JP2001500392A

JP2001500392A - Method and device for non-invasively measuring hematocrit

Info

Publication number: JP2001500392A
Application number: JP08531765A
Authority: JP
Inventors: ダブリュ．ルーベン、ポール; エル．カミンスキー、アラン
Original assignee: マイクロコーインコーポレイテッド
Priority date: 1995-04-20
Filing date: 1996-04-03
Publication date: 2001-01-16
Anticipated expiration: 2016-04-03
Also published as: WO1996032883A1; JP3844779B2; CN1244779A; EP0955871A4; AU5383796A; EP0955871A1; CA2218281A1; CA2218281C

Abstract

(57)【要約】本発明は非侵襲的にヘマトクリットを測定するための方法ならびに装置であって、広範囲の周波数にわたる電流供給源で血管区画を含む被験者体部を電気的に刺激することにより、周波数依存性の電気インピーダンス特性を用いて測定する。ヘマトクリット測定システムは、被験者肢部に電流を印加する電極パッド（３６）へ印加信号を送信する信号発生器及び復調器［ＳＧＤ］（３４）を含む。電極パッド（３６）は得られた測定電圧信号を受信してこれをＳＧＤへ提供する。ＳＧＤは、パーソナル・コンピュータ［ＰＣ］（４２）へ被験者肢部を通る電流と得られた電圧を表す信号を提供する。電圧及び電流は、例えば約１０ｋＨｚから約１０ＭＨｚの範囲にわたる各種周波数で測定できる。血液単独での電気インピーダンスは、異なる血液量での測定較差を求めることにより、血液、組織、骨、等の総肢部インピーダンスから分離される。ヘマトクリットは、ＳＧＤによって提供された同相と直角位相のデータに基づいてＰＣで判定される。ニューラルネットワーク（５２）は、血液インピーダンスパターンからヘマトクリットを求める上で有用である。 SUMMARY OF THE INVENTION The present invention is a method and apparatus for non-invasively measuring hematocrit by electrically stimulating a body part of a subject including a vascular compartment with a current source over a wide range of frequencies. The measurement is performed using the frequency-dependent electric impedance characteristic. The hematocrit measurement system includes a signal generator for transmitting an applied signal to an electrode pad (36) for applying a current to the subject's limb, and a demodulator [SGD] (34). The electrode pad (36) receives the obtained measured voltage signal and provides it to the SGD. The SGD provides a personal computer [PC] (42) with a signal representative of the current through the subject's limb and the resulting voltage. Voltage and current can be measured at various frequencies ranging from, for example, about 10 kHz to about 10 MHz. The electrical impedance of blood alone is separated from the total limb impedance of blood, tissue, bone, etc. by determining the measurement difference at different blood volumes. Hematocrit is determined by the PC based on in-phase and quadrature data provided by the SGD. The neural network (52) is useful for determining a hematocrit from a blood impedance pattern.

Description

【発明の詳細な説明】非侵襲的にヘマトクリットを測定するための方法およびその装置発明の背景発明の分野：本発明は一般に、ヘマトクリットとしても知られる全血の赤血球パック細胞容積（ＰＣＶ）又は相対容量パーセントの判定に関し、更に詳しくは、このような判定をコヒーレント技術によって非侵襲的に行なうための方法ならびにその装置に関する。従来技術：ヘマトクリットは伝統的に、注射筒で静脈から被験者（患者）血液検体を採取するか、又は指尖穿刺から毛細管を用いて得られる。細長い容器に入れられた血液を遠沈し、容器内で固形の血液柱の高さ百分率がヘマトクリットを表す。最近、白血球分画百分率や血小板などを提供するためにも使用される高級で高価な血球計数装置を用いて、ヘマトクリットが得られるようになっている。しかし遠沈法と同様に、血液は検査用に患者から侵襲的に採取する必要がある。病院で行なわれる日常の採血作業などルーチンの医療行為において、患者から血液検体を採取し遠沈するか、又は何らかの採取血液の分析を行なう必要性が大して不便を呈さないのは、検体量が多い（高価な自動装置を保証する）のと、検査室から結果が得られるまでにかかる時間が一般に受け入れ可能なためである。しかし、救急室やショック外傷治療部で見られるような、又血液損失が起ると思われる外科手術中にあるような破滅的な状況では、従来技術のヘマトクリット測定装置及びその方法は特に無力である。前述の環境においては、採血する時間がなく、事実上採血する血管を探すことは不可能なことがある。外科手術中に間歇的に採血するのは非現実的でなくとも不便であり、定期的な検体を分析するのは時間と手間がかかる。更にヘマトクリットが見えない出血部位から加速度的に変化して低下し、検査員によって救急又は手術担当者が問題に遅まきながら気付いたとしても、患者は急性増悪するか死亡することもある。「電気アドミッタンス・プレシスモグラフ技術による非侵襲的ヘマトクリット測定」、"Noninvasive Measurement of Hematocrit by Electrical Admittance Plethysmography Technique",IEEE Transactions of Biomedical Engineering， vol．BME-27，No．3，March 1980，pp．156-161に記載されているように、非侵襲的に、ヘマトクリットを測定することが提案されている。しかし、前述の論文に記載されている方法は、四肢端部例えば指を電解液（ＮａＣｌ溶液）に浸漬し、電解質濃度を変化させて、電解液抵抗を端部の血液の抵抗と一致させることにより、パルス電気アドミッタンス変化を補償することによっている。電解液の抵抗は抵抗性セルで測定し、各種赤血球濃度での遠心法ヘマトクリット値と、同一検体からの血液抵抗測定により直接それまでに採得しておいた抵抗データとを一致させることで、生成した非線形最小自乗法回帰較正曲線を介してヘマトクリット値に変換する。救急又は手術室環境での使用が一般化していないことを別としても、発明者の知る限りにおいて、参考文献に記載されているような技術はそれ以上の研究で追跡又は検証されたことがなく、現実に使用されたこともない。「インピーダンス・プレシスモグラフ」と称する測定技術、又は波形を得るために用いるインピーダンス技術は、概念的にはバイオメディカルの所産を源流としている。血管の研究、呼吸の研究、インピーダンス技術により心出力（心臓から流出する実際の血液量）を求めようとする試みは、医学文献に多数見られる。これらの技術のどれも特にうまく機能すると証明されたことがないが、この概念に基づいた商用装置では試みられて来た。しかしインピーダンス・プレシスモグラフの変化として、細胞内及び細胞外組織成分の電気的モデルを作り、２つの周波数で印加した電流に対する組織のインピーダンス応答の測定値の比較を用いて、細胞内及び細胞外の組織成分を定量化している。本発明で解決される問題とは直接関係がないものの、電気的組織モデルは本発明の理解に有用である。近年、パルス・オキシメトリとして知られる技術を用いて全身麻酔導入中の血液酸素量を測定している。パルス・オキシメトリはヘマトクリット値を提供するものではないが、本発明の方法ならびにその装置の理解の一助となることが考えられる。パルス・オキシメトリは、酸化ヘモグロビンの光吸収率と還元ヘモグロビンの光吸収率がオキシメータで使用する２つの光の波長で（一般に赤色光と近赤外光で）異なり、両方の周波数での光吸収量は、オキシメータの光源と検出器の間に置かれた被験者体部の動脈血の変動容量に由来するパルス成分を有するという事実に基づいている。脈動する動脈血に由来するパルス、又はＡＣ吸収応答成分は、各々の波長で求められ、静脈血、毛細管血、非脈動性動脈血を含む組織床吸収率を表す基線又はＤＣ成分も同様に求める。ＡＣ成分は各々のＤＣ成分で除して、入射光強度に依存しない吸収率を求め、その結果を除して、ＳａＯ₂又は患者血液の酸素飽和度と経験的に相関する比を取る。パルス・オキシメトリについての優れた議論が、「パルス・オキシメトリ」"Pulse Oximetry"，by K.K． Tremper et al.，Anesthesiology，Vol．70，No．１（1989）pp．98-108に見られる。発明の概要本発明は非侵襲的ヘマトクリット測定のための方法及びその装置を提供するものである。本発明の実施において、動脈、毛細血管、静脈の血管区画を含む体の一部への刺激の印加及びセンサー電極を介して、血液のインピーダンスを測定する。利便のため、電極は通常指に装着する。刺激電極は一定範囲の周波数にわたる交流電圧で駆動する。本発明の好適な実施の形態において、検出電圧信号は高入力インピーダンス電圧検出器で増幅し、アナログ−デジタル・コンバータによってデジタル領域へ変換し、ミキサーを介して２つの複合波形に復調され、その一方が刺激電流を、また他方が選択した周波数での検出電圧を表す。波形はマイクロコンピュータで処理することにより組織インピーダンスのスキャン係数を求める。次に、血液量を変化させ別の組織インピーダンス・スキャンを行なう。好適な実施の形態においては、加圧カフを用いて血液量を変化させる。一方がひとつの血液量で、もう一方が別の血液量の、２つの組織スキャンを用いて、血液インペーダンス・スキャンを求める。全血のインピーダンスは並列モデルによる総インピーダンスから分離する。全血インピーダンス指標は、血液インピーダンス・スキャンのパターンを認識することで、ヘマトクリットに相関させる。また本発明の一部として、本発明の好適な実施の形態を用いてニューラルネットワークで位相シフトパターンを分析することによりヘマトクリットを求めることも可能であり、意図していることである。保護を求める発明は、受理され又は後に追加され又は補正される請求項に定めるものとする。明細書又は図面に説明又は図示した制限が請求項に含まれない場合、請求項は当該制限を含むものと解釈すべきではない。図面の簡単な説明本発明は添付の図面との関連において好適な実施の形態についての以下の詳細な説明を参照することで当業者には更に完全に理解されよう。図面において、図１Ａは大血管の全血の１次電気モデルの模式回路図である。図１Ｂは図１Ａの電気モデルに対応する大血管の流体及びメンブランス細胞の模式図である。図２Ａは小血管の全血の１次電気モデルの模式回路図である。図２Ｂは図２Ａの電気モデルに対応する小血管の流体及び膜細胞の模式図である。図３Ａは低血流量での肢の総インピーダンスを表す。図３Ｂは高血流量の肢の総インピーダンスを表す。図４は本発明のシステムの好適な実施の形態の模式ブロック図である。図５Ａは電極を装着した肢の底面図である。図５Ｂは図５Ａの肢の側面図である。図６は図４のシステムの電極脚の更に詳細な模式ブロック図である。図７は信号発生器と復調器及び図４の電極脚の無線版の模式図である。図８は図４の信号発生器と復調器の更に詳細な模式ブロック図である。図９は図４の空気ポンプ、ソレノイド、加圧カフの更に詳細な模式ブロック図である。図１０は図４の周波数発生器の更に詳細な模式図である。図１１は患者肢端に電極を装着し本発明の２周波数の実施の形態を組み合せた模式図である。図１２は図１１の実施の形態で使用される定電流供給源の具体例の模式図である。図１３は図１１の実施の形態で使用されるＡＭ検出器の具体例の模式図である。図１４は図１１の実施の形態で使用されるＡ／Ｄコンバータの具体例の模式図である。図１５は本発明の実施において測定された信号を表すアナログ電圧信号のグラフィック非縮尺表現で信号基線上に信号の比較的小さな脈動成分を示す。図１６は区画が特定されている周辺組織のインピーダンスと組み合せた脈動する血管区画における全血インピーダンスの電気的１次近似の回路模式図である。好適な実施の形態の詳細な説明Ａ．多周波数の実施の形態１．基本的電気モデル図１Ａは、交流電流Ｉに曝された時の大血管の全血の挙動の近似を表す電気回路モデルである。回路パス１２の抵抗１０は細胞外成分又は血漿成分の比抵抗Ｒ_BE を表す。並列の回路パス１４のコンデンサ１６と抵抗１８は赤血球の細胞膜の比容量Ｃ_BCと細胞内液の比抵抗Ｒ_BIを表す。低い周波数（例えば５０ｋＨｚ）では、全血のインピーダンス（例えばパス１２と１４両方のそれ）は主として細胞外血液成分の回路パス１２に帰属し、一方高周波数（例えば１ＭＨｚ）では、赤血球の細胞膜の容量から回路パス１４からのインピーダンス関与が更に顕著になり、全血インピーダンスの大きさが減少する。図１Ｂは、血漿２４に多数の赤血球２２を含む大血管２０を示す。このように、低周波であっても血漿２４を通る電流パスが存在する。図２Ａは、交流電流Ｉに曝された時の小血管内の全血の挙動の近似を表す電気回路モデルである。図２Ｂは、細胞２２が血管２６と同程度の大きさで細胞２２と血管壁２６の間の血漿を阻害しているような小血管２６を表す。このような場合、電流Ｉの経路は抵抗Ｒ_BI及びＲ_BEと直列の容量Ｃ_BCを通る。したがって、電流Ｉの周波数が増加するにつれて、血管２６を流れる電流のインピーダンスならびに量が変化する。小血管と大血管の比は分かっていないものの、小血管の影響は肢全体のインピーダンスに対して有意であると思われる（小血管よりわずかに又は幾分広い血管もある程度存在し細胞周辺に小さなパスができる）。図１Ａ及び図２Ａの回路において、インピーダンスの最大位相シフトは電流Ｉの周波数がｆ＝１／（Ｒ_SＣ_BC２π）のときに発生し、ここでＲ_Sは大血管の場合にＲ_BI、また小血管の場合にＲ_BI＋Ｒ_BEである。血液の最大位相シフトは大血管で約１．６ＭＨｚ付近で発生することが分かっている。後述するように、この際大位相シフトはヘマトクリットの測定に使用される。大血管モデルは血液インピーダンス測定において支配的である。しかし、小血管の関与を無視すべきではなく、また小血管の最大位相シフトは１．６ＭＨｚ以下で発生すると思われる。小血管の影響はスペクトル全体で値に反映されると考えられる。しかし、例えば後述するように、電流が肢を通過する場合、電流は血液だけを通過するのではなく、組織、骨、その他も通過する。血液のインピーダンスは後述するような方法で、総肢インピーダンスから分離できる。要約すると、図３Ａにおいて、インピーダンスＺ_Uは肢を流れる血液が制限されない時の総肢インピーダンスを表す。図３Ｂにおいて、肢を流れる血流は制限されており、Ｚ_Bは制限の結果として積算される追加血液のインピーダンスを表す。制限された状態の間の総肢インピーダンスは、Ｚ_Rである。総インピーダンスＺ_UとＺ_Rは計算でき、Ｚ_B＝（Ｚ_U×Ｚ_R）／（Ｚ_U−Ｚ_R）である。したがって、血液以外の肢の部分の関与は決定する必要がない。２．システムの概要図４を参照すると、ヘマトクリット測定システム３０は導体３８を介して信号を電極脚３６に送信し電極脚３６からの測定信号を導体４０経由で受信する信号発生器兼復調器（ＳＧＤ）３４を含む。ＳＧＤ３４は導体３２とＲＳ２３２ポート経由でパーソナル・コンピュータ（ＰＣ）４２へ患者肢を通る電流と得られた電圧を表す信号を提供する。電圧及び電流は例えば１０ｋＨｚから１０ＭＨｚの範囲にわたる各種周波数で測定できる。血液だけからのインピーダンスは血液量が異なる肢インピーダンスを測定することで血液、筋肉、骨、その他の総肢インピーダンスから分離される。後述するように、空気ポンプ、ソレノイド、及び加圧カフ２８を用いて肢の血液量に変化を起こすことができる。ＰＣ４２はヘマトクリットを判定する。ヘマトクリットはＳＧＤ３４からの信号単独で、又は年齢、性別、体重、体温、健康状態その他の特定患者に関する、又は患者一般に関する各種のその他のデータとの組み合せで、測定できる。この点で、後述するように、ニューラルネットワークは有用である。ニューラルネットワークはＰＣ４２で又は破線で示したように別のコンピュータ５２で、実行することができる。３．電極脚と電極図４、図５Ａ、図５Ｂを参照すると、電極脚３６は電極４８Ａ及び４８Ｂを介して患者の肢４４（例えば爪４６を有する指等）へ交流電流信号を提供する（図５Ａでは、左手親指に隣接する２本の指の下面を示している）。電極４８Ａと４８Ｂの間の電圧は約３Ｖである。電極４８Ａ、４８Ｂ、５０Ａ、５０Ｂは標準的な、市販の電極である。電極４８Ａ、４８Ｂ、５０Ａ、５０Ｂは、電極と肢４４の一部の両方を被覆するテープ片５４によって所定位置に便利に保持できる。しかし、テープ片５４は血流を制限しないのが望ましい。テープ片５４は肢４４の周囲の１／２から３／４にわたって延在し得る。所定位置に電極を保持することに加え、テープ片５４は肢４４に硬さを与えて測定手順を制御し易くする。スプリントやマイラーを用いることもできる。図６を参照すると、電極脚３６はＳＧＤ３４からの導体３８で周波数ωを有する正弦波信号を受信する５０Ω終端バッファ６０を含む。検出抵抗６４はバッファ６４と電極４８Ａが接続される導体６６Ａの間に直列に接続される。電極４８Ａ、４８Ｂ、５０Ａ、５０Ｂは、できる限り短い方が望ましい導体６６Ａ、６６Ｂ、７０Ａ、７０Ｂを介して電極脚３６へ接続する。これ以外に、図７に図示してあるように無線通信を用いることもでき、この場合送信機７６Ａ、７６Ｂ、７６Ｃと、受信機７８Ａ、７８Ｂ、７８Ｃを含む。無線通信は手術室環境で特に有用である。また図６を参照すると、装置増幅器６８は、抵抗６４両端での電圧降下を表す信号Ａ₁sin（ωｔ＋θ₁）を導体７２に提供する。ここでＡ₁は増幅率、またθ₁ ば後述するようにもとの信号sinωｔに対する位相差である。増幅器６８は、高入力インピーダンスを提供し導線６６Ａでコモンモード電圧を排除する一方で、抵抗６４両端の電圧降下を増幅する。増幅器６８は周知の構成の３個の演算増幅器を含む。増幅器７４は、電極５０Ａと５０Ｂの間の電圧を表す信号Ａ₂sin（ωｔ＋θ₂ ）を導体７８に提供する。ここでＡ₂は増幅度、θ₂はもとの信号sinωｔに対する位相である。θ₁とθ₂の間の位相差は、電極４８Ａと５０Ｂの間の肢４４の電気容量及び装置増幅器６８及び７４の速度及び位相応答の差に起因する。したがって、装置増幅器６８と７４は、これらの位相応答の差を最小限にするように選択し製造すべきである。増幅器６８、７４の速度及び位相応答の差は、ダミー負荷を用いて装置を構成する。その後、ＰＣ４２が較正情報を記憶しあらゆる差をサブストラクトする。装置増幅器７４は、導体６６Ｂと７０Ｂの間の顧問モード電圧を排除し導体７０Ａと７０Ｂの間の差電圧を増幅する。装置増幅器７４は公知の構成で３個の演算増幅器を含むことができる。ＲＦスイッチ８０は、導体８４の信号の制御下で、導体７２の信号又は導体７８の信号のどちらかを導体４０へ流す。ＲＦスイッチ８０は毎秒１１０（＝２× ５５）回の速度でスイッチできる。４．信号発生器兼復調器（ＳＧＤ）図８を参照すると、ＳＧＤ３４は導体３８の信号を発生し導体４０の信号を復調しフィルタする。ＳＧＤ３４は埋め込みＥＰＲＯＭを備えたマイクロプロセッサ９４、例えばＨＣ６８０５などを含むことができる。マイクロプロセッサ９４はＳＧＤ３４の各種コンポーネントへ、導体８４経由でＲＦスイッチ８０へ、また図９を参照して後述するように導体８８Ａ、８８Ｂ、８８Ｃを経由して空気ポンプのソレノイド、ソレノイド、加圧カフ２８へ制御信号を提供する。マイクロプロセッサ９４は導体３２経由でＰＣ４２と通信する。周波数発生器１００は、次式（１）に示すデジタル正弦波信号ＦＧ_SINに導体９６に発生させる：ＦＧ_SIN＝sinωｔ（１）ここで増幅率は１であるものと仮定する。導体９６から、信号sinωｔはミキサー兼フィルタ１０４へ、更にＤＡＣ１１０へ提供される。ＤＡＣ１１０からのアナログ正弦波信号はバッファ１１２を介して導体３８へ提供される。ＦＧ_SIN の周波数はＰＣ４２が周波数発生器１００へ提供する周波数制御ワードで制御される。周波数発生器１００は次式（２）に示したデジタル余弦信号ＦＧ_COSも導体９８へ発生させる：ＦＧ_COS＝cosωｔ（２）ここで増幅率は１であるものと仮定する。当然のことながら、cosωｔはsinω ｔと９０度ずれた位相にある。導体９８から、信号cosωｔはミキサー兼フィルタ１０６へ提供される。導体４０上の電極脚３６からの信号は、バッファ１１８を介してローパスフィルタ１１６で受信する。ローパスフィルタ１１６は高調波成分又はエイリアシングを除去する。２０ＭＨｚまでのsinωｔで組織インピーダンス測定ができるように２２ＭＨｚの値を選択した。しかし、約１０ＭＨｚを越えて必要な位相許容範囲を維持するにはアナログ電子回路では困難がある。上限１０ＭＨｚでは、ローパスフィルタ１１６はもっと低いカットオフ周波数を有することになる。ローパスフィルタ１１６からのフィルタした信号はＡＤＣ１２０によりデジタル信号に変換され、ここからミキサー兼フィルタ１０４及び１０６へ渡される。ＤＡＣ１１０、ＡＤＣ１２０、周波数発生器１００は６０ＭＨｚでクロックされる。しかし、周波数発生器１００で生成されたsinωｔの最大周波数が１０ＭＨｚの場合、ＤＡＣ１００、ＡＤＣ１２０、周波数発生器１００は例えば３０ＭＨｚでクロックしても良い。測定電流を表す信号Ｍ_CはＡＤＣ１２０から導体９０へ提供される。信号Ｍｃは図６の導体７２に発生しＲＦスイッチ８０，バッファ１１８，ローパスフィルタ１１６，ＡＤＣ１２０を通って処理される。信号Ｍ_Cは次式（３）に示す通りである：Ｍ_C＝ＧＡ₁sin（ωｔ＋θ₁＋φ）（３）ここでＡ₁とθ₁は導体７２における信号の増幅率と位相、またＧとφはバッファ１１８，ローパスフィルタ１１６，ＡＤＣ１２０に起因する利得と位相シフトである。測定電圧を表す信号Ｍ_VはＡＤＣ１２０から導体９０にも提供される。信号Ｍ_V は図６の導体７８に発生しＲＦスイッチ８０，バッファ１１８，ローパスフィルタ１１６，ＡＤＣ１２０を通って処理される。信号Ｍ_Vは次式（４）に示す通りである：Ｍ_V＝ＧＡ₂sin（ωｔ＋θ₂＋φ）（４）ここでＡ₂とθ₂は導体７８における信号の増幅率と位相、またＧとφはバッフア１１８，ローパスフィルタ１１６，ＡＤＣ１２Ｏに起因する利得と位相シフトである。当然のことながら、信号Ｍ_CとＭ_Vは電流を表す信号と電圧を表す信号の単なる例に過ぎず、図示した以外の他の回路を用いて適当な信号及び電圧を表す信号を発生させることができる。ミキサー兼フィルタ１０４において、乗算器１２４は導体９６の信号sinωｔとＡＤＣ１２０の出力とを乗算する。ＲＦスイッチ８０が導体７２の信号を通過させる場合、乗算器１２４の出力は次式（５）に示すような積Ｐ_CI（同相電流）となる：Ｐ_CI＝ＧＡ₁sin（ωｔ＋θ₁＋φ）×sinωｔ（５）＝（（ＧＡ₁／２）cos（θ₁＋φ）） −（（ＧＡ₁／２）sin（２ωｔ＋θ₁＋φ））ここでＧ、Ａ₁、θ₁、及びφは式（３）との関連で定義した通りである。ミキサー兼フィルタ１０４はミキサー兼フィルタ１０６で表わしてある。６０Ｈｚのデジタルローパスフィルタ１２８は（（ＧＡ₁／２）sin（２ωｔ＋ θ₁＋φ））成分ならびに各種雑音を除去し、ＤＣ成分だけ、即ち（（ＧＡ₁／２）cos（θ₁＋φ））だけを残す。信号（（ＧＡ₁／２）cos（θ₁＋φ））は導体１３４に印加され、Ｃ_Iで表わされる。ここで「Ｃ」は電極４８Ａと４８Ｂの間の電流を表わし、「Ｉ」は「同相」を表す。デジタル・ローパスフィルタ１２８は公知の方法でコンボリューションを実行する乗算器及び加算器から構成できる。ＲＦスイッチ８０が導体７８の信号を通過させる場合、乗算器１２４の出力は次式（６）に示したような積Ｐ_VI（同相電圧）である：Ｐ_VI＝ＧＡ₂sin（ωｔ＋θ₂＋φ）×sinωｔ（６）＝（（ＧＡ₂／２）cos（θ₂＋φ）） −（（ＧＡ₂／２）sin（２ωｔ＋θ₂＋φ））ここでＧ、Ａ₂、θ₂、φは式（４）との関連で定義した通りである。６０Ｈｚのデジタルローパスフィルタ１２８は（（ＧＡ₂／２）sin（２ωｔ＋ θ₂＋φ））成分ならびに各種雑音を除去し、ＤＣ成分だけ、即ち（（ＧＡ₂／２）cos（θ₂＋φ））だけを残す。信号（（ＧＡ₂／２）cos（θ₂＋φ））が導体１３４に印加され、これがＶ₁で表わされる。ここで「Ｖ」は電極５０Ａと５０Ｂの間の電流を表わし、「Ｉ」は「同相」を意味する。もとの信号と変更された信号を混合して、振幅及び位相情報を得るのは「コヒーレント」技術である。ミキサー兼フィルタ１０６において、乗算器（図示しない）は導体９８のcos ωｔとＡＤＣ１２０の出力を乗算する。ＲＦスイッチ８０が導体７２の信号を通過させる場合、乗算器１２４の出力は次式（７）に示したような積Ｐ_CQ（直角位相電流）である：Ｐ_CQ＝ＧＡ₁sin（ωｔ＋θ₁＋φ）×cosωｔ（７）＝（（ＧＡ₁／２）sin（θ₁＋φ））＋（（ＧＡ₁／２）sin（２ωｔ＋θ₁＋φ））ここでＧ、Ａ₁、θ₁、φは式（３）との関連で定義した通りである。術語「直角位相」はコサイン信号がサイン信号の位相から９０度ずれていることに由来する。６０Ｈｚのデジタル・ローパスフィルタ１２８は（（ＧＡ₁／２）sin（２ωｔ＋θ₁＋φ））成分ならびに各種雑音を除去し、ＤＣ成分だけ、即ち（（ＧＡ₁／２）sin（θ₁＋φ））だけを残す。信号（（ＧＡ₁／２）sin（θ₁＋φ））は導体１３６に印加され、これがＣ_Qで表わされる。ここで「Ｃ」は電極４８Ａと４８Ｂの間の電流を表わし、「Ｑ」は「直角位相」を意味する。ＲＦスイッチ８０が導体７８の信号を通過させる場合、乗算器１２４の出力は次式（８）に示したような積Ｐ_VQ（直角位相電圧）である：Ｐ_VQ＝ＧＡ₂sin（ωｔ＋θ₂＋φ）×sinωｔ（８）＝（（ＧＡ₂／２）cos（θ₂＋φ）） −（（ＧＡ₂／２）sin（２ωｔ＋θ₂＋φ））ここでＧ、Ａ₂、θ₂、φは式（４）との関連で定義した通りである。６０Ｈｚのデジタルローパスフィルタ１２８は（（ＧＡ₂／２）sin（２ωｔ＋ θ₂＋φ））成分ならびに各種雑音を除去し、ＤＣ成分だけ、即ち（（ＧＡ₂／２）sin（θ₂＋φ））だけを残す。信号（（ＧＡ₂／２）sin（θ₂＋φ））は導体１３６に印加され、これがＶ_Qで表わされる。ここで「Ｖ」は電極５０Ａと５０Ｂの間の電圧を表わし、「Ｑ」は「直角位相」を意味する。信号Ｃ_IとＣ_Qは電極４８Ａと４８Ｂの間の電流の振幅及び位相に関する情報を提供する。信号Ｖ_IとＶ_Qは電極５０Ａと５０Ｂの間の電圧の振幅と位相に関する情報を表わしている。信号ＶとＣは複合である（即ち、同相成分Ｖ_IとＣ_I、及び直角位相成分Ｖ_QとＣ_Qを有している）。同相及び直角位相インピーダンス波形Ｖ_I、Ｖ_Q、Ｃ_I、Ｃ_QはＰＣ４２等のコンピュータに送信され、ここで複合インピーダンスが毎秒５５サンプルのレートで計算される。５．ＰＣでの計算信号Ｖ_I、Ｖ_Q、Ｃ_I、Ｃ_Qは以下のように分析される。電流成分の大きさＣ_MAGは次式（９）で決定される：Ｃ_MAG＝（Ｃ_I ²＋Ｃ_Q ²）^1/2 （９）ここでＣ_IとＣ_Qはミキサー兼フィルタ１０４及び１０６からの導体１３４及び１３６の信号である。電流成分の位相Ｃ_φは次式（１０）から決定される。Ｃ_φ＝tan^-1（Ｃ_Q／Ｃ_I) （１０）電圧成分の大きさＶ_MAGは次式（１１）から決定される：Ｖ_MAG＝（Ｖ_I ²＋Ｖ_Q ²）^1/2 （１１）Ｖ_IとＶ_Qはミキサー兼フィルタ１０４及び１０６からの導体１３４及び１３６。電圧成分の位相Ｖ_φ式（１２）から決定される。Ｖ_φ＝tan^-1（Ｖ_Q／Ｖ_I）（１２）インピーダンスＺは虚数ＶとＣの比である。インピーダンスの大きさＺ_MAG成分は次式（１３）から決定される：Ｚ_MAG＝Ｖ_MAG／Ｃ_MAG=ＧＡ₂／ＧＡ₁＝Ａ₂／Ａ₁ （１３）ここでＶ_MAGとＣ_MAGは式（１１）及び式（９）にしたがって決定される。インピーダンスの位相成分は次式（１４）から決定される：Ｚ_φ＝Ｖ_φ−Ｃ_φ＝（θ₂＋φ）−（θ₁＋φ）＝（θ₂−θ₁）（１４）Ｖ_φとＣ_φは式（１２）と式（１０）にしたがって決定される。血液だけからのインピーダンスは血液、組織、骨その他からの総インピーダンスから分離される。この分離は次のように行なわれる。スキャンの各周波数で、肢インピーダンスは肢４４を流れる血液が制限されない場合のＶ_I、Ｖ_Q、Ｃ_I、Ｃ_Qを計算することで決定され、したがって肢が正常又は制限されていない血液容積を有している。次に、肢４４を流れる血流が制限されている場合に同一周波数で別のスキャンを実行し、したがって肢は制限された血液容積を有している（制限されていない血液容積より大きいか小さい場合がある）。制限方法は後述する。図３Ａ及び図３Ｂは制限が血液容積の増加を引き起すような状況を示している。肢部が拘束されていない場合の小さい血液容積での総肢インピーダンスが図３Ａに図示してあるＺ_Uである。肢部が拘束されている場合の大きな血液容積での総肢インピーダンスは図３Ａに図示してあるＺ_Rである。Ｚ_Bを大きな容積で存在しているが小さい容積では存在しない血液とすると、インピーダンスＺ_RはインピーダンスＺ_Bと並列のインピーダンスＺ_Uと等価である（このモデルでは肢部を通過する他の全ての血液と同じヘマトクリットを余剰血液が有するものと仮定している）。インピーダンスＺ_Rは次式（１５）で計算する：Ｚ_R＝（Ｚ_B×Ｚ_U）／（Ｚ_B＋Ｚ_U）（１５）Ｚ_RとＺ_Uの両方が測定可能で、ここからＺ_Bを計算できる。式（１５）においてインピーダンスＺ_Bを解くと、式（１６）が得られる：拘束により血液容積に増加が起る場合でＺ_B＝（Ｚ_U×Ｚ_R）／（Ｚ_U−Ｚ_R）（１６）拘束により血液容積の減少が起るような場合では、Ｚ_UはＺ_Bと並列のＺ_Rと等価である。ここでＺ_Bは大きな容積では存在し小さい容積では存在しない血液であるインピーダンスＺ_Rは次式（１７）で計算する：Ｚ_U＝（Ｚ_B×Ｚ_R）／（Ｚ_B＋Ｚ_R）（１７）Ｚ_RとＺ_Uの両方を測定可能で、ここからＺ_Bを計算できる。式（１７）のインピーダンスＺ_Bを解くと式（１８）が得られる：拘束により血液容積に減少が起る場合で、Ｚ_B＝（Ｚ_U×Ｚ_R）／（Ｚ_R−Ｚ_U）（１８）血液インピーダンスＺ_Bは大きさと位相の両方を含むが、位相はヘマトクリットの強い表示であるように見える。しかし、Ｚ_Bの位相と大きさの両方をニューラルネットワークのパターン分析で使用する。Ｚ_Bを決定する処理は、約１０ｋＨｚから約１０ＭＨｚの範囲にわたる様々な周波数で反復する。これには様々なステップが使用できる。現在の実施の形態において、オクターブあたり３ステップからオクターブあたり１０ステップまでとすることができ、ここで１オクターブは１０ｋＨｚ、２０ｋＨｚ、４０ｋＨｚ、８０ｋＨｚ、１６０ｋＨｚ等である。多いステップ数と少ないステップ数を掛けることには利点と欠点が存在する。多いステップ数を用いると、動脈の脈動雑音を平均化することができるが、多くの時間がかかり、したがって長い測定時間の間に血液容積が望まれないかまた予測されない変化を起こす可能性が大きくなる。本発明の発明者らは、約１０ｋＨｚから１．６ＭＨｚの領域まで（負の数として）位相変化が増加し、次いで減少をはじめることを発見した（ただし１．６ＭＨｚよりかなり下に屈曲点が存在する）（de Vries，P.M.J.M.，et al.，「ヘマトクリットの連続オンライン測定でのヒト血液の誘電性挙動の意味」"Implicati ons of the dielectrical behavior of human blood for continuous on-line m easurement of hematocrit"，Med．Biol．Eng．& Comput．31，445-448(1993)では１．６ＭＨｚ最大位相を記載している）。しかし、最大位相変化は各種の要因によって変化し得ると考えられる。したがってニューラルネットワークによる方法が提案される。６．好適な方法以下の方法を使用する。「スキャン」は、上下の周波数限界の間のステップで様々な周波数の信号を電極４８Ａに印加する処理を表す。前述のように、これは電極４８Ａと４８Ｂの間に電流、また電極５０Ａと５０Ｂの間に電圧を発生する。各周波数でＶ_I、Ｖ_Q、Ｃ_I、Ｃ_Qを回収するには１／５５秒程度かかる。デジタルフィルタ１２８は所望の６０Ｈｚバンド幅に達するまでに約９ミリ秒を必要とする。したがって、デジタルフィルタ１２８はひとつの周波数で９ミリ秒の間にＰ_CIを処理し更に９ミリ秒でＰ_VIを処理する。この処理を別の周波数でＰ_CIについて９ミリ秒、またＰ_VIについて９ミリ秒反復する。ミキサー兼フィルタ１０６の対応するデジタルフィルタも同様にＰ_CQとＰ_VQを処理する。好適な実施の形態において、上下の周波数限界が１０ｋＨｚと１０ＭＨｚで上限から下限までの間のステップ数が１１と１０１周波数の間となるようにソフトウェアがかかれている。１０１周波数を選択した場合、スキャンを完了するのに１．８秒（１０１／５５）かかる。「反復」は血液量を変更する前に迅速かつ連続で実行される「スキャン」の回数を表す。好適な実施の形態において、１回から１０回の間の反復が行なわれるようにソフトウェアが書かれている。複数回の反復を実行する理由は以下の通リである。動脈の脈動は血液量に交互に小さな揺動を発生させる。脈動は位相に影響することがある。複数回の反復を行なう場合、動脈の脈動に起因する位相の変化は平均化できその影響を減少させることができる。「測定」は特定の血液量でのスキャン反復の指定された回数の完了を表す。好適な実施の形態において、２５回までのあらゆる測定回数を行なうようにソフトウェアが書かれている。例えば、第１の測定は拘束しない血液量で行ない、第２の測定は拘束された血液量で行なう。第３の測定は拘束されない血液量又は何らかの他の血液量で行なうことができる。（例えばカフからの）拘束圧力と血管内循環によっては、肢４４の血液量が拘束圧力の変化後に新しい平衡に達するまでに約１０秒から４５秒かかることがある。検査時間を減少させるためには、必要とされる以上の測定を行なわないのが望ましい。測定あたりのスキャン回数が大きいと脈動変化を平均化することができる。１つの測定によっては同一時間間隔付近で行なったとしても、異なる結果が得られることが分かっている。したがって、満足できる結果を補償するように、十分な測定を行なうべきである。満足できる結果を生じるには複数サイクルを必要とすることがある。第１の数回の測定で標準偏差の小さい結果が得られた場合、全ての測定を遂行する必要はない。値の選択では様々な兼ね合いが存在する。例えば、血液量の大きな変化は動脈の脈動に対して高い信号対雑音比を発生するのに望ましい。しかし大きな血液量の変化は長い時間が掛かり、毛細血管床の多くが余分な血液量に対応するように開いてしまう。当然のことながら、周波数、ステップ、スキャン、反復、及びサイクルについての各種の値と制限は、ソフトウェアを変更することにより変化させることができる。７．ニューラルネットワークのアプローチニューラルネットワークは非常に複雑で雑音の混じったデータを分析して、基本となるパラメータを決定するために使用できるパターン（又はデータの組み合せ）を発見することができる。これらのパターンは人間の観察では通常明らかにならない。統計的な意味で、ニューラルネットワークは非線形非パラメトリック回帰を実行することが可能である。複雑なデータ分析の問題に対してニューラルネットワークの解決方法を発見することは科学的であるのと同程度に芸術的であり得る。多数の異なるニューラルネットワーク・パラダイムが存在しており、これらのパラダイムの各々は多数の必須パラメータの仕様を用いている。このような選択では、ある程度の量の経験や試行錯誤、その他が要求される。体系的なニューラルネットワーク設計アプローチの研究は人工知能の分野において非常に活発な研究領域である。本発明で注目している特定のパラダイムは連続値出力を発生し監督下のトレーニングを行なえるものであると信じられる。これはネットワークがデータと正しい答えの両方に繰り返して曝されるニューラルネットワークの整形技術である。これによってネットワークはそれ自身の内部を構造化し、本発明で重要であると認識したデータにおける特徴を抽出できるようになる。臨床データの集合は各患者又は被験者について数回実行して集めることができる。実行はある程度変化する条件（例えば違う高さの被験肢部、肢部へ加える熱など）で行なう。これによって幾つかの異った環境で同一ヘマトクリットについて異るパターンのデータが作成できる。更に、被験全血を含む毛細管を延伸する「ゴールドスタンダード」技術を用いて実際のヘマトクリットを正確に決定するように採血することができる。各被験者についてこのような様々なデータを収集し十分な被験者数を有していれば、ニューラルネットワークは基盤となるヘマトクリットのパラメータを決定するようにトレーニングされる。ニューラルネットワーク５２はＰＣ４２又は隣接するＰＣあるいはその他のコンピュータ上にある。したがって、図４では、ニューラルネットワーク５２は破線で図示してある。以下のパラメータをニューラルネットワークが考慮する。インピーダンス波形に関して、ニューラルネットワークは、周波数、大きさ、位相、これの誘導を含むパラメテを考慮できる。患者、又は被験者に関して、ニューラルネットワークは患者の年齢、体重、性別、体温、イリネス、肢部に印加される熱、血圧、腕の挙上及び位置を含むパラメータを考慮できる。当然のことながら、ニューラルネットワークがこれらパラメータの各々を考慮することは必要ではない。当然のことながら、ニューラルネットワークは、他のファクターが得られた忠者に対応する毛細管を遠心することからヘマトクリット測定を考慮することもある。ニューラルネットワークは２種類の方法で使用される。第１に、患者と波形に関する大量のパラメータからパターン及び／又は他のデータのグループを取り出すために使用する。第２に、パターン及びその他のデータが導出されてから、忠者及び波形データをそれまでに取り出されているパターン及び／又はその他のデータと比較することにより、（例えば手術台に載せられているかも知れない）特定患者のヘマトクリットを求めるために使用する。現時点で、ニューラルネットワークは小血管の影響を除外して大血管に含まれる血液に由来するヘマトクリット値を発生することができると考えられる。本明細書で用いているように術語「患者」は、パターン又はデータのグループを作成するためにもともとのデータを取得した人と、パターン又はデータのグループからヘマトクリットが後に決定される人の両方を含んでいる。多くのパターン（例えば等式）は多くの目的で参照テーブルを実用化するには複雑になりすぎることが予想されるものの、参照テーブルを使用することができる。８．空気ポンプ、ソレノイド、加圧カフ２８血液量を変更する方法は各種存在する。例えば、肢４４が指の場合、血液量は患者の上腕付近で静脈を拘束することにより、又は患者手首での動脈の圧迫により、変更できる。静脈を拘束する場合、動脈が血液を圧送できるようにするが、肢４４の圧力がカフ圧と等しくなるまで血液がカフの下を流れないような拡張期圧より小さい圧力をカフで作成するのが望ましい。動脈の圧迫では、動脈血を肢４４にはいるところで阻止し血液が肢４４から静脈経由で排出され低い血液量を作成するようにする。静脈の拘束中に検出される相変化は動脈の圧迫中に検出される相変化と異ることが分かっている。動脈の閉塞を実行するよりは血圧測定カフで静脈拘束を実施する方が容易であると考えられる。閉塞による制限を得るには、尺骨及び撓骨静脈を閉塞するべきで、これは困難である。また約１０％の人は内側動脈を有しているのでこれも閉塞すべきである。しかし、動脈の閉塞は広範囲で毛細管に影響を与えることなく大血管から血液を排出するが、静脈の拘束は新規に毛細血管の屈曲を開放する及び／又は血管腔のジオメトリを変更する傾向が大きい。図９を参照し、空気ポンプ、ソレノイド、圧力カフ２８は次のように動作する。空気ポンプ１５２はチューブ１５４へ増加した空気圧を提供する。加圧カフ１５６が圧力を増加させる時間になると、マイクロプロセッサ９４はソレノイド１６０を作動させ、チューブ１５４の増加した空気圧がチューブ１６２に流入する。マイクロプロセッサ９４は圧トランスデューサ１６４からチューブ１６２の圧力を通知される。加圧カフ１５６の圧力を減少する時間になると、マイクロプロセッサ９４はソレノイド１６８を作動させ、これによりチューブ１６２を排気口に接続する。空気ポンプ１５２は別のスイッチで、又はマイクロプロセッサ９４の制御下で、オンにすることができる。容量変化は忠者の腕の傾きと高さを調整することにより最大になるようにすベきである。肢部の動きはインピーダンスを有意に変化させると考えられる。９．補足情報周波数発生器１００は図１０に図示した公知の実施にしたがって作成できる。図１０を参照すると、１６ビット周波数ワードＦＷはＦＷに応答して位相ワードＰＷを発生する加算器１８０から導体１１２で受信される。所望の正弦波周波数＝ＦＷ×クロック周波数／２¹⁶である。所望する最大の正弦波周波数によって、クロック周波数は例えば３０ＭＨｚ又は６０ＭＨｚとすることができる。位相ワードＰＷはサイン（正弦）及びコサイン（余弦）信号を発生するサイン／コサイン参照テーブルＰＲＯＭ１８２から受信する。サイン信号は１２７．５×sin（ＰＷ×２π）／２０４８、またコサイン信号は１２７．５cos（ＰＷ×２π）／２０４８である。当然、これらは単なる例であり他の各種の周知の技術を使用することができる。望ましくは、電極４８Ａと４８Ｂの間で肢４４に電流注入し、電極５０Ａと５０Ｂの間で電圧を測定する。これ以外にもあまり望ましくないが、電極５０Ａと５０Ｂの間に電流を注入し、電極４８Ａと４８Ｂの間で電圧を測定することもできる。別のあまり望ましくない構造の場合、望ましくは、電極５０Ａによって注入される電流と、電極５０Ｂで受信される電流との両方を測定して、体の他の部分に流れるあらゆる電流を考慮する。また、別のあまり望ましくない構造の場合に、電極５０Ｂと４８Ｂを電極４８Ａと５０Ａに接近させたり、電極を狭くするのも望ましい。電流は電極によってではなく磁場によって作成される。望ましくは、周波数発生器１００からの導体９８上の位相外信号はコサイン信号で、導体９６のサイン信号から９０度（又は２７０度）位相がずれている（直角位相信号と呼ばれることもある）。これ以外に、位相出力信号は導体９６のサイン信号に対して９０度の位相ズレ以外の何らかの関係とすることもできる。この場合、２種類だけの信号の代わりに３種類又はそれ以上の信号を用いるのが必要及び／又は望ましい。図４及び図８に図示した実施の形態において、周波数発生器１００、ローパスフィルタ１１６及び１２８、ミキサー兼フィルタ１０４及び１０６の機能は、マイクロプロセッサに対向するハードウェアで（例えば加算器、乗算器、ゲートアレイを備えたプログラム済み専用ハードウェアを含めて）実行される。これ以外に、機能の幾つか又は全部をＰＣ４２で実行したり、別のマイクロプロセッサ・システム、又は何らかのソフトウェアで実行することもできる。別の方針では、ＰＣ４２が「パーソナル・コンピュータ」である必要はなく、例えばMacintoshやサンマイクロシステムズ社などの他の各種コンピュータのいずれかとすることができる。２個ではなく４個のミキサー兼フィルタを使用してＲＦスイッチ８０の必要性を排除しても良い。本明細書で用いている「導体」は実際には、並列（パラレル）デジタル伝送の場合等に複数の配線を含むことがある。言い換えれば、デジタルデータは並列又は直列に送信できる。また接地線も存在する。導体３８及び４０は各々５０Ω同軸ケーブルとすることができる。請求項で用いているように、術語「接続」、「接続可能」、又は「接続された」は必ずしも直接接続に制限される必要はない。Ｂ．２周波数の実施の形態前述の多周波数の実施の形態は一般に好適だが、ヘマトクリットを測定するための２周波数技術の説明も以下に示す。１．背景交流電流に暴露された場合の全血の近似的動きを示している図１をもう一度参照すると、細胞外又は血漿成分の応答を表す回路パス１２の抵抗１０は、一方で赤血球成分を表す並列の回路パス１４は、容量１６と抵抗１８の両方を含んでいる。低周波（５０ｋＨｚ等）では、全血インピーダンスは主として細胞外血液成分回路パス１２に帰属でき、一方で高周波（１ＭＨｚ等）では赤血球の細胞膜の容量性が回路パス１４からの更に有意なインピーダンス関与となるので、全血インピーダンスの大きさを減少させる。つまり、簡略化すると、低周波インピーダンスと高周波インピーダンスの比は赤血球の相対容量％又はヘマトクリットを表わしていることになる。赤血球の容量性現象が有意になるような正確な周波数又は狭い帯域は存在しないが、容量成分が比較的拘束に増加するような周波数の遷移領域は存在する。更に詳細に以下の説明において説明するように、前述の遷移領域の上下で血液の周波数応答特性によるインピーダンスの大きさの差分により本発明を使用する実施者は、患者の電気刺激を用いて非侵襲的にヘマトクリットを測定できる。しかし、ヘマトクリットを測定するために全血中で周波数に基づくインピーダンス差分の使用のためには、インピーダンスが測定される体部での大きな体組織インピーダンス成分を除去する必要がある。図１５は本発明により患者の電気刺激される肢端に装着されたセンサーで測定される時間間隔にわたる復調電圧信号エンベロープの代表的なセクタを含み、測定電圧は周辺組織と全血を加えた合計インピーダンスに直接比例し、したがってこれを表わしている。図示したように、信号エンベロープはＤＣ又は基線主成分と小さなＡＣ又は脈動成分とを含んでいる。ＤＣ成分は患者組織、脈動しない動脈血、刺激した体部の静脈及び毛細管血で生成される。ＡＣ成分は脈動血だけに帰属でき、したがって任意の周波数における全血インピーダンスを真に表わしている。異なる周波数でのＡＣ成分は実質的に同一の電圧エンベロープ形状を有し、前述のような全血インピーダンス応答の周波数依存性により大きさだけが異なる。信号のＡＣ又は脈動成分だけを分離して使用することにより、患者の血管外組織のインピーダンス効果が排除され、低周波脈動インピーダンスの高周波脈動インピーダンスに対する比を用いてヘマトクリット測定を行なうことができる。２．２周波数のシステムとその方法本発明の２周波数の実施の形態を表わしている図１１では、外部刺激電極２２２と内部センサー電極２２４が外側に配置された動脈（これも脈動性血管区画と称することがある）を含む患者体部２２０を図示しており、当該電極全部は体部２２０を包み込むようなリング電極とするのが望ましい。４電極法は、接触抵抗に起因する誤差を排除することのできるような標準的工学技術で、本発明で使用している範囲を除くと、本発明の一部を構成するものではない。電力又は刺激電極２２２は電流供給源２２６と２２８から提供される２つの周波数ＡとＢで構成される定電流複合搬送波波形で駆動される。印加される定電流はピーク間振幅を２ｍＡ又はそれ以下とするのが望ましい。周波数ＡとＢは、患者の血液の容量成分により、各々の周波数で有意に異なる血液インピーダンス応答を、即ち本発明の実施において有用なインピーダンス差を提供するだけ十分に異なるべきである。各々が応答の容量成分が顕著になる周波数遷移領域から十分に上下に離れている５０ｋＨｚの低周波Ａと１ＭＨｚの高周波Ｂとが利用可能な差分応答を提供することが分かっている。この点で５０ｋＨｚより大幅に低い周波数を用いるのは患者の安全性の観点から推奨できず、もっと低い周波数では不整脈を惹起することがある点に注意すべきである。各々の周波数は定電流で体部２２０の組織を励起し、各々の周波数で得られた電圧信号を内側センサー電極２２４で測定する。電流励起は一定であるから、各周波数で測定される電圧のエンベロープはその周波数の組織インピーダンスに直接比例する。ＡＭ検出器２３０及び２３２は周波数Ａと周波数Ｂの各々に対してひとつづつで、電圧信号のエンベロープを測定し、得られた信号をＡ／Ｄコンバータ２３４に送信し、ここで信号の脈動成分の分離のために信号をデジタル領域に変換し、更にプログラムされた処理ユニット、望ましくは汎用マイクロコンピュータ２３６で、キーボード２３８からの命令に応答して処理する。マイクロコンピュータ２３６は時間的に一致した変換脈動信号成分セグメントを各周波数で反復抽出し、各々の搬送波波形の電圧基線に対して正規化し、更に正規化した脈動信号成分の一連のセグメント比を作成する。望ましくは、時間に対して電圧の大きさで最大の変化を示す脈動成分セグメントから構成されるような、有意な比ほど更に強く重み付けする、重み付け平均化法を用いて、これらの比を平均化する。比の重み付け平均はヘマトクリットを表わしており、これはマイクロコンピュータ２３６により対応する比率とヘマトクリットの内部参照テーブルから抽出され、グラフィック・スクリーン・ディスプレイ、数値ディスプレイ、又は両方を含むようなディスプレイ２４０で実施者に表示する。図１２に図示したように、図１１の電流供給源２２６と２２８の実施の形態では、電流供給源の近似としてトランジスタ３００を使用しており、これは所望の周波数における自動利得制御（ＡＧＣ）乗算器３２２を介して発振回路３０２により駆動され、得られた出力信号はパワートランス３０４を駆動し、これが更に患者刺激電極２２２に出力する。パワートランス３０４とピックオフトランス３０６を経由したトランス結合を用いる各々の電流供給源の絶縁を患者の安全のために使用している。従来技術で周知となっているように、トランス３０４と３０６は問題の周波数で応答が最大となるように、またアーチファクトに対する感度を最小とするように、巻線すべきであることに注意する。検出又はレギュレータ信号はトランス３０６の出力コイルから拾い出されてバッファ３０８経由でフェーズ・ロックド・ループ同期ＡＭ検出器３１７に送信され、検出器３１７は検出器乗算器３１０、フェーズ・ロックド・ループ３１２、直角位相増幅器３１４、及びローパスフィルタ３１６を含む。フェーズ・ロックド・ループは、これを含むＡＭ同期検出器同様に従来技術で周知であり、これらの構造と機能については本明細書では更に詳しく説明することをしない。しかし、フェーズ・ロックド・ループとその動作、汎用性及び応用性、特に本発明で使用するのに適したＡＭ同期検出器の製造に関しての短いが優れた説明が、米国ＥＸＡＲ社（2222 Qume Dr ive，San Jose，California 95131）発行の１９８７年ＥＸＡＲデータブック、６−６２〜６５ページと１１−６８〜７１ページに記載されている。検出器３１７は検知した電流駆動信号のエンベロープを差動増幅器３１８に出力し、基準３２０からの入力信号との比較を行ない、差動増幅器３１８からの出力信号がＡＧＣ乗算器３２２を制御し、これの出力が発振器３０２で所望の周波数（Ａ又はＢ）に加算される。つまり電流供給源からの実質的に一定の出力を維持するためのサーボ制御ループが構成される。電流供給源２２６及び２２８は複数の発振回路３０２によって指定される周波数以外では実質的に同一である。本発明の図１１の実施の形態で使用するＡＭ検出器２３０及び２３２は、図１３に図示してあるように、フェーズ・ロックド・ループの周囲に構成したＡＭ同期検出器である。センサー又は患者測定電極２２４からの測定電圧信号は、きわめて瞬間的で、装置増幅器４００により増幅され各ＡＭ検出器２３０と２３２の検出器乗算器４０２とフェーズ・ロックド・ループ４０４へ送信され、フェーズ・ロックド・ループの出力がローパスフィルタ４０８でフィルタされる。検出器２３０と２３２の出力は各々低周波と高周波における測定電圧波形のエンベロープであり、本質的にこれらの周波数におけるインピーダンスを表わしている。すでに説明したように、フェーズ・ロックド・ループと同期ＡＭ検出器、これらの構造と機能は従来技術で周知であり、これらの更に詳細な説明について、読者は１９８７年ＥＸＡＲデータブックの前述のページを参照されたい。ＡＭ検出器２３０と２３２からの復調した電圧信号エンベロープは図１４の好適な実施の形態に図示してあるようにＡ／Ｄコンバータ２３４で受信し、Ａ／Ｄコンバータ２３４は一対のレベルシフト回路５００を含み、各々がデジタル−アナログ（Ｄ／Ａ）コンバータ５０２経由でマイクロコンピュータ２３６からのレベルセット・コマンドにより駆動されて、測定しようとするインピーダンスの可変（脈動）成分が測定された合計インピーダンスのおよそ１％だけを占めるという事実に対応するように高解像度アナログーデジタル（Ａ／Ｄ）コンバータ・ユニット５０４のレンジを拡張する。アナログ・マルチプレクサ５０６はマイクロコンピュータ２３６からのチャンネル選択コマンドに応答してＡＭ検出器２３０又は２３２のどちらかからの適切な信号を選択し、デジタル領域への変換のために選択した信号をアナログ−デジタル・コンバータユニット５０４に送信する。本発明の実施において、注目している脈動波形成分を取得する好適な手段のひとつが高解像度Ａ／Ｄコンバータ・ユニット５０４を用いることで、これは言うなれば、２０〜２２ビットの解像能力を有し小さなＡＣ（脈動）成分と相当大きなＤＣ（基線）成分との両方を含む波形全体をデジタル化するユニットである。これは十分に大きなダイナミックレンジを提供して、各々の周波数で波形の脈動性又はＡＣ成分が意味のあるデータを提供するように分離できる。しかし、このアプローチでは比較的高価なＡ／Ｄコンバータユニットを必要とするので、別のアプローチとして、ＤＣ成分の大きさに電圧クランプレベルをセットしてこれを波形から減算し、残りの信号を拡大することがある。電圧クランプ法はＡ／Ｄコンバータ・ユニットの解像能力に少ないビット数しか必要としないためもっと安価である。ＡＭ検出器２３０と２３２からの変換アナログ値のセグメントはマイクロコンピュータ２３６により同一の時間間隔にわたって反復抽出され、更に雑音の影響を減少するように相関され、次に各々の搬送波波形の電圧基線で除算することにより正規化されてから、周波数ＡとＢにおける時間的に一致したデジタル化脈動成分信号セグメントの一連の比を計算する。好適な実施の形態においては従来技術で周知の重み付け平均化技術を用いて比を平均化し、相対重み付けはデジタル化した信号が抽出される時間間隔について時間に対する電圧の大きさ変化に基づいている。言い換えれば、一対の時間の一致した成分セグメントについて、ΔｔあたりのΔＶが大きいほど得られた比は有意になり平均化処理で更に強く比が重み付けされる。重み付けした比の平均は、ヘマトクリットを表わしており、臨床試験から予め作成しておいた比とヘマトクリット値の対応の参照テーブルを介してマイクロコンピュータ３６によりヘマトクリット値に相関され、数値的に及び／又はグラフィック的にディスプレイ２４０で実施者に表示される。当然のことながら、患者体部２２０にかかる電圧の測定からディスプレイ２４０に患者のヘマトクリットを最終的に出力するまでの前述した処理は反復して、また実質的に連続的に実行され、ヘマトクリットの変動及び傾向がすぐに表示される。参照テーブルで経験的データを用いているのは、全血モデルでの電気的近似が１次であり、モデルの応答の厳密な導出が不正確になることによる。更に、このような誘導では、２つの選択した周波数と装置の各ステージの利得係数とにより変化する較正結果をもたらす。当該技術の熟練者には明らかなように、本発明を実施するために使用される装置の全ての構成要素は、注目している信号の極端に小さい信号強度のため、低雑音で出力するように選択すべきである。３．分析と比較ａ．血液のインピーダンス図１に図示したように、血液の１次電気的表現のモデルは、経験的検査によって正しくなるように設定してある。モデルの確認がバイオメディカルエンジニアリングの文献に見られたことは興味深い。de Vries，P.M.J.M.，et al.，「ヘマトクリットの連続オンライン測定でのヒト血液の誘電性挙動の意味」"Implicati ons of the dielectrical behavior of human blood for continuous on-line m easurement of hematocrit"，Med．Biol．Eng．& Comput．31,445-448(1993) しかし、もっとも注目される周波数範囲は、これまで５０ｋＨｚから１ＭＨｚの間に存在すると信じられていたが、幾らか異っていることが証明され、高周波側の端部で拡大された。実際、好適な周波数範囲は実質的に１００ｋＨｚと１０ＭＨｚないし２０ＭＨｚの間に存在することがこの後確立された。後者の周波数範囲（１００ｋＨｚから１０ＭＨｚないし２０ＭＨｚ）にわたリ図１のモデルによる血液の電気的パフォーマンス特性は特別に調製した試験セルにより多くの機会に発明者が確認している。試験セルは直径１センチメートルに円筒状のガラス管を切り取って作成した。一端は埋め込み電極を含む絶縁材で封止した。極めて小量のヘパリンと一緒に血液検体を試験セルに導入し、検体が試験セル内で凝固するのを防止した。絶縁材量からなる着脱可能なストッパを試験セルの開放端に挿入した。ストッパはこれが正しく配置された時に血液中に吊リ下げられる埋め込み電極も有している。血液のインピーダンス特性は直接的な方法で（この構成において、試験セルは２端子電気装置として動作する）注目する範囲にわたる周波数掃引を行ない応答を測定することで測定した。停滞した血液は、懸濁されている赤血球細胞が重力によりゆっくりと沈んでゆく沈降効果を有するので、後で試験を行なう場合には試験セルの内容を混和し、再現性を保証することが重要である。ｂ．非侵襲ヘマトクリット測定の電気モデル本発明の更に完全かつ分かり易い理解を当該技術の熟練者に提供する方法として、基本となる電気モデルが並列モデルであることを再確認すべきである。実際に、本出願の背景のセクションで用いたパルスオキシメトリに対する比喩はここで「小信号」と呼んでいるものについて、又はプレシスモグラフ法での動機づけには適当であるが、端的にいえば比喩は幾らか不適切である。特に、パルスオキシメトリの光学的な問題への直接等価な電気的誘導は一連の電気モデルをもたらす。しかし、図１１に図示したように、試験における体部２２０の適当な電気モデルは、同様な回路と並列で脈動血管区画内の血液を表す図１の１次近似であり、これの値は大量の背景組織の細胞内外の空間と細胞膜容量を表すことになる。このモデルが図１６に図示してあり、背景組織インピーダンスＺ_Tは血液の追加容積のインピーダンスＺ_Bで並行にブリッジされている。血液の追加容積が肢セグメントに追加されるひとつの自然発生的な方法は心周期の間であり、心臓のポンプ作用によって血液の増加容積を定期的に追加し除去する。図１６に図示したように、Ｚ_B＝血液インピーダンスＲ_BE＝血液の細胞外抵抗Ｒ_BI＝血液の細胞内抵抗Ｃ_BM＝細胞膜容量Ｚ_T＝組織インピーダンスＲ_TB＝組織の細胞外抵抗Ｒ_TI＝組織の細胞内抵抗Ｃ_TM＝組織の細胞膜容量このモデルの解決方法は簡単で、当該技術に熟練した電気技術者が行なえるものである。モデルの並列性の知識を用いると、測定される総インピーダンスからＺ_Tの影響を除去することにより、うまい解決技術でＺ_Bが分かる。Ｚ_Bが決定されれば、ヘマトクリットは比Ｒ_BI／（Ｒ_BI＋Ｒ_BE）の何らかの関数であると分かる。この関数の精密な特性は知ることができないが、装置設計の段階で多数の較正方式測定を行ない前述したように参照テーブルに結果を埋め込むことにより経験的に決定される。実際の環境にいる忠者で使用するように参照テーブルを本発明の装置で用いる。容量が基本的に開放された回路（１００ｋＨｚ以下（＜１００kHz））の十分に低い周波数で、また容量が基本的に短絡又は閉じた回路（２０ＭＨｚ以上（＞２０MHz））の十分に高い周波数で基本となる測定の概念を用いると、問題を解決する簡略化された等式が得られる。ｃ．２周波数技術前述したように、もともとの発明概念は、インピーダンスの大きさの観点から問題（ヘマトクリット測定）に対応するものである。