Verfahren und Vorrichtung zur kontinuierlichen, nicht-invasiven Bestimmung des Blutdruckes
Die Erfindung betrifft ein Verfahren und eine Vorrichtung zur kontinuierlichen, nicht-invasiven Bestimmung des Blutdruckes mit Hilfe eines photoplethysmogra- phischen Systems das zumindest eine Lichtquelle und zumindest einen Lichtdetektor aufweist, die an einem Körperteil angeordnet werden, der eine Arterie beinhaltet.
Die kontinuierliche nicht-invasive Messung des Blutdruckes stellt bis heute eine große Herausforderung an die Messtechnik dar. Am Markt beginnt sich die sog . "Vascular Unloading Technique" durchzusetzen, die auf eine Publikation von Penäz (Digest of the 10th International Conference on Medical and Biological Engineering 1973 Dresden) zurückgeht, bei der ein Finger durchleuchtet wird und durch eine Servoregelung der registrierte Fluss konstant gehalten wird .
Die photoplethysmographische Methode nach Penäz bzw. "Vascular Unloading Technique" oder in manchen Publikationen auch "Volume Clamp Methode" genannt, wurde weiter verbessert. Die EP 0 537 383 AI (TNO) zeigt beispielsweise eine aufblasbare Fingermanschette für die nicht-invasive kontinuierliche Blutdrucküberprüfung . Der aufblasbare zylindrische Raum ist pneumatisch mit einer Fluidquelle verbunden. Eine Infrarotlichtquelle und ein Detektor sind beidseitig des Fingers innerhalb des festen Zylinders positioniert. Es ist ein Ventil zum Füllen des Zylinders mit Gas vorgesehen. Weiters sind elektrische Kabel für die Infrarotlichtquelle und des Detektors hindurchgeführt. Die US 4,510,940 A (Wesseling) und die US 4,539,997 A (Wesseling) zeigen Vorrichtungen zur kontinuierlichen nicht-invasiven Messung des Blutdruckes. Es sind eine fluidgefüllte Manschette, eine Lichtquelle, ein Lichtdetektor und ein Differenzdruckverstärker vorgesehen. Weiters zeigt die Veröffentlichung US 4,597,393 (Yamakoshi) eine Variante des Penäz -Prinzips.
In der WO 00/59369 A2 sind Verbesserungen der Ventilsteuerung bzw. des Druckerzeugungssystems sowie unterschiedliche Ausführungen der Druckmanschetten (z. B. Doppelmanschette) an verschiedenen Extremitäten dargestellt. In der WO 04/086963 A2 wird dargelegt, wie man die Doppelmanschette dahingehend nutzen kann, dass in einer Manschette der Blutdruck gemäß dem Penäz- Prinzip gemessen wird, wobei in der anderen Manschette eine optimierte Kontrolle des Arbeitspunktes (Setpoint SP) vorgenommen wird. Die WO 05/037097 AI beschreibt ein verbessertes Regelungssystem für die Vascular
Unloading Technique, wobei innen liegende Regelschleifen quasi optimierte Ver¬ hältnisse für die nächsten außen liegenden Regelschleifen darstellen.
Die WO 2011/051822 AI beschreibt wie man die Signalqualität der Vascular Unloading Technique verbessern kann, um dann in der weiteren Folge ein Verfahren der Pulskontur-Analyse für die Gewinnung weiterer Parameter anzuwenden. Die WO 2011/051819 AI beschreibt ein verbessertes, ausschließlich digitales Ver¬ fahren und Gerät für die Vascular Unloading Technique.
Das Verfahren nach Penäz wurde in zahlreichen Patenten und Publikationen weiter entwickelt, ein grundsätzlicher Nachteil des Verfahrens konnte jedoch nicht behoben werden: Für die Gewinnung des Blutdrucksignals muss ein Sensor vorzugsweise am Finger angebracht werden, dessen Anpressdruck in Echtzeit dem arteriellen Blutdruck im Finger nachgeführt werden muss. Diese rasche Drucknachführung kann nur mit dementsprechendem Aufwand realisiert werden. In allen bisherigen Veröffentlichungen wird dazu eine Manschette verwendet, die mit einer Pumpe sowie einem aufwendigen Ventil bzw. Ventilsystem verbunden ist. Der Innendruck der Manschette, der am Finger anliegt wird nun so geregelt, dass er dem arteriellen Blutdruck entspricht. Dies ist dann der Fall, wenn das gleichzeitig gemessene photoplethysmographische Signal konstant ist.
