JP6219378B2 - 血圧の連続的で非観血的な測定のための方法および装置 - Google Patents

Description

本発明は、動脈を含む身体部分に取り付けられる、少なくとも１つの光源および少なくとも１つの光検出器を備えるフォトプレチスモグラフィシステムを用いた、血圧の連続的で非観血的な測定のための方法および装置に関する。

血圧の連続的で非観血的な測定は、今日に至るまで、測定技術に対する重大な課題を呈している。現在、いわゆる「血管負荷軽減法（“Ｖａｓｃｕｌａｒ Ｕｎｌｏａｄｉｎｇ Ｔｅｃｈｎｉｑｕｅ”）」が徐々に受け入れられており、その方法は、Ｐｅｎａｚの発表（非特許文献１）に基づいており、その中では、光が指の中を通り、記録されるフローがサーボ制御装置によって一定に保たれる。

いくつかの出版物において「血管負荷軽減法」または「容積固定法（Ｖｏｌｕｍｅ Ｃｌａｍｐ Ｍｅｔｈｏｄ）」としても知られているＰｅｎａｚによるフォトプレチスモグラフィ法は、さらに改良されている。例えば、特許文献１は、非観血的で連続的な血圧監視のための膨張式指カフを開示している。その膨張式円筒形スペースは、空気圧で流体源に接続されている。赤外光源および検出器が、剛性シリンダ内で指の両側に配置される。該シリンダをガスで満たすためのバルブが設けられている。該赤外光源および該検出器のための導線が該シリンダ内に設けられている。特許文献２（Ｗｅｓｓｅｌｉｎｇ）および特許文献３（Ｗｅｓｓｅｌｉｎｇ）は、血圧の連続的で非観血的な測定のための装置を示している。流体充填カフ、光源、光検出器、差圧増幅器が設けられている。また、特許文献４（Ｙａｍａｋｏｓｈｉ）もＰｅｎａｚの原理の変形例を示している。

特許文献５は、バルブ制御および圧力発生システムに関する改良物と、さまざまな種類の手足用圧力カフ（例えば、二重カフ）について記載している。特許文献６は、他方のカフが、最適化された設定点（ＳＰ）制御を実行しながら、一方のカフにおいて、Ｐｅｎａｚの原理に従って血圧が測定されるように、二重カフをどのように使用することができるかという記載を含んでいる。特許文献７は、血管負荷軽減法のための改良された制御システムについて記載しており、その中で、内部制御ループは、次の外部制御ループに対して擬似最適化状況を呈している。

特許文献８は、血管負荷軽減法の信号品質をどのようにして向上させることができるか、そしてその結果、その後に、さらなるパラメータを得るために、パルス波形解析の方法を用いることができるかについて記載している。特許文献９は、血管負荷軽減法のための改良されたもっぱらディジタル的な方法と装置について記載している。

Ｐｅｎａｚの方法は、多くの特許および出版物でさらに進歩し強化されているが、該方法の根本的な欠点はなくなっておらず、すなわち、血圧信号を得るには、センサを指に取り付けなければならず、その接触圧力をリアルタイムで、該指内の動脈圧に適応させなければならない。この種の急速な圧力調整を実施するには、かなりの努力とコストを必要とする。これまでの開示は全て、この目的のためにカフを用いており、該カフは、ポンプおよび複雑なバルブまたはバルブシステムに接続されている。指に作用するカフの内圧は、動脈圧に等しくなるように制御される。これは、同時に測定されたフォトプレチスモグラフィ信号が一定の場合である。

欧州特許出願公開第０５３７３８３号明細書 米国特許第４，５１０，９４０号明細書 米国特許第４，５３９，９９７号明細書 米国特許第４，５９７，３９３号明細書 国際公開第００／５９３６９号 国際公開第０４／０８６９６３号 国際公開第０５／０３７０９７号 国際公開第２０１１／０５１８２２号 国際公開第２０１１／０５１８１９号

Ｄｉｇｅｓｔ ｏｆ １０ｔｈ Ｉｎｔｅｒｎａｔｉｏｎａｌ Ｃｏｎｆｅｒｅｎｃｅ ｏｎ Ｍｅｄｉｃａｌ ａｎｄ Ｂｉｏｌｏｇｉｃａｌ Ｅｎｇｉｎｅｅｒｉｎｇ，Ｄｒｅｓｄｅｎ １９７３

