JPH09508291A

JPH09508291A - ヘマトクリットの非侵襲性予想方法及び装置

Info

Publication number: JPH09508291A
Application number: JP7520117A
Authority: JP
Inventors: エム．カリム，ハッティン; ビー．クヌッドソン，オーリン; ピー．エクホルム，ブルース; ピー．エリックソン，デビッド; ジェイ．ジュニアケリハー，ウィリアム; ジェイ．ルード，マイケル; アール．スミス，ディーク
Original assignee: ミネソタマイニングアンドマニュファクチャリングカンパニー
Priority date: 1994-01-31
Filing date: 1995-01-19
Publication date: 1997-08-26
Also published as: DE69517955T2; EP0742896B1; EP0742896A1; US5755226A; DE69517955D1; WO1995020757A1; US5553615A

Abstract

(57)【要約】フォトプリチスモグラフィ技術及びデータ処理を用いて哺乳類の血液のヘマトクリットの直接的で非侵襲性的な予測用の方法及び装置。方法及び装置は興味のある他の分析物：哺乳類の血液の酸素飽和及び貯蔵血液のメトヘモグロビンの光学的予測を含む。方法及び装置は哺乳類の患者のヘマトクリットレベルの直接的、周期的又は連続的非侵襲性の診断又はモニタリングに対して、患者へに苦痛なしに又は患者の血液に対して健康管理開業医をさらすことなしに、使用される。

Description

【発明の詳細な説明】ヘマトクリットの非侵襲性予想方法及び装置政府権利本発明は米国契約N00014-89-C-0024の下に米国政府の支援でなされた。米国政府はこの発明にある権利を有する。マイクロフィッシュ付属物への言及本発明はマイクロフィシュ付属物にリストするためのコンピュータプログラムを言及により取り入れる。この付属物は２つのマイクロフィシュと全１２８フレームを含み、米国特許出願番号08/189,600の出願の提出と関連して米国特許商標庁に預けられ、この国際出願はその出願からの優先権を請求する。発明の分野本発明はヘマトクリットの非侵襲性予想方法及び装置に関する。発明の背景ヘマトクリット、血液の全体積における微小パーセント体積の赤血球（赤い血球）は哺乳類の患者の生理学的な条件を決定するためモニターされるべき重大な血液の要素である。ヘマトクリットは哺乳類の患者の体から血液を引出し又はその向きを変えて伝統的に測定されていた。体へ侵入するこのような生体外又は生体内技術は患者及び患者を扱うものの状態の複雑さを生じさせる。侵入的な診断又モニタリング手続は非侵襲性の手続よりも哺乳類の患者により好まれない。生まれながらの血液病は患者を扱うものにとって関心事である。ヘマトクリットを決定する侵入的手続きであって血液のサンプルが引き出されるものは米国特許番号 3,923,397（Shuck）及び5,200,345（Young）及びヨーロッパ特許刊行物 0 419 222 A2（Callis et al．）に開示される。ヘマトクリットを決定するための侵入的な手続であって血液サンプルが患者の血液流から向きを帰られるものは米国特許番号4,22,814（Soodak et al．）；4, 303,336（Cullis）；及び4,447,150（Heinemann）；ヨーロッパ特許刊行物 0 41 9 223 A2（Callis et al.）に開示される。ヘマトクリットを決定するための侵入手続きであってプロブが体に挿入されるものは米国特許番号 4,776,340（Moran et al.）及び 4,936,679（Mersch）に開示される。ヘマトクリットを予測するための非侵襲性手続きは磁気共鳴を採用し、米国特許番号 5,233,991（Wright）；又はインピーダンスプリチスモグラフィを採用し、米国特許番号 4,562,843（Djordjevich et al.）及び米国特許番号 4,548,211 （Marks）に開示される。フォトプリチスモグラフィ、つまり共通にパルス酸素濃度計と呼ばれるものを採用するパーセント酸素飽和を予測する非侵襲性の手続きは米国特許番号 4,819 ,752（Zelin）及び 5,193,543（Yelderman）に開示される。Zelin において、２つの異なる波長で発光ダイオードが採用されて、相関が、血液流のパルス性、光源の強さの変動、光が通過する組織の厚さの変動、光放出器の位置に関し検出器の配置の変動、及び非パルス性成分の生理学的な変化に対して作られる。Yelder man においては、２つの異なる波長の発光ダイオードが採用されて、相関が環境の人工光からの干渉、つまりBOVIE 電気メス干渉に対する抵抗を改良するようにＡＭ変調／復調技術を使用して作られる。ヘモグロビン、動脈の酸素含有量及びフォトプリチスモグラフィを採用するヘマトクリットを予測する非侵襲性の手続は米国特許番号 5,101,825（Gravenstei n et al.）に開示される。Gravenstein et al.において、血液要素は血液の体積の測定変化から生じるヘモグロビンの質量変化を測定することにより予測される。全ヘモグロビンが予測された後に、ヘマトクリットは３のファクタを全ヘモグロビンに乗算することにより近似される。もしヘマトクリットを正確に予測することができる真に非侵襲性の技術が利用できるならば、周知の侵入的な手続のいずれも患者又は開業医のいずれにも好まれない。周知の非侵襲性の手続のいずれもヘマトクリットを直接に予測しない。ヨーロッパ特許刊行物 0 419 222 A2；0 419 223 A2（双方Callis et al．）；及び 0 476 192 A2（Callis）は化学計量技術及び回帰分析を使用するヘマトクリット予測方法を開示する。この回帰分析は近赤外線スペクトルにおける水のスペクトル吸光度を使用して２つのコンパートメントモデルに基づいて予測基礎を与え、一方のコンパートメトは他のコンパートメントとは異なる水量を有する。しかしその刊行物のいずれも非侵襲性にヘマトクリットを予測する方法又は装置を開示しない。発明の概要患者の処置はヘマトクリットを予測するために早急に、直接的に、正確に機械的な非侵襲性でフォトプリチスモグラフィを使用する方法及び装置を必要とする。本発明は機械的に非侵襲性で、早急的で、直接的で且つ正確なヘマトクリットの予測のためにフォトプリチスモグラフィを使用を使用する方法及び装置を提供する。本発明の１つの見地においては、その方法及び装置はフォトプリチスモグラフィを使用して酸素飽和を予測する。本発明の別の見地においては、その方法及び装置はフォトプリチスモグラフィを使用してメトヘモグロビンを予測する。本発明の別に見地においては、その方法及び装置は哺乳類の患者について経皮的にヘマトクリット及び選択的に酸素飽和を予測するために複数の波長比対を採用するアルゴリズムを使用する。本発明の別の見地においては、その方法及び装置は哺乳類の患者への後の輸血のために容器に貯蔵された血液について非侵襲性的にヘマトクリット及び選択的にメトヘモグロビンを予測する。本発明の別の見地においては、その方法及び装置はヘマトクリットの酸素飽和状態の補正を提供して哺乳類の患者の血液内のカルボキシヘモグロビンの量の変化に対して補正を行う。本発明の別の見地においては、その装置は経皮的に分析される組織の温度の過度の変化を発生する、所望しない光の効果を最小にする方法を提供する。本発明の別の見地においては、その装置は哺乳類の組織に質問する外部からの光の効果を最小にする方法を提供する。本発明の別の見地においては、その装置は質問される哺乳類の組織から現れる光の形状をよび透過を最大にするファイバー光学及びレンズの組み合わせを提供する。本発明の別の見地においては、その装置はフォトプリチスモグラフィック信号の傾きを除去するオーダ適応フィルタを選択的に提供する。本発明の別の見地においては、その装置はフォトプリチスモグラフィに発生する波形用の適応ピーク及び谷検出器を提供する。本発明の別の見地においては、その装置はフォトプリチスモグラフィック信号について使用するための高共通モード除去増幅器を提供する。本発明の別の見地においては、その装置及び装置は非侵襲性のフォトプリチスモグラフィック信号の信頼性レベルを評価するための方法を提供する。本発明の別の見地においては、その装置及び装置はフォトプリチスモグラフィック波形に対して定量できる性能指数を選択的に提供する。本発明の別の見地においては、その装置及び装置はマルチ波長フォトプリチスモグラフィに対してノイズ低減技術を選択的に提供する。本発明の特徴は実際のヘマトクリット値のプラス又はマイナス５ヘマトクリットパーセント以内でヘマトクリットを非侵襲性的に予測する能力である。本発明の特徴は実際の酸素飽和値のプラス又はマイナス５酸素飽和パーセント以内でパーセント酸素飽和を非侵襲性的に予測する能力である。本発明の利益はヘマトクリットの非侵襲性的な予測が哺乳類の患者の血液流に対する混乱なしに間欠的に又は連続的に処理できることである。本発明の別の利益は非侵襲性的なヘマトクリット予測が哺乳類の血液に対する健康管理の開業医の露出を最小にすることである。本発明の別の利益は非侵襲性的なヘマトクリット予測が、集中した環境、例えば病院の緊急室、集中医療及び手術場所，並びに負傷者の治療優先順位づけにおいて、早急に且つ正確になされることである。本発明の別の利益は酸素飽和及びヘマトクリットの同時予測がなされ、これにより一方の補正が他方の大きさを変化させる効果を考慮することが可能になることである。本発明の別の利益は本発明の方法及び装置が、健康管理が必要とされるが施設が利用できないことで可搬使用に対して小型されるのに適することである。本発明の別の利益はヘマトクリット及びパーセント酸素飽和の予測された量の使用が他の意味ある予測、例えば哺乳類の血液の酸素運搬能力であって、赤血球内に存在するヘモグロビンの通常量を仮定してヘマトクリット及びパーセント酸素飽和の生産として規定されるものを計算することが可能になることである。他の見地、特徴、及び利益は、実施例の記載が下記図面に関連して進むつれて、明らかになる。図面の簡単な説明図１は代表的なフォトプレチスモグラフである。図２は本発明のシステムの簡単な概略説明である。図３は本発明の方法の簡単な図である。図４はフォトプレチスモグラフィを用いて哺乳類の組織に質問をする本発明の実施例のより詳細な概略説明である。図５は本発明の実施例に使用される「チョッパホイール」の説明である。図６はチョッパホイール用モータ制御回路の電子概略図である。図７は本発明の指保持装置の遠近説明である。図８は本発明の実施例に使用される２つのパターンの説明である。図９は質問された指からの光のコリメートとフィルタを行うための本発明の実施例の概略説明である。図１０は図８に示される一方のパターンの説明であり、本発明に使用されるフォト光検出器を示す。図１１はフォトプレチスモグラフ信号の増幅及びフィルタリング用の電子概略図である。図１２はトリガー制御モジュールの電子概略図である。図１３Ａ及び１３Ｂは生データ及びピーク及び谷位置が格納される２次元アレーを例でそれぞれ示す。図１４はユーザの予備配置過程のフローチャートである。図１５は本発明の処理用制御ステップのフローチャートである。図１６は本発明の逆傾向手順のフローチャートである。図１７は源、逆傾向、及びＤＣ信号を示すグラフである。図１８はフォトプリチスモグラフ波形の例、関連するフォトプリチスモグラフ波形の識別を示す。図１９Ａ及び１９Ｂは実際のピーク及び谷位置を見つけるための手順を示す。図２０はピーク及び谷に関連する値を見つけるための手順を示す。図２１Ａ−２１Ｄは本発明のテンプレート合わせ技術に関連する波形例を示す。図２２は実際のヘマトクリットと比較されるヘマトクリットの直接予測に対して本発明により使用される第１の式を用いる結果の校正プロットを示す。図２３は第１の式を使用する結果の確認プロットである。図２４は第１の式を使用する結果の相互確認プロットである。図２５は本発明により使用される第２の式を用いる結果の校正プロットである。図２６は第２の式を用いる結果の相互確認プロットである。図２７は第２の式を用いる結果の確認プロットである。図２８は本発明により使用される第３の式を用いる結果の校正プロットである。図２９は本発明のディスプレイスクリーンの例を示す。図３０Ａ及び３０Ｂは波形の連続ディスプレイ及び相互作用ディスプレイの制御フローをそれぞれ示す。本発明の実施例フォトプリチスモグラフィフォトプリチスモグラフィにおいて、可視光線及び近赤外線（ＮＩＲ）は哺乳類の血液を経由して透過されて、ヘマトクリット及びこの血液内の興味ある他の分析物を予測する。その透過は血液が含まれる管から血液をそらすことなく非侵襲性である。