JP3131932B2 - 循環動態測定データ処理装置 - Google Patents
循環動態測定データ処理装置Info
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- JP3131932B2 JP3131932B2 JP04180047A JP18004792A JP3131932B2 JP 3131932 B2 JP3131932 B2 JP 3131932B2 JP 04180047 A JP04180047 A JP 04180047A JP 18004792 A JP18004792 A JP 18004792A JP 3131932 B2 JP3131932 B2 JP 3131932B2
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- Measuring Pulse, Heart Rate, Blood Pressure Or Blood Flow (AREA)
Description
【０００１】
【産業上の利用分野】この発明は循環動態測定データ処
理装置に関するものであり、特にその解析精度の向上に
関するものである。
理装置に関するものであり、特にその解析精度の向上に
関するものである。
【０００２】
【従来の技術】薬品投与の影響を知るため、薬品投与に
よる血圧（収縮期血圧、平均血圧、拡張期血圧）や脈拍
数などを測定することが行われている。例えば、血管内
の血圧の変化を圧力センサによって測定し、これに基づ
いて収縮期血圧（ＳＢＰ）、拡張期血圧（ＤＢＰ）、脈
拍数などを演算するようにしている。
よる血圧（収縮期血圧、平均血圧、拡張期血圧）や脈拍
数などを測定することが行われている。例えば、血管内
の血圧の変化を圧力センサによって測定し、これに基づ
いて収縮期血圧（ＳＢＰ）、拡張期血圧（ＤＢＰ）、脈
拍数などを演算するようにしている。
【０００３】図２０に、ラットの血管内の血圧を測定し
た波形を示す。この例においては、３秒を１測定時間と
している。この３秒間において、最大の血圧値をＳＢＰ
とし、最小の血圧をＤＢＰとしている。また、波形がし
きい値Ｔhをクロスする点の数を計測し、これを1/2する
ことによって脈拍数を演算している。このようにして得
られたＳＢＰ、ＤＢＰ、脈拍数は、メモリに記憶され
る。同様にして、次の１測定時間に関してのＳＢＰ、Ｄ
ＢＰ、脈拍数をメモリに記憶する。これを繰り返すこと
により、薬品投与後のＳＢＰ、ＤＢＰ、脈拍数の変化を
知ることができる。
た波形を示す。この例においては、３秒を１測定時間と
している。この３秒間において、最大の血圧値をＳＢＰ
とし、最小の血圧をＤＢＰとしている。また、波形がし
きい値Ｔhをクロスする点の数を計測し、これを1/2する
ことによって脈拍数を演算している。このようにして得
られたＳＢＰ、ＤＢＰ、脈拍数は、メモリに記憶され
る。同様にして、次の１測定時間に関してのＳＢＰ、Ｄ
ＢＰ、脈拍数をメモリに記憶する。これを繰り返すこと
により、薬品投与後のＳＢＰ、ＤＢＰ、脈拍数の変化を
知ることができる。
【０００４】
【発明が解決しようとする課題】しかしながら、上記の
ような従来の測定には次のような問題点があった。図２
１に、ラットの血圧変化を測定した図を示す。図におい
て、αの部分で波形が乱れているのはラットが動いたた
めである。しかしながら、従来の測定法では、この部分
の血圧をＳＢＰ、ＤＢＰとして認識してしまうという問
題があった。また、αの部分があるため、脈拍数も本来
の脈拍数より多く計測されてしまうという問題もあっ
た。逆に、β部分に示すように、血圧が全体的に上昇し
たような場合には、波形がしきい値Ｔhとクロスしなく
なって、脈拍数が少なく計測されてしまうという問題も
あった。すなわち、正確な測定を行えないおそれがあっ
た。
ような従来の測定には次のような問題点があった。図２
１に、ラットの血圧変化を測定した図を示す。図におい
て、αの部分で波形が乱れているのはラットが動いたた
めである。しかしながら、従来の測定法では、この部分
の血圧をＳＢＰ、ＤＢＰとして認識してしまうという問
題があった。また、αの部分があるため、脈拍数も本来
の脈拍数より多く計測されてしまうという問題もあっ
た。逆に、β部分に示すように、血圧が全体的に上昇し
たような場合には、波形がしきい値Ｔhとクロスしなく
なって、脈拍数が少なく計測されてしまうという問題も
あった。すなわち、正確な測定を行えないおそれがあっ
た。
【０００５】この発明は上記のような問題点を解決し
て、正確に測定を行うことのできる周期性データ処理装
置を提供することを目的とする。
て、正確に測定を行うことのできる周期性データ処理装
置を提供することを目的とする。
【０００６】
【課題を解決するための手段】請求項１の循環動態測定
データ処理装置は、周期性を有する循環動態測定パラメ
ータを計測し、電気信号に変換する計測センサ、計測セ
ンサからの電気信号を受けて、前記周期性に対応する周
波数の近傍の周波数の成分のみを通過させる周期性検出
フィルタ手段、周期性検出フィルタ手段の出力に基づ
き、当該出力の下降期間または上昇期間の少なくとも一
方を決定する認識領域決定手段、認識領域決定手段の決
定した各下降期間および上昇期間における計測センサか
らの電気信号に基づいて、各周期の代表値を抽出する代
表値抽出手段、を備えたことを特徴としている。
データ処理装置は、周期性を有する循環動態測定パラメ
ータを計測し、電気信号に変換する計測センサ、計測セ
ンサからの電気信号を受けて、前記周期性に対応する周
波数の近傍の周波数の成分のみを通過させる周期性検出
フィルタ手段、周期性検出フィルタ手段の出力に基づ
き、当該出力の下降期間または上昇期間の少なくとも一
方を決定する認識領域決定手段、認識領域決定手段の決
定した各下降期間および上昇期間における計測センサか
らの電気信号に基づいて、各周期の代表値を抽出する代
表値抽出手段、を備えたことを特徴としている。
【０００７】請求項２の循環動態測定データ処理装置
は、代表値抽出手段によって抽出された代表値を、近接
する他の周期の代表値と比較することにより、不要な代
表値を除去することを特徴としている。
は、代表値抽出手段によって抽出された代表値を、近接
する他の周期の代表値と比較することにより、不要な代
表値を除去することを特徴としている。
【０００８】請求項３の循環動態測定データ処理装置
は、前回の代表値から今回の代表値までの時間間隔に基
づいて脈拍数または心拍数を演算することを特徴として
いる。請求項４の循環動態測定データ処理装置は、脈拍
数を演算するための代表値は、拡張期血圧、収縮期血圧
であり、心拍数を演算するための代表値は、左心室拡張
終期圧、左心室収縮期内圧であることを特徴としてい
る。
は、前回の代表値から今回の代表値までの時間間隔に基
づいて脈拍数または心拍数を演算することを特徴として
いる。請求項４の循環動態測定データ処理装置は、脈拍
数を演算するための代表値は、拡張期血圧、収縮期血圧
であり、心拍数を演算するための代表値は、左心室拡張
終期圧、左心室収縮期内圧であることを特徴としてい
る。
【０００９】請求項５の循環動態測定データ処理装置
は、前記計測センサが血圧を計測する血圧測定センサで
あり、前記代表値抽出手段は、認識領域決定手段により
決定された下降期間における血圧測定センサからの血圧
信号に基づいて、拡張期血圧を算出する拡張期血圧算出
手段、または認識領域決定手段により決定された上昇期
間における血圧測定センサからの血圧信号に基づいて、
収縮期血圧を算出する収縮期血圧算出手段の少なくとも
一方、を備えていることを特徴としている。
は、前記計測センサが血圧を計測する血圧測定センサで
あり、前記代表値抽出手段は、認識領域決定手段により
決定された下降期間における血圧測定センサからの血圧
信号に基づいて、拡張期血圧を算出する拡張期血圧算出
手段、または認識領域決定手段により決定された上昇期
間における血圧測定センサからの血圧信号に基づいて、
収縮期血圧を算出する収縮期血圧算出手段の少なくとも
一方、を備えていることを特徴としている。
【００１０】請求項６の循環動態データ処理装置は、前
記周期性検出フィルタ手段を、血圧信号の極小点付近の
波形の周波数以下の周波数成分を透過させる透過周波数
特性を有する下降期間用フィルタと血圧信号の極大点付
近の波形の周波数以下の周波数成分を透過させる透過周
波数特性を有する上昇期間用フィルタにより構成し、認
識領域決定手段を下降期間決定手段と上昇期間決定手段
に分けるとともに、下降期間決定手段は、下降期間用フ
ィルタの出力に基づいて下降期間を決定し、上昇期間決
定手段は、上昇期間用フィルタの出力に基づいて上昇期
間を決定するようにしたことを特徴としている。
記周期性検出フィルタ手段を、血圧信号の極小点付近の
波形の周波数以下の周波数成分を透過させる透過周波数
特性を有する下降期間用フィルタと血圧信号の極大点付
近の波形の周波数以下の周波数成分を透過させる透過周
波数特性を有する上昇期間用フィルタにより構成し、認
識領域決定手段を下降期間決定手段と上昇期間決定手段
に分けるとともに、下降期間決定手段は、下降期間用フ
ィルタの出力に基づいて下降期間を決定し、上昇期間決
定手段は、上昇期間用フィルタの出力に基づいて上昇期
間を決定するようにしたことを特徴としている。
【００１１】請求項７の循環動態測定データ処理装置
