数原型来确定拟合（包络（信号））函数。更优选地，
函数原型优选为非负平滑钟型曲线，例如Cauchy-Lorentz函数。如果测得的脉搏信号是相 对于时问+而給制的? _丨卜卜函撒_刑可由以先下式：
[0039]
[0040] 值得注意的是，如果采用具有连续增加或减少的袖带压力p的示波式无创血压测 量方法，并且将测得的脉搏信号绘制为袖带压力的函数，则函数原型可也定义为下式：
[0041]
[0042] 函数原型优选地包括至少一个参数，更优选地包括至少两个参数，参数的选择旨 在实现拟合（包络（信号））函数对包络（信号）曲线的最优拟合。在上述示例中，可自由 选择三个参数，即。参数fMp决定了函数原型的钟型曲线的幅度。参数 决定了时间轴或压力轴的最大值的位置，而参数fbw决定了半高宽。
[0043] 可利用任意已知的最优算法来选择（例如上述三个参数中的）至少一个参数，最 优算法例如是基于最小误差平方的最优算法。优选地，采用Levenberg-Marquardt算法来 选择函数原型的至少一个参数。在上述示例中，可优化一个参数、两个参数，或者优选地为 全部三个参数。
[0044] 包络（信号）曲线和拟合（包络（信号））函数之间的差值反映了由患者的呼吸 或通气所引起的调节。因此，作为本发明方法的第四步骤，确定与由患者的呼吸导致的脉搏 变化相对应的呼吸脉搏变化信号。优选地，通过使呼吸脉搏变化信号围绕其平均值振荡的 方式来确定该呼吸脉搏变化信号。优选地，由呼吸脉搏变化信号的曲线的下方部分所定义 的区域（即平均值下方的区域）大体上与由呼吸脉搏变化信号的曲线的上方部分所定义的 区域（即平均值上方的区域）相对应。
[0045] 为了确定呼吸脉搏变化信号的平均值，可向包络（信号）曲线施加低通滤波器，其 中该低通滤波器的截止频率优选地低于患者的呼吸频率。为了获得呼吸脉搏变化信号，需 从包络（信号）曲线中减去上述平均值。因此，可轻易地将呼吸脉搏变化信号表示为围绕 着平均值振荡的曲线。
[0046] 接下来，根据本发明的方法的第五步骤，基于在先确定的呼吸脉搏变化信号来确 定包络（呼吸）曲线。
[0047] 优选地，可通过与本发明方法的第二步骤大体相同的方法执行第五步骤。因此，通 过连续确定呼吸脉搏变化信号相距其平均值的距离维度，然后优选地对该距离维度施加低 通滤波器的方式，来优选地计算包络（呼吸）曲线。优选地，低通滤波器的截止频率低于患 者的呼吸频率。换言之，优选地将呼吸脉搏变化信号的振荡曲线的平均值下方的部分向上 折叠至上方部分。然后，优选地，利用具有低于患者的呼吸频率的截止频率的低通滤波器使 所得到的曲线平坦化。优选地，通过使（平坦化的）曲线下方的区域相对于在非平坦化的 曲线下方的区域保持基本不变的方式来使曲线平坦化。可选地，使平坦化的曲线额外地乘 以预设值。例如，如果使平坦化的曲线乘以2的平方根,则最终获得的包络（呼吸） 曲线大体位于呼吸脉搏变化信号的幅度的上极值水平。
[0048] 优选地，可将呼吸脉搏变化信号的平均值（其用作距离维度计算的基础）确定为 在患者的单个呼吸周期时段内的移动平均数。
[0049] 作为根据本发明的第六步骤，基于在先确定的包络（呼吸）曲线来确定拟合（包 络（呼吸））函数。拟合（包络（呼吸））函数表示包络（呼吸）曲线的理想曲线发展。优 选地，可通过与本发明方法的第三步骤大体相同的方法执行第六步骤。
[0050] 因此，优选地基于在先确定的函数原型来确定拟合（包络（呼吸））函数。更优选
地，函数原型优选为非负平滑钟型曲线，例如Cauchy-Lorentz函数。如果呼吸脉搏变化信 号是r'一 ....... 1可定义为下式：
[0051； V J
[0052] 值得注意的是，如果采用具有连续增加或减少的袖带压力p的示波式无创血压测 量方法，并且将呼吸脉搏变化信号绘制为袖带压力的函数，则函数原型也可定义为下式：
[0053]
[0054] 函数原型优选地包括至少一个参数，更优选地包括至少两个参数，该参数的选择 旨在实现拟合（包络（呼吸））函数对包络（呼吸）曲线的最优拟合。在上述示例中，可自 由选择三个参数，即ganp、g_和gbw。参数决定了函数原型的钟型曲线的幅度。参数g_ 决定了时间轴或压力轴的最大值的位置，而参数gbw则决定了半高宽。
