JP6312708B2 - 患者のボリューム反応性を表すパラメータを求めるための方法、論理演算装置及びシステム - Google Patents

Description

本発明は、患者のボリューム反応性（volume responsiveness）を表す指標を求めるための方法に関する。更に本発明は、患者のボリューム反応性を表す指標を求めるための論理演算装置及び相応のシステムにも関する。

従来から、患者の、特に重病の患者及び／又は麻酔のかけられた患者の最適な輸液管理を行うために、ボリューム反応性（「輸液反応性（fluid responsiveness）」と称されることもある）のコンセプトを使用する機会が増えてきている。このコンセプトによれば、１回拍出量（stroke volume）、即ち、収縮中に心室から拍出される血液の量が輸液の投与後に著しく増加する患者は、「高い」ボリューム反応性を有している。それとは反対に、１回拍出量が輸液の投与後に殆ど増加しない患者は、「低い」ボリューム反応性を示すか、又はボリューム反応性を示さない。輸液の投与に基づき心拍出量（cardiac output）が増加するか否かは、大抵の場合、いわゆる「フランク・スターリングの曲線（Frank-Starling curve）」上での各患者の位置に依存する。図２に概略的に示されているように、フランク・スターリングの曲線は、１回拍出量と前負荷との関係を表す。ここで、容積圧力（volumetric pressure）の「前負荷」とは、弛緩期の終了時に右心室又は左心室の幾何学的な寸法を最大限に伸長させることを意味している。特に、フランク・スターリングの曲線は線形ではなく、特徴的な凹状の形状を示す。つまり、最初の部分は比較的急峻であるが、その後は漸次的に平坦になり、それによって、平坦域に達する。

心拍出量が増加することによって、通常は、組織灌流が最適になる。これは輸液療法の主要な目的でもある。例えば、G. Gouvea等がBritish Journal of Anaesthesia (2009)，１０３号２３８〜２４３頁の「Evaluation of the pulse pressure variation index as a predictor of fluid responsiveness during orthotopic liver transplantation」において、また、M. Cannesson等がJournal of Clinical Monitoring and Computing (2011)，２５号４５〜５６頁の「Pulse pressure variation: where are we today?」において記載しているように、患者がフランク・スターリングの曲線の急峻な部分に位置する場合には、心拍出量を輸液の投与によって効率的に増加させることができる。しかしながら、患者がフランク・スターリングの曲線の平坦な部分に位置する場合には、輸液の投与による心拍出量の顕著な増加は達成されない。それどころか、その設定での輸液負荷は患者にとって危険な可能性があり、末梢浮腫又は肺浮腫を引き起こす可能性もある。従って、フランク・スターリングの曲線上の患者の位置を確実に求めること、つまり、輸液を患者の循環系に導入する前に、患者のボリューム反応性を求めることは非常に重要である。

患者の心臓の１回拍出量及び前負荷を直接的に測定することができる、即ち患者のボリューム反応性を測定することができる簡単な方法は存在しないので、この１０年間の間に、患者のボリューム反応性を予測するための測定可能なパラメータに基づいて別の指標を識別する研究が盛んに行われた。

例えばF. Michard等がCrit Care (2000)，４号２８２〜２８９頁の「Using heart-lung interactions to assess fluid responsiveness during mechanical ventilation」において記載しているように、機械換気が行われている患者では、左心室の１回拍出量における呼吸性の変化の大きさをボリューム反応性の推定に使用することができる。間欠的陽圧換気は、右心室及び左心室の負荷条件に周期的な変化をもたらす。機械通気は、右心室の前負荷を減少させ、また後負荷を上昇させる。右心室の前負荷の減少は、戻ってくる静脈の圧力勾配の低下に起因する。これは、機械陽圧換気が行われている間の吸息性の胸腔内圧の上昇に関連している。右心室の後負荷の付随的な増加は、換気により誘発される気道内圧の上昇によって惹起された、吸息性の肺内外圧差の上昇に関連している。右心室の前負荷の減少及び右心室の後負荷の増加のいずれによっても、右心室の１回拍出量は減少する。これは、吸息期間の終了時においてその値が最小であるときに発生する。静脈還流の吸息性の障害は、右心室の１回拍出量の吸息性の低下の背後にある主なメカニズムであると考えられる。右心室の１回拍出量の吸息性の低下に続いて、更に下流側では、血液の肺内外移動時間に起因して２〜３回の心拍の位相遅れが生じた後に左室充填が低下する。従って、左心室の前負荷の減少は、左心室の１回拍出量の低下を誘発する可能性があり、それによって左心室の１回拍出量は、機械的な呼気期間中に最小値に達する。

興味深いことに、機械換気によって誘発される右心室の前負荷の周期的な変化は、右心室がフランク・スターリングの曲線の平坦な部分ではなく急峻な部分において動いているときに、右心室の１回拍出量の周期的な変化はより大きいものとなる。右心室の１回拍出量の周期的な変化、従って、左心室の前負荷の周期的な変化によっても、左心室がフランク・スターリングの曲線の上昇する急峻な部分において動いているときには、左心室の１回拍出量の周期的な変化はより大きいものとなる。つまり、収縮期動脈血圧の主な決定要素である左心室の１回拍出量の呼吸性の変化の大きさは、ボリューム反応性の指標となる。従って、機械換気が行われている患者の１回の呼吸サイクルにわたる収縮期血圧の最大値と最小値の差を計算することによって、収縮期血圧の呼吸性の変化を解析することが提案されている。この差は「収縮期血圧変動（SPV : systolic pressure variation）」と称されている。

更に近年では、動脈の「脈圧変動（PPV : pulse pressure variation）」を計算することによって、より洗練されたやり方で心臓ボリューム反応性を推定できることが提唱されている。「脈圧（PP : pulse pressure）」は、１回の呼吸サイクル内での収縮期血圧と拡張期血圧との差として定義されている。特に、脈圧は左心室の１回拍出量にほぼ直接的に比例する。一般的に、脈圧変動は次式によって計算される：

ここで、PP_max及びPP_minはそれぞれ、１回の呼吸サイクル内での最大脈圧及び最小脈圧を表す。特に、心臓は通常の場合、１回の呼吸サイクルの間に数回拍動する。例えば、心臓が１回の呼吸サイクルの間に６回拍動する場合には、その６回の心拍に対してPP_max及びPP_minを測定することができる。脈圧変動を計算するためには、後続の一連の６回の心拍全体に対する単一の最大脈圧値及び単一の最小脈圧値を求める必要がある。

不利なことに、ボリューム反応性を表す指標を求めるための上述の２つのアプローチ、即ちSPVアプローチ及びPPVアプローチでは、検出期間の間に、例えば、ほぼ６回の心拍を含む１回の呼吸サイクルの間に、個々の心拍に関連付けられた血圧値を確実に測定することが絶対必要とされる。しかしながら、心臓のアーチファクト又は不整脈が頻繁に発生することから、測定された全ての値が、ボリューム反応性の点において、患者の心肺相互作用を実際に反映していない。この現象によって、上述の２つのアプローチでは誤差が生じやすい。実際のところ、動脈血圧の呼吸性の変化の解析を、心臓不整脈を抱える患者において実現することは困難である。

