JPH05300883A - 血圧モニタ装置 - Google Patents
血圧モニタ装置Info
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- JPH05300883A JPH05300883A JP4130041A JP13004192A JPH05300883A JP H05300883 A JPH05300883 A JP H05300883A JP 4130041 A JP4130041 A JP 4130041A JP 13004192 A JP13004192 A JP 13004192A JP H05300883 A JPH05300883 A JP H05300883A
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- JP
- Japan
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- blood pressure
- pressure value
- living body
- delay time
- pulse wave
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- 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.)
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Abstract
(57)【要約】
【目的】 生体の血圧値を非観血的かつ連続的に監視す
ることができ且つモニタ血圧値の信頼性が体動等に拘ら
ず好適に得られる血圧モニタ装置を提供する。 【構成】 心電計70にて検出される心電波に対する酸
素飽和度測定用プローブ38にて検出される光電脈波の
遅れ時間と、カフ10による最高血圧値および最低血圧
値との間の関係をそれぞれ求め、それらの関係から、逐
次求められる遅れ時間に基づいて生体の最高血圧値およ
び最低血圧値を推定する。
ることができ且つモニタ血圧値の信頼性が体動等に拘ら
ず好適に得られる血圧モニタ装置を提供する。 【構成】 心電計70にて検出される心電波に対する酸
素飽和度測定用プローブ38にて検出される光電脈波の
遅れ時間と、カフ10による最高血圧値および最低血圧
値との間の関係をそれぞれ求め、それらの関係から、逐
次求められる遅れ時間に基づいて生体の最高血圧値およ
び最低血圧値を推定する。
Description
【0001】
【産業上の利用分野】本発明は生体の血圧値を非観血的
かつ連続的に監視するための血圧モニタ装置に関するも
のである。
かつ連続的に監視するための血圧モニタ装置に関するも
のである。
【0002】
【従来の技術】手術中などのように患者の循環動態を監
視する必要がある場合には、動脈内にカテーテルを刺し
込んでその動脈内の血圧値をたとえば1拍毎に連続的に
測定することが行われている。
視する必要がある場合には、動脈内にカテーテルを刺し
込んでその動脈内の血圧値をたとえば1拍毎に連続的に
測定することが行われている。
【0003】
【発明が解決しようとする課題】しかしながら、上記の
ようなカテーテルを用いた血圧モニタ装置においては、
通常、皮膚を切開して露出させた動脈血管にカテーテル
を刺し込む必要があることから、たとえば、出血や感染
などに対する安全性において問題があるとともにカテー
テルの装着作業に熟練を要するという問題があった。
ようなカテーテルを用いた血圧モニタ装置においては、
通常、皮膚を切開して露出させた動脈血管にカテーテル
を刺し込む必要があることから、たとえば、出血や感染
などに対する安全性において問題があるとともにカテー
テルの装着作業に熟練を要するという問題があった。
【0004】これに対し、たとえば本出願人が先に出願
して公開された特開平1−214338号公報に記載さ
れているように、生体の表面の動脈上を押圧する脈波セ
ンサにより検出された脈波の最高値や最低値等の絶対値
と生体の表面を圧迫するカフを用いて測定された血圧値
との間の関係を予め求め、この関係から、脈波センサに
て逐次検出される脈波に基づいてモニタ血圧値を非観血
的かつ連続的に決定するようにすれば、上記の問題を解
消できると考えられる。しかし、この場合においても未
だ解決すべき問題を有している。すなわち、かかる血圧
モニタ装置においては、脈波の絶対値に基づいてモニタ
血圧値を決定するものであることから、体動等により脈
波センサの押圧力が変化したり或いは脈波センサが生体
表面と相対的にずれたりすると、検出される脈波の絶対
値が変化してモニタ血圧値の信頼性が低下するおそれが
あったのである。
して公開された特開平1−214338号公報に記載さ
れているように、生体の表面の動脈上を押圧する脈波セ
ンサにより検出された脈波の最高値や最低値等の絶対値
と生体の表面を圧迫するカフを用いて測定された血圧値
との間の関係を予め求め、この関係から、脈波センサに
て逐次検出される脈波に基づいてモニタ血圧値を非観血
的かつ連続的に決定するようにすれば、上記の問題を解
消できると考えられる。しかし、この場合においても未
だ解決すべき問題を有している。すなわち、かかる血圧
モニタ装置においては、脈波の絶対値に基づいてモニタ
血圧値を決定するものであることから、体動等により脈
波センサの押圧力が変化したり或いは脈波センサが生体
表面と相対的にずれたりすると、検出される脈波の絶対
値が変化してモニタ血圧値の信頼性が低下するおそれが
あったのである。
【0005】本発明は以上の事情を背景として為された
ものであって、その目的とするところは、生体の血圧値
を非観血的かつ連続的に監視することができ且つモニタ
血圧値の信頼性が体動等に拘らず好適に得られる血圧モ
ニタ装置を提供することにある。
ものであって、その目的とするところは、生体の血圧値
を非観血的かつ連続的に監視することができ且つモニタ
血圧値の信頼性が体動等に拘らず好適に得られる血圧モ
ニタ装置を提供することにある。
【0006】
【課題を解決するための手段】本発明者は上記目的を達
成するために種々検討を重ねた結果、心電波に対する動
脈波の遅れ時間は生体の血圧値が高くなるに従って短く
なることから、この遅れ時間に基づいて血圧値を非観血
的かつ連続的に監視し得ることを見い出した。
