JPH1189801A - 血圧監視装置 - Google Patents
血圧監視装置Info
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- JPH1189801A JPH1189801A JP9256779A JP25677997A JPH1189801A JP H1189801 A JPH1189801 A JP H1189801A JP 9256779 A JP9256779 A JP 9256779A JP 25677997 A JP25677997 A JP 25677997A JP H1189801 A JPH1189801 A JP H1189801A
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Abstract
づいて生体の血圧値を監視する血圧監視装置において、
高い血圧監視精度が得られるようにする。 【解決手段】 脈波の伝播情報より一拍毎に逐次推定さ
れる推定血圧値EBPが予め設定された判断基準値を越
え、且つ心拍周期RR、脈波面積VRおよびヘマトクリ
ット値Htのうち少なくとも一つが予め設定された判断
基準値を越えたことに基づいて、血圧測定起動手段92
により血圧測定手段70による血圧測定が起動させられ
る。従って、単に、推定血圧値が異常であることに基づ
いて血圧測定手段による血圧測定を起動させる場合に比
較して、判断基準値を正常値へ接近させることができ、
急激な血圧変動に対しても遅れがなく、確実に血圧値の
異常を判定でき、血圧監視の信頼性を高めることができ
る。
Description
播する脈波の脈波伝播情報に基づいて、生体の血圧を監
視する血圧監視装置に関するものである。
情報として、所定の2部位間の伝播時間DTや伝播速度
VM (m/s )などが知られており、このような脈波伝播
情報は、所定の範囲内では生体の血圧値BP(mmHg)と
略比例関係を有することが知られている。そこで、予め
測定される生体の血圧値BPと脈波伝播情報から、たと
えばEBP=α(DT)+β(但しαは負の値)、或い
はEBP=α(VM )+β(但しαは正の値)で表され
るような関係式における係数α及びβを予め決定し、そ
の関係式から、逐次検出される伝播速度情報に基づい
て、推定血圧値EBPを求めて生体の血圧値を監視し、
その推定血圧値EBPの異常時にはカフによる血圧測定
を起動させる血圧監視装置が提案されている。
と脈波伝播情報との関係は、心筋の状態などの中枢側の
事情や、末梢血管硬さや血流抵抗の変化などの末梢側の
事情の影響を受けて変化することから、異常判定の信頼
性を高める目的で推定血圧値の異常を判定するための判
断基準値を正常血圧値から充分に離れた値に設定する必
要があるので、急激な血圧変動などに対しては血圧測定
手段による血圧測定起動が遅れて、必ずしも血圧監視精
度が充分に得られない場合があった。
されたものであり、その目的とするところは、生体の動
脈内を伝播する脈波の伝播情報に基づいて生体の血圧値
を監視する血圧監視装置において、高い血圧監視精度が
得られるようにすることにある。
討を重ねた結果、血液循環動態の中枢側の情報として心
拍周期、末梢側の情報として血液中の血球成分の割合
(%)として表されるヘマトクリット値および末梢血管
の一拍あたりの血流量を表す脈波面積を用い、その心拍
周期、ヘマトクリット値、および脈波面積の変化を監視
血圧異常判定の条件とすると、生体の血圧異常判定の信
頼性を一層高め得ることを見いだした。本発明はこのよ
うな知見に基づいて為されたものである。
目的を達成するための第1発明の要旨とするところは、
生体の一部への圧迫圧力を変化させるカフを用いて該生
体の血圧値を測定する血圧測定手段と、その血圧測定手
段による血圧測定値と生体の脈波伝播情報との間の予め
設定された関係から実際の生体の脈波伝播情報に基づい
て該生体の推定血圧値を逐次決定する推定血圧値決定手
段とを備え、その推定血圧値決定手段により決定された
推定血圧値が予め設定された判断基準値を越えたことに
基づいて前記血圧測定手段による血圧測定を起動させる
形式の血圧監視装置であって、(a)前記生体の末梢部
の脈波を検出する末梢脈波検出手段と、(b)その末梢
脈波検出手段により検出された末梢部の脈波から前記生
体の血液中のヘマトクリット値を連続的に算出するヘマ
トクリット値算出手段と、(c)前記推定血圧値が予め
設定された判断基準値を越え、且つ前記ヘマトクリット
値が予め設定された判断基準値を越えたことに基づいて
前記血圧測定手段による血圧測定を起動させる血圧測定
起動手段とを、含むことにある。
手段により決定された推定血圧値が予め設定された判断
基準値を越え、且つ末梢脈波検出手段により検出された
末梢部の脈波からヘマトクリット値算出手段により算出
される末梢側の情報を表すヘマトクリット値が、予め設
定された判断基準値を越えたことに基づいて、血圧測定
起動手段により前記血圧測定手段による血圧測定が起動
させられる。したがって、推定血圧値に加え、ヘマトク
リット値の異常が判断されて血圧測定手段による血圧測
定が起動される。このヘマトクリット値は手術中あるい
は手術後の脱血または人工透析中の循環血漿量の変化等
の血液中の血球容積の割合の変化に起因する末梢血管の
拡張または収縮による末梢血管抵抗の変化を表している
ため、単に推定血圧値が異常であることに基づいて血圧
測定手段による血圧測定を起動させる場合に比較して、
判断基準値を正常値へ接近させることができ、急激な血
圧変動に対しても遅れがなく、確実に血圧値の異常を判
定でき、血圧監視の信頼性を高めることができる。
するための第2発明の要旨とするところは、前記血圧監
視装置に、(d)前記生体の心拍周期を決定する心拍周
期決定手段と、(e)前記推定血圧値が予め設定された
判断基準値を越え、且つ前記ヘマトクリット値および心
拍周期の少なくとも一方が予め設定された判断基準値を
越えたことに基づいて前記血圧測定手段による血圧測定
を起動させる血圧測定起動手段とがさらに含まれること
にある。
が予め設定された判断基準値を越え、且つ中枢側の情報
を表す前記心拍周期、および末梢側の情報を表すヘマト
クリット値の少なくとも一方が予め設定された判断基準
値を越えたことに基づいて血圧測定起動手段により前記
血圧測定が起動させられる。従って、推定血圧値および