患者の動脈血圧を求めるための簡便な公知の手法として、いわゆる「オシロメトリック非観血式血圧測定法」が使用される。この方法によって、通常は患者の腕部に加えられる、圧力カフにおける圧力が連続的に上昇又は低下される。例えば、圧力カフにおける圧力を、最初に、患者の収縮期血圧を十分に上回る値に設定し、続いて、患者の拡張期血圧を下回る値にまで連続的に低下させることができる。これによって、圧力カフにおける圧力は、複数回の心拍に対応する期間にわたり、連続的に低下される。圧力計が圧力カフに接続されており、この圧力計は圧力カフに加えられる圧力の連続的な低下を示すだけでなく、更には、（作用反作用の原理に従い）脈拍信号の変化に基づく圧力振動、即ち脈拍振幅及び波形も示す。更に、何らかの方法によって検出された、いずれかの動脈における１回の心拍の相応の結果を「脈拍」と称する。所定の期間にわたり圧力計によって示される、そのような周期的な圧力変動のみ、即ち振動のみをプロットすることによって、振動振幅は一定ではなく、むしろ釣鐘型の形状を示す。通常の場合、圧力カフに加えられる圧力が患者の収縮期血圧と拡張期血圧との間のほぼ中央にあるときに最大振動に達する。換言すれば、心拍によって惹起される圧力振動に関する圧力計の感度は、カフ圧力が収縮期血圧と拡張期血圧との間の中央値に実質的に対応する（又は中央値を僅かに下回る）ときであればいつでもその最大値を示す。

圧力計に接続されている圧力カフは図３に概略的に示されている。圧力カフは患者の腕部に取り付けられ、また皮膚、脂肪、筋肉及び相互接続された組織を介して、動脈の圧力に間接的に作用する。所定の時間にわたる心電図（ECG）信号が、図４ａに概略的に示されている。圧力計によって時間の関数として検出された、圧力カフにおける圧力が、図４ｂに概略的に示されている。図４ｂにプロットされている圧力信号は、圧力カフに加えられる、連続的に低下する圧力と、患者の脈拍によって惹起される周期的な圧力振動とが重畳されたものを表す。この例において、圧力カフにおける圧力は、患者の収縮期血圧P_sysを上回る値から、患者の拡張期血圧P_diaを下回る値に、例えば図示していない弁を介して連続的に低下している。特に、圧力カフにおける圧力を連続的に低下させる代わりに、圧力カフにおける圧力を連続的に上昇させることも可能である。圧力計によって検出された圧力振動のみをプロットしたものが、図４ｃに概略的に示されている。それらの圧力振動は、平均値を中心にして振動するように描かれている。図４ｃから見て取れるように、圧力振動の振幅は一定ではなく、圧力カフにおける圧力が、患者の収縮期血圧と拡張期血圧との間の５０%の中間値に実質的に対応するときに最大値を有している。

上記において述べたように、上述のオシロメトリック非観血式血圧測定法によって、カフ圧力は連続的に上昇又は低下される。従って、一定の測定条件を適用することはできない。つまり、この方法では、１つの収縮期血圧値及び１つの拡張期血圧値を求めることしかできない。個々の心拍に関連付けられた、個々の収縮期血圧値及び個々の拡張期血圧値を確実に求めることは、この方式の血圧測定アプローチでは達成できない。従って、そのようなアプローチでは、SPVアプローチ又はPPVアプローチを介して、患者のボリューム反応性を確実に求めることはできない。

欧州特許出願第0 078 090号には、脈圧変動を求めることができる非観血式血圧測定法が開示されている。この方法によれば、液体が充填された圧力カフが永続的に患者の指に取り付けられ続ける。光電式のプレチスモグラフの一部を成す光源及び光検出器が圧力カフに組み込まれている。カフ圧力は、電気式の圧力弁を介して、閉ループ運転で血量計信号に基づき制御されるので、指における動脈の体積が事前に調整された値に維持される。従って、圧力カフにおける圧力を測定することによって、患者の動脈血圧を求めることができる。

しかしながら、患者の指に永続的にセンサを押し付けることは血液循環に悪影響を及ぼし、また組織に深刻なダメージを与えるか、それどころか指を壊死させる可能性もある。更に、指は患者の心臓から比較的遠く離れた位置にあるので、指の動脈血管の直径は、心臓付近の動脈血管の直径に比べると小さい。例えば血管分岐部において、動脈血管の直径が急激に変化すると生じる圧反射によって惹起される干渉作用に起因して、指において測定可能な血圧波形は、重要性の高い動脈血圧、つまり、患者の心臓に近い中心動脈血圧及び波形に正確には対応しない。

従って本発明の課題は、患者のボリューム反応性を表す指標を確実に求めるための、簡単且つロバストな方法又は手段を提供することである。特に、本発明の課題は、（例えば患者の心臓のアーチファクト又は不整脈によって作用が及ぼされる）求められるべき指標への悪影響を最小限にする、患者のボリューム反応性を求めるための方法又は手段を提供することである。本発明による方法又は手段は、有利には、当業者には公知のオシロメトリック非観血式血圧測定法を基礎として確実に実施することができる。

これらの課題は、請求項１に記載の方法によって解決される。本発明の方法の有利な特徴は従属請求項に記載されている。

特に、本発明は、患者のボリューム反応性を表す指標を求める方法に関し、この方法は以下のステップを備えている：
（ｉ）患者の一連の脈拍信号を測定するステップ；
（ｉｉ）測定された一連の脈拍信号に基づき、エンベロープ（信号）曲線を求めるステップ；
（ｉｉｉ）先行して求められたエンベロープ（信号）曲線に基づき、換気又は呼吸によって誘発される心肺相互作用によって惹起される脈拍変動を含んでいない、エンベロープ（信号）曲線の理想的な曲線経過を表すフィット（エンベロープ（信号））関数を求めるステップ；
（ｉｖ）換気又は呼吸によって誘発される心肺相互作用によって惹起される脈拍変動に対応する、呼吸性脈拍変動信号を求めるステップ；
（ｖ）先行して求められた呼吸性脈拍変動信号に基づき、エンベロープ（呼吸）曲線を求めるステップ；
（ｖｉ）先行して求められたエンベロープ（呼吸）曲線に基づき、エンベロープ（呼吸）曲線の理想的な曲線経過を表すフィット（エンベロープ（呼吸））関数を求めるステップ；
（ｖｉｉ）フィット（エンベロープ（信号））関数及びフィット（エンベロープ（呼吸））関数に基づき、患者のボリューム反応性を表す指標を求めるステップ。

本発明による方法の第１の（オプションの）ステップはデータ取得に相当する。即ち、患者の一連の脈拍信号を、例えば血液脈動に対応する信号を、圧力、流量、ドップラー超音波、フォトプレスチモグラフィ、ｘ線造影剤、ラピッド／高速アイソトープ放射線スキャン、ラピッド／高速ＣＴスキャン、ラピッド／高速磁気共鳴トモグラフィ、ラピッド／高速光子エミッショントモグラフィ、信号、及びそれらのいずれの組み合わせ等の連続的又は半連続的な記録から測定することに相当する。特に、この方法ステップは本発明を首尾良く実施することにとって本質的なものではない。患者の一連の脈拍信号を、例えば医師が予め測定しておけることは自明である。続いて、それらの測定された脈拍信号を記憶しておくことができる。択一的に本発明を（測定されて記憶されている脈拍信号を使用して）第２のステップから直接的に開始できるように、それらのデータを本発明の方法によって使用することができる。