成するために種々検討を重ねた結果、心電波に対する動
脈波の遅れ時間は生体の血圧値が高くなるに従って短く
なることから、この遅れ時間に基づいて血圧値を非観血
的かつ連続的に監視し得ることを見い出した。
【0007】本発明はかかる知見に基づいて為されたも
のであって、その要旨とするところは、生体の血圧値を
非観血的かつ連続的に監視するための血圧モニタ装置で
あって、(a) 前記生体をカフにて圧迫することに基づい
てその生体の基準血圧値を測定する基準血圧値測定手段
と、(b) 前記生体の表面に設けられる電極を有し、その
生体の心電波を検出する心電波検出手段と、(c) 前記生
体の表面に設けられ、その生体内の動脈から発生する脈
波を検出する脈波検出手段と、(d) 前記心電波検出手段
により検出された心電波の予め定められた第1基準時点
に対する前記脈波検出手段により検出された脈波の予め
定められた第2基準時点の遅れ時間を求める遅れ時間決
定手段と、(e) その遅れ時間決定手段にて求められた遅
れ時間と前記基準血圧値測定手段にて測定された基準血
圧値との間の関係を決定する関係決定手段と、(f) その
関係決定手段にて決定された関係から、前記遅れ時間決
定手段にて逐次求められる実際の遅れ時間に基づいて前
記生体の血圧値を逐次推定する血圧値推定手段とを含む
ことにある。
のであって、その要旨とするところは、生体の血圧値を
非観血的かつ連続的に監視するための血圧モニタ装置で
あって、(a) 前記生体をカフにて圧迫することに基づい
てその生体の基準血圧値を測定する基準血圧値測定手段
と、(b) 前記生体の表面に設けられる電極を有し、その
生体の心電波を検出する心電波検出手段と、(c) 前記生
体の表面に設けられ、その生体内の動脈から発生する脈
波を検出する脈波検出手段と、(d) 前記心電波検出手段
により検出された心電波の予め定められた第1基準時点
に対する前記脈波検出手段により検出された脈波の予め
定められた第2基準時点の遅れ時間を求める遅れ時間決
定手段と、(e) その遅れ時間決定手段にて求められた遅
れ時間と前記基準血圧値測定手段にて測定された基準血
圧値との間の関係を決定する関係決定手段と、(f) その
関係決定手段にて決定された関係から、前記遅れ時間決
定手段にて逐次求められる実際の遅れ時間に基づいて前
記生体の血圧値を逐次推定する血圧値推定手段とを含む
ことにある。
【0008】
【作用】かかる構成の血圧モニタ装置においては、生体
の血圧値を非観血的かつ連続的に監視するに際しては、
まず、基準血圧値測定手段により、生体をカフにて圧迫
することに基づいてその生体の基準血圧値が測定される
とともに、遅れ時間決定手段により、心電波検出手段に
て検出された心電波の予め定められた第1基準時点に対
する脈波検出手段にて検出された脈波の予め定められた
第2基準時点の遅れ時間が求められ、その遅れ時間と上
記基準血圧値との間の関係が関係決定手段により決定さ
れる。そして、この関係から、遅れ時間決定手段にて逐
次求められる実際の遅れ時間に基づいて血圧値決定手段
により前記生体の血圧値が逐次推定される。
の血圧値を非観血的かつ連続的に監視するに際しては、
まず、基準血圧値測定手段により、生体をカフにて圧迫
することに基づいてその生体の基準血圧値が測定される
とともに、遅れ時間決定手段により、心電波検出手段に
て検出された心電波の予め定められた第1基準時点に対
する脈波検出手段にて検出された脈波の予め定められた
第2基準時点の遅れ時間が求められ、その遅れ時間と上
記基準血圧値との間の関係が関係決定手段により決定さ
れる。そして、この関係から、遅れ時間決定手段にて逐
次求められる実際の遅れ時間に基づいて血圧値決定手段
により前記生体の血圧値が逐次推定される。
【0009】
【発明の効果】したがって、本発明の血圧モニタ装置に
よれば、生体を圧迫するカフを用いて測定された基準血
圧値、生体の表面に設けられた電極を用いて検出された
心電波,および生体の表面に設けられた脈波検出手段に
て検出された脈波に基づいて、生体の血圧値を非観血的
かつ連続的に監視することができるので、カテーテルを
用いた従来の血圧モニタ装置における種々の問題、すな
わち、皮膚を切開して露出させた動脈血管にカテーテル
を刺し込むことによる出血や感染に対する安全性の問題
およびカテーテルの装着作業に熟練を要する問題などが
解消される。この場合において、心電波に対する脈波の
遅れ時間に基づいてモニタ血圧値が決定されるように構
成されており、その遅れ時間は生体の体動等により殆ど
影響を受けないため、脈波の絶対値に基づいてモニタ血
圧値を決定する従来の血圧モニタ装置に比べて、モニタ
血圧値の信頼性が体動等に拘らず好適に得られる。
よれば、生体を圧迫するカフを用いて測定された基準血
圧値、生体の表面に設けられた電極を用いて検出された
心電波,および生体の表面に設けられた脈波検出手段に
て検出された脈波に基づいて、生体の血圧値を非観血的
かつ連続的に監視することができるので、カテーテルを
用いた従来の血圧モニタ装置における種々の問題、すな
わち、皮膚を切開して露出させた動脈血管にカテーテル
を刺し込むことによる出血や感染に対する安全性の問題
およびカテーテルの装着作業に熟練を要する問題などが
解消される。この場合において、心電波に対する脈波の
遅れ時間に基づいてモニタ血圧値が決定されるように構
成されており、その遅れ時間は生体の体動等により殆ど
影響を受けないため、脈波の絶対値に基づいてモニタ血
圧値を決定する従来の血圧モニタ装置に比べて、モニタ
血圧値の信頼性が体動等に拘らず好適に得られる。
【0010】
【実施例】以下、本発明の一実施例を図面に基づいて詳
細に説明する。
細に説明する。
【0011】図2は、たとえば手術中や手術後の患者の
容態を監視するために用いられる患者監視装置を構成す
る血圧測定装置,オキシメータ,および心電計を流用し
て成る本発明の血圧モニタ装置の一構成例を示す図であ
る。図において、10はゴム製袋状のカフであり、たと
えば患者の上腕部(図示せず)に巻回された状態で取り
付けられる。カフ10には、圧力センサ12、排気弁1
4、および空気ポンプ16が配管18を介してそれぞれ
接続されている。圧力センサ12は、カフ10内の圧力
を表す圧力信号SPを静圧弁別回路20および脈波弁別
回路22へそれぞれ供給する。静圧弁別回路20は、ロ
ーパスフィルタを備えており、圧力信号SPに含まれる
静圧成分を弁別してその静圧を表すカフ圧信号SKをA