Der Manschettendruck muss idealer Weise so schnelle Veränderungen erlauben, wie sie im echten arteriellen Blutdruck auftreten können, d.h. er muss Änderungsfrequenzen bis etwa 20Hz zulassen. Dies stellt einen großen Aufwand für Ventil bzw. Ventilsystem, Pumpe und Manschette dar, die man sich gerne ersparen würde. Die vorliegende Erfindung soll diesen Aufwand erheblich reduzie¬ ren.
Aufgabe der Erfindung ist es ein Verfahren und eine Vorrichtung zur kontinuierlichen, nicht-invasiven Bestimmung des Blutdruckes bzw. des Blutdrucksignals Pßp(t) [mmHg] vorzuschlagen das einfach realisierbar und unproblematisch anwendbar ist. Wünschenswert wäre, wenn man nur ein photoplethysmographi- sches System ohne aufwendiges Drucksystem bräuchte. Ein photoplethys- mographisches System besteht im Wesentlichen aus einer Lichtquelle (vorzugs¬ weise LED) und einem Lichtdetektor (z.B. Fotodiode) und ist aus der Pulsoxi- metrie bestens bekannt. Das daraus gewonnene Signal v(t) [dimensionslos, so¬ lange es nicht auf z.B. Liter kalibriert ist] ist ein Maß für das Volumen im Finger (Plethysmographie) - seine Pulsationen entsprechen dem arteriellen Blutvolumen. Der Gleichanteil des Signals wird durch die Dicke des Fingers und seine Gewebeanteile, durch das laminar strömende venöse Blut und andere Faktoren wie das Umgebungslicht bestimmt. Darüber hinaus enthält das photoplethysmographische Signal v(t) aber auch veränderliche Anteile, die zumeist durch die
Gefäßwand der Fingerarterie bestimmt werden. Fingerarterien gehören zu den Blutgefäßen, die durch vegetative Steuerung verengt (Vasokonstriktion) und erweitert (Vasodilatation) werden können. Diese vasomotorischen Veränderungen verändern das photoplethysmographische Signal derartig, dass es nicht direkt für die Blutdruckmessung verwendet werden kann.
Erfindungsgemäß wird diese Aufgabe dadurch gelöst, dass der Anpressdruck p(t) des photoplethysmographischen Systems abhängig vom mittleren Blutdruck verändert, bzw. an den mittleren Blutdruck angepasst wird.
Eine erfindungsgemäße Vorrichtung - ausgehend von einem photoplethysmogra¬ phischen System mit zumindest einer Lichtquelle und zumindest einem Lichtdetektor, die durch eine Halterung an einem eine Arterie enthaltenden Körperteil befestigt sind - zeichnet sich durch eine Einrichtung aus, mit der der Anpressdruck p(t) der Halterung an den Körperteil in Abhängigkeit vom mittleren Blutdruck veränderbar ist.
Das Besondere dabei ist, dass der Anpressdruck p(t) [mmHg] bzw. die Anpresskraft der Halterung und damit des plethysmographischen Systems dahingehend verändert wird, dass dieser bzw. diese auf den mittleren Blutdruck (Mean Arterial Blood Pressure MABP) abgestellt wird. Dieser mittlere Blutdruck MABP verändert sich im Verhältnis zum wahren pulsatilen intra-arteriellen Blutdruck pBp(t) relativ langsam - während man für Nachverfolgung des arteriellen Blutdruckes Pßp(t) ein Druck- bzw. Manschettensystem braucht, das Drucksignale bis zu 20Hz verarbeiten muss, sind für die Nachführungen des mittleren Blutdruckes MABP Druckveränderungen weit unter den Frequenzen der Pulsationen ausreichend. Dies kann vorzugsweise mit einfachen mechanischen Systemen wie z.B. Schrittmotoren, Linearaktuatoren etc. erzielt werden, aber auch mit einfachen pneumatischen Systemen (Fingermanschetten) ohne aufwändige Ventilsysteme.
