[0016] 因此，本发明的目的在于提供一种简单且鲁棒的用于可靠地确定表示了患者容量 反应性的指标的方法或装置。特别地，本发明的目的在于提供一种用于确定患者的容量反 应性的方法或装置，该方法或装置能最小化对待确定的指标的不利影响，例如由患者心脏 的伪像或心律不齐所产生的不利影响。根据本发明的方法或装置还应优选地基于现有技术 中已知的示波式无创血压测量方法来可靠地实施。
[0017] 可通过根据权利要求1的方法实现上述目标。本发明的有利特征在从属权利要求 中进行描述。
[0018] 特别地，本发明涉及一种确定表示了患者的容量反应性的指标的方法，其包括以 下步骤：
[0019] (i)测量患者的脉搏信号的序列；
[0020] (ii)基于测得的脉搏信号的序列来确定包络（信号）曲线；
[0021] (iii)基于在先确定的包络（信号）曲线来确定拟合（包络（信号））函数，所述 拟合（包络（信号））函数表示包络（信号）曲线在未包括由通气或呼吸所致心肺交互而 造成的脉搏变化下的理想曲线发展；
[0022] (iv)确定与由所述通气或呼吸所致心肺交互而造成的脉搏变化相对应的呼吸脉 搏变化信号；
[0023] (V)基于在先确定的呼吸脉搏变化信号来确定包络（呼吸）曲线；
[0024] (vi)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；
[0025] (vii)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。
[0026] 根据本发明的方法的第一（可选）步骤对应于数据采集，即测量患者的脉搏信号 的序列，例如，根据对以下项的连续或半连续记录而得到的与血液脉动相对应的信号及其 组合：压力、流量、多普勒超声波、光体积描记信号、造影剂X射线、快速或高速的同位素辐 射扫描、快速或高速的CT扫描、快速或高速的核磁共振成像、快速或高速的光子发射断层 成像等。值得注意的是，这个方法步骤对于成功实施本发明来说并不是至关重要的。很显 然，（例如通过医师）可预先测量患者的脉搏信号的序列。在此之后，将测得的脉搏信号存 储起来。这些数据可被本发明的方法使用，从而使得本发明（利用存储的测得的脉搏信号） 可选择性地直接从第二方法步骤开始。
[0027] 本领域技术人员熟知怎样测量患者的脉搏信号。存在多种针对测量患者的脉搏信 号而建立的方法，包括直接或有创式血压测量方法，间接或无创式血压测量方法，以及其它 记录上述任意动脉脉动信号的方法。
[0028] 优选地，采用结合了图3、4a、4b和4c所述的示波式无创血压测量方法。采用此血 压测量方法来进行数据采集是熟知的、简便的。有利的是，相比于例如有创血压测量方法的 其它血压测量方法，该方法不会对患者带来与备选的有创血压测量方法相关的任何不利影 响，例如局部感染和/或血流感染、血栓栓塞性并发症、出血等等。
[0029] 可在例如10秒钟与4分钟之间的时段内来检测测得脉搏信号的序列，优选地在30 秒钟与2分钟之间的时段内来进行检测，更优选地在约1分钟内进行检测以便可靠地覆盖 至少4个呼吸周期。患者的脉搏速率取决于多种因素，如年龄、压力等。成年人的心脏跳动 通常在每分钟50次到90次。因此，可在检测时段内检测到由心跳导致的相对较多次数的 脉搏变化。鉴于根据本发明的对表示了患者容量反应性的指标的计算是以数据质量为基础 的，此方法是有利的。然而，当实施示波式无创血压测量方法时，检测周期最好不要超过3 分钟，以避免由压力袖带的压力导致的紊乱血流带来的不利影响。
[0030] 另外，检测时段应分别覆盖至少一个完整的呼吸、通气周期。然而，优选地，在与患 者的多个连续的呼吸或通气周期相对应的时段内检测测得脉搏信号的序列。例如，检测周 期可对应于2到10个呼吸周期之间。如上所述，众所周知，患者的呼吸对脉搏变化具有可 被检测的影响。虽然测得的血压变化主要来自于心脏的功能（即来自于心脏周期性的收缩 和松弛），但是仍需要考虑另一影响因素：由此，对两个函数进行叠加：即，将由心脏功能所 导致的较高频率的变化与由患者的呼吸或通气所导致的较低频率的变化进行叠加。值得注 意的是，由患者的呼吸导致的这样的低频变化不仅可从机械通气患者身上检测到，还可以 从自主呼吸的非通气患者身上检测到。虽然自主呼吸针对血压变化的效应在某种程度上与 机械通气针对血压变化的效应类似，但是实际上，两种效应由于以下原因而不同：对于机械 通气的情况，在吸气期间通过高压使空气从外界压进肺部中，而对于自主呼吸的情况，在吸 气期间通过较低压力将空气吸入肺部。不考虑这些现象性差别，同样可将根据本发明的方 法应用于机械通气病人和自主呼吸的非通气病人，从而使得呼吸引入机动性或通气引入机 动性能产生显著的心肺交互。唯独所得到的表示了患者容量反应性的指标需要结合每一位 病人的其它特征来进行合理解释。然而，数据解析则落入进行诊断的任何医师或其它经过 医学训练的人员的专业知识范围中。