患者の脈拍信号の求め方は当業者には十分公知である。脈拍信号を求めるために、直接的又は観血式の血圧測定法及び間接的又は非観血式の血圧測定法を含めて、種々の方式が確立されており、また、上述のあらゆる動脈脈拍信号を記録するための他の方法も確立されている。

有利には、図３，４ａ，４ｂ及び４ｃを参照しながら上記において説明したようなオシロメトリック非観血式血圧測定法が使用される。この血圧測定法は十分に公知であり、またデータ取得のために適用するには都合がよい。またこの方法は、観血式の血圧測定法のような他の血圧測定法に比べて有利である。つまり、この非観血式の血圧測定法は患者に対して悪影響を及ぼさない。代替的な観血式の血圧測定アプローチに関連する悪影響として、例えば局部感染及び／又は血流感染、血栓塞栓症合併症、出血等が挙げられる。

測定された一連の脈拍信号を、少なくとも４回の呼吸サイクルを確実にカバーするために、例えば１０秒から４分の間の期間、有利には３０秒から２分の間の期間、更に有利には約１分の期間にわたり検出することができる。患者の脈拍数は種々の要因、例えば年齢、ストレス等に依存する。成人の心臓は通常の場合、１分間に５０回から９０回拍動する。従って、心拍によって惹起される比較的大きい個数の脈拍変動を、検出期間中に検出することができる。その種のアプローチは、本発明による患者のボリューム反応性を表す指標の計算を基礎とした、データ取得の観点において有利である。しかしながら、オシロメトリック非観血式血圧測定法が使用される場合には、圧力カフの圧力によって惹起される乱れた血流に起因する悪影響を回避するために、有利には検出期間は３分を超えるべきではない。

更に、検出期間は、少なくとも１回の完全な呼吸、即ち１つの完全な換気サイクルをその都度カバーすべきである。しかしながら有利には、測定された一連の脈拍信号は、患者の後続の複数回の呼吸サイクル又は換気サイクルに対応する期間にわたり検出される。例えば、検出期間を、２回から１０回の連続する呼吸サイクルに対応する期間とすることができる。上記において述べたように、患者の呼吸は脈拍変動に検出可能な影響を及ぼすことが公知である。測定された血圧の変動は主に心臓の機能から、即ち、心臓の周期的な収縮及び弛緩から導出されるが、考慮すべき他の影響因子も存在する。従って、２つの関数が重畳される。つまり、心臓の機能によって惹起される比較的高い周波数の変動と、患者の呼吸又は換気によって惹起される比較的低い周波数の変動とが重畳される。特に、患者の呼吸によって惹起されるそのような低周波数変動は、機械換気が行われている患者から検出されるだけでなく、そのような機械換気が行われておらず、自発呼吸を行っている患者からも検出される。自発呼吸による作用は血圧の変化に関して機械換気の作用に類似する点があるにもかかわらず、２つの作用は実際のところ以下の理由から同一の作用ではない。つまり、機械換気のケースでは、吸息の間に空気が外部から肺に高い圧力で送り出されるが、それに対し自発呼吸のケースでは、吸息の間に空気が比較的低い圧力で肺に吸い込まれる。それらの現象的な区別を問わず、本発明による方法は、呼吸（又は換気）によって誘発される操作が顕著な心肺相互作用を生じさせるという前提で、機械換気が行われている患者に対しても、そのような機械換気が行われておらず、自発呼吸を行っている患者に対しても等しく適用することができる。患者のボリューム反応性を表す、結果として得られた指標のみが、各患者の他の特性と一緒に合理的に解釈されるべきである。もっともデータの解釈は、診断を行ういずれかの医師又は他の医学的な訓練を積んだ人間の専門的な知識の中で行われる。

当業者には公知であるように、測定された脈拍信号は、有利には、それらの測定された信号の平均値を中心にして振動する信号曲線として表される。更に、測定された脈拍信号を所定の時間との関係において表すことができるか、又は択一的に、オシロメトリック非観血式血圧測定法が使用される場合には、圧力カフによって測定期間の経過において連続的に上昇又は低下されるように加えられる締め付け圧力との関係において表すことができる。

本発明による方法の第２のステップとして、測定された一連の脈拍信号に基づき、エンベロープ（信号）曲線が求められる。通常の場合、高速に変化する信号のエンベロープ曲線又は関数は、高速に変化する信号の振幅における極値の輪郭線によって表される円滑な曲線であると解される。例えば、エンベロープ曲線又は関数を、高速に変化する信号の極大値（又は極小値）を単純に結ぶことによって求めることができる。しかしながら、本発明によれば、血圧信号のエンベロープ曲線、即ちエンベロープ（信号）曲線は、有利には、測定された脈拍信号の、それらの脈拍信号の平均値からの距離寸法を連続的に求め、続いて、有利にはその距離寸法にローパスフィルタを適用することによって得られる。有利には、ローパスフィルタは、患者の脈拍数を下回るカットオフ周波数を有している。例えば、測定された脈拍信号の振動曲線の平均値を下回る部分は、有利には、上側の部分に折り畳まれる。続いて、得られた曲線が、患者の脈拍数を下回るカットオフ周波数を有しているローパスフィルタの使用によって平坦化される。有利には、得られた曲線は、（平坦化された）曲線よりも下にある領域が、平坦化されていない曲線よりも下に位置する領域と比べて変化しないままであるように平坦化される。オプションとして、平坦化された曲線に更に、所定の値を乗算することができる。平坦化された曲線に乗算が行われると、例えば２の平方根（√２）が平坦化された曲線に乗算されると、最終的に取得されるエンベロープ（信号）曲線は、実質的に、測定された脈拍信号の振幅における上側の極値の高さに位置する。

択一的に、距離寸法を、例えばほぼ１つのパルス幅又は他の何らかの距離関数（metric function）の所定の領域内の二乗信号又は極値として規定することができる。距離寸法として差の絶対値を使用する場合、結果は、ボリューム反応性についての十分に公知の別のパラメータである一回拍出量変動（SVV）と最適に相関する。距離寸法としてｎの累乗との差の絶対値を用いる場合、結果は、ｎが大きくなるに連れ脈圧変動（PVV）により良好に相関する。距離寸法として最大距離を使用する場合、即ち、無限大のｎを使用する場合、結果はPVVに最適に相関する。例えば、最大距離を、１回の心拍の期間に等しい移動窓内の最大値から最小値を引いた差の値を調べることによって特定することができる。

測定された脈拍信号の（距離寸法の計算の基礎として使用された）平均値を、患者の１回の脈拍サイクルの持続時間にわたる移動平均として求めることができる。一続きの番号（このケースでは、測定された脈拍信号）及び固定サブセットのサイズ（このケースでは、患者の１回の脈拍サイクルの期間）が与えられると、移動平均の最初の要素は、この一続きの番号の初期の固定サブセットの平均を取ることによって所得される。続いて、サブセットが「前進」によって変更される。つまり、一続きの番号の最初の番号が取り除かれ、元のサブセットに続く次の番号が、一続きの番号に含まれる。これによって、番号の新たなサブセットが形成され、そのサブセットの平均が取られる。このプロセスが一連のデータ全体にわたり繰り返される。