Für eine vorzugsweise adaptive Regelung ist es zunächst notwendig, den geeig¬ neten Startpunkt zu finden. Dabei wird der Umstand ausgenützt, dass die Pulsationen des plethysmographischen Signals v(t) dann am größten sind, wenn der Anpressdruck p(t) dem mittleren Blutdruck MABP entspricht. Es wird daher zunächst der Anpressdruck p(t) solange verstellt, bis die Pulsationen am größten sind (Suchphase). Dann wird die adaptive Nachführung des Anpressdruckes p(t) aktiviert (Messphase). Das an dieser Stelle auftretende initiale plethysmogra¬ phischen Signal V0 wird für die nachfolgende Regelung gespeichert,
Die Regelung für die Drucknachführung basiert auf dem Umstand, dass zunächst das plethysmographische Signal v(t) so stark mit einem Tiefpass gefiltert wird, dass es für die Nachjustierung des Anpressdruckes verwendet werden kann.
Diese gefilterte "Low Frequency LF" Signal vLF(t) wird mit dem initialen plethys¬ mographischen Signal V0 verglichen und der Anpressdruck p(t) so lange verändert, bis das gefilterte Signal vLF(t) wieder dem initialen Signal V0 entspricht.
Für den Ausgleich der vasomotorischen Veränderungen wird der Umstand genutzt, dass beim mittleren Blutdruck die negative bzw. systolische Halbwelle von v(t) gleich groß ist wie die positive bzw. diastolische Halbwelle. Ist dies nicht der Fall, dann wird solange der Arbeitspunkt und dadurch der Druck nachgestellt, bis beide Halbwellen wieder gleich sind.
Das so gewonnene plethysmographische Signal v(t) entspricht noch nicht dem wirklichen Blutdrucksignal Pßp(t), da die Absolutwerte des Blutdruckes so nicht bestimmt werden können. Deswegen wird der Blutdruck mit einem anderen intermittierenden Standardverfahren wie z.B. oszillometrisches Verfahren am Oberarm bestimmt und eine Transferfunktion für das photoplethysmographische Signal v(t) berechnet. Nach Anwendung dieser Transferfunktion auf das plethysmographische Signal v(t) liegt das kontinuierliche nicht-invasive Blutdrucksignal
Die Erfindung wird im Folgenden anhand von schematischen Darstellungen und Diagrammen näher erläutert. Es zeigen:
Fig. 1 das Prinzip der Photoplethysmographie gemäß Stand der Technik,
Fig. 2 das Prinzip der "Vascular Unloading Technique" gemäß Stand der
Technik,
Fig. 3 das erfindungsgemäße Messprinzip,
Fig. 4 ein Diagramm der zeitlichen Veränderung des photoplethysmo- graphischen Signals v(t) bei Druckänderung p(t),
Fig. 5 ein Diagramm der S-förmigen Übertragungsfunktion zwischen Anpressdruck p und dem plethysmographischen Signal v(p),
Fig. 6 unterschiedliche plethysmographische Signale v(t) bei verschiede¬ nen Anpressdrücken p anhand der S-förmigen Übertragungsfunktion,
Fig. 7 Veränderungen der S-förmigen Übertragungsfunktion und der plethysmographischen Signale bei Vasokonstriktion,
Fig. 8 eine Nachführung des Druckes auf der S-förmigen Übertragungs¬ funktion, sowie
Fig. 9 eine schematische Darstellung der erfindungsgemäßen Vorrichtung samt Regelung.
Fig . 1 zeigt das Prinzip der Photoplethysmographie. Die schematisch dargestellte Vorrichtung besteht im Wesentlichen aus einem photoplethysmographischen System 10 mit zumindest einer Lichtquelle 11 (z. B. eine LED) und zumindest einem Lichtdetektor 12, der ein photoplethysmographisches Signal v(t) erzeugt Durch den Körperteil, beispielsweise Finger 20, wird Licht gestrahlt, das primär durch arterielles Blut in der Arterie 21 absorbiert wird . Die Kapillargefäße sind mit 22, die Fingervene mit 23 bezeichnet. Weiters sind die pulsatilen Druckänderungen durch Ausbauchungen 24 der Arterie 21 angedeutet. Auf der anderen Seite des Fingers 20 wird das Restlicht vom Lichtdetektor 12 empfangen und in ein elektrisches Signal v(t) umgewandelt. Das Signal spiegelt so die arterielle Blutvolumenkurve bzw. den Durchmesser der Fingeraterie invertiert wider.