理想的には、カフ圧力は、実際の動脈圧に生じる変化と同じ速さの変化を受けられねばならず、すなわち、該カフは、最大で２０Ｈｚまでの周波数変動に耐えなければならない。このことは、バルブまたはバルブシステム、ポンプおよびカフに関するコスト要件を課すことになり、できれば避けたい。本発明は、それらのコストを実質的に低減しようとするものである。

本発明の目的は、実現が簡単で使いやすい、血圧または血圧信号ｐ_ＢＰ（ｔ）［ｍｍＨｇ］の連続的で非観血的な測定のための方法および装置を提供することである。コストのかかる圧力システムを要することなく、フォトプレチスモグラフィシステムのみを有することが好ましいであろう。フォトプレチスモグラフィシステムは、実質的には、光源（好ましくは、ＬＥＤタイプ）と、光検出器（例えば、フォトダイオード）とから構成され、パルスオキシメトリによって周知されている。得られた信号ｖ（ｔ）（例えば、リットルに対して較正されていない限り無次元）は、指内の容積の測定値（プレチスモグラフィ）を示し、その脈動は、動脈血の容積に一致する。該信号のＤＣ成分は、指およびその組織成分の厚さ、静脈血の層流、および周囲光等他の要因によって決まる。また、フォトプレチスモグラフィ信号ｖ（ｔ）は、変動成分も含み、該成分は、主に指動脈の血管壁によって決まる。指動脈は、自律神経系（自律的制御）によって収縮される（血管収縮）、または、拡張される（血管拡張）一種の血管である。それらの血管運動性変化は、血圧測定での直接使用に適さない程度にフォトプレチスモグラフィ信号を変えるであろう。

本発明による目的は、フォトプレチスモグラフィシステムの接触圧力ｐ（ｔ）が平均血圧によって変化すること、または、より適切に言えば、平均血圧に適応されることを提案することによって達成される。

動脈を含む身体部分に取付け要素によって取り付けられている少なくとも１つの光源および少なくとも１つの光検出器を有するフォトプレチスモグラフィシステムに基づく本発明による装置には、該取付け要素により該身体部分にかかる接触圧力ｐ（ｔ）を、平均血圧に依存して変化させることができる機構が特徴的に備えられている。

接触圧力ｐ（ｔ）［ｍｍＨｇ］、または、より適切に言えば、該取付け要素の接触力、すなわち、該プレチスモグラフィシステムの接触力は、それが平均血圧（平均動脈圧（ｍｅａｎ ａｒｔｅｒｉａｌ ｂｌｏｏｄ ｐｒｅｓｓｕｒｅ：ＭＡＢＰ））に一致するように変化するということが要点である。ＭＡＢＰは、実脈動動脈内血圧（ｒｅａｌ ｐｕｌｓａｔｉｌｅ ｉｎｔｒａ−ａｒｔｅｒｉａｌ ｂｌｏｏｄ ｐｒｅｓｓｕｒｅ）ｐ_ＢＰ（ｔ）と比較して比較的ゆっくりと変化する。動脈圧ｐ_ＢＰ（ｔ）に追従するために、２０Ｈｚ以下の周波数を伴う圧力信号を処理することができる圧力またはカフシステムが必要であるが、平均血圧ＭＡＢＰの変動に追従するための装置は、脈動周波数をはるかに下回る周波数を処理することだけ期待される。そのような装置は、好ましくは、ステップモータ、線形アクチュエータ等のシンプルな機械システム、または、複雑なバルブシステムを伴わないシンプルな空気圧システム（指カフ）を用いて実現することができる。

適応制御のために、まずは、適切な出発点を見つけることが必要であろう。この目的のために、プレチスモグラフィ信号ｖ（ｔ）の脈動は、接触圧力ｐ（ｔ）が平均血圧ＭＡＢＰに等しい場合に最大であるという事実が活用される。そのため、まず、接触圧力ｐ（ｔ）は、該脈動が最大に達するまで変化する（サーチ段階）。その後、接触圧力ｐ（ｔ）の適応追従（ａｄａｐｔｉｖｅ ｆｏｌｌｏｗｉｎｇ）が始動する（測定段階）。この時点で得られた初期プレチスモグラフィ信号ｖ_０は記憶され、後の圧力追従制御時に利用される。

