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
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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、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。
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。
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、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。
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。
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。
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。
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。
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。
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、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。
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、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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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)。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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)。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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)。
断周波数fcは0.0016Hzとなる。
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。
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。
くしてもよい。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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、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。
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、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。
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。
処理装置の外観を示す図である。
る。
ムのフローチャートである。
を示す図である。
ある。
代表値の推移を示す画面である。
ラムのフローチャートである。
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。
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。
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。
ーチャートである。
る。
る。
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。
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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 |
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JP04180047A JP3131932B2 (ja) | 1992-07-07 | 1992-07-07 | 循環動態測定データ処理装置 |
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ID=16076559
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JP5080593B2 (ja) * | 2010-01-08 | 2012-11-21 | パナソニック株式会社 | 手首血圧計 |
-
1992
- 1992-07-07 JP JP04180047A patent/JP3131932B2/ja not_active Expired - Fee Related
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