JP6832948B2 - 血圧モニタ - Google Patents

Description

本発明は、被検体の血圧を測定するための方法及び血圧モニタに関する。

動脈血圧（ＢＰ）は、最も重要なバイタルサインの１つであり、臨床診療で広く使用されている。非侵襲性血圧（ＮＩＢＰ）は、上腕の周りに巻き付けられたカフ内の圧力をゆっくりと変化させ、特定の音がカフから遠位に検出されたときのカフ圧を測定することにより（聴診法、コトロフ音）又はカフ内の圧力脈動の分析（振動測定）により測定される。

カフベースのＮＩＢＰ測定の「ゴールドスタンダード」は、侵襲性ＢＰとの偏差が約１０〜２０ｍｍＨｇであるにもかかわらず、聴診法である。一方、振動法は容易に自動化され、結果として広く使用されている。振動血圧法そのものは、１９世紀以降大きく変化していない。上述のように、膨張性カフが被検体の腕の周りに配置され、カフ内の圧力がその下にある動脈の圧力よりも高くなるまで膨張される。この時点で、動脈は塞がれて潰れ、血液は流れない。この時点に到達すると、カフの圧力はゆっくり減圧され、カフ圧が動脈の圧力と等しい時点で、動脈が再び開いて血液が鼓動し始める。各パルスで動脈が一時的に拡張し、この拡張によりカフに逆圧が加えられ、その内部で測定される圧力が変化する。カフ内の圧力プロファイルが測定され、プロファイルに沿った異なる振動の振幅を使用して収縮期及び拡張期の血圧を計算する。

このようにして行われる振動血圧測定は、特に低血圧及び高血圧において、約数十ｍｍＨｇという大きな誤差がある可能性がある。

カフベースの方法は、（i）（粘弾性）血管壁上の圧力降下；（ii）動脈内の体積変化に起因する圧力変化の一部が、カフに伝達されるのではなく周囲の軟部組織によって吸収されることを意味する、軟部組織上における圧力伝達；（iii）カフのサイズ（カフが手足に対してサイズ調整される場合は、カフ測定の精度は改善される）；（iv）腕の機械的特性；（v）腕のサイズ（より大きな腕は、より大きな圧力伝達に悩まされることがある）；（vi）カフの配置；及び（vii）カフの圧力依存コンプライアンス（compliance）、すなわち、腕の体積変化がカフの圧力変化にどれほど良く変換されるか、に起因する系統誤差を前提としていることが知られている。

ＮＩＢＰ技術の分野の状況は、アクチュエータ（すなわち圧力印加）と単一の要素（すなわちカフ）内のセンサ機能を組み合わせており、センサ伝達機能の高い非線形性と、したがって低いカフ圧でのセンサの非常に低い感度に悩まされている。小さな圧力脈動を、大きくて急激に変化するベースライン信号（すなわち、減少するカフ圧）から分離することは容易ではないことが多く、上記したように、信号対ノイズは乏しい。これは、エンベロープ圧力の決定及びその後の血圧推定における誤差を招く。

さらに、信号は、カフのサイズ、腕のサイズ及びカフの膨張中の腕のサイズの変化に大いに依存する。これらの要因は、新生児の血圧を測定しようとするとき、あるいは反対の尺度では体格指数（BMI）が高い人の血圧を測定しようとするときに特定の課題をもたらす。

ボリュームクランプ（volume clamp）血圧測定のような連続ＮＩＢＰ測定では、カフを脈動センサとして使用することはできず、したがって、第２のセンサが必要とされる。この場合、フォトプレチスモグラフィ（ＰＰＧ）センサを使用して動脈体積の拍動を推定する。ＰＰＧ信号対雑音は低く、血流集中が生じるとき（すなわち、測定が最も必要なとき）ＰＰＧは低い信号品質に悩まされる。さらに、血管体積とＰＰＧ信号との間の関係は線形ではなく、他のパラメータ（静脈血、低酸素化、組織吸収）との多くの交絡する依存性を有する。また、ＰＰＧ信号は、大動脈に対するセンサの配置に対して非常に敏感である。

本発明の目的は、特に低カフ圧で、これらの誤差源のいくつかを回避又は低減することである。

第１の態様によると、被検体の血圧を測定する際に使用するための血圧モニタが提供される。血圧モニタは、被検体の身体部分の周囲に配置され、身体部分に圧力を加えるために膨張されるよう構成されるカフと；カフ内の圧力の測定値を提供するように構成される圧力センサと；被検体の身体部分の体積（volume）及び／又は身体部分の体積の変化を示す出力信号を提供するように構成される、１つ以上の巻線（windings）を有するコイルを備えるプレチスモグラフィセンサと；カフ内の圧力の測定値と、被検体の身体部分の体積及び／又は身体部分の体積の変化を示す出力信号から、被検体の血圧を決定するように構成される処理ユニットとを備える。

いくつかの実施形態において、コイルは、身体部分が１つ以上の巻線内に位置し、かつ被検体の身体部分の体積の変化が巻線の断面積を変化させるよう、被検体の身体部分の周囲に配置されるように構成される。

いくつかの実施形態において、プレチスモグラフィセンサは、該プレチスモグラフィセンサの出力信号がカフの断面積に線形に比例するよう、カフに統合される。代替的な実施形態では、プレチスモグラフィセンサは、該プレチスモグラフィセンサの出力信号がカフの断面積に線形に比例するよう、カフの下にある身体部分の周囲に配置されるように構成される。これらの実施形態では、プレチスモグラフィセンサは、身体部分の周囲に配置されるように構成される伸縮性バンドの一部とすることができる。これらの実施形態では、身体部分の体積が変化するときにコイルの巻線が伸張又は圧縮されることを可能にするよう、コイル内のワイヤを伸縮性バンド内に配置することができる。

いくつかの実施形態において、コイル内のワイヤは、身体部分の体積が変化するときにコイルの巻線が伸張又は圧縮されることを可能にするよう導電性の伸縮性材料から形成される、

いくつかの実施形態において、プレチスモグラフィセンサの出力信号は、コイルのインダクタンスの測定値を含む。

いくつかの実施形態において、コイルは、オシレータの共振回路の一部であり、プレチスモグラフィセンサの出力信号は、オシレータの周波数の測定値を含む。

いくつかの実施形態において、コイル内のワイヤは、導電性の伸縮性材料又は圧電材料から形成され、プレチスモグラフィセンサの出力信号は、コイルの抵抗の測定値を含む。

代替的な実施形態において、プレチスモグラフィセンサは、各々が１つ以上の巻線を有する２つ以上のコイルを備え、２つ以上のコイルは、被検体の身体部分の体積の変化が２つ以上のコイルの間の距離を変化させるよう、被検体の身体部分の周囲に配置されるように構成され、プレチスモグラフィセンサの出力信号は、コイルの相互インダクタンスの測定値を含む。これらの実施形態では、プレチスモグラフィセンサは、カフに統合され得る。あるいは、プレチスモグラフィセンサは、カフの下にある身体部分の周囲に配置されるように構成され得る。いくつかの実施形態において、プレチスモグラフィセンサは、身体部分の周囲に配置されるように構成される伸縮性バンドの一部である。