場合によっては、良好にフィッティング可能なエンベロープ（信号）曲線を取得するために、エンベロープ（信号）曲線を求める前に、窓関数を測定された脈拍信号に適用することは有利であると考えられる。特に、連続観血式血圧測定法を使用して脈拍信号が測定される場合には、窓関数の適用が有利である。上述のオシロメトリック非観血式血圧測定法とは異なり、連続観血式血圧測定法によって測定された脈拍信号は通常の場合、釣鐘型の形状を全く示さない。他方、脈拍信号がオシロメトリック非観血式血圧測定法を使用して測定される場合には、窓関数の適用は要求されない。そのような状況下では、測定された脈拍信号は既に釣鐘型の形状を示すので、従って、（脈拍信号自体が）同様に釣鐘型の形状を示す関数プロトタイプと良好にフィッティング可能である。

窓関数が適用される場合には、窓関数は有利には、非負の平滑な釣鐘型曲線、例えばコーシー・ローレンツ関数（Cauchy-Lorentz function）である。

本発明による方法の第３のステップとして、先行して求められたエンベロープ（信号）曲線に基づき、フィット（エンベロープ（信号））関数が求められる。フィット（エンベロープ（信号））関数は、換気又は呼吸によって誘発される心肺相互作用によって惹起されるあらゆる脈拍変動を排除することを目的とした、エンベロープ（信号）曲線の理想的な曲線経過を表す。

有利には、フィット（エンベロープ（信号））関数は、所定の関数プロトタイプに基づき求められる。更に有利には、関数プロトタイプは、非負の平滑な釣鐘型曲線、例えばコーシー・ローレンツ関数である。測定された脈拍信号が時間t_tにわたりプロットされる場合には、そのような関数プロトタイプを次式に従い規定することができる：

特に、カフ圧力ｐが連続的に上昇又は低下されるオシロメトリック非観血式血圧測定法が使用される場合、また測定された脈拍信号がカフ圧力の関数としてプロットされる場合には、関数プロトタイプを次式に従い規定することもできる：

関数プロトタイプは有利には、少なくとも１つのパラメータ、更に有利には少なくとも２つのパラメータを含んでいる。この（これらの）パラメータは、フィット（エンベロープ（信号））関数のエンベロープ（信号）曲線への最適なフィッティングを達成するために選択される。上記の例においては、自由に選択することができる３つのパラメータ、即ちf_amp，f_max及びf_bwが存在する。パラメータf_ampは、関数プロトタイプの釣鐘型曲線の振幅にとって決定的である。パラメータf_maxは時間軸又は圧力軸上での最大値の位置にとって決定的であり、その一方で、パラメータf_bwは半値幅にとって決定的である。

少なくとも１つのパラメータ（例えば上記の３つのパラメータのうちの１つ）を、公知のいずれかの最適化アルゴリズム、例えば、最小二乗誤差を基礎とする最適化アルゴリズムによって選択することができる。有利には、関数プロトタイプの少なくとも１つのパラメータを選択するために、レーベンバーグ・マーカートアルゴリズム（Levenberg-Marquardt algorithm）が使用される。上記の例においては、１つ、２つのパラメータ、又は、有利には３つ全てのパラメータを最適化することができる。

エンベロープ（信号）曲線とフィット（エンベロープ（信号））関数との差は、患者の呼吸又は肺換気に起因する変調を反映している。従って、本発明による方法の第４のステップとして、患者の呼吸によって惹起される脈拍変動に対応する呼吸性脈拍変動信号が求められる。有利には、呼吸性脈拍変動信号は、それらの呼吸性脈拍変動信号の平均値を中心にして振動するように求められる。有利には、呼吸性脈拍変動信号の曲線の下側の部分によって規定される領域（即ち、平均値を下回る領域）は、呼吸性不整脈信号の曲線の上側の部分によって規定される領域（即ち、平均値を上回る領域）に実質的に対応する。

呼吸性不整脈信号の平均値を求めるために、ローパスフィルタをエンベロープ（信号）曲線に適用することができる。ローパスフィルタは有利には、患者の呼吸数を下回るカットオフ周波数を有している。呼吸性脈拍変動信号を取得するために、上述の平均値をエンベロープ（信号）曲線から減算しなければならない。従って、呼吸性脈拍変動信号を、平均値を中心にして振動する曲線として容易に表すことができる。

次に、本発明による方法の第５のステップとして、先行して求められた呼吸性脈拍変動信号に基づき、エンベロープ（呼吸）曲線が求められる。

有利には、第５のステップは、本発明による方法の第２のステップと実質的に同じアプローチで実施される。従って、エンベロープ（呼吸）曲線は、有利には、呼吸性脈拍変動信号の、それらの呼吸性脈拍変動信号の平均値からの距離寸法を連続的に求め、続いて、有利にはその距離寸法にローパスフィルタを適用することによって計算される。有利には、ローパスフィルタは、患者の呼吸数を下回るカットオフ周波数を有している。換言すれば、呼吸性脈拍変動信号の振動曲線の平均値を下回る部分は、有利には、上側の部分に折り畳まれる。続いて、得られた曲線が、患者の呼吸数を下回るカットオフ周波数を有しているローパスフィルタの使用によって平坦化される。有利には、曲線は、（平坦化された）曲線よりも下にある領域が、平坦化されていない曲線よりも下に位置する領域と比べて変化しないままであるように平坦化される。オプションとして、平坦化された曲線に更に、所定の値を乗算することができる。平坦化された曲線に乗算が行われると、例えば２の平方根の値（√２）が平坦化された曲線に乗算されると、最終的に取得されるエンベロープ（呼吸）曲線は、実質的に、呼吸性脈拍変動信号の振幅における上側の極値の高さに位置する。

有利には、呼吸性脈拍変動信号の（距離寸法の計算の基礎として使用された）平均値は、患者の１回の呼吸サイクルの持続時間にわたる移動平均として求められる。

本発明による方法の第６のステップとして、先行して求められたエンベロープ（呼吸）曲線に基づき、フィット（エンベロープ（呼吸））関数が求められる。フィット（エンベロープ（呼吸））関数は、エンベロープ（呼吸）曲線の理想的な曲線経過を表す。有利には、第６のステップは、本発明による方法の第３のステップと実質的に同じアプローチで実施される。

従って、フィット（エンベロープ（呼吸））関数は有利には、所定の関数プロトタイプに基づき求められる。更に有利には、関数プロトタイプは、非負の平滑な釣鐘型曲線、例えばコーシー・ローレンツ関数である。呼吸性脈拍変動信号が時間tにわたりプロットされる場合には、そのような関数プロトタイプを次式に従い規定することができる：

特に、カフ圧力ｐが連続的に上昇又は低下されるオシロメトリック非観血式血圧測定法が使用される場合、また呼吸性脈拍変動信号がカフ圧力の関数としてプロットされる場合には、関数プロトタイプを同様に次式に従い規定することができる：