経皮性フォトプリチスモグラフィの実施例においては、ガラス内での、従来使用されている生き生きした環境にそらすフォトプリチスモグラフィの使用では出会わない多くのファクタを説明し又は割り引いて聞かなければならない。考慮しなければならない非制限ファクタは：酸素飽和、哺乳類の組織の吸光度特性、哺乳類の骨、静脈血、毛細管の床；光透過の距離；包囲した光の回避；皮膚の色素形成；血圧：及び組織温度及び圧縮である。後の輸血に対して蓄積される哺乳類の血液の質の評価の実施例において、非侵襲性、経皮性実施例におけるフォトプリチスモグラフィの使用では出会わない多くのファクタを考慮しなければならない。考慮しなければならない非制限ファクタは、管のサイズ；光透過距離；収容管の吸光度特性；血液の温度；及び血液を保存するために血液に加えられ、干渉物として作用する物質である。一旦透過光が検出されると、ノイズの効果；包囲した光の効果；及び微粒子物及び細胞（すなわち、光散乱体）の設定率の交差を考慮しなければならない。一旦透過光がヘマトクリット予想の有益性を最大にするように処理されると、その予想は侵入し又は向きを変える手続のための代用として有益になるように充分に正確で、かつ精度が良くなければならない。考慮しなければならない非制限ファクタはしっかりした校正の式、訓練セットを形成するとき包括的で広い表現の一般固体数；正確で且つ精度がよい信頼できる基準方法である。本発明はフォトプリチスモグラフィを使用するヘマトクリットを非侵襲的に且つ直接に予想する方法及び装置を提供するこれらのファクタに打ち勝った。 Beer-Lambert法は、下記式により、光吸収体を出る光強度Ｉo を光吸収体に入射する光強度Ｉi に結び付ける。Ｉo ＝Ｉi （ｅ^-k*l*c）ここに、ｋは吸収体の消滅係数であり、ｌは吸収体を経由する光が横切る経路長さであり、そしてｃはモル濃度である。光の吸光度Ａはそのため：Ａ＝ｌｎ（Ｉi ／Ｉo ）＝ｋ＊ｌ＊ｃとして定義され、ここにｌｎは自然対数である。伝統的な分光学計器において、強度Ｉo はサンプル（吸収体）ホルダ、例えばキュベット及び吸収体自体を経由して行った光の強度を表す。そして空のキュベットの基準吸光度は吸収体で満たす前に取られ次に減じられる。他の計器において、２つの光ビームが使用され、一方は空のキュベットを通過し、且つ他方は吸収体で満たされ、他の点では第１のキューベットと同一であるキュベットを通過する。吸収値の差はテスト下で吸収体の真の吸収を与える。換言すれば光経路において吸収体の存在の有り無しで光強度を測定する必要がある。この発明において、パルス酸素測定の分野で要求されるように（参照、米国特許番号 4,653,498; 4,621,643;及び 4,685,464; とりわけ）上記に規定されるような光強度Ｉo 及びＩi は充分な血管化の身体部分、例えば指から得られるように指から現れる光を、それぞれ「ピーク」及び「谷」として、フォトプリチスモグラフにおいて最終的に上記で特定される点で測定する。生き生きとした組織により減衰される光の測定は反射され、吸収され且つ有効に散乱された入射光の結果であると強調されなければならない。この最後の現象は、特に吸収体内部の吸収と共に空間的に混ぜられるので、以下の多重の効果を有する：（１）指と接触する源と検出器の間の幾何学的距離に関連する光の経路長を増加させる；（２）上の（１）の結果として光吸収断面積が増加する（すなわち、光が吸収体の内部の廻りではね返され吸収体に吸収される機械を増加させる）；（３）入射光のコリメートされ又は指向性のあるビームが指から拡散源からのように現れる。特に、この散乱は波長の関数であり、そのため一定の波長での吸収の測定は他の波長により規格される必要があり、散乱効果を中和する。「減衰光」は反射、屈折、吸収及び散乱効果により放射光から減衰される振る舞いで哺乳類の組織から出現する光を意味する。図１は振幅対時間でプロットされた代表的なフォトプリチスモグラフを示す。代表的なフォトプリチスモグラフは所望パルス信号１０、直流電流（ＤＣ）平均２０、多種のノイズ及び他の生理学的及び機械的なアーチファクトからなる。これらのアーチファクトの非制限例はセンサと質問される哺乳類の組織との間の物理的な運動、呼吸誘起変動、及び他のアーチファクトである。ピーク３０及び谷４０の位置が繰り返してパルス信号内にあり、それぞれは振幅又は強度Ｉp 及びＩV に対応する。パルス平均５０は規定されるパルス周期数について平均ＡＣ値（ＩP-ＩV ）である。デジタルオシロスコープを用いるようにして、アーチファクト及びノイズに埋め込まれる所望信号の質を視覚的に評価することが可能であり、他方、その処理は実験に基づいて得られかつ応用される標準について繰り返し適用を要求する。本発明は繰り返しでき且つ量を定めることができる予測方法を提供し、この方法はピーク、谷、ＤＣ平均、及びパルス平均に対する波形を評価する。その予測方法は興味のある分析物に関連する波長の適当な選択について断定される。適当な波長の選択ヨーロッパ特許刊行物 0 419 223 A2は、波形対の比と、波長の関数としての吸収間の関係の多次元微分をヘマトクリットの予測に有益なその他の前処理技術としてとること、の双方を検討する。双方の方法において、選択される波長は血液の水の吸光度ピークに関連し血液の２つの区画は異なる水の量を有する。その比の方法において、選択される第２の波長はオキシヘモグロビン及びデオキシヘモグロビンの吸光度に対する等吸収点に好ましくは対応する。酸素飽和の補正に対する第２の比は選択的に含められる。本発明は非侵襲性、経皮性のヘマトクリット予測に対する付加的且つ異なる比を予期せずに要求する。経皮的な透過光の放射及び検出は一定の大きさの検査空間について静的なキュベット又は非侵襲性であるが転換する血液流ループにおける放射及び検出よりも非常に複雑である。ヨーロッパ特許刊行物 0 419 223 A2 におけるように、ヘマトクリットの直接、非侵襲性予想に対する波長選択は哺乳類の血液中の水、オキシヘモグロビン、及びデオキシヘモグロビンに基づく。しかし予期せずに、波長選択は波長の成分とそれらの相互関係に対して意味を有する多様な波長を用いる。関連する哺乳類の種に依存して、本発明の範囲は使用される特別な数の波長に限定されない。好ましくは、約４から約１４波長までが統計的な分析に対して初期に選択されヘマトクリットの予測に対する最良の係数を決定する。好ましくは５及び８波長の間は統計的な分析に初期に選択され使用されてヘマトクリット予測用最良係数を決定する。最小限で、波長選択は：（１）水の吸光度が測定可能なピークに又はこの近くにある波長；（２）オキシヘモグロビン（ｏｘｙＨｂ）及びデオキシヘモグロビン（ｄｅｏｘｙＨｂ）の吸光度が予測でき、かつ全ヘモグロビン（Ｈｂ）の内容、すなわちヘモグロビンの等吸収の領域（ＨｂＩｓｏｓ）、この領域から２つの波長を使用することが好まれる、を代表する少なくとも１つの波長；（３）水の吸光度がヘモグロビンの全形態の吸光度を大きく越える波長；（４）ヘモグロビンの全形態の吸光度が水の吸光度を大きく越える波長を具備すべきである。１つの波長は２又はそれ以上の選択基準を満足することができる。ヨーロッパ特許刊行物 0 419 223 A2 において、２つの波長は全４つの選択基準を満足した。好ましくは、波長の選択はまた：（５）オキシヘモグロビンの吸光度はデオキシヘモグロビンの吸光度を大きく越える波長；（６）デオキシヘモグロビンの吸光度はオキシヘモグロビンの吸光度を大きく越える波長を具備する。再びそのセットの１つの波長は２又はそれ以上の選択基準を満足することができる。２つの選択基準（５）及び（６）の比はパルス酸素測定に対して従来使用される。予期せずに、選択基準（５）及び（６）の使用は、患者がたばこを吸い又は煙を吸い込むかの結果として哺乳類の血液にカルボオキシヘモグロビンの異なる量の存在量の効果に対して補正することができる。好ましくは波長の選択は：（７）水の吸光度が測定できるピーク又は肩に又はその近くにあり、かつ選択基準（１）より異なる干渉を受ける選択基準（１）からの少なくとも１つの異なる波長；選択的に（８）水の吸光度がピーク間の谷に又はその近くにある波長を具備する。選択的に波長の選択は水及びヘモグロビンが（９）等吸収の関係にある波長を具備することができる。上に述べたように、光学的な吸光度は自然対数関係である。ここでの波長の選択の検討はｌｎ（Ｉo ／Ｉi ）又はｌｎ（Ｉi ／Ｉo ）の吸光度強度又はアナログのＩi 及びＩo 、すなわちＩV 及びＩp 間の関係に、それぞれ関連し、以下に記載されるＨ値の形態のように以下に記載されるＩDCを付加的に伴う。これらの選択基準の使用は波長が最後の予測式に使用されることを意味しない。以下に記載される統計的な分析はこれらの選択基準波長の間の比を選択するために使用されて最良の相関を決定する。要求され、好ましく、且つ好まれる選択基準に基づいて、テーブル１は本発明の使用のための範囲及び選択された各波長での光学的列をなすパルスの各々に対して、その装置はフォトプリチスモグラフピーク、谷野位置で数値を且つＤＣ成分を表す平均値を選ぶ。これは使用されるいくつかの波長の各々で同時に記録されるパルスに対してなされる。「Ｈ値」式の選択哺乳類の組織内で出会いが行われる散乱のために、疑似吸収だけが光強度Ｉo 及びＩi の自然対数比により計算され得ることが本発明の発見である。本発明の目的のために、この疑似吸収は「Ｈ値」又は「ＨＶ」と呼ばれる。ヨーロッパ特許刊行物 0 419 223 A2 において、２つの波長の１つの比がヘマトクリットを予測するために開示され、２つの他の波長の１つ比が酸素飽和に対してヘマトクリットを選択的に補正するために開示され、ｌｎ（Ｉo ／Ｉi ）＠波長２により割られるそのｌｎ（Ｉo ／Ｉi ）＠波長１の比が使用される。しかし哺乳類の組織内のパルス流の効果は開示された静的又は動的な条件において検討されなかった。比がｌｎ（Ｉo ／Ｉi ）又はｌｎ（Ｉi ／Ｉo ）を用いることにより計算され得ることが理解される。Ｈ値が分子と分母を交換することにより計算され、各々がｌｎ（Ｉo ／Ｉi ）として特定され、又は以下に示されるように他の非対数及び直線及び非直線比を形成することにより計算され得る。予期せずに、本発明は哺乳類の組織におけるパルス血液流の効果を近似する４つのＨ値を選択した。関連する哺乳類の種に依存して且つ患者の領域が質問され、これらの任意のＨ値が受諾できる結果を形成する。しかし光質問期間中の哺乳類の組織のパルス性質及びＤＣ成分効果を考慮するＨ値は考慮しないＨ値より好ましい。本発明において有益な４つのＨ値の式が以下に式として示される。その上、本発明は他のＨ値が波形処理の技術に精通した者に知られた技術により実験に基づいて計算され得ることを予期する。ＨＶ１＝ｌｎ（ＩP/ＩV ）＠ｗ１/ ｌｎ（ＩP/ＩV ）＠ｗ２ＨＶ２＝｛ｌｎ（ＩP/ＩV ）＠ｗ１/ ｌｎ（ＩP/ＩV ）＠ｗ２｝ * ｛Ｉdc＠ｗ２/ Ｉdc＠ｗ１｝＝ＨＶ１* ｛Ｉdc＠ｗ２/ Ｉdc＠ｗ１｝ＨＶ３＝｛（ＩP-ＩV ）＠ｗ１/ （ＩP-ＩV ）＠ｗ２｝ * ｛Ｉdc＠ｗ２/ Ｉdc＠ｗ１｝ＨＶ４＝ｌｎ｛（ＩP-ＩV ）/ Ｉdc｝＠ｗ１ / ｌｎ｛（ＩP-ＩV ）／Ｉdc｝＠ｗ２ここにＩdcはＤＣ又はパルスに対する光強度の平均値であり、ｗ１及びｗ２は２つの独立の波長であり、ＩP はピークでの強度であり、ＩV は谷での強度であり、Ｈ値ＨＶに対する下付け文字１〜４は認識記号であるが任意の帰属される波長を示さない。ＩP とIVの間の差はピーク強度に対する単一パルスピークであり；これらのいくつかの平均はパルス平均（ＡＣ）である。ＨＶ１はパルスのピーク及び谷間の対数関係の２つの異なる波長に対する比である。ＨＶ２は信号ＡＣ成分を規格するためにその２つの波長で平均ＤＣ値の逆比をＨＶ１に乗算する。ＨＶ３はＨＶ２で使用される同一の逆比；ＡＣ／ＤＣ比を２つの波長でピーク強度に対する単一パルスピークの比に乗算する。ＨＶ２とＨＶ３の間の差はＨＶ３における任意の対数関係がないことである。ＨＶ４はＤＣ平均についてピーク強度に対する単一パルスピークの自然対数の２つの異なる波長の比である。かくして、この発明の目的のために、ＨＶ３_2,7 項は波長２及び７としてそれぞれ規定される２つの波長ｗ１及びｗ２について上記に示されるＨＶ３に対する式によって計算される疑似吸光度を示す。このような疑似吸光度値は同一の種の哺乳類の患者の広い断面から得られ且つ好ましくは電気的に格納される。ルックアップテーブルが以下に記載される統計的な分析と共に上で特定されたヨーロッパ特許刊行物 0 419 223 A2 の示唆により準備され得る。ヨーロッパ特許刊行物 0 419 223 A2 で特定されるように、興味ある領域の波長で二次的な吸光度値の使用が可能になりＨ値に代わり使用されてヘマトクリット予測の多パラメータ回帰式を得る。多数の測定が要求される。しかしヘマトクリットの疑似吸光度を得る方法は本発明により処理されるパルスフローから得られる。統計的な分析の選択一般的には、４つのＨＶ式の１つは、すなわち、ＨＶ１又はＨＶ２又はＨＶ３又はＨＶ４は最良の相関係数を持つ吸光度式係数と可能な予測の標準誤差を近似する目的のために選択される。