RU2300309C1 - Method and device for monitoring arterial blood pressure - Google Patents
Method and device for monitoring arterial blood pressure Download PDFInfo
- Publication number
- RU2300309C1 RU2300309C1 RU2005134299/14A RU2005134299A RU2300309C1 RU 2300309 C1 RU2300309 C1 RU 2300309C1 RU 2005134299/14 A RU2005134299/14 A RU 2005134299/14A RU 2005134299 A RU2005134299 A RU 2005134299A RU 2300309 C1 RU2300309 C1 RU 2300309C1
- Authority
- RU
- Russia
- Prior art keywords
- value
- blood pressure
- calibration
- amplitude
- pulse
- Prior art date
Links
Abstract
Description
Изобретение относится к медицинской технике и может быть использовано при непрерывном слежении за параметрами артериального давления у человека.The invention relates to medical equipment and can be used for continuous monitoring of blood pressure parameters in humans.
Известен тонометрический способ измерения артериального давления, включающий восприятие пульсовых колебаний в месте расположения артерии к поверхности кожного покрова (например, на запястье) и пересчете значений этих колебаний в значения артериального давления с помощью масштабного коэффициента, получаемого в процессе индивидуальной калибровки в виде отношения амплитуды пульсовых колебаний к разности верхнего и нижнего значений артериального давления (Рогоза А.Н. Методы неинвазивного измерения артериального давления. http://www.medlinks.m/article.php?sid=8128).A known tonometric method for measuring blood pressure, including the perception of pulse fluctuations at the location of the artery to the surface of the skin (for example, on the wrist) and the conversion of the values of these fluctuations into blood pressure values using a scale factor obtained in the process of individual calibration in the form of the ratio of the amplitude of the pulse fluctuations to the difference between the upper and lower values of blood pressure (Rogoza A.N. Methods of non-invasive measurement of blood pressure. http: //www.medlinks.m/a rticle.php? sid = 8128).
Известен тонометрический датчик, представляющий собой матрицу из точечных датчиков давления, которая надежно перекрывает область залегания артерии. Тонометрический датчик используется в сочетании с микропроцессором для обработки его сигнала (Микрокомпьютерные медицинские системы. Под ред. У.Томпкинса, Дж.Уэбстера. "Мир", М.: 1983, с.382-384).Known tonometric sensor, which is a matrix of point pressure sensors, which reliably covers the area of occurrence of the artery. The tonometric sensor is used in combination with a microprocessor to process its signal (Microcomputer medical systems. Edited by W. Tompkins, J. Webster. Mir, Moscow: 1983, p. 382-384).
Для получения приемлемой точности известный способ требует периодической калибровки, индивидуальной для каждого пациента путем сравнения показаний с верифицирующим методом уравновешивающего преобразования. Большим недостатком тонометрирования является высокая "критичность" к точности расположения тонометрического датчика по отношению к артерии, что приводит к усложнению процесса измерения. Кроме того, способ предполагает автоматическое поддержание во время измерения постоянства силы прижатия датчика к месту измерения, что существенно усложняет схему и конструкцию прибора.To obtain acceptable accuracy, the known method requires periodic calibration, individual for each patient by comparing the readings with the verification method of balancing transformation. A big disadvantage of tonometry is the high “criticality” to the accuracy of the location of the tonometric sensor with respect to the artery, which leads to a complication of the measurement process. In addition, the method involves the automatic maintenance during the measurement of the constancy of the pressure of the sensor to the measurement site, which significantly complicates the circuit and design of the device.
Технический результат заключается в упрощении реализации способа измерения артериального давления.The technical result consists in simplifying the implementation of the method for measuring blood pressure.
Технический результат достигается тем, что устройство для измерения артериального давления, включающее микроконтроллер, содержит источник света, расположенный над входами калибровочного и входного световодов, а выходы калибровочного и выходного световодов расположены под фотоэлектрическим датчиком, соединенным с микроконтроллером. В средней части калибровочного световода расположен полупрозрачный клин, а между источником света и входом калибровочного световода - шторка с возможностью перекрытия светового потока.The technical result is achieved by the fact that the device for measuring blood pressure, including a microcontroller, contains a light source located above the inputs of the calibration and input fibers, and the outputs of the calibration and output fibers are located under the photoelectric sensor connected to the microcontroller. A translucent wedge is located in the middle part of the calibration waveguide, and a curtain with the possibility of blocking the light flux is located between the light source and the entrance of the calibration waveguide.
