生装置を必要としないので、簡便、かつ、
正確にカテーテルの周波数特性曲線を得ることができ
る。従って、特別な計測上の知識や技術を持つ専門家で
なくても簡便に正確な周波数特性曲線を常時確かめら
れ、手術時の麻酔管理や血圧の動的波形監視の信頼性を
大きく向上させることができる。
【図１】本発明に係る実施の形態による医療用圧力測定
装置の周波数特性校正方法の原理を説明する図である。
装置の周波数特性校正方法の原理を説明する図である。
【図２】医療用圧力測定装置の周波数特性校正方法の伝
達関数の計算方法を説明する図である。
達関数の計算方法を説明する図である。
【図３】本発明に係る実施の形態による医療用圧力測定
装置の周波数特性校正装置の構成を示す図である。
装置の周波数特性校正装置の構成を示す図である。
【図４】カテーテルに印加されるパルス圧力による、入
力圧検出用圧力トランスデューサから発生する入力電気
信号と、出力圧検出用圧力トランスデューサからの出力
電気信号を示す図である。
力圧検出用圧力トランスデューサから発生する入力電気
信号と、出力圧検出用圧力トランスデューサからの出力
電気信号を示す図である。
【図５】図４のＡの、入力電気信号と出力電気信号の拡
大図である。
大図である。
【図６】図５に示す入出力の電気信号を信号処理して得
た伝達関数Ｈ（ｆ）の振幅スペクトル｜Ｈ（ｆ）｜を示
す図である。
た伝達関数Ｈ（ｆ）の振幅スペクトル｜Ｈ（ｆ）｜を示
す図である。
【図７】図５に示す入出力の電気信号を信号処理して得
た伝達関数Ｈ（ｆ）の位相スペクトルφ（ｆ）を示す図
である。
た伝達関数Ｈ（ｆ）の位相スペクトルφ（ｆ）を示す図
である。
【図８】図７に示す周波数特性である伝達関数Ｈ（ｆ）
の振幅スペクトル｜Ｈ（ｆ）｜と、従来の方法による周
波数特性の比較を示す図である。
の振幅スペクトル｜Ｈ（ｆ）｜と、従来の方法による周
波数特性の比較を示す図である。
【図９】従来のカテーテル式圧測圧力測定装置の構成を
示す図である。
示す図である。
【図１０】従来の周波数特性曲線を求める校正回路の構
成を示す図である。
成を示す図である。
【図１１】従来法の周波数特性曲線において、正常な状
態と、気泡が入ることにより異常が発生したときを示す
図である。
態と、気泡が入ることにより異常が発生したときを示す
図である。
１ カテーテル
２ 液体
３ パルス圧力発生手段
４ 入力圧検出用圧力トランスデューサ
４Ａ 入力電気信号
５ 出力圧検出用圧力トランスデューサ
５Ａ 出力電気信号
１０ 医療用圧力測定装置の周波数特性校正装置
１１ 三方活栓
１２ フラッシュ用プルタブ
１３ 加圧された生理食塩水
１４ 圧力チューブ
１５ 先端微小穴付水抜き
２０ カテーテル部
３０ 信号処理部
３１ 入力電気信号用の増幅器
３２ 入力電気信号用のＡ／Ｄ変換器
３３ 出力電気信号用の増幅器
３４ 出力電気信号用のＡ／Ｄ変換器
３５ コンピュータ
３６ サンプリングクロック信号
３７ 外部トリガパルス
Claims (8)
- 【請求項１】 液体を満たしたカテーテルの一端にパル
ス圧力発生手段を設け、このパルス圧力発生手段により
上記液体にパルス圧力を印加してパルス圧力波を形成す
ると共に、このパルス圧力波を上記カテーテルの一端の
外側に密着して設けた第１の圧力・電気トランスデュー
サにより電気信号に変換し、 上記カテーテルの他端に伝搬した上記液体のパルス圧力
波形を上記カテーテルの他端の外側に密着して設けた第
２の圧力・電気トランスデューサにより電気信号に変換
し、 上記第１の圧力・電気トランスデューサによる電気信号
を入力電気信号とし、上記第２の圧力・電気トランスデ
ューサによる電気信号を出力電気信号とし、 上記出力電気信号のフーリエ変換を上記入力電気信号の
フーリエ変換で除算することにより上記カテーテルの周
波数特性曲線を得ることを特徴とする、医療用圧力測定
装置の周波数特性校正方法。 - 【請求項２】 前記入力電気信号のフーリエ変換は、前
記入力電気信号の区間切り出しと微分フィルタ処理した
後のフーリエ変換であり、 前記出力電気信号のフーリエ変換は、前記出力電気信号
の前記入力電気信号と同一の区間切り出しと微分フィル
タ処理した後のフーリエ変換であることを特徴とする、
請求項１に記載の医療用圧力測定装置の周波数特性校正
方法。 - 【請求項３】 前記パルス圧力発生手段は、測定者の手
動によりパルス圧力を発生させることを特徴とする、請
求項１に記載の医療用圧力測定装置の周波数特性校正方
法。 - 【請求項４】 液体を満たしたカテーテルの一端に設け
られるパルス圧力発生手段と、 上記カテーテルの一端に設けられる上記パルス圧力発生
手段からのパルス圧力を入力電気信号に変換するための
入力圧検出用圧力トランスデューサと、 上記パルス圧力を上記カテーテルの他端に伝搬させたと
きのパルス圧力を出力電気信号に変換する出力圧検出用
圧力トランスデューサと、 上記出力電気信号のフーリエ変換を上記入力電気信号の
フーリエ変換で除算することにより上記カテーテルの周
波数特性曲線を得る信号処理部と、からなることを特徴
とする、医療用圧力測定装置の周波数特性校正装置。 - 【請求項５】 前記信号処理部は、前記出力電気信号用
のＡ／Ｄ変換器と前記入力電気信号用のＡ／Ｄ変換器と
コンピュータと、を備えていることを特徴とする、請求
項４に記載の医療用圧力測定装置の周波数特性校正装
置。 - 【請求項６】 前記信号処理部は、前記入力電気信号の
フーリエ変換を、前記入力電気信号の区間切り出しと微
分フィルタ処理した後のフーリエ変換により計算し、か
つ前記出力電気信号のフーリエ変換を、前記出力電気信
号の前記入力電気信号と同一の区間切り出しと微分フィ
ルタ処理した後のフーリエ変換により計算することを特
徴とする、請求項４または５に記載の医療用圧力測定装
置の周波数特性校正装置。 - 【請求項７】 前記入力圧検出用圧力トランスデューサ
と前記出力圧検出用圧力トランスデューサは、圧電素
子、半導体、光学式の何れかに１つによる圧力トランス
デューサであることを特徴とする、請求項４に記載の医
療用圧力測定装置の周波数特性校正装置。 - 【請求項８】 前記パルス圧力発生手段は、測定者の手
動によりパルス圧力を発生させることを特徴とする、請
求項４に記載の医療用圧力測定装置の周波数特性校正装
置。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP2002155946A JP3870373B2 (ja) | 2002-05-29 | 2002-05-29 | 医療用圧力測定装置の周波数特性校正方法及び周波数特性校正装置 |
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