統計的分析は当業者に知られる幾つかの数学的形態を取ることができる。非制限例はカーブフィッティング、ニューラルネットワーク、及び他の非回帰技術に加えて直線回帰、非直線回帰、多直線回帰、ステップ状の直線回帰、部分最小自乗、主成分分析、化学的測定処理、及び他の回帰技術を含む。例えば、直線回帰はヨーロッパ特許刊行物 0 419 223 A2 で開示されるように使用され得る。もしＨ値、ＨＶ３が選択されるならば、全ての可能な波長対ｘｙは形態ＨＶ３_X,Y の多数のＨＶ３値を形成するために選択される。ヨーロッパ特許刊行物 0 419 223 A2 に開示されるように、スペクトルの全可能な波長対を形成することができる。しかし本発明の波長選択基準を使用して、予測式の形成に対して実際に選択されるそれらの波長にだけ波長対を制限することができる。選択される波長対の数の縮小は光透過及び光学装置の複雑さを縮小して選択されるＨ値の統計的な分析に実際に使用されるそれらの波長だけを要求する。例えば、もしフォトプリチスモグラフが４つの波長で同時に記録されるならば、次のＨＶ３値、ＨＶ３_1,2 ；ＨＶ３_1,3 ；ＨＶ_3,4 ；ＨＶ３_2,3 ；ＨＶ３_2,4 及びＨＶ３_3,4 が計算される。これらのＨ値の各々は一体の患者に対する多数の個々のパルス対（実質的に同時に記録される）、概ね４０に対して計算され、且つその平均値はヘマトクリットを予測するために式の一部として使用される。もしパルスからパルスへの相違が受諾できるほどに小さいならば、より少数のパルス対が使用され得る。Ｈ値の集合はＨ値のトレイニング用セットを確立する。興味ある可能な波長の各々のＨ値の平均値は統計的な分析に対して変数として処理される。データはパーソナルコンピュータ、例えばＩＢＭパーソナルコンピュータを使用して分析され、商業的に利用可能なコンピュータソフトウエア、例えば統計コンピュータソフトウエアＳＡＳ／ＳＴＡＴ（Ｒ）、バージョン６、第４エディッションでＳＡＳ Institute Inc.，Cary NC 27512により販売されるものを使用する。データはForward Selection，Stepwise Regression，及びMaximum R² Procidu reを使用して分析される。後者の２つは好ましい。普通、FORWARD SELECTION(FS)技術が使用される数学モデルのいかなる変数で始まらなく予測式を形成する。独立変数の各々に対して、FSはモデルに変数寄与を反射するＦ統計を、もし含められるならば、計算する。これらのF-統計に対するP-値はモデルへのエントリに対して規定される有効レベル、Model ステートメントで特定される"SLENTRY="値に対して比較される。もしいかなるF 統計もSLEN TRY=値以下の有効レベルを持たないならば、FSは停止する。さもなければ、FSは最大F 統計を持つ変数をモデルに加える。次にFSはモデルの外の残る変数に対して再びF 統計を計算する。かくしていかなる残存変数も有効F 統計を形成しなくなるまで、変数が１つづつモデルに加えられる。一旦変数はモデルに入ると、存在し続ける。 STEPWISE REGRESSION法はFS技術の変形であり、かつモデルでの変数がすでにそこに必ずしも存在していない点で異なる。FS法におけるように、変数はモデルに１つづつ加えられ、且つ加えられるべき変数に対するF 統計はSL ENTRY=レベルで有効でなければならない。変数が加えられた後に、しかしながら、SR方法モデルに既に含められる全変数を見て、かつF 統計を生成しない任意の変数のうち選択される有効レベルでモデルで滞在するものよりも相当に低いものを削除する。このチェックがなされ、且つ必要な削除が実現された後に別の変数がモデルに加えられる。モデルの外部の変数のいずれもエントリ有効レベルで有効なＦ統計を持たず且つモデルにあらゆる変数が滞在中の有効レベルで有効であるとき、又はモデルに加えられるべき変数がまさに削除されるものであるとき、 SR処理が終了する。 Maximum R²（MAXR）改良技術は単一モデルに決まらない。代わりに、各サイズに対する最大R²を持つモデルを発見することが保証されないけれど、最良の１つの変数モデル、最良の２つの変数モデル等を発見しようとする。R²又は R_sqd.は相関係数R の自乗の関係にある。 MAXR方法は最高R²を生成する１変数モデルを発見することにより始まる。次に別の変数、R²の最大の増大を生じさせるものが加えられる。一旦２変数モデルが得られると、モデルの変数の各々はモデル内では各変数に対して比較されない。各比較に対して、MAXRは１変数を除去しかつそれを他の変数で置換することがR² を増大するかを決定する。全可能なスイッチを比較した後に、MAXRはR²の最大増大を生成するスイッチを形成する。比較が再び始まり、MAXRがいかなるスイッチもR²を増大させないことを発見するまでその処理が継続する。かくして、達成されるその２変数モデルはその技術が発見できる「最良」の２変数モデルと考えられる。別の変数がモデルに加えられ、比較及びスイッチング処理が繰り返されて、最良の３変数モデル等を発見する。ステップ状の方法とMAXR方法の間の差は任意のスイッチがMAXR手続でなされる前に全スイッチが評価されることである。ステップ状の方法において、「より悪い」変数は「最良」の残留変数を加えることが達成するものを検討することなく除去される。予測式の選択１つ又はそれ以上のＨ値式について上述した統計分析であって上述された選択基準により選択された波長を採用するものを使用してヘマトクリットの予測式が得られる。 MAXR又はステップ状分析を使用して最良相関係数及びR²値を発見するとき、予測式は波長選択基準から選択される波長対でＨ値を構成する n値に対する n回帰係数の直線又は非直線結合を有する。これらの回帰係数はコンピュータのルックアップテーブルに格納され且つリアルタイムフォトプリチスモグラフと結合されヘマトクリットを予測する。かくして、ヘマトクリット予測式は同一の患者用の実際に測定されるヘマトクリットに対して統計分析を使用する最良相関に依存して線形又は非線形に結合される複数の比である。ヘマトクリットの実際の値は標準的で、受け入れられる技術により測定され且つ格納される。この測定技術の非制限例はセルカウンタ、遠心分離機を具備し、全ヘモグロビン量から間接的に共同酸素測定器で測定が行われる。広くは、本発明による正確な式は：ＨＣＴ＝α（ＨＶ_a,b ）^A＋・・・ω（ＨＶ_x,y ）^Z＋φ で表され、ここに、ＨＶはステップ（ｅ）により統計的分析により選択される波長対a,b からx,y に対するＨ値である；A からZ は任意の値のべき指数であり、αからωは統計的分析により決定される回帰係数であり、そしてφは統計的分析により決定される切片である。例えば、下記式は本発明による予測式の例を示す：ＨＣＴ＝αＨＶ２_1,4 ＋βＨＶ２_2,3 ＋χＨＶ_2,7 ＋δＨＶ２_3,7 ＋εＨＶ２_4,6 ＋φ ここに、ＨＶ２は上述されたＨ値であって選択された多種の波長1，2，3，4，6, 及び 7に対するものであり；α，β，χ，δ及びεは統計的分析により決定される回帰係数であり；及びφは統計的分析により決定される切片である。α，β， χ，δ，ε及びφは正又は負である。関連する哺乳類の種及び非侵襲性ヘマトクリット予測の位置に経皮的に依存して、予測式の形成に対して選択される１つ又はそれ以上の波長が最後の予測式にはないことが可能である。その事実は上述される波長選択基準の使用の必要性を減少させない。上記に示される波長の提示から、波長、すなわち予測式に最後に使用されない波長５又は波長８を採用することは本発明において可能である。一旦予測式は確立されると、有効になる。形成及び性能の正確さは再生産を確保するように再検討される。ヨーロッパ特許刊行物 0 419 223 A2 は、評価の表示誤差として知られる、校正の標準誤差及び予測標準誤差を計算する技術を開示する。約５％ヘマトクリット以下及び好ましくは約２．５％以下の評価の標準誤差を持つことが好ましい。予測式の使用確立される式及び受諾可能であると確認される評価の標準誤差について、式は未知のヘマトクリット値を非侵襲性に予測するために使用される。好ましくは式はトレイニング用セットからの確立回帰係数について電気的に格納され且つ特別の波長は放射され検出され予測式のＨ値により分析される。直接ヘマトクリット予測式に対する確立及び論理的基礎の記載を提供して、達成し且つその式を使用すべき装置及び方法の概略があとに続く。システム概略図２はヘマトクリットの非侵襲性決定に対する本システム１００の簡単なブロック図を示す。システム１００は光学モジュール２００、電子モジュール４００及び処理用モジュール５００を具備する。上述されるように、本システムは適切な波長で血液が潅流する組織を経由して光の吸光度を測定することにより非侵襲性にヘマトクリットを測定する。興味のある各波長で吸収される光量は吸収される光量とヘマトクリットレベルの間の相関を決定するために使用される。本発明は所定率で血液が潅流する組織をサンプルする。組織がサンプルされる最小周波数はサンプルされるべき信号に存在する最高周波数の少なくとも２倍のナイキストサンプリング基準を満足させなければならない。本発明の目的のために、興味のある信号は哺乳類の組織を経由するパルス的血液流である。この信号は周波数、例えばパルス率（人間で１−２Ｈｚ）及び他の高周波成分、例えば重複切痕に存在するものを含む。好ましいサンプリング周波数１００Ｈｚはそのため本発明の目的のために選択され全関連フォトプリチスモグラフ情報の捕獲を確保する。哺乳類のサンプル１０６、例えば人間の指は被変調光源１０２により質問され、この光源は以下に記載されるようにモータ制御１１４及びトリガーモジュール１１６により制御される。その光は好ましいサンプリング周波数１００Ｈｚで変調される。被変調光はファイバー束１０４に沿って伝わり、サンプル１０６を経由して送信される。送信光は複数の光検出器１１０により集められ、それらの各々は興味ある波長の異なるものに対応する。各光検出器により集められる光放射は電子モジュール４００により光電流に変換される。各光電流は複数の電流／フィルタエレクトロニクス１２０の１つ、興味ある各波長に対する１つによりフィルタされ且つ増幅される。増幅されかつフィルタされる信号は以下により詳細に記載される処理用モジュール５００によりデジタル化され、蓄積され且つ処理される。方法の概略図３は図２のシステムを経由する制御フローの簡単なブロック図を示す。処理用制御１０２ステップは光学モジュール２００及びエレクトロニクスモジュール４００により上述されるように行われる。後捕獲処理用ステップ１６４−１８０は処理用モジュール５００によりデジタル化されるフォトプリチスモグラフィック信号について行われて所望情報を決定し且つ抽出する。サンプルされる信号は制御ブロック１６６で円滑化され傾きが除去されて所望されない低周波数成分、例えばＤＣドリフトを除去する。この成分はアーチファクト例えば被験者の呼吸及び運動に近してフォトプリチスモグラフィック信号に引き起こされる。興味ある各波長に対するフォトプリチスモグラフィック信号のピーク及び谷の位置及び大きさは制御ブロック１６８で決定される。興味ある各波長に対する吸光度は、ここに記載されるＨ値を形成すべき異なる波長の吸光度率に加えて、制御ブロック１７２で計算される。Ｈ値はここに記載されるように制御ブロック１７６で結合されてヘマトクリットを予測する。一旦ヘマトクリットが予測されると、評価の信頼レベルの測定は制御ブロック１７８で決定される。これは臨床家がヘマトクリット評価で有する信頼限界を確立するのに重要であり、さらにテスト又は測定がなされるのに必要であるか示す。波形、ヘマトクリット、信頼値、酸素飽和及び現在システムにより決定される他の情報は制御ブロック１８０で要求されるように表示される。本発明のシステム及び方法概略を与えて、装置及び方法の特別の実施例が後に続く。光透過及び光学図４は本発明の１つの実施例の概略説明を与え、如何に本発明が非侵襲性フォトプリチスモグラフィの困難に打ち勝ったかを実証する。図４は光を経皮的に透過するシステム３１０と経皮的に透過される光の受けを最大にする光学を示す。簡単には、ランプ３１２からの光はディスク３１４によりチョップされ、エレクトロニクス及び処理用モジュール５００に電気的に接続されるＬＥＤ−光−検出器対３１６により検出される。その光はミラー３２０により反射され且つ非球面レンズ３２２を経由して、機械シャッタ３２４を通過して哺乳類の組織３２８に達する光源ファイバー光学束３２６に送られる。哺乳類の組織３２８を横切った後に、光は光収集ファイバー光学束３３０に受け入れられて、６及び１０のチャンネル３３２間に分割され、１つは興味ある各波長に対するものである。各チャンネル３３２はフレネルレンズコリメータ３３４（図９により完全に示されるように）に現れ、このコリメータは干渉フィルタ３３６を通過するように各チャンネルの質問された光を向ける。