は、前記計測センサが左心室内圧を計測する圧力測定セ
ンサであり、前記代表値抽出手段は、左心室内圧信号を
微分し、左心室内圧微分信号を出力する左心室内圧微分
手段および、認識領域決定手段により決定された下降期
間内において左心室内圧微分信号が出力される時点の左
心室内圧信号に基づいて左心室拡張終期圧を算出する左
心室拡張終期圧算出手段、または認識領域決定手段によ
り決定された上昇期間における左心室内圧信号に基づい
て、左心室収縮期内圧を算出する左心室収縮期内圧算出
手段の少なくとも一方、を備えていることを特徴として
いる。
は、前記計測センサが左心室内圧を計測する圧力測定セ
ンサであり、前記代表値抽出手段は、左心室内圧信号を
微分し、左心室内圧微分信号を出力する左心室内圧微分
手段および、認識領域決定手段により決定された下降期
間内において左心室内圧微分信号が出力される時点の左
心室内圧信号に基づいて左心室拡張終期圧を算出する左
心室拡張終期圧算出手段、または認識領域決定手段によ
り決定された上昇期間における左心室内圧信号に基づい
て、左心室収縮期内圧を算出する左心室収縮期内圧算出
手段の少なくとも一方、を備えていることを特徴として
いる。
【００１２】請求項８の循環動態測定データ処理装置
は、前記周期性検出フィルタ手段を、左心室内圧信号の
極小点付近の波形の周波数以下の周波数成分を透過させ
る透過周波数特性を有する下降期間用フィルタと左心室
内圧信号の極大点付近の波形の周波数以下の周波数成分
を透過させる透過周波数特性を有する上昇期間用フィル
タにより構成し、認識領域決定手段を下降期間決定手段
と上昇期間決定手段に分けるとともに、下降期間決定手
段は、下降期間用フィルタの出力に基づいて下降期間を
決定し、上昇期間決定手段は、上昇期間用フィルタの出
力に基づいて上昇期間を決定するようにしたことを特徴
としている。
は、前記周期性検出フィルタ手段を、左心室内圧信号の
極小点付近の波形の周波数以下の周波数成分を透過させ
る透過周波数特性を有する下降期間用フィルタと左心室
内圧信号の極大点付近の波形の周波数以下の周波数成分
を透過させる透過周波数特性を有する上昇期間用フィル
タにより構成し、認識領域決定手段を下降期間決定手段
と上昇期間決定手段に分けるとともに、下降期間決定手
段は、下降期間用フィルタの出力に基づいて下降期間を
決定し、上昇期間決定手段は、上昇期間用フィルタの出
力に基づいて上昇期間を決定するようにしたことを特徴
としている。
【００１３】請求項９の循環動態測定データ処理装置
は、前記計測センサが血流量を計測する血流量測定セン
サであり、前記代表値抽出手段は、血流量信号を微分
し、血流量微分信号を出力する血流量微分手段および、
認識領域決定手段により決定された下降期間内において
血流量微分信号が出力される時点の血流量信号に基づい
て上昇直前血流量を算出する上昇直前血流量算出手段、
または認識領域決定手段により決定された上昇期間にお
ける血流量信号に基づいて、最大血流量を算出する最大
血流量算出手段の少なくとも一方、を備えたものである
ことを特徴としている。
は、前記計測センサが血流量を計測する血流量測定セン
サであり、前記代表値抽出手段は、血流量信号を微分
し、血流量微分信号を出力する血流量微分手段および、
認識領域決定手段により決定された下降期間内において
血流量微分信号が出力される時点の血流量信号に基づい
て上昇直前血流量を算出する上昇直前血流量算出手段、
または認識領域決定手段により決定された上昇期間にお
ける血流量信号に基づいて、最大血流量を算出する最大
血流量算出手段の少なくとも一方、を備えたものである
ことを特徴としている。
【００１４】請求項１０の循環動態測定データ処理装置
は、前記計測センサが血流速度を計測する血流速度測定
センサであり、前記代表値抽出手段は、血流速度信号を
微分し、血流速度微分信号を出力する血流速度微分手段
および、認識領域決定手段により決定された下降期間内
において血流速度微分信号が出力される時点の血流速度
信号に基づいて上昇直前血流速度を算出する上昇直前血
流速度算出手段、または認識領域決定手段により決定さ
れた上昇期間における血流速度信号に基づいて、最大血
流速度を算出する最大血流速度算出手段の少なくとも一
方、を備えたものであることを特徴としている。
は、前記計測センサが血流速度を計測する血流速度測定
センサであり、前記代表値抽出手段は、血流速度信号を
微分し、血流速度微分信号を出力する血流速度微分手段
および、認識領域決定手段により決定された下降期間内
において血流速度微分信号が出力される時点の血流速度
信号に基づいて上昇直前血流速度を算出する上昇直前血
流速度算出手段、または認識領域決定手段により決定さ
れた上昇期間における血流速度信号に基づいて、最大血
流速度を算出する最大血流速度算出手段の少なくとも一
方、を備えたものであることを特徴としている。
【００１５】請求項１１の循環動態測定データ処理装置
は、前記周期性検出フィルタ手段を、血流量信号または
血流速度信号の極小点付近の波形の周波数以下の周波数
成分を透過させる透過周波数特性を有する下降期間用フ
ィルタと血流量信号または血流速度信号の極大点付近の
波形の周波数以下の周波数成分を透過させる透過周波数
特性を有する上昇期間用フィルタにより構成し、認識領
域決定手段を下降期間決定手段と上昇期間決定手段に分
けるとともに、下降期間決定手段は、下降期間用フィル
タの出力に基づいて下降期間を決定し、上昇期間決定手
段は、上昇期間用フィルタの出力に基づいて上昇期間を
決定するようにしたことを特徴としている。
は、前記周期性検出フィルタ手段を、血流量信号または
血流速度信号の極小点付近の波形の周波数以下の周波数
成分を透過させる透過周波数特性を有する下降期間用フ
ィルタと血流量信号または血流速度信号の極大点付近の
波形の周波数以下の周波数成分を透過させる透過周波数
特性を有する上昇期間用フィルタにより構成し、認識領
域決定手段を下降期間決定手段と上昇期間決定手段に分
けるとともに、下降期間決定手段は、下降期間用フィル
タの出力に基づいて下降期間を決定し、上昇期間決定手
段は、上昇期間用フィルタの出力に基づいて上昇期間を
決定するようにしたことを特徴としている。
【００１６】請求項１２の循環動態測定データ処理装置
は、時系列に配置された循環動態の計測データを入力
し、低周波通過フィルタ手段を介して、所望の収集時間
間隔で処理データを出力する循環動態測定データ処理装
置であって、前記収集時間間隔に対応する周波数に応じ
て、前記低周波通過フィルタ手段の通過周波数を変化さ
せるとともに、前記通過周波数を前記収集時間間隔に対
応する周波数とほぼ同じかもしくはやや高い周波数とし
たことを特徴としている。
は、時系列に配置された循環動態の計測データを入力
し、低周波通過フィルタ手段を介して、所望の収集時間
間隔で処理データを出力する循環動態測定データ処理装
置であって、前記収集時間間隔に対応する周波数に応じ
て、前記低周波通過フィルタ手段の通過周波数を変化さ
せるとともに、前記通過周波数を前記収集時間間隔に対
応する周波数とほぼ同じかもしくはやや高い周波数とし
たことを特徴としている。
【００１７】
【作用】請求項１の循環動態測定データ処理装置におい
ては、周期性検出フィルタ手段によって周期性の成分を
取り出し、これに基づいて下降期間または上昇期間を決
定するとともに、この期間における代表値を抽出するよ
うにしている。したがって、異常な周期を有するデータ
を除外して、各期間における代表値を正確に抽出するこ
とができる。
ては、周期性検出フィルタ手段によって周期性の成分を
取り出し、これに基づいて下降期間または上昇期間を決
定するとともに、この期間における代表値を抽出するよ
うにしている。したがって、異常な周期を有するデータ
を除外して、各期間における代表値を正確に抽出するこ
とができる。
【００１８】請求項２の循環動態測定データ処理装置に
おいては、抽出された代表値を近接する他の周期の代表
値と比較することによって不要な代表値を除去してい
る。したがって、異常なデータを排除することができ
る。
おいては、抽出された代表値を近接する他の周期の代表
値と比較することによって不要な代表値を除去してい
る。したがって、異常なデータを排除することができ
る。
【００１９】請求項３、４の循環動態測定データ処理装
置においては、前回の代表値から今回の代表値までの時
間間隔に基づいて脈拍数または心拍数を演算している。
したがって、正確な脈拍数または心拍数を得ることがで
きる。
置においては、前回の代表値から今回の代表値までの時
間間隔に基づいて脈拍数または心拍数を演算している。
したがって、正確な脈拍数または心拍数を得ることがで
きる。
【００２０】請求項５の循環動態測定データ処理装置に
おいては、周期性検出フィルタ手段によって周期性の成
分を取り出し、これに基づいて下降期間または上昇期間
を決定するとともに、下降期間における血圧信号に基づ
いて拡張期血圧を算出するか、もしくは上昇期間におけ
る血圧信号に基づいて収縮期血圧を算出するようにして
いる。したがって、異常な周期を有する血圧信号を排除
しつつ、正確に拡張期血圧または収縮期血圧を算出する
ことができる。
おいては、周期性検出フィルタ手段によって周期性の成
分を取り出し、これに基づいて下降期間または上昇期間
を決定するとともに、下降期間における血圧信号に基づ