В способе мониторинга артериального давления путем восприятия датчиком пульсовых колебаний в месте расположения артерии к поверхности кожного покрова и пересчета значений этих колебаний в значения артериального давления с помощью масштабного коэффициента, получаемого в процессе индивидуальной настройки для пациента и определяемого как отношение амплитуды пульсовых колебаний к разности верхнего и нижнего значений артериального давления, пульсовые колебания преобразуют в световой поток, воспринимающийся фотоэлектрическим датчиком, запоминают значение выходной величины фотоэлектрического датчика, соответствующего нулевому значению артериального давления, значение которой получают путем вычитания из значения выходной величины фотоэлектрического датчика, соответствующего верхнему или нижнему значению артериального давления, величины, равной произведению верхнего или нижнего значения артериального давления на масштабный коэффициент, а значение артериального давления определяют путем вычитания из текущего значения выходной величины фотоэлектрического датчика значения, соответствующего нулевому значению артериального давления, и делению полученной разности на масштабный коэффициент, т.е.In the method of monitoring blood pressure by sensing pulse fluctuations at the location of the artery to the skin surface and converting the values of these fluctuations into blood pressure values using a scale factor obtained in the process of individual adjustment for the patient and defined as the ratio of the amplitude of the pulse fluctuations to the difference between the upper and lower values of blood pressure, pulse fluctuations are converted into a luminous flux perceived by a photoelectric sensor m, remember the value of the output value of the photoelectric sensor corresponding to the zero value of blood pressure, the value of which is obtained by subtracting from the value of the output value of the photoelectric sensor corresponding to the upper or lower value of blood pressure, a value equal to the product of the upper or lower blood pressure value by a scale factor, and blood pressure value is determined by subtracting from the current value of the output value of the photoelectric dates the value corresponding to the zero value of blood pressure, and dividing the resulting difference by a scale factor, i.e.
Рa - значение артериального давления;P a is the value of blood pressure;
Iф - текущее значение выходной величины фотоэлектрического датчика;I f - the current value of the output value of the photoelectric sensor;
Iф0 - значение выходной величины фотоэлектрического датчика, соответствующего нулевому значению артериального давления;I f0 is the value of the output value of the photoelectric sensor corresponding to a zero value of blood pressure;
λ - масштабный коэффициент.λ is the scale factor.
Периодически осуществляют калибровку прибора, состоящую в том, что кратковременно выключают источник света и запоминают значение темнового тока, а затем кратковременно переключают источник света непосредственно на вход фотоэлектрического датчика через калибровочный световод, фиксируют значение фототока, и путем вычитания из него значения темнового тока получают амплитуду калибровочного импульса, после чего уточняют значение масштабного коэффициента и значения выходной величины фотоэлектрического датчика, соответствующего нулевому значению артериального давления с учетом отношения амплитуды калибровочного импульса при индивидуальной настройке к его текущей амплитуде.The device is calibrated periodically, which consists in briefly turning off the light source and storing the dark current value, and then briefly switching the light source directly to the input of the photoelectric sensor through the calibration waveguide, fixing the photocurrent value, and by subtracting the dark current value from it, we obtain the calibration amplitude pulse, after which the value of the scale factor and the value of the output value of the photoelectric sensor corresponding to zero m value of blood pressure, taking into account the ratio of the amplitude of the calibration pulse with individual settings to its current amplitude.
На чертеже представлена схема устройства, реализующего предлагаемый способ. Устройство содержит источник света 1, расположенный над входами калибровочного 2 и входного 3 световодов. Выходы калибровочного 2 и выходного 4 световодов расположены под фотоэлектрическим датчиком 5, соединенным с микроконтроллером 6, который в свою очередь соединен с регистрирующим устройством 7. В средней части калибровочного световода 2 расположен полупрозрачный клин 8. Между источником света 1 и входом калибровочного световода 2 расположена шторка 9 с возможностью перекрытия светового потока.The drawing shows a diagram of a device that implements the proposed method. The device contains a light source 1 located above the inputs of the calibration 2 and input 3 optical fibers. The outputs of the calibration 2 and output 4 optical fibers are located under the photoelectric sensor 5 connected to the microcontroller 6, which in turn is connected to the recording device 7. In the middle part of the calibration optical fiber 2 there is a translucent wedge 8. A curtain is located between the light source 1 and the input of the optical fiber 2 9 with the possibility of blocking the light flux.