[0055] 可利用任意已知的最优算法来选择（例如上述三个参数中的）至少一个参数，最 优算法例如是基于最小误差平方的最优算法。优选地，使用Levenberg-Marquardt算法来 选择函数原型的至少一个参数。在上述示例中，可优化一个参数、两个参数，或者优选为全 部三个参数。
[0056] 优选地，（为避免所涉及的计算步骤的任何偏差），可通过类似于分别计算包络 (信号）曲线和拟合（包络（信号））函数的方式来计算包络（呼吸）曲线和拟合（包络 (呼吸））函数，但是表示的是呼吸脉搏变化信号而不是测得的脉搏信号。也就是说，例如， 如果采用Cauchy-Lorentz函数作为确定拟合（包络（信号））函数的函数原型，则优选地 同样采用Cauchy-Lorentz函数作为确定拟合（包络（呼吸））函数的函数原型。
[0057] 最后，在根据本发明的方法的第七步骤中，基于拟合（包络（信号））函数和拟合 (包络（呼吸））函数来确定表示了患者的容量反应性的指标。优选地，基于拟合（包络（信 号））函数的至少一个参数和拟合（包络（呼吸））函数的至少一个参数来确定表示了患者 的容量反应性的指标。
[0058] 例如，可基于拟合（包络（信号））函数的最大值与拟合（包络（呼吸））函数的 最大值之间的比率来确定表示了患者的容量反应性的指标。
[0059] 已发现的是，这个比率表示用于表示患者的容量反应性的合适指标。例如，如果采 用Cauchy-Lorentz函数作为用于确定拟合（包络（信号））函数和拟合（包络（呼吸）） 函数的函数原型，则可根据下式来确定表示了患者的容量反应性的比率VR:
[0060]
[0061] 如上所述，现有技术中已知的是，可利用患者由通气或呼吸所致心肺交互而导致 的脉搏变化来预测患者的容量反应性。根据本发明的方法获得的指标与现有技术中已知的 "脉压变异率指标"具有类似的目的。
[0062] 然而，不同于现有技术中已知的用于确定容量反应性的方法，根据本发明的方法 无需依赖于与单次心跳相对应的单次最大/最小血压值。此现有技术的方法会由于单次心 跳和/或连续心跳的节奏出现的偏差而导致有问题的结果。相反地，本发明的用于确定表 示了患者的容量反应性的指标的方法考虑到了（例如多个呼吸周期的）测得脉搏信号的完 整序列（一组数据）。因此，即使出现或记录有心脏的任何伪像或者心律不齐，其对根据本 发明的结果的影响也是可以忽略的。例如，如果相对于60次心跳的时段来测量脉搏信号， 则针对此60次心跳记录的任何伪像都不会对根据本发明的方法的结果造成影响。相反地， 当采用现有技术中已知的方法时，此伪像可轻易地导致完全错误的结果。然而，错误的结果 会导致由医师做出的不适当的、甚至是危及生命的决策，例如，错误地将高脉搏变化解释为 显著的心脏容量反应性，并且然后向不需要补液的患者进行补液。
[0063] 无创血压信号的曲线以取决于压力袖带的钳制压力的非线性方式发生失真。这是 拟合（包络（呼吸））曲线的最大值为什么会相比于拟合（包络（信号））曲线的最大值发 生移位的原因。因此，期望的是，上述可导致相位移位的失真的这种数据不被允许用于提供 表示了患者的容量反应性的可靠指标。然而，有利的是，发明人发现根据本发明的方法完美 地反映了患者的生理状态。结果表明，不论是否具有此相位移位，幅度的比率都是患者的容 量反应性的可靠的预测指标。
[0064] 由根据本发明的方法获得的指标（例如比率VR)能为医师关于如何治疗患者的决 策提供支持。然而，该指标并不会向医师提供治疗指导。相反地，需要将该指标结合多个其 它诊断信息来得出适当的治疗手段。例如，医师会基于他的经验和其它诊断信息为每位患 者做出诊断，对于呼吸容量在8ml每千克预测体重的机械通气患者来说，例如大于12%的 比率VR表示这样一个干预阈值：S卩，特定患者可能具有相对高的容量反应性，并且应进行 补液以增加心输出量，从而在不引起患者循环中的液体过剩的情况下优化组织灌注。
[0065] 值得注意的是，还可能基于所选择的拟合（包络（信号））函数的拟合参数来计算 收缩血压值和舒张血压值。公式取决于使用的测量组件的设置，并且可采用多元回归的方 法凭经验来确定。
[0066] 值得注意的是，对于本领域技术人员显而易见的，可同时执行根据本发明的方法 步骤（ii)和（iii)。也