いて拡張期血圧を算出するか、もしくは上昇期間におけ
る血圧信号に基づいて収縮期血圧を算出するようにして
いる。したがって、異常な周期を有する血圧信号を排除
しつつ、正確に拡張期血圧または収縮期血圧を算出する
ことができる。
【００２１】請求項６、８、１０の循環動態測定データ
処理装置においては、下降期間用フィルタと上昇期間用
フィルタによって周期性検出フィルタを構成し、下降期
間用フィルタの出力によって下降期間を決定し、上昇期
間用フィルタの出力によって上昇期間を決定するように
している。したがって、下降期間、上昇期間をより正確
に決定することができる。
処理装置においては、下降期間用フィルタと上昇期間用
フィルタによって周期性検出フィルタを構成し、下降期
間用フィルタの出力によって下降期間を決定し、上昇期
間用フィルタの出力によって上昇期間を決定するように
している。したがって、下降期間、上昇期間をより正確
に決定することができる。
【００２２】請求項７の循環動態測定データ処理装置に
おいては、周期性検出フィルタ手段によって周期性の成
分を取り出し、これに基づいて下降期間または上昇期間
を決定するとともに、左心室内圧信号の微分信号を得
て、下降期間内における微分信号の出力時点の左心室内
圧信号に基づいて左心室拡張終期圧を算出するか、もし
くは上昇期間における左心室内圧信号に基づいて左心室
収縮期内圧を算出するようにしている。したがって、異
常な周期を有する左心室内圧信号を排除しつつ、正確に
左心室拡張終期圧または左心室収縮期内圧を算出するこ
とができる。
おいては、周期性検出フィルタ手段によって周期性の成
分を取り出し、これに基づいて下降期間または上昇期間
を決定するとともに、左心室内圧信号の微分信号を得
て、下降期間内における微分信号の出力時点の左心室内
圧信号に基づいて左心室拡張終期圧を算出するか、もし
くは上昇期間における左心室内圧信号に基づいて左心室
収縮期内圧を算出するようにしている。したがって、異
常な周期を有する左心室内圧信号を排除しつつ、正確に
左心室拡張終期圧または左心室収縮期内圧を算出するこ
とができる。
【００２３】請求項９の循環動態測定データ処理装置に
おいては、周期性検出フィルタ手段によって周期性の成
分を取り出し、これに基づいて下降期間または上昇期間
を決定するとともに、血流量信号の微分信号を得て、下
降期間内における微分信号の出力時点の血流量信号に基
づいて上昇直前血流量を算出するか、もしくは上昇期間
における血流量信号に基づいて最大血流量を算出するよ
うにしている。したがって、異常な周期を有する血流量
信号を排除しつつ、正確に上昇直前血流量または最大血
流量を算出することができる。
おいては、周期性検出フィルタ手段によって周期性の成
分を取り出し、これに基づいて下降期間または上昇期間
を決定するとともに、血流量信号の微分信号を得て、下
降期間内における微分信号の出力時点の血流量信号に基
づいて上昇直前血流量を算出するか、もしくは上昇期間
における血流量信号に基づいて最大血流量を算出するよ
うにしている。したがって、異常な周期を有する血流量
信号を排除しつつ、正確に上昇直前血流量または最大血
流量を算出することができる。
【００２４】請求項１０の循環動態測定データ処理装置
においては、周期性検出フィルタ手段によって周期性の
成分を取り出し、これに基づいて下降期間または上昇期
間を決定するとともに、血流速度信号の微分信号を得
て、下降期間内における微分信号の出力時点の血流速度
信号に基づいて上昇直前血流速度を算出するか、もしく
は上昇期間における血流速度信号に基づいて最大血流速
度を算出するようにしている。したがって、異常な周期
を有する血流速度信号を排除しつつ、正確に上昇直前血
流速度または最大血流速度を算出することができる。
においては、周期性検出フィルタ手段によって周期性の
成分を取り出し、これに基づいて下降期間または上昇期
間を決定するとともに、血流速度信号の微分信号を得
て、下降期間内における微分信号の出力時点の血流速度
信号に基づいて上昇直前血流速度を算出するか、もしく
は上昇期間における血流速度信号に基づいて最大血流速
度を算出するようにしている。したがって、異常な周期
を有する血流速度信号を排除しつつ、正確に上昇直前血
流速度または最大血流速度を算出することができる。
【００２５】請求項１２の循環動態測定データ処理装置
においては、収集時間間隔に対応する周波数に応じて、
低周波通過フィルタ手段の通過周波数を変化させるとと
もに、通過周波数を前記収集時間間隔に対応する周波数
よりやや高い周波数としている。したがって、収集時間
間隔に応じて適切なデータが得られる。
においては、収集時間間隔に対応する周波数に応じて、
低周波通過フィルタ手段の通過周波数を変化させるとと
もに、通過周波数を前記収集時間間隔に対応する周波数
よりやや高い周波数としている。したがって、収集時間
間隔に応じて適切なデータが得られる。
【００２６】
−基本的構成− 図２に、この発明の一実施例による循環動態測定データ
処理装置の概念図を示す。検体である動物Ａ1〜Ａ8に
は、血圧測定センサ（図示せず）が取り付けられてい
る。各センサの出力は増幅アンプ３を経て８チャンネル
のＡ／Ｄコンバータ２に入力されて、ディジタル信号に
変換される。変換されたデータは、血圧信号としてコン
ピュータ４に入力される。コンピュータ４はこの血圧信
号に基づいて、収縮期血圧、拡張期血圧などの代表値を
演算し記憶する。
処理装置の概念図を示す。検体である動物Ａ1〜Ａ8に
は、血圧測定センサ（図示せず）が取り付けられてい
る。各センサの出力は増幅アンプ３を経て８チャンネル
のＡ／Ｄコンバータ２に入力されて、ディジタル信号に
変換される。変換されたデータは、血圧信号としてコン
ピュータ４に入力される。コンピュータ４はこの血圧信
号に基づいて、収縮期血圧、拡張期血圧などの代表値を
演算し記憶する。
【００２７】図３に、この実施例において用いた血圧測
定センサを示す。先端に設けられた導管２６を検体の血
管内に挿入する。導管２６には、食塩水の充填された細
管２８が接続され、さらに血圧測定センサ６が接続され
ている。したがって、血管内の血圧の変化が細管２８を
伝わって血圧測定センサ６に導かれる。これにより、血
圧測定センサ６は、血圧に応じたアナログ信号を出力す
る。
定センサを示す。先端に設けられた導管２６を検体の血
管内に挿入する。導管２６には、食塩水の充填された細
管２８が接続され、さらに血圧測定センサ６が接続され
ている。したがって、血管内の血圧の変化が細管２８を
伝わって血圧測定センサ６に導かれる。これにより、血
圧測定センサ６は、血圧に応じたアナログ信号を出力す
る。
【００２８】図４に、図２の血圧データ処理装置のブロ
ック図を示す。各検体に取り付けられた血圧測定センサ
６1〜６8からの出力は、増幅アンプ３で増幅され、Ａ／
Ｄコンバータ２に与えられる。ＣＰＵ１２からの指令に
よって、ディジタル変換された血圧信号が１つ選択され
て入力ポート１０に与えられる。入力ポート１０は、バ
スライン２４に接続されている。バスライン２４には、
ＣＰＵ１２、ＲＯＭ１４、ＲＡＭ１６、ＣＲＴ１８、レ
コーダ２０、ハードディスク２２が接続されている。Ｃ
ＰＵ１２はＲＯＭ１４に格納されたプログラムにしたが
って、入力ポート１０から血圧信号を取り込み処理を行
う。
ック図を示す。各検体に取り付けられた血圧測定センサ
６1〜６8からの出力は、増幅アンプ３で増幅され、Ａ／
Ｄコンバータ２に与えられる。ＣＰＵ１２からの指令に
よって、ディジタル変換された血圧信号が１つ選択され
て入力ポート１０に与えられる。入力ポート１０は、バ
スライン２４に接続されている。バスライン２４には、
ＣＰＵ１２、ＲＯＭ１４、ＲＡＭ１６、ＣＲＴ１８、レ
コーダ２０、ハードディスク２２が接続されている。Ｃ
ＰＵ１２はＲＯＭ１４に格納されたプログラムにしたが
って、入力ポート１０から血圧信号を取り込み処理を行
う。
【００２９】−血圧信号の処理− 図５に、ＲＯＭ１４に格納されているプログラムのフロ
ーチャートを示す。まず、ＣＰＵ１２はステップＳ0に
おいて血圧測定センサ６1〜６8の出力を順次ディジタル
信号として取り込む。ここでは説明の便宜上、血圧測定
センサ６1の出力のみについて説明するが、他の血圧測
定センサ６2〜６8についても同様の処理がなされる。
ーチャートを示す。まず、ＣＰＵ１２はステップＳ0に
おいて血圧測定センサ６1〜６8の出力を順次ディジタル
信号として取り込む。ここでは説明の便宜上、血圧測定
センサ６1の出力のみについて説明するが、他の血圧測
定センサ６2〜６8についても同様の処理がなされる。
【００３０】取り込まれたディジタルの血圧信号は、Ｒ
ＡＭ１６に記憶されていく。この血圧信号を波形として
示すと、図１の２８のようになる。ＣＰＵ１２は、この
血圧信号に対して、ディジタル・フィルタリングを行う
（ステップＳ1）。フィルタリング処理のフローチャー
トを図６に示す。まずＣＰＵ１２は、血圧信号に対して
ノイズ除去のためのフイルタリングを行う（ステップＳ
6）。例えば、検体がラットである場合には１００Ｈｚ
以上の周波数成分をカットする。
ＡＭ１６に記憶されていく。この血圧信号を波形として
示すと、図１の２８のようになる。ＣＰＵ１２は、この
血圧信号に対して、ディジタル・フィルタリングを行う
（ステップＳ1）。フィルタリング処理のフローチャー
トを図６に示す。まずＣＰＵ１２は、血圧信号に対して