/D変換器24を介してI/Oポート26へ供給する。
脈波弁別回路22は、バンドパスフィルタを備えてお
り、圧力信号SPに含まれる脈波成分を弁別してその脈
波を表す脈波信号SMをA/D変換器28を介してI/
Oポート26へ供給する。上記排気弁14は、カフ10
内への圧力の供給を許容する圧力供給状態、カフ10内
を徐々に排圧する徐速排圧状態、およびカフ10内を急
速に排圧する急速排圧状態の3つの状態に切り換えられ
るようになっている。
容態を監視するために用いられる患者監視装置を構成す
る血圧測定装置,オキシメータ,および心電計を流用し
て成る本発明の血圧モニタ装置の一構成例を示す図であ
る。図において、10はゴム製袋状のカフであり、たと
えば患者の上腕部(図示せず)に巻回された状態で取り
付けられる。カフ10には、圧力センサ12、排気弁1
4、および空気ポンプ16が配管18を介してそれぞれ
接続されている。圧力センサ12は、カフ10内の圧力
を表す圧力信号SPを静圧弁別回路20および脈波弁別
回路22へそれぞれ供給する。静圧弁別回路20は、ロ
ーパスフィルタを備えており、圧力信号SPに含まれる
静圧成分を弁別してその静圧を表すカフ圧信号SKをA
/D変換器24を介してI/Oポート26へ供給する。
脈波弁別回路22は、バンドパスフィルタを備えてお
り、圧力信号SPに含まれる脈波成分を弁別してその脈
波を表す脈波信号SMをA/D変換器28を介してI/
Oポート26へ供給する。上記排気弁14は、カフ10
内への圧力の供給を許容する圧力供給状態、カフ10内
を徐々に排圧する徐速排圧状態、およびカフ10内を急
速に排圧する急速排圧状態の3つの状態に切り換えられ
るようになっている。
【0012】I/Oポート26は、データバスラインを
介してCPU30、ROM32、RAM34、および表
示器36とそれぞれ接続されている。CPU30は、R
OM32に予め記憶されたプログラムに従ってRAM3
4の記憶機能を利用しつつ信号処理を実行し、図示しな
い駆動回路を介して排気弁14および空気ポンプ16を
制御するとともに、カフ10内をたとえば予め定められ
た目標圧力まで昇圧した後の徐速降圧過程で逐次得られ
る脈波信号SMが表す脈波の振幅の変化に基づいて良く
知られたオシロメトリック方式の血圧値決定アルゴリズ
ムに従って最高血圧値Hおよび最低血圧値Lを決定し、
その決定した血圧値を表示器36に表示させる一方、か
かる血圧測定を所定時間毎に繰り返し行って測定値を表
示器36に逐次表示させる。したがって、本実施例にお
いては、上記カフ10、圧力センサ12、排気弁14、
空気ポンプ16、静圧弁別回路20、脈波弁別回路2
2、およびA/D変換器24,28等と、CPU30、
ROM32、RAM34、およびI/Oポート26(よ
り正確には、CPU30、ROM32、RAM34、お
よびI/Oポート26のうちの上記血圧測定動作を実行
するために用いられる部分)とが基準血圧値測定手段を
構成し、上記最高血圧値Hおよび最低血圧値Lが基準血
圧値に相当する。
介してCPU30、ROM32、RAM34、および表
示器36とそれぞれ接続されている。CPU30は、R
OM32に予め記憶されたプログラムに従ってRAM3
4の記憶機能を利用しつつ信号処理を実行し、図示しな
い駆動回路を介して排気弁14および空気ポンプ16を
制御するとともに、カフ10内をたとえば予め定められ
た目標圧力まで昇圧した後の徐速降圧過程で逐次得られ
る脈波信号SMが表す脈波の振幅の変化に基づいて良く
知られたオシロメトリック方式の血圧値決定アルゴリズ
ムに従って最高血圧値Hおよび最低血圧値Lを決定し、
その決定した血圧値を表示器36に表示させる一方、か
かる血圧測定を所定時間毎に繰り返し行って測定値を表
示器36に逐次表示させる。したがって、本実施例にお
いては、上記カフ10、圧力センサ12、排気弁14、
空気ポンプ16、静圧弁別回路20、脈波弁別回路2
2、およびA/D変換器24,28等と、CPU30、
ROM32、RAM34、およびI/Oポート26(よ
り正確には、CPU30、ROM32、RAM34、お
よびI/Oポート26のうちの上記血圧測定動作を実行
するために用いられる部分)とが基準血圧値測定手段を
構成し、上記最高血圧値Hおよび最低血圧値Lが基準血
圧値に相当する。
【0013】また、図2において、38は酸素飽和度検
出用のプローブであって、たとえば、患者の指や額の表
面40に密着した状態で装着されている。プローブ38
は、一方向において開口する容器状のハウジング42
と、そのハウジング42の底部内面の外周側に位置する
部分に設けられ、LED等から成り且つ波長が互いに異
なる光を発光する2種類の発光素子44,45と、ハウ
ジング42の底部内面の中央部分に設けられ、ホトダイ
オードやホトトランジスタ等から成る受光素子46と、
ハウジング42内に一体的に設けられて発光素子44お
よび受光素子46を覆う透明な樹脂48と、ハウジング
42内において発光素子44と受光素子46との間に設
けられ、発光素子44から前記表面40に向かって照射
された光のその表面40から受光素子46に向かう反射
光を遮光する環状の遮光部材50とを備えて構成されて
いる。
出用のプローブであって、たとえば、患者の指や額の表
面40に密着した状態で装着されている。プローブ38
は、一方向において開口する容器状のハウジング42
と、そのハウジング42の底部内面の外周側に位置する
部分に設けられ、LED等から成り且つ波長が互いに異
なる光を発光する2種類の発光素子44,45と、ハウ
ジング42の底部内面の中央部分に設けられ、ホトダイ
オードやホトトランジスタ等から成る受光素子46と、
ハウジング42内に一体的に設けられて発光素子44お
よび受光素子46を覆う透明な樹脂48と、ハウジング
42内において発光素子44と受光素子46との間に設
けられ、発光素子44から前記表面40に向かって照射
された光のその表面40から受光素子46に向かう反射
光を遮光する環状の遮光部材50とを備えて構成されて
いる。
【0014】上記発光素子44は、ヘモグロビンの吸光
係数と酸化ヘモグロビンの吸光係数とが大きく異なる波
長の光(たとえば660nm程度の波長の赤色光)を発
光し、上記発光素子45は、上記両吸光係数が略同じと
なる波長の光(たとえば800nm程度の波長の赤外
光)を発光するものである。そして、これら発光素子4