適当な生理をモデル化するために使用する等価電気回路は反応性要素（コンデンサ）を含み、周波数スペクトルを横断するインピーダンスは複雑である。即ち、大きさと位相がどちらも（又は、等価的に、実数と虚数部が）直接関係する。しかし、上記で説明したように、十分に低い測定周波数と十分に高い測定周波数とを用いることにより、容量成分は各々開いているか閉じているかのどちらかである。つまり、測定周波数の位相はゼロ又はゼロ付近にあると想定される。現実的には、非侵襲的ヘマトクリット測定の問題を解決するために２０ＭＨｚで十分に機能する装置を製造するのは困難である。しかし、追加の仮定を行なった場合、２つの周波数の高い方が２０ＭＨｚより低いような２周波数技術を使用することは可能である。例えば、１００ｋＨｚでは平坦で、１００kHz以上では下向きに傾斜しまた２０ＭＨｚで平坦になるような血液インピーダンスＺの逆Ｓ字状カーブのプロットは約１０ＭＨｚで水平になりはじめる。したがって２０ＭＨｚではなく１０ＭＨｚで決定したヘマトクリットに対応する高周波経験値を用いる参照テーブルを使用することで妥当な精度を達成できる。これ以外にも、２つ以上の周波数を用いることで、例えば３つ又は４つの周波数を用いることにより、これらの周波数で測定したインピーダンスが互いに十分に異なるように選択されていれば、回路によって表わされる式を解くことは可能である。少なくとも一つの追加の周波数を用いると、２０ＭＨｚの高周波数を用いなくても済む。この技術は少なくとも別の追加の未知数による数式が更に関係することになるが、潜在的には２周波法よりカーブ適合による幾つかのレベルで良好なヘマトクリット近似を得ることができるような更に高度な方法である。しかし、図３から図１０のシステム及びその方法のアプローチでは位相を無視していない。入力信号に対しての検出波形の位相角（位相シフト）は存在する細胞膜の量に、つまりヘマトクリットに関係すると分かった。更に、前述のように血液を試験セル内で直接測定するが、大きさと位相の両方が取り出される場合、位相が１．６ＭＨｚ付近で最大応答に達することを本発明の発明者は発見した（前述のde Vries，et al．によっても確認された）。これは逆Ｓ字状インピーダンス／周波数曲線の屈曲点にほぼ対応する周波数領域である。つまり、適当なハードウェアを製造すれば、インピーダンスとの組み合せで検出信号の位相を用い、高い周波数が２０ＭＨｚよりも有意に低いような２周波数測定法で非侵襲的ヘマトクリット測定の問題を解決することができる。ｄ．改良小信号アプローチ本発明の２周波数の実施の形態に関連して前述したように、脈動性血管腔を含む肢を電気的に測定する場合、脈動成分（プレシスモグラフ信号として知られている）は基線ＤＣ信号の非常に小さい比率である。代表的には、このプレシスモグラフ信号は基線の大きさの０．０５％から０．１％である。このこと自体が、前述したように必要なダイナミックレンジを確保するために、非常に厳密に設計された装置を必要とする。しかし、本発明の２周波数の実施の形態に関して説明したような小信号アプローチで別の問題が明らかになった。この問題は体内の血流の性質によるもので、不均一であると本発明の発明者により分かった。これにより、血液のほとんどの成分、即ち血漿と懸濁細胞粒子が互いに密集して流れるのではないことを示している。むしろ、不規則なパス、渦流、その他に応答して血漿内の赤血球濃度は高濃度領域に続けて低濃度領域があることが示される。つまり、心周期の間に、血管腔内の任意の点において「瞬間的ヘマトクリット」にわずかな変化が起る。つまり、動脈内の任意の点に微小な「完全な観察者」を配置することができれば、この観察者には、古典的に測定したヘマトクリットが４０だった人で瞬間的ヘマトクリットが３９から４１まで変化することを観察することになる。絶対的には小さいようだが、こうした瞬間的ヘマトクリットの変動は本発明による非侵襲的技術を用いた場合に誘導されるヘマトクリットに対してかなり大きな影響を示す傾向になる。この現象は観察されるプレシスモグラフ変化が全血の観察される容積での変動に厳密に由来し、また全血を表すという基盤となる仮定に由来している。実際に、測定される変動は真の血液量変化と血漿内の赤血球の局部密度の変化の組み合せである。密度変化の相対比率は基線のプレシスモグラフ比率より実際には大きいと考えられる。理想的な装置を製造できたとしてもこの状況は顕著に不正確な結果を招くことがある。瞬間的ヘマトクリットの変動で作成される小信号アプローチを用いた場合の前述の問題に対する解決方法は、血流の均一性についての基盤とする仮定を正しく復元することである。この改良小信号アプローチは測定中の肢に機械的「補助」を適用することで行なう。この「補助」の基本を理解するためには、血圧測定カフを肢に装着し、膨張−収縮サイクルを行なった時に何が起るか考えてみると良い。わずかな量だけ収縮期血圧を越える圧力をカフにはじめて加えた場合、圧力で動脈腔が完全な閉塞を起こす。そのため心周期のどの点でもカフで閉塞した部位を血液が流れなくなり、プレシスモグラフ信号は完全に抑圧される。カフ排気弁を開きカフをゆっくりと収縮させて行くと、カフ近位端の血柱は心周期の高圧な部分でカフが巻かれている肢の部分に少し流入できるようになる。カフが収縮期圧力まで減圧されると、短い時間だけ小量の血液が閉塞領域を完全に通過できるようになる。カフ圧力を減圧し続けると、血液の大部分が閉塞領域を通過できるようになるが、閉塞カフ圧力より低い圧力の心周期部分では動脈の完全な閉塞が残っている。最終的に、カフが拡張期血圧まで収縮すると、血液は心周期全体で閉塞領域を通過できるようになる。カフ圧力がちようど収縮期圧力値にあるような状況についてもう一度考えてみる。閉塞部分を完全に通過することができる血液のわずかな部分は、ほぼ純粋な血漿である。これは血漿の方が全血より粘性が低く、ほぼ完全に閉塞された動脈の抵抗が非常に高いことによる。カフ圧が減少し続けると、血液に対する抵抗も減少し、細胞成分がもっと流れられるようになる。考えられる望ましい作用は、心周期の少なくともわずかな部分で動脈が閉塞されたままになり、閉塞領域を通過する血液が少なくとも時間経過に対して全血を表すような状況である。つまり、心周期の一部で血圧測定カフにより動脈を閉塞することで、プレシスモグラフ信号は心臓からの駆出による追加容積の小さな部分ではなく、動脈内の血液総量を表すようになる。更に、閉塞領域を通過する血液がいつでも全血を表す場合、プレシスモグラフ波形を積分して問題を解決することができる。カフ圧が平均動脈圧の範囲内にある時に前述の望ましい結果が発生するための正しい条件が起ることが分かった。この圧力領域はクリティカルではなく、信号のプレシスモグラフ成分の振幅が最大になる圧力領域に相当する。この方法にしたがって本発明を実施するには、刺激及びセンサー電極の近くで問題の体部（肢部）にカフを装着する。カフを近位、遠位又は電極上のいずれかに配置するのが適切だが、現時点では電極に対するカフの好適な配置場所が特定されていない。カフ内の圧力及びこれの膨張と収縮は、従来技術で公知のようにポンプ、ブリード弁及びセンサー（圧トランスデューサ）を介して制御でき、これらの装置はヘマトクリット測定装置のマイクロコンピュータの制御下に置かれるのが望ましい。改良小信号アプローチはカフ膨張／収縮サイクルのタイミングとサンプリングをかなり正確に同期するのが重要であるため、２つの選択した周波数で問題の体部の同時刺激を行なうように用いるべきであることも理解されるべきである。ｅ．大信号アプローチ図３から図１０との関連で説明した多信号アプローチは大信号アプローチと呼ばれる。これと対照的に２信号アプローチは小信号アプローチと呼ばれる。基本となるインピーダンス効果が発見され電気的測定を用いてヘマトクリット測定できることが実証された。この概念は血液と背景組織を観察し血液に由来する成分に焦点を当てる、即ち背景組織に由来する影響の部分を減じることで、非侵襲的分野まで拡張された。心周期に固有の作用によって血液量において自然発生的に発生する変化がプレシスモグラフ信号を測定することで使用される。前述の小信号アプローチでは、血圧測定カフを用いて血流の不均一な性質による有害な影響を回避している。血液の大きなシフトは図３から図１０との関連で説明したシステムならびに方法によって行なわれる。本法の本質は、血流アーチファクトが排除されるものである。並列モデルを解くことに由来する式を用いて、背景組織インピーダンスを減算する同じ概念が用いられる。本方法では背景の初期測定が被験肢を弛緩させて行ない、血圧測定カフをそれまでに装着しておくことが必要である。拡張期血圧よりわずかに低い点までカフを膨張させる。この圧力レベルでは完全な心周期の間に動脈を通って血液が流れる。しかしカフ圧力は静脈に閉塞を提供するのに十分である。利便のため、静脈も非脈動性血管区画と呼ぶことができる。つまり、全血が肢部に追加されると同時に血液の排出が阻止されるような状況が生まれたことになる。これは肢部の血管腔内の全血の追加容量を一時的に幽閉するために用いる。ここで、更に測定を行なった場合、追加測定と組み合せて前述の背景測定を用いて並列モデルを解く式を適用し（図１６）ヘマトクリットを導くのは簡単に行なえるようになる。この方法の結果として得られた差分信号の大きさは２％ないし５％程度であることが分かっており、これは基線と比較してプレシスモグラフ信号の大きさに対して有意な改良である。大信号アプローチは血液の幽閉された増分が測定機間の間に流出しないような静的技術であることは注意すべきである。その結果、不均一な血流によるアーチファクトが排除される。更に、大信号アプローチは静的技術であるため、所望の周波数での掃引又は拘束サンプリングによって、異なる周波数での患者体部の刺激を同時にではなく順番に行なうことができる。大信号アプローチを施行するための血圧測定カフの操作は、小信号アプローチと同様に、ヘマトクリット測定装置のマイクロコンピュータによって制御されるのが望ましい。Ｃ．血圧の測定改良小信号法と大信号法の両方で測定のセットアップには血圧カフの装着、ならびにインピーダンス測定に必要な電極の装着が関係しているため、本装置は現在非侵襲的自動血圧モニターで今日共通に用いられているのとは別の技術を用いて血圧の測定を提供することができる。自動血圧モニタリングの現在の技術は一般にオシロメトリ法を用いている。これは、カフの下敷になっている動脈の脈動により血圧カフそれ自体に発生する圧力変動の分析と関係する。このようなアプローチは、収縮期血圧及び平均血圧について相当に正確な値が得られるものと認識されているが、一般に拡張期血圧については不正確な値が得られる。しかし、オシロメトリ技術は使用者の観点から、圧力印加の媒体としても検出装置としてもカフを用いるという単純さのために広く受け入れられるようになった。このため拡張期血圧の測定の不正確性と使い易さの間の兼ね合いが好意的に受け止められている。本発明の血圧測定技術は患者へ追加のインタフェースを接続することによるものであるが、これはヘマトクリットを非侵襲的に得るためにすでに行なわれているものである。したがって、本発明の装置を用いて、前述のオシロメトリ技術によって得られるよりも更に正確に血圧読み値も得られることは魅力的である。血圧測定カフとインピーダンス測定電極ならびに回路を用いて問題となる測定点を次のように見付ける：最初にカフを膨張させてプレシスモグラフ信号を抑圧する。カフが萎むと、収縮期血圧はプレシスモグラフ波形が再び現われる点となる。カフの収縮が続くと、平均動脈血圧がプレシスモグラフ信号の最大強度の点となる。カフの収縮が更に継続すると、収縮期血圧はカフの収縮継続でプレシスモグラフ波形の変形がこれ以上の変化を示さなくなる点となる。Ｄ．結論本発明は幾つかの代表的な好適な実施の形態に関連して説明したが、本発明がこれによって制限されるものではなく、以下に請求する本発明の範囲内において好適な実施の形態へ多くの追加、削除、ならびに変更を成し得ることは当業者には容易に理解され認識されよう。DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION Method and device for non-invasively measuring hematocrit Background of the Invention Field of the Invention: The present invention generally relates to the red blood cell pack volume of whole blood, also known as hematocrit. More specifically, with respect to determining the product (PCV) or relative volume percent, Method and apparatus for non-invasively making a determination by coherent technology About. Conventional technology: Hematocrit traditionally collects a subject (patient) blood sample from a vein with a syringe Or obtained from a fingertip puncture using a capillary tube. Blood in an elongated container The liquid is spun down and the height percentage of the solid blood column in the container represents the hematocrit. Recently, high-grade, high-density Hematocrit can be obtained using an expensive blood cell counter. Only As with centrifugation, blood must be collected invasively from the patient for testing. During routine medical practices, such as routine blood collection work performed in hospitals, patients There is a great need to collect and centrifuge blood samples, or to perform some sort of blood analysis. The reason for no inconvenience is that the sample volume is large (guaranteing expensive automatic equipment) This is because the time it takes to get results from the lab is generally acceptable. However, blood loss may occur as seen in emergency rooms and shock trauma departments. In catastrophic situations, such as those encountered during surgical procedures, prior art hematocrit measurements The setting device and method are particularly powerless. In the above-mentioned environment, there is no time to collect blood, and it is necessary to search for blood vessels to collect blood. May not be possible. It is not unrealistic to intermittently draw blood during surgery It is inconvenient and it takes time and effort to analyze samples on a regular basis. More hematocrit The rate of change changes at an accelerated rate from the bleeding site where the blood Patients become acutely worse or die even if the surgeon notices the problem late Sometimes they die. "Non-invasive hematocrit with electrical admittance and plethysmograph technology Measurement "," Noninvasive Measurement of Hematocrit by Electrical Admittance " Plethysmography Technique ", IEEE Transactions of Biomedical Engineering, vol. BME-27, No. 3, March 1980, pp. Non-invasive as described in 156-161 Invasively, it has been proposed to measure hematocrit. But the aforementioned paper In the method described in the above, the extremity of a limb, for example, a finger is immersed in an electrolytic solution (NaCl solution). By changing the electrolyte concentration, the electrolyte resistance matches the resistance of the blood at the end. More by compensating for pulsed electrical admittance changes. Electrolyte resistance The resistance was measured in a resistant cell and was identical to the hematocrit of the centrifugation method at various red blood cell concentrations. The resistance data obtained up to that point is directly compared with the blood resistance measurement from the sample. The hematocrit via the generated nonlinear least squares regression calibration curve. To the default value. Aside from the lack of general use in emergency or operating room environments However, as far as the inventor knows, the techniques described in the references are not It has not been tracked or verified in the above studies and has never been used in practice. A measurement technique called "impedance plethysmograph" The concept of impedance technology used conceptually originates from biomedical products. are doing. Cardiac output (heart Attempts to determine the actual amount of blood flowing out of the system) have been made in the medical literature. Although none of these techniques has proven particularly successful, this concept Attempts have been made in commercial devices based on. But impedance precismog As a rough change, an electrical model of the intracellular and extracellular tissue components was created, Using a comparison of measurements of tissue impedance response to current applied at wavenumbers. , Intracellular and extracellular tissue components are quantified. The problem solved by the present invention is Although not related, the electrical tissue model is useful for understanding the present invention. In recent years, blood has been introduced during general anesthesia using a technique known as pulse oximetry. The amount of liquid oxygen is measured. Pulse oximetry provides hematocrit Although not intended to be helpful, it is believed that the method and apparatus of the present invention will be understood. Can be Pulse oximetry measures the light absorption of oxyhemoglobin and the reduced hemoglobin. The light absorptivity of the bottle is the wavelength of the two lights used in the oximeter (typically near red light (Infrared light), the amount of light absorbed at both frequencies is determined by the oximeter's light source and detector. Having a pulse component derived from the variable volume of arterial blood of the subject's body placed between It is based on the fact that. Pulses from pulsating arterial blood, or AC absorption response Components are determined at each wavelength and include tissues including venous blood, capillary blood, and non-pulsatile arterial blood. The baseline or DC component representing the floor absorption rate is obtained in the same manner. The AC component is the DC component To obtain an absorptance independent of the incident light intensity._Twoor Takes the ratio empirically correlated with the oxygen saturation of the patient's blood. For pulse oximetry An excellent discussion on “Pulse Oximetry”, by K.K. Tremper et al., Anesthesiology, Vol. 70, No. 1 (1989) pp. See at 98-108 It is. Summary of the Invention The present invention also provides a method and device for non-invasive hematocrit measurement. It is. In the practice of the present invention, the body, including the vascular compartments of arteries, capillaries, and veins, The impedance of blood is measured through the application of stimulus to a part and the sensor electrode. You. For convenience, the electrodes are usually worn on the finger. Stimulation electrodes span a range of frequencies It is driven by AC voltage. In a preferred embodiment of the present invention, the detected voltage signal is a high input impedance voltage signal. Amplified by pressure detector and converted to digital domain by analog-to-digital converter The signal is then demodulated via the mixer into two composite waveforms, one of which provides the stimulation current, The other represents the detected voltage at the selected frequency. Waveforms are processed by microcomputer The scan coefficient of the tissue impedance is obtained by performing the above processing. Next, the blood volume Change and perform another tissue impedance scan. In the preferred embodiment The blood volume is changed using a pressurized cuff. One is one blood volume and the other is Blood impedance scan using two tissue scans with different blood volumes Ask for The impedance of whole blood is separated from the total impedance by the parallel model. Let go. Whole blood impedance index is a pattern of blood impedance scan Recognize and correlate with hematocrit. Also, as part of the present invention, Phase shift pattern in a neural network using preferred embodiments of the invention It is also possible to determine the hematocrit by analyzing That is. The invention for which protection is sought is defined in the claims that are accepted or subsequently added or amended. Shall be. Where restrictions described or illustrated in the description or drawings are not included in the claims, In that case, the claims should not be interpreted as including such limitation. BRIEF DESCRIPTION OF THE FIGURES BRIEF DESCRIPTION OF THE DRAWINGS The invention is described below with reference to preferred embodiments in connection with the accompanying drawings. It will be more completely understood by those skilled in the art with reference to the detailed description. In the drawing, FIG. 1A is a schematic circuit diagram of a primary electric model of whole blood of a large blood vessel. FIG. 1B is a view of the large vessel fluid and membrane cells corresponding to the electrical model of FIG. 1A. It is a schematic diagram. FIG. 2A is a schematic circuit diagram of a primary electrical model of whole blood of a small blood vessel. FIG. 2B is a schematic diagram of fluid and membrane cells of a small blood vessel corresponding to the electric model of FIG. 2A. You. FIG. 3A represents the total limb impedance at low blood flow. FIG. 3B represents the total impedance of the limb with high blood flow. FIG. 4 is a schematic block diagram of a preferred embodiment of the system of the present invention. FIG. 5A is a bottom view of a limb to which electrodes are attached. FIG. 5B is a side view of the limb of FIG. 5A. FIG. 6 is a more detailed schematic block diagram of the electrode legs of the system of FIG. FIG. 7 is a schematic diagram of a wireless version of the signal generator and demodulator and the electrode legs of FIG. FIG. 8 is a more detailed schematic block diagram of the signal generator and the demodulator of FIG. FIG. 9 is a more detailed schematic block diagram of the air pump, solenoid, and pressure cuff of FIG. It is. FIG. 10 is a more detailed schematic diagram of the frequency generator of FIG. FIG. 11 shows a combination of the two-frequency embodiment of the present invention with electrodes attached to the extremities of the patient. It is a schematic diagram. FIG. 12 is a schematic diagram of a specific example of a constant current supply source used in the embodiment of FIG. You. FIG. 13 is a schematic diagram of a specific example of the AM detector used in the embodiment of FIG. . FIG. 14 is a schematic diagram of a specific example of the A / D converter used in the embodiment of FIG. It is. FIG. 15 is a graph of an analog voltage signal representing a signal measured in the practice of the present invention. A relatively small pulsating component of the signal is shown on the signal baseline in Fick non-scale representation. FIG. 16 shows a pulsating pulse in combination with the impedance of the surrounding tissue where the compartment is identified FIG. 2 is a circuit schematic diagram of an electrical first approximation of whole blood impedance in a blood vessel section. DETAILED DESCRIPTION OF THE PREFERRED EMBODIMENTS A. Multi-frequency embodiment 1. Basic electrical model FIG. 1A shows an electrical circuit representing an approximation of the behavior of whole blood in a large blood vessel when exposed to an alternating current I. It is a road model. The resistance 10 of the circuit path 12 is the specific resistance R of the extracellular component or the plasma component._BE Represents The capacitor 16 and the resistor 18 of the parallel circuit path 14 are connected to the red blood cell membrane. Specific capacity C_BCAnd the specific resistance R of the intracellular fluid_BIRepresents At lower frequencies (eg 50kHz) Means that the impedance of whole blood (eg, that of both paths 12 and 14) is primarily cellular Belong to the circuit path 12 of the external blood component, while at high frequencies (eg 1 MHz) The impedance contribution from the circuit path 14 becomes more remarkable from the capacity of the cell membrane of the blood cell. As a result, the magnitude of the whole blood impedance decreases. FIG. 1B shows a large blood vessel 20 with a large number of red blood cells 22 in plasma 24. in this way There is a current path through the plasma 24 even at low frequencies. FIG. 2A shows an electrical representation of an approximation of the behavior of whole blood in a small blood vessel when exposed to an alternating current I. It is a circuit model. FIG. 2B shows that the cells 22 are about the same size as And small blood vessels 26 that are inhibiting blood plasma between the blood vessel wall 26 and the blood vessels 26. Such a place In this case, the path of the current I_BIAnd R_BEAnd the capacitance C in series_BCPass through. Therefore, As the frequency of flow I increases, the impedance of the current flowing through blood vessel 26 is The amount changes every time. The effect of small vessels is unknown, although the ratio of small vessels to large vessels is unknown Appears to be significant for the impedance of the entire limb (slightly smaller than small vessels) Or, there is a somewhat wide blood vessel to some extent and a small path around the cell.) In the circuits of FIGS. 1A and 2A, the maximum phase shift of the impedance is the current I Is f = 1 / (R_SC_BC2π), where R_SIs for large vessels To R_BIAnd for small vessels R_BI+ R_BEIt is. Maximum phase shift of blood is large vessel At about 1.6 MHz. As described later, Large phase shifts are used to measure hematocrit. Large blood vessel model is blood imp -Dominant in dance measurement. However, the involvement of small vessels should not be ignored. And the maximum phase shift for small vessels appears to occur below 1.6 MHz. small It is believed that the effect of the blood vessels is reflected in the values throughout the spectrum. However, if the current passes through the limb, for example, as described below, Instead of passing, it also passes through tissues, bones, etc. Blood impedance after It can be separated from the total limb impedance in the manner described. In summary, FIG. 3A At the impedance Z_UIs the total limb impulse when blood flowing through the limb is not restricted. ー Represents a dance. In FIG. 3B, blood flow through the limb is restricted and Z_BIs restricted Represents the impedance of the additional blood integrated as a result of During a restricted state Total limb impedance is Z_RIt is. Total impedance Z_UAnd Z_RCan be calculated, Z_B= (Z_U× Z_R) / (Z_U-Z_R). Therefore, the limb parts other than blood Involvement does not need to be determined. 2. System overview Referring to FIG. 4, the hematocrit measurement system 30 transmits a signal via a conductor 38. Is transmitted to the electrode leg 36 and the measurement signal from the electrode leg 36 is received via the conductor 40. A generator / demodulator (SGD) 34 is included. SGD34 is conductor 32 and RS232 port. And the current through the patient's limb to a personal computer (PC) 42 via Provide a signal representing the voltage. Voltage and current are, for example, 10 kHz to 10 MHz. It can be measured at various frequencies over a range. Impedance from blood alone measures limb impedance with different blood volumes It is separated from blood, muscle, bone and other limb impedance. See below Change the limb blood volume using an air pump, solenoid, and pressurized cuff 28 Can be caused. The PC 42 determines hematocrit. Hematocrit is from SGD34 Issue alone or with regard to age, gender, weight, body temperature, health condition and other specific patients, Alternatively, it can be measured in combination with various other data on the patient in general. this In this regard, neural networks are useful, as described below. Neural net The network runs on a PC 42 or on another computer 52 as indicated by the dashed lines. Can be 3. Electrode legs and electrodes Referring to FIGS. 4, 5A and 5B, the electrode legs 36 are connected via the electrodes 48A and 48B. To provide an alternating current signal to the patient's limb 44 (eg, a finger having a nail 46) (FIG. 5A shows the lower surfaces of two fingers adjacent to the left thumb). Electrodes 48A and 4 The voltage during 8B is about 3V. Electrodes 48A, 48B, 50A, 50B are standard It is a commercially available electrode. The electrodes 48A, 48B, 50A, 50B cover both the electrodes and a portion of the limb 44. The tape piece 54 can be conveniently held in place. However, the tape piece 54 It is desirable not to restrict blood flow. The tape piece 54 is から to 3 / 4 can be extended. In addition to holding the electrodes in place, the tape strip 54 Gives the limb 44 stiffness to facilitate control of the measurement procedure. Use sprint or mylar Can also be. Referring to FIG. 6, electrode leg 36 has a frequency ω at conductor 38 from SGD 34. And a 50Ω termination buffer 60 for receiving the sinusoidal signal. The detection resistor 64 is buffered And a conductor 66A to which the electrode 48A is connected in series. It is desirable that the electrodes 48A, 48B, 50A and 50B be as short as possible. 6A, 66B, 70A, and 70B are connected to the electrode legs 36. Other than this, 7, wireless communication can be used, in which case the transmitters 76A, 76B, 76C and receivers 78A, 78B, 78C. Wireless communication is operating room ring It is particularly useful in environments. Referring also to FIG. 6, device amplifier 68 represents a voltage drop across resistor 64. Signal A₁sin (ωt + θ₁) Is provided to the conductor 72. Where A₁Is the amplification factor and θ₁ This is a phase difference with respect to the original signal sinωt as described later. Amplifier 68 is high While providing input impedance and eliminating common mode voltage at lead 66A, The voltage drop across the resistor 64 is amplified. The amplifier 68 is composed of three operational amplifiers having a well-known configuration. Including vessel. Amplifier 74 provides a signal A representing the voltage between electrodes 50A and 50B._Twosin (ωt + θ_Two ) Is provided to the conductor 78. Where A_TwoIs the degree of amplification, θ_TwoFor the original signal sinωt Phase. θ₁And θ_TwoBetween the electrodes 48A and 50B. Due to differences in air volume and the speed and phase response of the device amplifiers 68 and 74. But What Instrumentation amplifiers 68 and 74 are selected and manufactured to minimize these differences in phase response. Should be built. The difference between the speed and phase response of the amplifiers 68 and 74 is calculated using a dummy load. And configure the device. The PC 42 then stores the calibration information and subscribes for any differences. To tract. Device amplifier 74 rejects the advisory mode voltage between conductors 66B and 70B and Amplify the difference voltage between 0A and 70B. The device amplifier 74 has three components in a known configuration. An operational amplifier may be included. The RF switch 80 controls the signal on conductor 72 or the conductor 7 under control of the signal on conductor 84. 8 flows to the conductor 40. The RF switch 80 is 110 (= 2 × 55) Can be switched at speed. 