圧力追従制御動作は、プレチスモグラフィ信号ｖ（ｔ）をローパスフィルタを通過させることによって、接触圧力を調整するのに適しているプレチスモグラフィ信号が形成されるということに基づいている。フィルタ処理された「低周波ＬＦ」信号ｖ_ＬＦ（ｔ）は、初期プレチスモグラフィ信号ｖ_０と比較され、フィルタ処理された信号ｖ_ＬＦ（ｔ）が再び初期信号ｖ_０に一致するまで変化する。

血管運動性変化を補正するために、平均血圧の場合、ｖ（ｔ）の負または収縮期の半波は、正または拡張期の半波に等しいサイズであるということを利用する。そうでない場合には、両方の半波が再び同じ振幅を有するまで、設定点およびそれに伴って圧力が変化する。

血圧の絶対値は、このような方法で決定することができないため、このようにして得られたプレチスモグラフィ信号ｖ（ｔ）は、正確な血圧信号ｐ_ＢＰ（ｔ）にまだ一致していない。このため、血圧は、他の間欠的な標準方法により、例えば、上腕においてオシロメトリック法で測定され、フォトプレチスモグラフィ信号ｖ（ｔ）に対する伝達関数が計算される。プレチスモグラフィ信号ｖ（ｔ）に対する伝達関数の適用は、連続的で非観血的な血圧信号ｐ_ＢＰ（ｔ）を生じさせる。

次に、本発明を同封の概略図および図面を参照して、より詳細に説明する。
最新式のフォトプレチスモグラフィの原理を示す図である。 最新式の「血管負荷軽減法」の原理を示す図である。 本発明による測定原理を示す図である。 圧力ｐ（ｔ）が変化した場合のフォトプレチスモグラフィ信号ｖ（ｔ）の経時的変化の略図である。 接触圧力ｐとプレチスモグラフィ信号ｖ（ｐ）の間のＳ字状の伝達関数の略図である。 Ｓ字状の伝達関数による異なる接触圧力ｐにおけるさまざまなプレチスモグラフィ信号ｖ（ｔ）を示す図である。 Ｓ字状の伝達関数の変化と、血管収縮時のプレチスモグラフィ信号の変化を示す図である。 Ｓ字状の伝達関数に沿った圧力調整を示す図である。 本発明による装置および制御システムの概略図である。

図１は、フォトプレチスモグラフィの原理を示す。その概略的に図示されている装置は、少なくとも１つの光源１１（例えば、ＬＥＤ）と、フォトプレチスモグラフィ信号ｖ（ｔ）を生成する少なくとも１つの光検出器１２とを有するフォトプレチスモグラフィシステム１０で実質的に構成されている。光は身体部分、例えば、指２０を通して当てられ、動脈２１内の動脈血に主に吸収される。毛細血管は符号２２で示され、指静脈は符号２３で示されている。脈動圧力の変化は、動脈２１の膨らみ２４によって示されている。指２０の反対側では、残留光が光検出器１２によって受光され、電気信号ｖ（ｔ）に変換される。該信号は、それぞれ、動脈血液量曲線と、指動脈の直径の変化とを反転させて反映している。

図２は、「血管負荷軽減法」の原理を示す。血管負荷軽減法は、血圧を非観血的および連続的に測定できるようにするために開発されたものである。指動脈の血管壁は、周りを囲んでいるカフまたは取付け要素１３の圧力を十分に速く制御することによって張力がかからないように保たれ、その結果、そのカフ圧力は、指２０の動脈２１内の動脈圧を正確に補償する。これは、結果として生じるフォトプレチスモグラフィ信号ｖ（ｔ）が一定に保たれている場合である。この原理は、好ましくは、ポンプと、高速バルブまたはバルブシステムと、指カフ１３とを用いて空気圧的に実現される、急速応答圧力および制御システム１４を必要とする。