Для реализации способа на чертеже также показаны: мягкая часть манжеты 10, гибкая часть манжеты 11, мягкие ткани конечности 12, артерия 13 и запорное устройство 14.To implement the method, the drawing also shows: the soft part of the cuff 10, the flexible part of the cuff 11, soft tissue of the limb 12, the artery 13 and the locking device 14.
Способ осуществляют следующим образом. На конечность пациента одевают устройство таким образом, чтобы входной 3 и выходной 4 световоды перекрывали область предположительного залегания артерии 13. Положение устройства на конечности фиксируют при помощи мягкой части манжеты 10, гибкой части манжеты 11 и запорным устройством 14. Микроконтроллер 6 наряду с оцифровкой значений выходного сигнала фотоэлектрического датчика 5 и обработкой их с целью вычисления значений артериального давления выполняет также функции устройства управления (включения и выключения источника света 1, перемещения шторки 9). Выходной сигнал фотоэлектрического датчика 5 содержит две составляющие: составляющую, пропорциональную интенсивности светового потока, отраженного от артерии 13, и шумовую составляющую. Практически первая составляющая пропорциональна объему артерии, который, в свою очередь, пропорционален артериальному давлению, так как кривая объемного расширения артерии в зависимости от избыточного давления носит практически линейный характер. Таким образом, первая составляющая выходной величины фотоэлектрического датчика 5 повторяет в некотором масштабе кривую изменения артериального давления. Если этот масштаб известен, первая составляющая несет исчерпывающую информацию об изменении артериального давления во времени.The method is as follows. The device is worn on the patient’s limb so that the input 3 and output 4 optical fibers overlap the area of the presumed artery 13. The position of the device on the limb is fixed using the soft part of the cuff 10, the flexible part of the cuff 11 and the locking device 14. The microcontroller 6 along with digitizing the values of the output the signal of the photoelectric sensor 5 and processing them in order to calculate blood pressure values also performs the functions of a control device (turning on and off the light source 1, alternating scheniya shutter 9). The output signal of the photoelectric sensor 5 contains two components: a component proportional to the intensity of the light flux reflected from the artery 13, and a noise component. Almost the first component is proportional to the volume of the artery, which, in turn, is proportional to arterial pressure, since the curve of the volume expansion of the artery depending on the overpressure is almost linear. Thus, the first component of the output value of the photoelectric sensor 5 repeats on a certain scale the curve of the change in blood pressure. If this scale is known, the first component carries comprehensive information about the change in blood pressure over time.
Для определения масштаба расшифровки выходного сигнала фотоэлектрического датчика 5 производится индивидуальная (для каждого пациента) градуировка. В процессе градуировки параллельно с работой устройства измеряется верхнее Pав и нижнее Pан значения артериального давления одним из известных способов. Микроконтроллер 5 определяет и запоминает масштабный коэффициент преобразования измерительного канала по формулеTo determine the scale of decryption of the output signal of the photoelectric sensor 5, an individual (for each patient) calibration is performed. In the process of calibration, in parallel with the operation of the device, the upper P av and lower P en blood pressure values are measured using one of the known methods. The microcontroller 5 determines and stores the scale conversion coefficient of the measuring channel according to the formula
где: Iфв и Iфн - значения выходной величины фотоэлектрического датчика 5, соответствующие значениям Pав и Pан артериального давления.where: I FV and I fn are the values of the output value of the photoelectric sensor 5, corresponding to the values of P AB and P an blood pressure.