4. Signal generator and demodulator (SGD) Referring to FIG. 8, SGD 34 generates a signal on conductor 38 and restores a signal on conductor 40. Adjust and filter. SGD34 is a microprocessor with embedded EPROM. And the like, such as HC 6805. Microprocessor 94 To the various components of SGD 34, to RF switch 80 via conductor 84, As will be described later with reference to FIG. 9, the air port is connected via conductors 88A, 88B and 88C. A control signal is provided to the solenoid of the pump, the solenoid, and the pressure cuff. micro Processor 94 communicates with PC 42 via conductor 32. The frequency generator 100 generates a digital sine wave signal FG expressed by the following equation (1)._SINConductor Generate 96: FG_SIN= Sinωt (1) Here, it is assumed that the amplification factor is 1. From the conductor 96, the signal sinωt is The data is provided to the S / C filter 104 and further to the DAC 110. From DAC 110 The analog sine wave signal is provided to conductor 38 via buffer 112. FG_SIN Is controlled by a frequency control word provided by PC 42 to frequency generator 100. It is. The frequency generator 100 generates the digital cosine signal FG expressed by the following equation (2)._COSAlso conductor 9 8 Raise to: FG_COS= Cosωt (2) Here, it is assumed that the amplification factor is 1. Naturally, cosωt is sinω The phase is shifted by 90 degrees from t. From conductor 98, the signal cosωt is mixed and filled To the data 106. The signal from the electrode leg 36 on the conductor 40 is passed through a buffer 118 to a low-pass filter. Received by the router 116. The low-pass filter 116 has a harmonic component or an alias Remove the bug. Tissue impedance can be measured at sinωt up to 20MHz Thus, a value of 22 MHz was selected. However, the required phase tolerance beyond about 10 MHz Maintaining the range is difficult with analog electronics. At the upper limit of 10 MHz, -Pass filter 116 will have a lower cutoff frequency. Low The filtered signal from the pass filter 116 is converted into a digital signal by the ADC 120. , And then passed to the mixer / filters 104 and 106. DAC 110, ADC 120 and frequency generator 100 are clocked at 60 MHz. It is. However, the maximum frequency of sinωt generated by the frequency generator 100 is 10M Hz, the DAC 100, the ADC 120, and the frequency generator 100 are, for example, 30M It may be clocked at Hz. Signal M representing measured current_CIs provided from the ADC 120 to the conductor 90. Signal Mc Is generated in the conductor 72 in FIG. 6 and the RF switch 80, the buffer 118, the low-pass filter Through the ADC 116 and the ADC 120. Signal M_CIs as shown in the following equation (3) Is: M_C= GA₁sin (ωt + θ₁+ Φ) (3) Where A₁And θ₁Is the gain and phase of the signal on conductor 72, and G and φ are Gain, phase shift caused by filter 118, low-pass filter 116, and ADC 120 It is. Signal M representing measured voltage_VIs also provided from the ADC 120 to the conductor 90. Signal M_V Is generated in the conductor 78 in FIG. 6 and the RF switch 80, the buffer 118, the low-pass filter Through the ADC 116 and the ADC 120. Signal M_VIs as shown in the following equation (4) Is: M_V= GA_Twosin (ωt + θ_Two+ Φ) (4) Where A_TwoAnd θ_TwoIs the gain and phase of the signal on conductor 78, and G and φ are A, gain and phase shift caused by 118, low-pass filter 116, ADC 120 It is. Naturally, the signal M_CAnd M_VIs the signal representing the current and the signal representing the voltage By way of example only, other circuits than those shown may be used to represent the appropriate signals and voltages. A signal can be generated. In the mixer / filter 104, the multiplier 124 outputs the signal sinωt on the conductor 96. And the output of the ADC 120. RF switch 80 passes signal on conductor 72 In this case, the output of the multiplier 124 is the product P as shown in the following equation (5)._CI(Common mode current) Becomes: P_CI= GA₁sin (ωt + θ₁+ Φ) × sinωt (5) = ((GA₁/ 2) cos (θ₁+ Φ)) − ((GA₁/ 2) sin (2ωt + θ₁+ Φ)) Where G, A₁, Θ₁, And φ are as defined in relation to equation (3). Miki The sir / filter 104 is represented by a mixer / filter 106. The 60 Hz digital low-pass filter 128 has a ((GA₁/ 2) sin (2ωt + θ₁+ Φ)) component and various noises are removed, and only the DC component, that is, ((GA₁/ 2 ) Cos (θ₁+ Φ)) alone. Signal ((GA₁/ 2) cos (θ₁+ Φ)) is a conductor 134 and C_IIs represented by Here, "C" is between the electrodes 48A and 48B. And “I” represents “in-phase”. Digital low-pass filter 128 Can consist of multipliers and adders that perform convolution in a known manner . If the RF switch 80 allows the signal on conductor 78 to pass, the output of multiplier 124 is The product P as shown in the following equation (6)_VI(Common mode voltage): P_VI= GA_Twosin (ωt + θ_Two+ Φ) × sinωt (6) = ((GA_Two/ 2) cos (θ_Two+ Φ)) − ((GA_Two/ 2) sin (2ωt + θ_Two+ Φ)) Where G, A_Two, Θ_Two, Φ are as defined in relation to equation (4). The 60 Hz digital low-pass filter 128 has a ((GA_Two/ 2) sin (2ωt + θ_Two+ Φ)) component and various noises are removed, and only the DC component, that is, ((GA_Two/ 2 ) Cos (θ_Two+ Φ)) alone. Signal ((GA_Two/ 2) cos (θ_Two+ Φ)) is a conductor 134, which is₁Is represented by Here, “V” represents the electrodes 50A and 50A. Represents the current during B, "I" means "in-phase". Mixing the original signal and the modified signal to obtain amplitude and phase information Technology. In the mixer / filter 106, a multiplier (not shown) has a cos ωt is multiplied by the output of the ADC 120. RF switch 80 passes the signal on conductor 72 In this case, the output of the multiplier 124 is the product P as shown in the following equation (7)._CQ(Right angle Phase current) is: P_CQ= GA₁sin (ωt + θ₁+ Φ) × cosωt (7) = ((GA₁/ 2) sin (θ₁+ Φ)) + ((GA₁/ 2) sin (2ωt + θ₁+ Φ)) Where G, A₁, Θ₁, Φ are as defined in relation to equation (3). Terminology "Nao “Angular phase” is due to the fact that the cosine signal is 90 degrees out of phase with the sine signal. You. The 60 Hz digital low-pass filter 128 has a ((GA₁/ 2) sin (2ωt + Θ₁+ Φ)) component and various noises are removed, and only the DC component, that is, ((GA₁/ 2) sin (θ₁+ Φ)) alone. Signal ((GA₁/ 2) sin (θ₁+ Φ)) is derived Applied to body 136, which is_QIs represented by Here, “C” indicates the electrodes 48A and 4 8B represents the current during 8B, where "Q" means "quadrature". If the RF switch 80 allows the signal on conductor 78 to pass, the output of multiplier 124 is The product P as shown in the following equation (8)_VQ(Quadrature voltage) is: P_VQ= GA_Twosin (ωt + θ_Two+ Φ) × sinωt (8) = ((GA_Two/ 2) cos (θ_Two+ Φ)) − ((GA_Two/ 2) sin (2ωt + θ_Two+ Φ)) Where G, A_Two, Θ_Two, Φ are as defined in relation to equation (4). The 60 Hz digital low-pass filter 128 has a ((GA_Two/ 2) sin (2ωt + θ_Two+ Φ)) component and various noises are removed, and only the DC component, that is, ((GA_Two/ 2 ) Sin (θ_Two+ Φ)) alone. Signal ((GA_Two/ 2) sin (θ_Two+ Φ)) is a conductor 136, which is V_QIs represented by Here, “V” represents the electrodes 50A and 50A. Represents the voltage between B, "Q" means "quadrature". Signal C_IAnd C_QProvides information about the amplitude and phase of the current between electrodes 48A and 48B. provide. Signal V_IAnd V_QIs related to the amplitude and phase of the voltage between electrodes 50A and 50B Represents information. Signals V and C are composite (ie, in-phase component V_IAnd C_I,as well as Quadrature component V_QAnd C_Qhave). In-phase and quadrature impedance waveform V_I, V_Q, C_I, C_QIs a computer such as PC42. Computer where the composite impedance is 55 samples per second Is calculated. 5. Calculation on PC Signal V_I, V_Q, C_I, C_QIs analyzed as follows. Current component size C_MAGIs determined by the following equation (9): C_MAG= (C_I ^Two+ C_Q ^Two)^1/2 (9) Where C_IAnd C_QAre conductors 134 from the mixer / filters 104 and 106 and 136. Phase C of current component_φIs determined from the following equation (10). C_φ= Tan^-1(C_Q/ C_I) (10) Voltage component magnitude V_MAGIs determined from equation (11): V_MAG= (V_I ^Two+ V_Q ^Two)^1/2 (11) V_IAnd V_QAre conductors 134 and 136 from the mixer / filters 104 and 106 . Phase V of voltage component_φIt is determined from equation (12). V_φ= Tan^-1(V_Q/ V_I) (12) The impedance Z is the ratio between the imaginary numbers V and C. Impedance magnitude Z_MAGThe components are determined from equation (13): Z_MAG= V_MAG/ C_MAG= GA_Two/ GA₁= A_Two/ A₁ (13) Where V_MAGAnd C_MAGIs determined according to equations (11) and (9). The phase component of the impedance is determined from equation (14): Z_φ= V_φ-C_φ= (Θ_Two+ Φ)-(θ₁+ Φ) = (θ_Two−θ₁) (14) V_φAnd C_φIs determined according to equations (12) and (10). The impedance from blood alone is the total impedance from blood, tissue, bone, etc. Separated from the This separation is performed as follows. At each frequency of the scan, Limb impedance is V when blood flowing through limb 44 is not restricted._I, V_Q, C_I, C_QAnd therefore the limb is normal or unrestricted It has a volume. Next, when the blood flow through the limb 44 is restricted, the same frequency is used. Perform another scan by number, so the limb has a limited blood volume ( May be larger or smaller than unrestricted blood volume). The restriction method will be described later. You. 3A and 3B show a situation where restriction causes an increase in blood volume. . Figure 3 shows the total limb impedance at small blood volume when the limb is not restrained. Z shown in A_UIt is. In large blood volumes when the limb is constrained The total limb impedance is Z as shown in FIG. 3A._RIt is. Z_BExists in a large volume Blood that does not exist in a small volume, the impedance Z_RIs in Peedance Z_BImpedance Z in parallel with_U(Equivalent to limb Assume that the excess blood has the same hematocrit as all other blood that passes ing). Impedance Z_RIs calculated by the following equation (15): Z_R= (Z_B× Z_U) / (Z_B+ Z_U) (15) Z_RAnd Z_UAre both measurable, from here Z_BCan be calculated. Formula (15) And impedance Z_BSolving gives equation (16): In cases where blood volume increases due to restraint Z_B= (Z_U× Z_R) / (Z_U-Z_R) (16) In the case where the blood volume decreases due to the restraint, Z_UIs Z_BZ in parallel with_RAnd so on Value. Where Z_BIs blood that exists in large volumes but not in small volumes Some impedance Z_RIs calculated by the following equation (17): Z_U= (Z_B× Z_R) / (Z_B+ Z_R) (17) Z_RAnd Z_UCan be measured, and from here Z_BCan be calculated. In the expression (17) Peedance Z_BSolving gives equation (18): When the blood volume decreases due to restraint, Z_B= (Z_U× Z_R) / (Z_R-Z_U) (18) Blood impedance Z_BContains both magnitude and phase, but the phase is hematocrit It appears to be a strong display. But Z_BBoth the phase and magnitude of Used for pattern analysis of neural networks. Z_BThe process for determining is varied over a range from about 10 kHz to about 10 MHz. Repeat on frequency. Various steps can be used for this. In the current embodiment From 3 steps per octave to 10 steps per octave Where one octave is 10 kHz, 20 kHz, 40 kHz, 80 kHz, 160 kHz and the like. Multiplying a large number of steps by a small number of steps has advantages and disadvantages. Using a large number of steps can average the arterial pulsation noise, Time and therefore blood volume is not desired or predicted during long measurement times. The potential for unmeasured changes increases. The inventors of the present invention have proposed a range from about 10 kHz to 1.6 MHz (negative numbers). ) Found that the phase change increased and then began to decrease (but 1.6M Hz) (the inflection point is well below Hz) (de Vries, P.M.J.M., et al., Implications of the Dielectric Behavior of Human Blood in Continuous Online Measurement of Tocrit "" Implicati ons of the dielectrical behavior of human blood for continuous on-line m easurement of hematocrit ", Med. Biol. Eng. & Comput. 31, 445-448 (1993). Describes the 1.6 MHz maximum phase). However, the maximum phase change depends on various factors. It is thought that it can change by. Therefore, those who use neural networks A law is proposed. 6. Preferred method Use the following method. A “scan” is a step between the upper and lower frequency limits This represents a process of applying signals of various frequencies to the electrode 48A. As mentioned earlier, this is Generates a current between electrodes 48A and 48B and a voltage between electrodes 50A and 50B . V at each frequency_I, V_Q, C_I, C_QIt takes about 1/55 second to recover the garbage. Digital Filter 128 requires approximately 9 milliseconds to reach the desired 60 Hz bandwidth. I do. Therefore, the digital filter 128 operates at one frequency in 9 milliseconds. P_CIAnd P in 9 ms_VIProcess. This process is performed at another frequency P_CINitsu 9 ms, and P_VIFor 9 ms. Mixer and filter 106 The corresponding digital filter of P_CQAnd P_VQProcess. In a preferred embodiment, the upper and lower frequency limits are higher at 10 kHz and 10 MHz. Software so that the number of steps from the limit to the lower limit is between 11 and 101 frequencies Wear is on. If you select 101 frequency, it will take It takes 1.8 seconds (101/55). “Repeat” is a “scan” that is performed quickly and continuously before changing the blood volume Represents a number. In a preferred embodiment, between 1 and 10 repetitions are performed So the software is written. The reasons for performing multiple iterations are as follows: It is. Arterial pulsations alternately produce small fluctuations in blood volume. Pulsation shadows phase May be affected. When performing multiple repetitions, the phase change due to arterial pulsation The averaging can be averaged and its effects can be reduced. "Measurement" refers to the completion of a specified number of scan iterations at a particular blood volume. Good In a suitable embodiment, the software may be used to make any number of measurements up to 25. Wear is written. For example, the first measurement is performed on unconstrained blood volume, Is measured with a constrained blood volume. The third measurement is unconstrained blood volume or any Or other blood volumes. Restraint pressure (eg from cuff) and intravascular Depending on the circulation, the blood volume of the limb 44 may reach a new equilibrium after the change of the restraint pressure May take about 10 to 45 seconds. In order to reduce inspection time, it is desirable not to make more measurements than necessary. Good. If the number of scans per measurement is large, pulsation changes can be averaged You. Depending on one measurement, different results may be obtained even when the measurement is performed around the same time interval. I know I can get it. Therefore, to compensate for satisfactory results, Sufficient measurements should be taken. Multiple cycles are required for satisfactory results It may be necessary. If the first few measurements give a result with a small standard deviation Not all measurements need to be performed. There are various trade-offs in value selection. For example, large changes in blood volume It is desirable to generate a high signal-to-noise ratio for the pulsation of the sound. But large blood volume Changes take a long time, so that most of the capillary bed responds to excess blood volume Will open. Of course, the frequency, steps, scans, repetitions, and cycles All values and limits can be changed by changing the software. Wear. 7. Neural network approach Neural networks analyze very complex and noisy data and Patterns (or data combinations) that can be used to determine the book parameters C) can be found. These patterns are usually apparent in human observation No. In a statistical sense, neural networks are nonlinear, non-parametric It is possible to perform a regression. Finding neural network solutions to complex data analysis problems Things can be as artistic as scientific. Many different neural There are network paradigms, and each of these paradigms The specification of the required parameters is used. Such a choice requires a certain amount of experience And trial and error, etc. are required. Systematic neural network design app Is a very active research area in the field of artificial intelligence. The particular paradigm of interest in the present invention produces a continuous value output and supervised trays. It is believed that it can do the ning. This means that the network is This is a neural network shaping technique that is repeatedly exposed to both answers. This allows the network to structure its own internals and be important in the present invention. Features in the recognized data can be extracted. A collection of clinical data can be collected by running several times for each patient or subject. You. Execution varies to some extent (eg, test limb at different heights, heat applied to limb) Etc.). This can lead to the same hematocrit in several different environments. Different patterns of data can be created. Further, the capillary containing the test whole blood is extended. Accurately determine actual hematocrit using "gold standard" technology Blood can be collected as follows. Collecting such various data for each subject and having a sufficient number of subjects Then the neural network determines the underlying hematocrit parameters Trained to do so. The neural network 52 is connected to the PC 42 or an adjacent PC or another core. On the computer. Therefore, in FIG. 4, the neural network 52 is broken. This is shown by a line. The following parameters are taken into account by the neural network. Impedance waveform Neural networks include frequency, magnitude, phase, and its derivation. Can be considered. Neural network for patient or subject Are the patient's age, weight, gender, body temperature, illness, heat applied to the limbs, blood pressure, Parameters including elevation and position can be considered. Naturally, neural It is not necessary for the network to consider each of these parameters. Not surprisingly, neural networks have Hematocrit measurement may be considered due to centrifugation of the capillary corresponding to the elderly. You. Neural networks are used in two ways. First, patient and waveform Extract patterns and / or other groups of data from a large number of related parameters Used to Second, once the patterns and other data have been derived, Pattern and / or other data from the user and waveform data Data (for example, it may be on the operating table) Used to determine the hematocrit of a constant patient. At present, neural networks are included in large vessels, excluding the effects of small vessels. It is believed that hematocrit can be generated from blood in the blood. As used herein, the term “patient” is a group of patterns or data. The person who originally obtained the data in order to create the Hematocrit from the hoop includes both those who will be determined later. Many patterns (e.g., equations) require a lookup table for many purposes. Can use lookup tables, although expected to be too complex You. 8. Air pump, solenoid, pressurized cuff 28 There are various ways to change the blood volume. For example, if the limb 44 is a finger, the blood volume is By restraining a vein near the patient's upper arm or by compressing an artery at the patient's wrist Can be changed. When constraining a vein, it allows the artery to pump blood, but the pressure on the limb 44 A pressure lower than the diastolic pressure that does not allow blood to flow under the cuff until it is equal to the cuff pressure It is desirable to create the force with a cuff. In the compression of the artery, if arterial blood enters the limb 44 So that blood is drained from the limb 44 via veins to create a low blood volume I do. The phase change detected during vein constraint is different from the phase change detected during arterial compression. I know that It is easier to perform vein restraint with a blood pressure measurement cuff than to perform an artery occlusion. It is thought that. The ulna and radial veins should be occluded to obtain occlusion restrictions So this is difficult. Also, about 10% of people have medial arteries, which are also closed. Should be closed. However, arterial occlusion is widespread without affecting the capillaries Blood is drained from the large blood vessels, but vein restraint can release new capillary bends. And / or have a greater tendency to change the geometry of the vessel lumen. Referring to FIG. 9, the air pump, solenoid, and pressure cuff 28 operate as follows. . Air pump 152 provides increased air pressure to tube 154. Pressurized cuff 1 When it is time for 56 to increase the pressure, microprocessor 94 causes solenoid 1 to increase. Activate 60 and the increased air pressure of tube 154 flows into tube 162 . Microprocessor 94 applies pressure from tube 162 to pressure transducer 164. Notified of power. When it is time to decrease the pressure of the pressure cuff 156, the micropro The sensor 94 activates the solenoid 168, thereby causing the tube 162 to vent. Connect to Air pump 152 may be a separate switch or microprocessor 94 Can be turned on under the control of The capacity change should be maximized by adjusting the tilt and height of the loyal arm. It is. The movement of the limb is thought to significantly change the impedance. 9. Supplementary information The frequency generator 100 can be made according to the known implementation illustrated in FIG. Referring to FIG. 10, the 16-bit frequency word FW is a phase word in response to FW. It is received on conductor 112 from adder 180 which generates the PW. Desired sine wave frequency = FW × clock frequency / 2¹⁶It is. Depending on the maximum desired sinusoidal frequency, The clock frequency can be, for example, 30 MHz or 60 MHz. Phase The mode PW is a sine / cosine that generates a sine (sine) and a cosine (cosine) signal. Received from the reference table PROM 182. The sine signal is 127.5 × sin ( PW × 2π) / 2048, and the cosine signal is 127.5 cos (PW × 2π) / 2048. Of course, these are merely examples and use of various other well-known techniques. Can be Preferably, current is injected into the limb 44 between the electrodes 48A and 48B and the electrodes 50A and Measure the voltage between 0B. Although not so desirable, the electrode 50A and It is also possible to inject current between 50B and measure the voltage between electrodes 48A and 48B. Wear. In the case of another less desirable structure, it is preferably injected with the electrode 50A. Both the incoming current and the current received at electrode 50B are measured to determine the rest of the body. Consider any current flowing in the minute. Also, for another less desirable structure Next, the electrodes 50B and 48B are brought closer to the electrodes 48A and 50A, or the electrodes are narrowed. It is also desirable. The current is created not by the electrodes but by the magnetic field. Preferably, the out-of-phase signal on conductor 98 from frequency generator 100 is a cosine signal. Signal, the phase is shifted 90 degrees (or 270 degrees) from the sine signal of the conductor 96. (Sometimes called an angular phase signal). In addition, the phase output signal is Any relationship other than the phase shift of 90 degrees with respect to the IN signal may be used. This In this case, it is necessary to use three or more types of signals instead of only two types of signals. Necessary and / or desirable. In the embodiment shown in FIGS. 4 and 8, the frequency generator 100, the low-pass The functions of the filters 116 and 128 and the mixer / filters 104 and 106 are Hardware facing the microprocessor (for example, adders, multipliers, (Including programmed dedicated hardware with ray). Other than this Alternatively, some or all of the functions may be performed by the PC 42, or a separate microprocessor It can also be implemented in a system or some software. In another policy, PC 42 need not be a "personal computer", Various other computers such as Macintosh and Sun Microsystems Can be shifted. The need for an RF switch 80 using four mixers / filters instead of two May be eliminated. As used herein, the term “conductor” is actually used for parallel digital transmission. In some cases, a plurality of wirings may be included. In other words, digital data is parallel or Can be sent serially. There is also a ground line. Conductors 38 and 40 are 50Ω each It can be a shaft cable. As used in the claims, the terms "connected", "connectable", or "connected Does not necessarily have to be limited to direct connections. B. Two-frequency embodiment While the multi-frequency embodiment described above is generally preferred, it is useful to measure hematocrit. A description of the dual frequency technique is also provided below. 1. background Referring again to FIG. 1, which shows the approximate behavior of whole blood when exposed to alternating current. In light, the resistance 10 of the circuit path 12, which represents the response of extracellular or plasma components, The parallel circuit path 14 representing the red blood cell component includes both a capacitance 16 and a resistor 18. You. At low frequencies (eg, 50 kHz), whole blood impedance is primarily On the other hand, at high frequencies (eg, 1 MHz) Since the capacitance contributes more significant impedance from the circuit path 14, the whole blood Reduce the magnitude of the impedance. In other words, in simple terms, the ratio of low-frequency impedance to high-frequency impedance is It will represent the relative volume percentage of red blood cells or hematocrit. Red blood cell volume There is no exact frequency or narrow band where the quantitative phenomenon is significant, but There are frequency transition regions where the minutes increase relatively constrained. Further details below As described in the description, the frequency response characteristics of blood above and below the transition region The difference in the magnitude of the impedance due to Hematocrit can be measured non-invasively using electrical stimulation. But hematocrit For the use of frequency-based impedance differences in whole blood to measure The large body tissue impedance component in the body where the impedance is measured Need to be removed. FIG. 15 shows a measurement performed by a sensor mounted on the edge of a patient's electrically stimulated limb according to the present invention Include a representative sector of the demodulated voltage signal envelope over the time interval The constant voltage is directly proportional to the total impedance plus the surrounding tissue and whole blood, thus This is represented. As shown, the signal envelope is DC or baseline main component And a small AC or pulsating component. DC component does not pulsate Produced by pulsed blood, stimulated body veins and capillary blood. AC component is only in pulsatile blood Can be attributed, and thus truly represent the whole blood impedance at any frequency I have. AC components at different frequencies have substantially the same voltage envelope shape However, only the size differs due to the frequency dependence of the whole blood impedance response as described above. You. By separating and using only the AC or pulsating components of the signal, High frequency pulsations with low frequency pulsation impedance, eliminating tissue impedance effects Hematocrit measurements can be made using the ratio to impedance. 2.2 Frequency system and method In FIG. 11, which illustrates a two-frequency embodiment of the present invention, the external stimulus electrode 22 is shown. 