生体の末梢側の事情に加えて中枢側の事情も血圧測定起
動の判断基準とされるので、一層判断基準値を正常値に
近づけることができる。そのため、一層、急激な血圧変
動に対しても遅れがなく、確実に血圧値の異常を判定で
き、血圧監視の信頼性を高めることができる。
するための第3発明の要旨とするところは、前記第2発
明の血圧監視装置に、(f)前記末梢脈波検出手段によ
り検出された末梢部の脈波の面積を算出する脈波面積算
出手段と、(g)前記推定血圧値が予め設定された判断
基準値を越え、且つ前記ヘマトクリット値、心拍周期お
よび脈波面積の少なくとも一つが予め設定された判断基
準値を越えたことに基づいて前記血圧測定手段による血
圧測定を起動させる血圧測定起動手段とが、さらに含ま
れることにある。
が予め設定された判断基準値を越え、且つ中枢側の情報
を表す前記心拍周期、および末梢側の情報を表すヘマト
クリット値、脈波面積の少なくとも一つが予め設定され
た判断基準値を越えたことに基づいて血圧測定起動手段
により前記血圧測定が起動させられる。従って、推定血
圧値が予め設定された判断基準値を越えた場合に、推定
血圧値、生体の中枢側の情報である心拍周期および末梢
側の情報であるヘマトクリット値に加えて、さらに末梢
側の他の情報として末梢血管の一拍あたりの血流量を表
す脈波面積が判断されて血圧測定が起動されるので、よ
り一層判断基準値を正常値に近づけることができる。そ
のため、より一層、急激な血圧変動に対しても遅れがな
く、確実に血圧値の異常を判定でき、血圧監視の信頼性
を高めることができる。
伝播情報を検出するための手段として、心電誘導波形の
所定部位から末梢側で検出された圧脈波或いは容積脈波
の所定部位までの時間差から、伝播時間或いは伝播速度
を算出する脈波伝播情報算出手段が設けられる。このよ
うにすれば、動脈上の2部位に圧脈波センサを設ける場
合に比較して時間差が大きくなり、測定精度が高められ
る。
着され、末梢部の脈波を検出する末梢脈波検出手段が、
生体組織に向かって酸素化ヘモグロビンによる吸光係数
と無酸素化ヘモグロビンによる吸光係数が略同じである
波長を2波長発光する光源と、その生体組織内で散乱さ
れた2波長の散乱光をそれぞれ受光する受光素子を備え
た光電脈波センサであり、前記ヘマトクリット値算出手
段は、その光電脈波センサの受光素子から出力された一
つの波長の散乱光を表す光電脈波信号と、他の一つの波
長の散乱光を表す光電脈波信号から、それぞれ交直成分
比を算出し、その交直成分比の比に基づいて、予め設定
された関係からヘマトクリット値を算出するものであ
る。このようにすれば、一拍毎のヘマトクリット値が容
易に検出される利点がある。
は、上記光電脈波センサにより得られた脈波の面積を、
その脈波の周期および振幅により正規化した正規化脈波
を算出するものである。このようにすれば、経時変化や
個人差が解消される利点がある。
により逐次算出された推定血圧値、前記ヘマトクリット
値算出手段により逐次算出されたヘマトクリット値、前
記心拍周期決定手段により逐次決定された心拍周期、前
記脈波面積算出手段により逐次算出された末梢部の脈波
面積を、それぞれ対比可能に共通の時間軸に沿ってトレ
ンド表示する表示器が備えられる。このようにすれば、
表示器に表示される推定血圧値、ヘマトクリット値、心
拍周期、末梢部の脈波面積を、それぞれ対比して見るこ
とにより、血圧測定起動手段による起動作動の根拠を確
認することができるとともに、上記血圧測定手段による
血圧測定が行われない期間において、生体の循環動態の
様子を容易に監視することができる。
電極を通して心電誘導波形を検出する心電誘導装置を備
え、前記心拍周期決定手段は、その心電誘導波形の所定
部位たとえばR波間の時間間隔を決定するものである。
図面に基づいて詳細に説明する。図1は、本発明が適用
された血圧監視装置8の回路構成を説明するブロック線
図である。
袋を布製帯状袋内に有して、たとえば患者の上腕部12
に巻回されるカフ10と、このカフ10に配管20を介
してそれぞれ接続された圧力センサ14、切換弁16、
および空気ポンプ18とを備えている。この切換弁16
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構成されている。
出して、その圧力を表す圧力信号SPを静圧弁別回路2
2および脈波弁別回路24にそれぞれ供給する。静圧弁
別回路22はローパスフィルタを備え、圧力信号SPに
含まれる定常的な圧力すなわちカフ圧Pc を表すカフ圧
信号SKを弁別してそのカフ圧信号SKをA/D変換器
26を介して電子制御装置28へ供給する。脈波弁別回
路24はバンドパスフィルタを備え、圧力信号SPの振
動成分であるカフ脈波信号SM1 を周波数的に弁別して
そのカフ脈波信号SM1 をA/D変換器30を介して電
子制御装置28へ供給する。このカフ脈波信号SM1
は、患者の心拍に同期して図示しない上腕動脈から発生
してカフ10に伝達される圧力振動波を示している。
OM31、RAM33および図示しないI/Oポート等
を備えた所謂マイクロコンピュータにて構成されてお
り、CPU29は、ROM31に予め記憶されたプログ
ラムに従ってRAM33の記憶機能を利用しつつ信号処
理を実行することにより、I/Oポートから駆動信号を
出力して切換弁16および空気ポンプ18を制御する。
貼り着けられる複数の電極36を介して心筋の活動電位
を示す心電誘導波、所謂心電図を連続的に検出するもの
であり、その心電誘導波を示す信号SM2 を前記電子制
御装置28へ供給する。なお、この心電誘導装置34
は、心臓内の血液を大動脈へ向かって拍出開始する時期
に対応する心電誘導波のうちのQ波或いはR波を検出す
るためのものであることから、第1脈波検出装置として
機能している。
脈波検出プローブ38(以下、単にプローブという)
は、生体の末梢部の脈波を検出する末梢脈波検出手段あ
るいは容積脈波検出手段として機能するものであり、例
えば、被測定者のカフの装着されていない側たとえば左
手の指尖部などの生体皮膚すなわち体表面40に図示し
ない装着バンド等により密着した状態で装着され、毛細
血管を含む末梢動脈へ伝播した脈波を検出して光電脈波
信号SM3 (光電脈波信号SV1 ,SV2 ,SV 3 )を
出力する。
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