4,45が一定時間づつ順番に所定周波数で発光させら
れることにより、両発光素子44,45から照射された
光の前記表面40下の血管床からの反射光は共通の受光
素子46によりそれぞれ受光される。
係数と酸化ヘモグロビンの吸光係数とが大きく異なる波
長の光(たとえば660nm程度の波長の赤色光)を発
光し、上記発光素子45は、上記両吸光係数が略同じと
なる波長の光(たとえば800nm程度の波長の赤外
光)を発光するものである。そして、これら発光素子4
4,45が一定時間づつ順番に所定周波数で発光させら
れることにより、両発光素子44,45から照射された
光の前記表面40下の血管床からの反射光は共通の受光
素子46によりそれぞれ受光される。
【0015】受光素子46は、その受光量に対応した大
きさの電気信号SVを増幅器52を介してローパスフィ
ルタ54へ出力する。この電気信号SVは、動脈の脈動
による変動成分である光電脈波を含んでおり、この光電
脈波は心拍に同期して発生する。本実施例においては、
上記プローブ38が脈波検出手段を構成する。ローパス
フィルタ54は入力された電気信号SVから光電脈波の
周波数よりも高い周波数を有するノイズを除去し、その
ノイズが除去された電気信号SVをデマルチプレクサ5
6へ出力する。デマルチプレクサ56は後述の切換信号
SCにより発光素子44,45の発光に同期して切り換
えられることにより、赤色光による電気信号SVR をサ
ンプルホールド回路58およびA/D変換器60を介し
てI/Oポート26へ逐次供給するとともに、赤外光に
よる電気信号SVIRをサンプルホールド回路62および
A/D変換器64を介してI/Oポート26へ逐次供給
する。
きさの電気信号SVを増幅器52を介してローパスフィ
ルタ54へ出力する。この電気信号SVは、動脈の脈動
による変動成分である光電脈波を含んでおり、この光電
脈波は心拍に同期して発生する。本実施例においては、
上記プローブ38が脈波検出手段を構成する。ローパス
フィルタ54は入力された電気信号SVから光電脈波の
周波数よりも高い周波数を有するノイズを除去し、その
ノイズが除去された電気信号SVをデマルチプレクサ5
6へ出力する。デマルチプレクサ56は後述の切換信号
SCにより発光素子44,45の発光に同期して切り換
えられることにより、赤色光による電気信号SVR をサ
ンプルホールド回路58およびA/D変換器60を介し
てI/Oポート26へ逐次供給するとともに、赤外光に
よる電気信号SVIRをサンプルホールド回路62および
A/D変換器64を介してI/Oポート26へ逐次供給
する。
【0016】前記CPU30は、ROM32に予め記憶
されたプログラムに従ってRAM34の記憶機能を利用
しつつ酸素飽和度測定動作を実行し、I/Oポート26
から駆動回路66へ照射信号SLDを出力して発光素子
44,45を順番に所定の周波数で一定時間づつ発光さ
せる一方、それら発光素子44,45の発光に同期して
切換信号SCを出力してデマルチプレクサ56を切り換
えることにより、前記電気信号SVR をサンプルホール
ド回路58へ、前記電気信号SVIRをサンプルホールド
回路62へそれぞれ振り分ける。また、CPU30は、
予め記憶されたプログラムに従って電気信号SVR およ
び電気信号SVIRがそれぞれ表す2種類の光電脈波に基
づいて血液中の酸素飽和度を決定し且つその決定した酸
素飽和度を表示器36に表示させる。なお、この酸素飽
和度の決定方法は、たとえば、本出願人が先に出願して
公開された特開平2−111343号公報に記載された
決定方法と同様であって両光電脈波の上ピーク値および
下ピーク値に基づいて決定されることとなるが、かかる
酸素飽和度の決定方法は本発明の理解に必ずしも必要な
ものではないため、その詳細な説明は省略する。
されたプログラムに従ってRAM34の記憶機能を利用
しつつ酸素飽和度測定動作を実行し、I/Oポート26
から駆動回路66へ照射信号SLDを出力して発光素子
44,45を順番に所定の周波数で一定時間づつ発光さ
せる一方、それら発光素子44,45の発光に同期して
切換信号SCを出力してデマルチプレクサ56を切り換
えることにより、前記電気信号SVR をサンプルホール
ド回路58へ、前記電気信号SVIRをサンプルホールド
回路62へそれぞれ振り分ける。また、CPU30は、
予め記憶されたプログラムに従って電気信号SVR およ
び電気信号SVIRがそれぞれ表す2種類の光電脈波に基
づいて血液中の酸素飽和度を決定し且つその決定した酸
素飽和度を表示器36に表示させる。なお、この酸素飽
和度の決定方法は、たとえば、本出願人が先に出願して
公開された特開平2−111343号公報に記載された
決定方法と同様であって両光電脈波の上ピーク値および
下ピーク値に基づいて決定されることとなるが、かかる
酸素飽和度の決定方法は本発明の理解に必ずしも必要な
ものではないため、その詳細な説明は省略する。
【0017】また、図2において、患者の体表面の所定
部位に貼着される複数の電極68を備えた心電計70か
らは、心電波を表す心電信号SEが出力され、この心電
信号SEはA/D変換器72を介してI/Oポート26
へ供給される。本実施例においては、上記心電計70が
心電波検出手段を構成する。CPU30は、ROM32
に予め記憶されたプログラムに従ってRAM34の記憶
機能を利用しつつ信号処理を実行し、心電信号SEが表
す心電波を表示器36に表示させるとともに、その心電
波に対する前記光電脈波の遅れ時間td (図3参照)と
カフ10による最高血圧値Hおよび最低血圧値Lとの間
の関係をそれぞれ決定するとともに、それらの関係か
ら、1拍毎に求められる遅れ時間td に基づいてモニタ
用の最高血圧値SYSおよび最低血圧値DIAを逐次推
定して、その推定したモニタ血圧値を表示器36に逐次
表示させる。なお、上記遅れ時間td を求めるための光
電脈波としては、赤色光によるもの及び赤外光によるも
ののどちらが用いられてもよい。また、CPU30に
は、クロック信号源74から時刻信号STが常時供給さ
れるようになっている。
部位に貼着される複数の電極68を備えた心電計70か
らは、心電波を表す心電信号SEが出力され、この心電
信号SEはA/D変換器72を介してI/Oポート26
へ供給される。本実施例においては、上記心電計70が
心電波検出手段を構成する。CPU30は、ROM32
に予め記憶されたプログラムに従ってRAM34の記憶