ノイズ除去のためのフイルタリングを行う（ステップＳ
6）。例えば、検体がラットである場合には１００Ｈｚ
以上の周波数成分をカットする。
【００３１】次に、上昇期間用のローパスフィルタリン
グ処理を行う（ステップＳ7）。このローパスフィルタ
の透過周波数は、血圧信号の極大点付近（図１Ａのγ）
部分の周波数成分を通過させるように選択する。例え
ば、検体がラットである場合には８Ｈｚ以下の周波数成
分を透過するようにしている。これにより、図１Ａに示
すような低周波成分３０が得られる。なお、得られた低
周波成分３０はフィルタリング処理による遅延時間を有
している。
グ処理を行う（ステップＳ7）。このローパスフィルタ
の透過周波数は、血圧信号の極大点付近（図１Ａのγ）
部分の周波数成分を通過させるように選択する。例え
ば、検体がラットである場合には８Ｈｚ以下の周波数成
分を透過するようにしている。これにより、図１Ａに示
すような低周波成分３０が得られる。なお、得られた低
周波成分３０はフィルタリング処理による遅延時間を有
している。
【００３２】次に、下降期間用のローパスフィルタリン
グ処理を行う（ステップＳ8）。このローパスフィルタ
の透過周波数は、血圧信号の極小点付近（図１Ｂのδ）
部分の周波数成分を透過するようにしている。特に、極
小点から極大点までの時間間隔が少ないので、フィルタ
リング処理の遅延時間を余り大きくすることができず、
遮断周波数も余り低くできない。例えば、検体がラット
である場合には１５Ｈｚ以下の周波数成分を透過するよ
うにしている。
グ処理を行う（ステップＳ8）。このローパスフィルタ
の透過周波数は、血圧信号の極小点付近（図１Ｂのδ）
部分の周波数成分を透過するようにしている。特に、極
小点から極大点までの時間間隔が少ないので、フィルタ
リング処理の遅延時間を余り大きくすることができず、
遮断周波数も余り低くできない。例えば、検体がラット
である場合には１５Ｈｚ以下の周波数成分を透過するよ
うにしている。
【００３３】ノイズ除去のためのフィルタリングが施さ
れた血圧データ、上昇期間用のフィルタリングが施され
たデータ、下降期間用のフィルタリングが施されたデー
タは、それぞれＲＡＭ１６に記憶される。
れた血圧データ、上昇期間用のフィルタリングが施され
たデータ、下降期間用のフィルタリングが施されたデー
タは、それぞれＲＡＭ１６に記憶される。
【００３４】なお、上記のようにこの実施例においては
ディジタルフィルタ（この実施例では２次ＩＩＲバター
ワース型のフィルタ処理とした）によって各フィルタリ
ング処理を行っているが、アナログフィルタによって構
成してもよい。
ディジタルフィルタ（この実施例では２次ＩＩＲバター
ワース型のフィルタ処理とした）によって各フィルタリ
ング処理を行っているが、アナログフィルタによって構
成してもよい。
【００３５】図５に戻って、ステップＳ2において、下
降期間用のフィルタ処理を施されたデータの極小点Ｘが
表われた否かを検出する。極小点Ｘが表われていなけれ
ば、ステップＳ0に戻って次の血圧データの収集を行
う。
降期間用のフィルタ処理を施されたデータの極小点Ｘが
表われた否かを検出する。極小点Ｘが表われていなけれ
ば、ステップＳ0に戻って次の血圧データの収集を行
う。
【００３６】極小点Ｘが表われたら、ＣＰＵ１２はＲＡ
Ｍ１６に記憶されたフィルタリングデータに基づいて代
表値の抽出を行う（図５のステップＳ3）。図７に、代
表値抽出処理のフローチャートを示す。まず、ＣＰＵ１
２は、上昇期間用フィルタ処理を施された低周波成分
（図１Ａの３０参照）のデータ上昇期間γ1を算出す
る。次に、この期間γ1内における血圧データの最大値
を求め、これを収縮期血圧（ＳＢＰ）とする（ステップ
Ｓ9）。同様にして、下降期間用フィルタ処理を施され
た低周波成分（図１Ｂの３２参照）のデータ下降期間δ
1を算出し、この下降期間δ1内における血圧データの最
小値を求め、これを拡張期血圧（ＤＢＰ）とする（ステ
ップＳ10）。
Ｍ１６に記憶されたフィルタリングデータに基づいて代
表値の抽出を行う（図５のステップＳ3）。図７に、代
表値抽出処理のフローチャートを示す。まず、ＣＰＵ１
２は、上昇期間用フィルタ処理を施された低周波成分
（図１Ａの３０参照）のデータ上昇期間γ1を算出す
る。次に、この期間γ1内における血圧データの最大値
を求め、これを収縮期血圧（ＳＢＰ）とする（ステップ
Ｓ9）。同様にして、下降期間用フィルタ処理を施され
た低周波成分（図１Ｂの３２参照）のデータ下降期間δ
1を算出し、この下降期間δ1内における血圧データの最
小値を求め、これを拡張期血圧（ＤＢＰ）とする（ステ
ップＳ10）。
【００３７】次に、前回のＤＢＰから今回のＤＢＰの期
間までの血圧データを積分平均し、平均血圧（ＭＢＰ）
を算出する（ステップＳ11）。さらに、ＤＢＰからＳＢ
Ｐまでの時間および前回のＤＢＰから今回のＤＢＰまで
の時間を算出するとともに、その逆数に６０を乗じて脈
拍数を求める（ステップＳ12）。次に、前回のＤＢＰと
今回のＤＢＰとの差を演算する（ステップＳ13）。さら
に、前回のＤＢＰから今回のＤＢＰまでの波形の差分の
絶対値を演算し、これを血圧波形変位値とする（ステッ
プＳ14）。次に、前回のＤＢＰと今回のＤＢＰの血圧の
傾き（血圧勾配）θを演算する（ステップＳ15）。上記
のようにして得られた代表値は、図９に示すように、ハ
ードディスク２２に記憶される。また、図１０に示すよ
うに、ＣＰＵ１２は代表値の抽出結果をＣＲＴ１８に表
示させることも可能である。
間までの血圧データを積分平均し、平均血圧（ＭＢＰ）
を算出する（ステップＳ11）。さらに、ＤＢＰからＳＢ
Ｐまでの時間および前回のＤＢＰから今回のＤＢＰまで
の時間を算出するとともに、その逆数に６０を乗じて脈
拍数を求める（ステップＳ12）。次に、前回のＤＢＰと
今回のＤＢＰとの差を演算する（ステップＳ13）。さら
に、前回のＤＢＰから今回のＤＢＰまでの波形の差分の
絶対値を演算し、これを血圧波形変位値とする（ステッ
プＳ14）。次に、前回のＤＢＰと今回のＤＢＰの血圧の
傾き（血圧勾配）θを演算する（ステップＳ15）。上記
のようにして得られた代表値は、図９に示すように、ハ
ードディスク２２に記憶される。また、図１０に示すよ
うに、ＣＰＵ１２は代表値の抽出結果をＣＲＴ１８に表
示させることも可能である。
【００３８】代表値の抽出及び記憶が終了すると、棄却
検定に移る（ステップＳ4）。図８に、棄却検定処理の
フローチャートを示す。この実施例においては、ステッ
プＳ3において算出した代表値全てについて棄却検定を
行っている（ステップＳ15〜Ｓ21）。ステップＳ15にお
いては、ＳＢＰの棄却検定を行っている。棄却検定の対
象となるＳＢＰが、前後５つのＳＢＰからみて異常な値
になっていないか否かを判定している。この実施例で
は、前後５つのＳＢＰの平均値、分散値を演算し、分散
値が平均値の１０％以上になったときに、１％のSmirno
v棄却検定を行って判定している。ステップＳ16以下に
おいては、他の代表値について同様にして棄却検定を行
う。
検定に移る（ステップＳ4）。図８に、棄却検定処理の
フローチャートを示す。この実施例においては、ステッ
プＳ3において算出した代表値全てについて棄却検定を
行っている（ステップＳ15〜Ｓ21）。ステップＳ15にお
いては、ＳＢＰの棄却検定を行っている。棄却検定の対
象となるＳＢＰが、前後５つのＳＢＰからみて異常な値
になっていないか否かを判定している。この実施例で
は、前後５つのＳＢＰの平均値、分散値を演算し、分散
値が平均値の１０％以上になったときに、１％のSmirno
v棄却検定を行って判定している。ステップＳ16以下に
おいては、他の代表値について同様にして棄却検定を行
う。
【００３９】以上のようにして棄却検定を行い、各代表
値のうちの何れか一つでも異常な値であると判定する
と、当該１組の代表値を全て棄却する。すなわち、ハー
ドディスク２２から消去し、以後の処理においては用い
ないようにする。このようにして、異常なデータを排除
することができる。例えば、図２１のαに示すような異
常なデータが血圧信号として得られた場合、この部分の
代表値は他の正常な部分の代表値とかけ離れたものとな
る。したがって、上記の棄却検定によりαの部分のデー
タが排除されて正確なデータ処理が可能となる。
値のうちの何れか一つでも異常な値であると判定する
と、当該１組の代表値を全て棄却する。すなわち、ハー
ドディスク２２から消去し、以後の処理においては用い
ないようにする。このようにして、異常なデータを排除
することができる。例えば、図２１のαに示すような異
常なデータが血圧信号として得られた場合、この部分の
代表値は他の正常な部分の代表値とかけ離れたものとな
る。したがって、上記の棄却検定によりαの部分のデー
タが排除されて正確なデータ処理が可能となる。
【００４０】次に、ステップＳ5において、異常データ
が排除された正常データのみに基づいて、各代表値につ
き所定時間毎の平均値等が演算される。その後、再びス
テップＳ0に戻って処理を続ける。
が排除された正常データのみに基づいて、各代表値につ
き所定時間毎の平均値等が演算される。その後、再びス
テップＳ0に戻って処理を続ける。
【００４１】以上のようにこの実施例においては、ディ
ジタルフィルタによって下降期間、上昇期間を決定し、
この期間内の血圧データに基づいて代表値を算出するよ