成る複数の第1発光素子44、第2発光素子45および
第3発光素子46と、ハウジング42の底部内面の中央
部分に設けられ、フォトダイオードやフォトトランジス
タ等から成る受光素子47と、ハウジング42内に一体
的に設けられて発光素子44、45、46及び受光素子
47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、45、46と受光素子47との間に設
けられ、発光素子44、45、46から前記体表面40
に向かって照射された光のその体表面40から受光素子
47に向かう反射光を遮光する環状の遮蔽部材50とを
備えて構成されている。
りヘモグロビンの吸光係数が影響される第1波長λ1 例
えば660nm程度の波長の赤色光を発光し、第2発光
素子45は、酸素飽和度によりヘモグロビンの吸光係数
が影響されない第2波長λ2例えば800nm程度の波
長の赤外光を発光し、第3発光素子は、酸素飽和度によ
りヘモグロビンの吸光係数が影響されない第3波長λ3
例えば1300nm程度の波長の赤外光を発光するもの
である。
ビン(oxy-hemoglobin) の吸光係数を示し、実線は無酸
素化ヘモグロビン(deoxy-hemoglobin)の吸光係数を示し
ている。これらの発光素子44,45,46は、一定時
間づつ順番に所定周波数で発光させられると共に、それ
ら発光素子44,45,46から前記体表面40に向か
って照射された光の体内の毛細血管が密集している部位
からの反射光は共通の受光素子47によりそれぞれ受光
される。なお、発光素子44,45,46の発光する光
の波長は上記の値に限られず、第1発光素子44は酸素
化ヘモグロビンと無酸素化ヘモグロビンとの吸光係数が
大きく異なる波長の光を、第2発光素子45および第3
発光素子46はそれらの吸光係数が略同じとなる波長の
光をそれぞれ発光するものであればよい。
2の、その体表面40に対向する面を見た図である。ハ
ウジング42の中央部には受光素子47が配置されてお
り、前記円環状の遮光部材50が同心位置に固定されて
いるとともに、複数個の第1発光素子44,第2発光素
子45および第3発光素子46が、その遮光部材50の
外側であって、1点鎖線に示す半径rの同心円に沿って
順に配列されている。
きさの光電脈波信号SM3 をローパスフィルタ52を介
して出力する。受光素子47とローパスフィルタ52と
の間には増幅器等が適宜設けられる。ローパスフィルタ
52は、入力された光電脈波信号SM3 から脈波の周波
数よりも高い周波数を有するノイズを除去し、そのノイ
ズが除去された信号SM3 をデマルチプレクサ54に出
力する。
8からの信号に従って第1発光素子44,第2発光素子
45及び第3発光素子46の発光に同期して切り換えら
れることにより、前記光電脈波信号SM3 をそれぞれの
発光素子44、45、46からの反射光による光電脈波
信号に分別する。すなわち、第1波長λ1 660nmの
赤色光による光電脈波信号SV1 をサンプルホールド回
路56及びA/D変換器58を介して、第2波長λ2 8
00nmの赤外光による光電脈波信号SV2 をサンプル
ホールド回路60及びA/D変換器62を介して、第3
波長λ3 1300nmの赤外光による光電脈波信号SV
3 をサンプルホールド回路68及びA/D変換器66を
介して、それぞれ電子制御装置28の図示しないI/O
ポートに逐次供給する。
は、入力された光電脈波信号SV1 ,SV2 ,SV3 を
A/D変換器58,62,66へ出力する際に、前回出
力した光電脈波信号SV1 ,SV2 ,SV3 についての
A/D変換器58,62,66における変換作動が終了
するまでに、次に出力する光電脈波信号SV1 ,S
V2,SV3 をそれぞれ保持するためのものである。
33の記憶機能を利用しつつROM31に予め記憶され
たプログラムに従って測定動作を実行し、駆動回路64
に制御信号SLVを出力して発光素子44,45,46
を順次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44,45,46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54を切り換えるこ
とにより、前記光電脈波信号SV1 をサンプルホールド
回路56に、光電脈波信号SV2 をサンプルホールド回
路60に、光電脈波信号SV3 をサンプルホールド回路
68にそれぞれ振り分ける。上記CPU29は、血中酸
素飽和度SaO2を算出するために予め記憶された演算
式から上記光電脈波信号SV1 およびSV2 の振幅値に
基づいて生体の血中酸素飽和度SaO2を算出する。さ
らに上記CPU29は、上記光電脈波信号SV2 および
SV3 の振幅値に基づいて後述する方法によりヘマトク
リット値Htを算出する。
制御装置28の制御機能の要部を説明する機能ブロック
線図である。図4において、血圧測定手段70は、カフ
圧制御手段72によってたとえば生体の上腕に巻回され
たカフ10の圧迫圧力が所定の目標圧力値PCM(たとえ
ば、180mmHg程度の圧力値)まで急速昇圧させた後に
3mmHg/sec程度の速度で徐速降圧させられる徐速降圧期
間内において、順次採取される脈波信号SM1 が表す脈
波の振幅の変化に基づきよく知られたオシロメトリック
法を用いて最高血圧値BPSYS 、平均血圧値PMEAN、お
よび最低血圧値BPDIA などを決定する。
4により得られた心電誘導波形の所定部位間の間隔たと
えばR波間隔を計測することにより心拍周期RRを決定
する。また、脈波伝播情報算出手段74は、図6に示す
ように心電誘導装置34により逐次検出される心電誘導
波の周期毎に発生する所定の部位たとえばR波から、プ
ローブ38により逐次検出される光電脈波信号SM3
(すなわち、SV1 あるいはSV2 あるいはSV3 )の
周期毎に発生する所定の部位たとえば立ち上がり点或い
は最大傾斜点までの時間差(脈波伝播時間)DTRPを一
拍毎に逐次算出し、予め記憶される数式1から、被測定
者の動脈内を伝播する脈波の伝播速度VM(m/sec )を
逐次算出する。尚、数式1において、L(m)は左心室
から大動脈を経て前記プローブ38が装着される部位ま
での距離であり、TPEP (sec)は心電誘導波形のR波
から光電脈波の下ピーク点までの前駆出期間である。こ