別の代替では、プレチスモグラフィセンサは、第１コイルと第２コイルを含み、各コイルが１つ以上の巻線を有し、被検体の身体部分の体積の変化が第１コイルと第２コイルとの間の距離を変化させるように、第１コイルはカフの内面に配置され、第２コイルは第１コイルとは反対にカフの外面に配置され、プレチスモグラフィセンサの出力信号は、第１コイル及び第２コイルの相互インダクタンスの測定値を含む。

いくつかの実施形態において、処理ユニットは、プレチスモグラフィセンサからの出力信号を分析し、プレチスモグラフィセンサからの出力信号が、設定された点（set point）の指定された許容範囲（specified tolerance level）以内になるようにカフ内の圧力を制御するように構成される。

いくつかの実施形態において、血圧モニタは、カフを膨張させるためのポンプを更に備える。

第２の態様によると、被検体の血圧を測定する方法が提供される。本方法は、被検体の身体部分の周囲にカフを配置し、身体部分に圧力を加えるようカフを膨張させるステップと；圧力センサを使用してカフ内の圧力を測定するステップと；１つ以上の巻線を有するコイルを備えるプレチスモグラフィセンサを使用して、被検体の身体部分の体積及び／又は動脈拍動（arterial pulsations）に起因する身体部分の体積の変化を測定するステップと；カフ内の圧力の測定値と、身体部分の体積及び／又は動脈拍動に起因する身体部分の体積の変化の測定値から、被検体の血圧を決定するステップとを備える。

いくつかの実施形態において、本方法は、身体部分が１つ以上の巻線内に位置し、かつ被検体の身体部分の体積の変化が巻線の断面積を変化させるよう、プレチスモグラフィセンサを被検体の身体部分の周囲に配置するステップを更に備える。

いくつかの実施形態において、プレチスモグラフィセンサは、該プレチスモグラフィセンサの出力信号がカフの断面積に線形に比例するよう、カフに統合される。代替的な実施形態では、本方法は、プレチスモグラフィセンサの出力信号がカフの断面積に線形に比例するよう、プレチスモグラフィセンサをカフの下にある身体部分の周囲に配置するステップを更に備える。これらの実施形態では、プレチスモグラフィセンサは、身体部分の周囲に配置されるように構成される伸縮性バンドの一部とすることができる。これらの実施形態では、身体部分の体積が変化するときにコイルの巻線が伸張又は圧縮されることを可能にするよう、コイル内のワイヤを伸縮性バンド内に配置することができる。

いくつかの実施形態において、コイル内のワイヤは、身体部分の体積が変化するときにコイルの巻線が伸張又は圧縮されることを可能にするよう導電性の伸縮性材料から形成される、

いくつかの実施形態において、被検体の身体部分の体積及び／又は身体部分の体積の変化を測定するステップは、コイルのインダクタンスを測定することを含む。

いくつかの実施形態において、コイルは、オシレータの共振回路の一部であり、被検体の身体部分の体積及び／又は身体部分の体積の変化を測定するステップは、オシレータの周波数を測定することを含む。

いくつかの実施形態において、コイル内のワイヤは、導電性の伸縮性材料又は圧電材料から形成され、被検体の身体部分の体積及び／又は身体部分の体積の変化を測定するステップは、コイルの抵抗を測定することを含む。

代替的な実施形態において、プレチスモグラフィセンサは、各々が１つ以上の巻線を有する２つ以上のコイルを備え、本方法は、被検体の身体部分の体積の変化が２つ以上のコイルの間の距離を変化させるように、２つ以上のコイルを被検体の身体部分の周囲に配置するステップを更に備え、被検体の身体部分の体積及び／又は身体部分の体積の変化を測定するステップは、コイルの相互インダクタンスを測定することを含む。これらの実施形態では、プレチスモグラフィセンサは、カフに統合され得る。あるいは、プレチスモグラフィセンサは、カフの下にある身体部分の周囲に配置され得る。いくつかの実施形態において、プレチスモグラフィセンサは、身体部分の周囲に配置される伸縮性バンドの一部である。

別の代替では、プレチスモグラフィセンサは、第１コイルと第２コイルを含み、各コイルが１つ以上の巻線を有し、被検体の身体部分の体積の変化が第１コイルと第２コイルとの間の距離を変化させるように、第１コイルはカフの内面に配置され、第２コイルは第１コイルとは反対にカフの外面に配置され、被検体の身体部分の体積及び／又は身体部分の体積の変化を測定するステップは、第１コイル及び第２コイルの相互インダクタンスを測定することを含む。

いくつかの実施形態において、本方法は、プレチスモグラフィセンサからの出力信号を分析し、プレチスモグラフィセンサからの出力信号が、設定された点の指定された許容範囲以内になるようにカフ内の圧力を制御するステップを更に備える。

本発明のより良い理解と、本発明がどのように実施されるかをより明確に示すために、単なる例として添付の図面を参照する：
本発明の一実施形態による装置のブロック図である。 本発明の一実施形態による方法を示すフローチャートである。 本発明の一実施形態によるプレチスモグラフィセンサの概略図である。 本発明の一実施形態による血圧カフ及びプレチスモグラフィセンサを示す図である。 本発明の一実施形態による血圧カフ及びプレチスモグラフィセンサを示す図である。 一実施形態によるプレチスモグラフィセンサの一例を示す図である。 別の実施形態によるプレチスモグラフィセンサの一例を示す図である。 一実施形態によるプレチスモグラフィセンサの別の例を示す図である。 一対のコイルを備えるプレチスモグラフィセンサの実施形態を示す図である。 コイルの対を使用してカフの体積変化を測定する別の実施形態を示す図である。

上述のように、従来の振動血圧測定は不正確である可能性がある。なぜなら、動脈拍動に起因する腕の体積の変化ｄＶは、カフ内で測定される圧力変化ｄＰに線形に比例しないためである。この非線形性は、
Ｃ＝ｄＶ／ｄＰ (1)
として定義されるカフ・コンプライアンス（cuff compliance）Ｃによって特徴付けられる。