各チャンネル３３２からのフィルタ光は各チャンネルに対するフォトダイオード３３８を照らする。各ダイオードは特別の光範囲で光を受けるように構成される。各フォトダイオード３３８は受信光を電気信号に変換し、その信号は図１１に関し以下に説明する９おうにフィルタされ且つ増幅される。コンピュータにより行われるソフトウエアはここに記載される信号を処理してヘマトクリットを予測し、信頼レベルを決定し、フォトプリチスモグラフィック波形及び興味ある他の情報をディスプレィする。光透過は白熱光を発するランプ３１２による広い波長光の生成で始まる。ランプは多くの商業的なソースから商業的に入手可能である。好ましくは、ランプ３１２は多数のフィラメントを有し且つMinnesota Mining and Manufacturing Com pany（3M）から商業的に入手できるオーバヘッドプロジェクタに使用されるものに類似するものであり、3M 部品番号 78-8000-7618-0 として規定される。 3Mからのランプ３１２は、この光のさらなる光学的処理に有利である大きなフィラメント面積を持ち、１２０Ｖの供給で９００ワットに定められる高エネルギー出力を持つために、選ばれた。なお、このハロゲン−ガス−充填ランプ３１２は、オーバヘッドプロジェクタに採用されているように、フィラメントの後ろに金属反射器の組み立てを有する。ランプ３１２が電力供給（図示しない）から約７３Ｖの供給電圧でシステム３１０に使用されるため、その出力は１２０Ｖで定格出力の３７％である（電力は電圧の自乗に比例する）。これはランプ３１２の寿命を相当に増大させる。約７３Ｖで正確なＤＣ電力供給が好ましくは使用される。かくして、ランプ３１２の出力における電力変動は受諾できるレベルまで最小化される。ランプ３１２の相対的スペクトル電力出力が使用される毎に有効に変化すべきでないことを認めることは本発明の見地である。さもなければ、ヘマトクリットを予測するために使用されるアルゴリズムに使用される校正定数は正確及び精度を維持しない。相対的なスペクトル出力がフィラメントの温度の関数であるため、一定電力出力を確保することにより、この条件は満足される。他には、ダイオードフィードバック（図示しない）を設け、相対的なスペクトル出力を制御する点で支援するできる。ランプ３１２からの３００ｎｍから２０，００ｎｍ以上までの範囲の白熱光ライトは１０ｃｍ（４ｉｎ）直径ディスク３１４により周期的に中断され、このディスクはランプ３１２の約１ｃｍ上で高速に回転し、図５に示されるように、光透過用のパイ形状の開口セクタを有する。ディスク３１４はアルミニュームのような金属から好ましくは作られ、かつ各約６６°開口の正反対開口パイセクタを有する。かくして、ディスクは各回転の約２２８°の期間に光を遮断する。回転速度又は遮断量、サイズ、開口セクタの数を変化させて光がディスク３１４を通過する量及び期間を調整することは本発明の範囲以内にある。光学電子シャッタを使用しこれらが印加される電気信号に依存して且つ印加される信号の変化割合で多種のレベル間でシャッタを透過した光を変化させる。ランプ３１２からの光はいくつかの理由のために「チョップ」される。ディスク３１４の開口パイ形状セクタを使用する光学ビームの「チョッピング」はヘマトクリットの非侵襲性、経皮性予測に影響を与える条件を変える哺乳類の組織の過熱を予期せずに減少させる。このチョッピングは信号のロックイン増幅を容易にするために使用されて、かくして信号対ノイズ比を増大させることができる。ランプ３１２からの光が光学的列から遮蔽されるディスク３１４の「オフ」周期中に、信号を示す周期のノイズのバックグラウンド読みが減算される。約毎分２０００回転から約毎分４０００回転まで、好ましくは毎分３０００回転の速度でモータがディスク３１４を駆動する。好ましい割合の回転は好ましいサンプリング周波数１００Ｈｚ（毎秒サイクル、ここに毎秒光の１００パルス／フラッシュ）でランプを通過する１開口スロットを与える。各開口セクタは約３．３ミリ秒の全フィラメント露出を可能にする。この時間周期は「サンプルウィンドウ」と呼ばれる。コンピュータはこの３．３３ミリ秒サンプリングウィンドウ中に興味のある各波長のフォトプリチスモグラフィック波形をサンプルするように以下に記載されるように同期する。かくして、好ましい全デューティサイクル又は光「オン」時間は約３３．３％である。ランプ３１２及びディスク３１４の構成は図４に示されるように後に続く光学的な一連のその他の部品３２０、３２２、３２４及び３２６の過度加熱をこのようにして最小化し、且つこのチョップされた光が結果として質問を行う哺乳類の組織３２８、例えば、指の温度上昇を制限するのはより重要である。ディスク３１４はモータにより回され（図示しない）、Sunnyvale CAのStanfo rd Reseach Systems Inc.,によ販売される光学的チョッパユニットモデルSR540 から好ましくは得られる。好ましくは、ディスク３１４はランプ３１２に露出した上流側に金メッキされ且つ他の又は下流側に電解薄膜を施した黒いつや消し仕上げを有する。金メッキは、その低輻射能により、ディスク３１４の加熱を最小にしし、且つ黒いつや消しは任意に要求される加熱の損失を最大にする。モータ制御及びトリガーモジュールランプ３１２からの光は好ましいサンプリング周期１００Ｈｚで変調されることを確保するために、図６に示されるモータ制御回路１１４はモータがディスク３１４を回転させる速度を制御する。図６の上右部分に示されるパネル取り付けポテンショメータ及び対応メータの読み出しにより臨床家は所望周波数を設定することによりモータ速度を調整することが可能になる。精密１０ボルト源LH0070 は増幅器LM324 により緩衝される。トランジスタ、ショットキーダイオード及び非線形抵抗RXE-30からなるモータ駆動段はこの電圧を対応電流に変換する。この電流は１．７オーム抵抗及びLM324 増幅器により検出される。この電流は標準RJ11及び電話ジャックのピン4 に接続される。モータに埋め込まれるフォトダイオード３１６はチョッパホイールシャッタがランプ上で開き始める変化を検出する。フォトダイオードは対応パルス信号を生成し、RJ11ジャックのピン３を経由するモータ制御回路に接続される。このパルス信号は前述したメータの周波数を決定し、ディスプレイし、且つ信号シャッタ開を生成する。シャッタ開信号は光アイソレータHP2231によりその他の回路からアイソレートされる。シャッタ開信号はＣＰＵを同期させるために使用されることにより、ＣＰＵは３．３３ミリ秒サンプリングウィンドウ中に興味ある全波長のフォトプリチスモグラフィック信号をサンプルする。図４を再び説明する。ディスク３１４の開ディスクセクタを経由することを許可される光は光ビームに対する４５度で設定される「熱い」ダイクロイックミラー３２０から反射される。このミラーは約６．５ｃｍ平方（２ｉｎ平方）の面積を有することが好ましく、パイレックスベースから構成されることが好ましく且つBrattleboro，VT のOmega Otical,Inc．により製造される誘電性フィルムで被覆され、４５度で突き当たり且つ（ａ）可視領域での約６５０ｎｍ以下でさらに（ｂ）近赤外線領域の１３５０ｎｍ以上である波長からなる光を等化することを可能にする。このため、そのミラーは約７．６ｃｍ（３ｉｎｃｈｅｓ）の焦点距離の約７．６ｃｍ（３ｉｎｃｈｅｓ）直径パイレックスガラス非球面集光レンズ３２２、すなわちｆ／１レンズに約６５０ｎｍから１３５０ｎｍの帯域幅の全波長を好ましくは反射する。かくしてヘマトクリットを予測するのに使用されるその光だけが処理される；予測と干渉し又は哺乳類の組織３２８を加熱する外部からの光がミラー３２０を経由して捨てられる。レンズ３２２からの光はファイバー光学束３２６の一方の端面に集められる。この束は約０．９メータ長さ（３ｆｅｅｔ）であり、約１．０ｃｍ（０．３８ｉｎｃｈ）コア直径を有する。この束３２６は数千の個々のファイバーからなり、それらの被覆は「パッキングフラクション」を改良するために除去される。パッキングフラクションは端面での個々のファイバーにより占有される全面積に対する個々のファイバー面積を加算することにより計算される真の幾何学的な面積の比に関し、それらの間の死空間に関する。パッキングフラクションが高いほど、コア直径の使用が効率良くなる。束はStering，NJ のFiberguide Industries In c.により作られる。ファイバーの別の特徴はファイバーが低水（ＯＨ−）含有量シリカから作られることである。これは本発明が組織水が吸収する光の有効な測定を当てにするため重要である。そのためシステムの他の部分における水吸収波長帯に対応する波長での光の損失は望ましくない。ファイバーがバンドル３２６にあり、そのため、そのバンドルの口径数又はその光収集力が高くなるように、少なくとも０．５及び好ましくは約０．５２に選択されることにより、レンズから束面を打つ光についての受け円錐形の広い角度から最大限の光が集められる。光学的システム３１０の別の特徴は機械的なシャッタ３２４である。これはつや消しの黒色に塗装された金属シート片であり、束３２６から約３から４ｍｍ離れたファイバー束３２６の面とレンズ間に配設される。強度を変える複数の孔又は開口を持つ不透明な物質、例えばワイヤメッシュからそのシャッタが作られる。小さな金属ロッドレバー（図示しない）によりこのシャッタ３２４が動作することにより束３２５の部分又は全部を部分的に覆い又は開くように位置する。これにより、ランプ３１２から束３２６に入る光の量を機械的に中断することが可能になる。光の相対的なスペクトル強度を変えることなく哺乳類の組織（例えば指）に質問する光強度を変えることが可能になるという事実にシャッタ３２４の重要性がある。もしランプ３１２への電力が変えられるならば、フィラメント温度及びそのため相対的なスペクトル強度が変わり、ヘマトクリットの予測で使用されるシステム３１０の校正定数の変更を生じさせる。−般的な固体数において、指の厚さの大きな差に起因して光強度を変える必要性が生じる。より多くの光が透過するのを可能にする薄い指は電子増幅器３４０を飽和させる。かくして、ヘマトクリットの予測の正確性及び精度に影響を与える相対的スペクトル強度を変化させないないらば指に質問するのに使用される光量を減少させなければならない。光学的且つ通常の実験器具及び台を使用して前述した部品３１２、３１４、３１６、３２０、３２２、及び３２４のすべてが取り付けられる。多数の光反射を最小にし且つ有効に熱を除去するために好ましくはつや消し黒色に塗装されるシート金属ハウジング（図しない）に上述の部品の全てが閉じ込められる。システム３１０の部品の全保持部が同一の理由のために好ましくは類似して塗装される。約６５°Ｃの受諾可能温度条件を維持し且つシステム動作中に約８０°Ｃ以上の温度上昇を最小にするためにハウジングは部品に空気を吹きつける２０ワットファンを好ましくは具備する。約０．７ｃｍ（０．３ｉｎ）厚さのアルミニュームから好ましくは作られる大きな板にハウジング及び閉じ込められる部品が取り付けれる。組織３２８の質問に対する利用可能な光の損失は克服されるべきファクタである。必要とされる限界波長のため且つ、安定性及び再生産性について、相対的なスペクトル強度の光を達成すべき多種の部品の使用のため、光の損失はシステムの有効性に対する必要な妥協である。ミラー３２０はレンズ３２２に対して意図する光の約１０を失う。レンズ３２２は束３２６に対して意図する光の約２０％を失う。束３２６内で、組織３２８に対して意図する光の約４０％以上が失われる。ファイバー束３２６を除去することによりレンズ３２２からの光が指３２８を直接に突き当てることを可能にするような他の計画が光を有効に増大させるが装置を使用する柔軟性を減少させることが理解される。全ての場合に、特別に束、損失の量は波長の関数である。透過光の受け及びデータ獲得ランプ３１２からの選択波長光を運ぶ光学ファイバー束３２６は指保持装置に終端するその他端部を有する。図７を説明する。この装置３２７はアクリレイトプラスチックの２つの垂直板を具備する。第１の板は光放出束３２６をそこの約１．２ｃｍ（０．５ｉｎ）直径孔に受け、セットねじにより固定されることにより束３２６がその板の他方の側に突き出る端部について平衡位置にある。このアクリレイト板は孔に位置する垂直軸に回りに回る。第１に類似する孔を持つ第２のアクリレイト板は指３２８を透過した後の光を集める第２の束３３０を受ける。図７に示される実施例において、束３２６から束３３０へ光が移動する哺乳類の組織として指が選択されるが、他方、他の型の哺乳類の組織に質問するようにシステム３１０及び特別の装置３２７が変形されることが理解される。人間の場合に、本発明の範囲からはずれることなく、装置３２７は耳たぶ、鼻梁又は口内部の口粘膜に再構成される。図７の実施例において、透過システムが示されるが、他方、本発明の範囲は非侵襲性にヘマトクリットを予測するため光学反射技術の使用を含むことが理解されるべきである。