2 and the artery in which the internal sensor electrode 224 is located on the outside (also a pulsatile vascular compartment (Sometimes referred to as the body part 220). It is desirable to use a ring electrode that encloses 220. The 4-electrode method uses contact resistance Standard engineering technology that can eliminate errors caused by Except for the range described, it does not constitute a part of the present invention. The power or stimulation electrode 222 is connected to two circuits provided by current sources 226 and 228. It is driven by a constant current composite carrier waveform composed of wave numbers A and B. Constant current applied It is desirable that the peak-to-peak amplitude be 2 mA or less. Frequency A and B are affected Blood impedance response at each frequency depending on the volume component of the patient's blood. The answer is sufficient to provide a useful impedance difference in the practice of the present invention. Should be different. Each is sufficient from the frequency transition region where the response capacitance component becomes prominent 50 kHz low frequency A and 1 MHz high frequency B are available It has been found to provide a differential response. In this regard, the frequency is significantly lower than 50 kHz. The use of wave numbers is not recommended from a patient safety point of view and is not recommended at lower frequencies. It should be noted that arrhythmias can be triggered. Each frequency excites the tissue of the body 220 with a constant current and was obtained at each frequency The voltage signal is measured at the inner sensor electrode 224. Since the current excitation is constant, The envelope of a voltage measured at a frequency is directly related to the tissue impedance at that frequency. Directly proportional. AM detectors 230 and 232 for each of frequency A and frequency B One by one, measure the envelope of the voltage signal and convert the resulting signal to an A / D converter Data 234 where the signal is converted to the digital domain for separation of the pulsating component of the signal. To a programmed processing unit, preferably a general purpose microcomputer. The processing is performed by the computer 236 in response to a command from the keyboard 238. Microco The computer 236 converts the converted pulsation signal component segments that are temporally coincident at each frequency. Iteratively extract, normalize to the voltage baseline of each carrier waveform, and further normalize the pulse Create a series of segment ratios for the motion signal components. Desirably, the voltage Significant ratios, such as those consisting of pulsating component segments that show the largest change in magnitude These ratios are averaged using a weighted averaging method, which weights more strongly. You. The weighted average of the ratios represents the hematocrit, which is Extracted from internal reference table of corresponding ratio and hematocrit by computer 236 Display, graphic screen display, numeric display, or both Is displayed to the practitioner on a display 240 that includes As shown in FIG. 12, in the embodiment of the current sources 226 and 228 of FIG. Uses transistor 300 as an approximation of the current source, which Oscillator 302 via automatic gain control (AGC) multiplier 322 in frequency And the resulting output signal drives the power transformer 304, which further Output to the patient stimulation electrode 222. Power transformer 304 and pick-off transformer 3 The isolation of each current source using a transformer coupling via the Used for As is well known in the art, transformers 304 and 30 6 is the response to the maximum at the frequency in question and the sensitivity to artifacts Note that the windings should be minimized to minimize Detection or regulator The signal is picked up from the output coil of the transformer 306 and is Sent to the locked-loop synchronous AM detector 317, and the detector 317 detects Multiplier 310, phase locked loop 312, quadrature amplifier 314, And a low-pass filter 316. The phase locked loop includes this As well as the AM synchronous detector, which is well known in the prior art, these structures and functions are described below. No further details are provided herein. However, phase locked Loops and their operation, versatility and applicability, especially AM suitable for use in the present invention A short but excellent description of the manufacture of phase detectors is provided by EXAR (2222 Qume Dr. IVE, San Jose, California 95131), EXAR Data Book 1987, Pages 6-62-65 and 11-68-71. Detector 31 7 outputs the envelope of the detected current drive signal to the differential amplifier 318, and outputs the reference 3 20 and the output signal from the differential amplifier 318 is C multiplier 322, the output of which is output by oscillator 302 to the desired frequency (A or B). ). That is, to maintain a substantially constant output from the current source. A servo control loop is configured. The current supply sources 226 and 228 include a plurality of oscillation circuits. It is substantially the same except for the frequency specified by 302. The AM detectors 230 and 232 used in the embodiment of FIG. As shown in FIG. 3, the AM device formed around the phase locked loop Phase detector. The measured voltage signal from the sensor or patient measurement electrode 224 is Is instantaneous, amplified by the device amplifier 400, and Sent to the detector multiplier 402 and the phase locked loop 404, The output of the locked loop is filtered by a low pass filter 408; Detector The outputs 230 and 232 are the envelopes of the measured voltage waveform at low and high frequencies, respectively. And essentially represents the impedance at these frequencies. You As described in Section 2, the phase-locked loop and synchronous AM detector The structure and function are well known in the prior art, and for a more detailed description of See the aforementioned page of the 1987 EXAR Data Book. The demodulated voltage signal envelopes from AM detectors 230 and 232 are shown in FIG. The signal is received by the A / D converter 234 as shown in the preferred embodiment and the A / D Converter 234 includes a pair of level shift circuits 500, each of which is a digital-to-analog A report from the microcomputer 236 via the analog (D / A) converter 502 Driven by the bell set command, the impedance of the impedance to be measured is The variable (pulsating) component accounts for only about 1% of the total measured impedance High-resolution analog-to-digital (A / D) converter The range of the knit 504 is extended. Analog multiplexer 506 is a micro AM detector 230 in response to a channel selection command from computer 236 Or 232 to select the appropriate signal from for conversion to the digital domain Is transmitted to the analog-to-digital converter unit 504. In the implementation of the present invention, a suitable means for acquiring a pulsating waveform component of interest is provided. This uses a high resolution A / D converter unit 504, which says If possible, it has a resolution of 20 to 22 bits and has a small AC (pulsation) component and a considerably large size. This is a unit for digitizing the entire waveform including both the DC (base line) components. This provides a sufficiently large dynamic range that the pulsation of the waveform at each frequency Sex or AC components can be separated to provide meaningful data. But this Since the approach requires a relatively expensive A / D converter unit, another As an approach, set the voltage clamp level to the magnitude of the DC component and Subtraction from the waveform may magnify the remaining signal. Voltage clamp method is A / D Since the converter unit requires a small number of bits for the resolution, Value. The segments of the converted analog values from the AM detectors 230 and 232 are Pewter 236 over and over the same time interval And then dividing by the voltage baseline of each carrier waveform. Time normalized digitized pulsations at frequencies A and B, after being more normalized Compute a series of ratios of the component signal segments. In a preferred embodiment, the prior art The ratios are averaged using a weighted averaging technique known in the art, and the relative weights are digital. The time interval over which the digitized signal is extracted is based on the change in voltage magnitude with respect to time. Have been. In other words, for a pair of time-matched component segments, Δt The larger the ΔV per unit, the more significant the obtained ratio becomes, and the more the ratio is weighted by the averaging process. Found. The average of the weighted ratios represents the hematocrit and Through a look-up table corresponding to the ratios and hematocrit values created in advance from the test Is correlated to the hematocrit value by the microcomputer 36, And / or displayed graphically on the display 240 to the practitioner. Of course While measuring the voltage applied to the patient body 220, the display 240 The above process until the final output of the matcrit is iteratively and substantially Run continuously, hematocrit fluctuations and trends are immediately displayed. Reference Tables use empirical data because the electrical approximation in the whole blood model is linear. Inaccurate derivation of the model response. Furthermore, such invitations Derived by two selected frequencies and the gain factor of each stage of the device Produces calibration results. As will be apparent to those skilled in the art, the equipment used to implement the present invention will be described. All components of the system are low noise due to the extremely low signal strength of the signal of interest. You should choose to output sound. 3. Analysis and comparison a. Blood impedance As illustrated in FIG. 1, the model of the primary electrical representation of blood has been empirically tested. Is set to be correct. Checking the model is a biomedical engineer It is interesting to see in Ring's literature. de Vries, P.M.J.M., et al., "Hema Implications of the Dielectric Behavior of Human Blood in Continuous Online Measurement of Tocrit "" Implicati ons of the dielectrical behavior of human blood for continuous on-line m easurement of hematocrit ", Med. Biol. Eng. & Comput. 31, 445-448 (1993). However, the most noticeable frequency range has so far been from 50 kHz to 1 MHz Was believed to exist between the two, but proved to be somewhat different The side was enlarged at the end. In fact, the preferred frequency range is substantially 100 kHz and 10 kHz. It was later established that it was between MHz and 20 MHz. Over the latter frequency range (100 kHz to 10 MHz to 20 MHz) The electrical performance characteristics of blood according to the model of FIG. The inventor has confirmed on more occasions. Test cell is 1 cm in diameter It was made by cutting a cylindrical glass tube. One end is sealed with insulating material including embedded electrodes Stopped. A blood sample is introduced into the test cell along with a very small amount of heparin and the sample is tested. Solidification was prevented in the test cell. Tests a detachable stopper made of insulating material It was inserted into the open end of the cell. The stopper should be suspended in the blood when it is correctly positioned. It also has a buried electrode that can be lowered. Direct impedance characteristics of blood Attention (in this configuration, the test cell operates as a two-terminal electrical device) It was measured by performing a frequency sweep over a range and measuring the response. Stagnant blood causes the suspended red blood cells to slowly sink by gravity. When the test is performed later, mix the contents of the test cell, It is important to ensure reproducibility. b. Electrical model for non-invasive hematocrit measurement A method to provide a more complete and straightforward understanding of the present invention to those skilled in the art Therefore, it should be reconfirmed that the basic electric model is a parallel model. Actual The metaphor for pulse oximetry used in the background section of this application is here. Motivation by what is called "small signal" in the plethysmography method Is appropriate, but in short the metaphor is somewhat inappropriate. In particular, pulse oki Direct equivalent electrical guidance to the optical problem of symmetry yields a series of electrical models You. However, as shown in FIG. Dell is a first order approximation of FIG. 1 representing blood in a pulsatile vessel compartment in parallel with a similar circuit. This value would represent the extracellular space and cell membrane capacity of a large amount of background tissue. This model is illustrated in FIG. 16, where the background tissue impedance Z_TAdd blood Volume impedance Z_BAre bridged in parallel. The additional volume of blood is One spontaneous method added to the segment is during the cardiac cycle, The pumping action periodically adds and removes the increased volume of blood. Illustrated in FIG. like, Z_B= Blood impedance R_BE= Extracellular resistance of blood R_BI= Intracellular resistance of blood C_BM= Cell membrane capacity Z_T= Tissue impedance R_TB= Extracellular resistance of tissue R_TI= Intracellular resistance of tissue C_TM= Cell membrane capacity of tissue The solution to this model is simple and can be performed by an electrician skilled in the art. It is. With the knowledge of model parallelism, the measured total impedance Z_TBy removing the effects of_BI understand. Z_BIs determined Then the hematocrit is the ratio R_BI/ (R_BI+ R_BE) You. The exact nature of this function is not known, but many calibration methods Empirical by performing equation measurements and embedding results in lookup tables as described above. Is determined. Lookup tables according to the present invention for use by loyal persons in a real environment Used in equipment. Basically open circuit (less than 100kHz (<100kHz)) Circuit with a low frequency and a capacitance basically short-circuited or closed (20 MHz or more (> Using a basic measurement concept at a sufficiently high frequency (20 MHz)) solves the problem. The resulting simplified equation is obtained. c. Two-frequency technology As mentioned above, the original inventive concept is based on the magnitude of impedance. It corresponds to the problem (hematocrit measurement). Model appropriate physiology The equivalent electrical circuit used for this includes reactive elements (capacitors) The impedance across a torr is complex. That is, both magnitude and phase ( Or, equivalently, the real and imaginary parts are directly related. But as explained above By using a sufficiently low measurement frequency and a sufficiently high measurement frequency, Each component is either open or closed. In other words, the measurement frequency The phase is assumed to be at or near zero. Realistically, 20 MHz is required to solve the problem of non-invasive hematocrit measurement. It is difficult to produce a device that works well on a computer. But make additional assumptions Use two-frequency technology where the higher of the two frequencies is lower than 20 MHz It is possible to do. For example, it is flat at 100 kHz and above 100 kHz Inverse S of blood impedance Z that slopes down and flattens at 20 MHz The plot of the character curve begins to level at about 10 MHz. Therefore 20M Use the high frequency experience value corresponding to the hematocrit determined at 10 MHz instead of Hz. Reasonable accuracy can be achieved by using a lookup table. Besides this, 2 By using more than one frequency, for example, by using three or four frequencies And The impedances measured at these frequencies are selected to be sufficiently different from each other. If so, it is possible to solve the equation represented by the circuit. At least one Use of the additional frequency eliminates the need to use a high frequency of 20 MHz. This technique The art would at least involve another additional unknown equation, but the potential Better hematocrit at some levels by curve fitting than the two-frequency method It is a more advanced way to get similarity. However, the approaches of the systems and methods of FIGS. I haven't. The phase angle (phase shift) of the detected waveform with respect to the input signal It was found to be related to the amount of the alveolar membrane, that is, hematocrit. Furthermore, as mentioned above If blood is measured directly in the test cell, but both size and phase are removed, The inventor of the present invention has found that the phase reaches a maximum response around 1.6 MHz ( See de Vries, et al. Was also confirmed by This is an inverted S-shaped impeder This is a frequency region substantially corresponding to the inflection point of the impedance / frequency curve. That is, If the hardware is manufactured, the phase of the detection signal is used in combination with the impedance. Non-invasive with a two-frequency measurement method where the high frequency is significantly lower than 20 MHz It can solve the problem of the matcrit measurement. d. Improved small signal approach As described above in connection with the dual frequency embodiment of the present invention, including the pulsatile vessel lumen. When measuring the limb electrically, the pulsation component (known as the plethysmograph signal) Is a very small percentage of the baseline DC signal. Typically, this Plesimo The graph signal is between 0.05% and 0.1% of the magnitude of the baseline. This in itself, Very strictly designed to ensure the required dynamic range as described above Need the equipment. However, a small signal application as described with respect to the two frequency embodiment of the present invention. Another problem was revealed. This problem is due to the nature of the blood flow in the body, Non-uniformity has been found by the present inventors. This allows most of the blood Showing that the components, plasma and suspended cell particles, do not flow closely together I have. Rather, red blood cell concentrations in plasma are high in response to irregular paths, vortices, etc. It is shown that there is a low density area following the density area. That is, during the cardiac cycle, blood At any point within the lumen, a slight change in "instantaneous hematocrit" occurs. One In short, if you can place a small "perfect observer" at any point in the artery, This observer had a momentary hematocrit with a person who had a hematocrit of 40, which was classically measured. You will observe that the tocrit changes from 39 to 41. Although it seems to be absolutely small, such instantaneous hematocrit fluctuations Significantly hematocrit induced using non-invasive techniques Tend to show significant effects. This phenomenon is due to the observed plethysmographic changes The underlying assumption strictly derived from the observed variation in volume and representing whole blood It is derived from. In fact, the measured variation is the true blood volume change and the red blood cell It is a combination of changes in local density. The relative rate of density change is the baseline plethysmography It is considered that it is actually larger than the ratio. Even if the ideal equipment can be manufactured, This situation can lead to significantly inaccurate results. Before using the small-signal approach created by momentary hematocrit fluctuations The solution to the above problem correctly relies on the underlying assumptions about blood flow uniformity. It is to restore. This improved small signal approach provides a mechanical "assist" to the limb being measured This is done by applying To understand the basics of this “assist”, a blood pressure measurement Think about what happens when you put the limb on your limb and perform an inflation-deflation cycle. No. When a small amount of pressure above the systolic pressure is applied to the cuff for the first time, the pressure Causes complete occlusion of the arterial cavity. Therefore, the cuff is occluded at any point in the cardiac cycle Blood does not flow through the position, and the plethysmographic signal is completely suppressed. Cuff exhaust As the valve opens and the cuff deflates slowly, the blood clot at the proximal end of the cuff has high pressure during the cardiac cycle. It will be able to flow a little into the part of the limb where the cuff is wound. Cuff shrinks When the pressure is reduced to the initial pressure, a small amount of blood can completely pass through the occluded area for a short time. Become so. Keeping the cuff pressure down allows most of the blood to pass through the occluded area. Complete arterial occlusion during the cardiac cycle at a pressure lower than the occlusion cuff pressure Remains. Eventually, when the cuff deflates to diastolic blood pressure, the blood Can pass through the closed area. Think again about the situation where the cuff pressure is just below the systolic pressure value You. A small part of the blood that can completely pass through the occlusion is almost pure It is plasma. This is because plasma is less viscous than whole blood and is almost completely occluded. Due to its very high resistance. As cuff pressure continues to decrease, resistance to blood Decrease and allow more cell components to flow. Possible desirable effects are: The artery remains occluded for at least a small part of the cardiac cycle and passes through the occluded area. The situation is such that the blood passed over represents at least the whole blood over time. In other words, occlusion of the artery with a blood pressure measurement cuff during part of the cardiac cycle The morphographic signal is not a small part of the extra volume due to ejection from the heart, It now shows the total blood volume. In addition, blood passing through the occluded area always represents whole blood. In this case, the problem can be solved by integrating the plethysmograph waveform. The above-mentioned desirable results occur when the cuff pressure is within the range of the mean arterial pressure. It turned out that the right conditions occurred. This pressure region is not critical and the signal Corresponds to the pressure region where the amplitude of the plethysmograph component becomes maximum. To practice the invention according to this method, the stimulus and the sensor Attach a cuff to the body (limb) in question. Cuff either proximal, distal or on electrode Suitable for placement of the cuff at this point It has not been. The pressure in the cuff and its inflation and deflation are determined as is known in the art. It can be controlled via pumps, bleed valves and sensors (pressure transducers). These devices are placed under the control of the hematocrit measuring device microcomputer. Is desirable. Improved small signal approach timing and sampling of cuff inflation / deflation cycle It is important to synchronize the clocks fairly accurately, so at two selected frequencies the problematic It should also be understood that co-stimulation of the parts should be used. e. Large signal approach The multi-signal approach described in connection with FIGS. 3 to 10 is called the large-signal approach. Devour. In contrast, the two signal approach is called the small signal approach. Basic Impedance effect was discovered and hematocrit measurement using electrical measurement It was proved that it was possible. This concept is based on observation of blood and background tissues, and blood-derived components Non-invasive by focusing on The field has been extended. Spontaneous in blood volume due to actions inherent in the cardiac cycle The changes that occur are used in measuring the plethysmographic signal. Koshin mentioned above In the No. approach, the adverse effects of non-uniform nature of blood flow using a blood pressure cuff Have been around. The large shift in blood is due to the system and method described in connection with FIGS. Done by law. The essence of this method is that blood flow artifacts are eliminated. is there. Using the equation derived from solving the parallel model, the background tissue impedance The same concept of subtraction is used. In this method, the initial measurement of the background is performed by relaxing the test limb, and the blood pressure measurement cuff is It is necessary to attach it before. Cuff to a point just below diastolic blood pressure Inflate. At this pressure level, blood flows through the arteries during the complete cardiac cycle You. However, cuff pressure is sufficient to provide occlusion to the vein. Vein for convenience Can also be referred to as non-pulsatile vascular compartments. That is, when whole blood is added to the limb, Occasionally, a situation has arisen in which the discharge of blood is blocked. This is the blood of the limb Used to temporarily confine the additional volume of whole blood in the lumen. Here, further measurements If so, solve the parallel model using the background measurements described above in combination with additional measurements Applying the formula (FIG. 16) to derive the hematocrit becomes easy. This The magnitude of the difference signal obtained as a result of the method of the above is about 2% to 5% Is known, which is relative to the magnitude of the plethysmographic signal compared to the baseline. This is a significant improvement. The large signal approach requires that imprisoned increments of blood be It should be noted that this is a static technology that does not leak. As a result, uneven Artifacts due to blood flow are eliminated. In addition, the large signal approach is a static technology Because of this, sweeping or constrained sampling at the desired frequency Stimulation of the patient's body can be performed sequentially instead of simultaneously. Manipulation of the blood pressure measurement cuff to perform a large signal approach requires a small signal approach Controlled by microcomputer of hematocrit measuring device It is desirable. C. Blood pressure measurement Blood pressure cuffs are required for measurement setup for both the improved small-signal and large-signal methods. In addition, this device is currently used because the mounting of electrodes necessary for impedance measurement is involved. Using a technique different from those commonly used today in non-invasive automatic blood pressure monitors Provide a measurement of blood pressure. Current techniques for automatic blood pressure monitoring generally use oscillometry. This This is the pressure generated in the blood pressure cuff itself due to the pulsation of the underlying artery of the cuff. Related to the analysis of force fluctuations. Such an approach can reduce systolic and mean blood pressure. Although it is recognized that a fairly accurate value can be obtained for Inaccurate values are obtained for However, oscillometry technology is not , Because of the simplicity of using a cuff both as a medium for applying pressure and as a detector It has become widely accepted. This leads to inaccuracies and misuse of diastolic blood pressure measurements. The tradeoff between ease has been favorably perceived. The blood pressure measurement technique of the present invention is based on connecting an additional interface to the patient. This has already been done to obtain hematocrit non-invasively. Things. Therefore, using the apparatus of the present invention, It is attractive to obtain blood pressure readings more accurately than can be obtained. Problematic measurements using blood pressure measurement cuffs, impedance measurement electrodes and circuits Find the points as follows: first inflate the cuff to suppress the plethysmographic signal I do. As the cuff withers, systolic blood pressure becomes the point at which the plethysmographic waveform reappears. You. As the cuff continues to contract, the mean arterial blood pressure is the point at which the maximum intensity of the plethysmographic signal is reached. Becomes As the cuff continues to contract, systolic blood pressure is preceded by continued cuff contraction. This is the point at which the deformation of the morphographic waveform does not show any further change. D. Conclusion Although the present invention has been described in connection with some exemplary preferred embodiments, It is not intended to be limited thereby, but within the scope of the invention as claimed below. It will be apparent to those skilled in the art that many additions, deletions, and changes can be made to the preferred embodiment. Will be easily understood and recognized.