図３は、本発明による測定システムを示す。血管負荷軽減法の高速圧力システムは非常に複雑であるため高価である。以下の考察は、正確な脈動動脈圧ｐ_ＢＰ（ｔ）を反映させるために、該カフの接触圧力ｐ（ｔ）を十分に速く制御する必要はないことを示している。接触圧力ｐ（ｔ）が平均血圧ＭＡＢＰに追従するということだけが重要である。ＭＡＢＰに追従するために用いられる方法は、血管負荷軽減法で知られているシステムよりもかなり遅くてよい。図３は、少なくとも１つの光源１１と少なくとも１つの光検出器１２をそれぞれ身体部分、すなわち、動脈２１を含む指２０に取り付けるための取付け要素１３（例えば、指クリップ）を示す。本発明に従って、それによって身体部分に対する取付け要素１３の接触圧力を平均血圧に依存して変化させることができる装置１５が設けられる。したがって、圧力追従は、シンプルなステップモータまたはアクチュエータ、およびスローバルブまたはバルブシステムまたは他の適切な装置を伴うカフを用いて実行することができる。

圧力追従を始める前に、新たな測定装置の初期接触圧力ｐ_０を平均血圧ＭＡＢＰに設定しなければならない。フォトプレチスモグラフィ信号ｖ（ｔ）の信号振幅がその最大値である場合、フォトプレチスモグラフィシステムの接触圧力は平均血圧ＭＡＢＰに等しいことが分かっている。図４は、圧力ｐ（ｔ）の増加に伴うフォトプレチスモグラフィ信号ｖ（ｔ）の変化を示す。黒いドットは、圧力の値を示し、その圧力値においてｖ（ｔ）の振幅は最大であり、これは、実際の平均血圧ＭＡＢＰに一致する。この設定点、すなわち、初期接触圧力ｐ_０および初期プレチスモグラフィ信号ｖ_０は、該システムによって記憶される。収縮期中、指は必然的に拡張期中よりも多くの血液を含むため、ここでは、信号ｖ（ｔ）の反転挙動に留意すべきである。より多くの血液は、光吸収を増加させ、それに伴ってプレチスモグラフィ信号を低減するが、拡張期中、該信号は、より少ない吸収により増加するであろう。漸次的な圧力の上昇により、より多くの血液が指から押し出されることになり、そのことも同様に、圧力ｐ（ｔ）の増加に伴うプレチスモグラフィ信号ｖ（ｔ）の増加を引き起こすことになる。

図５は、接触圧力が平均血圧ＭＡＢＰに全く等しい場合に、信号振幅が最大である理由を説明する。図５には、接触圧力ｐとプレチスモグラフィ信号ｖ（ｐ）との間のＳ字状の伝達関数が図示されている。このＳ字状の曲線は、理論的には、最初は、動脈に脈動がなく、かつプレチスモグラフィ信号が圧力ｐに対してプロットされる場合に上昇する。実際の動脈脈動により、プレチスモグラフィ信号ｖ（ｔ）は、接触圧力によって設定された設定点の周りでの振動を始める。

生じたプレチスモグラフィ信号ｖ（ｔ）の振幅は、Ｓ字状の曲線の傾きによって決まる。図５において、該設定点は、Ｓ字状の曲線の変曲点であり、そこで、その最大傾斜およびそれに伴って最大プレチスモグラフィ振幅が生じる。この変曲点は、平均血圧ＭＡＢＰに一致する。

図６は、接触圧力が平均血圧よりも小さいまたは大きい場合に、プレチスモグラフィ信号がどのように変化するかを示している。接触圧力が低すぎる場合、プレチスモグラフィ信号ｖ_＜（ｔ）が生じる。ｖ_０（ｔ）、すなわち、平均圧力におけるプレチスモグラフィ信号とは対照的に、その振幅はより小さく、および該信号の形状は異なっている。収縮期は、より広範に現れており、その信号形状は「より大きな膨らみ」と呼ぶことができるであろう。これとは対照的に、極度に高い接触圧力におけるプレチスモグラフィ信号ｖ_＞（ｔ）は、ｖ_０（ｔ）またはｖ_＜（ｔ）の場合よりもより大きく「尖っている」。ここでもまた、その振幅は、より小さくなっている。