機能を利用しつつ信号処理を実行し、心電信号SEが表
す心電波を表示器36に表示させるとともに、その心電
波に対する前記光電脈波の遅れ時間td (図3参照)と
カフ10による最高血圧値Hおよび最低血圧値Lとの間
の関係をそれぞれ決定するとともに、それらの関係か
ら、1拍毎に求められる遅れ時間td に基づいてモニタ
用の最高血圧値SYSおよび最低血圧値DIAを逐次推
定して、その推定したモニタ血圧値を表示器36に逐次
表示させる。なお、上記遅れ時間td を求めるための光
電脈波としては、赤色光によるもの及び赤外光によるも
ののどちらが用いられてもよい。また、CPU30に
は、クロック信号源74から時刻信号STが常時供給さ
れるようになっている。
【0018】次に、以上のように構成された患者監視装
置のうちの本発明の血圧モニタ装置の作動を図1のフロ
ーチャートに従って説明する。なお、図1に示す血圧モ
ニタルーチンは、図示しない血圧測定ルーチン,酸素飽
和度測定ルーチン,および心電モニタルーチンと並列的
に処理されるようになっている。
置のうちの本発明の血圧モニタ装置の作動を図1のフロ
ーチャートに従って説明する。なお、図1に示す血圧モ
ニタルーチンは、図示しない血圧測定ルーチン,酸素飽
和度測定ルーチン,および心電モニタルーチンと並列的
に処理されるようになっている。
【0019】まず、図示しない初期処理が実行されて後
述のフラグFなどがクリアさた後、ステップS1が実行
される。このステップS1では、上記血圧測定ルーチン
においてカフ10による最高血圧値Hおよび最低血圧値
Lが測定されたか否かが判断される。この判断が否定さ
れると待機状態とされるが、肯定されるとステップS2
のR波検出ルーチンが実行される。続くステップS3で
は、心電波のR波が検出されたか否かが判断され、この
判断が否定されるとステップS2およびステップS3が
繰り返し実行されるが、肯定されるとステップS4にお
いてR波の検出時刻が記憶される。
述のフラグFなどがクリアさた後、ステップS1が実行
される。このステップS1では、上記血圧測定ルーチン
においてカフ10による最高血圧値Hおよび最低血圧値
Lが測定されたか否かが判断される。この判断が否定さ
れると待機状態とされるが、肯定されるとステップS2
のR波検出ルーチンが実行される。続くステップS3で
は、心電波のR波が検出されたか否かが判断され、この
判断が否定されるとステップS2およびステップS3が
繰り返し実行されるが、肯定されるとステップS4にお
いてR波の検出時刻が記憶される。
【0020】次に、ステップS5では、上記酸素飽和度
測定ルーチンにおいて光電脈波の上ピークが検出された
か否かが判断される。この判断が否定されると待機状態
とされるが、肯定されるとステップS6において光電脈
波の上ピークの検出時刻が記憶される。続くステップS
7では、ステップS6で記憶された上ピーク検出時刻か
らステップS4で記憶されたR波検出時刻を差し引くこ
とにより、R波検出時点に対する光電脈波の上ピーク検
出時点の遅れ時間td が算出される。したがって、本実
施例においては、上記ステップS2乃至ステップS7、
より正確には、CPU30、ROM32、およびRAM
34のうちのステップS2乃至ステップS7を実行する
ために用いられる部分が遅れ時間決定手段に対応する。
測定ルーチンにおいて光電脈波の上ピークが検出された
か否かが判断される。この判断が否定されると待機状態
とされるが、肯定されるとステップS6において光電脈
波の上ピークの検出時刻が記憶される。続くステップS
7では、ステップS6で記憶された上ピーク検出時刻か
らステップS4で記憶されたR波検出時刻を差し引くこ
とにより、R波検出時点に対する光電脈波の上ピーク検
出時点の遅れ時間td が算出される。したがって、本実
施例においては、上記ステップS2乃至ステップS7、
より正確には、CPU30、ROM32、およびRAM
34のうちのステップS2乃至ステップS7を実行する
ために用いられる部分が遅れ時間決定手段に対応する。
【0021】次のステップS8では、フラグFの内容が
「1」であるか否かが判断される。このフラグFは後述
のステップS10においてその内容が「1」に設定され
るものであることから、当初はステップS8の判断は否
定されて、続くステップS9が実行される。
「1」であるか否かが判断される。このフラグFは後述
のステップS10においてその内容が「1」に設定され
るものであることから、当初はステップS8の判断は否
定されて、続くステップS9が実行される。
【0022】上記ステップS9では、上記ステップS7
にて求められた心電波に対する光電脈波の遅れ時間td
とカフ10による最高血圧値Hおよび最低血圧値Lとに
基づいて、遅れ時間td と最高血圧値との間の第1の関
係および遅れ時間td と最低血圧値との間の第2の関係
が、たとえば図4および図5に示すような一次直線とし
てそれぞれ決定される。なお、これら第1および第2の
関係の傾きは、実験的に求められた所定の値に予め定め
られている。本実施例においては、上記ステップS9、
より正確には、CPU30、ROM32、およびRAM
34のうちのステップS9を実行するために用いられる
部分が関係決定手段に対応する。
にて求められた心電波に対する光電脈波の遅れ時間td
とカフ10による最高血圧値Hおよび最低血圧値Lとに
基づいて、遅れ時間td と最高血圧値との間の第1の関
係および遅れ時間td と最低血圧値との間の第2の関係
が、たとえば図4および図5に示すような一次直線とし
てそれぞれ決定される。なお、これら第1および第2の
関係の傾きは、実験的に求められた所定の値に予め定め
られている。本実施例においては、上記ステップS9、
より正確には、CPU30、ROM32、およびRAM
34のうちのステップS9を実行するために用いられる
部分が関係決定手段に対応する。
【0023】このようにして遅れ時間td と血圧値との
関係が決定されると、その関係が決定されたことを示す
ためにステップS10においてフラグFの内容が「1」
に設定された後、ステップS2以下が再び実行される。
このとき、ステップS8の判断は肯定されるため、ステ
ップS11が実行されることにより、ステップS7にて
新たに算出された遅れ時間td に基づいて、上記第1の
関係および第2の関係からモニタ用の最高血圧値SYS
および最低血圧値DIAがそれぞれ推定されるととも