АЦП микроконтроллера 5 преобразует непрерывный сигнал с выхода фотоэлектрического датчика 5 в равномерную последовательность цифровых отсчетов. Программными средствами реализуется выделение экстремумов, в результате чего могут быть получены цифровые эквиваленты величин Iфв и Iфн. При измерении значений Iфв и Iфн шторка 9 перекрывает калибровочный световод 2 (привод шторки 9, управляемый программно микроконтроллером 6 - на фиг.1 не показан). Следует отметить, что перекрытие световодов может осуществляться без механических деталей с помощью жидкокристаллических экранов, управляемых электрическим сигналом. Измеренные автономным прибором значения Pав и Pан могут вводиться в микроконтроллер 5 вручную или автоматически.The ADC of the microcontroller 5 converts a continuous signal from the output of the photoelectric sensor 5 into a uniform sequence of digital samples. The selection of extrema is implemented by software, as a result of which the digital equivalents of I fv and I fn can be obtained. When measuring the values of I fv and I fn, the shutter 9 overlaps the calibration waveguide 2 (the shutter drive 9, controlled by the microcontroller 6 software — is not shown in FIG. 1). It should be noted that the overlapping of the optical fibers can be carried out without mechanical parts using liquid crystal screens controlled by an electrical signal. The values of P av and P en measured by a stand-alone device can be entered into the microcontroller 5 manually or automatically.
Следующая операция, выполняемая в процессе градуировки, состоит в определении значения выходной величины фотоэлектрического датчика 5, соответствующего нулевому значению артериального давления (т.е. начала отсчета артериального давления в масштабе выходной величины фотоэлектрического датчика 5). С этой целью из дискретного значения выходного сигнала фотоэлектрического датчика 5, соответствующего значению Pав (или Pан), вычитается составляющая выходной величины фотоэлектрического датчика 5, соответствующая текущему значению Pав (или Ран), т.е.The next operation performed during the calibration process is to determine the value of the output value of the photoelectric sensor 5 corresponding to a zero value of blood pressure (i.e., the origin of the blood pressure in the scale of the output value of the photoelectric sensor 5). To this end, from the discrete value of the output signal of the photoelectric sensor 5 corresponding to the value of P av (or P en ), the component of the output value of the photoelectric sensor 5 corresponding to the current value of P av (or P en ) is subtracted, i.e.
где: λРмт - составляющая выходного сигнала фотоэлектрического датчика 5, соответствующая световому потоку, отраженному от мягких тканей 12 конечности (для удобства последующих преобразований эта составляющая выражена через масштабный коэффициент λ, поэтому величина Рмт представляет собой в эквиваленте некоторое давление, соответствующее интенсивности светового потока, отраженного от мягких тканей 12).where: λP mt is the component of the output signal of the photoelectric sensor 5 corresponding to the light flux reflected from the soft tissues of the extremities 12 (for the convenience of subsequent transformations, this component is expressed through the scale factor λ, therefore, the value of P mt is equivalent to some pressure corresponding to the intensity of the light flux reflected from soft tissue 12).
Для исключения влияния на точность измерения темнового тока, являющегося источником аддитивной погрешности, из выражения (2) вычитается его значение Iфт, получаемое выключением на короткое время источника света 1. В результате выражение (2) преобразуется к видуTo eliminate the effect on the measurement accuracy of the dark current, which is the source of the additive error, the value I ft obtained from turning off the light source 1 for a short time is subtracted from expression (2). As a result, expression (2) is converted to
Для исключения влияния мультипликативной погрешности, вызываемой изменением чувствительности фотоэлектрического датчика 5 или интенсивности светового потока источника света 1 (или того и другого), в процессе градуировки производится запоминание амплитуды калибровочного импульса. С этой целью шторка 9 на короткое время перекрывает основной световой канал и открывает калибровочный световод 2. Для амплитуды калибровочного импульса получимTo exclude the influence of the multiplicative error caused by a change in the sensitivity of the photoelectric sensor 5 or the intensity of the light flux of the light source 1 (or both), the calibration pulse is stored in the calibration process. For this purpose, the curtain 9 for a short time blocks the main light channel and opens the calibration waveguide 2. For the amplitude of the calibration pulse, we obtain
или, за вычетом темнового токаor, minus the dark current
Здесь, как и ранее, для удобства последующих выкладок Pк представляет собой в эквиваленте некоторое давление, соответствующее интенсивности светового потока, прошедшего через полупрозрачный клин 8.Here, as before, for the convenience of subsequent calculations, P k is equivalent to some pressure corresponding to the intensity of the light flux passing through the translucent wedge 8.