関数プロトタイプは有利には、少なくとも１つのパラメータ、更に有利には少なくとも２つのパラメータを含んでいる。この（これらの）パラメータは、フィット（エンベロープ（呼吸））関数のエンベロープ（呼吸）曲線への最適なフィッティングを達成するために選択される。上記の例においては、自由に選択することができる３つのパラメータ、即ちg_amp，g_max及びg_bwが存在する。パラメータg_ampは、関数プロトタイプの釣鐘型曲線の振幅にとって決定的である。パラメータg_maxは時間軸又は圧力軸上での最大値の位置にとって決定的であり、その一方で、パラメータg_bwは半値幅にとって決定的である。

少なくとも１つのパラメータ（例えば上記の３つのパラメータのうちの１つ）を、公知のいずれかの最適化アルゴリズム、例えば、最小二乗誤差を基礎とする最適化アルゴリズムによって選択することができる。有利には、関数プロトタイプの少なくとも１つのパラメータを相応に選択するために、レーベンバーグ・マーカートアルゴリズムが使用される。上記の例においては、１つ、２つのパラメータ、又は、有利には３つ全てのパラメータを最適化することができる。

有利には、（関係する計算ステップに由来するあらゆるバイアスを回避するために）エンベロープ（呼吸）曲線及びフィット（エンベロープ（呼吸））関数が、エンベロープ（信号）曲線及びフィット（エンベロープ（信号））関数と同様にそれぞれ計算される、測定された脈拍信号の代わりに、呼吸性脈拍変動信号が表される。つまり、例えば、コーシー・ローレンツ関数が、フィット（エンベロープ（信号））関数を求めるための関数プロトタイプとして使用される場合、コーシー・ローレンツ関数は、有利には、フィット（エンベロープ（呼吸））関数を求めるための関数プロトタイプとしても使用される。

最後に、本発明による方法の第７のステップにおいて、患者のボリューム反応性を表す指標が、フィット（エンベロープ（信号））関数及びフィット（エンベロープ（呼吸））関数に基づき求められる。有利には、患者のボリューム反応性を表す指標が、フィット（エンベロープ（信号））関数の少なくとも１つのパラメータ及びフィット（エンベロープ（呼吸））関数の少なくとも１つのパラメータに基づき求められる。

例えば、患者のボリューム反応性を表す指標を、フィット（エンベロープ（信号））関数の極大値と、フィット（エンベロープ（呼吸））関数の極大値との比に基づき求めることができる。

そのような比は、患者のボリューム反応性を表す適切な指標を示すことが分かった。例えば、コーシー・ローレンツ関数が、フィット（エンベロープ（信号））関数及びフィット（エンベロープ（呼吸））関数の両関数を求めるための関数プロトタイプとして使用される場合には、患者のボリューム反応性VRを表す比を次式に従い求めることができる：

上記において述べたように、呼吸又は換気によって誘導される心肺相互作用によって惹起される脈拍変動を、患者のボリューム反応性を予測するために使用できることは当業者には公知である。本発明の方法により取得された指標は、当業者には公知の「脈圧変動指標」に類似する効果を提供する。

しかしながら、本発明による方法は、当業者には公知のボリューム反応性を求めるための方法とは異なり、１回の心拍に対応する、ただ１つの最大血圧値／ただ１つの最小血圧値に依存するものではない。そのような従来技術による方法によって、単一の心拍内及び／又は連続する拍動のリズム内で生じる偏差に起因して、結果に疑問が生じる可能性がある。その代わりに、（例えば複数回の呼吸サイクルの）測定された脈拍信号の完全な（一連の）シーケンスが、患者のボリューム反応性を表す指標を求めるための方法によって考慮される。従って、心臓の何らかのアーチファクト又は不整脈が記録されたとしても、それらが本発明による結果に与える影響は取るに足らないものである。例えば、脈拍信号が６０回の心拍の期間にわたり測定される場合には、それらの６０回の心拍に対して何らかのアーチファクトが１つ記録されたとしても、本発明による方法の結果に影響は生じない。それとは反対に、当業者には公知の方式を使用した場合には、そのような１つのアーチファクトによっても完全に誤った結果が生じやすくなる。誤りのある結果は、しかしながら、医師に適切でない判断、又はそれどころか生命を脅かす診断を下させる可能性もある。例えば、高い脈拍変動を顕著な心臓ボリューム反応性と誤って解釈し、その後、不要であるにもかかわらず輸液を患者に投与することが考えられる。

非観血式血圧信号の曲線は、圧力カフの締め付け圧力に依存して非線形に歪む。このことは、フィット（エンベロープ（呼吸））関数の極大値がフィット（エンベロープ（信号））関数の極大値と比べてシフトされていることによる。従って、位相シフトに起因するそのような歪みが生じると、そのような歪みのあるデータを、患者のボリューム反応性を表す信頼性の高い指標を提供するためには使用できないと考えられる。しかしながら、本発明による方法が完全に患者の生理学的な状態を表していることを発見したことは本発明者の功績である。そのような位相シフトに無関係に、振幅の比は、患者のボリューム反応性の信頼性が高い予測的な指標であることが分かった。

本発明の方法によって取得される指標（例えば比VR）は、患者をどのように治療するかに関する医師の判断をサポートする。しかしながら、その指標は医師の治療ガイドラインを提供するものではない。むしろ、適切な治療処置に至るためには、他の多数の診断情報との調整が必要になる。例えば、医師は自身の経験及び個々の患者に関する他の診断情報に基づき、８ml/kg推定体重の１回換気量で機械換気されている患者に関して、例えば１２%よりも高い比VRは介入閾値を示唆していると判断でき、そのような高い比VRが示されれば、その患者は比較的高いボリューム反応性を有しており、また、心拍出量を高めるために、従って組織灌流を最適化するために、輸液が投与されるべきである。

特に、フィット（エンベロープ（信号））関数の選択されたフィットパラメータに基づき、収縮期血圧値及び拡張期血圧値を計算することもできる。上記の式はいずれも、使用される測定装置の構成に依存し、また重回帰を使用して経験的に求めることもできる。

特に、本発明による方法の方法ステップ（ｉｉ）及び（ｉｉｉ）を同時に実施できることは、当業者には明らかである。つまり、両方法ステップ、即ち方法ステップ（ｉｉ）及び方法ステップ（ｉｉｉ）を包括的に含んでいる相応のアルゴリズムを使用することによって、測定された一連の脈拍信号に基づき、直接的に（即ち、ただ１つの方法ステップで）フィット（エンベロープ（信号））関数を計算することができる。

同様に、本発明による方法の方法ステップ（ｖ）及び（ｖｉ）を同時に実施できることは、当業者には明らかである。つまり、両方法ステップ、即ち方法ステップ（ｖ）及び方法ステップ（ｖｉ）を包括的に含んでいる相応のアルゴリズムを使用することによって、先行して求められた呼吸性脈拍変動信号に基づき、直接的に（即ち、ただ１つの方法ステップで）フィット（エンベロープ（呼吸））関数を計算することができる。