れらの距離Lおよび前駆出期間TPEP は定数であり、予
め実験的に求められた値が用いられる。
0により測定された最高血圧値BP SYS とそれぞれの血
圧測定期間内における脈波伝播時間DTRP或いは脈波伝
播速度VM 、たとえばそのカフ昇圧期間内における脈波
伝播時間DTRP或いは伝播速度VM の平均値に基づい
て、数式2或いは数式3で示される脈波伝播時間DTRP
或いは伝播速度VM と最高血圧値BPSYS との関係式に
おける係数α及びβを、予め決定する。なお、上記最高
血圧値BPSYS に代えて、血圧測定手段70により測定
された平均血圧値BPMEAN或いは最低血圧値BPDIA と
血圧測定期間内における脈波伝播時間DTRP或いは伝播
速度VM との関係が求められてもよい。要するに、監視
(推定)血圧値EBPを最高血圧値とするか、平均血圧
値とするか、最低血圧値とするかによって選択される。
とその生体の脈波伝播時間DTRP或いは伝播速度VM と
の間の上記対応関係(数式2および数式3)から、脈波
伝播情報算出手段74により逐次算出される生体の実際
の脈波伝播時間DTRP或いは伝播速度VM に基づいて推
定血圧値EBPを逐次決定する。決定された推定血圧値
EBPは、図7に示すように、前述の心拍周期RRおよ
び後述する脈波面積VR、酸素飽和度SaO2およびヘ
マトクリット値Htと共に表示器32に共通の時間軸に
沿って対比可能にトレンド表示される。
より得られた光電脈波の面積Sをその1周期Wおよび振
幅Lに基づいて正規化して算出し、正規化脈波面積VR
を算出する。すなわち、上記光電脈波は、図5に示すよ
うに、数ミリ或いは十数ミリ毎のサンプリング周期毎に
入力される光電脈波の大きさを示す点の連なりにより構
成されており、その1周期W内において光電脈波を積分
(加算)することにより光電脈波の面積Sが求められた
後、S/(W×L)なる演算が行われることにより正規
化脈波面積VRが算出される。この正規化脈波面積VR
は、その1周期Wと振幅Lとによって囲まれる矩形内に
おける面積割合を示す無次元の値であり、%MAPとし
ても称される。この脈波面積算出手段80において面積
Sを算出するために用いられる光電脈波信号は、第1波
長λ1 の反射光による光電脈波信号SV1 、第2波長λ
2 の反射光による光電脈波信号SV2 、第3波長λ3 の
反射光による光電脈波信号SV3 のいずれも用いられ得
るが、酸素飽和度により吸光係数が影響されず、且つ吸
光係数の絶対値が比較的大きい光電脈波信号SV2が好
適に用いられる。
法を利用した周波数解析を予め設定された所定の区間毎
に施すことにより、受光素子47から出力された光電脈
波信号SV1 ,SV2 ,SV3 から、それぞれの光電脈
波信号SV1 ,SV2 ,SV 3 の交流成分および直流成
分を決定する。すなわち、その所定区間毎の第1光電脈
波信号SV1 からその交流成分AC1 および直流成分D
C1 を、第2光電脈波信号SV2 からその交流成分AC
2 および直流成分DC2 を、第3光電脈波信号SV3 か
らその交流成分AC3 および直流成分DC3 をそれぞれ
逐次決定する。上記第1光電脈波信号SV1 ,第2光電
脈波信号SV2 および第3光電脈波信号SV3 は、生体
組織の毛細血管内の血液容積の心拍に同期した脈動に同
期して変化させられるので、上記交流成分AC1 ,AC
2 ,AC3 は、生体の脈拍数PR(1/分)すなわち脈
拍周波数PF(Hz)に相当する周波数成分の信号電力
(ワット)として得られ、上記直流成分DC1 ,DC
2 ,DC3 は、直流に相当する周波数成分の信号電力
(ワット)として得られる。図8には、上記周波数解析
によって得られた光電脈波信号の例として第1光電脈波
信号SV1 の周波数スペクトルの例が示されている。
が行われる区間は、測定対象の生体の呼吸周期TREの半
周期或いは1周期の整数倍、たとえば脈拍周期の2或い
は4倍の時間の整数倍の時間に設定される。動脈内血圧
は呼吸周期に同期して変動することが知られており、こ
れにより生体組織の毛細血管内の血液容積も脈拍に同期
して脈動しつつ上記呼吸周期に同期してうねり変動を生
じることから、前記光電脈波信号SV1 ,SV2 ,SV
3 も図9に示すようにその呼吸周期に同期する変動を受
ける。そのため、上記のようにすれば、区間内の信号が
平均化されて少なくとも呼吸性変動の影響が好適に解消
される。
析手段82により決定された光電脈波信号SV1 ,SV
2 ,SV3 の交流成分AC1 ,AC2 ,AC3 および直
流成分DC1 ,DC2 ,DC3 から、その交直成分比
(AC1 /DC1 ),(AC2/DC2 ),(AC3 /
DC3 )をそれぞれ算出する。
設定された数式4に示す関係から、酸素化ヘモグロビン
と無酸素化ヘモグロビンとの吸光係数差が大きい波長λ
1 における交直成分比および酸素化ヘモグロビンと無酸
素化ヘモグロビンとの吸光係数が略同じとなる波長λ2
における交直成分比を算出する。たとえば、前記第1光
電脈波信号SV1 の交直成分比(AC1 /DC1 )と第
2光電脈波信号SV2の交直成分比(AC2 /DC2 )
を算出し、たとえば数式4に示す予め求められた関係か
ら、その比R1 ={(AC1 /DC1 )/(AC2 /D
C2 )}に基づいて、前記生体の酸素飽和度SaO2を
算出する。なお、数式4において、Aは傾きを示す負の
定数であり、Bは切片を示す定数である。
波検出手段として機能しているプロ−ブ38により検出
された末梢部の脈波から生体の血液中のヘマトクリット
値Htを連続的に算出する。すなわち、交直成分比算出
手段84において算出された酸素化ヘモグロビンと無酸
素化ヘモグロビンとの吸光係数が略同じとなる2つの波
長すなわち第2光電脈波信号SV2 の波長λ2 (800
nm)および第3光電脈波信号の波長λ3 (1300n
m)における交直成分比(AC2 /DC2 )および(A
C3 /DC3 )より、その比R2 ={(AC2 /DC
2 )/(AC3 /DC3 )}を算出し、その比R2 に基
づいて例えば図10に示すような予め決定された関係か
ら前記生体の血液中の血球濃度(%)を表す値であるヘ
マトクリット値Htを算出する。このヘマトクリット値
Htは血圧と負の相関関係があることが知られており、
ヘマトクリット値Htの変動より血圧の変動が推定でき
るものである。
手段78により決定された推定血圧値EBPが予め設定