【手続補正書】特許法第１８４条の８第１項【提出日】平成８年１１月２０日（１９９６．１１．２０）【補正内容】理することにより組織インペーダンスのスキャン係数を求める。次に、血液量を変化させ別の組織インピーダンス・スキャンを行なう。好適な実施の形態においては、加圧カフを用いて血液量を変化させる。一方がひとつの血液量で、もう一方が別の血液量の、２つの組織スキャンを用いて、血液インピーダンス・スキャンを求める。全血のインピーダンスは並列モデルによる総インピーダンスから分離する。全血インピーダンス指標は、血液インピーダンス・スキャンのパターンを認識することで、ヘマトクリットに相関させる。また本発明の一部として、本発明の好適な実施の形態を用いてニューラルネットワークで位相シフトパターンを分析することによりヘマトクリットを求めることも可能であり、意図していることである。保護を求める発明は、受理され又は後に追加され又は補正される請求項に定めるものとする。明細書又は図面に説明又は図示した制限が請求項に含まれない場合、請求項は当該制限を含むものと解釈すべきではない。図面の簡単な説明本発明は添付の図面との関連において好適な実施の形態についての以下の詳細な説明を参照することで当業者には更に完全に理解されよう。図面において、図１Ａは大血管の全血の１次電気モデルの模式回路図である。図１Ｂは図１Ａの電気モデルに対応する大血管の流体及び膜細胞の模式図である。図２Ａは小血管の全血の１次電気モデルの模式回路図である。図２Ｂは図２Ａの電気モデルに対応する小血管の流体及び膜細胞の模式図である。図３Ａは低血流量での肢の総インピーダンスを表す。図３Ｂは高血流量の肢の総インピーダンスを表す。図４は本発明のシステムの好適な実施の形態の模式ブロック図である。図５Ａは電極を装着した肢の底面図である。５Ａでは、左手親指に隣接する２本の指の下面を示している）。電極４８Ａと４８Ｂの間の電圧は約３Ｖである。電極４８Ａ、４８Ｂ、５０Ａ、５０Ｂは標準的な、市販の電極である。電極４８Ａ、４８Ｂ、５０Ａ、５０Ｂは、電極と肢４４の一部の両方を被覆するテープ片５４によつて所定位置に便利に保持できる。しかし、テープ片５４は血流を制限しないのが望ましい。テープ片５４は肢４４の周囲の１／２から３／４にわたって延在し得る。所定位置に電極を保持することに加え、テープ片５４は肢４４に硬さを与えて測定手順を制御し易くする。スプリントやマイラーを用いることもできる。図６を参照すると、電極脚３６はＳＧＤ３４からの導体３８で周波数ωを有する正弦波信号を受信する５０Ω終端バッファ６０を含む。検出抵抗６４はバッファ６０と電極４８Ａが接続される導体６６Ａの間に直列に接続される。電極４８Ａ、４８Ｂ、５０Ａ、５０Ｂは、できる限り短い方が望ましい導体６６Ａ、６６Ｂ、７０Ａ、７０Ｂを介して電極脚３６へ接続する。これ以外に、図７に図示してあるように無線通信を用いることもでき、この場合送信機７６Ａ、７６Ｂ、７６Ｃと、受信機７８Ａ、７８Ｂ、７８Ｃを含む。無線通信は手術室環境で特に有用である。また図６を参照すると、装置増幅器６８は、抵抗６４両端での電圧降下を表す信号Ａ₁sin（ωｔ＋θ₁）を導体７２に提供する。ここでＡ₁は増幅率、またθ₁ は後述するようにもとの信号sinωｔに対する位相差である。増幅器６８は、高入力インピーダンスを提供し、導線６６Ａでコモンモード電圧を排除する一方で、抵抗６４両端の電圧降下を増幅する。増幅器６８は周知の構成の３個の演算増幅器を含む。増幅器７４は、電極５０Ａと５０Ｂの間の電圧を表す信号Ａ₂sin（ωｔ＋θ₂ ）を導体７８に提供する。ここでＡ₂は増幅度、θ₂はもとの信号sinωｔに対する位相である。θ₁とθ₂の間の位相差は、電極４８Ａと５０Ｂの間の肢４４の電気容量及び装置増幅器６８及び７４の速度及び位相応答の差に起因する。したがって、装置増幅器６８と７４は、これらの位相応答の差を最小限にするように選択し製造すべきである。増幅器６８、７４の速度及び位相応答の差は、ダミー負荷を用いて装置を構成する。その後、ＰＣ４２が較正情報を記憶しあらゆる差を減算する。装置増幅器７４は、導体６６Ｂと７０Ｂの間の顧問モード電圧を排除し導体７０Ａと７０Ｂの間の差電圧を増幅する。装置増幅器７４は公知の構成で３個の演算増幅器を含むことができる。ＲＦスイッチ８０は、導体８４の信号の制御下で、導体７２の信号又は導体７８の信号のどちらかを導体４０へ流す。ＲＦスイッチ８０は毎秒１１０（＝２× ５５）回の速度でスイッチできる。４．信号発生器兼復調器（ＳＧＤ）図８を参照すると、ＳＧＤ３４は導体３８の信号を発生し導体４０の信号を復調しフィルタする。ＳＧＤ３４は埋め込みＥＰＲＯＭを備えたマイクロプロセッサ９４、例えばＨＣ６８０５などを含むことができる。マイクロプロセッサ９４はＳＧＤ３４の各種コンポーネントへ、導体８４経由でＲＦスイッチ８０へ、また図９を参照して後述するように導体８８Ａ、８８Ｂ、８８Ｃを経由して空気ポンプのソレノイド、ソレノイド、加圧カフ２８へ制御信号を提供する。マイクロプロセッサ９４は導体３２経由でＰＣ４２と通信する。周波数発生器１００は、次式（１）に示すデジタル正弦波信号ＦＧ_SINを導体９６に発生させる：ＦＧ_SIN＝ｓinωｔ（１）ここで増幅率は１であるものと仮定する。導体９６から、信号sinωｔはミキサー兼フィルタ１０４へ、更にＤＡＣ１１０へ提供される。ＤＡＣ１１０からのアナログ正弦波信号はバッファ１１２を介して導体３８へ提供される。ＦＧ_SIN の周波数はＰＣ４２が周波数発生器１００へ提供する周波数制御ワードで制御される。周波数発生器１００は次式（２）に示したデジタル余弦信号ＦＧ_COSも導体９８＝（（ＧＡ₂／２）cos（θ₂＋φ）） −（（ＧＡ₂／２）sin（２ωｔ＋θ₂＋φ））ここでＧ、Ａ₂、θ₂、φは式（４）との関連で定義した通りである。６０Ｈｚのデジタルローパスフィルタ１２８は（（ＧＡ₂／２）sin（２ωｔ＋ θ₂＋φ））成分ならびに各種雑音を除去し、ＤＣ成分だけ、即ち（（ＧＡ₂／２）sin（θ₂＋φ））だけを残す。信号（（ＧＡ₂／２）sin（θ₂＋φ））は導体１３６に印加され、これがＶ_Qで表わされる。ここで「Ｖ」は電極５０Ａと５０Ｂの間の電圧を表わし、「Ｑ」は「直角位相」を意味する。信号Ｃ_IとＣ_Qは電極４８Ａと４８Ｂの間の電流の振幅及び位相に関する情報を提供する。信号Ｖ_IとＶ_Qは電極５０Ａと５０Ｂの間の電圧の振幅と位相に関する情報を表わしている。信号ＶとＣは複合である（即ち、同相成分Ｖ_IとＣ_I、及び直角位相成分Ｖ_QとＣ_Qを有している）。同相及び直角位相インピーダンス波形Ｖ_I、Ｖ_Q、Ｃ_I、Ｃ_QはＰＣ４２等のコンピュータに送信され、ここで複合インピーダンスが毎秒５５サンプルのレートで計算される。５．ＰＣでの計算信号Ｖ_I、Ｖ_Q、Ｃ_I、Ｃ_Qは以下のように分析される。電流成分の大きさＣ_MAGは次式（９）で決定される：Ｃ_MAG＝（Ｃ_I ²＋Ｃ_Q ²）^1/2 （９）ここでＣ_IとＣ_Qはミキサー兼フィルタ１０４及び１０６からの導体１３４及び１３６の信号である。電流成分の位相Ｃ_φは次式（１０）から決定される。Ｃ_φ＝tan^-1（Ｃ_Q／Ｃ_I）（１０）電圧成分の大きさＶ_MAGは次式（１１）から決定される：Ｖ_MAG＝（Ｖ_I ²＋Ｖ_Q ²）_1/2 （１１）Ｖ_IとＶ_Qはミキサー兼フィルタ１０４及び１０６からの導体１３４及び１３６の信号である。電圧成分の位相Ｖ_φは次式（１２）から決定される。Ｖ_φ＝tan^-1（Ｖ_Q／Ｖ_I）（１２）インピーダンスＺは虚数ＶとＣの比である。インピーダンスの大きさＺ_MAG成分は次式（１３）から決定される：Ｚ_MAG＝Ｖ_MAG／Ｃ_MAG=ＧＡ₂／ＧＡ₁＝Ａ₂／Ａ₁ （１３）ここでＶ_MAGとＣ_MAGは式（１１）及び式（９）にしたがって決定される。インピーダンスの位相成分は次式（１４）から決定される：Ｚ_φ＝Ｖ_φ−Ｃ_φ＝（θ₂＋φ）−（θ₁＋φ）＝（θ₂−θ₁）（１４）Ｖ_φとＣ_φは式（１２）と式（１０）にしたがって決定される。血液だけからのインピーダンスは血液、組織、骨その他からの総インピーダンスから分離される。この分離は次のように行なわれる。スキャンの各周波数で、肢インピーダンスは肢４４を流れる血液が制限されない場合のＶ_I、Ｖ_Q、Ｃ_I、Ｃ_Qを計算することで決定され、したがって肢が正常又は制限されていない血液容積を有している。次に、肢４４を流れる血流が制限されている場合に同一周波数で別のスキャンを実行し、したがって肢は制限された血液容積を有している（制限されていない血液容積より大きいか小さい場合がある）。制限方法は後述する。図３Ａ及び図３Ｂは制限が血液容積の増加を引き起すような状況を示している。肢部が拘束されていない場合の小さい血液容積での総肢インピーダンスが図３Ａに図示してあるＺ_Uである。肢部が拘束されている場合の大きな血液容積での総肢インピーダンスは図３Ｂに図示してあるＺ_Rである。Ｚ_Bを大きな容積で存在しているが小さい容積では存在しない血液とすると、インピーダンスＺ_RはインピーダンスＺ_Bと並列のインピーダンスＺ_Uと等価である（このモデルでは肢部を通過する他の全ての血液と同じヘマトクリットを余剰血液が有するものと仮定している）。インピーダンスＺ_Rは次式（１５）で計算する：Ｚ_R＝（Ｚ_B×Ｚ_U）／（Ｚ_B＋Ｚ_U）（１５）Ｚ_RとＺ_Uの両方が測定可能で、ここからＺ_Bを計算できる。式（１５）においてインピーダンスＺ_Bを解くと、式（１６）が得られる：ウェアが書かれている。例えば、第１の測定は拘束しない血液量で行ない、第２の測定は拘束された血液量で行なう。第３の測定は拘束されない血液量又は何らかの他の血液量で行なうことができる。（例えばカフからの）拘束圧力と血管内循環によっては、肢４４の血液量が拘束圧力の変化後に新しい平衡に達するまでに約１０秒から４５秒かかることがある。検査時間を減少させるためには、必要とされる以上の測定を行なわないのが望ましい。測定あたりのスキャン回数が大きいと脈動変化を平均化することができる。複数の測定によっては同一時間間隔付近で行なったとしても、異なる結果が得られることが分かっている。したがって、満足できる結果を補償するように、十分な測定を行なうべきである。満足できる結果を生じるには複数サイクルを必要とすることがある。第１の数回の測定で標準偏差の小さい結果が得られた場合、全ての測定を遂行する必要はない。値の選択では様々な兼ね合いが存在する。例えば、血液量の大きな変化は動脈の脈動に対して高い信号対雑音比を発生するのに望ましい。しかし大きな血液量の変化は長い時間が掛かり、毛細血管床の多くが余分な血液量に対応するように開いてしまう。当然のことながら、周波数、ステップ、スキャン、反復、及びサイクルについての各種の値と制限は、ソフトウェアを変更することにより変化させることができる。７．ニューラルネットワークのアプローチニューラルネットワークは非常に複雑で雑音の混じったデータを分析して、基本となるパラメータを決定するために使用できるパターン（又はデータの組み合せ）を発見することができる。これらのパターンは人間の観察では通常明らかにならない。統計的な意味で、ニューラルネットワークは非線形非パラメトリック回帰を実行することが可能である。複雑なデータ分析の問題に対してニューラルネットワークの解決方法を発見することは科学的であるのと同程度に芸術的であり得る。多数の異なるニューラルネットワーク・パラダイムが存在しており、これらのパラダイムの各々は多数の必須パラメータの仕様を用いている。このような選択では、ある程度の量の経験や試行錯誤、その他が要求される。体系的なニューラルネットワーク設計アプローチの研究は人工知能の分野において非常に活発な研究領域である。本発明で注目している特定のパラダイムは連続値出力を発生し監督下のトレーニングを行なえるものであると信じられる。これはネットワークがデータと正しい答えの両方に繰り返して曝されるニューラルネットワークの整形技術である。これによってネットワークはそれ自身の内部を構造化し、本発明で重要であると認識したデータにおける特徴を抽出できるようになる。臨床データの集合は各患者又は被験者について数回実行して集めることができる。実行はある程度変化する条件（例えば違う高さの被験肢部、肢部へ加える熱など）で行なう。これによって幾つかの異った環境で同一ヘマトクリツトについて異るパターンのデータが作成できる。更に、被験全血を含む毛細管を延伸する「ゴールドスタンダード」技術を用いて実際のヘマトクリットを正確に決定するように採血することができる。各被験者についてこのような様々なデータを収集し十分な被験者数を有していれば、ニューラルネットワークは基盤となるヘマトクリットのパラメータを決定するようにトレーニングされる。ニューラルネットワーク５２はＰＣ４２又は隣接するＰＣあるいはその他のコンピュータ上にある。したがって、図４では、ニューラルネットワーク５２は破線で図示してある。以下のパラメータをニューラルネットワークが考慮する。インピーダンス波形に関して、ニューラルネットワークは周波数、大きさ、位相、これの誘導を含むパラメータを考慮できる。患者、又は被験者に関して、ニューラルネットワークは患者の年齢、体重、性別、体温、健康状態、肢部に印加される熱、血圧、腕の挙上及び位置を含むパラメータを考慮できる。当然のことながら、ニューラルネットワークがこれらパラメータの各々を考慮することは必要ではない。当然のことながら、ニューラルネットワークは、他のファクターが得られた患者に対応する毛細管を遠心することからヘマトクリット測定を考慮することもある。ニューラルネットワークは２種類の方法で使用される。第１に、患者と波形に関する大量のパラメータからパターン及び／又は他のデータのグループを取り出すために使用する。第２に、パターン及びその他のデータが導出されてから、患者及び波形データをそれまでに取り出されているパターン及び／又はその他のデータと比較することにより、（例えば手術台に載せられているかも知れない）特定患者のヘマトクリットを求めるために使用する。現時点で、ニューラルネットワークは小血管の影響を除外して大血管に含まれる血液に由来するヘマトクリット値を発生することができると考えられる。本明細書で用いているように術語「患者」は、パターン又はデータのグループを作成するためにもともとのデータを取得した人と、パターン又はデータのグループからヘマトクリットが後に決定される人の両方を含んでいる。多くのパターン（例えば等式）は多くの目的で参照テーブルを実用化するには複雑になりすぎることが予想されるものの、参照テーブルを使用することができる。８．空気ポンプ、ソレノイド、加圧カフ２８血液量を変更する方法は各種存在する。例えば、肢４４が指の場合、血液量は患者の上腕付近で静脈を拘束することにより、又は患者手首での動脈の圧迫により、変更することができる。静脈を拘束する場合、動脈が血液を圧送できるようにするが、肢４４の圧力がカフ圧と等しくなるまで血液がカフの下を流れないような拡張期圧より小さい圧力をカフで作成するのが望ましい。動脈の圧迫では、動脈血を肢４４にはいるところで阻止し血液が肢４４から静脈経由で排出され低い血液量を作成するようにードＰＷはサイン（正弦）及びコサイン（余弦）信号を発生するサイン／コサイン参照テーブルＰＲＯＭ１８２から受信する。サイン信号は１２７．５×sin（ＰＷ×２π）／２０４８、またコサイン信号は１２７．５cos（ＰＷ×２π）／２０４８である。当然、これらは単なる例であり他の各種の周知の技術を使用することができる。望ましくは、電極４８Ａと４８Ｂの間で肢４４に電流を注入し、電極５０Ａと５０Ｂの間で電圧を測定する。これ以外にもあまり望ましくないが、電極５０Ａと５０Ｂの間に電流を注入し、電極４８Ａと４８Ｂの間で電圧を測定することもできる。別のあまり望ましくない構造の場合、望ましくは、電極５０Ａによって注入される電流と、電極５０Ｂで受信される電流との両方を測定して、体の他の部分に流れるあらゆる電流を考慮する。また、別のあまり望ましくない構造の場合に、電極５０Ｂと４８Ｂを電極４８Ａと５０Ａに接近させたり、電極を狭くするのも望ましい。電流は電極によってではなく磁場によって作成される。望ましくは、周波数発生器１００からの導体９８上の位相外信号はコサイン信号で、導体９６のサイン信号から９０度（又は２７０度）位相がずれている（直角位相信号と呼ばれることもある）。これ以外に、位相外信号は導体９６のサイン信号に対して９０度の位相ズレ以外の何らかの関係とすることもできる。この場合、２種類だけの信号の代わりに３種類又はそれ以上の信号を用いるのが必要及び／又は望ましい。図４及び図８に図示した実施の形態において、周波数発生器１００、ローパスフィルタ１１６及び１２８、ミキサー兼フィルタ１０４及び１０６の機能は、マイクロプロセッサに対向するハードウェアで（例えば加算器、乗算器、ゲートアレイを備えたプログラム済み専用ハードウェアを含めて）実行される。これ以外に、機能の幾つか又は全部をＰＣ４２で実行したり、別のマイクロプロセッサ・システム、又は何らかのソフトウェアで実行することもできる。もちろん、ＰＣ４２が「パーソナル・コンピュータ」である必要はなく、例えばMacintoshやサンマイクロシステムズ社などの他の各種コンピュータのいずれかとすることができる。２個ではなく４個のミキサー兼フィルタを使用してＲＦスイッチ８０の必要性を排除しても良い。本明細書で用いている「導体」は実際には、並列（パラレル）デジタル伝送の場合等に複数の配線を含むことがある。言い換えれば、デジタルデータは並列又は直列に送信できる。また接地線も存在する。導体３８及び４０は各々５０Ω同軸ケーブルとすることができる。請求項で用いているように、術語「接続」、「接続可能」、又は「接続された」は必ずしも直接接続に制限される必要はない。Ｂ．２周波数の実施の形態前述の多周波数の実施の形態は一般に好適だが、ヘマトクリットを測定するための２周波数技術の説明も以下に示す。１．背景交流電流に暴露された場合の全血の近似的動きを示している図１をもう一度参照すると、回路パス１２の抵抗１０は、細胞外又は血漿成分の応答を表しており、一方で赤血球成分を表す並列の回路パス１４は、容量１６と抵抗１８の両方を含んでいる。低周波（５０ｋＨｚ等）では、全血インピーダンスは主として細胞外血液成分回路パス１２に帰属でき、一方で高周波（１ＭＨｚ等）では赤血球の細胞膜の容量性が回路パス１４からの更に有意なインピーダンス関与となるので、全血インピーダンスの大きさを減少させる。つまり、簡略化すると、低周波インピーダンスと高周波インピーダンスの比は赤血球の相対容量％又はヘマトクリットを表わしていることになる。赤血球の容量性現象が有意になるような正確な周波数又は狭い帯域は存在しないが、容量成図１２に図示したように、図１１の電流供給源２２６と２２８の実施の形態では、電流供給源の近似としてトランジスタ３００を使用しており、これは所望の周波数における自動利得制御（ＡＧＣ）乗算器３２２を介して発振回路３０２により駆動され、得られた出力信号はパワートランス３０４を駆動し、これが更に患者刺激電極２２２に出力する。パワートランス３０４とピックオフトランス３０６を経由したトランス結合を用いる各々の電流供給源の絶縁を患者の安全のために使用している。従来技術で周知となっているように、トランス３０４と３０６は問題の周波数で応答が最大となるように、またアーチファクトに対する感度を最小とするように、巻線すべきであることに注意する。検出又はレギュレータ信号はトランス３０６の出力コイルから拾い出されてバッファ３０８経由でフェーズ・ロックド・ループ同期ＡＭ検出器３１７に送信され、検出器３１７は検出器乗算器３１０、フェーズ・ロックド・ループ３１２、直角位相増幅器３１４、及びローパスフィルタ３１６を含む。フェーズ・ロックド・ループは、これを含むＡＭ同期検出器同様に従来技術で周知であり、これらの構造と機能については本明細書では更に詳しく説明することをしない。しかし、フェーズ・ロックド・ループとその動作、汎用性及び応用性、特に本発明で使用するのに適したＡＭ同期検出器の製造に関しての短いが優れた説明が、米国ＥＸＡＲ社（2222 Qume Dr ive，San Jose，California 95131）発行の１９８７年ＥＸＡＲデータブック、６−６２〜６５ページと１１−６８〜７１ページに記載されている。検出器３１７は検知した電流駆動信号のエンベロープを差動増幅器３１８に出力し、基準３２０からの入力信号との比較を行ない、差動増幅器３１８からの出力信号がＡＧＣ乗算器３２２を制御し、これの出力が発振器３０２で所望の周波数（Ａ又はＢ）に加算される。つまり電流供給源からの実質的に一定の出力を維持するためのサーボ制御ループが構成される。電流供給源２２６及び２２８は発振回路３０２によって指定される周波数以外では実質的に同一である。本発明の図１１の実施の形態で使用するＡＭ検出器２３０及び２３２は、図１３に図示してあるように、フェーズ・ロックド・ループの周囲に構成したＡＭ同アプローチとして、ＤＣ成分の大きさに電圧クランプレベルをセットしてこれを波形から減算し、残りの信号を拡大することがある。電圧クランプ法はＡ／Ｄコンバータ・ユニットの解像能力に少ないビット数しか必要としないためもっと安価である。ＡＭ検出器２３０と２３２からの変換アナログ値のセグメントはマイクロコンピュータ２３６により同一の時間間隔にわたって反復抽出され、更に雑音の影響を減少するように相関され、次に各々の搬送波波形の電圧基線で除算することにより正規化されてから、周波数ＡとＢにおける時間的に一致したデジタル化脈動成分信号セグメントの一連の比を計算する。好適な実施の形態においては従来技術で周知の重み付け平均化技術を用いて比を平均化し、相対重み付けはデジタル化した信号が抽出される時間間隔について時間に対する電圧の大きさ変化に基づいている。言い換えれば、一対の時間の一致した成分セグメントについて、ΔｔあたりのΔＶが大きいほど得られた比は有意になり平均化処理で更に強く比が重み付けされる。重み付けした比の平均は、ヘマトクリットを表わしており、臨床試験から予め作成しておいた比とヘマトクリット値の対応の参照テーブルを介してマイクロコンピュータ２３６によりヘマトクリット値に相関され、数値的に及び／又はグラフィック的にディスプレイ２４０で実施者に表示される。当然のことながら、患者体部２２０にかかる電圧の測定からディスプレイ２４０に患者のヘマトクリットを最終的に出力するまでの前述した処理は反復して、また実質的に連続的に実行され、ヘマトクリットの変動及び傾向がすぐに表示される。参照テーブルで経験的データを用いているのは、全血モデルでの電気的近似が１次であり、モデルの応答の厳密な導出が不正確になることによる。更に、このような誘導では、２つの選択した周波数と装置の各ステージの利得係数とにより変化する較正結果をもたらす。当該技術の熟練者には明らかなように、本発明を実施するために使用される装置の全ての構成要素は、注目している信号の極端に小さい信号強度のため、低雑音で出力するように選択すべきである。３．分析と比較ａ．血液のインピーダンス図１に図示したように、血液の１次電気的表現のモデルは、経験的検査によって正しくなるように設定してある。モデルの確認がバイオメディカルエンジニアリングの文献に見られたことは興味深い。de Vries，P.M.J.M.，et al.，「ヘマトクリットの連続オンライン測定でのヒト血液の誘電性挙動の意味」"Implicati ons of the dielectrical behavior of human blood for continuous on-line m easurement of hematocrit"，Med．Biol．Eng．& Comput．31，445-448（1993）しかし、もっとも注目される周波数範囲は、これまで５０ｋＨｚから１ＭＨｚの間に存在すると信じられていたが、幾らか異っていることが証明され、高周波側の端部で拡大された。実際、好適な周波数範囲は実質的に１００ｋＨｚと１０ＭＨｚないし２０ＭＨｚの間に存在することがこの後確立された。後者の周波数範囲（１００ｋＨｚから１０ＭＨｚないし２０ＭＨｚ）にわたリ図１のモデルによる血液の電気的パフォーマンス特性は特別に調製した試験セルにより多くの機会に発明者が確認している。試験セルは直径１センチメートルに円筒状のガラス管を切り取って作成した。一端は埋め込み電極を含む絶縁材で封止した。極めて小量のヘパリンと一緒に血液検体を試験セルに導入し、検体が試験セル内で凝固するのを防止した。絶縁材量からなる着脱可能なストッパを試験セルの開放端に挿入した。ストッパはこれが正しく配置された時に血液中に吊リ下げられる埋め込み電極も有している。血液のインピーダンス特性は直接的な方法で（この構成において、試験セルは２端子電気装置として動作する）注目する範囲にわたる周波数掃引を行ない応答を測定することで測定した。停滞した血液は、懸濁されている赤血球細胞が重力によりゆっくりと沈んでゆく沈降効果を有するので、後で試験を行なう場合には試験セルの内容を混和し、再現性を保証することが重要である。請求の範囲１．患者の体部において全血のヘマトクリットの非侵襲的測定のためのシステムであって、様々な周波数で交流の直角位相信号を発生する信号生成回路と、前記交流信号に応答して前記体部を通る電流信号を提供し、印加された前記電流信号を検知してこれに応答して電流を表す信号を発生し、前記体部の一部上で電圧信号を検出してこれに応答して電圧を表す信号を発生するための処理検出印加回路と、前記電流を表す信号と前記交流で直角位相の信号を受信して混合し同相及び直角位相の電流を表す信号を発生し、かつ、前記電圧を表す信号を受信して、その電圧を表す信号と前記交流で直角位相の信号とを混合し、同相及び直角位相の電圧を表す信号を発生するための処理復調回路と、前記同相及び直角位相の電流を表す信号と同相及び直角位相の電圧を表す信号を受信し処理して前記ヘマトクリットを判定するための評価回路と、を備えるシステム。２．前記評価回路は、前記処理された同相及び直角位相の電流を表す信号と同相及び直角位相の電圧を表す信号のパラメータが前記ヘマトクリットを判定するために予め収集してあるデータとの比較に含まれるニューラルネットワークを含む、請求項１に記載のシステム。３．前記患者に関するパラメータも前記比較に含まれる、請求項２に記載のシステム。４．前記予め収集してあるデータは、処理された同相及び直角位相の電流を表す信号と、同相及び直角位相の電圧を表す信号とに関する前記患者以外の様々な人のパラメータを含む、請求項２に記載のシステム。５．前記評価回路は、多数の患者を表すヘマトクリットデータのグループへのアクセスを有し、かつ、そのグループを考慮する、請求項１に記載のシステム。６．前記体部において血液の流れを制限するための血流制限装置を更に含み、これによって前記体部の血液量が少なくとも第１と第２の容量の間で変化可能となり、前記処理検出印加回路は、少なくとも前記第１と第２の容量について電流を表す信号と電圧を表す信号とを発生する、請求項１に記載のシステム。７．前記血流制限装置は加圧カフを含む、請求項６に記載のシステム。８．前記体部は前記患者の指の一部を含む、請求項１に記載のシステム。９．前記様々な周波数は１０ｋＨｚから１０ＭＨｚの範囲である、請求項１に記載のシステム。１０．前記処理復調回路はマイクロプロセッサシステムに含まれる、請求項１に記載のシステム。１１．前記信号生成回路はマイクロプロセッサシステムに含まれる、請求項１に記載のシステム。１２．前記処理復調回路と前記信号生成回路はマイクロプロセッサシステムに含まれる、請求項１に記載のシステム。１３．前記処理検出印加回路は、前記電圧を表す信号と電流を表す信号とが交互に通過するスイッチを含む、請求項１に記載のシステム。２４．前記評価手段は、前記処理された同相及び直角位相の第１の指示信号と同相及び直角位相の第２の指示信号とのパラメータが前記ヘマトクリットを判定するために予め収集してあるデータとの比較に含まれるニューラルネットワークを含む、請求項２３に記載のシステム。２５．前記患者に関するパラメータも前記比較に含まれる、請求項２４に記載のシステム。２６．前記予め収集してあるデータは、他の人の処理された同相及び直角位相の第１の指示信号と同相及び直角位相の第２の指示信号とに関するパラメータを含む、請求項２４に記載のシステム。２７．前記体部において血液の流れを制限するための血流制限装置を更に含み、これによって前記体部の血液量が少なくとも第１と第２の容量の間で変化可能となり、前記処理検出印加手段は少なくとも前記第１と第２の容量について電流を表す信号と電圧を表す信号とを発生する、請求項２３に記載のシステム。２８．患者の体部において血液のヘマトクリットを非侵襲的に測定する方法であって、血流量のことなる前記体部に様々な周波数を有する交流電流信号を注入し、前記注入された交流電流信号は前記様々な周波数を有する生成された交流信号に応答するステップと、前記体部に注入された前記電流信号を表す電流を表す信号を提供するステップと、前記電流信号が通過する前記体部の一部を横断する電圧信号を測定するステップと、前記測定された電圧信号を表す電圧を表す信号を提供するステップと、前記生成された交流信号及び前記直角位相信号と前記電流を表す信号とを混合して同相及び直角位相の電流を表す信号を発生するステップと、前記生成された交流信号及び直角位相信号と前記電圧を表す信号とを混合して同相及び直角位相の電圧を表す信号を発生するステップと、前記同相及び直角位相の電流を表す信号と前記同相及び直角位相の電圧を表す信号とのパラメータを考慮することによって前記ヘマトクリットを判定するステップと、を含む方法。２９．前記ヘマトクリットを判定するステップは、前記処理された同相及び直角位相の電流を表す信号と、同相及び直角位相の電圧を表す信号とのパラメータが前記ヘマトクリットを判定するために予め収集してあるデータとの比較において含まれるニューラルネットワークを使用するステップを含む、請求項２８に記載の方法。３０．特定の患者の血液のヘマトクリットを判定し得るデータのグループを作成するためのシステムであって、様々な周波数で交流及び直角位相信号を発生する信号生成回路と、前記交流信号に応答して多数の患者の体部を通る電流信号を提供し、印加される前記電流信号を検出してこれに応答して電流を表す信号を発生し、前記体部の一部上で電圧信号を検出してこれに応答して電圧を表す信号を発生する処理検出印加回路と、前記電流を表す信号と前記交流で直角位相の信号とを受信し混合して同相及び直角位相の電流を表す信号を発生し、前記電圧を表す信号と前記交流で直角位相の信号とを受信し混合して同相及び直角位相の電圧を表す信号を発生する処理復調回路と、前記同相及び直角位相の電流を表す信号と同相及び直角位相の電圧を表す信号とを受信しまた処理して前記同相及び直角位相の電流を表す信号と同相及び直角位相で電圧を表す信号とのパラメータを様々な予め収集してあるデータと比較して前記データのグループを発生する評価回路と、を備えるシステム。３１．インピーダンスを有する血液の、ヘマトクリットとも称する赤血球の相対容量パーセントの非侵襲的判定のための装置であって、第１の低い及び少なくとも一つの第２の高い搬送波周波数で定電流を発生し、前記第１の低い周波数が前記赤血球が前記血液の前記インピーダンスの大きさに有意に影響する周波数領域より下で、前記少なくとも一つの第２の高い周波数は前記周波数領域内部にあるようにするための手段と、前記第１の低い及び前記少なくとも一つの第２の高い周波数電流により、前記血液を含む少なくとも一つの脈動血管区画を含む患者体部を刺激するための手段と、前記刺激した患者体部の両端で前記第１の低い及び前記少なくとも一つの高い搬送波周波数の各々において電圧信号を検出するための手段と、前記検出した電圧信号を増幅するための手段と、前記増幅された検出電圧信号を復調して、前記第１の低い及び前記少なくとも一つの第２の高い搬送波周波数における前記血液のインピーダンスの大きさに各々が比例する少なくとも二つの複合波形を発生するための手段と、前記少なくとも二つの複合波形を処理して前記血液の前記ヘマトクリットを判定するための手段と、を備える装置。３２．前記第１の低い及び前記少なくとも一つの第２の高い搬送波周波数で定電流を発生するための前記手段は、定電流増幅器と組み合せた信号発生器を含み、前記処理手段は前記第１の低い及び前記少なくとも一つの第２の高い搬送波周波数を判定する、請求項３１に記載の装置。３３．前記信号発生器は、第１と第２のサイン／コサイン参照テーブルとそれぞれが対になった第１と第２の加算器を含み、前記第１の低い及び前記少なくとも一つの第２の高い搬送波周波数の各々を発生する、請求項３２に記載の装置。３４．前記第１と第２の参照テーブルの各々はサイン出力を発生し、前記信号発生器は、前記出力を加算するための第３の加算器と、前記加算したサイン出力を前記定電流増幅器で受信するためのデジタル領域へ変換するためのアナログ− デジタル変換器とを更に含む、請求項３３に記載の装置。３５．前記信号発生器は前記定電流増幅器により定電流供給源へ変換するための電圧波形を生成する、請求項３２に記載の装置。３６．前記増幅手段は電圧検出器を含む、請求項３１に記載の装置。３７．前記電圧検出器はコモンモード排除つき装置増幅器を含む、請求項３６に記載の装置。３８．前記復調手段は信号発生器と信号復調器とを含む、請求項３１に記載の装置。３９．前記信号発生器は、第１と第２のサイン／コサイン参照テーブルと各々が対になった第１と第２の加算器を含み、前記第１の低い及び前記少なくとも一つの第２の高い搬送波周波数の各々を発生する、請求項３８に記載の装置。４０．前記信号復調器は、前記増幅した電圧信号を受信するための対になったローパスフィルタと、アナログ−デジタル・コンバータとを含む、請求項３８に記載の装置。４１．前記信号復調器は、第１と第２と第３と第４のデジタル・ローパスフィルタと各々が対になった第１と第２と第３と第４のミキサーを更に含み、前記ミキサー／フィルタの対の各々が前記対になったローパスフィルタとアナログ−デジタル・コンバータの出力と、前記第１の参照テーブルからの第１のサイン出力又は第１のコサイン出力又は前記第２の参照テーブルからの第２のサイン出力又は第２のコサイン出力の一つとを受信し、前記対になったミキサーとデジタル・ローパスフィルタは前記少なくとも二つの複合波形を出力する、請求項４０に記載の装置。４２．前記第１の低い搬送波周波数は約１００ｋＨｚであり、前記少なくとも一つの第２の高い搬送波周波数は約１０ＭＨｚから約２０ＭＨｚの範囲内にある、請求項３１に記載の装置。４３．前記脈動性血管区画を選択的に閉塞するための手段を更に含む、請求項３１に記載の装置。４４．前記選択的閉塞は部分的閉塞を含む、請求項４３に記載の装置。４５．前記選択的閉塞は実質的完全閉塞を含む、請求項４４に記載の装置。４６．前記選択的に閉塞する手段は前記患者体部を包囲する膨張自在なカフを含む、請求項４３に記載の装置。４７．前記選択的閉塞は、前記脈動性血管区画の平均圧力の領域に前記カフを加圧することにより実行される、請求項４６に記載の装置。４８．前記選択的に閉塞する手段は前記刺激手段と前記検出手段の付近で前記患者体部に配置される、請求項４３に記載の装置。４９．前記選択的に閉塞する手段は前記処理手段により制御される、請求項４３に記載の装置。５０．前記患者体部は少なくとも一つの非脈動性血管区画を含み、前記装置は更に、前記少なくとも一つの脈動性血管区画が閉塞されないままで前記少なくとも一つの非脈動性血管区画を選択的に閉塞するための手段を更に含む、請求項３１に記載の装置。５１．前記選択的に閉塞する手段は前記患者体部を包囲する膨張自在なカフを含む、請求項５０に記載の装置。５２．前記選択的に閉塞する手段は前記処理手段により制御される、請求項５０に記載の装置。５３．前記血液の前記ヘマトクリットを判定する際に前記脈動性血管区画を通る前記血液の不均一な流れを保証するための手段を更に含む、請求項３１に記載の装置。５４．前記脈動性血管区画での前記血液の血圧を判定するための手段を更に含む、請求項３１に記載の装置。５５．前記血圧を判定するための前記手段は、前記脈動性血管区画を選択的に閉塞するための手段を含む、請求項５４に記載の装置。５６．前記脈動性血管区画を選択的に閉塞するための前記手段は、前記処理するための前記手段により制御されて前記血管区画を完全に閉塞し、前記検出手段でプレシスモグラフ波形信号の発現を惹起するのに十分な度合だけ前記完全閉塞を実質的に減少し、前記プレシスモグラフ波形信号の強度が最大になるのに十分な度合だけ前記閉塞を更に減少させ、前記プレシスモグラフ波形がそれ以上の変化を示さなくなるまで前記閉塞を更に減少する、請求項５５に記載の装置。５７．前記プレシスモグラフ波形の前記発現は、前記脈動性血管区画の収縮期圧力を表わし、前記プレシスモグラフ信号の前記最大信号強度は前記脈動性血管区画の平均圧力を表わし、前記プレシスモグラフ波形が変化しなくなる前記点は前記脈動性血管区画の拡張期圧力を表わしている、請求項５６に記載の装置。５８．前記選択的に閉塞するための前記手段は、前記患者体部に取り付け前記脈動性血管区画を閉塞するのに十分な圧力まで膨張自在なカフを含み、前記脈動性血管区画の前記収縮期、平均、及び拡張期圧力前記指標は、前記カフに付属する圧トランスデューサ手段により前記血管区画の実際の収縮期、平均、及び拡張期圧力に相関され、前記圧トランスデューサ手段の出力が前記処理手段により前記実際の圧力に変換される、請求項５７に記載の装置。５９．低電流を発生するための前記手段は、複数の前記第２の高い搬送波周波数で前記電流を発生する手段を含む、請求項３１に記載の装置。６０．前記少なくとも二つの複合波形を処理するための前記手段は、これの大きさを用いて前記血液の前記ヘマトクリットを判定する、請求項３１に記載の装置。６１．前記少なくとも二つの複合波形を処理するための前記手段は、これの位相と大きさを用いて前記血液の前記ヘマトクリットを判定する、請求項３１に記載の装置。６２．前記第１の低い搬送波周波数は約１００ｋＨｚであり、前記少なくとも一つの第２の高い搬送波周波数は約１００ｋＨｚから約１０ＭＨｚの範囲内にある、請求項３１に記載の装置。６３．インピーダンスを有する血液の、ヘマトクリットとも称する赤血球の相対容量パーセントの非侵襲的判定のための方法であって、第１の低い及び少なくとも一つの第２の高い搬送波周波数で定電流を発生し、前記第１の低い周波数が前記赤血球が前記血液の前記インピーダンスの大きさに有意に影響する周波数領域より下で、前記少なくとも一つの第２の高い周波数が前記周波数領域内部にあるようにするステップと、前記第１の低い及び前記少なくとも一つの第２の高い周波数電流によって、前記血液を含む少なくとも一つの脈動血管区画を含む患者体部を刺激するステップと、前記刺激した患者体部の両端で、前記第１の低い及び前記少なくとも一つの高い搬送波周波数の各々において電圧信号を検出するステップと、前記検出した電圧信号を増幅するステップと、前記増幅された検出電圧信号を復調して、前記第１の低い及び前記少なくとも一つの第２の高い搬送波周波数における前記血液のインピーダンスの大きさに各々が比例する少なくとも二つの複合波形を発生するステップと、前記少なくとも二つの複合波形を処理して前記血液の前記ヘマトクリットを判定するステップと、を備える方法。６４．複数の前記第２の高い搬送波周波数で前記電流を発生するステップを更に含む、請求項６３に記載の方法。６５．前記少なくとも二つの複合波形を処理するステップはこれの大きさを用いて前記血液の前記ヘマトクリットを判定する、請求項６３に記載の方法。６６．前記少なくとも二つの複合波形を処理するステップはこれの位相と大きさを用いて前記血液の前記ヘマトクリットを判定する、請求項６３に記載の方法。６７．前記第１の低い搬送波周波数は約１００ｋＨｚであり、前記少なくとも一つの第２の高い搬送波周波数は約１０ＭＨｚから約２０ＭＨｚの範囲内にある、請求項６３に記載の方法。６８．前記第１の低い搬送波周波数は約１００ｋＨｚであり、前記少なくとも一つの第２の高い搬送波周波数は約１００ｋＨｚから約１０ＭＨｚの間にある、請求項６３に記載の方法。６９．前記脈動性血管区画を選択的に閉塞するステップを更に含む、請求項６３に記載の方法。７０．前記選択的閉塞は部分的閉塞を含む、請求項６９に記載の方法。７１．前記選択的閉塞は実質的完全閉塞を含む、請求項６９に記載の方法。７２．前記選択的閉塞は、前記脈動性血管区画の平均圧力の領域において、前記脈動性血管区画の周囲に圧力を印加することにより行なわれる、請求項６９に記載の方法。７３．前記選択的閉塞は、前記刺激と前記検出が実行される部位の付近の前記患者体部で行なわれる、請求項６９に記載の方法。７４．前記患者体部は、少なくとも一つの非脈動性血管区画を更に含み、前記方法は更に、前記少なくとも一つの脈動性血管区画が閉塞されないままで前記少なくとも一つの非脈動性血管区画を選択的に閉塞するステップを更に含む、請求項６３に記載の方法。７５．前記血液の前記ヘマトクリットを判定する際に、前記脈動性血管区画を通る前記血液の不均一な流れを保証するステップを更に含む、請求項６３に記載の方法。７６．前記脈動性血管区画において前記血液の血圧を判定するステップを更に含む、請求項６３に記載の方法。７７．前記血圧を判定する前記ステップは、前記脈動性血管区画を選択的に閉塞するステップを含む、請求項７６に記載の方法。７８．血圧の判定のための前記脈動性血管区画の前記選択的閉塞は、前記血管区画を完全に閉塞し、続けてプレシスモグラフ波形信号の発現を惹起するのに十分な度合だけ前記完全閉塞を減少し、前記プレシスモグラフ波形信号の強度が最大になるのに十分な度合だけ前記閉塞を更に減少させ、前記プレシスモグラフ波形がそれ以上の変化を示さなくなるまで前記閉塞を更に減少するステップを含む、請求項７７に記載の方法。７９．前記プレシスモグラフ波形の前記発現は、前記脈動性血管区画の収縮期圧力を表わし、前記プレシスモグラフ信号の前記最大信号強度は、前記脈動性血管区画の平均圧力を表わし、前記プレシスモグラフ波形が変化しなくなる前記点は、前記脈動性血管区画の拡張期圧力を表わしている、請求項７８に記載の装置。８０．前記患者体部に取り付け、前記脈動性血管区画を閉塞するのに十分な圧力まで膨張自在なカフを用いて選択的に閉塞するステップを更に含み、前記脈動性血管区画の前記収縮期、平均、及び拡張期圧力前記指標は、前記カフに付属する圧トランスデューサ手段により前記血管区画の実際の収縮期、平均、及び拡張期圧力に相関され、前記圧トランスデューサ手段の出力が前記処理手段により前記実際の圧力に変換される、請求項７９に記載の方法。８１．全血を含む患者体部の脈動性血管区画において血圧を測定するための装置であって、搬送波周波数で定電流を発生するための手段と、前記全血を含む前記脈動性血管区画を含む前記患者体部を前記定電流で刺激するための手段と、前記刺激した患者体部の両端で前記搬送波周波数で電圧信号を検出するための手段と、前記検出した電圧信号を増幅するための手段と、前記増幅された検出電圧信号を復調して、プレシスモグラフ波形信号を発生するための手段と、前記プレシスモグラフ波形信号の存在、大きさ及び形状を検出するための手段と、前記脈動性血管区画を選択的に閉塞して、前記血管区画を完全に閉塞しまた前記プレシスモグラフ波形信号を抑圧し、次に前記プレシスモグラフ波形信号の発現を惹起するのに十分な度合だけ前記完全閉塞を減少し、前記プレシスモグラフ波形信号の強度が最大になるのに十分な度合だけ前記閉塞を更に減少させ、前記プレシスモグラフ波形がそれ以上の変化を示さなくなるまで前記閉塞を更に減少するための手段と、を備える装置。８２．前記プレシスモグラフ波形の前記発現は、前記脈動性血管区画の収縮期圧力を表わし、前記プレシスモグラフ信号の前記最大信号強度は、前記脈動性血管区画の平均圧力を表わし、前記プレシスモグラフ波形が変化しなくなる前記点は、前記脈動性血管区画の拡張期圧力を表わしている、請求項８１に記載の装置。８８．第１の信号は電流信号であり、第２の信号は電圧信号である、請求項２３に記載のシステム。【手続補正書】特許法第１８４条の８第１項【提出日】平成９年４月２５日（１９９７．４．２５）【補正内容】請求の範囲１４．前記処理復調回路は出力を有するローパスフィルタを含み、前記同相及び直角位相の電流を表す信号と、同相及び直角位相の電圧を表す信号とが前記ローパスフィルタの出力に提供される、請求項１に記載のシステム。１５．患者の全体のヘマトクリットを非侵襲的に測定するシステムであって、様々な周波数の交流信号と前記交流信号に対して位相ズレの信号とを発生する信号生成回路と、前記交流信号に応答して血液を通る交流信号を提供し、印加された前記交流信号を検出してこれに応答して電流を表す信号を発生し、また血液の一部上で電圧信号を検出してこれに応答して電圧を表す信号を発生するための処理検出印加回路と、前記電流を表す信号と、前記交流で位相ズレの信号とを受信して混合し、同相及び位相ズレの電流を表す信号を発生し、かつ、電圧を表す信号を受信し、その電圧を表す信号と同相及び位相ズレの電圧を表す信号とを混合するための処理復調回路と、前記同相及び位相ズレの電流を表す信号と同相及び位相ズレの電圧を表す信号とを受信し処理して、前記ヘマトクリットを判定するための評価回路と、を備えるシステム。１６．前記評価回路は、前記処理した同相及び位相ズレの電流を表す信号と、同相及び位相ズレの電圧を表す信号とが前記ヘマトクリットを判定するために予め収集しておいたデータとの比較に含まれるニューラルネットワークを含む、請求項１５に記載のシステム。１７．前記患者に関するパラメータも前記比較に含まれる、請求項１６に記載のシステム。１８．前記予め収集してあるデータは、他の人の処理した同相及び位相ズレで電流を表す信号と同相及び位相ズレで電圧を表す信号とに関するパラメータを含む、請求項１６に記載のシステム。１９．血液の一部は患者の肢であり、前記肢において血液の流れを制限するための血流制限装置を更に含み、これによって前記肢の血液量が少なくとも第１と第２の容量の間で変化可能となり、前記処理検出印加回路は少なくとも前記第１と第２の容量について電流を表す信号と電圧を表す信号とを発生する、請求項１５に記載のシステム。２０．前記処理検出印加回路は、前記患者の肢に装着した２つの外側電極と２つの内側電極とを含み、前記電流信号は前記２つの外側の電極を介して印加され、前記電圧信号は前記２つの内側の電極を介して検出される、請求項１５に記載のシステム。２１．前記処理検出印加回路は、前記患者の肢に装着した２つの外側電極と２つの内側電極とを含み、前記電流信号は前記２つの内側の電極を介して印加され、前記電圧信号は前記２つの外側の電極を介して検出される、請求項１５に記載のシステム。２２．前記位相ズレ信号は前記交流信号に対する直角位相信号である、請求項１５に記載のシステム。２３．患者の体部において全血のヘマトクリットの非侵襲的測定のためのシステムであって、様々な周波数で交流の直角位相信号を発生する信号生成手段と、前記交流信号に応答して前記体部を通る第１の信号を提供し、印加された前記第１の信号を検知してこれに応答して第１の表示信号を発生し、前記体部の一部上で第２の信号を検出してこれに応答して第２の表示信号を発生する処理検出印加手段と、前記第１の指示信号と前記交流で直角位相の信号を受信して混合し、同相及び直角位相の第１の表示信号を発生し、かつ、前記第２の表示信号を受信し、その第２の表示信号と前記交流で直角位相の信号とを混合して、同相及び直角位相の第２の表示信号を発生するための処理復調手段と、前記同相及び直角位相の第１の表示信号と同相及び直角位相の第２の表示信号とを受信し処理して前記ヘマトクリットを判定するための評価手段と、を備えるシステム。８３．選択的に閉塞するための前記手段は、前記患者体部に取り付け前記脈動性血管区画を閉塞するのに十分な圧力まで膨張自在なカフを含み、前記脈動性血管区画の前記収縮期、平均、及び拡張期圧力前記指標は、前記カフに付属する圧トランスデューサ手段により前記血管区画の実際の収縮期、平均、及び拡張期圧力に相関される、請求項８２に記載の装置。８４．患者体部の脈動性血管区画において不均一な血流を補償することで、前記患者体部での血液関連パラメータの検出精度を拡張するための方法であって、前記体部の少なくとも一部を横断する、選択された周波数を有する電流信号を印加するステップと、前記電流信号を印加し、前記血液関連パラメータを検出しつつ、前記患者の心周期の少なくとも一部の間、前記脈動性血管区画を閉塞するステップとを備える方法。８５．前記閉塞は、前記脈動性血管区画へこれの平均圧力の領域での圧力の印加を更に含む、請求項８４に記載の方法。８６．患者体部の脈動性血管区画において不均一な血流を補償することで、前記患者体部での血液関連パラメータの検出精度を拡張するための方法であって、前記患者体部は非脈動性血管区画も含み、前記体部の少なくとも一部を横断する、選択された周波数を有する電流信号を印加するステップと、前記電流信号を印加し、前記脈動性血管区画を通る血液の流れを許容し、かつ、前記血液関連パラメータを検出しつつ、前記非脈動性血管区画を閉塞するのに十分な圧力を前記患者体部に印加するステップとを備える方法。[Procedure of Amendment] Article 184-8, Paragraph 1 of the Patent Act [Submission date] November 20, 1996 (November 20, 1996) [Correction contents] The scan coefficient of the tissue impediment is obtained by processing. Next, the blood volume Change and perform another tissue impedance scan. In the preferred embodiment The blood volume is changed using a pressurized cuff. One is one blood volume and the other is Blood impedance scan using two tissue scans with different blood volumes Ask for The impedance of whole blood is separated from the total impedance by the parallel model. Let go. Whole blood impedance index is a pattern of blood impedance scan Recognize and correlate with hematocrit. Also, as part of the present invention, Phase shift pattern in a neural network using preferred embodiments of the invention It is also possible to determine the hematocrit by analyzing That is. The invention for which protection is sought is defined in the claims that are accepted or subsequently added or amended. Shall be. Where restrictions described or illustrated in the description or drawings are not included in the claims, In that case, the claims should not be interpreted as including such limitation. BRIEF DESCRIPTION OF THE FIGURES BRIEF DESCRIPTION OF THE DRAWINGS The invention is described below with reference to preferred embodiments in connection with the accompanying drawings. It will be more completely understood by those skilled in the art with reference to the detailed description. In the drawing, FIG. 1A is a schematic circuit diagram of a primary electric model of whole blood of a large blood vessel. FIG. 1B is a schematic diagram of fluid and membrane cells of a large blood vessel corresponding to the electric model of FIG. 1A. You. FIG. 2A is a schematic circuit diagram of a primary electrical model of whole blood of a small blood vessel. FIG. 2B is a schematic diagram of fluid and membrane cells of a small blood vessel corresponding to the electric model of FIG. 2A. You. FIG. 3A represents the total limb impedance at low blood flow. FIG. 3B represents the total impedance of the limb with high blood flow. FIG. 4 is a schematic block diagram of a preferred embodiment of the system of the present invention. FIG. 5A is a bottom view of a limb to which electrodes are attached. 5A shows the lower surfaces of two fingers adjacent to the left thumb). Electrodes 48A and 4 The voltage during 8B is about 3V. Electrodes 48A, 48B, 50A, 50B are standard It is a commercially available electrode. The electrodes 48A, 48B, 50A, 50B cover both the electrodes and a portion of the limb 44. The tape piece 54 can be conveniently held in place. However, the tape piece 54 It is desirable not to restrict blood flow. The tape piece 54 is から to 3 / 4 can be extended. In addition to holding the electrodes in place, the tape strip 54 Gives the limb 44 stiffness to facilitate control of the measurement procedure. Use sprint or mylar Can also be. Referring to FIG. 6, electrode leg 36 has a frequency ω at conductor 38 from SGD 34. And a 50Ω termination buffer 60 for receiving the sinusoidal signal. The detection resistor 64 is buffered It is connected in series between the conductor 60A to which the electrode 60 and the electrode 48A are connected. It is desirable that the electrodes 48A, 48B, 50A and 50B be as short as possible. 