指保持装置３２７により１つの動作システム３１０がその中の指を位置決めすることが可能になり、ランプ３１２からの光放出束３２６は指の爪と接触し且つ第２の束３３０が爪と反対の指の掌側に接触する。サムホイール付きネジにより２つの板が集められることにより指３２８が２つの束３２６及び３３０間の装置３２７において絞られる。第１の板上の旋回装置（図示しない）が使用されることにより指３２８がほとんどその先端でくさび形状である面に起因して束３２６の面が指３２８の爪に並列である。収集束３３０は約０．９メータ（３６インチ）長さであり且つ第１の束３２６のそれに類似する高口径数（ＮＡ）から作られる。指３２８から光を集める束３３０の共通端（コア直径約１．２ｃｍ）から約３３９ｃｍ後に、束３３０は幾つかの小さな直径チャンネルに分割され、これらのチャンネルはスペクトル強度検出用の特別の目的のための光検出器３３８に対して異なるチャンネルの光を伝送する。各チャンネル及び関連光検出器は興味ある波長の異なるものに対応する。好ましくは束３３０は光検出器３３８に光を伝送するのに必要とされるほどの数のチャンネル３３２に分割される。共通端での束３３０のコア面積が多数で小さいコア面積のチャンネル３３２に分割されるにつれて、あまりにも多くのチャンネルを使用することは質問される光の損失をさらに発生することを可能にする。あまりに少ないチャンネルを使用することはシステム３１０の充分な数の波長を提供することができない。チャンネル３３２及び光検出器３３８の全数はヘマトクリットを予測するためにアルゴリズムに使用される離散波長の数に依存する。波長数は以下に説明するように約２から約１２の範囲の及ぶ。波長数は好まれる８離散波長について、約５から約１０の範囲に好ましくは及び。かくして、（図４に示されるように）図８に示される好ましい実施例のおいて、束３３０について８つのチャンネル３３２があり、各々は離散チャンネルに光を形成する。図８に示されるように、哺乳類の組織３２８に入射する光が多種波長で等しくない強度を有するためかつ１０００ｎｍより長い波長が哺乳類の組織によりより強く吸収されるため、１０００ｎｍを越えるこれらの波長で分析に対して意図される光を運ぶチャンネル３３２はより大きなコア直径を有する。チャンネル３３２において、２つのチャンネル３３２は１０００ｎｍより大きい波長に対して以下に記載されるゲルマニューム光検出器の使用として約７ｍｍのコア直径を有するが、他方、１０００ｎｍよりも小さい波長に対して以下の説明されるように、シリコン検出の使用として約２．５ｍｍのコア直径を有する。全束３２６及び３３０が編んだ布カバーを好ましくは有し且つスティンレス鋼の柔軟なモノコイル鞘で閉じ込められる。各束３２６、３３０及びチャンネル３３２の端面はスティンレス鋼から好ましくは作られ且つ高温（８０°Ｃまで）に耐える能力を持つ医療級エポシキを使用する。全束３２６及び３３０及びチャンネル３３２はSterling，NJのFiberguide Industriesにより作られた。図８に示されるように、収集端部３３０の８つのチャンネル３３２はパターン保持部３６０で終端する。このパターン保持部３６０は８つの孔、２つの列に各々に対して４つをもつ約１．２ｃｍ（０．５インチ）厚さのアルミニュームの垂直片であることが好ましい。図９に示されるように、保持部の一方の側に、レンズ束集合３６４を受けるシリンダ管片３６２が張りつけられる。各レンズ束集合３６４は可変深さで管片３６２内部に固定するように調整され且つセットネジ３６６で所定位置に固定される。各集合３６４は収集束３３０の１チャンネル３３２の端面を受ける石突き部３６８を具備し；石突き部３６８の他端にはレンズ３３４（図９に示されるように）、好ましくは円形にカットされた０．１５８ｃｍ（１／１６インチ）厚さのアクリレイトフレネルレンズ３３４（図９に示されるように）で保持リング（図示しない）により所定場所に保持されるものがある。全て機械加工された部分は黒色で電解薄膜を施したアルミニュームから好ましくは作られる。第１には、フレネルレンズ３３４は石突き３６８内にセットされ、且つチャンネル３３２は石突き３６８の他端に挿入されるので、レンズ３３４及び挿入チャンネル３３２面間の距離はフレネルレンズ３３４の焦点長さに正確に等しい。石突き３６８内のこの配置はフレネルレンズ３３４から出て行く光の形状ビーム（例えばかなりコリメートされたビーム）を生成する。このレンズ集合石突き３６８はパターン保持部３６０の管片３６２に挿入され且つある距離で好ましくは固定されることによりパターン３６０の他方側の光検出器３３８を打つ光が最大限の光学的信号を与える。パターン保持部３６０部を検討すると、チャンネル３３２に対応する側に、除去可能なパターン３７４、つまり、機械加工された壁３７６：８つのチャンネルレンズ集合３６２に対応する各孔に対抗するものを有するパターン保持部３６０にサムネジ（図示しない）により容易にネジ止めされる好ましくは金属機械加工板が張りつけられる。モジュール３７８は各壁をはめ込む。各モジュール３７８は干渉フィルタ３３６を具備し、（図４、８、９、及び１０に示されるように）各々は特定された周知の中心波長、半出力で全幅約１０ｎｍから概ねなる。これらのフィルタ３３６は約２．５ｃｍ（１インチ）直径、２から５ｍｍ厚さである。中心波長は指定されると変化する。好ましい実施例においては、フィルタ３３６は１１６５から１３３０ｎｍ範囲の水帯域、８００ｎｍ範囲のオキシヘモグロビン−デオキシヘモグロビンの等吸収点、６６０ｎｍ及び９１０ｎｍの付近の動脈血液酸素飽和測定波長及び９６５ｎｍ範囲の水帯域波長を具備する。図１０に示されるように、各パターンはゲルマニューム光検出器を含む。この検出器は１０ｍｍ直径及び７９ｍｍ² アクティブ面積及び上部水帯域フィルタ（１１６５−１３３０ｎｍ）３３６を第１の２つの壁のそれぞれで有する。他の６つの壁は正方形シリコン光検出器を含む。この検出器は１００ｍｍ² アクティブ面積及び１０００ｎｍ以下の波長に対するフィルタ３３６を有する。ゲルマニューム光検出器はMontgomeryville，PA のEG & G Judsonから商業的に入手可能であるが、他方、シリコン光検出器はBridgewater，NJ のHamamatsu Corporation から商業的に入手可能である。干渉フィルタはBrattleboro，VT の Omega Optical Inc.，から商業的に入手可能である。好ましい実施例においては、２つの上部水帯域フィルタは各々について１３００ｎｍ及び１１９５ｎｍ光プラス／マイナス２ｎｍに対してフィルタを行う。商業的に入手可能なゲルマニューム光検出器でこのフィルタと共に使用されるものはEG&G Judson により販売されるModel #RJ16R10MSC である。また好ましい実施例において、他の６つのフィルタは各々について９７２ｎｍ，１１００ｎｍ，８２０ｎｍ，８０５ｎｍ，９１０ｎｍ，及び６６０ｎｍ光、それぞれ、プラス／マイナス２ｎｍに対してフィルタを行う。商業的に入手可能なシリコン光検出器でこのフィルタと共に使用されるものはHamamatsu Corporation により販売されるS2387-10.10Rである。波長の選択はヘマトクリット又は上述した興味ある他の分析物を予測するために使用される式の選択に依存する。好ましくは波長の選択は上記テーブル１に記載される好ましい範囲波長のそれぞれである。より好ましくは、波長は６８０ｎｍ，８１０ｎｍ，８３７ｎｍ，９００ｎｍ，９７２ｎｍ，９８５ｎｍ，１２０７ｎｍ，及び１３２５ｎｍのセットである。最も好ましくは、波長は６６０ｎｍ，８０５ｎｍ，８２０ｎｍ，９１０ｎｍ，９７２ｎｍ，１１００ｎｍ，１１９５ｎｍ，及び１３００ｎｍのセットである。図４を説明する。前に述べたように、組織３２８を質問するために意図される光の厳しい損失があることが知られている。組織３２８内で、質問用光の著しい光散乱がある。指３２８に入る光の約５％だけが束３３０により集められる。束３３０は組織３２８からの広がった透過光をいくつかのチャンネル３３２に分割するが、分析されるべき波長数に応じて好ましい実施例では８つに分割される。レンズ３３４及びフィルタ３３６は透過される光のある損失を持つ。かくして、ランプ３１２から光検出器３３８まで、光のワット量の降下は、検出光のナノワットの範囲に対して、厳しい。予期せずに、システム３１０はヘマトクリットの予測を形成するためにいくつかの、離散波長の光の非常に小さい量を使用することが可能である。光検出器３３８に到着する光の増量を形成するためのシステム３１０の改造は質問される組織３２８の温度を変化させることが可能にする。かくして、本発明の方法及び装置は信号処理用の光ダイオードに対する質問光の有効量の伝達を達成し且つヘマトクリットの予測を達成する。図１０を説明する。全８つの光検出器３３８は増幅器３４０に対する電気接続用小型２０ピンコネクタ（図示しない）に遮蔽線により接続される（図４参照）。容易に除去可能なケーブル付き電気コネクタは電子ボックス内蔵増幅器３４０にパターン３７４を取り付ける。光検出器３３８は時間で異なる波長の特定光学信号で不備３２８から集められる光に含まれるものをその他のシステム３１０により処理されるべき等価電子信号に変換する。光検出器３３８からの出力（光電流）は遮蔽より対ケーブルを経由してシステム３１０の電子部分の入力に進む；光電流は図１１について以下に記載されるように差動前置増幅器に入力される。その他に、本発明はよりコンパクトでより機械的に且つ光学的にかさばらないシステム３１０を達成するために、小さい固体変調単一光源例えば発光ダイオード、超発光ダイオード、レーザーダイオード及び類似の装置と広帯域光源３１２、ディスク変調器３１４、ファイバー束３２６及び３３０並びに光学的波長ファイバー３３６及びフレネルレンズ３３４を置換することが可能である。信号処理図１１は興味ある波長の１つに対応する図２に示される増幅器及びフィルタエレクトロニクス１２０の電気的概略図を示す。増幅器及びフィルタエレクトロニクス１２０ａ−ｎは図１１に示される同一回路を用いて好ましくは実現される。しかしながら、いくつかの環境では使用される特定型の光検出器にエレクトロニクスを調整することが望ましい。図１１において、ファイバー束からの光学放射は光学放射を他翁する光電流に変換する光検出器３３８に入射する。光検出器は個々の遮蔽より対線１３２を経由して計器増幅器１３４の入力に接続される。ケーブル遮蔽は共通モードノイズを減少させるためにシャーシ接地に接続される。計器増幅器１３４は差動前置増幅器及び精密装置（INA106）からなる。差動前記増幅器構成は共通モードの信号の非常に高い除去に至り、２つのオペレーショナル増幅器Ｕ１及び関連回路部品を具備する。１６７Ｋオームフィードバック抵抗が各オペレーショナル増幅器Ｕ１の反転入力に結合される。各フィードバック対抗に並列な２４ｎＦキャパシタは各オペレーショナル増幅器Ｕ１の出力で信号の高周波含有量を低減する（高周波ピーキングを低減する）。このＲＣ対のカットオフ周波数は４０．８Ｈｚである。オペレーショナル増幅器Ｕ１の非反転端子に接続される１０Ｋオーム抵抗はノイズを低減するように等しくないオペレーショナル増幅器のバイアス電流を補償する。前置増幅器段の出力は上のオペレーショナル増幅器の出力での負電圧と下のオペレーショナル増幅器の出力の正の電圧からなる差信号である。好ましい実施例においては、低ノイズオペレーショナル増幅器が前置増幅器として使用される。低電流ノイズオペレーショナル増幅器は高シャント抵抗光検出器にとって好ましいが、他方、低電圧ノイズオペレーショナル増幅器が低シャント抵抗光検出にとって好ましい。前置増幅器段に直接続くものは精密装置（INA106）であり、これは前記増幅器段からの差信号をシングルエンデッド電気信号に変換する。適切に構成されると、この装置は下のオペレーショナル増幅器の出力から上のオペレーショナル増幅器の出力を減算し、２つの個々の信号の１つの電圧信号への変換に至る。装置は変換信号をファクタ１０だけ増幅する。２つのオペレーショナル増幅器回路Ｕ２は第４次数の低域通過Butterworth フィルタ１３６として構成されさらに信号の高周波含有量を低減する。低域通過フィルタは２つの連続第２次数のButterworth フィルタＵ２から好ましくはなり、各々はカットオフ周波数３３．８Ｈｚを持つ。結合されたフィルタＵ２の周波数応答はカットオフ周波数３３．８Ｈｚを持つ第４次数の低域通過フィルタである。ＲＣフィルタは、１０オーム抵抗及びキャパシタ１５０からなり、信号の低域通過条件を促進する。ＲＣフィルタ接地は処理モジュール５００の接地に結合される。また、抵抗、Ｒ、は処理モジュール５００にエレクトロニクスを接続するケーブルの分布キャパシタを減結合するのに役立つ。ケーブルはButterworth フィルタ１３６の接地で接地に結合される遮蔽で３６０°遮蔽される。処理モジュール５００はKeithley-Metra Byte Analog to Digital Converter ボード及びToshiba 3200可搬コンピュータで好ましくは実現される。