に、ステップS12が実行されて、推定されたモニタ血
圧値が表示器36にそれぞれトレンド表示される。した
がって、本実施例においては、上記ステップS11、よ
り正確には、CPU30、ROM32、およびRAM3
4のうちのステップS11を実行するために用いられる
部分が血圧値推定手段に対応する。
関係が決定されると、その関係が決定されたことを示す
ためにステップS10においてフラグFの内容が「1」
に設定された後、ステップS2以下が再び実行される。
このとき、ステップS8の判断は肯定されるため、ステ
ップS11が実行されることにより、ステップS7にて
新たに算出された遅れ時間td に基づいて、上記第1の
関係および第2の関係からモニタ用の最高血圧値SYS
および最低血圧値DIAがそれぞれ推定されるととも
に、ステップS12が実行されて、推定されたモニタ血
圧値が表示器36にそれぞれトレンド表示される。した
がって、本実施例においては、上記ステップS11、よ
り正確には、CPU30、ROM32、およびRAM3
4のうちのステップS11を実行するために用いられる
部分が血圧値推定手段に対応する。
【0024】次に、ステップS13では、上記血圧測定
ルーチンにおいてカフ10による血圧測定が再び行われ
てカフ10による最高血圧値Hおよび最低血圧値Lが前
回のサイクルにおける最高血圧値Hおよび最低血圧値L
に対して更新されたか否かが判断される。この判断が否
定された場合には、ステップS2乃至ステップS8およ
びステップS11乃至ステップS13が繰り返し実行さ
れることにより、1拍毎に求められる上記遅れ時間td
に基づいて上記第1および第2の関係からモニタ用の最
高血圧値SYSおよび最低血圧値DIAが逐次推定され
且つトレンド表示されることとなる。
ルーチンにおいてカフ10による血圧測定が再び行われ
てカフ10による最高血圧値Hおよび最低血圧値Lが前
回のサイクルにおける最高血圧値Hおよび最低血圧値L
に対して更新されたか否かが判断される。この判断が否
定された場合には、ステップS2乃至ステップS8およ
びステップS11乃至ステップS13が繰り返し実行さ
れることにより、1拍毎に求められる上記遅れ時間td
に基づいて上記第1および第2の関係からモニタ用の最
高血圧値SYSおよび最低血圧値DIAが逐次推定され
且つトレンド表示されることとなる。
【0025】一方、カフ10による血圧測定が再び行わ
れて上記ステップS13の判断が肯定された場合には、
ステップS14が実行されて前記フラグFの内容がクリ
アされた後、ステップS2以下が実行される。このと
き、ステップS8の判断は否定されるため、ステップS
9において新たなカフ血圧値に基づいて上記第1の関係
および第2の関係がそれぞれ更新された後、上述の場合
と同様にして血圧モニタが続行されることとなる。
れて上記ステップS13の判断が肯定された場合には、
ステップS14が実行されて前記フラグFの内容がクリ
アされた後、ステップS2以下が実行される。このと
き、ステップS8の判断は否定されるため、ステップS
9において新たなカフ血圧値に基づいて上記第1の関係
および第2の関係がそれぞれ更新された後、上述の場合
と同様にして血圧モニタが続行されることとなる。
【0026】このように本実施例によれば、患者の上腕
部等を圧迫するカフ10を用いて測定された血圧値、患
者の体表面に貼着された電極68を備えた心電計79に
て検出された心電波,および患者の表面40に装着され
た酸素飽和度測定用のプローブ38にて検出された光電
脈波に基づいて、その患者の血圧値を非観血的かつ1拍
毎に監視することができるので、カテーテルを用いた従
来の観血型血圧モニタ装置における種々の問題、すなわ
ち、皮膚を切開して露出させた動脈血管にカテーテルを
刺し込むことによる出血や感染に対する安全性の問題お
よびカテーテルの装着作業に熟練を要する問題などが解
消される。
部等を圧迫するカフ10を用いて測定された血圧値、患
者の体表面に貼着された電極68を備えた心電計79に
て検出された心電波,および患者の表面40に装着され
た酸素飽和度測定用のプローブ38にて検出された光電
脈波に基づいて、その患者の血圧値を非観血的かつ1拍
毎に監視することができるので、カテーテルを用いた従
来の観血型血圧モニタ装置における種々の問題、すなわ
ち、皮膚を切開して露出させた動脈血管にカテーテルを
刺し込むことによる出血や感染に対する安全性の問題お
よびカテーテルの装着作業に熟練を要する問題などが解
消される。
【0027】また、本実施例によれば、心電波に対する
光電脈波の遅れ時間td に基づいてモニタ血圧値が決定
されるように構成されており、その遅れ時間td は患者
の体動等により殆ど影響を受けないため、生体表面の動
脈上を押圧する脈波センサにより検出された圧脈波の絶
対値とカフ血圧測定値との間の予め求められた関係から
逐次検出される圧脈波に基づいてモニタ血圧値を決定す
る形式の従来の血圧モニタ装置に比べて、モニタ血圧値
の信頼性が体動等に拘らず好適に得られる。このモニタ
血圧値の信頼性が体動等に拘らず好適に得られるという
ことは、本実施例では遅れ時間td と血圧値との関係の
傾きが一律に定められていることから、モニタ血圧値の
トレンドの信頼性が体動等に拘らず好適に得られること
を意味している。
光電脈波の遅れ時間td に基づいてモニタ血圧値が決定
されるように構成されており、その遅れ時間td は患者
の体動等により殆ど影響を受けないため、生体表面の動
脈上を押圧する脈波センサにより検出された圧脈波の絶
対値とカフ血圧測定値との間の予め求められた関係から
逐次検出される圧脈波に基づいてモニタ血圧値を決定す
る形式の従来の血圧モニタ装置に比べて、モニタ血圧値
の信頼性が体動等に拘らず好適に得られる。このモニタ
血圧値の信頼性が体動等に拘らず好適に得られるという
ことは、本実施例では遅れ時間td と血圧値との関係の
傾きが一律に定められていることから、モニタ血圧値の
トレンドの信頼性が体動等に拘らず好適に得られること
を意味している。
【0028】また、本実施例によれば、患者監視装置の
一部を構成する酸素飽和度測定用のプローブ38が血圧
モニタ装置の脈波検出手段としてそのまま流用されてい
るので、先端に超小型のトランスデューサを備えた高価
なカテーテルや生体表面の動脈上を押圧する比較的高価
な脈波センサを別個に設ける必要がなく、血圧モニタ装
置を安価に構成できる利点がある。