カフ・コンプライアンスは、腕の体積の変化ｄＶを、カフ内で測定される、結果として生じる圧力変化ｄＰに結び付ける。高いカフ・コンプライアンスは、例えば動脈体積の変化からの圧力がカフ圧に十分に伝わらないようカフの材料が変形しないこと等の要因に起因して、腕体積の変化が、期待されるカフ圧の変化をもたらさないことを反映する可能性がある。また、高いカフ・コンプライアンス値は、腕の拡張が、カフ内に放射状ではなく横方向に取り込まれることを示すことがある。

本発明は、身体部分の体積及び／又は動脈拍動に起因する身体部分の体積の変化を測定するために、カフ圧センサとは別個のプレチスモグラフィセンサを提供することによって、血圧の測定を改善することを目的とする。これは、広範囲のカフ圧について、身体部分（例えば腕）の体積及び動脈体積の拍動を高い正確性と低い歪みで測定することを可能にする。別個のプレチスモグラフィセンサの使用は、体積又は体積の変化を直接測定することができるので、体積の変化に対するカフ圧の非線形の依存性を除去する。プレチスモグラフィセンサは、好ましくは身体部分の断面積又は体積に線形に比例する出力信号を有する。加えて、本明細書で説明されるプレチスモグラフィセンサの実施形態は、被検体に対する正確な配置を必要とせず、したがって上記のＰＰＧセンサに関連付けられる欠点の一部を軽減する。プレチスモグラフィセンサを含む血圧モニタは、間欠性及び連続性の血圧測定及び／又は血圧追跡の双方に使用することができる。

図１は、被検体の血圧を決定するために使用することができる本発明の例示的な実施形態による装置のブロック図を示す。装置は、被検体の血圧を（例えば被検体とともにオペレータが存在する必要なく）自動的に、あるいは（例えば医療専門家のようなオペレータの存在を必要とする）手動で測定することができる任意のタイプのデバイスとすることができる。装置は、聴診法又はオシロメトリック法を用いて被検体の血圧を測定するように動作するカフベースのデバイスである。あるいは、装置は、ボリュームクランプ法を使用して血圧を測定するカフベースのデバイスとすることができる。

装置１００、例えば血圧モニタは、カフ１０２、圧力センサ１０４、プレチスモグラフィセンサ１０６、処理ユニット１０８、メモリユニット１１０及びポンプ１１２を備える。

カフ１０２は、被検体の手足（例えば腕）、指（digit）（例えば指（finger））又は他の身体部分の周りに配置され、ポンプ１１２によって膨張されて身体部分に圧力を加えるように構成される。ポンプ１１２は、カフ１０２を所望の圧力まで又は所望の速度で膨張させるためのものであり、圧力センサ１０４は、カフ１０２内の圧力の圧力測定値を提供するように構成される。また、ポンプ１１２は、カフ１０２を所望の圧力まで又は所望の速度で収縮させるように構成されてもよく、かつ／又は装置１００は、カフ１０２を収縮させるように制御する（すなわち、開放させる）ことができるバルブを備えることができる。カフ１０２は、身体部分の周りに巻き付けることができ、例えばフック・アンド・ループ型の留め具（hook and loop-type fastening）のような留め具によって適切な位置に保持することができるストリップとして形成されてよく、あるいは身体部分がその中に配置され、カフが必要な位置にスライドされるループとして形成されてもよい。

本発明によれば、プレチスモグラフィセンサ１０６は、１つ以上の巻線を有するコイルを備え、被検体の身体部分の体積及び／又は身体部分の体積の変化を示す出力信号を提供するように構成される。プレチスモグラフィセンサ１０６からの出力信号は、それ自体で、身体部分の体積又は身体部分の体積の変化を直接的には示さないことがあり、代わりに、出力信号は、身体部分の体積又は身体部分の変化に依存する値を取り得ることが認識されよう。例えばいくつかの実施形態では、コイルのインダクタンスはコイルの断面積（身体部分の断面積である）に依存し、コイルをオシレータの共振回路に組み込むことができるので、オシレータの周波数が、身体部分の体積又は体積の変化の指示を提供する。コイルベースのプレチスモグラフィセンサ１０６は、該センサ１０６の出力が、カフ１０２内の圧力にかかわらず、身体部分の断面積又は体積に概ね線形に比例するという利点を有する。

処理ユニット１０８は、圧力センサ１０４からの圧力測定値及びプレチスモグラフィセンサ１０６からの体積測定値を受け取り、カフ１０２内の圧力の測定値と、身体部分の体積の測定値及び／又は身体部分の体積の変化とから被検体の血圧を決定するよう構成される。簡潔に言うと、処理ユニット１０８は、圧力信号のエンベロープから血圧を決定する従来のオシロメトリック技術と同様の方法で、体積変化のエンベロープから被検体の血圧（例えば拡張期及び／又は収縮期血圧）を決定する。値を決定するアルゴリズムを適合させることができる、すなわち、正規化された体積エンベロープの異なる値が、拡張期及び収縮期圧力を決定するために使用されることが認識されよう。

体積測定信号は、（身体部分（腕、手首、指、脚等）の体積に関連する）ゆっくり変化する部分と（動脈体積の振動に起因して）振動する／拍動する部分からなる。体積信号は、（動脈拍動に起因する）体積内の振動／拍動を信号から抽出することができるように、ハイパス又はバンドパスフィルタリングされ得る。体積振動は経壁圧（すなわち、動脈圧−カフ圧）に依存する。ピーク値は、基準オシロメトリック法と同様に経壁圧に依存するが、カフ・コンプライアンスによっては影響されない。さらに、体積信号の非振動部分の依存性は、基準方法のものよりも強くないため、よりクリーンな信号を、より簡単な信号処理で取得することができる。カフ圧（水平軸）は血圧に関連するので、体積振動振幅対カフ圧の曲線を使用して収縮期、平均及び／又は拡張期血圧を抽出することができる。

処理ユニット１０８は、必要な様々な機能を実行するために、ソフトウェア及び／又はハードウェアを用いて多数の方法で実装することができる。処理ユニット１０８は、必要な機能を実行するようソフトウェアを使用してプログラムされ得る１つ以上のマイクロプロセッサを備えてよい。処理ユニット１０８は、いくつかの機能を実行する専用のハードウェアと、他の機能を実行するプロセッサ（例えば１つ以上のプログラムされたマイクロプロセッサ及び関連する回路）の組合せとして実装されてもよい。本開示の様々な実施形態で利用され得るコントローラ構成要素の例には、従来のマイクロプロセッサ、特定用途向け集積回路（ＡＳＩＣ）及びフィールドプログラマブルゲートアレイ（ＦＰＧＡ）が含まれるが、これらに限定されない。