それぞれ、平均血圧ＭＡＢＰに、およびＳ字状の曲線の変曲点における最大傾斜に一致する接触圧力ｐ（ｔ）で見つけられる最大振幅を探した後、該システムは、初期測定点に位置決めされる。この設定点を安定化するための最初のアイデアは次の通りであり、すなわち、初期プレチスモグラフィ信号ｖ_０および初期接触圧力ｐ_０は、初期設定点ｖ_０／ｐ_０として該システムによって記憶される。

そして、該プレチスモグラフィ信号はフィルタ処理されて、脈動圧力変化がなくなり（図９のフィルタＴＰ_ＬＦを参照）、ゆっくりと変化する信号ｖ_ＬＦ（ｔ）が生成され、その信号は、接触圧力を変化させるための本発明の装置１５による問題を伴うことなく追従することができる。一般に、該フィルタのカットオフ周波数は、脈動圧力変化の周波数のかなり下にある。フィルタ処理された信号ｖ_ＬＦ（ｔ）は、初期設定点ｖ_０と比較され、接触圧力ｐ（ｔ）が逸脱している場合には、信号ｖ_０が再び実現されるまで調整される。

Ｓ字状の伝達関数の略図において、このような圧力変化は、圧力が上昇した場合のＳ字状の曲線の左側への単純なシフトに相当し、さらに、圧力が低下した場合の右側へのシフト（図示せず）に相当する。都合の悪いことに、Ｓ字状の曲線の高さが同時に小さくなる可能性があり、そのことは、図７を見て分かるように、動脈の収縮（矢印２５で示すような血管収縮）に相当する。動脈が拡張した場合（血管拡張）、Ｓ字状の曲線は、図７と同様に、高さが増加する。血管運動性変化（血管収縮または血管拡張）によって引き起こされたＳ字状の伝達関数のそれらの変化は、次の方法で考慮することができ、すなわち、先ずは、そのような変化は、非常にゆっくりと、すなわち、数十分にわたって発生することに留意すべきである。この「超低周波数ＶＬＦ」範囲において、血圧の変化は、血管運動作用から判断することができ、このため、ＶＬＦ周波数範囲は、ローパスフィルタ処理によっても生成された信号ｖ_ＶＬＦ（ｔ）によって完全に排除される（図９のフィルタＴＰ_ＶＬＦを参照）。実際には、これは、該設定点がすでに、血管収縮により上方へ、または、血管拡張により下方へシフトされている可能性があるため、初期設定点ｖ_０との比較はもはや適切ではないことを意味する。

生理学的には、次のことが起きる。すなわち、血管収縮は血管を狭め、それに伴って、動脈は、より少ない血液を含む。そのため、吸収は少なく、プレチスモグラフィ信号は増加して、該設定点の上方へのシフトに一致する（図７を参照）。逆に、血管拡張は動脈を広げ、そして、動脈は、より多くの血液を含む。それに伴って吸収が増大し、プレチスモグラフィ信号が減少して、該設定点が下方へシフトする。

該設定点のシフトだけが起きるのではなく、信号ｖ_１（ｔ）の形状も変化することになり、すなわち、該形状は、低すぎる接触圧力における信号ｖ_＜（ｔ）と同様に「より大きく膨らむ」ことが図７から分かる。さらに、ｖ_１（ｔ）の負の半波（−）が、正の半波（＋）よりも大きくなることも分かる。設定点ｖ_０は、両方の半波が再び同じサイズになるまで調整され（ｖ_ａｌｇｏ）、そのことがｖ_２（ｔ）を生じさせる（図８）。ｖ_ａｌｇｏによって変えられたｖ_０の値は、ここでは、フィルタ処理されたプレチスモグラフィ信号のための新たな設定点となる。接触圧力ｐ（ｔ）は、ｖ_０にｖ_ａｌｇｏを加えたものが、再び、フィルタ処理されたプレチスモグラフィ信号ｖ_ＬＦ（ｔ）に等しくなるまで調整される。