一部を構成する酸素飽和度測定用のプローブ38が血圧
モニタ装置の脈波検出手段としてそのまま流用されてい
るので、先端に超小型のトランスデューサを備えた高価
なカテーテルや生体表面の動脈上を押圧する比較的高価
な脈波センサを別個に設ける必要がなく、血圧モニタ装
置を安価に構成できる利点がある。
【0029】以上、本発明の一実施例を図面に基づいて
説明したが、本発明はその他の態様においても適用され
る。
説明したが、本発明はその他の態様においても適用され
る。
【0030】たとえば、前記実施例では、カフ10によ
り最高血圧値Hおよび最低血圧値Lが測定されるととも
に、それら最高血圧値Hおよび最低血圧値Lに基づいて
遅れ時間td と最高血圧値および最低血圧値との間の第
1の関係および第2の関係が決定され且つ実際の遅れ時
間td に基づいてそれらの関係からモニタ用の最高血圧
値SYSおよび最低血圧値DIAが逐次推定されるよう
に構成されているが、必ずしもその必要はなく、たとえ
ば、カフ10により平均血圧値を決定してその平均血圧
値と遅れ時間td との間の関係を求め、その関係から実
際の遅れ時間td に基づいてモニタ用の平均血圧値ME
ANを逐次推定するように構成してもよい。この場合に
おいて、最高血圧値SYSおよび最低血圧値DIAの少
なくとも一方に加えて平均血圧値MEANをモニタする
ようにしてもよいし、あるいは、それら最高血圧値SY
Sおよび最低血圧値DIAに替えて平均血圧値MEAN
をモニタするようにしてもよい。
り最高血圧値Hおよび最低血圧値Lが測定されるととも
に、それら最高血圧値Hおよび最低血圧値Lに基づいて
遅れ時間td と最高血圧値および最低血圧値との間の第
1の関係および第2の関係が決定され且つ実際の遅れ時
間td に基づいてそれらの関係からモニタ用の最高血圧
値SYSおよび最低血圧値DIAが逐次推定されるよう
に構成されているが、必ずしもその必要はなく、たとえ
ば、カフ10により平均血圧値を決定してその平均血圧
値と遅れ時間td との間の関係を求め、その関係から実
際の遅れ時間td に基づいてモニタ用の平均血圧値ME
ANを逐次推定するように構成してもよい。この場合に
おいて、最高血圧値SYSおよび最低血圧値DIAの少
なくとも一方に加えて平均血圧値MEANをモニタする
ようにしてもよいし、あるいは、それら最高血圧値SY
Sおよび最低血圧値DIAに替えて平均血圧値MEAN
をモニタするようにしてもよい。
【0031】また、前記実施例では、最高血圧値と遅れ
時間td との第1の関係および最低血圧値と遅れ時間t
d との第2の関係は、1次直線の傾きを実験的に求めら
れた値に予め定めることにより各1個づつのカフ血圧値
と遅れ時間td とに基づいて決定されているが、必ずし
もその必要はなく、たとえば、各2個づつのカフ血圧値
と遅れ時間td とに基づいて決定するようにしてもよい
し、あるいは、カフ血圧値の測定データが比較的多く得
られた後は、それら多数のカフ測定データとそれらのカ
フ測定データに対応する多数の遅れ時間td との相関を
求めることにより決定するようにしてもよい。このよう
にすれば、遅れ時間td と血圧値との関係を患者にとっ
て一層適したものとすることができて、その関係から求
められるモニタ血圧値自体の信頼性を向上させ得るた
め、モニタ血圧値をトレンド表示するのに加えて或いは
替えてモニタ血圧値を数値表示するようにしてもよい。
時間td との第1の関係および最低血圧値と遅れ時間t
d との第2の関係は、1次直線の傾きを実験的に求めら
れた値に予め定めることにより各1個づつのカフ血圧値
と遅れ時間td とに基づいて決定されているが、必ずし
もその必要はなく、たとえば、各2個づつのカフ血圧値
と遅れ時間td とに基づいて決定するようにしてもよい
し、あるいは、カフ血圧値の測定データが比較的多く得
られた後は、それら多数のカフ測定データとそれらのカ
フ測定データに対応する多数の遅れ時間td との相関を
求めることにより決定するようにしてもよい。このよう
にすれば、遅れ時間td と血圧値との関係を患者にとっ
て一層適したものとすることができて、その関係から求
められるモニタ血圧値自体の信頼性を向上させ得るた
め、モニタ血圧値をトレンド表示するのに加えて或いは
替えてモニタ血圧値を数値表示するようにしてもよい。
【0032】また、前記実施例では、基準血圧値測定手
段はオシロメトリック方式の血圧測定装置にて構成され
ているが、コロトコフ音方式や超音波方式の血圧測定装
置にて構成されてもよい。
段はオシロメトリック方式の血圧測定装置にて構成され
ているが、コロトコフ音方式や超音波方式の血圧測定装
置にて構成されてもよい。
【0033】また、前記実施例では、脈波検出手段は酸
素飽和度測定用のプローブ38にて構成されているが、
必ずしもその必要はなく、たとえば、プローブ38にお
いて発光素子44,45のうちの一方だけが設けられて
いて酸素飽和度を測定することなく光電脈波を検出する
だけのものであってもよいし、あるいは、生体表面の動
脈上を押圧して圧脈波を検出する脈波センサにて構成さ
れてもよい。
素飽和度測定用のプローブ38にて構成されているが、
必ずしもその必要はなく、たとえば、プローブ38にお
いて発光素子44,45のうちの一方だけが設けられて
いて酸素飽和度を測定することなく光電脈波を検出する
だけのものであってもよいし、あるいは、生体表面の動
脈上を押圧して圧脈波を検出する脈波センサにて構成さ
れてもよい。
【0034】また、前記実施例では、心電波のR波の検
出時点が第1基準時点とされており且つ光電脈波の上ピ
ークの検出時点が第2基準時点とされているが、心電波
のR波以外の時点、たとえばP波やT波の検出時点を第
1基準時点とすることもできるし、光電脈波の立ち上が
り時点などを第2基準時点とすることもできる。
出時点が第1基準時点とされており且つ光電脈波の上ピ
ークの検出時点が第2基準時点とされているが、心電波
のR波以外の時点、たとえばP波やT波の検出時点を第
1基準時点とすることもできるし、光電脈波の立ち上が
り時点などを第2基準時点とすることもできる。
【0035】また、前記実施例では、心電波の第1基準
時点を検出する手段は血圧モニタルーチンのステップS
2にてソフトウェアで構成されており且つ光電脈波の第
2基準時点を検出する手段は酸素飽和度測定ルーチンに
おける光電脈波の上ピークを検出する部分にてソフトウ