Fig . 2 beschreibt das Prinzip der "Vascular Unloading Technique". Um den Blutdruck nicht-invasiv und kontinuierlich messen zu können wurde die Vascular Unloading Technique entwickelt. Die Gefäßwand der Fingerarterie wird dadurch entspannt gehalten, indem ein Druck in einer anliegenden Halterung bzw. Manschette 13 so schnell geregelt wird, dass dieser Manschettendruck genau dem Druck in der Arterie 21 im Finger 20 entspricht. Das ist dann der Fall, wenn das dabei resultierende photoplethysmographische Signal v(t) konstant gehalten wird . Dieses Prinzip benötigt ein schnell reagierendes Druck- und Kontrollsystem 14, das vorzugsweise pneumatisch mit Pumpe, schnellen Ventil bzw. Ventilsystemen und der Fingermanschette 13 realisiert wird.
In Fig. 3 wird das erfindungsgemäße Meßsystems dargestellt. Das schnell arbeitende Drucksystem der Vascular Unloading Technique ist sehr aufwendig und somit teuer. Die folgenden Überlegungen zeigen nun, dass es nicht notwendig ist, den Anpressdruck p(t) derartig schnell nachzuführen, dass der wahre pulsa- tile, arterielle Blutdruck pBp(t) nachgebildet wird. Wichtig ist lediglich, den Anpressdruck p(t) dem mittleren Blutdruck MABP nachzuführen. Dies kann mit einer Drucknachführungsmethode geschehen, die viel langsamer bzw. träger ist, als die von der Vascular Unloading Technique bekannten Systeme. Fig . 3 zeigt eine Halterung 13 (z. B. Fingerklips) für die zumindest eine Lichtquelle 11 und den zumindest einen Lichtdetektor 12, um diese am Körperteil bzw. Finger 20 zu befestigen, der eine Arterie 21 aufweist. Erfindungsgemäß ist nun eine Einrichtung 15 vorgesehen, mit der der Anpressdruck der Halterung 13 an den Körperteil in Abhängigkeit vom mittleren Blutdruck veränderbar ist Die Nachführung kann so mit einem einfachen Schrittmotor oder Aktuator, aber auch Manschette mit einem langsamen Ventil bzw. Ventilsystem oder andere geeignete Vorrichtungen erfolgen.
Bevor nun diese Nachführung beginnen kann, muss der initiale Anpressdruck P0 der neuen Messvorrichtung auf den mittleren Blutdruck MABP gestellt werden. Es hat sich gezeigt, dass der Anpressdruck eines photoplethysmographischen Systems dann dem mittleren Blutdruckes MABP entspricht, wenn die Signalamplitude des photoplethysmographischen Signals v(t) am größten ist. In Fig . 4 wird gezeigt wie sich das photoplethysmographische Signal v(t) bei ansteigendem Druck p(t) ändert. Der schwarze Punkt markiert den Druck, bei dem die Amplitude von v(t) am größten ist - er entspricht dem aktuellen mittleren Blutdruck MABP. Dieser Arbeitspunkt - initialer Anpressdruck P0 sowie initiales plethysmographisches Signal V0 - wird weiters vom System in einem Speicher abgelegt. Man beachte dabei das invertierte Verhalten des Signals v(t), denn während der Systole befindet sich naturgemäß mehr Blut im Finger als bei der Diastole. Ein größeres Blutvolumen erhöht die Lichtabsorption und senkt somit das plethysmographische Signal während bei der Diastole das plethysmographische Signal wegen der geringeren Absorption steigt. Weiters wird durch den steigenden Druck immer mehr Blut aus dem Finger herausgepresst - auch deswegen steigt in Summe das plethysmographische Signal v(t) mit steigendem Druck p(t).
In Fig . 5 wird gezeigt, warum die Signalamplitude dann am größten ist, wenn der Anpressdruck genau dem mittleren Blutdruck MABP entspricht. Fig. 5 zeigt die S- förmige Übertragungsfunktion zwischen Anpressdruck p und dem plethysmographischen Signal v(p). Diese S-Kurve entsteht - in dem theoretischen Fall - wenn zunächst keine Pulsationen in der Arterie auftreten und das plethysmographische Signal v(p) versus dem Anpressdruck p aufgetragen wird . Durch die tatsächlichen arteriellen Pulsationen beginnt das plethysmographische Signal v(t) um den Arbeitspunkt zu schwingen, der durch den Anpressdruck eingestellt wird.
Die Amplitude des erzeugten plethysmographischen Signals v(t) wird durch die Steigung der S-Kurve bestimmt. In Fig. 5 entspricht der Arbeitspunkt dem Wendepunkt der S-Kurve, an dem die größte Steigung und somit die größte plethysmographische Amplitude feststellbar ist. Dieser Punkt entspricht dem mittleren Blutdruck MABP.