コンピュータはKeithley-Metra Byteアナログ対デジタル（Ａ／Ｄ）変換器ボードにより拡大される80386マイクロプロセッサを具備する。処理モジュール５００はアナログ信号を受け及びそれをＡ／Ｄボードを経由してデジタル表現に変換する。デジタル化されたフォトプリチスモグラフィック波形のサンプルは３．３３ミリ秒の全ランプフィラメント露出中（サンプリングウィンドウ）にＣＰＵにより好ましくは捕捉される。図６に関し上述されるように、シャッタ開信号はＣＰＵと同期するように使用されることによりＣＰＵは３．３ミリ秒サンプリングウィンドウ中に興味ある全波長のフォトプリチスモグラフィック信号をサンプルする。ディスク３１４のパイ形状セクタがランプ３１２に対して開となる時間にシャッタ開信号が対応する。シャッタ開信号の受け後に、ランプフィラメントが完全に露出される時間とシャッタ信号開信号の受けとの間の時間に対応する遅延をＣＰＵが待つ。その遅延が経過した後に、図１２に示される信号DELAY BURST TRIGGER をＣＰＵが発生する。DELAY BURST TRIGGER 信号の受けの際に、一連のバーストパルスを図１２のトリガ制御回路が発生する。各バーストパルスの受けの際に、興味ある波長の１つに対する波形をＣＰＵがサンプルする。好ましい実施例において、トリガ制御モジュール１１６により、例えば、８つのバーストパルスで、各々が興味ある８との波長の１つに対応するものが周期約６０ミリ秒にわたり発生する。各バストパルスの受けの際に、興味ある対応波形をＣＰＵがサンプルする。かくして、好ましい実施例において、３．３３ミリ秒の全ランプフィラメン露出中に約６０ミリ秒の時間フレームにわたり連続に全８つの波形がサンプルされる。全波形が同時にサンプルされないけれど、好ましい実施例では約６０ミリ秒の時間フレームにわたりサンプルが取られる。興味ある信号における任意の関連するフォトプリチスモグラフィック情報に比較されるときこの６０ミリ秒時間フレームは非常に短いので、実際の目的に対して、サンプルは「同時に」必然的に捕捉される。しかしなら、本発明の精神及び範囲からそれることなく興味ある全波長に対する波形が並列にサンプルされることが理解される。データ格納波形サンプルが捕捉された後に、生データが電圧に変換され、且つ２次元アレー例えば図１３Ａに示されるもので格納される。この構造は生データのアレーに対するポインタのアレー、各チャンネルに対する１つ、である。好ましい実施例においては、チャンネルの全数は可変の"Numbchans”に格納され且つ好ましい実施例においては８つに等しい。また、好ましい実施例においては、各アレーはチャンネル当たり５１２データポイントまで格納することが可能であるので、図１３Ｂの可変” ArraySize”は好ましい実施例の５１２に等しい。実際のサンプリングに対して使用されるメモリはリングバッファとして動作するように好ましくは構成される。Keithley-Metra Byte A/D カードが使用するＤＭＡバッファ２つのブロックに分割される。ＤＭＡを用いて、以下に記載される処理制御手順は別のものに書き込む間にＤＭＡの１つのブロックから読む。１つのブロックが完全に書き込まれる間に後処理がデータのそのブロックについて行われる。ＣＰＵがダイナミック目盛りの次のブロックにデータをサンプルし続ける間にこの全てが完成される。処理制御図１４はユーザがいくつかのシステムパラメータを構成することがでいる処理を示す。まず、得られる波形の品質を視的に評価することが可能であるが、他方、繰り返し可能であり、量を定めることが可能である方法で波形を評価し且つスクリーンにディスプレイされる「示性数」を生成するものを形成し且つ適用することが本発明の特徴である。この目的に対して、ユーザーは量を定めることができる性能指数を設定することができ、この指数に対してヘマトクリットの正確な予測を伝達する能力について波形が評価される。好ましい実施例においては、このために使用される２つのパラメータハ２つのユーザー構成可能チャンネルのピーク対ピーク電圧及びユーザー構成可能パラメータの変化係数である。一般的に、最低のパルス電力（そのため低信号対ノイズ比）を有する２つのチャンネルは前者の目的に対して指定される。もしこれらのチャンネルのピーク対ピーク振幅がユーザー指定最小限以下に落ちるならば、REJECTメッセージがディスプレイされ、さらにデータが得られることをユーザーに示す。好ましい実施例の他の性能指数は少なくとも１つのＨ値（以下の詳細に記載される）の変化係数である。もし指定Ｈ値のＣＶがユーザーにより制限セットを越えるならば、REJECTメッセージがディスプレイされる。もしピーク対ピーク振幅及びＣＶの双方がユーザ指定制限内にあるならば、ACCEPTメッセージが表示される（図２８参照）。図１４はユーザーがどのチャンネルがサンプルされるべきか且つどのチャンネルがピークと谷検出に使用されるべきかを選択することができることを示す。図１９Ａ及び１９Ｂに関し以下に詳細に記載されるように指定「ピークチャンネル」は代表的に等吸収チャンネルである。もし視的検査の際にディスプレイされた波形に極度にノイズが多く又は著しいドリフトが含まれるならば、又はディスプレイされるピーク対ピーク振幅及び／又は変化の大きさの係数が受諾できないところでは、ヘマトクリット予測の信頼性を改良しようとしてさらに信号を処理するためにユーザーは、１チャンネルづつの条件で、選択する。１つ又はそれ以上のチャンネルに対する信号に極度に多くのノイズが出現するとき、信号がさらに処理される前にユーザーはそれらのチャンネルに対して生データを滑らかにするほうを選択する。そうする際に、ユーザーはどちらのチャンネルが滑らかにされるべきかを選択し且つ選択されるチャンネルに対して生データについて使用されるべきであるタップフィルタの次数を選択する。著しいドリフト又はベースライン傾きが存在するチャンネルに、ユーザーが、１チャンネルづつの条件で、それらのチャンネルの傾き除去を行う。傾き除去手順は図１６に関して以下の詳細に説明される。低信号対ノイズ比（ＳＮＲ）を有するチャンネルに、ユーザーは、１チャンネルづつの条件で、より高い信号（通常指定ピークチャンネル）に低ＳＮＲ信号を倣い合わせるほうを選択する。倣い合わせ手順は図２０について以下に詳細に記載される。ユーザーはヘマトクリット予測に使用される式を入力することができる。図１５はヘマトクリットの非侵襲性決定用の本装置に対する制御ソフトウエアの簡単なフローチャートを示す。制御ソフトウエアの詳細なコンピュータプログラムリストが添付のMicrofiche Appendixに参照できる。図１５に示されるように、ＣＰＵはまずｎチャンネルの各々に対して生データを捕捉する（好ましい実施例では８）。生データは電圧に変換されかつ上述したようにメモリに格納される。もし図１４に関し上述したようにユーザーにより構成されるならば、制御ブロック４０８は選択されたチャンネルを滑らかにし及び／又は傾き除去を行う。次に、指定「ピークチャンネル」のピーク及び谷の位置は制御ブロック４１０により計算され且つ格納される。制御ブロック４１２において、興味ある各波長のフォトプリチスモグラフィック波形二対するピーク及び谷の振幅、又は電圧値は計算される。各チャンネルに対するピーク及び谷の値が一旦知られると、各ピーク／谷対に対する疑似吸光度が制御ブロック４１４で計算される。また、これらの疑似吸光度の値が制御ブロック４１４で結合されてＨ値を計算し、こえらの値は制御ブロック４１８でヘマトクリットの予測で結合される。ユーザー選択チャンネルのピーク対ピーク値（ＡＣ成分）、最も好ましくは最低パルス電力及び又は最低信号対ノイズ比を持つ２つのチャンネルは計算される。これらのピーク対ピーク電圧は本発明により上述したように使用されてもしピーク対ピーク値がユーザー設定可能閾以下に落ちるならばそのデータを除く。もしデータが上に引用される理由で除かれないならば且つ患者移動アーチファクト、器械切断、又は受諾できない変化係数のため、以下に記載されるように、制御ブロック４２０は平均ヘマトクリット、平均酸素飽和及び変化の平均係数を計算する。データが除かれ又は除かれなくても、波形及び結果は制御ブロック４２２でディスプレイされる。ユーザがデータをサンプリングするのを止める合図をするまでＣＰＵが各チャンネルをサンプルし続ける間、完全な処理が続ける。傾き除去適切な波長で血液が潅流する組織を経由して光透過を測定することによりヘマトクリットの非侵襲性測定が達成されるけれど、実際にはこれらの測定信号は呼吸及び移動に起因して、特に臨床的環境に集められるとき、アーチファクトにより改悪される。このアーチファクトはデータ傾き又はベースラインドリフトとして記載される低周波ノイズの形である。このドリフト又は傾きが有効であるとき、ヘマトクリット測定は誤差を受ける。本発明はそのため傾き除去データに対するオーダ適応フィルタを提供しフォトプリチスモグラフィを経由しヘマトクリット測定の正確及び精度を改良する。傾き除去処理自体は簡単であり且つ処理ステップは図１６に示される。まず、平均パルス周期は興味あるデータ間隔にわたり発見される。代表的には、データは４から８パルス周期のブロックで傾き除去が行われる。測定される周期’ｘ’ 秒はサンプルされる波形でＮ離散時間ステップに対応する。より正確には、Ｎ＝ ’Ｘ’×ｆｓここにｆｓはサンプリング周波数Ｈｚ（好ましい実施例では１００Ｈｚ）である。Ｎは最近の奇整数に丸められる。次に、パルス信号は下記式を使用して長さＮのMoving Average(MA)フィルタでフィルタされる：傾き除去される信号ｘ^*は式を使用して元の信号からフィルタされた信号を減算することにより得られる：ｘ^*（ｎ）＝ｘ（ｎ）−μ（ｎ）ＭＡフィルタをパルス周期にチューニングすることにより、移動平均がパルス周期にわたり常に計算される。これはパルス変化が真のドリフトだけ又は傾き信号成分を残してベースライン波形ｍ（ｎ）に漏れるのを妨げる。フィルタ長さＮ（平均間隔）がパルス長さに等しいとき、パルス周期及びその高周波は必然的に零にされる。この方法はパルス周波数の零化が保証される点で有効な利益を持つ。他のフィルタリング方法はパルス周波数を必ずしも零にせず且つそのためベールライン波形がパルス波形の残りで汚染される。このＭＡフィルタの付加的利益は実現の容易性、無条件な安定、及び線形位相応答をふくむ。もしデータが傾き除去されるならば、傾き除去されたデータに対するＨ値の計算は、強度値が特定方法で計算されることを要求する。傾きが除去されたピーク及び谷レベルＩ^* _p 及びＩ^* _v は傾き除去された信号ｘ^*（ｎ）から決定される。次にベースライン成分Ｉ_BLは適当なオフセットを形成するために加算される：Ｉ_p＝Ｉ^* _p ＋Ｉ_BL Ｉ_v＝Ｉ^* _v ＋Ｉ_BL ピーク−谷結合に対する特別のベースライン値はピーク及び谷時間指標間の中途にある値ｍ（ｎ）である。例えば、もし谷Ｉが時間Ｐで起き且つピークＩ時間ｑで起きるならばＩ_Blは：Ｉ_BL＝μ（（ｑ−ｐ）／２）により与えられる。これらのピーク及び谷強度が元のデータから計算されるものと同一でないことが理解される。ベースライン値が除去されかつ簡単に再度加算されるらしい。これは真相ではない。データが傾き除去されるとき、ピークから減算されるＭＡ値ｍ（ｎ）は谷から減算されるＭＡ値と異なる。ｍ（ｎ）が時間変化波形であるためである。しかしながら、強度ち再構成されるとき、ベースライン値はピーク及び谷の双方に対して同一である。テーブル２は２人の患者に対するＨ値データを示す。Ｈ値のアステリスクは傾きが除去されたデータについて計算されること示す。全ケースにおいて傾きが除去されたＨ値が低変化係数を持つことに注目せよ。図１７に示されるプロットは代表的なケースに対する３つの関連信号を示す。元の信号ｘ（ｎ）は実線により示され、ＭＡフィルタ信号ｍ（ｎ）はダッシュ線により示され、且つ傾き除去信号ｘ^*（ｎ）はドット−ダッシュ線により示される。図１７において、傾き除去信号ｘ^*（ｎ）がオフセットされることにより３つのグラフが同一の頁に示される。しかしながら、傾き信号はゼロ−平均であることをが理解される。適応ピーク及び谷検出器一旦各チャンネルのサンプリングが完全であり且つ生データが格納され、傾きが除去されると、本発明は捕捉されたデータを処理してヘマトクリットと興味ある他の特徴を評価する。吸収される光戸ヘマトクリット間の相関を決定するために使用される好ましい方法が個々の心臓の鼓動に対するピーク及び谷でのフォトプリチスモグラフィック値の比である。例としてのフォトプリチスモグラフ２１０は図１８の上部に示される。１つの完全な心臓の鼓動が参照数２０８により示される。波形２１０の実際のピーク、例えばピーク２０４が検出され且つノイズに起因する疑似ピーク及びダイクロイックノッチ２０６が無視されることが重要である。ダイクロイックノッチ２０６が大動脈弁の閉鎖により生成され且ついくつかの固体で断言されている。