うにしている。したがって、正確に代表値の抽出を行う
ことができる。また、ディジタルフィルタによって本来
の血圧変化の周波数近傍の血圧データを透過させるよう
にしている。また、ＤＢＰとＤＢＰの間隔に基づいて脈
拍数を演算するようにしているので、正確に脈拍数を算
出することができる。さらに棄却検定を行っているので
異常なデータを容易に排除することができ、正確な測定
を行うことができる。
ジタルフィルタによって下降期間、上昇期間を決定し、
この期間内の血圧データに基づいて代表値を算出するよ
うにしている。したがって、正確に代表値の抽出を行う
ことができる。また、ディジタルフィルタによって本来
の血圧変化の周波数近傍の血圧データを透過させるよう
にしている。また、ＤＢＰとＤＢＰの間隔に基づいて脈
拍数を演算するようにしているので、正確に脈拍数を算
出することができる。さらに棄却検定を行っているので
異常なデータを容易に排除することができ、正確な測定
を行うことができる。
【００４２】上記の説明では、１つの血圧測定センサ６
1からの血圧信号の処理について説明したが、ＣＰＵ１
２は時分割により他の血圧測定センサ６2〜６8からの血
圧信号も取り込んで同様の処理を行う。このようにして
算出された代表値は、各センサ６1〜６8ごとにハードデ
ィスク２２に記憶される。また、図１１に示すように、
８つのセンサ６1〜６8に対応する代表値を、ＣＲＴ１８
に同時に表示することができる。図において、画面が８
分割され、Ｃｈ１の部分は血圧測定センサ６1からの血
圧信号に基づく代表値である脈拍数（ＨＲ）、ＳＢＰ、
ＭＢＰ、ＤＢＰの時間的変化のグラフを表わしている。
Ｃｈ２〜Ｃｈ８はそれぞれ血圧測定センサ６2〜６8から
の血圧信号の代表値を表示している。なお、他の実施例
においては、Ａ／Ｄ変換器２のチャネル数を増減して、
同時に測定できる検体の数を選択することができる。
1からの血圧信号の処理について説明したが、ＣＰＵ１
２は時分割により他の血圧測定センサ６2〜６8からの血
圧信号も取り込んで同様の処理を行う。このようにして
算出された代表値は、各センサ６1〜６8ごとにハードデ
ィスク２２に記憶される。また、図１１に示すように、
８つのセンサ６1〜６8に対応する代表値を、ＣＲＴ１８
に同時に表示することができる。図において、画面が８
分割され、Ｃｈ１の部分は血圧測定センサ６1からの血
圧信号に基づく代表値である脈拍数（ＨＲ）、ＳＢＰ、
ＭＢＰ、ＤＢＰの時間的変化のグラフを表わしている。
Ｃｈ２〜Ｃｈ８はそれぞれ血圧測定センサ６2〜６8から
の血圧信号の代表値を表示している。なお、他の実施例
においては、Ａ／Ｄ変換器２のチャネル数を増減して、
同時に測定できる検体の数を選択することができる。
【００４３】−左心室内圧信号の処理− 上記においては、血管内の血圧をセンサで測定した血圧
信号の処理について説明した。左心室内圧についても同
様の処理を行うことができる。左心室内圧を測定するセ
ンサは、図３に示すものと同様のものを用いることがで
きる。したがって、ハードウエア構成は図４に示すとお
りである。
信号の処理について説明した。左心室内圧についても同
様の処理を行うことができる。左心室内圧を測定するセ
ンサは、図３に示すものと同様のものを用いることがで
きる。したがって、ハードウエア構成は図４に示すとお
りである。
【００４４】ＲＯＭ１４に記憶された左心室内圧信号を
処理するためのプログラムを、図１２にフローチャート
で示す。ステップＳ30のＡ／Ｄ変換は、図５の血圧信号
の場合の処理と同じである。図１６Ａに、左心室内圧信
号３６をグラフで示す。なお、ディジタル変換された左
心室内圧信号は、ＲＡＭ１６に順次記憶されて行く。つ
ぎに、ＣＰＵ１２はフィルタリング処理を行う（ステッ
プＳ31）。フィルタリング処理のフローチャートを図１
３に示す。まず、ステップＳ36aにおいてノイズ除去の
ためのフィルタリング処理を行う。検体がラットである
場合には９６Ｈｚ以上の周波数成分をカットし、犬の場
合には４０Ｈｚ以上の周波数成分をカットするようにし
ている。ノイズカットされた左心室内圧データは、ＲＡ
Ｍ１６に記憶される。
処理するためのプログラムを、図１２にフローチャート
で示す。ステップＳ30のＡ／Ｄ変換は、図５の血圧信号
の場合の処理と同じである。図１６Ａに、左心室内圧信
号３６をグラフで示す。なお、ディジタル変換された左
心室内圧信号は、ＲＡＭ１６に順次記憶されて行く。つ
ぎに、ＣＰＵ１２はフィルタリング処理を行う（ステッ
プＳ31）。フィルタリング処理のフローチャートを図１
３に示す。まず、ステップＳ36aにおいてノイズ除去の
ためのフィルタリング処理を行う。検体がラットである
場合には９６Ｈｚ以上の周波数成分をカットし、犬の場
合には４０Ｈｚ以上の周波数成分をカットするようにし
ている。ノイズカットされた左心室内圧データは、ＲＡ
Ｍ１６に記憶される。
【００４５】その後、周期性検出のためのフィルタリン
グを行う（ステップＳ37a）。血圧信号は立ち上がりと
立ち下がりが非対象（すなわち周波数が異なる）であっ
たが、左心室内圧信号は図１６Ａに示すように、立ち上
がりと立ち下がりがほぼ対象である。したがって、上昇
期間検出用のフィルタリングと下降期間検出用のフィル
タリングの周波数を同じものとすることができる。この
実施例においては、検体がラットの場合には６Ｈｚ以上
の成分をカットし、犬の場合には４Ｈｚ以上の成分をカ
ットするようにしている。周期性検出のフィルタリング
処理が施されたデータは、ＲＡＭ１６に記憶される。
グを行う（ステップＳ37a）。血圧信号は立ち上がりと
立ち下がりが非対象（すなわち周波数が異なる）であっ
たが、左心室内圧信号は図１６Ａに示すように、立ち上
がりと立ち下がりがほぼ対象である。したがって、上昇
期間検出用のフィルタリングと下降期間検出用のフィル
タリングの周波数を同じものとすることができる。この
実施例においては、検体がラットの場合には６Ｈｚ以上
の成分をカットし、犬の場合には４Ｈｚ以上の成分をカ
ットするようにしている。周期性検出のフィルタリング
処理が施されたデータは、ＲＡＭ１６に記憶される。
【００４６】周期性検出のフィルタリングがされたデー
タを、図１６Ａの３８に波形として示す。この波形はフ
ィルタリング処理により、左心室内圧信号波形３６に対
して所定の時間遅延されている。
タを、図１６Ａの３８に波形として示す。この波形はフ
ィルタリング処理により、左心室内圧信号波形３６に対
して所定の時間遅延されている。
【００４７】図１２に戻って、ステップＳ32において、
周期性検出のフィルタ処理を施されたデータの極大点Ｙ
が表われたか否かを検出する。極大点Ｙが表われていな
ければ、ステップＳ30に戻って次の左心室内圧データの
収集を行う。
周期性検出のフィルタ処理を施されたデータの極大点Ｙ
が表われたか否かを検出する。極大点Ｙが表われていな
ければ、ステップＳ30に戻って次の左心室内圧データの
収集を行う。
【００４８】極大点Ｙが表われたら、ＣＰＵ１２はＲＡ
Ｍ１６に記憶されたフィルタリングデータに基づいて代
表値の抽出を行う（図１２のステップＳ33）。図１４
に、代表値抽出処理のフローチャートを示す。まず、Ｃ
ＰＵ１２は、代表値抽出用フィルタ処理を施された低周
波成分（図１６Ａの３８参照）のデータ下降期間δ2お
よびデータ上昇期間γ2を算出する。次に、データ上昇
期間γ2内における左心室内圧データの最大値を求め、
これを左心室収縮期期内圧（ＬＶＳＰ）とする（ステッ
プＳ36）。
Ｍ１６に記憶されたフィルタリングデータに基づいて代
表値の抽出を行う（図１２のステップＳ33）。図１４
に、代表値抽出処理のフローチャートを示す。まず、Ｃ
ＰＵ１２は、代表値抽出用フィルタ処理を施された低周
波成分（図１６Ａの３８参照）のデータ下降期間δ2お
よびデータ上昇期間γ2を算出する。次に、データ上昇
期間γ2内における左心室内圧データの最大値を求め、
これを左心室収縮期期内圧（ＬＶＳＰ）とする（ステッ
プＳ36）。
【００４９】次に、ＣＰＵ１２はＲＡＭ１６に記憶され
ている左心室内圧データを１次微分する（ステップ
Ｓ37）。微分されたデータを波形で表わしたのが、図１
６Ｂである。次に、期間δ2および期間γ2の通算期間内
におけるこの微分データの最小値を求め、これを左心室
内圧最大拡張速度（Ｍｉｎ ｄｐ／ｄｔ）とする（ステ
ップＳ38）。さらに、微分データの立ち上がり点Ｚ（図
１６Ｂ参照）における左心室内圧データを求め、これを
左心室拡張終期圧（ＬＶＥＤＰ）とする（ステップ
Ｓ39）。次に、期間δ2および期間γ2の通算期間内にお
けるこの微分データの最大値を求め、これを左心室内圧
最大収縮速度（Ｍａｘ ｄｐ／ｄｔ）とする（ステップ
Ｓ40）。ステップＳ41においては、ＬＶＥＤＰからＬＶ
ＳＰまでの時間を演算するとともに前回のＬＶＥＤＰか
ら今回のＬＶＥＤＰ間での時間（ＬＶＥＤＰ−ＬＶＥＤ
Ｐ間隔）を算出する。さらに、ＬＶＥＤＰ−ＬＶＥＤＰ
間隔に基づいて心拍数を演算する（ステップＳ41）。上
記のようにして得られた代表値は、ハードディスク２２
に記憶される。
ている左心室内圧データを１次微分する（ステップ
Ｓ37）。微分されたデータを波形で表わしたのが、図１
６Ｂである。次に、期間δ2および期間γ2の通算期間内
におけるこの微分データの最小値を求め、これを左心室
内圧最大拡張速度（Ｍｉｎ ｄｐ／ｄｔ）とする（ステ
ップＳ38）。さらに、微分データの立ち上がり点Ｚ（図