様々な実施形態において、処理ユニット１０８は、ＲＡＭ、ＰＲＯＭ、ＥＰＲＯＭ及びＥＥＰＲＯＭといった揮発性及び不揮発性コンピュータメモリ等の１つ以上の記憶媒体（図１のメモリユニット１１０として示される）に関連付けられてもよい。装置１００はまた、本明細書で説明される方法を実行するよう処理ユニット１０８によって実行され得るプログラムコードを格納するために使用され得るメモリユニット１１０も備えることができる。メモリユニット１１０を使用して、圧力センサ１０４及び／又はプレチスモグラフィセンサ１０６によって作成又は取得された信号及び測定値、並びに／あるいは装置１００によって決定された血圧の測定値を格納することもできる。

いくつかの実施形態では、処理ユニット１０８及びメモリユニット１１０は、カフ１０２、圧力センサ１０４、プレチスモグラフィセンサ１０６及びポンプ１１２と同じユニットの一部である。他の実施形態では、処理ユニット１０８及びメモリユニット１１０は、カフ１０２、圧力センサ１０４、プレチスモグラフィセンサ１０６及びポンプ１１２とは別個のユニットにある。これらの実施形態では、処理ユニット１０８は、圧力センサ１０４及びプレチスモグラフィセンサ１０６によってそれぞれ測定されると、例えば処理ユニット１０８とセンサ１０４、１０６との間の無線又は有線接続を介して、カフ圧の測定値及び被検体の身体部分の体積を取得するように構成される。したがって、これらの実施形態では、装置１００は、センサ１０４、０６からの測定値を処理のために処理ユニット１０８に送るように構成されるトランスミッタモジュールとレシーバモジュール又はトランシーバモジュールを更に備えることがある。

圧力センサ１０４及びプレチスモグラフィセンサ１０６からの測定値を、これらの測定値が得られると（例えばリアルタイム又はほぼリアルタイムで）処理ユニット１０８によって処理することができ、あるいは、これらの測定値をメモリユニット１１０に格納して、処理ユニット１０８が、以前に取得された測定値をメモリユニット１１０から取り出し、後でこれらを処理することができる。

いくつかの実施形態では、処理ユニット１０８は、圧力センサ１０４及びプレチスモグラフィセンサ１０６からの測定信号を備えるか、測定信号に接続されるか、そうでなければ測定信号を受信することができるスマートフォン又は他の汎用コンピューティングデバイスの一部であるか、そのような形であってよい。

図１は、本発明のこの態様を説明するために必要な構成要素のみを示しており、実際の実装では、装置１００は、図示されるものに対して付加的な構成要素を備え得ることが理解されよう。例えば装置１００は、装置１００に電力を供給するためのバッテリ又は他の電源、あるいは装置１００を主電源に接続するための手段を備えることができる。装置１００はまた、センサ測定値及び／又は血圧の測定値を、装置１００のためのベースユニット又はリモートコンピュータに通信することを可能にするための通信モジュールも備えることができる。装置１００はまた、血圧測定から得られる情報を被検体又は装置１００の他のユーザ（例えば家族又は医療提供者）に提供する際に使用するための少なくとも１つのユーザインタフェース構成要素も備えることができる。あるいはまた、ユーザインタフェース構成要素は、血圧測定値が時間の経過とともに（例えば直前の測定値又は他の以前の測定値に対して）どのように変化したかを示す指標を提供することができる。ユーザインタフェース構成要素は、上記の情報を提供するのに適した任意の構成要素を備えることができ、例えばディスプレイスクリーン又は他の視覚インジケータ、スピーカ、１つ以上のライト及び触覚フィードバック（例えば振動機能）を提供するための構成要素のうちのいずれか１つ以上とすることができる。

図２は、本発明の一実施形態による被検体の血圧を測定する方法を示す。この方法は、被検体の身体部分の周りにカフ１０２を配置することと、カフ１０２を膨張させて身体部分に圧力を加えること（ステップ１００２）を含む。続くステップでは、圧力センサ１０４を使用してカフ１０２内の圧力を測定し（ステップ１００４）、被検体の身体部分の体積及び／又は動脈拍動に起因する身体部分の体積の変化を、１つ以上の巻線を有するコイルを備えるプレチスモグラフィセンサ１０６を使用して測定する（ステップ１００６）。ステップ１００４及び１００６は、行われている血圧測定のタイプに応じて、カフ１０２内の圧力が増加、減少又はほぼ一定のレベルに維持されている間に実行され得る。

この方法は、カフ１０２内の圧力の測定値と、身体部分の体積及び／又は動脈拍動に起因する身体部分の体積の変化の測定値から被検体の血圧を決定することを含む（ステップ１００８）。

装置１００及び／又は図２の方法で使用することができるプレチスモグラフィセンサ１０６の様々な例示的実施形態を以下に提示する。

上記のように、プレチスモグラフィセンサ１０６は、１つ以上の巻線を有するコイルを備える。コイル型インダクタは、自己インダクタンス（self-inductance）Ｌ：

を有する。ここで、μ_０は、自由空間の透過性（permeability of free space）であり、Ａはコイルの面積であり、Ｎは巻数であり、ｌはコイルの長さである。Ｌは巻数Ｎの２乗とコイルの面積Ａに比例し、長さｌに反比例する。よって、ＬはＡに線形に比例する。したがって、コイルのインダクタンスを測定することにより、Ａの周りの小さな振動に起因する変化ｄＡを、高い正確性で歪みなく測定することができる。

したがって、いくつかの実施形態では、身体部分が１つ以上の巻線内に位置するようにコイルを被検体の身体部分の周りに配置することにより、コイルを使用して、被検体の手足又は他の身体部分の体積及び／又は体積の変化を測定することができる。このようにして、コイルが身体部分と接触している場合、被検体の身体部分の体積の変化が、巻線の断面積Ａを変化させることになる。例えば身体部分の体積が増加すると、これはコイルの断面積Ａにおける対応する増加を招くことになる。同様に、身体部分の体積が減少すると、これはコイルの断面積における対応する減少を招くことになる。したがって、これらの実施形態では、コイルのインダクタンスを測定することにより、身体部分の体積の測定値又は体積の変化を提供することができる。

例示の実施形態によるプレチスモグラフィセンサ１０６が図３に示されている。いくつかの実施形態では、プレチスモグラフィセンサ１０６を形成するコイル２０２は、身体部分の周りに配置されるよう構成される伸縮性バンド２０４の一部である（例えば取り付けられるか又はこれと一体である）。いくつかの実施形態では、伸縮性バンド２０４は、袖のように被検体の手足上に寄せられてよい。他の実施形態では、伸縮性バンド２０４は、身体部分の周りに巻き付けることができる材料のストリップであり、その端部は、適切な留め具、例えばフック・アンド・ループ型の留め具によって一緒に保持される。