図９によれば、本発明の装置の制御システムは、好ましくは、ローパスフィルタＴＰ_ＬＦおよびＴＰ_ＶＬＦで始まる２つの制御経路を備えている。第１の経路は、フィルタ処理されたプレチスモグラフィ信号ｖ_ＬＦ（ｔ）が目標値に等しくなるまで、接触圧力を変化させる。この目標値は、第２の制御経路によって供給され、初期設定点ｖ_０に適応値ｖ_ａｌｇｏを加えた合計である。ｖ_ａｌｇｏは、フィルタ処理されていないプレチスモグラフィ信号の負の半波ｖ（ｔ）−ｖ_ＶＬＦ（ｔ）が、正の半波よりも大きい場合に増加する。２つの半波が等しい場合には、ｖ_ａｌｇｏは不変であり、正の半波がより大きい場合には、ｖ_ａｌｇｏが低下する。

これら２つの信号から連続血圧を計算できるようにするためには、従来の血圧装置を用いた較正が必要であり、該装置は、収縮期血圧ｓＢＰおよび拡張期血圧ｄＢＰを測定する。原則、従来の装置は、平均血圧を測定しないが、これは、以下の周知の式を用いて計算することができる。
ｍＢＰ＝ｄＢＰ＋０．３３＊（ｓＢＰ−ｄＢＰ）

また、本発明の装置が、圧力センサを用いて実際の接触圧力ｐ（ｔ）を測定することも有利であり、それは平均血圧に相当する。そして、血圧信号ｐ_ＢＰ（ｔ）は、次のように計算することができる。
ｐ_ＢＰ（ｔ）＝ｍＢＰ＋ｐ（ｔ）―Ｐ_０＋（ｓＢＰ−ｄＢＰ）／（ｖ０_ｓｙｓ−Ｖ０_ｄｉａ）＊ｖ（ｔ）
ただし、ｖ_０ｓｙｓおよびｖ_０ｄｉａは、収縮期および拡張期のプレチスモグラフィ信号であり、従来の上腕測定中に、または測定直後に得られている。

本発明の変形例によれば、接触圧力ｐ（ｔ）は、初期サーチ段階でのアクチュエータの位置から（例えば、ステップモータの位置から）測定することができるため、圧力センサを用いた接触圧力ｐ（ｔ）の直接測定は省いてもよい。サーチ段階から測定段階への移行時に、接触圧力ｐ（ｔ）は、平均血圧ＭＡＢＰに等しくなる。上腕の血圧が採用された場合には、その直後において、次の等式が成り立つ。
ｐ（ｔ）＝ＭＡＢＰ＝ｍＢＰ＝Ｐ_０

接触圧力は、測定の最中に、該ステップモータの位置から少なくとも相対的に推測してもよい。

要約すれば、新規な測定方法および新規な測定装置の利点は、実質的には、接触圧力ｐ（ｔ）と、フォトプレチスモグラフィシステムの接触力は、平均血圧ＭＡＢＰに等しくなるように制御されるということにある。したがって、該接触圧力は、正確な脈動血圧ｐ_ＢＰ（ｔ）と比較して単に比較的ゆっくりと変化し、また、好ましくは、複雑なバルブシステムを要することなく、シンプルな機械システム、例えば、ステップモータ、線形アクチュエータおよびシンプルな指カフによって得られる。制御される圧力追従は、まず、プレチスモグラフィ信号が、該信号を接触圧力の調整に用いることができる程度に、すなわち、該信号が、接触圧力を与える応答の遅い機械システムを操縦するのに十分に遅いものである程度にフィルタ処理されることに基づいている。フィルタ処理された信号ｖ_ＬＦ（ｔ）は、初期プレチスモグラフィ信号ｖ_０と比較され、フィルタ処理された信号ｖ_ＬＦ（ｔ）が再び初期信号ｖ_０に等しくなるまで、接触圧力ｐ（ｔ）が変化する。また、血管運動性変化の補正も可能である。この場合に生じるプレチスモグラフィ信号は、公知の間欠的な標準方法によって較正される。

Claims (14)

