就是说，通过实施整体包括两个方法步骤（方法步骤（ii)和方法步 骤（iii))的相应的算法，可直接（即，仅以一个方法步骤）基于测得的脉搏信号的序列来 计算拟合（包络（信号））函数。
[0067] 类似地，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（V) 和（Vi)。也就是说，通过实施整体包括两个方法步骤（方法步骤（V)和方法步骤（Vi))的 相应的算法，可直接（即，仅以一个方法步骤）基于在先确定的呼吸脉搏变化信号来计算拟 合（包络（呼吸））函数。
[0068] 根据另一方面，本发明还涉及用于确定表示了患者的容量反应性的指标的逻辑单 元，其配置为执行以下步骤：
[0069]-基于在先确定的测得的脉搏信号的序列来确定包络（信号）曲线；
[0070] _基于在先确定的包络（信号）曲线来确定拟合（包络（信号））函数，该拟合（包 络（信号））函数表示包络（信号）曲线在未包括由患者的呼吸所导致的脉搏变化下的理 想曲线发展；
[0071] _确定与由患者的呼吸所导致的脉搏变化相对应的呼吸脉搏变化信号；
[0072] -基于在先确定的呼吸脉搏变化信号来确定包络（呼吸）曲线；
[0073] _基于在先确定的包络（呼吸）曲线来确定拟合（包络（呼吸））函数，该拟合（包 络（呼吸））函数表示包络（呼吸）曲线的理想曲线发展；
[0074]-基于拟合（包络（信号））函数和拟合（包络（呼吸））函数来确定表示患者的 容量反应性的指标。
[0075] 根据再一方面，本发明还涉及用于确定表示了患者的容量反应性的指标的系统， 其包括上述逻辑单元和血压测量装置，其中血压测量装置配置为测量患者的脉搏信号的 序列，其中该系统配置为将例如由血压测量装置测得的脉搏信号作为输入值提供给逻辑单 JL 〇
[0076] 优选地，血压测量装置包括压力袖带，该将压力袖带配置为围绕着患者臂部设置， 从而以无创的方式测量患者的动脉血压。
[0077] 血压测量装置优选地适合于执行根据本发明的上述方法。
【附图说明】
[0078] 下面，参照下列附图，对根据本发明的方法的实施例中的优选示例进行描述。
[0079] 图1是显示测得的脉搏信号、包络（信号）曲线、拟合（包络（信号））函数、呼吸 脉搏变化信号和拟合（包络（呼吸））函数的图表，其中所有曲线均根据本发明的方法进行 确定；
[0080] 图2是所谓的"FRANK-STRING曲线"的示意性表示；
[0081] 图3是用于示波式无创血压测量方法中的典型配置的示意性表示；
[0082] 图4a是由心电图检测的随时间变化的心跳信号的示意性表示；
[0083] 图4b是在示波式无创血压测量方法中由血压计测得的压力的示意性表示；
[0084] 图4c是在示波式无创血压测量方法中由血压计唯独测得的压力振荡的示意性表 不。
【具体实施方式】
[0085] 在根据本发明的优选方法中，在第一步骤中，测量患者的脉搏信号。优选地，利用 示波式无创血压测量方法来测量脉搏信号，该方法易于实施而不会对患者产生不利影响。 如上文结合图3、4a、4b和4c所描述地那样，示波式无创血压测量方法为本领域所熟知。值 得注意的是，同样也可应用其它脉搏测量方法来测量患者的脉搏。
[0086] 类似于上文结合图4c所描述的曲线，图1中所示的测得的脉搏信号为一条围绕其 平均值振荡的曲线（点线）。将平均值优选地确定为相对于患者的一个脉搏周期时段的移 动平均数。在此示例中，施加至压力袖带的压力以基本恒定的速率从40mmHg连续增加至大 约120mmHg。因此，可将振荡的测得脉搏信号表示为随时间不断增加的钳制压力的函数。实 际上，可同样地显示为随时间变化的函数方式。针对图1所示的示例，在约1分钟的检测周 期内压力从大约40mmHg增加至大约120mmHg。因此，在此示例中，在检测时段内获取了患者 的约60次心跳和约10个呼吸周期。
[0087] 接下来，在本发明方法的第二步骤中，确定包络（信号）曲线。在此示例中，通过 连续确定测得的脉搏信号相距该脉搏信号平均值的距离维度，然后向距离维度施加低通滤 波器的方式，来确定包络（信号）曲线。低通滤波器的截止频率低于患者的脉搏速率。换 言之，将测得的脉搏信号的振荡曲线的平均值的下方部分向上折叠至上方部分，以便专门 获得正压力值。然后，利用具有低于患者脉搏速率的截止频率的低通滤波器使所得到的曲 线平坦化。因此，通过使曲线下方的区域保持基本不变的方式使曲线平坦化。在本示例中， 然后使平坦化的曲线乘以$，从而使最终得到的包络（信号）曲线基本上位于测得脉搏信 号的幅度的上极值水平。