ェアで構成されているが、同様の機能を有するハードウ
ェアにて両検出手段を構成することもできる。
時点を検出する手段は血圧モニタルーチンのステップS
2にてソフトウェアで構成されており且つ光電脈波の第
2基準時点を検出する手段は酸素飽和度測定ルーチンに
おける光電脈波の上ピークを検出する部分にてソフトウ
ェアで構成されているが、同様の機能を有するハードウ
ェアにて両検出手段を構成することもできる。
【0036】また、前記実施例では、1拍毎にモニタ血
圧値が決定され且つ表示されるよう構成されているが、
数拍毎にモニタ血圧値を決定して表示するようにしても
よいことは勿論である。
圧値が決定され且つ表示されるよう構成されているが、
数拍毎にモニタ血圧値を決定して表示するようにしても
よいことは勿論である。
【0037】その他、本発明はその趣旨を逸脱しない範
囲において種々変更が加えられ得るものである。
囲において種々変更が加えられ得るものである。
【図面の簡単な説明】
【図1】図2の血圧モニタ装置の作動を説明するための
フローチャートである。
フローチャートである。
【図2】患者監視装置を構成する血圧測定装置,オキシ
メータ,および心電計を流用して成る本発明の血圧モニ
タ装置の一構成例を示す図である。
メータ,および心電計を流用して成る本発明の血圧モニ
タ装置の一構成例を示す図である。
【図3】図1のフローチャートのステップS7で決定さ
れる遅れ時間td を説明するための図である。
れる遅れ時間td を説明するための図である。
【図4】図1のフローチャートのステップS9で決定さ
れた遅れ時間td と最高血圧値との間の関係の一例を示
す図である。
れた遅れ時間td と最高血圧値との間の関係の一例を示
す図である。
【図5】図1のフローチャートのステップS9で決定さ
れた遅れ時間td と最低血圧値との間の関係の一例を示
す図である。
れた遅れ時間td と最低血圧値との間の関係の一例を示
す図である。
{10 カフ、12 圧力センサ、14 排気弁、16
空気ポンプ、20 静圧弁別回路、22 脈波弁別回
路、24,28 A/D変換器、26 I/Oポート、
30 CPU、32 ROM、34 RAM}基準血圧
値測定手段 38 プローブ(脈波検出手段) 40 表面 68 電極 70 心電計(心電波検出手段) ステップS2〜S7 遅れ時間決定手段 ステップS9 関係決定手段 ステップS11 血圧値推定手段
空気ポンプ、20 静圧弁別回路、22 脈波弁別回
路、24,28 A/D変換器、26 I/Oポート、
30 CPU、32 ROM、34 RAM}基準血圧
値測定手段 38 プローブ(脈波検出手段) 40 表面 68 電極 70 心電計(心電波検出手段) ステップS2〜S7 遅れ時間決定手段 ステップS9 関係決定手段 ステップS11 血圧値推定手段
Claims (1)
- 【請求項1】 生体の血圧値を非観血的かつ連続的に監
視するための血圧モニタ装置であって、 前記生体をカフにて圧迫することに基づいて該生体の基
準血圧値を測定する基準血圧値測定手段と、 前記生体の表面に設けられる電極を有し、該生体の心電
波を検出する心電波検出手段と、 前記生体の表面に設けられ、該生体内の動脈から発生す
る脈波を検出する脈波検出手段と、 前記心電波検出手段により検出された心電波の予め定め
られた第1基準時点に対する前記脈波検出手段により検
出された脈波の予め定められた第2基準時点の遅れ時間
を求める遅れ時間決定手段と、 該遅れ時間決定手段にて求められた遅れ時間と前記基準
血圧値測定手段にて測定された基準血圧値との間の関係
を決定する関係決定手段と、 該関係決定手段にて決定された関係から、前記遅れ時間
決定手段にて逐次求められる実際の遅れ時間に基づいて
前記生体の血圧値を逐次推定する血圧値推定手段とを含
むことを特徴とする血圧モニタ装置。
Priority Applications (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP4130041A JPH05300883A (ja) | 1992-04-23 | 1992-04-23 | 血圧モニタ装置 |
Applications Claiming Priority (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP4130041A JPH05300883A (ja) | 1992-04-23 | 1992-04-23 | 血圧モニタ装置 |
Publications (1)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
JPH05300883A true JPH05300883A (ja) | 1993-11-16 |
Family
ID=15024669
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
JP4130041A Pending JPH05300883A (ja) | 1992-04-23 | 1992-04-23 | 血圧モニタ装置 |
Country Status (1)
Country | Link |
---|---|
JP (1) | JPH05300883A (ja) |
Cited By (1)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JP2012500081A (ja) * | 2008-08-19 | 2012-01-05 | コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ | 患者血圧モニタリング |
-
1992
- 1992-04-23 JP JP4130041A patent/JPH05300883A/ja active Pending
Cited By (1)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JP2012500081A (ja) * | 2008-08-19 | 2012-01-05 | コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ | 患者血圧モニタリング |
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