された判断基準値を越え、且つ上記ヘマトクリット値H
t、心拍周期RRおよび脈波面積VRの少なくとも一つ
が予め設定された判断基準値を越えたことに基づいて前
記血圧測定手段70による血圧測定を起動させる。すな
わち、血圧測定起動手段92は、推定血圧値決定手段7
8により決定された推定血圧値EBPが予め設定された
判断基準値たとえば血圧測定手段70による前回のカフ
による血圧測定時を基準としてそれから所定値或いは所
定割合以上変化したことを以て異常判定する推定血圧値
異常判定手段87、ヘマトクリット値算出手段86によ
り決定されたヘマトクリット値Htが予め設定された判
断基準値たとえば血圧測定手段70による前回のカフに
よる血圧測定時を基準としてそれから所定値或いは所定
割合以上変化したことを以て異常判定するヘマトクリッ
ト値異常判定手段90、心拍周期決定手段73により決
定された心拍周期RRが予め設定された判断基準値たと
えば血圧測定手段70による前回のカフによる血圧測定
時を基準としてそれから所定値或いは所定割合以上変化
したことを以て異常判定する心拍周期異常判定手段8
8、脈波面積算出手段80により算出された脈波面積V
Rが予め設定された判断基準値たとえば血圧測定手段7
0による前回のカフによる血圧測定時を基準としてそれ
から所定値或いは所定割合以上変化したことを以て異常
判定する脈波面積異常判定手段89を備え、上記推定血
圧値異常判定手段87により推定血圧値EBPの異常が
判定され、且つヘマトクリット値異常判定手段90によ
りヘマトクリット値Htの異常が判定されるか、心拍周
期異常判定手段88により心拍周期RRの異常が判定さ
れるか、或いは脈波面積異常判定手段89により脈波面
積VRの異常が判定された場合に、前記血圧測定手段7
0による血圧測定を起動させる。
装置28における制御作動の要部を説明するフローチャ
ートである。図11において、ステップSA1(以下、
ステップを省略する。)において図示しないフラグ、カ
ウンタ、レジスタをクリアする初期処理が実行された
後、脈波伝播情報算出手段74に対応するSA2では、
カフ昇圧期間において、心電誘導波形のR波からプロー
ブ38により逐次検出される光電脈波の立ち上がり点ま
での時間差すなわち伝播時間DTRPが決定され、前記数
式1からその伝播時間DTRPに基づいて脈波伝播速度V
M (m/sec )が算出される。
るSA3およびSA4では、切換弁16が圧力供給状態
に切り換えられ且つ空気ポンプ18が駆動されることに
より、血圧測定のためにカフ10の急速昇圧が開始され
るとともに、カフ圧PC が180mmHg程度に予め設定さ
れた目標圧迫圧PCM以上となったか否かが判断される。
このSA4の判断が否定された場合は、上記SA2以下
が繰り返し実行されることによりカフ圧PC の上昇が継
続される。
4の判断が肯定されると、前記血圧測定手段70に対応
するSA5において、血圧測定アルゴリズムが実行され
る。すなわち、空気ポンプ18を停止させ且つ切換弁1
6を徐速排圧状態に切り換えてカフ10内の圧力を予め
定められた3mmHg/sec程度の緩やかな速度で下降させる
ことにより、この徐速降圧過程で逐次得られる脈波信号
SM1 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BPSYS 、平均血圧値BPMEAN、および
最低血圧値BP DIA が測定されるとともに、脈波間隔に
基づいて脈拍数などが決定されるのである。そして、そ
の測定された血圧値および脈拍数などが表示器32に表
示されるとともに、切換弁16が急速排圧状態に切り換
えられてカフ10内が急速に排圧される。
るSA6では、SA2において求められたカフ昇圧期間
内の脈波伝播時間DTRP或いは脈波伝播速度VM の平均
値と、SA5において測定されたカフ10による血圧値
BPSYS 、BPMEAN、またはBPDIA との間の対応関係
が求められる。すなわち、SA5において血圧値BP
SYS 、BPMEAN、およびBPDIA が測定されると、それ
ら血圧値BPSYS 、BP MEAN、またはBPDIA のうちの
1つと、脈波伝播時間DTRP或いは脈波伝播速度VM と
に基づいて、脈波伝播時間DTRP或いは脈波伝播速度V
M と推定血圧値EBPとの間の対応関係(数式2或いは
数式3)が決定されるのである。
係が決定されると、SA7において、心電誘導波形のR
波および光電脈波信号SM3 が入力されたか否かが判断
される。このSA7の判断が否定された場合はSA7が
繰り返し実行されるが、肯定された場合は、前記脈波伝
播情報算出手段74に対応するSA8において、新たに
入力された心電誘導波形のR波および光電脈波信号SM
3 についての脈波伝播時間DTRPおよび脈波伝播速度V
M がSA2と同様にして算出される。
るSA9において、上記SA6において求められた伝播
情報血圧対応関係から、上記SA8において求められた
脈波伝播時間DTRP或いは脈波伝播速度VM に基づい
て、推定血圧値EBP(最高血圧値、平均血圧値、或い
は最低血圧値)が決定され、且つ一拍毎の推定血圧値E
BPをトレンド表示させるために表示器32に出力され
る。
するSA10では、たとえば図12に示す血圧測定起動
判定ルーチンが実行されることにより、推定血圧値EB
Pが予め設定された判断基準値を越え、且つ前記ヘマト
クリット値Ht、心拍周期RRおよび脈波面積VRの少
なくとも一つが予め設定された判断基準値を越えたこと
に基づいて前記血圧測定手段70による血圧測定を起動
させる。
3に対応するSB1では、心電誘導装置34により得ら
れた心電誘導波形から心拍周期RRが算出され、図7に
示すように表示器32に表示された後、前記心拍周期異
常判定手段88に対応するSB2では、心拍周期RRが
異常であるか否かが、たとえば前回のカフによる血圧測
定時を基準としてそれから所定値或いは所定割合(たと
えば上下へ5%)以上変化した状態が所定の拍数たとえ
ば20拍以上連続したことを以て判定される。このSB
2の判断が否定された場合はSB4以下が直接的に実行
されるが、肯定された場合は、SB3において上記心拍
周期RRの異常を示すためのRRフラグがオン状態とさ
れる。
するSB4では、プローブ38により得られた光電脈波
信号SV2 から正規化脈波面積VRが算出され、図7に
示すように表示器32に表示された後、SB5におい