По окончании градуировки система переходит в режим непрерывной регистрации артериального давления. С течением времени и в результате воздействия других влияющих факторов могут изменяться параметры основных в метрологическом отношении элементов схемы - фотоэлектрического датчика 5 и источника света 1. Пусть темновой ток фотоэлектрического датчика 5 получил приращение ΔIфт и масштабный коэффициент (чувствительность) фотоэлектрического датчика 5 - приращение Δλ (причем в этом приращении учтено как изменение коэффициента передачи фотоэлектрического датчика 5, так и возможное изменение интенсивности светового потока от источника света 1). Пусть также в процессе мониторинга периодически запоминаются текущие значения темнового тока и амлитуды калибровочного импульсаAt the end of the calibration, the system switches to the continuous recording of blood pressure. Over time and as a result of the influence of other influencing factors, the parameters of the main metrological elements of the circuit, the photoelectric sensor 5 and the light source 1, can change. Let the dark current of the photoelectric sensor 5 receive an increment ΔI ft and the scale factor (sensitivity) of the photoelectric sensor 5 - an increment Δλ (moreover, in this increment both the change in the transmission coefficient of the photoelectric sensor 5 and the possible change in the intensity of the light flux from the light source 1 are taken into account) . Let also in the process of monitoring periodically remember the current values of the dark current and the amplitude of the calibration pulse
или, за вычетом темнового токаor, minus the dark current
Запишем выражение для текущего значения выходной величины фотоэлектрического датчика 5We write the expression for the current value of the output value of the photoelectric sensor 5
Если время между калибровками и замерами темнового тока выбрано таким, что изменением параметров элементов за это время можно пренебречь, то после ввода коррекции по темновому току выражение (9) примет видIf the time between calibrations and measurements of the dark current is chosen such that the change in the parameters of the elements during this time can be neglected, then after entering the correction for the dark current, expression (9) takes the form
В соответствии с алгоритмом ввода поправки на изменение параметров системы, о котором было сказано выше, умножим выражение (10) на амплитуду (5) калибровочного импульса, которая была запомнена в процессе градуировки, и поделим на текущее значение (8) амплитуды калибровочного импульса. В результате получимIn accordance with the algorithm for introducing corrections for changing system parameters, which was mentioned above, we multiply expression (10) by the amplitude (5) of the calibration pulse, which was memorized during the calibration, and divide by the current value (8) the amplitudes of the calibration pulse. As a result, we get
Окончательный результат получим, вычитая из выражения (11) значение выходной величины (3) фотоэлектрического датчика 5, соответствующее нулевому значению артериального давленияThe final result is obtained by subtracting from the expression (11) the value of the output value (3) of the photoelectric sensor 5, corresponding to a zero value of blood pressure
исходя из которой можно вычислить значение артериального давления какbased on which you can calculate the value of blood pressure as
Таким образом, текущее значение артериального давления связано с величиной iф-Iф00 через масштабный коэффициент λ, значение которого совпадает с градуировочным. Следовательно, обеспечивается полная коррекция погрешностей, источниками которых являются нестабильность интенсивности светового потока источника света 1, темнового тока и чувствительности фотоэлектрического датчика 5.Thus, the current value of blood pressure is associated with the value of i f -I f00 through a scale factor λ, the value of which coincides with the calibration. Therefore, a complete correction of errors is provided, the sources of which are the instability of the intensity of the light flux of the light source 1, the dark current and the sensitivity of the photoelectric sensor 5.
По сравнению с известным решением при реализации заявляемых способа и устройства исключается необходимость автоматической стабилизации значения внешнего давления прижатия фотоэлектрического датчика к артерии, поскольку измерение происходит при нулевом внешнем давлении. Тем самым полностью отсутствует искажение гемодинамики артерии в процессе измерений. Кроме того, значительно упрощается и удешевляется конструкция устройства, реализующего процесс измерения. Все это приводит к упрощению процесса измерения артериального давления.Compared with the known solution, when implementing the inventive method and device, the need to automatically stabilize the value of the external pressure of the photoelectric sensor against the artery is eliminated, since the measurement occurs at zero external pressure. Thus, there is completely no distortion of the hemodynamics of the artery during the measurement process. In addition, the design of the device that implements the measurement process is greatly simplified and cheapened. All this leads to a simplification of the process of measuring blood pressure.