いくつかの固体では、ダイクロイックノッチはサンプリング中には非常に弱い。本発明は任意の疑似ピーク及び谷をフィルタする間、波形２１０の実際のピーク２０４及び谷２０２を決定するリアルタイム適応ピーク及び谷フィルタを提供する。これは、基礎となるパルス信号及び関連するピーク及び谷が非常に変わりやすく且つ潜在的に非周期的であるので、本発明の重要な特徴である。図１９Ａは実際のピーク及び谷が発見される処理を示す。まず、サンプルされる波形は微分される。例としての微分されるフォトプリチスモグラフィック波形２１６は図１８の下部に示される。１１タップスムージングフィルタが微分波形に適用される。次に微分波形の全ピークが発見され且つ微分波形の最大ピークの値、図１８のピーク２１８が決定される。閾値が比較目的のために計算される。好ましい実施例では、閾値は微分波形の最大ピーク２１８の値の５０％である。この閾値は図１８の微分波形に示される。微分波形の有効なピークが閾値の値と各ピークの実際の値と比較することにより微分波形における有効ピークから決定される。もし問題のピークが閾値の値以下の値を有するならば、そのピークはノイズ又はダイクロイックノッチに起因すると決定しそのため無効ピークとなる。不完全なパルスの部分であると決定される任意のピークは疑似ピークを避けるため無効と指定される．もし問題のピークが閾値以上の値を持つならば、ピークは有効なピークである。微分波形の有効ピーク決定後に、元の波形に対する実際のピーク及び谷が図１９Ｂに示されるように決定される。微分波形は走査されて微分波形振幅がゼロに等しくなるポイント、例えば図１８におけるポイント２１４を探す。これは実際の波形の傾斜がゼロに等しいポイント、かくして実際のピーク又は谷の位置に対応する。この処理は微分波形のピーク、例えば、図１８のピーク２１８で開始しかつこのピークの右に対するデータポイントの試験を行う。ゼロ交差ポイントは、実際のピーク、図１８の例では２０５が発生するデータポイントであると決定される。もしこのポイントが以前のピーク候補からすでに発見されたならば重複ピークが捨てられる。さもなければ、実際のピーク位置が１次元アレー例えば図１３Ｂに示されるものに格納される。この処理は全候補ピークに対して続けられる。図１９Ｂの右部分は有効な谷位置が発見される処理を処理を示す。全ピークが試験された後に、谷がゼロ交差ポイント（図１８のポイント２１２）に対する微分波形の決定されたピーク（例えば図１８のピーク２０４）の左に対して走査することにより発見される。このゼロ交差ポイントは谷（図１８の谷２０２）であると決定され且つこの谷位置はさらなる計算のために格納される。興味ある各波長に対する有効ピークの位置は１次元アレー例えば図１３Ｂに示されるものに格納される。このアレーの要素数は格納される有効ピーク（好ましい実施例では１００）の最大数に等しい。各実際のピーク野位置はアレーに格納される。例えば、ピークが第２３番目と第６０番目のデータポイントに存在する決定されるならば、アレーは２３及び６０を含む。これは発見される谷に対しても事実である。もし谷が第１９番目及び第４８番目のデータポイントにあると決定されるならば、谷位置を格納する類似のアレーは１９及び４８等を含む。ピーク及び谷値決定一旦ピーク及び谷の位置が決定され格納されると、ピーク及び谷の電圧値又は振幅が決定される。各波長帯域に対してその帯域で受け入れられるエネルギーに対応する時間依存電圧レベルがある。電圧値及び位置間の相関は生データが格納されるアレーに維持される。信号レベルが比較的高い、すなわち高い信号対ノイズ比（ＳＮＲ）であるところでは特別の位置のピーク又は谷の電圧値の生データの直接の読みが自信をもってなされる。多種の波長に対する吸収及び散乱の差に起因して、しかしながら、いつくかのチャンネルに対するパルス信号は他よりも弱い信号対ノイズ比を有する。ノイズが存在しない基礎となる信号は全て同一の基礎となる形状を有する。各チャンネルが鼓動し且つ流れる血流の特性形状を有するフォトプリチスモグラフを生むためである。異なるチャンネルに対する信号間の差だけがパルス振幅及びＤＳオフセットである。その差はヘマトクリットの正確な測定に臨界である振幅及びＤＣオフセットである。しかしながら、低ＳＮＲ信号ではピーク及びたに有効なノイズを含み且つこの不正確はヘマトクリット計算の誤差に至る。そのため本発明は低ＳＮＲｓを持つチャンネルに対してピーク及び谷の振幅の測定を改良する技術を提供する。この技術は「倣い合わせ」と呼ばれ且つ図２０に示される。図２０は低ＳＮＲs でのピーク及び谷の値を発見する本倣い合わせ技術を示す。好ましい実施例では、ユーザーは倣い合わせが１チャンネルづつの条件で行われるべきかを選択することができる。例えば、もしユーザーが選択したチャンネルのピーク対ピーク電圧が指定閾以下の落ちるならば、ユーザーは倣い合わせが適正であると推論してもよい。本発明の倣い合わせ技術４１２はピーク及び谷電圧の測定が最高ＳＮＲの波長で行われることをだけを必要とする利点を有する（好ましい実施例では、これは最も代表的には等吸収チャンネルであり、範囲８００−８４０ｎｍに対応する）。高いＳＮＲ波長は低ＳＮＲs を有する波長でピーク及び谷の値を決定するために比率で決められる。図２０に示される説明及び処理ステップの目的のために、チャンネルＡが高ＳＮＲ信号であり、チャンネルＢが低ＳＮＲ信号とあると過程する。例としての信号Ａ及び信号Ｂの波形は、図２１Ａで、波形５１０及び５１２として、それぞれ、示される。第１のステップは信号Ａ及び信号Ｂの双方を帯域通過させることである。信号Ａ及び信号Ｂの帯域通過波形は図２１Ｂに波形５１８及び５２０として、それぞれ示される。線形位相帯域通過フィルタはＤＣオフセットを除去し、高周波ノイズを除きかつ波形のＡＣ又はパルス部分だけが残る信号の傾きを除去する。信号Ａ及びＢの双方は低域通過フィルタの処理が行われる。信号Ａ及び信号Ｂの低域通過波形は図２１Ｃに波形５１４及び５１６として、それぞれ示される。低域通過フィルタはＡＣ成分を除き且つＤＣオフセット及び任意の傾き又は低周波ノイズ例えば呼吸アーチファクトを通過させる。図１６に関し上述した信号ｍ（ｎ）は低域通過信号に対して使用される。次に、帯域通過信号Ａ及び帯域通過信号Ｂ間の最小自乗フィットが計算される。これは最小自乗の意味で帯域通過信号Ｂに対して最良の合わせであるように帯域通過信号Ａを比率で決めることからなる。以前に述べたように、興味ある全チャンネルに対する信号は同一の基礎となるパルス波形を有する。本発明の最小自乗フィット方法はこの事実を簡単に開発する。その利益はピーク及び谷の位置及び振幅が最高ＳＮＲ信号について行われることを必要とするにすぎないということである。より低いＳＮＲに対するピーク及び谷の振幅は最小自乗フィットの最適化からのスケール（比率）ファクタで高ＳＮＲピーク及び谷を比率で決めることにより発見される。好ましい実施例においては、スケールファクタはブロック方法で計算される。ブロック方法はデータのブロック又はベクトルに分割される信号について、下記のように、動作する；ｘ_A（ｎ）＝高ＳＮＲ信号；ｘ_B（ｎ）＝低ＳＮＲ信号；ｘ^* _A（ｎ）＝帯域通過高ＳＮＲ信号；ｘ^* _B（ｎ）＝帯域通過低ＳＮＲ信号； μ_A（ｎ）＝低域通過高ＳＮＲ信号； μ_B（ｎ）＝低域通過低ＳＮＲ信号； γ＝スケールファクタ，として、ここに、ｘ^* _A（ｎ）＝ｘ_A（ｎ）−μ_A（ｎ）である。最小自乗最小化はｍｉｎ||ｘ^* _B（ｎ）−γｘ^* _A（ｎ）||² γ として定義され、且つその解は γ＝ｘ^*+ _A（ｎ）ｘ^* _B（ｎ）／ｘ^*+ _A（ｎ）ｘ^* _A（ｎ）により与えられ、ここに、ｘ^*+ _A（ｎ）及びｘ^*+ _B（ｎ）は、それぞれ、ｘ^* _A（ｎ）及びｘ^* _B（ｎ）の転置である。ｘ_B（ｎ）の「クリーン」又はノイズ低減版はｘ_B(clean)（ｎ）＝γ（ｘ_A（ｎ）−μ_A（ｎ）＋μ_B（ｎ）＝γ（ｘ^* _A（ｎ））＋μ_B（ｎ）となる。図２１０は波形５２２として信号Ｂの「クリーン」版を示す。ｘ_B（ｎ）のクリーン版は直線（アフィン）変換であることに注目せよ。そのため、ノイズベクトルｘ_B（ｎ）のピーク及び谷はクリーンベクトルｘ_A（ｎ）のピーク及び谷から計算される。マルチチャンネルにおいて、これはピーク及び谷（位置及び振幅の双方）が最高ＳＮＲ（代表的には等吸収のチャンネル）を持つチャンネルに対して計算されることを必要とするだけであることを意味する。低ＳＮＲs を有するそれらのチャンネルに対するピーク及び谷の値が上記アフィン変換を用いて計算される。好ましい実施例がブロック方法のスケールファクタを計算するように記載されるけれど、スケールファクタは多くの方法で、例えば回帰により、本発明の範囲からはずれることなく、計算されることが理解されるべきである。実際には、ヘマトクリットを計算する前にＡＣパルス信号に低域通過フィルタ信号μ_A及びμ_Bを加えるいくつかの選択がある。最も簡単な場合には、低域通過信号はさらなる処理なしでＡＣ信号に加えられてもよい。もしベースライン値がパルス中に著しくドリフトするならば、ベースライン波形はそのパルス中に平均値に設定される。これはもしドリフトが存在したなら階段−ステップＤＣ波形を生成する。米国特許 4,869,254において、等価ＤＣ値がフィルタされない波形のピーク又は谷値のいずれかに設定される。次にピーク又は谷値はＤＣシフトに対応するように調整される。これは代わりの方法である。予測式の決定上記したMAXR統計分析方法を用いて、且つテーブル１において上記した波長の好ましい範囲から選択し、ＨＶ１又はＨＶ２のいずれかを用いて、下記式が、非侵襲性的に且つ経皮的に人間のヘマトクリットの直接予測において代わって使用される：ＨＣＴ＝55.3（ＨＶ１_1207,660）−563（ＨＶ１_1302,805）＋596（ＨＶ１_1302,910）−58（ＨＶ１_837,805）＋93.2 この式は５３の健康な個体、慢性腎臓不全患者、及び手術後患者から集められたデータを用いて開発されトレイニングセットを形成した。図２１は＋/-5ヘマトクリットパーセント内でＲ²＝0.83及び全ヘマトクリット値を持つ校正プロットを示す。この予測式を有効にするために、上述した装置及び方法を用いて１０の新個体のヘマトクリットが非侵襲性的に及び経皮的に予測された。これら１０個体に対する予測式はプロットされ且つ図２２に示される。全予測値は＋/-3ヘマトクリットパーセント内に落ちた。図２３の前の式を有効にする別の技術は残りデータポイントから得られる回帰式に基づいて１つのデータを除去しその値を予測する統計的なプログラムを使用することである。この手続はそのセットの全データのポイントに対して繰り返される。上記した装置及び方法を以下に用いた下記式、ＨＶ２，MAXR，及び最も好ましいセットの波長：６６０、８０５、８２０、９１０、９７２、１１００，１１９５、及び１３００ｎｍ。ＨＣＴ＝−54.85（ＨＶ２_1300,1100）− 34.72（ＨＶ２_1195,972）＋26.38（ＨＶ２_1195,660）− 7.418（ＨＶ２_972,660）＋3.105（ＨＶ２_1100,910）＋71.03 約４０の健康なボランティア及び２５の慢性腎臓不全患者を用いてとれイニングセットを確立する実際的で且つトレイニング用のへマトクリット値のより広い範囲を形成するために、完全な校正／有効シーケンスが行われた。図２４は+/-5 ヘマトクリットパーセント内で0.85のＲ² 及び事実上全ヘマトクリット値を持つ上記式を使用する校正プロットを示す。この式は１度に１ポイントのクロス確認方法を用いて有効になり、0.80のＲ² 及びヘマトクリット値について広がりの小さな増大だけを持ち、図２５に見られる予測プロットを与えた。図２６はコンピュータに上記式の係数をプログラミングすることにより行われるオンライン予測の結果を示す。ボランティアの人間被験者のフォトプリチスモグラフが記録された。さらに個々のヘマトクリット値が「オンライン」でディスプレイされ記録された。通常通りに、被験者から取り出された静脈血サンプルはセルカウンタ基準方法で分析された。その結果が図２６にディスプレイされる。一旦予測式が確立されると、図４に示される装置の幾何学は固定されたままにする必要がある。装置の変更は予測式の再計算を要求する。上記の感度は、以下の感度式に示される、個々のＨ値の変化に依存する。感度＝〔−54.8-34.7＋26.3-7.418−3.105〕^T 例えば、ＨＶ２_1300,1100の１０％の変化は３ＨＣＴ％の変化に至る。校正プロットの別例は図２７に示される。データは被験者について取られ、且つデータセットは８％以下のＨ値の変化係数に対応するＨ値を持つ被験者を含むため低減した。１段ずつの回帰を使用する統計分析が使用され、Ｒ² ＝0.97について以下に示される下記多数波長校正式に至る。