[0031] 现有技术中已知地，将测得的脉搏信号优选地表示为围绕着测得信号的平均值振 荡的信号曲线。另外，可将测得的脉搏信号表示为随时间变化的函数，或者备选地，如果采 用示波式无创血压测量方法，则可表示为随着由压力袖带施加的钳制压力变化的函数，其 中施加至压力袖带的压力在测量期间持续增加或减少。
[0032] 作为根据本发明的方法的第二步骤，确定基于测得脉搏信号的序列的包络（信 号）曲线。通常来讲，将快速变化的信号的包络曲线或函数认为是能描绘出该快速变化信 号幅度的极值的轮廓的平滑曲线。例如，可利用简单地连接快速变化信号的最大值（和最 小值）来确定包络曲线或函数。然而，根据本发明，优选地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，然后优选地向距离维度施加低通滤波器的方式，来确定 血压信号的包络曲线，即包络（信号）曲线。优选地，低通滤波器的截止频率低于患者的脉 搏速率。例如，优选地将测得的脉搏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。然后利用截止频率低于患者的脉搏速率的低通滤波器使所得到的曲线平坦化。优选 地，通过使在（平坦化的）曲线下方的区域相比于在非平坦化曲线下方的区域保持基本不 变的方式，使所得到的曲线平坦化。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（信号）曲线大体位于测得 脉搏信号的幅度的上极值水平。
[0033] 备选地，可将距离维度定义为特定范围内的平方信号或极值，该特定范围例如为 一个脉宽或其它任意的度量函数。对于采用差值的绝对值作为距离维度的情况，结果与作 为容量反应性的另一熟知参数的每搏输出变异率（SVV)存在最佳的相关性。在将差值的绝 对值的n次方作为距离维度的情况下，随着n变大，结果与脉压变异率（PPV)存在较佳的相 关性。在最大度量的情况下，即在将无穷大的n作为距离维度的情况下，结果与PPV存在最 佳相关性。例如，通过在等于心跳持续时间的移动窗口内搜索差值的最大值与最小值的差 的方式，来实现最大度量。
[0034] 可将测得脉搏信号的平均值（其用作距离维度计算的基础）确定为相对于患者的 单个脉搏周期期间的移动平均数。给定了数列（在此示例中：即，测得的脉搏信号）和固定 子集大小（在此示例中：即，患者单次脉搏周期的时段）的情况下，通过获取数列的初始固 定子集的平均值来获得移动平均数的第一元素。然后通过"前移"来修改子集，"前移"指的 是移除数列的第一个数并纳入数列中跟随原始子集的下一个数。这样就创建了各个数的新 子集，其中对该新子集求平均。针对整个数列重复此过程。
[0035] 在某些情况下，为了获得较好拟合的包络（信号）曲线，在确定包络（信号）曲线 之前对测得的脉搏信号施加窗口函数是有利的。特别地，如果采用连续的有创血压测量方 法来测量脉搏信号，则施加窗口函数是有利的。与上述的示波式无创血压测量方法不同的 是，由连续的有创血压测量方法测得的脉搏信号通常不会显示出任何钟型形状。另一方面， 如果采用示波式无创血压测量方法来测量脉搏信号，则不需要施加窗口函数。在此情况下， 测得的脉搏信号已经显示出钟型形状，因此，该测得脉搏信号可与同样显示出钟型形状的 函数原型进行较好拟合。
[0036] 如果施加窗口函数，则窗口函数优选为非负平滑钟型曲线，例如Cauchy-Lorentz 函数。
[0037] 作为根据本发明的第三步骤，基于在先确定的包络（信号）曲线来确定拟合（包 络（信号））函数。拟合（包络（信号））函数表示：包络（信号）曲线的以排除由通气或 呼吸所致心肺交互而造成的任何脉搏变化为目的的理想曲线发展。
[0038] 优选地，基于在先确定的函