Claims (2)
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| RU2005134299/14A RU2300309C1 (en) | 2005-11-07 | 2005-11-07 | Method and device for monitoring arterial blood pressure |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| RU2005134299/14A RU2300309C1 (en) | 2005-11-07 | 2005-11-07 | Method and device for monitoring arterial blood pressure |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| RU2300309C1 true RU2300309C1 (en) | 2007-06-10 |
Family
ID=38312407
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| RU2005134299/14A RU2300309C1 (en) | 2005-11-07 | 2005-11-07 | Method and device for monitoring arterial blood pressure |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| RU (1) | RU2300309C1 (en) |
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| RU2685470C2 (en) * | 2017-02-28 | 2019-04-18 | Игорь Самуилович Явелов | Method of measuring arterial blood pressure and device for its implementation |
-
2005
- 2005-11-07 RU RU2005134299/14A patent/RU2300309C1/en not_active IP Right Cessation
Non-Patent Citations (1)
| Title |
|---|
| ШАХОВ Э.К. и др. Моделирование процесса измерения артериального давления. Вычислительные системы и технологии обработки информации. Межвузовский сборник научных трудов. Вып.2 (28), Пенза, инф. изд. ПТУ, 2003, с.18-29. Микрокомпьютерные медицинские системы. Под ред У.Томпкинса и др. М., Мир, 1983. с.382-384. * |
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| RU2685470C2 (en) * | 2017-02-28 | 2019-04-18 | Игорь Самуилович Явелов | Method of measuring arterial blood pressure and device for its implementation |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| US5112124A (en) | Method and apparatus for measuring the concentration of absorbing substances | |
| JP5175179B2 (en) | Improved blood oxygenation monitoring method by spectrophotometry | |
| JP6878312B2 (en) | Photoelectric volumetric pulse wave recording device | |
| EP0597878B1 (en) | Electromagnetic method and apparatus to measure constituents of human or animal tissue | |
| US10278622B2 (en) | Device for non-invasive measurement of blood sugar level | |
| WO2006040841A1 (en) | Instrument for noninvasively measuring blood sugar level | |
| JP2000189404A (en) | Blood-sugar level measurement and device therefor | |
| EP0828533A1 (en) | Method and apparatus for rapid non-invasive determination of blood composition parameters | |
| US20050119543A1 (en) | Measurement of blood oxygen saturation | |
| JP2000258343A (en) | Method and apparatus for measurement of blood sugar level | |
| WO2014097965A1 (en) | Oxygen saturation-measuring device and oxygen saturation-calculating method | |
| RU2300309C1 (en) | Method and device for monitoring arterial blood pressure | |
| EP0623307A1 (en) | Non-invasive determination of constituent concentration using non-continuous radiation | |
| JP6629873B2 (en) | measuring device | |
| WO2015012028A1 (en) | Melanoma diagnosis assistance device, program, and melanoma diagnosis assistance method | |
| JP4052461B2 (en) | Non-invasive measuring device for blood glucose level | |
| ITBS20070161A1 (en) | METHOD AND INSTRUMENT FOR THE NON-INVASIVE MEASUREMENT OF OXYGENATION / SATURATION OF A BIOLOGICAL FABRIC | |
| KR101483087B1 (en) | Reflection detection type measurement apparatus for skin autofluorescence | |
| JP2007506522A (en) | Measurement of blood oxygen saturation | |
| JP6679605B2 (en) | Measuring device and measuring method | |
| JP5591680B2 (en) | Cholesterol concentration measuring device | |
| KR20070055614A (en) | Instrument for noninvasively measuring blood sugar level | |
| JP2006075349A (en) | Optical probe, matching layer used for optical probe, and biological light measuring apparatus | |
| JP2006132986A (en) | Optical biological information measuring instrument and measuring method using it | |
| JP6406135B2 (en) | Biological signal measuring device |
Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| MM4A | The patent is invalid due to non-payment of fees |
Effective date: 20071108 |