別の態様によれば、本発明は、患者のボリューム反応性を表す指標を求める論理演算装置に関し、この論理演算装置は以下のステップを実施するように構成されている：
−先行して測定された一連の脈拍信号に基づき、エンベロープ（信号）曲線を求めるステップ；
−先行して求められたエンベロープ（信号）曲線に基づき、患者の呼吸によって惹起される脈拍変動を含んでいない、エンベロープ（信号）曲線の理想的な曲線経過を表すフィット（エンベロープ（信号））関数を求めるステップ；
−患者の呼吸によって惹起される脈拍変動に対応する、呼吸性脈拍変動信号を求めるステップ；
−先行して求められた呼吸性脈拍変動信号に基づき、エンベロープ（呼吸）曲線を求めるステップ；
−先行して求められたエンベロープ（呼吸）曲線に基づき、エンベロープ（呼吸）曲線の理想的な曲線経過を表すフィット（エンベロープ（呼吸））関数を求めるステップ；
−フィット（エンベロープ（信号））関数及びフィット（エンベロープ（呼吸））関数に基づき、患者のボリューム反応性を表す指標を求めるステップ。

別の態様によれば、本発明は、患者のボリューム反応性を表す指標を求めるシステムにも関し、このシステムは、上述の論理演算装置と血圧測定装置とを有しており、血圧測定装置は、患者の一連の脈拍信号を測定するように構成されており、またシステムは、論理演算装置に対する入力値として、例えば血圧測定装置によって測定された脈拍信号を提供するように構成されている。

有利には、血圧測定装置は、患者の動脈血圧を非観血式に測定するために患者の腕周りに取り付けられるように構成することができる圧力カフを有している。

血圧測定装置は有利には、上述の本発明による方法を実施するように適合されている。

本発明による方法の有利な実施例を、添付の図面を参照しながら説明する。

いずれも本発明の方法によって求められた、測定された脈拍信号、エンベロープ（信号）曲線、フィット（エンベロープ（信号））関数、呼吸性脈拍変動信号及びフィット（エンベロープ（呼吸））関数がプロットされているグラフを示す。 いわゆる「フランク・スターリングの曲線」を概略的に示す。 オシロメトリック非観血式血圧測定法において使用される、一般的な構造を概略的に示す。 所定の時間にわたり心電図によって検出された心拍信号を概略的に示す。 オシロメトリック非観血式血圧測定法において、圧力計によって測定された血圧を概略的に示す。 オシロメトリック非観血式血圧測定法において、圧力計によって測定された圧力振動のみを概略的に示す。

本発明による有利な方法では、第１のステップにおいて、患者の脈拍信号が測定される。有利には、脈拍信号はオシロメトリック非観血式血圧測定法を使用して測定される。この方式は患者に悪影響を及ぼすことなく簡単に実施することができる。オシロメトリック非観血式血圧測定法は、図３，４ａ，４ｂ及び４ｃの概略図を参照しながら上記において説明したように、当業者には公知である。特に、患者の脈拍を測定するために他の脈拍測定法も同様に使用することができる。

図４ｃを参照しながら上記において説明した曲線と同様に、測定された脈拍信号は、それらの脈拍信号の平均値を中心にして振動する（点線によって表されている）曲線として図１に示されている。有利には、この平均値を、患者の１回の脈拍サイクルの持続時間にわたる移動平均として求めることができる。この例においては、圧力カフに加えられる圧力は、実質的に一定の割合で約４０mmHgから約１２０mmHgに連続的に上昇される。従って、所定の時間にわたり常に上昇する締め付け圧力との関係において、測定された脈拍信号の振動を表すことができる。実際のところは、所定の時間にわたる関数を同様に描写することができる。図１に示されている例では、圧力が約１分の検出期間内に約４０mmHgから約１２０mmHgに上昇される。従って、この例では、患者の約６０回の心拍及び約１０回の呼吸サイクルが検出期間内に捕捉される。

次に、本発明による方法の第２のステップとして、エンベロープ（信号）曲線が求められる。この例では、測定された脈拍信号の、それらの脈拍信号の平均値からの距離寸法を連続的に求め、続いて、その距離寸法にローパスフィルタを適用することによって、エンベロープ（信号）曲線が求められる。ローパスフィルタは、患者の脈拍数を下回るカットオフ周波数を有している。換言すれば、測定された脈拍信号の振動曲線の平均値を下回る部分は上側の部分に折り畳まれ、それによって、正の圧力値だけが取得される。続いて、得られた曲線が、患者の脈拍数を下回るカットオフ周波数を有しているローパスフィルタの使用によって平坦化される。これによって、曲線は、その曲線よりも下に位置する領域が実質的に変化しないままであるように平坦化される。この実施例では、続いて、平坦化された曲線に（√２）が乗算され、その結果、最終的に取得されるエンベロープ（信号）曲線は、実質的に、測定された脈拍信号の振幅における上側の極値の高さに位置する。

図１から見て取れるように、エンベロープ（信号）曲線（細い破線によって表されている）が別の影響因子（即ち、患者の呼吸又は換気）によって変調される。そのような変調は測定された血圧信号に影響を及ぼす。それとは反対に、患者の心拍によって惹起される、脈拍の高周波の変化は、本発明の第２のステップによる操作でもってフィルタリング除去される。

次に、本発明による方法の第３のステップにおいては、関数プロトタイプを使用して、フィット（エンベロープ（信号））関数が求められる（図１において太い破線によって表されている）。この例において選択された関数プロトタイプは、以下の一般式によって表される、非負の平滑な釣鐘型曲線、即ちコーシー・ローレンツ関数である。

従って、関数プロトタイプをエンベロープ（信号）曲線にフィットさせるために自由に選択することができる３つのパラメータ、即ちf_amp，f_max及びf_bwが存在する。パラメータf_ampは、関数プロトタイプの釣鐘型曲線の振幅にとって決定的であり、パラメータf_maxは圧力軸上での最大値の位置にとって決定的であり、またパラメータf_bwは釣鐘型曲線の最大値の半値幅にとって決定的である。

この例では、当業者には公知であるレーベンバーグ・マーカートアルゴリズムが最適化アルゴリズムとして適用され、それによって、フィット（エンベロープ（信号））関数のエンベロープ（信号）曲線への最適なフィッティングをもたらすパラメータf_amp，f_max及びf_bwの値が特定される。しかしながら、そのようなフィッティングステップに対して、他の公知の最適化アルゴリズムを同様に使用することもできる。

続く、本発明による方法の第４のステップによって、呼吸性脈拍変動信号が求められる。この信号は、エンベロープ（信号）曲線とフィット（エンベロープ（信号））関数との差に実質的に対応する。呼吸性脈拍変動信号は、それらの呼吸性脈拍変動信号の平均値を中心にして振動するように求められる。有利には、呼吸性脈拍変動信号の平均値を求めるために、エンベロープ（信号）曲線にローパスフィルタが適用される。このローパスフィルタは患者の呼吸数よりも低いカットオフ周波数を有している。呼吸性脈拍変動信号を取得するために、上述の平均値をエンベロープ（信号）曲線から減算しなければならない。従って、測定された脈拍信号の曲線に類似する振動曲線が取得されるが、もっともその振動曲線は、患者の呼吸によってしか惹起されない比較的低い振動周波数を有している。