In Fig. 6 wird dargestellt, wie sich das plethysmographische Signal verändert wenn der Anpressdruck kleiner bzw. größer als der mittlere Blutdruck ist. Bei zu kleinem Anpressdruck entsteht das plethysmographische Signal v<(t). Im Unterschied zu v0(t), dem plethysmographischen Signal am Mitteldruck, ist die Amplitude kleiner, aber auch die Signalform ist verändert. Die Systole erscheint breiter, man kann die Signalform als "bauchiger" bezeichnen. Im Gegensatz dazu ist das plethysmographische Signal bei zu hohen Anpressdruck v>(t) "spitzer" als v0(t) sowie auch v<(t). Auch hier ist die Amplitude kleiner.
Nach der Suche der größten Amplitude, die bei dem Anpressdruck p(t) gefunden wird, der dem mittleren Blutdruck MABP bzw. der größten Steigung am Wendepunkt der S-Kurve entspricht steht das System am initialen Messpunkt. Dieser Arbeitspunkt soll nun in einer ersten Überlegung folgendermaßen beibehalten werden : Das initiale plethysmographische Signal V0 als auch der initiale Anpressdruck P0 werden vom System als der initiale Arbeitspunkt V0/Po gespeichert.
In weiterer Folge wird das plethysmographische Signal derart gefiltert, dass die pulsatilen Druckänderungen weitgehend verschwinden (siehe Filter TPLF in Fig . 9) und ein langsam veränderliches Signal vLF(t) entsteht, das von der erfindungsgemäßen Einrichtung 15 zur Druckänderung problemlos nachgestellt werden kann . In der Regel ist die Grenzfrequenz dieses Filters weit unter den Frequenzen der pulsatilen Druckänderungen . Dieses gefilterte Signal vLF(t) wird mit dem initialen Arbeitspunkt V0 verglichen und bei einer Abweichung wird der Anpressdruck p(t) so lange nachgestellt, bis das Signal V0 wieder erreicht wird .
Eine solche Druckänderung entspricht im Diagramm der S-förmigen Übertragungsfunktion einer einfache Verschiebung der S-Kurve nach links bei höher werdendem Druck bzw. nach rechts bei niedriger werdendem Druck (nicht dargestellt) . Leider kann es auch zu einer gleichzeitig auftretenden Verkleinerung der S-Kurve kommen, was einer Verengung der Arterie (sog . Vasokonstriktion gemäß Pfeil 25) entspricht (siehe Fig . 7) . Bei einer Erweiterung der Arterie (sog . Vasodilatation) wird die S-Kurve analog zu Fig . 7 größer. Diese Veränderungen der S-förmigen Übertragungsfunktion durch vasomotorische Veränderungen (Vasokonstriktion bzw. Vasodilatation) können folgendermaßen berücksichtigt werden : Zunächst muss man beachten, dass diese Veränderungen nur sehr langsam auftreten und zwar im Minutenbereich . In diesem "Very Low Frequency VLF" Bereich kann nicht zwischen Blutdruckänderung oder Vasomotorik unterschieden werden und deswegen wird dieser Frequenzbereich durch Tiefpassfilterung (siehe Filter TPVLF in Fig . 9) mittels einem Signal vVi_F(t) komplett entfernt. In der gegenständlichen Praxis bedeutet dies, dass der Vergleich mit dem initialen Arbeitspunkt V0 nicht zulässig ist, weil sich dieser durch Vasokonstriktion nach oben bzw. durch Vasodilatation nach unter verschoben haben könnte.
Physiologisch passiert dabei folgendes : Durch Vasokonstriktion wird das Gefäß verengt und dadurch ist weniger Blut in der Arterie. Somit ist die Absorption geringer und das plethysmographische Signal wird größer, was einem Verschieben des Arbeitspunktes nach oben entspricht (siehe Fig . 7) . Umgekehrt wird die Arterie bei Vasodilatation erweitert und mehr Blut befindet sich in der Arterie. Folglich nimmt die Absorption zu, das plethysmographische Signal sinkt und der Arbeitspunkt wandert nach unten .
In Fig . 7 erkennt man, dass nicht nur der Arbeitspunkt wandert sondern auch die Signalform Vi(t) verändert wird - sie wird "bauchiger" und entspricht dem Signal v<(t) bei zu geringen Anpressdruck. Weiters erkennt man das die negative Halbwelle (-) von Vi(t) größer wird als die positive (+) . Der Arbeitspunkt V0 wird solange nachjustiert (Vaig0), bis beide Halbwellen wieder gleich groß sind und v2(t) entsteht (Fig . 8) . Die Veränderung von V0 durch Vaigo ist nun der neue Arbeitspunkt für das gefilterte plethysmographische Signal . Der Anpressdruck p(t) wird so lange verändert bis V0 plus Vaigo wieder gleich dem gefilterten plethysmographischen Signal vLF(t) ist.