１６Ｂ参照）における左心室内圧データを求め、これを
左心室拡張終期圧（ＬＶＥＤＰ）とする（ステップ
Ｓ39）。次に、期間δ2および期間γ2の通算期間内にお
けるこの微分データの最大値を求め、これを左心室内圧
最大収縮速度（Ｍａｘ ｄｐ／ｄｔ）とする（ステップ
Ｓ40）。ステップＳ41においては、ＬＶＥＤＰからＬＶ
ＳＰまでの時間を演算するとともに前回のＬＶＥＤＰか
ら今回のＬＶＥＤＰ間での時間（ＬＶＥＤＰ−ＬＶＥＤ
Ｐ間隔）を算出する。さらに、ＬＶＥＤＰ−ＬＶＥＤＰ
間隔に基づいて心拍数を演算する（ステップＳ41）。上
記のようにして得られた代表値は、ハードディスク２２
に記憶される。
【００５０】次に、得られた代表値について棄却検定を
行う（図１２のステップＳ34）。棄却検定のフローチャ
ートを図１５に示す。この実施例においては、血圧デー
タの場合（図８参照）と同様に、前後５つのデータに基
づいてSmirnov棄却検定を行っている。各代表値のうち
の何れか一つでも異常な値であると判定すると、当該１
組の代表値を全て棄却する。すなわち、ハードディスク
２２から消去し、以後の処理においては用いないように
する。
行う（図１２のステップＳ34）。棄却検定のフローチャ
ートを図１５に示す。この実施例においては、血圧デー
タの場合（図８参照）と同様に、前後５つのデータに基
づいてSmirnov棄却検定を行っている。各代表値のうち
の何れか一つでも異常な値であると判定すると、当該１
組の代表値を全て棄却する。すなわち、ハードディスク
２２から消去し、以後の処理においては用いないように
する。
【００５１】次に、ステップＳ35において、異常データ
が排除された正常データのみに基づいて、各代表値につ
き所定時間毎の平均値等が演算される。その後、再びス
テップＳ30に戻って処理を続ける。
が排除された正常データのみに基づいて、各代表値につ
き所定時間毎の平均値等が演算される。その後、再びス
テップＳ30に戻って処理を続ける。
【００５２】−血流量信号および血流速度信号の処理− 血圧信号、左心室内圧信号と同様にして、血流量信号お
よび血流速度信号についても処理を行うことができる。
ただし、血流量信号および血流速度信号を得るためには
血流速度センサが必要である。例えば、パルスドップラ
ー血流計（プライムテック株式会社のＰＤ−２０など）
を用いるとよい。したがって、図４の血圧測定センサ６
1〜６8に代えて血流速度センサを接続すればよい。
よび血流速度信号についても処理を行うことができる。
ただし、血流量信号および血流速度信号を得るためには
血流速度センサが必要である。例えば、パルスドップラ
ー血流計（プライムテック株式会社のＰＤ−２０など）
を用いるとよい。したがって、図４の血圧測定センサ６
1〜６8に代えて血流速度センサを接続すればよい。
【００５３】図１７Ａに、血流速度測定センサからの血
流量信号（または血流速度信号）４２を示す。また、周
期性検出フィルタリング処理の出力波形を４４で示す。
さらに、図１７Ｂは血流量信号（または血流速度信号）
４２の微分波形である。上昇期間γ3、下降期間δ3、上
昇直前血流量または上昇直前血流速度（ＤＢＦ）、最大
血流量または最大血流速度（ＳＢＦ）の演算等は、左心
室内圧データの場合と同様である。なお、平均血流量ま
たは平均血流速度（ＭＢＦ）は、それぞれ前回のＤＢＦ
から今回のＤＢＦまでの血流量または血流速度を平均し
て算出する。
流量信号（または血流速度信号）４２を示す。また、周
期性検出フィルタリング処理の出力波形を４４で示す。
さらに、図１７Ｂは血流量信号（または血流速度信号）
４２の微分波形である。上昇期間γ3、下降期間δ3、上
昇直前血流量または上昇直前血流速度（ＤＢＦ）、最大
血流量または最大血流速度（ＳＢＦ）の演算等は、左心
室内圧データの場合と同様である。なお、平均血流量ま
たは平均血流速度（ＭＢＦ）は、それぞれ前回のＤＢＦ
から今回のＤＢＦまでの血流量または血流速度を平均し
て算出する。
【００５４】−データの出力− 上記のような処理によってハードディスク２２には代表
値が記憶されていく。この代表値は、ＣＲＴ１８もしく
はレコーダ２０に出力することによって確認することが
できる。図１８Ａに、血圧信号に基づいて得られた脈拍
数（ＨＲ）収縮期血圧（ＳＢＰ）平均血圧（ＭＢＰ）拡
張期血圧（ＤＢＰ）の時間的変化をレコーダ２０に出力
した例を示す。横軸は、時刻を表わしており１目盛が１
時間である。破線５０で示される時刻に薬品の投与があ
った。
値が記憶されていく。この代表値は、ＣＲＴ１８もしく
はレコーダ２０に出力することによって確認することが
できる。図１８Ａに、血圧信号に基づいて得られた脈拍
数（ＨＲ）収縮期血圧（ＳＢＰ）平均血圧（ＭＢＰ）拡
張期血圧（ＤＢＰ）の時間的変化をレコーダ２０に出力
した例を示す。横軸は、時刻を表わしており１目盛が１
時間である。破線５０で示される時刻に薬品の投与があ
った。
【００５５】図１８Ａの出力グラフは、微細な変化まで
表わしているため、かえって長時間の全体経過を観察す
るためには不十分である。一方、薬品投与直後の変化を
観察したい場合には、微細な変化を完全に表現できるこ
とが好ましい。そこで、この実施例では次のようなフィ
ルタリング処理を行うことによって適切な出力グラフを
得られるようにしている。
表わしているため、かえって長時間の全体経過を観察す
るためには不十分である。一方、薬品投与直後の変化を
観察したい場合には、微細な変化を完全に表現できるこ
とが好ましい。そこで、この実施例では次のようなフィ
ルタリング処理を行うことによって適切な出力グラフを
得られるようにしている。
【００５６】出力用フィルタリング処理のフローチャー
トを図１９に示す。まず、ステップＳ50において収集時
間間隔ｔpの入力および出力表示したい代表値の選択を
行う。ここで、収集時間間隔ｔpとは、出力表示する
際、希望する最小時間間隔をいうものである。収集時間
間隔ｔpが大きくなれば微細な変化が取り除かれて全体
的な傾向を捉らえやすくなり、収集時間間隔ｔpが小さ
くなれば微細な変化まで正確に表現できることになる。
例えば、図１８Ａの例では収集時間間隔ｔpを１０分程
度とすれば微細な変化を除去できて全体的な傾向を明瞭
に捉らえられるであろう。
トを図１９に示す。まず、ステップＳ50において収集時
間間隔ｔpの入力および出力表示したい代表値の選択を
行う。ここで、収集時間間隔ｔpとは、出力表示する
際、希望する最小時間間隔をいうものである。収集時間
間隔ｔpが大きくなれば微細な変化が取り除かれて全体
的な傾向を捉らえやすくなり、収集時間間隔ｔpが小さ
くなれば微細な変化まで正確に表現できることになる。
例えば、図１８Ａの例では収集時間間隔ｔpを１０分程
度とすれば微細な変化を除去できて全体的な傾向を明瞭
に捉らえられるであろう。
【００５７】次に、ＣＰＵ１２は入力された収集時間間
隔ｔpに基づいて、下式によりフィルタリング処理のた
めの遮断周波数ｆcを演算する（ステップＳ51）。
隔ｔpに基づいて、下式によりフィルタリング処理のた
めの遮断周波数ｆcを演算する（ステップＳ51）。
【００５８】
【数１】ｆc＝１／ｔp・・・・・・・・・（１） 例えば、収集時間間隔ｔｐが１０分である場合には、遮
断周波数ｆcは０．００１６Ｈｚとなる。
断周波数ｆcは０．００１６Ｈｚとなる。
【００５９】次に、ＣＰＵ１２は対象となる代表値をハ
ードディスク２２から読み出し、演算した遮断周波数ｆ
cに基づいてフィルタリング処理を行う（ステップ
Ｓ52）。このようにして得られたデータは、ハードディ
スク２２に記憶される。
ードディスク２２から読み出し、演算した遮断周波数ｆ
cに基づいてフィルタリング処理を行う（ステップ
Ｓ52）。このようにして得られたデータは、ハードディ
スク２２に記憶される。
【００６０】図１８Ａに示すデータをフィルタリング処
理（０．００１６Ｈｚの遮断周波数で）して得られたデ
ータをレコーダ２０によって表示すると、図１８Ｂのよ
うになる。図１８Ａと比べれば明らかなように、長期的
な全体傾向が明瞭に表示されている。
理（０．００１６Ｈｚの遮断周波数で）して得られたデ
ータをレコーダ２０によって表示すると、図１８Ｂのよ
うになる。図１８Ａと比べれば明らかなように、長期的
な全体傾向が明瞭に表示されている。
【００６１】なお、遮断周波数ｆcは(1)式よりもやや低
くしてもよい。
くしてもよい。
【００６２】−その他の実施例− 上記実施例においては、循環動態測定データとして血圧
データ、左心室内圧データ、血流量データを対象とした
が、他の循環動態測定データを対象としてもよい。
データ、左心室内圧データ、血流量データを対象とした
が、他の循環動態測定データを対象としてもよい。
【００６３】また、上記実施例では、ＣＰＵを用いて各
手段を構成したが、その全部または一部をハードウエア
ロジックによって構成してもよい。
手段を構成したが、その全部または一部をハードウエア
ロジックによって構成してもよい。
【００６４】
【発明の効果】請求項１の循環動態測定データ処理装置
においては、周期性検出フィルタ手段によって周期性の
成分を取り出し、これに基づいて下降期間または上昇期
間を決定するとともに、この期間における代表値を抽出
するようにしている。したがって、異常な周期を有する
データを除外して、各期間における代表値を正確に抽出
することができる。すなわち、測定データの信頼性を向
上させることができる。請求項２の循環動態測定データ