本発明による方法の第５のステップ及び第６のステップとして、エンベロープ（呼吸）曲線及びフィット（エンベロープ（呼吸））関数が求められる。それらは、本方法の先行の第２のステップ及び第３のステップにおいてエンベロープ（信号）曲線及びフィット（エンベロープ（信号））関数が求められたやり方と実質的に同じやり方でそれぞれ求められる。特に、図１においては、フィット（エンベロープ（信号））関数のみを示しており（太い実線によって表されている）、エンベロープ（信号）曲線は示していない。

本発明による方法の第５のステップとして、エンベロープ（呼吸）曲線が求められる。先行のステップと同様に、呼吸性脈拍変動信号の、それらの呼吸性脈拍変動信号の平均値からの距離寸法を連続的に求め、続いて、その距離寸法にローパスフィルタを適用することによって、エンベロープ（呼吸）曲線が求められる。ローパスフィルタは、患者の呼吸数を下回るカットオフ周波数を有している。換言すれば、呼吸性脈拍変動信号の振動曲線の平均値を下回る部分は上側の部分に折り畳まれ、それによって、正の圧力値だけが取得される。続いて、得られた曲線が、患者の呼吸数を下回るカットオフ周波数を有しているローパスフィルタの使用によって平坦化される。これによって、曲線は、その曲線よりも下に位置する領域が実質的に変化しないままであるように平坦化される。この実施例では、続いて、平坦化された曲線に値√２が乗算され、その結果、最終的に取得されるエンベロープ（呼吸）曲線は、実質的に、呼吸性脈拍変動信号の振幅における上側の極値の高さに位置する。

次に、本発明による方法の第６のステップにおいては、関数プロトタイプを使用して、フィット（エンベロープ（呼吸））関数が求められる。以下の一般式によって表される、先行のステップと同じ関数プロトタイプ、即ちコーシー・ローレンツ関数が選択される。

従って、ここでもまた、関数プロトタイプをエンベロープ（呼吸）曲線にフィットさせるために自由に選択することができる３つのパラメータ、即ちg_amp，g_max及びg_bwが存在する。パラメータg_ampは、関数プロトタイプの釣鐘型曲線の振幅にとって決定的であり、パラメータg_maxは圧力軸上での最大値の位置にとって決定的であり、またパラメータg_bwは釣鐘型曲線の最大値の半値幅にとって決定的である。

この例においてもやはりレーベンバーグ・マーカートアルゴリズムが最適化アルゴリズムとして適用され、それによって、フィット（エンベロープ（呼吸））関数のエンベロープ（呼吸）曲線への最適なフィッティングをもたらす上記のパラメータg_amp，g_max及びg_bwが発見される。

最後に、本発明による方法の第７のステップにおいては、対応する関数プロトタイプの、先行して特定されたパラメータg_ampとパラメータf_ampの比を計算することによって、患者のボリューム反応性についての指標ＶＲが求められる。

上記において述べたように、患者の呼吸又は換気がその患者の脈圧に影響を及ぼすことは当業者には公知である。つまり、呼吸数に対応する周波数を有している動脈血圧の変動を検出することができる。それらの脈拍変動の大きさは、実質的に、（図２に概略的に示されているような）フランク・スターリングの曲線上での患者の心臓の位置に依存する。患者の呼吸によって惹起される脈拍変動の大きさが比較的大きい場合、患者はフランク・スターリングの曲線上の急峻な部分に位置することが想定され、このことは、患者が比較的「良好な」ボリューム反応性を示していることを意味する。それとは反対に、患者の呼吸によって惹起される脈拍変動の大きさが比較的小さい場合、患者はフランク・スターリングの曲線上の平坦な部分に位置することが想定され、このことは、患者が比較的「悪い」ボリューム反応性を示していること、又はボリューム反応性を示さないことを意味する。患者の呼吸によって惹起される脈拍変動の大きさは、本発明による方法の上記の例におけるパラメータg_ampによって表される。患者のボリューム反応性についての指標としての脈圧変動（PPV）の計算と同様に、パラメータg_ampは「正規化」される。つまり、g_ampは心拍によって惹起される脈拍変動の大きさf_ampで除算される。従って、本発明により取得される指標VRは、当業者には公知である患者のボリューム反応性についての指標としての脈圧変動（PPV）に類似する。

しかしながら、本発明による方法は、当業者には公知の方法とは異なり、１回の心拍に対応する、測定された脈圧変動のただ１つの最大値／ただ１つの最小値に依存するものではない。その代わりに、本発明による方法は、検出期間内に測定された全ての脈拍信号を考慮する。従って、検出期間内に発生する心臓の何らかのアーチファクト又は不整脈によるバイアスは、本発明による方法でもって回避される。つまり、本発明による方法は医師に信頼性の高い情報を提供し、それによって医師は、（患者の状態についての別の情報と組み合わせて）患者のボリューム反応性に関して十分な根拠をもつ判断を下すことができる。

上記の事項を要約すれば、本発明は、患者のボリューム反応性を表す指標を確実に求めるための、単純でロバストな方法（及び手段）を提供する。更に、本発明による方法（又は手段）を、当業者には公知のオシロメトリック非観血式血圧測定法に基づき、簡単且つ確実に実施することができる。

Claims (22)