1. 少なくとも１つの光源および少なくとも１つの光検出器を備えるフォトプレチスモグラフィシステムを用いた、血圧の連続的で非観血的な測定のための方法であって、
   前記少なくとも１つの光源および前記少なくとも１つの光検出器を、動脈を含む身体部分に配置し、フォトプレチスモグラフィ信号Ｖ（ｔ）を測定することと、
   前記フォトプレチスモグラフィ信号Ｖ（ｔ）の振幅が最大値になるときの接触圧力を、平均血圧とすることとを含む方法であって、
   前記フォトプレチスモグラフィシステムの接触圧力の変化速度は、前記動脈内の脈動血圧変化の速度より遅い方法。
2. サーチ段階において、前記フォトプレチスモグラフィシステムの初期接触圧力（ｐ_０）が測定され、その圧力において、最大振幅を有する初期フォトプレチスモグラフィ信号（ｖ_０）が生成することを特徴とする請求項１に記載の方法。
3. サーチ段階において、前記初期接触圧力（ｐ_０）と、最大振幅を伴う前記初期フォトプレチスモグラフィ信号（ｖ_０）とが測定されること、および初期設定点（ｖ_０／ｐ_０）が測定されてそこから記憶されることを特徴とする請求項２に記載の方法。
4. 前記フォトプレチスモグラフィシステムの接触圧力ｐ（ｔ）は、制御システムによって、初期接触圧力から離れて制御されることを特徴とする請求項１〜３のいずれかに記載の方法。
5. 前記制御システムは、フィルタ処理されたフォトプレチスモグラフィ信号（ｖ_ＬＦ（ｔ））を生成し、その信号は、初期フォトプレチスモグラフィ信号（ｖ_０）と比較されることを特徴とする請求項４に記載の方法。
6. 前記制御システムは、ローパスフィルタに前記フォトプレチスモグラフィ信号を通すことにより、動脈血管壁の生理学的変化を考慮することを特徴とする請求項４または５に記載の方法。
7. 前記制御システムは、前記フィルタ処理されたフォトプレチスモグラフィ信号（ｖ _ＬＦ （ｔ））の脈動信号成分と、初期フォトプレチスモグラフィ信号（ｖ _０ ）の脈動信号成分とを比較することによって、前記動脈血管壁の生理学的変化を認識することを特徴とする請求項５に記載の方法。
8. フォトプレチスモグラフィ測定から導出された血圧信号は、間欠的血圧モニタリングによって較正されることを特徴とする請求項１〜７のいずれかに記載の方法。
9. 間欠的上腕測定の平均血圧と、前記フォトプレチスモグラフィシステムの接触圧力と、場合により、脈動フォトプレチスモグラフィ信号成分とは、前記血圧信号の較正に用いられることを特徴とする請求項８に記載の方法。
10. 前記接触圧力は、圧力追従に用いられる制御変数から得られることを特徴とする請求項１〜９のいずれかに記載の方法。
11. フォトプレチスモグラフィシステムを用いた血圧の連続的で非観血的測定のための装置であって、
    少なくとも１つの光源と、
    フォトプレチスモグラフィ信号を生成する少なくとも１つの光検出器と、
    前記少なくとも１つの光源および前記少なくとも１つの光検出器を、動脈を含む身体部分に取り付けるための取付け要素と、
    を備え、
    身体部分に対する取付け要素の接触圧力を、平均血圧に依存して変化させることができる装置が設けられ、
    前記生成されたフォトプレチスモグラフィ信号Ｖ（ｔ）の信号振幅が最大値になるときの前記接触圧力を前記平均血圧とし、
    前記接触圧力を変化させるための装置は、フォトプレチスモグラフィシステムの接触圧力の変化の速度を実現するように構成され、その速度は、身体部分の動脈内の脈動血圧変化の速度より遅いことを特徴とする装置。
12. 前記少なくとも１つの光源はＬＥＤであり、前記少なくとも１つの光検出器はフォトダイオードであることを特徴とする請求項１１に記載の装置。
13. 前記接触圧力を変化させるための装置は、機械的、電磁的または電動機的なアクチュエータを備えることを特徴とする請求項１１又は１２に記載の装置。
14. 前記接触圧力を変化させるための装置に対して、第１のフィルタ（ＴＰ_ＬＦ）を用いて脈動圧力変化が排除されている信号（ｖ_ＬＦ（ｔ））、および、第２のフィルタ（ＴＰ_ＶＬＦ）を用いて前記血管運動性変化が排除されている信号（ｖ_ＶＬＦ（ｔ））がフォトプレチスモグラフィシステムのフォトプレチスモグラフィ信号（ｖ（ｔ））から導出される、制御システムが割り当てられることを特徴とする請求項１１〜１３のいずれかに記載の装置。

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