[0088] 从图1可以看出，包络（信号）曲线（细虚线）受控于另一影响因素（即患者的 呼吸或通气），该因素对测得的血压信号有影响。相反地，已通过根据本发明第二步骤的处 理滤除掉了由患者的心跳导致的脉搏的高频变化。
[0089] 接下来，在本发明方法的第三步骤中，利用函数原型来确定拟合（包络（信 号））函数（图1中的加黑虚线）。本示例所选的函数原型为非负平滑钟型曲线，即 Cauchy-Lorentz函数，其表示为以下的通式：
[0090]
[0091] 因此，可自由选择三个参数来将函数原型与包络（信号）曲线拟合，即€_4_和 4。参数Q决定了函数原型的钟型曲线的幅度；参数决定了压力轴上最大值的位置； 而参数fbw决定了钟型曲线的半高宽。
[0092] 在此示例中，应用本领域技术人员所知晓的Levenberg-Marquardt算法作为确定 参数和fu的值的最优算法，其中这三个参数使得拟合（包络（信号））函数对包 络（信号）曲线的最佳拟合。然而，对于此拟合步骤，同样也可利用其它已知的优化算法。 [0093] 然后，根据本发明的方法的第四步骤，确定呼吸脉搏变化信号，该信号大体对应于 包络（信号）曲线和拟合（包络（信号））函数之间的差值。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，对包络（信号）曲线施加低 通滤波器，以确定呼吸脉搏变化信号的平均值，其中该低通滤波器的截止频率低于患者的 呼吸频率。为了获取呼吸脉搏变化信号，需从包络（信号）曲线中减去上述平均值。由此， 可得到与测得的脉搏信号的曲线相类似的振荡曲线，其具有仅由患者的呼吸导致的较低振 荡频率。
[0094] 作为根据本发明的方法的第五步骤和第六步骤，确定包络（呼吸）曲线和拟合 (包络（呼吸））函数。这可通过与之前在步骤2和步骤3中分别确定包络（信号）曲线和 拟合（包络（信号））函数相同的方式来完成。值得注意的是，图1中仅示出了拟合（包络 (信号））函数（加黑虚线），而未示出包络（信号）曲线。
[0095] 作为本发明方法的第五步骤，确定包络（呼吸）曲线。像之前一样，通过连续确 定呼吸脉搏变化信号相距该呼吸脉搏变化信号平均值的距离维度，然后对该距离维度施加 低通滤波器的方式，来确定包络（呼吸）曲线。低通滤波器的截止频率低于患者的呼吸频 率。换言之，将测得的呼吸脉搏变化信号的振荡曲线平均值的下方的部分向上折叠至上方 部分，以便专门获得正压力值。然后，利用具有低于患者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。因此，通过使曲线下方的区域保持基本不变的方式使曲线平坦化。 在本示例中，然后使平坦化的曲线乘以&，从而使最终得到的包络（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。
[0096] 接下来，在本发明方法的第六步骤中，利用函数原型来确定拟合（包络（呼吸）） 函数。选择和之前一样的函数原型，即Cauchy-Lorentz函数，其表示为以下通式：
[0097]
[0098] 因此，同样可自由选择三个参数来将函数原型与包络（呼吸）曲线拟合，即ganip、 gmadn gbw。参数gamP决定了函数原型的钟型曲线的幅度；参数8?^决定可压力轴上最大值 的位置；而参数gbw决定可钟型曲线的半高宽。
[0099] 在此示例中，再次应用Levenberg-Marquardt算法作为确定参数g^、gmax和gbw的 值的最优算法，其中这三个参数使得拟合（包络（呼吸））函数对包络（呼吸）曲线的最佳 拟合。
[0100] 最后，在根据本发明的方法的第七步骤中，通过计算在先确定的相应函数原型的 参数gam P和f amp的比值，来确定患者的容量反应性的指标VR。
[0101] 正如上面提到的，本领域公知患者的呼吸或通气对患者的脉压有影响。即，可检测 到动脉脉搏的变化，其中该变化的频率与呼吸频率相对应。这些脉搏变化的幅度大体取决 于患者的心脏位于FRANK-STARLING曲线中