6A, 66B, 70A, and 70B are connected to the electrode legs 36. Other than this, 7, wireless communication can be used, in which case the transmitters 76A, 76B, 76C and receivers 78A, 78B, 78C. Wireless communication is operating room ring It is particularly useful in environments. Referring also to FIG. 6, device amplifier 68 represents a voltage drop across resistor 64. Signal A₁sin (ωt + θ₁) Is provided to the conductor 72. Where A₁Is the amplification factor and θ₁ Is a phase difference with respect to the original signal sinωt as described later. Amplifier 68 is high While providing input impedance and eliminating common mode voltage at lead 66A , Amplifies the voltage drop across resistor 64. The amplifier 68 has three operational amplifiers of a well-known configuration. Including breadth. Amplifier 74 provides a signal A representing the voltage between electrodes 50A and 50B._Twosin (ωt + θ_Two ) Is provided to the conductor 78. Where A_TwoIs the degree of amplification, θ_TwoFor the original signal sinωt Phase. θ₁And θ_TwoBetween the electrodes 48A and 50B. Due to differences in air volume and the speed and phase response of the device amplifiers 68 and 74. But What Instrumentation amplifiers 68 and 74 are selected and manufactured to minimize these differences in phase response. Should be built. The difference between the speed and phase response of the amplifiers 68 and 74 is calculated using a dummy load. And configure the device. Thereafter, the PC 42 stores the calibration information and subtracts any differences. You. Device amplifier 74 rejects the advisory mode voltage between conductors 66B and 70B and Amplify the difference voltage between 0A and 70B. The device amplifier 74 has three components in a known configuration. An operational amplifier may be included. The RF switch 80 controls the signal on conductor 72 or the conductor 7 under control of the signal on conductor 84. 8 flows to the conductor 40. The RF switch 80 is 110 (= 2 × 55) Can be switched at speed. 4. Signal generator and demodulator (SGD) Referring to FIG. 8, SGD 34 generates a signal on conductor 38 and restores a signal on conductor 40. Adjust and filter. SGD34 is a microprocessor with embedded EPROM. And the like, such as HC 6805. Microprocessor 94 To the various components of SGD 34, to RF switch 80 via conductor 84, As will be described later with reference to FIG. 9, the air port is connected via conductors 88A, 88B and 88C. A control signal is provided to the solenoid of the pump, the solenoid, and the pressure cuff. micro Processor 94 communicates with PC 42 via conductor 32. The frequency generator 100 generates a digital sine wave signal FG expressed by the following equation (1)._SINThe conductor Generate 96: FG_SIN= Sinωt (1) Here, it is assumed that the amplification factor is 1. From the conductor 96, the signal sinωt is The data is provided to the S / C filter 104 and further to the DAC 110. From DAC 110 The analog sine wave signal is provided to conductor 38 via buffer 112. FG_SIN Is controlled by a frequency control word provided by PC 42 to frequency generator 100. It is. The frequency generator 100 generates the digital cosine signal FG expressed by the following equation (2)._COSAlso conductor 9 8 = ((GA_Two/ 2) cos (θ_Two+ Φ)) − ((GA_Two/ 2) sin (2ωt + θ_Two+ Φ)) Where G, A_Two, Θ_Two, Φ are as defined in relation to equation (4). The 60 Hz digital low-pass filter 128 has a ((GA_Two/ 2) sin (2ωt + θ_Two+ Φ)) component and various noises are removed, and only the DC component, that is, ((GA_Two/ 2 ) Sin (θ_Two+ Φ)) alone. Signal ((GA_Two/ 2) sin (θ_Two+ Φ)) is a conductor 136, which is V_QIs represented by Here, “V” represents the electrodes 50A and 50A. Represents the voltage between B, "Q" means "quadrature". Signal C_IAnd C_QProvides information about the amplitude and phase of the current between electrodes 48A and 48B. provide. Signal V_IAnd V_QIs related to the amplitude and phase of the voltage between electrodes 50A and 50B Represents information. Signals V and C are composite (ie, in-phase component V_IAnd C_I,as well as Quadrature component V_QAnd C_Qhave). In-phase and quadrature impedance waveform V_I, V_Q, C_I, C_QIs a computer such as PC42. Computer where the composite impedance is 55 samples per second Is calculated. 5. Calculation on PC Signal V_I, V_Q, C_I, C_QIs analyzed as follows. Current component size C_MAGIs determined by the following equation (9): C_MAG= (C_I ^Two+ C_Q ^Two)^1/2 (9) Where C_IAnd C_QAre conductors 134 from the mixer / filters 104 and 106 and 136. Phase C of current component_φIs determined from the following equation (10). C_φ= Tan^-1(C_Q/ C_I) (10) Voltage component magnitude V_MAGIs determined from equation (11): V_MAG= (V_I ^Two+ V_Q ^Two)_1/2 (11) V_IAnd V_QAre conductors 134 and 136 from the mixer / filters 104 and 106 Signal. Phase V of voltage component_φIs determined from the following equation (12). V_φ= Tan^-1(V_Q/ V_I) (12) The impedance Z is the ratio between the imaginary numbers V and C. Impedance magnitude Z_MAGThe components are determined from equation (13): Z_MAG= V_MAG/ C_MAG= GA_Two/ GA₁= A_Two/ A₁ (13) Where V_MAGAnd C_MAGIs determined according to equations (11) and (9). The phase component of the impedance is determined from equation (14): Z_φ= V_φ-C_φ= (Θ_Two+ Φ)-(θ₁+ Φ) = (θ_Two−θ₁) (14) V_φAnd C_φIs determined according to equations (12) and (10). The impedance from blood alone is the total impedance from blood, tissue, bone, etc. Separated from the This separation is performed as follows. At each frequency of the scan, Limb impedance is V when blood flowing through limb 44 is not restricted._I, V_Q, C_I, C_QAnd therefore the limb is normal or unrestricted It has a volume. Next, when the blood flow through the limb 44 is restricted, the same frequency is used. Perform another scan by number, so the limb has a limited blood volume ( May be larger or smaller than unrestricted blood volume). The restriction method will be described later. You. 3A and 3B show a situation where restriction causes an increase in blood volume. . Figure 3 shows the total limb impedance at small blood volume when the limb is not restrained. Z shown in A_UIt is. In large blood volumes when the limb is constrained The total limb impedance is Z as shown in FIG. 3B._RIt is. Z_BExists in a large volume Blood that does not exist in a small volume, the impedance Z_RIs in Peedance Z_BImpedance Z in parallel with_U(Equivalent to limb Assume that the excess blood has the same hematocrit as all other blood that passes ing). Impedance Z_RIs calculated by the following equation (15): Z_R= (Z_B× Z_U) / (Z_B+ Z_U) (15) Z_RAnd Z_UAre both measurable, from here Z_BCan be calculated. Formula (15) And impedance Z_BSolving gives equation (16): Wear is written. For example, the first measurement is performed on unconstrained blood volume, Is measured with a constrained blood volume. The third measurement is unconstrained blood volume or any Or other blood volumes. Restraint pressure (eg from cuff) and intravascular Depending on the circulation, the blood volume of the limb 44 may reach a new equilibrium after the change of the restraint pressure May take about 10 to 45 seconds. In order to reduce inspection time, it is desirable not to make more measurements than necessary. Good. If the number of scans per measurement is large, pulsation changes can be averaged You. Depending on multiple measurements, different results may be obtained even when performed near the same time interval. I know I can get it. Therefore, to compensate for satisfactory results, Sufficient measurements should be taken. Multiple cycles are required for satisfactory results It may be necessary. If the first few measurements give a result with a small standard deviation Not all measurements need to be performed. There are various trade-offs in value selection. For example, large changes in blood volume It is desirable to generate a high signal-to-noise ratio for the pulsation of the sound. But large blood volume Changes take a long time, so that most of the capillary bed responds to excess blood volume Will open. Of course, the frequency, steps, scans, repetitions, and cycles All values and limits can be changed by changing the software. Wear. 7. Neural network approach Neural networks analyze very complex and noisy data and Patterns (or data combinations) that can be used to determine the book parameters C) can be found. These patterns are usually apparent in human observation No. In a statistical sense, neural networks are nonlinear, non-parametric It is possible to perform a regression. Finding neural network solutions to complex data analysis problems Things can be as artistic as scientific. Many different neural There are network paradigms, and each of these paradigms The specification of the required parameters is used. Such a choice requires a certain amount of experience And trial and error, etc. are required. Systematic neural network design app Is a very active research area in the field of artificial intelligence. The particular paradigm of interest in the present invention produces a continuous value output and supervised trays. It is believed that it can do the ning. This means that the network is This is a neural network shaping technique that is repeatedly exposed to both answers. This allows the network to structure its own internals and be important in the present invention. Features in the recognized data can be extracted. A collection of clinical data can be collected by running several times for each patient or subject. You. Execution varies to some extent (eg, test limb at different heights, heat applied to limb) Etc.). This results in the same hematocrit in several different environments. Different patterns of data can be created. Further, the capillary containing the test whole blood is extended. Accurately determine actual hematocrit using "gold standard" technology Blood can be collected as follows. Collecting such various data for each subject and having a sufficient number of subjects Then the neural network determines the underlying hematocrit parameters Trained to do so. The neural network 52 is connected to the PC 42 or an adjacent PC or another core. On the computer. Therefore, in FIG. 4, the neural network 52 is broken. This is shown by a line. The following parameters are taken into account by the neural network. Impedance waveform Neural network includes frequency, magnitude, phase, and its derivation The parameters can be taken into account. Neural network for patient or subject Are the patient's age, weight, gender, temperature, health, heat applied to the limbs, blood pressure, Parameters including elevation and position can be considered. Naturally, neural It is not necessary for the network to consider each of these parameters. Not surprisingly, neural networks are Hematocrit measurement may be considered due to centrifugation of the capillary corresponding to the elderly. You. Neural networks are used in two ways. First, patient and waveform Extract patterns and / or other groups of data from a large number of related parameters Used to Second, once patterns and other data have been derived, Pattern and / or other data from the user and waveform data Data (for example, it may be on the operating table) Used to determine the hematocrit of a constant patient. At present, neural networks are included in large vessels, excluding the effects of small vessels. It is believed that hematocrit can be generated from blood in the blood. As used herein, the term “patient” is a group of patterns or data. The person who originally obtained the data in order to create the Hematocrit from the hoop includes both those who will be determined later. Many patterns (e.g., equations) require a lookup table for many purposes. Can use lookup tables, although expected to be too complex You. 8. Air pump, solenoid, pressurized cuff 28 There are various ways to change the blood volume. For example, if the limb 44 is a finger, the blood volume is By restraining a vein near the patient's upper arm or by compressing an artery at the patient's wrist And can be changed. When constraining a vein, it allows the artery to pump blood, but the pressure on the limb 44 A pressure lower than the diastolic pressure that does not allow blood to flow under the cuff until it is equal to the cuff pressure It is desirable to create the force with a cuff. In the compression of the artery, if arterial blood enters the limb 44 So that blood is drained from the limb 44 via veins to create a low blood volume The mode PW is a sine / cosine that generates a sine (sine) and a cosine (cosine) signal. Received from the reference table PROM 182. The sign signal is 127. 5 x sin ( PW × 2π) / 2048, and the cosine signal is 127. 5 cos (PW × 2π) / 2048. Of course, these are merely examples and use of various other well-known techniques. Can be Desirably, a current is injected into the limb 44 between the electrodes 48A and 48B, Measure the voltage between 50B. Although not so desirable, the electrode 50A It is also possible to inject a current between the electrodes 48A and 50B and measure the voltage between the electrodes 48A and 48B. it can. In another less desirable configuration, preferably by electrode 50A By measuring both the current injected and the current received at electrode 50B, other Consider any current flowing through the part. Also, another less desirable structure In this case, the electrodes 50B and 48B are brought closer to the electrodes 48A and 50A, or the electrodes are narrowed. It is also desirable. The current is created not by the electrodes but by the magnetic field. Preferably, the out-of-phase signal on conductor 98 from frequency generator 100 is a cosine signal. Signal, the phase is shifted 90 degrees (or 270 degrees) from the sine signal of the conductor 96. (Sometimes called an angular phase signal). In addition, out-of-phase signals are Any relationship other than the 90 ° phase shift with respect to the phase signal may be used. this In this case, it is necessary to use three or more signals instead of only two signals And / or desirable. In the embodiment shown in FIGS. 4 and 8, the frequency generator 100, the low-pass The functions of the filters 116 and 128 and the mixer / filters 104 and 106 are Hardware facing the microprocessor (for example, adders, multipliers, (Including programmed dedicated hardware with ray). Other than this Alternatively, some or all of the functions may be performed by the PC 42, or a separate microprocessor It can also be implemented in a system or some software. Of course, the PC 42 need not be a “personal computer”; Any of various other computers such as Macintosh and Sun Microsystems Or can be. The need for an RF switch 80 using four mixers / filters instead of two May be eliminated. As used herein, the term “conductor” is actually used for parallel digital transmission. In some cases, a plurality of wirings may be included. In other words, digital data is parallel or Can be sent serially. There is also a ground line. Conductors 38 and 40 are 50Ω each It can be a shaft cable. As used in the claims, the terms "connected", "connectable", or "connected Does not necessarily have to be limited to direct connections. B. Two-frequency embodiment While the multi-frequency embodiment described above is generally preferred, it is useful to measure hematocrit. A description of the dual frequency technique is also provided below. 1. background Referring again to FIG. 1, which shows the approximate behavior of whole blood when exposed to alternating current. By reference, the resistance 10 of the circuit path 12 represents the response of extracellular or plasma components. On the other hand, the parallel circuit path 14 representing the red blood cell component connects both the capacitance 16 and the resistor 18. Contains. At low frequencies (such as 50 kHz), whole blood impedance is primarily cellular It can be attributed to the external blood component circuit path 12, while at high frequencies (such as 1 MHz) Since the capacitance of the cell membrane contributes a more significant impedance from the circuit path 14 , Reduce the magnitude of whole blood impedance. In other words, in simple terms, the ratio of low-frequency impedance to high-frequency impedance is It will represent the relative volume percentage of red blood cells or hematocrit. Red blood cell volume There is no exact frequency or narrow band where the quantitative phenomenon is significant, but As shown in FIG. 12, in the embodiment of the current sources 226 and 228 of FIG. Uses transistor 300 as an approximation of the current source, which Oscillator 302 via automatic gain control (AGC) multiplier 322 in frequency And the resulting output signal drives the power transformer 304, which further Output to the patient stimulation electrode 222. Power transformer 304 and pick-off transformer 3 The isolation of each current source using a transformer coupling via the Used for As is well known in the art, transformers 304 and 30 6 is the response to the maximum at the frequency in question and the sensitivity to artifacts Note that the windings should be minimized to minimize Detection or regulator The signal is picked up from the output coil of the transformer 306 and is Sent to the locked-loop synchronous AM detector 317, and the detector 317 detects Multiplier 310, phase locked loop 312, quadrature amplifier 314, And a low-pass filter 316. The phase locked loop includes this As well as the AM synchronous detector, which is well known in the prior art, these structures and functions are described below. No further details are provided herein. However, phase locked Loops and their operation, versatility and applicability, especially AM suitable for use in the present invention A short but excellent description of the manufacture of phase detectors is provided by EXAR (2222 Qume Dr. IVE, San Jose, California 95131), EXAR Data Book 1987, Pages 6-62-65 and 11-68-71. Detector 31 7 outputs the envelope of the detected current drive signal to the differential amplifier 318, and outputs the reference 3 20 and the output signal from the differential amplifier 318 is C multiplier 322, the output of which is output by oscillator 302 to the desired frequency (A or B). ). That is, to maintain a substantially constant output from the current source. A servo control loop is configured. The current supply sources 226 and 228 Are substantially the same except for the frequency specified by The AM detectors 230 and 232 used in the embodiment of FIG. As shown in FIG. 3, the AM device formed around the phase locked loop As an approach, set the voltage clamp level to the magnitude of the DC component and Subtraction from the waveform may magnify the remaining signal. Voltage clamp method is A / D Since the converter unit requires a small number of bits for the resolution, Value. The segments of the converted analog values from the AM detectors 230 and 232 are Pewter 236 over and over the same time interval And then dividing by the voltage baseline of each carrier waveform. Time normalized digitized pulsations at frequencies A and B, after being more normalized Compute a series of ratios of the component signal segments. In a preferred embodiment, the prior art The ratios are averaged using a weighted averaging technique known in the art, and the relative weights are digital. The time interval over which the digitized signal is extracted is based on the change in voltage magnitude with respect to time. Have been. In other words, for a pair of time-matched component segments, Δt The larger the ΔV per unit, the more significant the obtained ratio becomes, and the more the ratio is weighted by the averaging process. Found. The average of the weighted ratios represents the hematocrit and Through a look-up table corresponding to the ratios and hematocrit values created in advance from the test Is correlated to the hematocrit value by the microcomputer 236, And / or displayed graphically on the display 240 to the practitioner. Of course While measuring the voltage applied to the patient body 220, The above process until the final output of the hematocrit is repeated and substantially repeated. And the hematocrit fluctuations and trends are immediately displayed. reference The empirical data used in the table is that the electrical approximation in the whole blood model is linear. Yes, because the exact derivation of the model's response becomes inaccurate. Furthermore, such Induction varies with the two selected frequencies and the gain factor of each stage of the device. Results in calibration results. As will be apparent to those skilled in the art, the equipment used to implement the present invention will be described. All components of the system are low noise due to the extremely low signal strength of the signal of interest. You should choose to output sound. 3. Analysis and comparison a. Blood impedance As illustrated in FIG. 1, the model of the primary electrical representation of blood has been empirically tested. Is set to be correct. Checking the model is a biomedical engineer It is interesting to see in Ring's literature. de Vries, P. M. J. M. , Et al. , "Hema Implications of the Dielectric Behavior of Human Blood in Continuous Online Measurement of Tocrit "" Implicati ons of the dielectrical behavior of human blood for continuous on-line m easurement of hematocrit ", Med. Biol. Eng. & Comput. 31, 445-448 (1993) However, the most noticeable frequency range has so far been from 50 kHz to 1 MHz Was believed to exist between the two, but proved to be somewhat different The side was enlarged at the end. In fact, the preferred frequency range is substantially 100 kHz and 10 kHz. It was later established that it was between MHz and 20 MHz. Over the latter frequency range (100 kHz to 10 MHz to 20 MHz) The electrical performance characteristics of blood according to the model of FIG. The inventor has confirmed on more occasions. Test cell is 1 cm in diameter It was made by cutting a cylindrical glass tube. One end is sealed with insulating material including embedded electrodes Stopped. A blood sample is introduced into the test cell along with a very small amount of heparin and the sample is tested. Solidification was prevented in the test cell. Tests a detachable stopper made of insulating material It was inserted into the open end of the cell. The stopper should be suspended in the blood when it is correctly positioned. It also has a buried electrode that can be lowered. Direct impedance characteristics of blood Attention (in this configuration, the test cell operates as a two-terminal electrical device) It was measured by performing a frequency sweep over a range and measuring the response. Stagnant blood causes the suspended red blood cells to slowly sink by gravity. When the test is performed later, mix the contents of the test cell, It is important to ensure reproducibility. The scope of the claims 1. System for non-invasive measurement of hematocrit of whole blood in a patient's body And A signal generation circuit for generating an AC quadrature signal at various frequencies, Providing a current signal through the body in response to the AC signal; Detecting a flow signal and generating a signal representing the current in response thereto, A process detection mark for detecting a voltage signal and generating a signal representing the voltage in response thereto. An additional circuit, Receiving a signal representing the current and a signal in quadrature with the alternating current and mixing them, Generating a signal representing the angular phase current, and receiving a signal representing the voltage; A signal representing a voltage and the AC quadrature signal are mixed to form an in-phase and quadrature-phase signal. A processing demodulation circuit for generating a signal representing pressure; A signal representing the in-phase and quadrature currents and a signal representing the in-phase and quadrature voltages An evaluation circuit for receiving and processing the hematocrit to determine the hematocrit. Stem. 2. The evaluation circuit is configured to output the same signals representing the processed in-phase and quadrature currents. Parameters of the signals representing the phase and quadrature voltages determine the hematocrit Include neural networks included in comparisons with previously collected data The system of claim 1. 3. 3. The system of claim 2, wherein parameters relating to the patient are also included in the comparison. Stem. 4. The pre-collected data represents the processed in-phase and quadrature currents. Various signals other than the patient with respect to the signals and signals representing in-phase and quadrature-phase voltages. 3. The system of claim 2, wherein the system includes a human parameter. 5. The evaluation circuit is configured to group hematocrit data representing a large number of patients into groups. The system of claim 1, having access and considering the group. 6. Further comprising a blood flow restriction device for restricting blood flow in the body, This allows the blood volume of said body to be varied at least between the first and second volumes. And the processing detection application circuit is configured to provide a current for at least the first and second capacitors. The system of claim 1, wherein the system generates a signal that represents a voltage and a signal that represents a voltage. 7. 7. The system of claim 6, wherein the blood flow restriction device includes a pressure cuff. 8. The system of claim 1, wherein the body includes a portion of a finger of the patient. 9. The method of claim 1, wherein the various frequencies range from 10 kHz to 10 MHz. The described system. 10. The processing demodulation circuit is included in a microprocessor system. System. 11. The signal generation circuit is included in a microprocessor system. System. 12. The processing demodulation circuit and the signal generation circuit are connected to a microprocessor system. The system of claim 1, which is included. 13. The processing detection application circuit exchanges a signal representing the voltage and a signal representing the current. The system of claim 1, comprising switches that pass through each other. 24. The estimating means comprises: a first indication signal of the processed in-phase and quadrature phases; Parameters with in-phase and quadrature second indication signals determine hematocrit Neural networks included in comparisons with previously collected data 24. The system of claim 23, comprising: 25. 