て、末梢部で検出された光電脈波が正常であるか否かが
判断される。このSB5は、光電脈波の形状が異常、た
とえば基線の傾斜が所定以上であるもの、或いは校正が
入ることによって脈波形状が途中でずれているものなど
を除去するためのものである。上記SB5の判断が否定
された場合はSB13以下が実行されるが、肯定された
場合には、SB6以下が実行される。
SB6では、SB4において算出された正規化脈波面積
VRが異常であるか否かが、たとえば前回のカフによる
血圧測定時を基準としてそれから所定値或いは所定割合
(たとえば上下へ3%)以上変化した状態が所定の拍数
たとえば20拍以上連続したことを以て判定される。こ
のSB6の判断が否定された場合はSB8以下が直接的
に実行されるが、肯定された場合は、SB7において上
記脈波面積VRの異常を示すためのVRフラグがオン状
態とされる。
するSB8では、たとえば、図13に示す酸素飽和度お
よびヘマトクリット値算出ル−チンが実行されることに
より、酸素飽和度SaO2と共にヘマトクリット値Ht
が算出される。
1 の後方散乱光を表す第1光電脈波信号SV1 ,第2波
長λ2 の後方散乱光を表す第2光電脈波信号SV2 およ
び第3波長λ3 の後方散乱光を表す第3光電脈波信号S
V3 が読み込まれる。次いで、SC2においてタイマカ
ウンタCTの内容に「1」が加算された後、SC3にお
いて、タイマカウンタCTの内容が予め設定された判断
基準時間T0 以上となったか否かが判断される。この判
断基準時間T0 は、後述のSC4の周波数解析の対象と
なる単位区間の時間幅に対応するものであり、呼吸周期
TREの半周期の整数倍たとえば測定対象である生体の脈
拍周期の2或いは4倍の時間の整数倍の時間に設定され
ている。
で、SC1以下が繰り返し実行されることにより光電脈
波信号SV1 ,SV2 ,SV3 が連続的に読み込まれ
る。そして、それら光電脈波信号SV1 ,SV2 ,SV
3 が連続的に読み込まれるうちにSC3の判断が肯定さ
れると、前記周波数解析手段82に対応するSC4にお
いて、上記の単位区間内の第1光電脈波信号SV1 ,第
2光電脈波信号SV2 および第3光電脈波信号SV3 に
対して周波数解析処理がそれぞれ実行されることによ
り、第1光電脈波信号SV1 の交流成分AC1 (信号電
力値)および直流成分DC1 (信号電力値)、第2光電
脈波信号SV2 の交流成分AC2 (信号電力値)および
直流成分DC2 (信号電力値)、第3光電脈波信号SV
3 の交流成分AC3 (信号電力値)および直流成分DC
3 (信号電力値)が抽出される。
応するSC5では、上記SC4において抽出された光電
脈波信号SV1 ,SV2 ,SV3 の交流成分AC1 ,A
C2,AC3 および直流成分DC1 ,DC2 ,DC3 か
ら、その第1光電脈波信号SV1 の交直成分比AC1 /
DC1 ,第2光電脈波信号SV2 の交直成分比AC1/
DC1 および第3光電脈波信号SV3 の交直成分比AC
3 /DC3 がそれぞれ算出される。
応するSC6では、前述の数式4に基づいて、第1光電
脈波信号SV1 の交直成分比AC1 /DC1 と第2光電
脈波信号SV2 の交直成分比AC2 /DC2 との比R1
={(AC1 /DC1 )/(AC2 /DC2 )}に基づ
いて、生体の酸素飽和度SaO2が算出される。
6に対応するSC7では、第2光電脈波信号SV2 の交
直成分比AC2 /DC2 と第3光電脈波信号SV3 の交
直成分比AC3 /DC3 との比R2 ={(AC2 /DC
2 )/(AC3 /DC3 )}に基づいて、たとえば図1
0に示すような予め決定された関係から生体のヘマトク
リット値Htが算出される。
おいて算出された生体の酸素飽和度SaO2 およびヘマ
トクリット値Htが、例えば図7に示すように表示器3
2に表示され、続くSC9では、タイマカウンタCTの
内容が「0」にクリアされた後、本ル−チンが終了させ
られる。
常判定手段90に対応するSB9では、SB8(SC
7)において算出されたヘマトクリット値Htが異常で
あるか否かが、たとえば前回のカフによる血圧測定時を
基準としてそれから所定値或いは所定割合(たとえば上
下へ20%)以上変化した状態が所定の拍数たとえば2
0拍以上連続したことを以て判定される。このSB9の
判断が否定された場合はSB11以下が直接的に実行さ
れるが、肯定された場合は、SB10において上記ヘマ
トクリット値Htの異常を示すためのHtフラグがオン
状態とされる。
に対応するSB11では、SA9において決定された推
定血圧値EBPが異常であるか否かが、たとえば前回の
カフによる血圧測定時を基準としてそれから所定値或い
は所定割合(たとえば上下へ30%)以上変化した状態
が所定の拍数たとえば20拍以上連続したことを以て判
定される。このSB11の判断が否定された場合はS1
3以下が直接的に実行されるが、肯定された場合は、S
B12において上記推定血圧値EBPの異常を示すため
のEBPフラグがオン状態とされる。
ン状態とされ且つRRフラグ、VRフラグおよびHtフ
ラグの少なくとも一つがオン状態とされているか否かが
判断される。このSB13の判断が否定された場合はS
A11が実行される。このSA11では、SA5におい
てカフ10による血圧測定が行われてからの経過時間が
予め設定された15乃至20分程度の設定周期すなわち
キャリブレーション周期を経過したか否かが判断され
る。このSA11の判断が否定された場合には、前記S
A7以下の血圧監視ルーチンが繰り返し実行され、推定
血圧値EBPが1拍毎に連続的に決定され、且つその決
定された推定血圧値EBPが表示器32において時系列
的にトレンド表示される。しかし、このSA11の判断
が肯定された場合には、前記対応関係を再決定するため
に前記SA2以下のカフキャリブレーションルーチンが
再び実行される。
場合は、SA12が実行されて推定血圧値の異常表示が
表示器32において行われた後、対応関係を再決定させ
るためにSA2以下が再び実行されることにより、カフ
による血圧測定が起動される。
値決定手段78(SA9)により決定された推定血圧値
EBPが予め設定された判断基準値を越え、且つ末梢脈
波検出手段として機能するプロ−ブ38により検出され
た末梢部の脈波からヘマトクリット値算出手段86(S
C7)により算出される末梢側の情報の一つを表すヘマ