プレチスモグラフィセンサ１０６は、伸縮性バンド上に配置されるＮ本の巻線（Ｎは１以上の任意の所望の値）をコイル２０２内に備えており、その結果、使用時に、コイルの巻線は下にある身体部分の体積が変化すると伸張又は圧縮され得る。図３に図示される実施形態では、コイル２０２は６つの巻線（すなわち、Ｎ＝６）を有する。いくつかの実施形態では、コイル２０２を形成するワイヤを、伸縮性バンド２０４の周囲にジグザグパターンで配置することができ、あるいはワイヤ２０２は、伸縮性バンド２０４が伸張されるときにコイル２０２の断面が伸張する（すなわち拡張する）ことができるようにスプリング形状を有することもできる。他の実施形態では、コイル２０２を形成するワイヤは、ワイヤひいてはコイル２０２の断面が身体部分の体積の変化に伴って伸張及び収縮することができるように、導電性の伸縮性材料で形成される。適切な導電性の伸縮性材料の例は、導電性ゴムである。

伸縮性バンド２０４を、弾性、ゴム、プラスチック又はテキスタイルのような任意の適切なタイプの伸縮性材料で作ることができる。いくつかの実施形態では、プレチスモグラフィセンサ１０６（伸縮性バンド２０４を含む）はカフ１０２内に統合される。代替的な実施形態では、プレチスモグラフィセンサ１０６は、カフ１０２とは別個である。これらの実施形態では、使用時に、コイル２０２を含む伸縮性バンド２０４は、最初に、身体部分（例えば腕）の周りに配置されるか又は引き寄せられる。次いで、カフ１０２の膨張が、伸縮性バンド２０４及びその下の身体部分に圧力を加えるように、カフ１０２を伸縮性バンド２０４の上に配置する。バンドは伸縮性であるので、（カフ１０２が膨張されているか否かにかかわらず）身体部分の外面に追従し、したがって、（例えば上腕の動脈拍動による）断面及び身体部分の体積の変動は、伸縮性バンド２０４及びコイル２０２の断面及び体積における等価な変動によって反映される。

従来的なカフベースの血圧の測定は、プレチスモグラフィセンサ１０６を囲むカフを使用して行うことができ、したがって、プレチスモグラフィセンサ１０６を、従来的なカフベースの測定値に対して較正することができることが認識されよう。例えばカフ圧を記録することができ、通常の方法でカフ圧測定値をフィルタリング及び処理してカフ圧エンベロープを取得し、それから血圧測定値を導出した。プレチスモグラフィセンサ１０６は、圧力エンベロープの明らかな変形は引き起こさないであろう。このようにして、体積エンベロープで導出された血圧を、従来のオシロメトリック測定値に対して較正することができる。あるいは、聴診ベースの基準測定値を使用して同様の較正を行うことができる。

図４ａ及び図４ｂは、プレチスモグラフィセンサ１０６のコイル２０２がカフ１０２に統合される本発明の実施形態を示す。図４ａに図示されるように、この実施形態では、カフ１０２は、身体部分（例えば腕又は指）の周りに巻き付けられ、次いで、例えばフック・アンド・ループ型の留め具を使用して一緒に固定又は保持される、ストリップとして形成される。このタイプのカフに巻線を直接統合することの課題の１つは、コイル巻線が連続ループでなければならないことである。したがって、図４ａに図示される実施形態は、カフ１０２が被検体の身体部分に巻き付けられるときにコイルワイヤ２０２の端部を一緒に電気的に接続するために使用される、電気接続部３０２を備える。いくつかの実施形態では、接続部３０２はスナップボタン又はフィッティング（fitting）を備える。スナップボタン又はフィッティングはそれぞれ、カフの反対側の対応するスナップボタン又はフィッティングと接続し、あるいは図４ｂに図示されるように、接続部３０２を電気的に接続するようにカフ１０２を通して供給され得るフレキシブルなワイヤ３０４と接続する。コイル２０２が、身体部分の周りに巻き付けられる材料のストリップとして形成される伸縮性バンド２０４の一部である上記の実施形態では、コイル及び伸縮性バンドは、上述のカフの実施形態と同様の方法でコイルワイヤを電気的に接続するための接続部３０２を備えることができることが認識されよう。

上記のように、コイル２０２の巻線が身体部分の周りに配置される上記の実施形態では、コイル２０２のインダクタンスを測定することによって、身体部分の体積又は身体部分の体積の変化を取得することができる。

カフの膨張中の動脈体積振動に起因する半径ｒが２ｃｍ〜５ｃｍの腕の断面積の変化は、約１ｍｌの体積の対応する変化（ｄＶ）では０．１％〜０．８％である。これは０．０５％〜０．４％の半径の変化に対応する。この大きさの半径の変化は、インダクタンス測定値が０．０１％よりも良好な正確性を有する場合、インダクタンス測定値を使用して測定することができる。別の例として、半径ｒが５ｃｍ、コイルの長さが１０ｃｍ及び１０巻（すなわちＮ＝１０）という典型的な腕についてのインダクタンスＬは、上記の式（２）からＬ〜１０μＨとして取得される。したがって、インダクタンス及び／又はＬの大きさの変化を測定するためには高い正確性が要求される。コイル２０２のインダクタンスを測定するための例示的な技術を以下に説明する。

いくつかの好ましい実施形態では、要求される精度を達成するために、プレチスモグラフィセンサ１０６のコイル２０２をオシレータの共振回路に組み込み、オシレータの周波数を測定する。この実施形態では、プレチスモグラフィセンサ１０６の出力信号は、オシレータの周波数の測定値を備えることができる。オシレータの周波数は、例えばカウンタを使用して又は正確な時間測定を用いて、高い正確性で測定され得る。