処理装置においては、抽出された代表値を近接する他の
周期の代表値と比較することによって不要な代表値を除
去している。したがって、異常なデータを排除すること
ができる。
においては、周期性検出フィルタ手段によって周期性の
成分を取り出し、これに基づいて下降期間または上昇期
間を決定するとともに、この期間における代表値を抽出
するようにしている。したがって、異常な周期を有する
データを除外して、各期間における代表値を正確に抽出
することができる。すなわち、測定データの信頼性を向
上させることができる。請求項２の循環動態測定データ
処理装置においては、抽出された代表値を近接する他の
周期の代表値と比較することによって不要な代表値を除
去している。したがって、異常なデータを排除すること
ができる。
【００６５】請求項３、４の循環動態測定データ処理装
置においては、前回の代表値から今回の代表値までの時
間間隔に基づいて脈拍数または心拍数を演算している。
したがって、正確な脈拍数または心拍数を得ることがで
きる。すなわち、異常なデータによって誤った脈拍数ま
たは心拍数を検出する恐れがない。
置においては、前回の代表値から今回の代表値までの時
間間隔に基づいて脈拍数または心拍数を演算している。
したがって、正確な脈拍数または心拍数を得ることがで
きる。すなわち、異常なデータによって誤った脈拍数ま
たは心拍数を検出する恐れがない。
【００６６】請求項５の循環動態測定データ処理装置に
おいては、周期性検出フィルタ手段によって周期性の成
分を取り出し、これに基づいて下降期間または上昇期間
を決定するとともに、下降期間における血圧信号に基づ
いて拡張期血圧を算出するか、もしくは上昇期間におけ
る血圧信号に基づいて収縮期血圧を算出するようにして
いる。したがって、異常な周期を有する血圧信号を排除
しつつ、正確に拡張期血圧または収縮期血圧を算出する
ことができる。
おいては、周期性検出フィルタ手段によって周期性の成
分を取り出し、これに基づいて下降期間または上昇期間
を決定するとともに、下降期間における血圧信号に基づ
いて拡張期血圧を算出するか、もしくは上昇期間におけ
る血圧信号に基づいて収縮期血圧を算出するようにして
いる。したがって、異常な周期を有する血圧信号を排除
しつつ、正確に拡張期血圧または収縮期血圧を算出する
ことができる。
【００６７】請求項６、８、１０の循環動態測定データ
処理装置においては、下降期間用フィルタと上昇期間用
フィルタによって周期性検出フィルタを構成し、下降期
間用フィルタの出力によって下降期間を決定し、上昇期
間用フィルタの出力によって上昇期間を決定するように
している。したがって、下降期間、上昇期間をより正確
に決定することができる。
処理装置においては、下降期間用フィルタと上昇期間用
フィルタによって周期性検出フィルタを構成し、下降期
間用フィルタの出力によって下降期間を決定し、上昇期
間用フィルタの出力によって上昇期間を決定するように
している。したがって、下降期間、上昇期間をより正確
に決定することができる。
【００６８】請求項７の循環動態測定データ処理装置に
おいては、周期性検出フィルタ手段によって周期性の成
分を取り出し、これに基づいて下降期間または上昇期間
を決定するとともに、左心室内圧信号の微分信号を得
て、下降期間内における微分信号の出力時点の左心室内
圧信号に基づいて左心室拡張終期圧を算出するか、もし
くは上昇期間における左心室内圧信号に基づいて左心室
収縮期内圧を算出するようにしている。したがって、異
常な周期を有する左心室内圧信号を排除しつつ、正確に
左心室拡張終期圧または左心室収縮期内圧を算出するこ
とができる。
おいては、周期性検出フィルタ手段によって周期性の成
分を取り出し、これに基づいて下降期間または上昇期間
を決定するとともに、左心室内圧信号の微分信号を得
て、下降期間内における微分信号の出力時点の左心室内
圧信号に基づいて左心室拡張終期圧を算出するか、もし
くは上昇期間における左心室内圧信号に基づいて左心室
収縮期内圧を算出するようにしている。したがって、異
常な周期を有する左心室内圧信号を排除しつつ、正確に
左心室拡張終期圧または左心室収縮期内圧を算出するこ
とができる。
【００６９】請求項９の循環動態測定データ処理装置に
おいては、周期性検出フィルタ手段によって周期性の成
分を取り出し、これに基づいて下降期間または上昇期間
を決定するとともに、血流量信号の微分信号を得て、下
降期間内における微分信号の出力時点の血流量信号に基
づいて上昇直前血流量を算出するか、もしくは上昇期間
における血流量信号に基づいて最大血流量を算出するよ
うにしている。したがって、異常な周期を有する血流量
信号を排除しつつ、正確に上昇直前血流量または最大血
流量を算出することができる。
おいては、周期性検出フィルタ手段によって周期性の成
分を取り出し、これに基づいて下降期間または上昇期間
を決定するとともに、血流量信号の微分信号を得て、下
降期間内における微分信号の出力時点の血流量信号に基
づいて上昇直前血流量を算出するか、もしくは上昇期間
における血流量信号に基づいて最大血流量を算出するよ
うにしている。したがって、異常な周期を有する血流量
信号を排除しつつ、正確に上昇直前血流量または最大血
流量を算出することができる。
【００７０】請求項１０の循環動態測定データ処理装置
においては、周期性検出フィルタ手段によって周期性の
成分を取り出し、これに基づいて下降期間または上昇期
間を決定するとともに、血流速度信号の微分信号を得
て、下降期間内における微分信号の出力時点の血流速度
信号に基づいて上昇直前血流速度を算出するか、もしく
は上昇期間における血流速度信号に基づいて最大血流速
度を算出するようにしている。したがって、異常な周期
を有する血流速度信号を排除しつつ、正確に上昇直前血
流速度または最大血流速度を算出することができる。
においては、周期性検出フィルタ手段によって周期性の
成分を取り出し、これに基づいて下降期間または上昇期
間を決定するとともに、血流速度信号の微分信号を得
て、下降期間内における微分信号の出力時点の血流速度
信号に基づいて上昇直前血流速度を算出するか、もしく
は上昇期間における血流速度信号に基づいて最大血流速
度を算出するようにしている。したがって、異常な周期
を有する血流速度信号を排除しつつ、正確に上昇直前血
流速度または最大血流速度を算出することができる。
【００７１】請求項１２の循環動態測定データ処理装置
においては、収集時間間隔に対応する周波数に応じて、
低周波通過フィルタ手段の通過周波数を変化させるとと
もに、通過周波数を前記収集時間間隔に対応する周波数
よりやや高い周波数としている。したがって、収集時間
間隔に応じて適切なデータが得られる。
においては、収集時間間隔に対応する周波数に応じて、
低周波通過フィルタ手段の通過周波数を変化させるとと
もに、通過周波数を前記収集時間間隔に対応する周波数
よりやや高い周波数としている。したがって、収集時間
間隔に応じて適切なデータが得られる。
【図１】この発明の一実施例による循環動態測定データ
処理装置に基づく血圧データ処理を示すための図であ
る。
処理装置に基づく血圧データ処理を示すための図であ
る。
【図２】この発明の一実施例による循環動態測定データ
処理装置の外観を示す図である。
処理装置の外観を示す図である。
【図３】図２の装置に用いた血圧センサを示す図であ
る。
る。
【図４】図２の装置のブロック図である。
【図５】ＲＯＭ１４に格納されたデータ処理のプログラ
ムのフローチャートである。
ムのフローチャートである。
【図６】フィルタリング処理のフローチャートである。
【図７】代表値抽出処理のフローチャートである。
【図８】棄却検定処理のフローチャートである。
【図９】ハードディスク２２に記憶される代表値の一例
を示す図である。
を示す図である。
【図１０】ＣＲＴ１８に表示された代表値抽出の画面で
ある。
ある。
【図１１】ＣＲＴ１８に８チャンネル同時に表示された
代表値の推移を示す画面である。
代表値の推移を示す画面である。
【図１２】ＲＯＭ１４に格納されたデータ処理のプログ
ラムのフローチャートである。
ラムのフローチャートである。
【図１３】フィルタリング処理のフローチャートであ
る。
る。
【図１４】代表値抽出処理のフローチャートである。
【図１５】棄却検定処理のフローチャートである。
【図１６】この発明の一実施例による循環動態測定デー
タ処理装置に基づく左心室内圧データ処理を示すための
図である。
タ処理装置に基づく左心室内圧データ処理を示すための
図である。
【図１７】この発明の一実施例による循環動態測定デー
タ処理装置に基づく血流量データ処理または血流速度デ
ータ処理を示すための図である。
タ処理装置に基づく血流量データ処理または血流速度デ
ータ処理を示すための図である。
【図１８】代表値の時間変化およびフィルタリング処理
を施した後の代表値の時間変化をレコーダ２０から出力
した例である。
を施した後の代表値の時間変化をレコーダ２０から出力
した例である。
【図１９】出力のためのフィルタリング処理を示すフロ
ーチャートである。
ーチャートである。
【図２０】従来の血圧データの測定を示すグラフであ
る。
る。
【図２１】従来の血圧データの測定を示すグラフであ
る。
る。
２・・・Ａ／Ｄ変換器 ６1〜６8・・・血圧測定センサ １２・・・ＣＰＵ １４・・・ＲＯＭ １６・・・ＲＡＭ １８・・・ＣＲＴ ２０・・・レコーダ ２２・・・ハードディスク