トクリット値Htが予め設定された判断基準値を越えた
場合は、血圧測定起動手段92(SB1乃至SB13)
により血圧測定手段70による血圧測定が起動させられ
る。したがって、推定血圧値EBPに加え、ヘマトクリ
ット値Htの異常が判断されて血圧測定が起動される。
このヘマトクリット値Htは手術中あるいは手術後の脱
血または人工透析中の循環血漿量の変化等の血液中の血
球容積の割合の変化に起因する末梢血管の拡張または収
縮による末梢血管抵抗の変化を表しているため、単に推
定血圧値EBPが異常であることに基づいて血圧測定手
段による血圧測定を起動させる場合に比較して、判断基
準値を正常値へ接近させることができ、急激な血圧変動
に対しても遅れがなく、確実に血圧値の異常を判定で
き、血圧監視の信頼性を高めることができる。
Pが予め設定された判断基準値を越え、且つ中枢側の情
報を表す心拍周期RR、および末梢側の情報を表すヘマ
トクリット値Htの少なくとも一方が予め設定された判
断基準値を越えた場合にも、血圧測定起動手段92(S
B1乃至SB13)により血圧測定が起動させられる。
従って、推定血圧値EBPおよび生体の末梢側の事情に
加えて中枢側の事情も血圧測定起動の判断基準とされる
ので、一層判断基準値を正常値に近づけることができ
る。そのため、一層、急激な血圧変動に対しても遅れが
なく、確実に血圧値の異常を判定でき、血圧監視の信頼
性を高めることができる。
手段78(SA9)により決定された推定血圧値EBP
が予め設定された判断基準値を越え、且つ心拍周期決定
手段73(SB1)により決定された中枢側の情報を表
す心拍周期RR、ヘマトクリット値算出手段86(SC
7)により決定された末梢側の情報を表すヘマトクリッ
ト値Ht、脈波面積算出手段80(SB4)により決定
された末梢側の情報を表す脈波面積VRの少なくとも一
つが予め設定された判断基準値を越えたことに基づい
て、血圧測定起動手段92(SB1乃至SB13)によ
り血圧測定手段70による血圧測定が起動させられる。
したがって、単に、推定血圧値が異常であることに基づ
いて血圧測定手段による血圧測定を起動させる場合に比
較して、判断基準値を正常値へ接近させることができ、
急激な血圧変動に対しても遅れがなく、確実に血圧値の
異常を判定でき、血圧監視の信頼性を高めることができ
る。
検出するための手段として、心電誘導波形の所定部位た
とえばR波から、生体の末梢部位に装着されたプロ−ブ
38により検出された容積脈波の所定部位たとえば立ち
上がり点あるいは最大傾斜点までの時間差DTRPから、
伝播時間DTRP或いは伝播速度VM を算出する脈波伝播
情報算出手段74が設けられていた。従って、動脈上の
2部位に圧脈波センサを設ける場合に比較して時間差が
大きくなり、測定精度が高められる。
に装着され、末梢部の脈波を検出する末梢脈波検出手段
として機能するプロ−ブ38は、生体組織に向かって酸
素化ヘモグロビンによる吸光係数と無酸素化ヘモグロビ
ンによる吸光係数が略同じである波長を発光する光源で
ある第2発光素子45(λ2 800nm)および第3発
光素子46(λ3 1300nm)と、その生体組織内で
散乱された2波長λ2,λ3 の散乱光をそれぞれ受光す
る受光素子47を備えた光電脈波センサであり、ヘマト
クリット値算出手段86は、そのプロ−ブ38の受光素
子47から出力された第2波長λ2 800nmの散乱光
を表す光電脈波信号SV2 と、第3波長λ3 の散乱光を
表す光電脈波信号SV3 から、それぞれ交直成分比を算
出し、その交直成分比の比に基づいて、図10に示すよ
うな予め設定された関係からヘマトクリット値Htを算
出するものであった。従って、一拍毎のヘマトクリット
値Htが容易に検出される利点がある。
出手段80(SB4)は、上記光電脈波信号の面積S
を、その脈波の周期Wおよび振幅Lにより正規化した正
規化脈波面積VRを算出するものである。従って、経時
変化や個人差が解消される利点がある。
手段78(SA9)により逐次算出された推定血圧値E
BP、心拍周期決定手段73(SB1)により逐次決定
された心拍周期RR、脈波面積算出手段80(SB4)
により逐次算出された末梢部の脈波面積VR、ヘマトク
リット値算出手段86(SC7)により逐次算出された
ヘマトクリット値Htを、それぞれ対比可能に共通の時
間軸に沿ってトレンド表示する表示器32が備えられる
ので、表示器32に表示される推定血圧値EBP、心拍
周期RR、末梢部の脈波面積VRおよびヘマトクリット
値Htを、それぞれ対比して見ることにより、血圧測定
起動手段92による起動作動の根拠を確認することがで
きるとともに、上記血圧測定手段70による血圧測定が
行われない期間において、生体の循環動態の様子を容易
に監視することができる。
詳細に説明したが、本発明はその他の態様においても適
用される。
8から出力された光電脈波信号SV 2 から、脈波面積算
出手段80により末梢部の脈波面積VRが算出され、脈
波面積異常判定手段89により、脈波面積VRの異常が
判定されていたが、末梢側の情報として脈波面積VRを
必ずしも用いる必要はなく、末梢側の情報としてヘマト
クリット値Htのみを用いてもよい。この場合は、脈波
面積算出手段80、脈波面積異常判定手段89は不要と
なる。
段73において、心電誘導装置34により得られた心電
誘導波形のR波間隔から心拍周期RRが決定され、心拍
周期異常判定手段88において、心拍周期RRの異常が
判断されていたが、中枢側の情報が判断されなくても一
定の効果が得られる。中枢側の情報が判断されない場合
は、心拍周期決定手段73および心拍周期異常判定手段
88は不要となる。
は、所謂オシロメトリック方式で血圧を測定するように
構成されていたが、コロトコフ音の発生時および消滅時
のカフ圧を最高血圧値および最低血圧値として決定する
所謂K音方式により血圧測定するものであっても差し支
えない。
4により検出された心電波形の所定部位と光電脈波検出
プロープ38により検出された光電脈波の所定部位との
間の時間差に基づいて脈波伝播時間DTRP或いは脈波伝
播速度VM が求められていたが、頸動脈或いは上腕動脈
に装着された第1の脈波検出装置と手首或いは指に装着
された第2の脈波検出装置との間で脈波伝播時間DTRP
或いは脈波伝播速度V M が求められてもよい。
ローブ38は、生体の表皮に向かって照射された光の体