ＬＣオシレータの共振回路に組み込まれたコイル２０２を備えるプレチスモグラフィセンサ１０６の実施形態の機能図が図５に図示されている。使用できるＬＣオシレータの例示的なタイプはコルピッツ（Colpitts）オシレータである。図５は、オシレータ４０４の発振周波数を決定するキャパシタ４０２（キャパシタンスＣを有する）と並列に接続されるプレチスモグラフィセンサ１０６のコイル２０２（インダクタンスＬを有する）を示す。オシレータ４０４の共振周波数がカウンタ４０６によって測定される。具体的には、カウンタ４０６は、単位時間当たりのイベントの数をカウントする。例えば信号が特定の閾値を通過（pass）し、単位時間当たりのカウント数は、オシレータ４０４の周波数を示す。信号処理４０８がカウンタの出力に適用され、ブロック４１０に図示されるように、経時的な共振周波数の測定値を生成する。信号処理ユニット４０８は、カウンタ４０６の出力を周波数に、周波数をインダクタンスＬに、インダクタンスＬを体積信号に変換する。信号処理の１つ以上の段階でノイズ及びアーチファクトを除去することができる。デジタルフィルタリング及び他のデジタル信号処理（ＤＳＰ）技術をカウンタ４０６で使用して精度を向上させることができる。

カウンタ４０６を使用する代わりに、時間ベースの測定を代わりに使用することができる。時間ベースの測定は、デジタル時系列の高速フーリエ解析から構成されてよい。あるいは、ステップパルスを加えることができ、正確な時間ベースのサンプリングによってリンギング信号を測定することができる。オシレータ４０４の周波数をリンギング信号から抽出することができる。他の選択肢として、周波数掃引及びＬＣＲ（インダクタンス、キャパシタンス及びレジスタンス）メータを使用してインダクタンスを測定することができる。

Ｌが１０μＨに等しく、キャパシタンスＣが１０ｎＦのＬＣ共振器では、共振周波数は約５００ｋＨｚであり、これを高い精度レベルで測定することができる。共振周波数は、１／√Ａに比例する、すなわち、１／ｒ（ここで、ｒは身体部分の半径である）に比例し、したがって、（コイルの長さは既知であるので）身体部分の断面積、よって身体部分の体積を、測定された共振周波数から非常に高い精度で導出することができることに留意されたい。

いくつかの実施形態において、寄生素子の影響を低減するために、オシレータ４０４がカフ３０４内に統合される。ワイヤのキャパシタンスは相当なものである可能性があり、インダクタンス（ｎＦ／ｍｍ）についても同様である。したがって、共振周波数に対する寄生素子の影響を無視しないことが望ましい。また、被検体の動きに伴い、値が変化して、誤った読取値につながる可能性がある。したがって、これらの寄生素子の値を低減し、体積測定に対する動きの影響を低減することが有用である。この低減は、電子機器（例えばオシレータ４０４）をコイル２０２の近く、すなわちカフ１０２上に配置することによって達成することができる。

代替的な実施形態では、振幅変調（ＡＭ）又は周波数変調（ＦＭ）の復調技術をアナログ領域又はデジタル領域のいずれかで使用して、オシレータ４０４の共振周波数を測定することができる。

図６は、ＦＭ復調技術を使用して、プレチスモグラフィセンサ１０６のコイル２０２及びキャパシタ４０２から形成されるＬＣオシレータの共振周波数を測定する、本発明の例示的な実施形態の機能図である。オシレータ４０４からのＦＭ信号４１６は、位相ロックループ（ＰＬＬ：phase-locked loop）４１２に提供される。位相ロックループは、信号４１４として図示される、復調された電圧を出力する。位相ロックループ４１２の出力を処理し、例えばフィルタリング及び／又はＤＣオフセットを除去することができ、信号４１４を使用して身体部分の体積又は体積の変化を決定することができる。既知であるように、ＰＬＬは、入力信号と同一の位相及び周波数を有する出力信号を生成する閉ループ制御系であり、したがって、ＰＬＬを使用して信号の周波数を追跡することができる。ＰＬＬ４１２は、可変周波数オシレータ（ＶＣＯ：variable frequency oscillator）及び（フィードバックベースの）位相検出器を備えることができる。位相検出器は、入力信号と出力信号とが一致するようにＶＣＯを制御する。位相検出器は、ローパスフィルタされ、次いでＶＣＯに入力される出力信号を生成する。復調された出力信号の周波数は共振周波数であり、キャパシタンスは固定されるので、インダクタンスを計算することができ、インダクタンスからボリューム信号を取得することができる。

プレチスモグラフィセンサ１０６のコイル２０２内のワイヤが、導電性の伸縮性材料から、例えば導電性ゴムや、圧電材料のような（例えば伸張に起因して）ワイヤ上の応力に比例する信号を提供する材料から形成される実施形態では、コイル２０２の抵抗を測定することにより、身体部分の体積又は身体部分の変化を測定することが可能である。図７は、プレチスモグラフィセンサ１０６の出力信号を提供するためにコイルの抵抗が測定される、本発明の一実施形態によるプレチスモグラフィセンサ１０６を示す。

体積振動（Volume oscillations）は、コイル／バンドの周長（circumference）の小さな変動（２πｒで与えられ、ここでｒはコイル／身体部分の半径である）につながり、この変動は、（長さと横断面の双方で）ワイヤのジオメトリにおける変化をもたらす。抵抗を比較的容易かつ高い正確性で測定することができ、ここのことは、身体部分の体積変化を測定する目的にとって有利である。腕の場合、推定される周長の変化は０．５‰と０．５％の間であるので、抵抗測定値の正確性は０．０１‰より良好でなければならない。

この実施形態では、コイル２０２の抵抗値は４点法（4 point method）と交流（ＡＣ）を使用して高い正確性で測定される。４点法は当業者に周知であり、更なる詳細は本明細書では提供しない。

この実施形態では、コイル２０２は、基準抵抗６０１及び電流源６０２と直列に接続される。コイル２０２にわたる電圧（Ｖ_ｃで示される）及び基準抵抗６０１にわたる電圧（Ｖ_ｒで示される）は、それぞれの電圧計６０４によって測定される。測定値はマルチプレクサ６０６に供給される。マルチプレクサ６０６は、既知の基準抵抗器６０１とコイル２０２との間の測定接点（measurement contact）を切り替える。基準抵抗器６０１とコイル２０２の電圧を比較することによって、未知の抵抗値を決定することができる。マルチプレクサ６０６の出力は、アナログ−デジタル（ＡＤＣ）変換器６０８によってデジタル信号に変換され、その結果、更なる処理がデジタル領域で実行される。次に、ブロック６１０において、コイルにわたる電圧Vc、基準抵抗にわたる電圧Ｖ_ｒ及び基準抵抗の既知の抵抗Ｒ_ｒから、以下の関係式を使用して、プレチスモグラフィセンサ１０６におけるコイルの抵抗値Ｒ_ｃを計算する：

ブロック６１０の出力（コイルの抵抗の値）を、（請求項６０８に記載の装置が存在しないか使用されない場合）アナログ領域で又は（例えばＤＣオフセットをフィルタリング除去することにより）デジタル領域で更に処理することができ、動脈体積の拍動を決定するために使用することができるクリーンな抵抗信号６１４を生成することができる。