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (56)参考文献 特開 昭57−156733（ＪＰ，Ａ) 特開 昭62−64335（ＪＰ，Ａ) 特開 昭57−107136（ＪＰ，Ａ) (58)調査した分野(Int.Cl.7，ＤＢ名) A61B 5/02 - 5/04
Claims (12)
- 【請求項１】周期性を有する循環動態測定パラメータを
計測し、電気信号に変換する計測センサ、 計測センサからの電気信号を受けて、前記周期性に対応
する周波数の近傍の周波数の成分のみを通過させる周期
性検出フィルタ手段、 周期性検出フィルタ手段の出力に基づき、当該出力の下
降期間または上昇期間の少なくとも一方を決定する認識
領域決定手段、 認識領域決定手段の決定した各下降期間および上昇期間
における計測センサからの電気信号に基づいて、各周期
の代表値を抽出する代表値抽出手段、 を備えたことを特徴とする循環動態測定データ処理装
置。 - 【請求項２】請求項１の循環動態測定データ処理装置に
おいて、 代表値抽出手段によって抽出された代表値を、近接する
他の周期の代表値と比較することにより、不要な代表値
を除去することを特徴とするもの。 - 【請求項３】請求項１の循環動態測定データ処理装置に
おいて、 前回の代表値から今回の代表値までの時間間隔に基づい
て脈拍数または心拍数を演算することを特徴とするも
の。 - 【請求項４】請求項３の循環動態測定データ処理装置に
おいて、 脈拍数を演算するための代表値は、拡張期血圧、収縮期
血圧であり、心拍数を演算するための代表値は、左心室
拡張終期圧、左心室収縮期内圧であることを特徴とする
もの。 - 【請求項５】請求項１の循環動態測定データ処理装置に
おいて、 前記計測センサが血圧を計測する血圧測定センサであ
り、 前記代表値抽出手段は、 認識領域決定手段により決定された下降期間における血
圧測定センサからの血圧信号に基づいて、拡張期血圧を
算出する拡張期血圧算出手段、または認識領域決定手段
により決定された上昇期間における血圧測定センサから
の血圧信号に基づいて、収縮期血圧を算出する収縮期血
圧算出手段の少なくとも一方、 を備えていることを特徴とするもの。 - 【請求項６】請求項５の循環動態データ処理装置におい
て、 前記周期性検出フィルタ手段を、血圧信号の極小点付近
の波形の周波数以下の周波数成分を透過させる透過周波
数特性を有する下降期間用フィルタと血圧信号の極大点
付近の波形の周波数以下の周波数成分を透過させる透過
周波数特性を有する上昇期間用フィルタにより構成し、 認識領域決定手段を下降期間決定手段と上昇期間決定手
段に分けるとともに、 下降期間決定手段は、下降期間用フィルタの出力に基づ
いて下降期間を決定し、 上昇期間決定手段は、上昇期間用フィルタの出力に基づ
いて上昇期間を決定するようにしたことを特徴とする循
環動態データ処理装置。 - 【請求項７】請求項１の循環動態測定データ処理装置に
おいて、 前記計測センサが左心室内圧を計測する圧力測定センサ
であり、 前記代表値抽出手段は、 左心室内圧信号を微分し、左心室内圧微分信号を出力す
る左心室内圧微分手段および、 認識領域決定手段により決定された下降期間内において
左心室内圧微分信号が出力される時点の左心室内圧信号
に基づいて左心室拡張終期圧を算出する左心室拡張終期
圧算出手段、または認識領域決定手段により決定された
上昇期間における左心室内圧信号に基づいて、左心室収
縮期内圧を算出する左心室収縮期内圧算出手段の少なく
とも一方、 を備えていることを特徴とするもの。 - 【請求項８】請求項７の循環動態測定データ処理装置に
おいて、 前記周期性検出フィルタ手段を、左心室内圧信号の極小
点付近の波形の周波数以下の周波数成分を透過させる透
過周波数特性を有する下降期間用フィルタと左心室内圧
信号の極大点付近の波形の周波数以下の周波数成分を透
過させる透過周波数特性を有する上昇期間用フィルタに
より構成し、 認識領域決定手段を下降期間決定手段と上昇期間決定手
段に分けるとともに、 下降期間決定手段は、下降期間用フィルタの出力に基づ
いて下降期間を決定し、 上昇期間決定手段は、上昇期間用フィルタの出力に基づ
いて上昇期間を決定するようにしたことを特徴とする循
環動態測定データ処理装置。 - 【請求項９】請求項１の循環動態測定データ処理装置に
おいて、 前記計測センサが血流量を計測する血流量測定センサで
あり、 前記代表値抽出手段は、 血流量信号を微分し、血流量微分信号を出力する血流量
微分手段および、 認識領域決定手段により決定された下降期間内において
血流量微分信号が出力される時点の血流量信号に基づい
て上昇直前血流量を算出する上昇直前血流量算出手段、
または認識領域決定手段により決定された上昇期間にお
ける血流量信号に基づいて、最大血流量を算出する最大
血流量算出手段の少なくとも一方、 を備えたものであることを特徴とするもの。 - 【請求項１０】請求項１の循環動態測定データ処理装置
において、 前記計測センサが血流速度を計測する血流速度測定セン
サであり、 前記代表値抽出手段は、 血流速度信号を微分し、血流速度微分信号を出力する血
流速度微分手段および、 認識領域決定手段により決定された下降期間内において
血流速度微分信号が出力される時点の血流速度信号に基
づいて上昇直前血流速度を算出する上昇直前血流速度算
出手段、または認識領域決定手段により決定された上昇
期間における血流速度信号に基づいて、最大血流速度を
算出する最大血流速度算出手段の少なくとも一方、 を備えたものであることを特徴とするもの。 - 【請求項１１】請求項９の循環動態測定データ処理装置
において、 前記周期性検出フィルタ手段を、血流量信号または血流
速度信号の極小点付近の波形の周波数以下の周波数成分
を透過させる透過周波数特性を有する下降期間用フィル
タと血流量信号または血流速度信号の極大点付近の波形
の周波数以下の周波数成分を透過させる透過周波数特性
を有する上昇期間用フィルタにより構成し、 認識領域決定手段を下降期間決定手段と上昇期間決定手
段に分けるとともに、下降期間決定手段は、下降期間用
フィルタの出力に基づいて下降期間を決定し、 上昇期間決定手段は、上昇期間用フィルタの出力に基づ
いて上昇期間を決定するようにしたことを特徴とする循
環動態測定データ処理装置。 - 【請求項１２】時系列に配置された循環動態の計測デー
タを入力し、低周波通過フィルタ手段を介して、所望の
収集時間間隔で処理データを出力する循環動態測定デー
タ処理装置であって、 前記収集時間間隔に対応する周波数に応じて、前記低周
波通過フィルタ手段の通過周波数を変化させるととも
に、前記通過周波数を前記収集時間間隔に対応する周波
数とほぼ同じかもしくはやや高い周波数としたことを特
徴とする循環動態測定データ処理装置。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP04180047A JP3131932B2 (ja) | 1992-07-07 | 1992-07-07 | 循環動態測定データ処理装置 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP04180047A JP3131932B2 (ja) | 1992-07-07 | 1992-07-07 | 循環動態測定データ処理装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH06261871A JPH06261871A (ja) | 1994-09-20 |
| JP3131932B2 true JP3131932B2 (ja) | 2001-02-05 |
Family
ID=16076559
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP04180047A Expired - Fee Related JP3131932B2 (ja) | 1992-07-07 | 1992-07-07 | 循環動態測定データ処理装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP3131932B2 (ja) |
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| EP1552786A4 (en) | 2002-10-15 | 2009-06-24 | Dainippon Sumitomo Pharma Co | PROCESSING UNIT FOR DISPLAYING GRAPHICS AND ASSOCIATED METHOD |
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-
1992
- 1992-07-07 JP JP04180047A patent/JP3131932B2/ja not_active Expired - Fee Related
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| JPH06261871A (ja) | 1994-09-20 |
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