内の毛細血管が密集している部位からの反射光を受光す
る、反型光電脈波センサが用いられていたが、透過型光
電脈波センサが用いられても構わない。
度VM はR波から光電脈波の立ち上がり点までの時間差
に基づいて算出されていたが、心電波形のQ波から光電
脈波の立ち上がり点までの時間差を用いるなどの他の算
出方式が用いられる。
光電脈波の1拍毎に血圧監視されていたが、2以上の拍
数毎に血圧監視されるものであってもよい。
Rが用いられていたが、単位時間当たりの心拍数HR
(1/分)が用いられてもよい。心拍周期RR(sec )
と心拍数HR(1/min )とは1対1の対応関係(HR
=60/RR)があるからである。
段80において、光電脈波の全体の面積Sが正規化され
た正規化脈波面積VRが算出されていたが、その正規化
脈波面積VRに代えて、たとえば図5に示すような光電
脈波信号の全体の面積Sのうちの最高ピ−クまでの前半
部の面積S1 あるいは最高ピ−ク以降の後半部の面積S
2 を正規化したものが用いられてもよいし、図5に示す
ような光電脈波信号において、たとえばL・(2/3)
に相当する高さの幅寸法Iを正規化したI/Wが用いら
れてもよい。要するに、容積脈波の面積或いは上方への
尖り具合(先鋭度)を示す値であればよいのである。
においてその他種々の変更が加えられ得るものである。
成を説明するブロック線図である。
おいて使用される波長λ1 ,λ 2 ,λ3 と酸素化ヘモグ
ロビンおよび無酸素化ヘモグロビンの吸光係数との関係
を示す図である。
プロ−ブの体表面に対向する面を示す図である。
機能の要部を説明する機能ブロック線図である。
の方法を説明する図である。
作動により求められる時間差DTRPを例示する図であ
る。
BP、脈波面積VR、酸素飽和度SaO2、ヘマトクリ
ット値Htおよび心拍周期RRを示すトレンドグラフで
ある。
脈波信号の一例として、第1光電脈波信号SV1 の交流
成分AC1 および直流成分DC1 を示す図である。
により検知された後方散乱光を示す光電脈波信号SV
1 ,SV2 ,SV3 の波形を例示するタイムチャ−トで
ある。
る比R2 {(AC2 /DC2 )/(AC3 /DC3 )}
とヘマトクリット値Htとの関係を示す図である。
御作動の要部を説明するフローチャートであって、血圧
監視ルーチンを示す図である。
ルーチンの作動を詳しく説明する図である。
算出する際に作動される酸素飽和度およびヘマトクリッ
ト値算出ル−チンである。
段) 70:血圧測定手段 73:心拍周期決定手段 74:脈波伝播情報算出手段 78:推定血圧値決定手段 84:脈波面積算出手段 86:ヘマトクリット値算出手段 92:血圧測定起動手段
Claims (3)
- 【請求項1】 生体の一部への圧迫圧力を変化させるカ
フを用いて該生体の血圧値を測定する血圧測定手段と、
該血圧測定手段による血圧測定値と生体の脈波伝播情報
との間の予め設定された関係から実際の生体の脈波伝播
情報に基づいて該生体の推定血圧値を逐次決定する推定
血圧値決定手段とを備え、該推定血圧値決定手段により
決定された推定血圧値が予め設定された判断基準値を越
えたことに基づいて前記血圧測定手段による血圧測定を
起動させる形式の血圧監視装置であって、 前記生体の末梢部の脈波を検出する末梢脈波検出手段
と、 該末梢脈波検出手段により検出された末梢部の脈波から
前記生体の血液中のヘマトクリット値を連続的に算出す
るヘマトクリット値算出手段と、 前記推定血圧値が予め設定された判断基準値を越え、且
つ前記ヘマトクリット値が予め設定された判断基準値を
越えたことに基づいて前記血圧測定手段による血圧測定
を起動させる血圧測定起動手段とを、含むことを特徴と
する血圧監視装置。 - 【請求項2】 前記生体の心拍周期を決定する心拍周期
決定手段と、 前記推定血圧値が予め設定された判断基準値を越え、且
つ前記ヘマトクリット値および心拍周期の少なくとも一
方が予め設定された判断基準値を越えたことに基づいて
前記血圧測定手段による血圧測定を起動させる血圧測定
起動手段とを、含むことを特徴とする請求項1の血圧監
視装置。 - 【請求項3】 前記末梢脈波検出手段により検出された
末梢部の脈波の面積を算出する脈波面積算出手段と、 前記推定血圧値が予め設定された判断基準値を越え、且
つ前記ヘマトクリット値、心拍周期および脈波面積の少
なくとも一つが予め設定された判断基準値を越えたこと
に基づいて前記血圧測定手段による血圧測定を起動させ
る血圧測定起動手段とを、含むことを特徴とする請求項
2の血圧監視装置。
Priority Applications (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP25677997A JP3915190B2 (ja) | 1997-09-22 | 1997-09-22 | 血圧監視装置 |
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Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
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JP25677997A JP3915190B2 (ja) | 1997-09-22 | 1997-09-22 | 血圧監視装置 |
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JPH1189801A true JPH1189801A (ja) | 1999-04-06 |
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JP (1) | JP3915190B2 (ja) |
Cited By (5)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
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1997
- 1997-09-22 JP JP25677997A patent/JP3915190B2/ja not_active Expired - Lifetime
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