1. 患者のボリューム反応性を表す指標を求める方法において、
   （ｉ）前記患者の後続の複数回の呼吸サイクルに対応する期間にわたり前記患者の一連の脈拍信号を測定するステップであって、測定される前記一連の脈拍信号は圧力カフを使用するオシロメトリック非観血式脈拍測定法により検出され、前記圧力カフに加えられる圧力が測定期間中に連続的に上昇又は低下する、ステップと、
   （ｉｉ）測定された前記一連の脈拍信号を前記脈拍信号の平均値を中心に振動する脈拍信号として表し、前記脈拍信号のためのエンベロープ（信号）曲線を求めるステップと、
   （ｉｉｉ）先行して求められた前記エンベロープ（信号）曲線に基づいてフィット（エンベロープ（信号））関数を求めるステップであって、前記フィット（エンベロープ（信号））関数は所定の第１の関数プロトタイプに基づいて求められ、前記フィット（エンベロープ（信号））関数は、換気又は呼吸によって誘発される心肺相互作用によって惹起される脈拍変動を含んでいない前記複数回の呼吸サイクルにわたる前記エンベロープ（信号）曲線の理想的な曲線経過を表す、ステップと、
   （ｉｖ）前記複数回の呼吸サイクルにわたる換気又は呼吸によって誘発される心肺相互作用によって惹起される前記脈拍変動に対応する、呼吸性脈拍変動信号を求めるステップであって、求められる前記呼吸性脈拍変動信号は、前記エンベロープ（信号）曲線と前記フィット（エンベロープ（信号））関数との間の差に対応する、ステップと、
   （ｖ）先行して求められた前記呼吸性脈拍変動信号のためのエンベロープ（呼吸）曲線を求めるステップと、
   （ｖｉ）先行して求められた前記エンベロープ（呼吸）曲線に基づいてフィット（エンベロープ（呼吸））関数を求めるステップであって、前記フィット（エンベロープ（呼吸））関数は所定の第２の関数プロトタイプに基づいて求められ、前記フィット（エンベロープ（呼吸））関数は、前記複数回の呼吸サイクルにわたる前記エンベロープ（呼吸）曲線の理想的な曲線経過を表す、ステップと、
   （ｖｉｉ）前記フィット（エンベロープ（信号））関数及び前記フィット（エンベロープ（呼吸））関数に基づき、前記患者のボリューム反応性を表す指標を求めるステップと、
   を備えている、方法。
2. 前記患者のボリューム反応性を表す指標を、前記フィット（エンベロープ（信号））関数の少なくとも１つのパラメータ及び前記フィット（エンベロープ（呼吸））関数の少なくとも１つのパラメータに基づき求める、
   請求項１に記載の方法。
3. 前記患者のボリューム反応性を表す指標を、前記フィット（エンベロープ（信号））関数の極大値と、前記フィット（エンベロープ（呼吸））関数の極大値との比に基づき求める、
   請求項１又は２に記載の方法。
4. 前記測定された一連の脈拍信号を、１０秒から３分の間の期間にわたり検出する、
   請求項１乃至３のいずれか一項に記載の方法。
5. 前記測定された一連の脈拍信号を、有利には２回から１０回の後続の呼吸サイクルの間検出する、
   請求項１乃至４のいずれか一項に記載の方法。
6. 前記測定された脈拍信号の、該脈拍信号の前記平均値からの距離寸法を連続的に求め、続いて、求められた距離寸法の曲線に、前記患者の脈拍数を下回るカットオフ周波数を有しているローパスフィルタを適用して、前記エンベロープ（信号）曲線を求める、
   請求項１乃至５のいずれか一項に記載の方法。
7. 前記ローパスフィルタを適用する前に、前記振動する脈拍信号の前記平均値を下回る部分が、前記振動する脈拍信号の前記平均値を上回る部分に折り畳まれる、
   請求項６に記載の方法。
8. 前記距離寸法は、各パルスの二乗信号又は極値の間の差として規定される、
   請求項６に記載の方法。
9. 前記エンベロープ（信号）曲線は、前記振動する脈拍信号の極大値及び／又は極小値を結ぶことによって求められる、
   請求項１に記載の方法。
10. 前記第１の関数プロトタイプは、非負の平滑な釣鐘型曲線である、
    請求項１に記載の方法。
11. 前記第１の関数プロトタイプは、前記フィット（エンベロープ（信号））関数の前記エンベロープ（信号）曲線への最適なフィッティングを達成するために、既知のいずれかの最適化アルゴリズムによる曲線フィッティングのために選択される少なくとも１つのパラメータを含む、
    請求項１又は１０に記載の方法。
12. レーベンバーグ・マーカートアルゴリズムを使用して、前記第１の関数プロトタイプの前記少なくとも１つのパラメータを選択する、
    請求項１１に記載の方法。
13. 前記呼吸性脈拍変動信号を、該呼吸性脈拍変動信号がその平均値を中心にして振動するように求める、
    請求項１乃至１２のいずれか一項に記載の方法。
14. 前記患者の呼吸数よりも低いカットオフ周波数を有しているローパスフィルタを適用して、前記呼吸性脈拍変動信号の前記平均値を求める、
    請求項１３に記載の方法。
15. 前記エンベロープ（呼吸）曲線は、振動する前記呼吸性脈拍変動信号の極大値及び／又は極小値を結ぶことによって求められる、
    請求項１乃至１４のいずれか一項に記載の方法。
16. 前記呼吸性脈拍変動信号の、該呼吸性脈拍変動信号の平均値からの距離寸法を連続的に求め、続いて、求められた前記距離寸法の曲線に、前記患者の呼吸数を下回るカットオフ周波数を有しているローパスフィルタを適用して、前記エンベロープ（呼吸）曲線を求める、
    請求項１乃至１４のいずれか一項に記載の方法。
17. 前記呼吸性脈拍変動信号の前記平均値を、前記患者の１回の呼吸サイクルの期間にわたる移動平均として求める、
    請求項１６に記載の方法。
18. 前記第２の関数プロトタイプは、非負の平滑な釣鐘型曲線である、
    請求項１に記載の方法。
19. 前記第２の関数プロトタイプは、前記フィット（エンベロープ（呼吸））関数の前記エンベロープ（呼吸）曲線への最適なフィッティングを達成するために、既知のいずれかの最適化アルゴリズムによる曲線フィッティングのために選択される少なくとも１つのパラメータを含む、
    請求項１又は１８に記載の方法。
20. レーベンバーグ・マーカートアルゴリズムを使用して、前記第２の関数プロトタイプの前記少なくとも１つのパラメータを選択する、
    請求項１９に記載の方法。
21. 患者の後続の複数回の呼吸サイクルに対応する期間にわたり測定される前記患者の一連の脈拍信号に基づいて前記患者のボリューム反応性を表す指標を求める論理演算装置であって、測定される前記一連の脈拍信号は圧力カフを使用するオシロメトリック非観血式脈拍測定法により検出され、前記圧力カフに加えられる圧力が測定期間中に連続的に上昇又は低下する、論理演算装置において、
    該論理演算装置は、
    −測定された前記一連の脈拍信号を前記脈拍信号の平均値を中心に振動する脈拍信号として表し、前記脈拍信号のためのエンベロープ（信号）曲線を求めるステップと、
    −先行して求められた前記エンベロープ（信号）曲線に基づいてフィット（エンベロープ（信号））関数を求めるステップであって、前記フィット（エンベロープ（信号））関数は所定の第１の関数プロトタイプに基づいて求められ、前記フィット（エンベロープ（信号））関数は、換気又は呼吸によって誘発される心肺相互作用によって惹起される脈拍変動を含んでいない前記複数回の呼吸サイクルにわたる前記エンベロープ（信号）曲線の理想的な曲線経過を表す、ステップと、
    −前記複数回の呼吸サイクルにわたる換気又は呼吸によって誘発される心肺相互作用によって惹起される前記脈拍変動に対応する、呼吸性脈拍変動信号を求めるステップであって、求められる前記呼吸性脈拍変動信号は、前記エンベロープ（信号）曲線と前記フィット（エンベロープ（信号））関数との間の差に対応する、ステップと、
    −先行して求められた前記呼吸性脈拍変動信号のためのエンベロープ（呼吸）曲線を求めるステップと、
    −先行して求められた前記エンベロープ（呼吸）曲線に基づいてフィット（エンベロープ（呼吸））関数を求めるステップであって、前記フィット（エンベロープ（呼吸））関数は所定の第２の関数プロトタイプに基づいて求められ、前記フィット（エンベロープ（呼吸））関数は、前記複数回の呼吸サイクルにわたる前記エンベロープ（呼吸）曲線の理想的な曲線経過を表す、ステップと、
    −前記フィット（エンベロープ（信号））関数及び前記フィット（エンベロープ（呼吸））関数に基づき、前記患者のボリューム反応性を表す指標を求めるステップと、
    を実施するように構成されている、論理演算装置。
22. 患者のボリューム反応性を表す指標を求めるためのシステムにおいて、
    前記システムは、請求項２１に記載の論理演算装置と脈拍測定装置とを有しており、
    前記脈拍測定装置は、患者の一連の脈拍信号を測定するように構成されており、
    前記システムは、前記論理演算装置に対する入力値として、前記脈拍測定装置によって測定された前記脈拍信号を提供するように構成されている、システム。

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