本発明の代替的な実施形態では、巻線が身体部分を回るようにコイル２０２を配置するのではなく、身体部分の両側に配置される２つ以上のコイルの間の相互インダクタンスを使用して、身体部分の体積又は体積変化を測定することができる。その一例が図８に示されているが、この実施形態では、プレチスモグラフィセンサ１０６は、各々が１つ以上の巻線を有する２つ以上のコイル２０２ａ及び２０２ｂを備える。

コイル２０２ａ及び２０２ｂは、被検体の身体部分の体積の変化が２つのコイルの間の距離を変化させるように、被検体の身体部分の周りに配置される。いくつかの実施形態では、コイルは、身体部分の半径ｒの２倍の距離だけ離れるように身体部分の反対側にある。コイル２０２ａ、２０２ｂは、それらの相互誘導を改善するように同じ向きになるよう（すなわち、コイルの平面が平行に）配置されることが好ましい。この実施形態では、コイル２０２ａ及び２０２ｂをカフ１０２に統合することができ、あるいは、図３に示す実施形態のように伸縮性材料の別個のバンド内に設けることもできる。

既知のように、コイル、例えばコイル２０２ａを通過する電流によって発生する磁場の密度は、コイル２０２ａからの距離ｄの３乗に反比例する。コイル２０２ａからのこの磁場は、コイル２０２ｂにおける電圧を誘起する。この誘起電圧は、コイル２０２ａからの磁束の変化率に比例し、したがって、誘起電圧はコイルの間の距離に敏感であり、身体部分の体積に敏感である。

身体部分の体積がカフの長さｌに対してｄＶだけ増加すると、身体部分の半径ｄｒの増加は、次のようになる：

身体部分の半径５ｃｍの場合、これは、半径ｄｒ＝０．０３ｍｍの増加に相当する。所与のｒ及びｄＶについての相対的変化ｄｒ／ｒは次のようになる：

上記の例によると、半径５ｃｍではｄｒ／ｒ〜０．０００６である。距離２ｒにおける磁場の相対的変化ｄＢ／Ｂは、ｄＢ〜３ｄｒ／ｒである。半径５ｃｍでｄＢ／Ｂ〜０．００１８の場合、ｄＢ／Ｂは非常に高精度（＜０．１‰）で測定されなければならない。これは様々な方法で達成することができる。例えばコイル２０２ａのステップ電圧後に開状態にあるコイル２０２ｂ内の誘起電圧の測定はオプションである。高い精度と正確性のためにブリッジ法を使用することもできる。最後に、共振周波数に基づく方法を使用することができる。

この実施形態に関連付けられる利点の１つは、コイルが、図３の実施形態のように身体部分の周長の周りに連続ループを形成する必要がないことである。したがって、新たな電気接続又は留め具の必要性なく、コイルを既存のカフ設計にへより容易に組み込むことができる。

図９に図示される更なる実施形態では、少なくとも１対のコイル２０２ａ、２０２ｂが、カフ１０２の対向する壁に配置される。各コイルは１つ以上の巻線を有する。第１コイル２０２ｂは、カフの内面（使用時には身体部分に最も近い側）に配置され、第２コイル２０２ａは、第１コイルと反対にカフの外面（使用時には身体部分から最も遠い側）に配置されているので、コイルを使用して、カフ１０２の内面と外面との間の距離を測定する。被検体の身体部分の体積の変化は、第１コイルと第２コイルとの間の距離を変化させ、したがって、コイルの相互インダクタンス又はコイルのキャパシタンスを変える。

パラメータδは、２つのカフの壁（内面及び外面）の間の距離である。δは１５０ｍｌのカフ体積に対して約０．５ｃｍであるが、δはカフの設計に大きく依存することが認識されよう。デフォルトパラメータｒ_１＝５ｃｍ（ｒ_１は身体部分の半径／内面に対するカフの半径）及びｄＶ＝１ｍｌを用いると、δの相対的変動は０．６％であり、コイル２０２ａにおけるコイル２０２ｂからの磁場の相対的変動は、この値の３倍、すなわち１．８％であると推定される。したがって、Ｂ磁場における変化は、図８に関して説明される実施形態のものよりもはるかに大きい（〜０．２％）。コイルの相互インダクタンスを、図８の実施形態の場合と同様の方法で測定することができる。あるいは、コイルによって形成されるキャパシタのキャパシタンスを測定することができ、この場合、キャパシタンスは、コイル間の距離に反比例する。ここに示されているものを上回るこの実施形態の更なる利点は、互いに対するコイルの位置合わせが現在より容易に制御されることである。

上記のように、装置１００は、ボリュームクランプベースの血圧モニタとすることができる。既知であるように、ボリュームクランプ血圧モニタは、典型的に、フォトプレチスモグラフィ（ＰＰＧ）センサ及び膨張性カフを指の上で使用する。カフは、閉ループ制御系を使用して指内の動脈の圧力に追従するように連続的に加圧される。ボリュームクランプＢＰモニタリングデバイスの背後にある原理は、（ＰＰＧ信号によって測定される）動脈の直径を一定に保つように、カフ内の圧力を変えることである。直径を一定に保つために必要な要求される圧力変化は、動脈圧の変化を反映し、したがって、そのような圧力変化を使用して血圧を計算することができる。

しかしながら、上述したように、ＰＰＧ信号は多数の交絡パラメータ（confounding parameters）によって影響され、ＰＰＧセンサの配置は重要である。なぜなら、光源は動脈（すなわち、カフが指の回りに巻き付けられる場合は手のひらの指の動脈（palmar digital artery））に近くなければならないからである。

したがって、いくつかの実施形態では、装置１００は、１つ以上の巻線を有するコイルを備えるプレチスモグラフィセンサ１０６を備えるボリュームクランプ血圧モニタである。プレチスモグラフィセンサ１０６を使用して身体部分の体積を測定し、カフ内の圧力を変化させて一定なコイルの断面積を維持する。したがって、コイルのインダクタンス変動は、例えば２０〜４０Ｈｚの周波数帯域幅で測定されるべきである。

ボリュームクランプベースの血圧モニタにおける本発明によるプレチスモグラフィセンサ１０６の使用は、ＰＰＧセンサの正確な配置の必要性を除外し、プレチスモグラフィセンサ１０６からの体積測定値が体積に線形に比例するので有利である。一方、ＰＰＧ測定は多くのパラメータに依存し、その依存性は非線形である。