Gemäß Fig . 9 weist die Regelung der erfindungsgemäßen Vorrichtung bevorzugt zwei Regelstrecken jeweils beginnend mit den Tiefpässen TPLF und TPVLF auf. Die eine verändert den Anpressdruck p(t) solange bis das gefilterte plethysmographische Signal vLF(t) einem Sollwert entspricht. Dieser Sollwert kommt aus der zweite Regelstrecke und besteht einerseits aus dem initialen Arbeitspunkt V0 plus einem adaptiven Wert Vaigo. Vaigo wird erhöht, wenn die negative Halbwelle des ungefilterten plethysmographischen Signals v(t) - vVi_F(t) größer als die positive Halbwelle ist. Sind beide Halbwellen gleich groß, bleibt Vaigo unverändert, ist die positive Halbwelle größer dann sinkt Vaigo.
Damit aus diesen Signalen nun das kontinuierliche Blutdrucksignal berechnet werden kann muss eine Kalibrierung mit einem herkömmlichen Blutdruckmessgerät durchgeführt werden, das den systolischen sBP und diastolischen d BP Blutdruck ermittelt. In der Regel misst ein herkömmliches Blutdruckmessgerät den mittleren Blutdruck nicht, dieser kann jedoch gemäß der bekannten Formel mBP = dBP + 0,33*(sBP-d BP) ermittelt werden .
Weiters ist es von Vorteil, wenn die erfindungsgemäße Vorrichtung auch den wahren Anpressdruck p(t) mittels einem Drucksensor misst, der ja dem mittleren Blutdruck entspricht. Das Blutdrucksignal Pßp(t) kann dann folgendermaßen bestimmt werden : pBP(t) = m BP + p(t) - Po + (sBP-d BP)/(V0sys - V0dia)*v(t) wobei V0sys und V0dia dem systolischen bzw. diastolischen plethysmographischen Signal entspricht das während bzw. unmittelbar nach der Oberarmmessung aufgetreten ist.
Gemäß einer Ausführungsvariante kann eine direkte Messung des Anpressdruckes p(t) mit einem Drucksensor unterbleiben, da man den Anpressdruck p(t)
auch aus der Stellung des Aktuators (beispielsweise aus der Stellung des Schrittmotors) aus der anfänglichen Suchphase ermitteln kann. Am Übergang von Suchphase zu Messphase steht ja bekanntlich der Anpressdruck p(t) am mittleren Blutdruck MABP. Wird dann sofort der Oberarmblutdruck ermittelt, dann gilt ja : p(t) = MABP = mPB = P0.
Für den Verlauf der Messung und für den Verlauf des Anpressdrucks p(t) gibt die Stellung des Schrittmotors - zumindest relativ - Auskunft.
Die Vorteile des neuen Messverfahrens bzw. der neuen Messvorrichtung bestehen zusammenfassend vor allem darin, dass der Anpressdruck p(t) bzw. die Anpresskraft des photoplethysmographischen Systems auf den mittleren Blutdruck MABP geregelt wird . Dieser Druck verändert sich im Verhältnis zum wahren pul- satilen Blutdruck pBp(t) relativ langsam und kann vorzugsweise mit einfachen mechanischen Systemen wie z. B. Schrittmotoren, Linearaktuatoren aber auch einfache Fingermanschetten, ohne aufwändige Ventilsysteme erzielt werden. Die Regelung für die Drucknachführung basiert auf dem Umstand, dass zunächst das plethysmographische Signal so stark gefiltert wird, dass es für die Nachjustierung des Anpressdruckes verwendet werden kann, d .h. langsam genug für das träge mechanische Anpressdrucksystem ist. Dieses gefilterte Signal vLF(t) wird mit dem initialen plethysmographischen Signal V0 verglichen und der Anpressdruck p(t) so lange verändert, bis das gefilterte Signal vLF(t) wieder dem initialen Signal V0 entspricht. Weiters ist ein Ausgleich für vasomotorische Veränderungen möglich. Das dabei entstehende plethysmographische Signal wird mit einem bekannten, intermittierenden Standardverfahren kalibriert.