25. The parameter of claim 24, wherein parameters relating to the patient are also included in the comparison. System. 26. The pre-collected data is the processed in-phase and quadrature of another person. Parameters associated with the first indication signal of the first and second in-phase and quadrature indication signals. 25. The system of claim 24, comprising. 27. The apparatus further includes a blood flow restriction device for restricting blood flow in the body part. , Whereby the blood volume of said body is variable at least between the first and second volumes And the processing detection applying means is configured to supply a current at least for the first and second capacitances. 24. The system of claim 23, wherein the system generates a signal that represents a voltage and a signal that represents a voltage. 28. A non-invasive method of measuring blood hematocrit in a patient's body So, Inject alternating current signals with various frequencies into the body part with different blood flow, The injected AC signal corresponds to the generated AC signal having the various frequencies. Answering, Providing a signal representative of a current representative of the current signal injected into the body part; When, Measuring a voltage signal across a portion of the body through which the current signal passes And Providing a signal representing a voltage representing the measured voltage signal; Mixing the generated AC signal and the quadrature signal with a signal representing the current Generating signals representative of in-phase and quadrature currents; Mixing the generated AC signal and quadrature signal with the signal representing the voltage Generating signals representing in-phase and quadrature-phase voltages; A signal representing the in-phase and quadrature currents and representing the in-phase and quadrature voltages A step for determining the hematocrit by considering parameters with the signal. And A method that includes 29. The step of determining the hematocrit comprises: The parameters of the signal representing the angular phase current and the signal representing the in-phase and quadrature-phase voltage Is compared with data previously collected to determine the hematocrit. 29. The method of claim 28, comprising using a neural network included. The method described. 30. Create a group of data that can determine the hematocrit of a particular patient's blood A system for generating A signal generation circuit for generating alternating and quadrature signals at various frequencies, Providing a current signal through a number of patient bodies in response to the alternating signal; Detecting the current signal and generating a signal representing the current in response to the current signal. Process detection that detects a voltage signal on a portion and generates a signal representing the voltage in response An application circuit; Receiving a signal representing the current and a signal in quadrature phase with the alternating current and mixing them in phase and A signal representing a quadrature current is generated, and the signal representing the voltage and the alternating To receive and mix signals to generate signals representing in-phase and quadrature phase voltages. A tuning circuit, A signal representing the in-phase and quadrature currents and a signal representing the in-phase and quadrature voltages Receiving and processing the signals representing the in-phase and quadrature currents and the in-phase and quadrature currents, respectively. Compare the parameters with the signal representing the voltage in phase with various pre-collected data And an evaluation circuit for generating the group of data. 31. The phase of red blood cells, also called hematocrit, of blood with impedance An apparatus for non-invasive determination of volume percent versus volume, Generating a constant current at a first low and at least one second high carrier frequency; The first low frequency corresponds to the magnitude of the impedance of the red blood cells in the blood. Below the significantly affecting frequency range, the at least one second higher frequency is Means for being within the frequency domain; The first low and the at least one second high frequency current cause the Means for stimulating a patient body containing at least one pulsatile vascular compartment containing blood When, The first low and the at least one high at opposite ends of the stimulated patient body Means for detecting a voltage signal at each of the carrier frequencies; Means for amplifying the detected voltage signal; Demodulating the amplified detection voltage signal to produce the first low and at least The magnitude of the impedance of the blood at one second high carrier frequency is Means for generating at least two composite waveforms each of which is proportional; The at least two composite waveforms are processed to determine the hematocrit of the blood. Means for determining. 32. Defined at the first low and at least one second high carrier frequency. The means for generating a current includes a signal generator in combination with a constant current amplifier. , Said processing means comprising said first low and said at least one second high carrier frequency. wave The apparatus of claim 31, wherein the number is determined. 33. The signal generator includes first and second sine / cosine look-up tables and A first and a second adder, each of which is paired, wherein said first low and said at least 33. The apparatus of claim 32, further generating each of the second higher carrier frequencies. 34. Each of the first and second look-up tables generates a sine output and the signal A generator for summing the outputs; and a summed sign output. To convert the analog signal into a digital domain for reception by the constant current amplifier. 34. The apparatus of claim 33, further comprising a digital converter. 35. The signal generator is for converting to a constant current source by the constant current amplifier. 33. The apparatus of claim 32, wherein the apparatus generates a voltage waveform of: 36. 32. The apparatus of claim 31, wherein said amplifying means comprises a voltage detector. 37. 37. The voltage detector comprises a device amplifier with common mode rejection. An apparatus according to claim 1. 38. The demodulation means according to claim 31, wherein the demodulation means includes a signal generator and a signal demodulator. apparatus. 39. The signal generator includes first and second sine / cosine look-up tables, respectively. Includes a pair of first and second adders, wherein the first low and the at least one 39. The apparatus of claim 38, wherein the apparatus generates each of the two second high carrier frequencies. 40. The signal demodulator is paired to receive the amplified voltage signal 39. The method of claim 38, comprising a low pass filter and an analog to digital converter. The described device. 41. The signal demodulator includes first, second, third, and fourth digital low-pass filters. Further comprising first, second, third and fourth mixers, each paired with a mixer. Each of the mixer / filter pairs is a pair of a low-pass filter and an analog-to-digital converter. An output of the digital converter and a first sine output from the first look-up table Or a first cosine output or a second sine output from the second lookup table or Receives one of the second cosine outputs and provides the digital signal to the paired mixer. 42. The low pass filter of claim 40, wherein the low pass filter outputs the at least two composite waveforms. On-board equipment. 42. The first low carrier frequency is about 100 kHz and the at least One second high carrier frequency is in a range from about 10 MHz to about 20 MHz 32. The apparatus of claim 31. 43. The method further comprising means for selectively occluding the pulsatile vascular compartment. The device according to 31. 44. 44. The device of claim 43, wherein the selective occlusion comprises a partial occlusion. 45. The device of claim 44, wherein the selective occlusion comprises a substantially total occlusion. 46. The means for selectively occluding may include an inflatable cuff surrounding the patient body. 44. The device of claim 43, comprising. 47. The selective occlusion includes placing the cuff in a region of average pressure of the pulsatile vascular compartment. 47. The device of claim 46, wherein the device is performed by pressurizing. 48. The means for selectively occluding is provided near the stimulating means and the detecting means. 44. The device of claim 43, wherein the device is located on a patient body. 49. 5. The method of claim 4, wherein the means for selectively closing is controlled by the processing means. An apparatus according to claim 3. 50. The patient body includes at least one non-pulsatile vascular compartment; Further, the at least one pulsatile vascular compartment remains unobstructed and the at least 4. The method of claim 3, further comprising means for selectively occluding one non-pulsatile vascular compartment. An apparatus according to claim 1. 51. The means for selectively occluding may include an inflatable cuff surrounding the patient body. 51. The device of claim 50, comprising. 52. 6. The method of claim 5, wherein the means for selectively closing is controlled by the processing means. The apparatus according to claim 0. 53. Pass through the pulsatile vascular compartment in determining the hematocrit of the blood. 32. The method of claim 31, further comprising: means for ensuring an uneven flow of blood. Equipment. 54. Means for determining the blood pressure of the blood in the pulsatile vascular compartment. 32. The apparatus of claim 31. 55. The means for determining the blood pressure selectively selects the pulsatile vascular compartment. 55. The device of claim 54, comprising means for occluding. 56. The means for selectively occluding the pulsatile vascular compartment may include For completely occluding the vessel compartment under the control of the detecting means. The complete occlusion to a degree sufficient to cause the expression of a plethysmographic waveform signal at Sufficient to substantially reduce the intensity of the plethysmographic waveform signal. The occlusion is further reduced by a certain degree, and the plethysmographic waveform is further changed. 56. The device of claim 55, wherein the occlusion is further reduced until no more is present. 57. The onset of the plethysmographic waveform is indicative of the systolic phase of the pulsatile vascular compartment. Pressure, wherein the maximum signal strength of the plethysmographic signal is The point at which the plethysmographic waveform does not change represents the mean pressure of the compartment 57. The device of claim 56, wherein the device is indicative of diastolic pressure of the pulsatile vascular compartment. 58. The means for selectively occluding is attached to the patient body. A cuff expandable to a pressure sufficient to occlude a pulsatile vascular compartment, The systolic, mean, and diastolic pressures of the vascular compartment are associated with the cuff. Actual systolic, mean and diastolic of the vessel compartment by means of a pressure transducer The output of the pressure transducer means is correlated with the initial pressure by the processing means. 58. The device of claim 57, wherein said device is converted to said actual pressure. 59. The means for generating a low current comprises a plurality of the second high carrier frequencies. 32. The apparatus of claim 31 including means for generating said current in numbers. 60. The means for processing the at least two composite waveforms comprises 32. The apparatus of claim 31, wherein the hematocrit of the blood is determined using size. Place. 61. The means for processing the at least two composite waveforms may include: 32. The method of claim 31, wherein the hematocrit of the blood is determined using phase and size. On-board equipment. 62. The first low carrier frequency is about 100 kHz and the at least One second high carrier frequency is in a range from about 100 kHz to about 10 MHz. 32. The device according to claim 31, wherein the device. 63. The phase of red blood cells, also called hematocrit, of blood with impedance A method for non-invasive determination of volume percent relative, comprising: Generating a constant current at a first low and at least one second high carrier frequency; The first low frequency corresponds to the magnitude of the impedance of the red blood cells in the blood. Below the significantly affecting frequency range, the at least one second higher frequency is Making it inside the frequency domain; The first low and the at least one second high frequency current cause Stimulating a patient body containing at least one pulsatile vascular compartment containing the blood When, The first low and the at least one high at opposite ends of the stimulated patient body Detecting a voltage signal at each of the different carrier frequencies; Amplifying the detected voltage signal; Demodulating the amplified detection voltage signal to produce the first low and at least The magnitude of the impedance of the blood at one second high carrier frequency is Generating at least two composite waveforms each of which is proportional; The at least two composite waveforms are processed to determine the hematocrit of the blood. Determining. 64. Generating the current at a plurality of the second higher carrier frequencies. 64. The method of claim 63, comprising: 65. The step of processing the at least two composite waveforms uses the magnitude thereof. 64. The method of claim 63, wherein the hematocrit of the blood is determined. 66. The step of processing the at least two composite waveforms includes the phase and magnitude of the 64. The method of claim 63, wherein the hematocrit of the blood is determined using a pulse. . 67. The first low carrier frequency is about 100 kHz and the at least One second high carrier frequency is in a range from about 10 MHz to about 20 MHz 64. The method of claim 63. 68. The first low carrier frequency is about 100 kHz and the at least One second higher carrier frequency is between about 100 kHz to about 10 MHz; 64. The method of claim 63. 69. 7. The method of claim 6, further comprising selectively occluding the pulsatile vascular compartment. 3. The method according to 3. 70. 70. The method of claim 69, wherein the selective occlusion comprises a partial occlusion. 71. 70. The method of claim 69, wherein said selective occlusion comprises substantially complete occlusion. 72. The selective occlusion occurs in the region of average pressure of the pulsatile vessel compartment. 70. The method of claim 69, wherein said step is performed by applying pressure around said pulsatile vascular compartment. The described method. 73. The selective occlusion is based on the stimulus and the vicinity of the site where the detection is performed. 70. The method of claim 69, which is performed on a patient body. 74. The patient body further includes at least one non-pulsatile vascular compartment; The method may further comprise the at least one pulsatile vascular compartment remains unobstructed. Further comprising the step of selectively occluding at least one non-pulsatile vascular compartment. Item 63. The method according to Item 63. 75. In determining the hematocrit of the blood, the pulsatile vascular compartment is 64. The method of claim 63, further comprising ensuring an uneven flow of the blood therethrough. the method of. 76. Determining the blood pressure of the blood in the pulsatile vessel compartment. 64. The method of claim 63 comprising. 77. The step of determining the blood pressure comprises selectively closing the pulsatile vascular compartment. 77. The method of claim 76, comprising plugging. 78. The selective occlusion of the pulsatile vascular compartment for blood pressure determination may include It is sufficient to completely occlude the compartment and subsequently trigger the development of the plethysmographic waveform signal. The complete occlusion is reduced by a reasonable degree, and the intensity of the plethysmographic waveform signal is maximized. The occlusion is further reduced by a degree sufficient to increase Further reducing the obstruction until the shape shows no further change 78. The method of claim 77. 79. The onset of the plethysmographic waveform is indicative of the systolic phase of the pulsatile vascular compartment. Pressure, wherein the maximum signal strength of the plethysmographic signal is the pulsatile blood The point at which the plethysmographic waveform no longer changes, representing the mean pressure in the pipe section 79. The device of claim 78, wherein represents the diastolic pressure of the pulsatile vascular compartment. . 80. Sufficient pressure to attach to the patient body and occlude the pulsatile vascular compartment Selectively occluding with a cuff inflatable to force, wherein said pulsating The systolic, mean, and diastolic pressures of the vascular compartment are associated with the cuff. Actual systolic, mean and diastolic of the vessel compartment by means of a pressure transducer The output of the pressure transducer means is correlated with the initial pressure by the processing means. 80. The method of claim 79, wherein said method converts to said actual pressure. 81. Device for measuring blood pressure in the pulsatile vascular compartment of a patient's body, including whole blood And Means for generating a constant current at the carrier frequency; Stimulating the patient body containing the pulsatile vascular compartment containing the whole blood with the constant current Means for For detecting a voltage signal at the carrier frequency at both ends of the stimulated patient body Means, Means for amplifying the detected voltage signal; Demodulating the amplified detection voltage signal to generate a plethysmograph waveform signal; Means for Means for detecting the presence, size and shape of the plethysmographic waveform signal When, Selectively occluding the pulsatile vascular compartment to completely occlude the vascular compartment and Suppressing the plethysmographic waveform signal, and then generating the plethysmographic waveform signal. Reducing the total occlusion by a degree sufficient to cause an episode; Further reducing the occlusion by a degree sufficient to maximize the strength of the waveform signal; Further reduce the occlusion until the plethysmographic waveform shows no further changes Means for performing the operation. 82. The onset of the plethysmographic waveform is indicative of the systolic phase of the pulsatile vascular compartment. Pressure, wherein the maximum signal strength of the plethysmographic signal is the pulsatile blood The point at which the plethysmographic waveform no longer changes, representing the mean pressure in the pipe section 82. The device of claim 81, wherein represents the diastolic pressure of the pulsatile vascular compartment. . 88. 3. The signal according to claim 2, wherein the first signal is a current signal and the second signal is a voltage signal. 3. The system according to 3. [Procedure of Amendment] Article 184-8, Paragraph 1 of the Patent Act [Submission date] April 25, 1997 (1997. 4. 25) [Correction contents] The scope of the claims 14． The processing and demodulation circuit includes a low-pass filter having an output. And a signal representing quadrature current and a signal representing in-phase and quadrature voltage. The system of claim 1, wherein the system is provided at an output of a multi-pass filter. 15. A system for non-invasively measuring the total hematocrit of a patient, Generating AC signals of various frequencies and signals having a phase shift with respect to the AC signal A signal generation circuit; Providing an AC signal through the blood in response to the AC signal; Signal and generates a signal representing the current in response thereto, and a voltage on a portion of the blood. A processing detection application circuit for detecting a signal and generating a signal representing a voltage in response to the signal. Road and Receiving and mixing the signal representing the current and the signal of phase shift with the alternating current, And a signal representing the current of the phase shift, and receiving a signal representing the voltage, Processing for mixing the signal representing the voltage and the signal representing the in-phase and phase-shifted voltages is performed. A tuning circuit, The signal representing the current of the in-phase and the phase shift and the signal representing the voltage of the in-phase and the phase shift And an evaluation circuit for determining and processing the hematocrit. System. 16. A signal representing the processed in-phase and out-of-phase currents; The signals representing the in-phase and phase-shift voltages are used to determine the hematocrit. Contracts, including neural networks included in comparisons with data collected The system of claim 15. 17． 17. The method of claim 16, wherein parameters relating to the patient are also included in the comparison. System. 18. The pre-collected data is in-phase and out-of-phase processed by other people. Includes parameters related to the signal representing current and the signal representing voltage in phase and out of phase. The system according to claim 16. 19. Part of the blood is the patient's limb, which restricts blood flow in the limb. A blood flow restriction device for reducing the blood volume of the limb to at least the first. It is possible to change between the second capacitances, and the processing detection application circuit is at least the first capacitance. And generating a signal representing a current and a signal representing a voltage for the second capacitor and the second capacitor. 6. The system according to 5. 20. The processing detection applying circuit includes two outer electrodes mounted on the limb of the patient and two outer electrodes. And two inner electrodes, wherein the current signal is applied through the two outer electrodes. The voltage signal of claim 15, wherein the voltage signal is detected via the two inner electrodes. System. 21. The processing detection applying circuit includes two outer electrodes mounted on the limb of the patient and two outer electrodes. And wherein said current signal is applied through said two inner electrodes. The voltage signal of claim 15, wherein the voltage signal is detected via the two outer electrodes. System. 22. The phase shift signal is a quadrature signal with respect to the AC signal. The system according to item 15, 23. System for non-invasive measurement of hematocrit of whole blood in a patient's body System Signal generating means for generating alternating quadrature signals at various frequencies; Providing a first signal through the body in response to the alternating signal; Detecting a first signal and generating a first display signal in response to the first signal; A process detection mark for detecting a second signal above and generating a second display signal in response thereto; Addition means, Receiving and mixing the first instruction signal and the alternating quadrature signal, the in-phase and Generating a first display signal in quadrature and receiving the second display signal; The second display signal is mixed with the AC quadrature signal to form an in-phase and quadrature signal. Processing demodulation means for generating a second display signal; The in-phase and quadrature first display signals and the in-phase and quadrature second display signals Evaluation means for receiving and processing to determine the hematocrit. system. 83. The means for selectively occluding the pulsation may be attached to the patient body. A cuff expandable to a pressure sufficient to occlude the vascular compartment, wherein said pulsatile blood The systolic, mean, and diastolic pressures of the tubing sections are the pressures associated with the cuff. The actual systolic, mean and diastolic pressures of the vessel compartment by means of the transducer 83. The device of claim 82, wherein the device is correlated to force. 84. By compensating for uneven blood flow in the pulsatile vascular compartment of the patient's body, A method for extending the detection accuracy of blood-related parameters in the patient body, A current signal having a selected frequency that traverses at least a portion of the body Applying, Applying the current signal and detecting the blood-related parameters while the patient's heart Occluding the pulsatile vascular compartment during at least a portion of a cycle. Method. 85. The occlusion is an indication of pressure on the pulsatile vascular compartment in the area of its average pressure. 85. The method of claim 84, further comprising adding. 86. By compensating for uneven blood flow in the pulsatile vascular compartment of the patient's body, A method for extending the detection accuracy of blood-related parameters in the patient body, The patient body also includes a non-pulsatile vascular compartment; A current signal having a selected frequency that traverses at least a portion of the body Applying, Applying the current signal to allow blood flow through the pulsatile vascular compartment, and Detecting the blood-related parameters while closing the non-pulsatile vascular compartment Applying sufficient pressure to said patient body.