したがって、特に低カフ圧における従来の血圧モニタに関連する誤差源の一部を低減又は回避する、改善された血圧モニタ及び被検体の血圧を決定する方法が提供される。

開示された実施形態に対する変形は、図面、本開示及び添付の特許請求の範囲の研究から、特許請求に係る発明を実施する際に当業者によって理解され、達成され得る。特許請求の範囲において、「備える（comprising）」という単語は他の要素又はステップを除外するものではなく、不定冠詞「a」又は「an」は複数を除外しない。単一のプロセッサ又は他のユニットが、特許請求の範囲に記載されるいくつかのアイテムの機能を果たしてもよい。特定の手段が相互に異なる従属請求項に記載されているという単なる事実は、これらの手段の組合せが有利に使用できないことを示すものではない。コンピュータプログラムは、他のハードウェアと一緒に又はその一部として供給される光学記憶媒体又は半導体媒体のような適切な媒体上に格納／分配され得るが、インターネットあるいは他の有線又は無線の電気通信システムを介する等により他の形式で分散されてもよい。特許請求の範囲内のいかなる参照符号も、その範囲を限定するものとして解釈されるべきではない。

Claims (15)

1. 被検体の血圧を測定する際に使用するための血圧モニタであって：
   前記被検体の身体部分の周囲に配置され、前記身体部分に圧力を加えるために膨張されるよう構成されるカフと；
   前記カフ内の前記圧力の測定値を提供するように構成される圧力センサと；
   前記カフの下の前記身体部分の体積及び／又は前記カフの下の前記身体部分の前記体積の変化を示す出力信号を提供するように構成される、１つ以上の巻線を有するコイルを備えるプレチスモグラフィセンサと；
   前記カフ内の前記圧力の測定値と、前記カフの下の前記身体部分の体積及び／又は前記カフの下の前記身体部分の体積の変化を示す前記出力信号から、前記被検体の前記血圧を決定するように構成される処理ユニットと；
   を備える、血圧モニタ。
2. 前記コイルは、前記カフの下の前記身体部分が前記１つ以上の巻線内に位置し、かつ前記カフの下の前記身体部分の前記体積の変化が前記巻線の断面積を変化させるよう、前記被検体の前記身体部分の周囲に配置されるように構成される、
   請求項１に記載の血圧モニタ。
3. 前記コイル内のワイヤは、前記カフの下の前記身体部分の前記体積が変化するときに前記コイルの巻線が伸張又は圧縮されることを可能にするよう導電性の伸縮性材料から形成される、
   請求項２に記載の血圧モニタ。
4. 前記プレチスモグラフィセンサの前記出力信号は、前記コイルのインダクタンスの測定値を含む、
   請求項２又は３に記載の血圧モニタ。
5. 前記コイルは、オシレータの共振回路の一部であり、前記プレチスモグラフィセンサの前記出力信号は、前記オシレータの周波数の測定値を含む、
   請求項２乃至４のいずれかに記載の血圧モニタ。
6. 前記コイル内のワイヤは、導電性の伸縮性材料又は圧電材料から形成され、前記プレチスモグラフィセンサの前記出力信号は、前記コイルの抵抗の測定値を含む、
   請求項２乃至５のいずれかに記載の血圧モニタ。
7. 前記プレチスモグラフィセンサは、各々が１つ以上の巻線を有する２つ以上のコイルを備え、前記２つ以上のコイルは、前記カフの下の前記身体部分の前記体積の変化が前記２つ以上のコイルの間の距離を変化させるよう、前記カフの下の前記身体部分の周囲に配置されるように構成され、前記プレチスモグラフィセンサの前記出力信号は、前記コイルの相互インダクタンスの測定値を含む、
   請求項１に記載の血圧モニタ。
8. 前記プレチスモグラフィセンサは、前記カフ内に統合される、
   請求項２乃至７のいずれかに記載の血圧モニタ。
9. 前記プレチスモグラフィセンサは、前記カフの下にある前記身体部分の周囲に配置されるように構成される、
   請求項２乃至７のいずれかに記載の血圧モニタ。
10. 前記プレチスモグラフィセンサは、前記カフの下の前記身体部分の周囲に配置されるように構成される伸縮性バンドの一部である、
    請求項９に記載の血圧モニタ。
11. 前記コイル内のワイヤは、前記カフの下の前記身体部分の前記体積が変化するときに前記コイルの巻線が伸張又は圧縮されることを可能にするよう前記伸縮性バンド内に配置される、
    請求項１０に記載の血圧モニタ。
12. 前記プレチスモグラフィセンサは、第１コイルと第２コイルを含み、各コイルが１つ以上の巻線を有し、前記カフの下の前記身体部分の前記体積の変化が前記第１コイルと前記第２コイルとの間の距離を変化させるように、前記第１コイルは前記カフの内面に配置され、前記第２コイルは前記第１コイルとは反対に前記カフの外面に配置され、前記プレチスモグラフィセンサの前記出力信号は、前記第１コイル及び前記第２コイルの相互インダクタンスの測定値を含む、
    請求項１に記載の血圧モニタ。
13. 被検体の血圧を測定する方法であって：
    前記被検体の身体部分の周囲にカフを配置し、前記身体部分に圧力を加えるよう前記カフを膨張させるステップと；
    圧力センサを使用して前記カフ内の前記圧力を測定するステップと；
    １つ以上の巻線を有するコイルを備えるプレチスモグラフィセンサを使用して、前記カフの下の前記身体部分の体積及び／又は動脈拍動に起因する前記カフの下の前記身体部分の前記体積の変化を測定するステップと；
    前記カフ内の前記圧力の測定値と、前記カフの下の前記身体部分の体積及び／又は動脈拍動に起因する前記カフの下の前記身体部分の体積の変化の測定値から、前記被検体の前記血圧を決定するステップと；
    を備える、方法。
14. 当該方法は、
    前記カフの下の前記身体部分が前記１つ以上の巻線内に位置し、かつ前記カフの下の前記身体部分の前記体積の変化が前記巻線の断面積を変化させるよう、前記プレチスモグラフィセンサを前記被検体の前記身体部分の周囲に配置するステップ、
    を更に備える、請求項１３に記載の方法。
15. 前記プレチスモグラフィセンサは、各々が１つ以上の巻線を有する２つ以上のコイルを備え、当該方法は、
    前記カフの下の前記身体部分の前記体積の変化が前記２つ以上のコイルの間の距離を変化させるように、前記２つ以上のコイルを前記カフの下の身体部分の周囲に配置するステップ、
    を更に備え、前記カフの下の前記身体部分の体積及び／又は前記カフの下の前記身体部分の前記体積の変化を測定するステップは、前記のコイルの相互インダクタンスを測定することを含む、
    請求項１３に記載の方法。

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