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (31)優先権主張番号６０２，７００ (32)優先日平成８年２月16日(1996．2．16) (33)優先権主張国米国（ＵＳ） (81)指定国ＥＰ(ＡＴ，ＢＥ，ＣＨ，ＤＥ，ＤＫ，ＥＳ，ＦＩ，ＦＲ，ＧＢ，ＧＲ，ＩＥ，ＩＴ，ＬＵ，ＭＣ，ＮＬ，ＰＴ，ＳＥ)，ＯＡ(ＢＦ，ＢＪ，ＣＦ，ＣＧ，ＣＩ，ＣＭ，ＧＡ，ＧＮ，ＭＬ，ＭＲ，ＮＥ，ＳＮ，ＴＤ，ＴＧ)，ＡＰ(ＫＥ，ＬＳ，ＭＷ，ＳＤ，ＳＺ，ＵＧ)，ＡＬ，ＡＭ，ＡＴ，ＡＵ，ＡＺ，ＢＢ，ＢＧ，ＢＲ，ＢＹ，ＣＡ，ＣＨ，ＣＮ，ＣＺ，ＤＥ，ＤＫ，ＥＥ，ＥＳ，ＦＩ，ＧＢ，ＧＥ，ＨＵ，ＩＳ，ＪＰ，ＫＥ，ＫＧ，ＫＰ，ＫＲ，ＫＺ，ＬＫ，ＬＲ，ＬＳ，ＬＴ，ＬＵ，ＬＶ，ＭＤ，ＭＧ，ＭＫ，ＭＮ，ＭＷ，ＭＸ，ＮＯ，ＮＺ，ＰＬ，ＰＴ，ＲＯ，ＲＵ，ＳＤ，ＳＥ，ＳＧ，ＳＩ，ＳＫ，ＴＪ，ＴＭ，ＴＲ，ＴＴ，ＵＡ，ＵＧ，ＵＺ，ＶＮ【要約の続き】ある。────────────────────────────────────────────────── ─── Continuation of front page (31) Priority claim number 602,700 (32) Priority date February 16, 1996 (Feb. 16, 1996) (33) Priority country United States (US) (81) Designated countries EP (AT, BE, CH, DE, DK, ES, FI, FR, GB, GR, IE, IT, L U, MC, NL, PT, SE), OA (BF, BJ, CF) , CG, CI, CM, GA, GN, ML, MR, NE, SN, TD, TG), AP (KE, LS, MW, SD, S Z, UG), AL, AM, AT, AU, AZ, BB, B G, BR, BY, CA, CH, CN, CZ, DE, DK , EE, ES, FI, GB, GE, HU, IS, JP, KE, KG, KP, KR, KZ, LK, LR, LS, L T, LU, LV, MD, MG, MK, MN, MW, MX , NO, NZ, PL, PT, RO, RU, SD, SE, SG, SI, SK, TJ, TM, TR, TT, UA, U G, UZ, VN [Continuation of summary] is there.

Claims

[Claims] 1. System for non-invasive measurement of hematocrit of whole blood in a patient's body And A signal generation circuit for generating an AC quadrature signal at various frequencies, Providing a current signal through the body in response to the AC signal; Detecting a flow signal and generating a signal representing the current in response thereto, A processing detection application circuit for detecting a voltage signal and generating a signal representing the voltage in response to the voltage signal When, Receiving a signal representing the current and a signal in quadrature with the alternating current and mixing them, A signal representing an angular phase current is generated, and the signal representing the voltage is orthogonal to the AC. Receive and mix the phase signals and generate signals representing in-phase and quadrature voltages A processing demodulation circuit; A signal representing the in-phase and quadrature currents and a signal representing the in-phase and quadrature voltages And an evaluation circuit for receiving and processing the hematocrit to determine the hematocrit . 2. The evaluation circuit is configured to output the same signals representing the processed in-phase and quadrature currents. Parameters of the signals representing the phase and quadrature voltages determine the hematocrit Include neural networks included in comparisons with previously collected data The system of claim 1. 3. 3. The system of claim 2, wherein parameters relating to the patient are also included in the comparison. Stem. 4. The pre-collected data represents the processed in-phase and quadrature currents. Various signals other than the patient with respect to the signals and signals representing in-phase and quadrature-phase voltages. 3. The system of claim 2, wherein the system includes a human parameter. 5. The system can be used in large numbers of patients to group hematocrit data The system of claim 1, wherein the system generates: 6. Further comprising a blood flow restriction device for restricting blood flow in the body, This allows the blood volume of said body to be varied at least between the first and second volumes. And the processing detection application circuit is configured to provide a current for at least the first and second capacitors. The system of claim 1, wherein the system generates a signal that represents a voltage and a signal that represents a voltage. 7. The system of claim 5, wherein the blood flow restriction device includes a pressurized cuff. 8. The system of claim 1, wherein the body includes a portion of a finger of the patient. 9. The method of claim 1, wherein the various frequencies range from 10 kHz to 10 MHz. The described system. 10. The processing demodulation circuit is included in a microprocessor system. System. 11. The signal generation circuit is included in a microprocessor system. System. 12. The processing demodulation circuit and the signal generation circuit are connected to a microprocessor system. The system of claim 1, which is included. 13. The processing detection application circuit exchanges a signal representing the voltage and a signal representing the current. The system of claim 1, comprising switches that pass through each other. 14． The processing and demodulation circuit includes a low-pass filter, and the in-phase and quadrature The signal representing the current and the signal representing the in-phase and quadrature-phase voltages are the low-pass filter. The system of claim 1, wherein the system is provided at an output of the data. 15. A non-invasive system for measuring whole blood hematocrit in a patient's body And Generating AC signals of various frequencies and signals having a phase shift with respect to the AC signal A signal generation circuit; Providing an alternating signal through the body in response to the alternating signal; Detecting a flow signal and generating a signal representing the current in response thereto; Processing for detecting a voltage signal to the circuit and generating a signal representing the voltage in response thereto An application circuit; The signal representing the current, the signal representing the voltage, and the signal of the alternating phase shift Are received and mixed, and a signal representing the in-phase and out-of-phase current and the in-phase and out-of-phase current A processing demodulation circuit for generating a signal representing pressure; The signal representing the current of the in-phase and the phase shift and the signal representing the voltage of the in-phase and the phase shift And an evaluation circuit for determining and processing the hematocrit. System. 16. A signal representing the processed in-phase and out-of-phase currents; The signals representing the in-phase and phase-shift voltages are used to determine the hematocrit. Contracts, including neural networks included in comparisons with data collected The system of claim 15. 17． 17. The method of claim 16, wherein parameters relating to the patient are also included in the comparison. System. 18. The pre-collected data is in-phase and out-of-phase processed by other people. Includes parameters related to the signal representing current and the signal representing voltage in phase and out of phase. The system according to claim 16. 19. The apparatus further includes a blood flow restriction device for restricting blood flow in the body part. , Whereby the blood volume of said body is variable at least between the first and second volumes And the processing detection application circuit is configured to supply current for at least the first and second capacitances. 16. The system of claim 15, wherein the system generates a signal that represents a voltage and a signal that represents a voltage. 20. The processing detection application circuit includes two external power sources mounted on the body of the patient. A pole and two inner electrodes, the current signal being impressed via the two outer electrodes. The applied voltage signal is detected via the two inner electrodes. System. 21. The processing detection application circuit includes two external power sources mounted on the body of the patient. A pole and two inner electrodes, said current signal being impressed through said two inner electrodes. The applied voltage signal is detected via the two outer electrodes. System. 22. The phase shift signal is a quadrature signal with respect to the AC signal. The system according to item 15, 23. System for non-invasive measurement of hematocrit of whole blood in a patient's body System Signal generating means for generating alternating quadrature signals at various frequencies; Providing a current signal through the body in response to the AC signal; The flow signal is detected and a signal representing the current is generated in response to the flow signal. Processing to detect a voltage signal to be generated and to generate a signal representing the voltage in response to the voltage signal Means, Receiving a signal representing the current and a signal in quadrature with the alternating current and mixing them, A signal representing an angular phase current is generated, and the signal representing the voltage is orthogonal to the AC. Receive and mix the phase signals and generate signals representing in-phase and quadrature voltages Processing demodulation means for A signal representing the in-phase and quadrature currents and a signal representing the in-phase and quadrature voltages Evaluation means for receiving and processing to determine the hematocrit. system. 24. The estimating means comprises a signal representing the processed in-phase and quadrature currents; Parameters with signals representing in-phase and quadrature voltage determine the hematocrit Neural networks included in comparisons with previously collected data 24. The system of claim 23, comprising: 25. 25. The parameter of claim 24, wherein parameters relating to the patient are also included in the comparison. System. 26. The pre-collected data is the processed in-phase and quadrature of another person. Parameters relating to the signal representing the current and the signals representing the in-phase and quadrature-phase voltages. 25. The system of claim 24, comprising. 27. The apparatus further includes a blood flow restriction device for restricting blood flow in the body part. , Whereby the blood volume of said body is variable at least between the first and second volumes And the processing detection applying means is configured to supply a current at least for the first and second capacitances. 24. The system of claim 23, wherein the system generates a signal that represents a voltage and a signal that represents a voltage. 28. A non-invasive system for measuring whole blood hematocrit in a patient's body And Inject alternating current signals with various frequencies into the body part with different blood flow, The injected AC signal corresponds to the generated AC signal having the various frequencies. Answering, Providing a signal representative of a current representative of the current signal injected into the body part; When, Measuring a voltage signal across a portion of the body through which the current signal passes And Providing a signal representing a voltage representing the measured voltage signal; Mixing the generated AC signal and quadrature signal with the signal representing the current Generating signals representing in-phase and quadrature currents; Mixing the generated AC signal and quadrature signal with the signal representing the voltage Generating signals representing in-phase and quadrature-phase voltages; A signal representing the in-phase and quadrature currents and representing the in-phase and quadrature voltages A step for determining the hematocrit by considering parameters with the signal. And A method that includes 29. The step of determining the hematocrit comprises: The parameters of the signal representing the angular phase current and the signal representing the in-phase and quadrature-phase voltage Is compared with data previously collected to determine the hematocrit. 29. The method of claim 28, comprising using a neural network included. The method described. 30. Create a group of data that can determine the hematocrit of whole blood for a particular patient. A system for generating A signal generation circuit for generating alternating and quadrature signals at various frequencies, Providing a current signal through a number of patient bodies in response to the alternating signal; Detecting the current signal and generating a signal representing the current in response to the current signal. Processing for detecting a voltage signal for a cross section and generating a signal representing the voltage in response thereto A detection application circuit; Receiving a signal representing the current and a signal in quadrature phase with the alternating current and mixing them in phase and A signal representing a quadrature current is generated, and the signal representing the voltage and the alternating To receive and mix signals to generate signals representing in-phase and quadrature phase voltages. A tuning circuit, A signal representing the in-phase and quadrature currents and a signal representing the in-phase and quadrature voltages Receiving and processing the signals representing the in-phase and quadrature currents and the in-phase and quadrature currents, respectively. Compare the parameters with the signal representing the voltage in phase with various pre-collected data And an evaluation circuit for generating the group of data. 31. The phase of red blood cells, also called hematocrit, of whole blood with impedance An apparatus for non-invasive determination of volume percent versus volume, Generating a constant current at a first low and at least one second high carrier frequency; The first low frequency corresponds to the magnitude of the impedance of the erythrocytes of the whole blood. Below the significantly affecting frequency range, the at least one second higher frequency is Means for being within the frequency domain; The first low and the at least one second high frequency current cause the total Means for stimulating a patient body including at least one pulsating vascular compartment containing blood; , The first low and the at least one high at opposite ends of the stimulated patient body Means for detecting a voltage signal at each of the carrier frequencies; Means for amplifying the detected voltage signal; Demodulating the amplified detection voltage signal to produce the first low and at least one The magnitude of the impedance of the whole blood at two second high carrier frequencies Means for generating at least two composite waveforms in which Means for processing the composite waveform to determine the hematocrit of the whole blood An apparatus comprising: 32. Defined at the first low and at least one second high carrier frequency. The means for generating a current includes a signal generator in combination with a constant current amplifier. , Said processing means comprising said first low and said at least one second high carrier frequency. The apparatus according to claim 1, wherein the wave number is determined. 33. The signal generator includes first and second sine / cosine look-up tables and A first and a second adder, each of which is paired, wherein said first low and said at least 33. The apparatus of claim 32, further generating each of the second higher carrier frequencies. 34. Each of the first and second look-up tables generates a sine output and the signal A generator for summing the outputs; and a summed sign output. To convert the analog signal into a digital domain for reception by the constant current amplifier. 34. The apparatus of claim 33, further comprising a digital converter. 35. The signal generator is for converting to a constant current source by the constant current amplifier. 33. The apparatus of claim 32, wherein the apparatus generates a voltage waveform of: 36. 32. The apparatus of claim 31, wherein said amplifying means comprises a voltage detector. 37. 37. The voltage detector comprises a device amplifier with common mode rejection. An apparatus according to claim 1. 38. 32. The apparatus of claim 31, wherein said demodulation means includes a signal generator and a demodulator. . 39. The signal generator includes first and second sine / cosine look-up tables, respectively. Includes a pair of first and second adders, wherein the first low and the at least one 39. The apparatus of claim 38, wherein the apparatus generates each of the two second high carrier frequencies. 40. The signal demodulator is paired to receive the amplified voltage signal 39. The method of claim 38, comprising a low pass filter and an analog to digital converter. The described device. 41. The signal demodulator includes first, second, third, and fourth digital low-pass filters. Further comprising first, second, third and fourth mixers, each paired with a mixer. Each of the mixer / filter pairs is a pair of a low-pass filter and an analog-to-digital converter. An output of the digital converter and a first sine output from the first look-up table Or a first cosine output or a second sine output from the second lookup table or Receives one of the second cosine outputs and provides the digital signal to the paired mixer. 41. The device of claim 40, wherein a low pass filter outputs the two composite waveforms. 42. The first low carrier frequency is about 100 kHz and the at least One second high carrier frequency is in a range from about 10 MHz to about 20 MHz 32. The apparatus of claim 31. 43. The method further comprising means for selectively occluding the pulsatile vascular compartment. The device according to 31. 44. 44. The device of claim 43, wherein the selective occlusion comprises a partial occlusion. 45. The device of claim 44, wherein the selective occlusion comprises a substantially total occlusion. 46. The means for selectively occluding may include an inflatable cuff surrounding the patient body. 44. The device of claim 43, comprising. 47. The selective occlusion includes placing the cuff in a region of average pressure of the pulsatile vascular compartment. 47. The device of claim 46, wherein the device is performed by pressurizing. 48. The means for selectively occluding is provided near the stimulating means and the detecting means. 44. The device of claim 43, wherein the device is located on a patient body. 49. 5. The method of claim 4, wherein the means for selectively closing is controlled by the processing means. An apparatus according to claim 3. 50. The patient body includes at least one non-pulsatile vascular compartment; Further, the at least one pulsatile vascular compartment remains unobstructed and the at least 4. The method of claim 3, further comprising means for selectively occluding one non-pulsatile vascular compartment. An apparatus according to claim 1. 51. The means for selectively occluding may include an inflatable cuff surrounding the patient body. 51. The device of claim 50, comprising. 52. 6. The method of claim 5, wherein the means for selectively closing is controlled by the processing means. The apparatus according to claim 0. 53. Pass through the pulsatile vascular compartment in determining the hematocrit of the whole blood. 32. The method of claim 31, further comprising: means for ensuring an uneven flow of said whole blood. Equipment. 54. Means for determining the blood pressure of the whole blood in the pulsatile vessel compartment. 32. The apparatus of claim 31. 55. The means for determining the blood pressure selectively selects the pulsatile vascular compartment. 55. The device of claim 54, comprising means for occluding. 56. The means for selectively occluding the pulsatile vascular compartment may include For completely occluding the vessel compartment under the control of the detecting means. The complete occlusion to a degree sufficient to cause the expression of a plethysmographic waveform signal at Sufficient to substantially reduce the intensity of the plethysmographic waveform signal. The occlusion is further reduced by a certain degree, and the plethysmographic waveform is further changed. 56. The device of claim 55, wherein the occlusion is further reduced until no more is present. 57. The onset of the plethysmographic waveform is indicative of the systolic phase of the pulsatile vascular compartment. Pressure, wherein the maximum signal strength of the plethysmographic signal is The point at which the plethysmographic waveform does not change represents the mean pressure of the compartment 57. The device of claim 56, wherein the device is indicative of diastolic pressure of the pulsatile vascular compartment. 58. The means for selectively occluding is attached to the patient body. A cuff expandable to a pressure sufficient to occlude a pulsatile vascular compartment, The systolic, mean, and diastolic pressures of the vascular compartment are associated with the cuff. Actual systolic, mean and diastolic of the vessel compartment by means of a pressure transducer The output of the pressure transducer means is correlated with the initial pressure by the processing means. 58. The device of claim 57, wherein said device is converted to said actual pressure. 59. The means for generating a low current comprises a plurality of the second high carrier frequencies. 32. The apparatus of claim 31 including means for generating said current in numbers. 60. The means for processing the composite waveform uses the magnitude of the 32. The device of claim 31, wherein said hematocrit of whole blood is determined. 61. The means for processing the composite waveform uses its phase and magnitude 32. The device of claim 31, wherein the hematocrit of the whole blood is determined by a method. 62. The first low carrier frequency is about 100 kHz and the at least One second high carrier frequency is in a range from about 100 kHz to about 10 MHz. 32. The device according to claim 31, wherein the device. 63. The phase of red blood cells, also called hematocrit, of whole blood with impedance A method for non-invasive determination of volume percent relative, comprising: Generating a constant current at a first low and at least one second high carrier frequency; The first low frequency corresponds to the magnitude of the impedance of the erythrocytes of the whole blood. Below the significantly affecting frequency range, the at least one second higher frequency is Making it inside the frequency domain; The first low and the at least one second high frequency current cause Stimulating a patient body containing at least one pulsatile vascular compartment containing the whole blood When, The first low and the at least one high at opposite ends of the stimulated patient body Detecting a voltage signal at each of the different carrier frequencies; Amplifying the detected voltage signal; Demodulating the amplified detection voltage signal to produce the first low and at least The magnitude of the impedance of the whole blood at one second high carrier frequency Generating at least two composite waveforms each of which is proportional; Processing the composite waveform to determine the hematocrit of the whole blood; A method comprising: 64. Generating the current at a plurality of the second higher carrier frequencies. 64. The apparatus of claim 63, comprising: 65. The step of processing the composite waveform uses the magnitude of the composite waveform before the whole blood. 64. The method of claim 63, wherein said hematocrit is determined. 66. The step of processing the composite waveform comprises using the phase and magnitude of the 64. The method of claim 63, wherein said hematocrit of blood is determined. 67. The first low carrier frequency is about 100 kHz and the at least One second high carrier frequency is in a range from about 10 MHz to about 20 MHz 64. The apparatus of claim 63. 68. The first low carrier frequency is about 100 kHz and the at least One second higher carrier frequency is between about 100 kHz to about 10 MHz; 64. The method of claim 63. 69. 7. The method of claim 6, further comprising selectively occluding the pulsatile vascular compartment. 3. The method according to 3. 70. 70. The method of claim 69, wherein the selective occlusion comprises a partial occlusion. 71. 70. The method of claim 69, wherein said selective occlusion comprises substantially complete occlusion. 72. The selective occlusion occurs in the region of average pressure of the pulsatile vessel compartment. 70. The method of claim 69, wherein said step is performed by applying pressure around said pulsatile vascular compartment. The described method. 73. The selective occlusion is based on the stimulus and the vicinity of the site where the detection is performed. 70. The method of claim 69, which is performed on a patient body. 74. The patient body further includes at least one non-pulsatile vascular compartment; The method may further comprise the at least one pulsatile vascular compartment remains unobstructed. Further comprising the step of selectively occluding at least one non-pulsatile vascular compartment. Item 63. The method according to Item 63. 75. When determining the hematocrit of the whole blood, the pulsatile vascular compartment is 64. The method of claim 63, further comprising the step of ensuring an uneven flow of said whole blood therethrough. the method of. 76. Determining the blood pressure of the whole blood in the pulsatile vessel compartment. 64. The method of claim 63 comprising. 77. The step of determining the blood pressure comprises selectively closing the pulsatile vascular compartment. 77. The method of claim 76, comprising plugging. 78. The selective occlusion of the pulsatile vascular compartment for blood pressure determination may include It is sufficient to completely occlude the compartment and subsequently trigger the development of the plethysmographic waveform signal. The complete occlusion is reduced by a reasonable degree, and the intensity of the plethysmographic waveform signal is maximized. The occlusion is further reduced by a degree sufficient to increase Further reducing the obstruction until the shape shows no further change 78. The method of claim 77. 79. The onset of the plethysmographic waveform is indicative of the systolic phase of the pulsatile vascular compartment. Pressure, wherein the maximum signal strength of the plethysmographic signal is the pulsatile blood The point at which the plethysmographic waveform no longer changes, representing the mean pressure in the pipe section 79. The device of claim 78, wherein represents the diastolic pressure of the pulsatile vascular compartment. . 80. Sufficient pressure to attach to the patient body and occlude the pulsatile vascular compartment Selectively occluding with a cuff inflatable to force, wherein said pulsating The systolic, mean, and diastolic pressures of the vascular compartment are associated with the cuff. Actual systolic, mean and diastolic of the vessel compartment by means of a pressure transducer The output of the pressure transducer means is correlated with the initial pressure by the processing means. 80. The method of claim 79, wherein said method converts to said actual pressure. 81. Device for measuring blood pressure in the pulsatile vascular compartment of a patient's body, including whole blood And Means for generating a constant current at the carrier frequency; Stimulating the patient body containing the pulsatile vascular compartment containing the whole blood with the constant current Means for For detecting a voltage signal at the carrier frequency at both ends of the stimulated patient body Means, Means for amplifying the detected voltage signal; Demodulating the amplified detection voltage signal to generate a plethysmograph waveform signal; Means for Means for detecting the presence, size and shape of the plethysmographic waveform signal When, Selectively occluding the pulsatile vascular compartment to completely occlude the vascular compartment and Suppressing the plethysmographic waveform signal, and then generating the plethysmographic waveform signal. Reducing the total occlusion by a degree sufficient to cause an episode; Further reducing the occlusion by a degree sufficient to maximize the strength of the waveform signal; Further reduce the occlusion until the plethysmographic waveform shows no further changes Means for performing the operation. 82. The onset of the plethysmographic waveform is indicative of the systolic phase of the pulsatile vascular compartment. Pressure, wherein the maximum signal strength of the plethysmographic signal is the pulsatile blood The point at which the plethysmographic waveform no longer changes, representing the mean pressure in the pipe section 82. The device of claim 81, wherein represents the diastolic pressure of the pulsatile vascular compartment. . 83. The means for selectively occluding the pulsation may be attached to the patient body. A cuff expandable to a pressure sufficient to occlude the vascular compartment, wherein said pulsatile blood The systolic, mean, and diastolic pressures of the tubing sections are the pressures associated with the cuff. The actual systolic, mean and diastolic pressures of the vessel compartment by means of the transducer 83. The device of claim 82, wherein the device is correlated to force. 84. By compensating for uneven blood flow in the pulsatile vascular compartment of the patient's body, A method for extending the detection accuracy of blood-related parameters in the patient body, Detecting the blood-related parameter and at least one of a cardiac cycle of the patient; Closing the pulsatile vascular compartment between the sections. 85. The occlusion is an indication of pressure on the pulsatile vascular compartment in the area of its average pressure. 85. The method of claim 84, further comprising adding. 86. By compensating for uneven blood flow in the pulsatile vascular compartment of the patient's body, A method for extending the detection accuracy of blood-related parameters in the patient body, The patient body also includes a non-pulsatile vascular compartment; Blood can flow through said pulsatile vascular compartment and said non-pulsatile blood Applying sufficient pressure to the body of the patient to occlude the tubing section, Detecting the data.