ＨＣＴ＝−126（ＨＶ４_805,660）−573（ＨＶ４_1302,680） −1366（ＨＶ４_1302,837）＋1966（ＨＶ４_1302,805） −643（ＨＶ４_680,837）−2609（ＨＶ４_837,910）＋2297（ＨＶ４_805,910）−123（ＨＶ４_978,680） −259（ＨＶ４_805,905）＋1483 ９つの波長比が使用されたけれど、相関係数約0.9 のＲ² が９つの比のうち４つだけについて得られ、すなわち最終の相関係数に寄与して変化することが理解される。データポイントの少数サンプルは個体数を充分に表さないためこの式のクロス確認は満足する精度のヘマトクリット予測を生成しないことが理解される。それにもかかわらず、この式は低Ｈ値変化係数を与えるために慎重により大きな個体数にわたり集められるデータは低誤差でヘマトクリット予測を与えることを示す。校正式のまだ別の例は、MAXR手順を利用して下記式を生成し、８以下、ｎ（データポイント数）＝２４、及びＲ² ＝0.92のパーセントＨ値変化係数のデータサンプルについて得られる。ＨＣＴ＝−17.6（ＨＶ２_1163,820）−166（ＨＶ２_820,910）＋22（ＨＶ２_1302,805）＋50.4（ＨＶ２_805,910）＋15.2（ＨＶ２_978,680）＋22．信頼レベルの決定変化係数の計算一旦ヘマトクリットが予測されると、予測の信頼レベルのある大きさが所望される。この理由は計算の不確定性である。この可変性は、多くの装置で無視されるが、測定の信頼性を示すために使用される。信頼性を評価する１つのこの方法は測定されたパラメータの平均値の回りに測定されたパラメータの分布を計算することである。例として、パラメータ測定の大きさが標準偏差（σ）で平均（ｖ）の回りに通常分布されると仮定せよ。これは： -(x-v)²/(2σ²) Ｎ（ｖ、σ）＝ｅにより与えられ、である。センタ値の回りの分布を仮定して、その値の回りのデータ分布の有益な大きさは標準偏差（ｓ）又は平均に規格され且つパーセントに変換された標準偏差であり、通常分布を仮定する。表示偏差が平均に規格されるとき、測定は変化係数（ＣＶ）と呼ばれる。そのＣＶは下記のようにして計算される：ＣＶ＝σ／ｖ×１００％ＣＶは測定されたパラメータの平均とその平均の回りの測定されたパラメータの分布を示す数を与える。例えば、規格分布に対して、ＣＶ＝５％は測定されたパラメータ（そのデータ+/- 標準偏差）の６８．２７％が測定されたパラメータ値の帯域+/- ５％にあることを意味する。本発明の目的のために、いくつかの異なるパラメータのＣＶは応用可能である。１つはヘマトクリットを予測するために使用される１又はそれ以上のＨ値の変化係数である。変化係数に対する好ましいＨ値は等吸収波長及び上部水帯域の比に対応することを意図する。等吸収波長及び上部水帯域が、それぞれ、代表的には最も強く且つ最も弱い信号であるので、対応Ｈ値は、その比が最悪ケースに変化係数を一般的には与えるので、好ましい。使用され得る別の有益な大きさはヘマトクリット予測のＣＶである。この計算の有効性はデータの規格分布及び変化係数に限定されない。実際、本発明における好ましいＨ値の平均の回りの分布は規格分布ではない。しかしながら、計算されるＣＶはそれにもかかわらずヘマトクリット予測の信頼レベルの信頼できる表示器である。好ましいＨ値のＣＶは図２８に示されるようにディスプレイされる。このＣＶが図１４に関し上述したようにユーザーにより指定された閾を越えるならば、” REJECT”メッセージがディスプレイされる。もしＣＶが指定閾を越えなければ、 ACCEPTメッセージが、図14に示されるように、ディスプレイされる。ディスプレイされるＣＶ値により、ここに記載されるようにディスプレイされるACCEPT又はREJECTメッセージ及びピーク対ピーク電圧と結合して、ユーザーがヘマトクリット予測の信頼性に関する有用な判断をすることが可能になる。波形及び結果のディスプレイ波形及び計算結果例えばヘマトクリット、変形係数、酸素飽和、ピーク対ピーク電圧等が図１５の制御ブロック４２２でディスプレイされる。図２８は本発明の装置の例としてのスクリーンディスプレイを示す。そのディスプレイはチャンネル１−４のプロットを含む。その波形は振幅（電圧）対時間（数百秒）としてプロットされる。ピーク及び谷の位置、現在ディスプレイされるスクリーンに対するヘマトクリット予測値（ＨＣＴ）、得られる全スクリーンにわたる平均ヘマトクリット、好ましいＨ値（図２８におけるＨＶ_1,4 ）の変化係数がディスプレイされる。酸素飽和及びチャンネル１及び２のピーク対ピーク電圧は図２９の例としてのディスプレイに示される。２チャンネルの最小ピーク対ピーク値（ＡＣパルス成分）及びＨ値の最大ＣＶは図１４について上述した臨床家により適合させることができる。もしピーク対ピーク値が最小以下ならば、REJECTメッセージがディスプレイされる。同様に、もしＣＶがユーザー指定閾より大きければ、データセットは除かれる。かくして，共に使用されるとき、ディスプレイされるＣＶ、ピーク対ピーク測定及びACCE PT/REJECT メッセージはヘマトクリット予測の質を評価するために使用される示性数を形成する。図２９Ａは波形がフォトプリチスモグラフィックデータの連続捕捉中にスクリーンに表示される処理を示す。２つのディスプレイモードと、通常ディスプレイモード及び格納モードがある。通常ディスプレイモードにあるとき、若干数の格納及びディスプレイ選択がキーストロークの組み合わせを介して利用できる。ユーザーはサンプリング中にディスプレイされる実際のチャンネルを変化させることが許可される（スクリーンサイズ制限に起因して、最大５つの波形がサンプリング中にディスプレイされる）。ユーザーは「自動トグル」を選択することができ、その期間中にそのシステムはその手順を介して各ループの異なるセットチャンネルをディスプレイする。例えば、もし各チャンネルに対する第１の５１２のサンプルが得られた後に８つの全チャンネルがあるならば、指定されるピークチャンネルを含むチャンネルグループがディスプレイされる。次の完全なサンプルが得られるとき、４つのチャンネルのグループがディスプレイされる。４つのチャンネルの第２のグループは最初にディスプレイされなかった４つのチャンネル及び指定されるピークチャンネルを含む。好ましくは、指定されるピークは基準目的として常にディスプレイされる。ユーザーは「Ｔ」又は「ｔ」を押すことによりディスプレイを手動のトグルで留めることができディスプレイされるべきチャンネルをトグルで留めることができる。ユーザーが「ｔ」又は「Ｔ」を入れる都度、次のディスプレイされるチャンネルが以前にディスプレイされないチャンネルになる。手動トグリングはユーザーが何時そのディスプレイがトグルで留められるかを示すのを除き自動トグルと同じ機能を基本的には行う。手順は、スクリーン出力及び捕捉されるデータの実際の格納の双方を操作するためにユーザが入ることができる指令基本メニューを構築する。このメニューは図２８に示されるスクリーンにディスプレイされる。格納モードに入るために「Ｓ」又は「Ｒ」に一旦入ったら、異なるディスプレイが示される。格納モードにおいては、２つのチャンネルだけがスクリーンにディスプレイされる。第１のチャンネルは、常に、ピーク及び谷を見つけるために使用されたチャンネルである。第２のチャンネルはユーザーにより選択可能である。格納モード中、ユーザーは格納を中止するため「Ｑ」に入ることができる。スクリーンへの実際のプロットは１つのページのデータ又は好ましい実施例では５１２データポイントからなる。しかしながら、全波形は多くの格納されたデータポイントからなる。図２９Ｂの手順によりユーザーは前後に相互作用によりファイルをスクロールすることが可能になる。ユーザーは「Ｂ」若しくは「ｂ」を押すことにより波形を介して後方に又は「Ｎ」若しくは「ｎ」を押すことにより波形を介して前方にページをめくることができる。ユーザーは波形を印刷することができ又はプロットからページ（５１２データポイントとして規定される）を消すことにより波形を相互作用により編集することができる。消さない選択はページが誤って消される場合に大して利用できる。興味ある他の分析物の予測前述したように、哺乳類の血液で興味ある他の分析物は本発明の方法及び装置を用いて予測される。従来採用される最も共通の予測は酸素飽和の予測である。好ましくは採用される８つの波長のいくつかが６６０ｎｍ及び９１０ｎｍでの波長吸光度の比を提供するため、パーセント酸素飽和は当業者に知られる電子回路を修正し又は加えて容易に予測される。この例では、単一の装置はヘマトクリット及びパーセント酸素飽和の双方を予測するために使用され、単一の非侵襲性、経皮的装置において、哺乳類の患者の生理学的条件の診断又はモニタリングに使用されるより重要な「血液ガス」の２つを正確に又は精度良く予測する能力を提供する。また、前述したように、哺乳類の患者への輸血のために貯蔵される哺乳類の血液の生理学的な条件を非侵襲性的にモニターするメトヘモグロビンの予測とヘマトクリットの予測を組み合わせることができる。本発明の他の実施例においては、ヘマトクリット含有量及びメトヘモグロビンの変化により測定される貯蔵血液が幾分か古くなることが観測された。特に、貯蔵血液が古くなるにつれてメトヘモグロビン含有量が上昇し且つヘマトクリットが増大することは本発明の見地である。それらの変化は、血液の貯蔵袋について非侵襲性質問に適用される本発明の技術によれば、定量化される。この実施例においては、貯蔵血液と非接触に対する願望に起因して、非侵襲性予測の同一の検討が当てはまる。例えば、４℃で貯蔵される血液の一体体積の平均細胞体積は、室温で平衡後２週間の間隔にわたり測定され、８６．９立方マイクロメータから１００．７立方マイクロメータに増大した。特に、貯蔵血液の品質はヘマトクリット及びメトヘモグロビンの変化を予測することにより評価されるようにヘマトクリットに大して上述したように同一の波長を使用し且つ１つ又はそれ以上又は約４２０ｎｍ、５４０ｎｍ、５８０ｎｍ、６３０ｎｍ及び１２２４ｎｍの波長のいくつかの組み合わせを加える；個々の波長はヘモグロビンの多種の形態例えばオキシ−、カルボキシ−、及びスルフヘモグロビンのスペクトル及びメトヘモグロビン（その酸及び塩基形態における）吸光度スペクトルの等吸収ポイント又はピーク及び谷を表してメトヘモグロビンを予測する。同一の統計的分析の使用は、下記に使用される可能な式と共に、採用される：ＨＣＴ＝α’ＨＶ_n,y＋β’ＨＶ_n1,y1＋χ’ＨＶ_n2,y2＋ δ’ＨＶ_n3,y3＋ε’ＨＶ_n4,y4＋φ ここに、用語は上記式５と同じ意味を持つがさらに上記に引用したメトヘモグロビンの波長を採用しＨＶ比を形成する。この実施例において、血液の貯蔵袋内の血液を使用するとき、適切な計算のためにピーク及び谷を生成するために血液を脈動させることが重要である。１つの方法は２つの測定をすることであり、つまり、光源と光を集めるファイバー間の異なる２つの距離のそれぞれで１つの測定をすることである。血液の貯蔵袋はファイバー間にある。本発明のこの実施例の使用は緊急条件の患者に対する哺乳類の血液の供給に絶対必要である。貯蔵血液の在庫目録が使用の前に貯蔵寿命について分析される。メトヘモグロビンは人間の血液に影響を与えるように第１鉄の形態よりも鉄の第２鉄の形態の部分を増大させ且つこれにより酸素と組み合わせるヘモグロビンの能力を減少させるため、この実施例は健康管理の開業医に対して有効な生理学上の価値を有する。本発明のこの見地の範囲内で、貯蔵血液の加齢に起因する赤血液細胞の増大サイズ（又は体積）の結果として散乱の変化に起因する吸光度変化に対して感度が良い他の波長が測定される。人間の個体数の有効性、且つ休養、気晴らしのためにタバコを摂取する習慣、及び／又は仕方なしに煙を吸い込む習慣のために、他の数学的な変形がカルボキシヘモグロビンの存在を補償するために予測式に導入される。例えば、共通の酸素濃度形により与えられるカルボキシヘモグロビンの値に対応する収集変数を予測式に加え又は付加的波長を加えることが可能である。代表的な式が後に続く：ＨＣＴ＝α”ＨＶ_n,y＋β”ＨＶ_n1,y1＋χ”ＨＶ_n2,y2＋ δ”ＨＶ_n3,y3＋ε”ＨＶ_n4,y4＋φ ここに用語は上記式１３と同じ意味を持つが付加的にカルボキシヘモグロビン（約４５０ｎｍと１０００ｎｍの間、好ましくは４８０ｎｍと６５０ｎｍの間）を含めかつＨＶ比を形成するために波長を採用する。他の実施例用の正当化として、タバコを吸う個体は全ヘモグロビンの１−１０％間のカルボキシヘモグロビンを持つがタバコを吸わない個体は１％−２％以下のカルボキシヘモグロビンを持つことが発見された。火からの煙にさらされる人々は、例えば１５−３０％までの上昇したカルボキシヘモグロビン値を持つ。本発明の有益性前述のように、本発明の実施例はヘマトクリット、メトヘモグロビン、パーセント酸素飽和を非侵襲性に、非侵入的に、正確かつ精度良く予測する能力に大きな利益を持つ。健康管理開業医は本発明の方法及び装置を採用して、ヘマトクリット及び興味ある他の選択的な分析物を、より高価で、より侵入的で、より痛く、且つより危険な従来の技術に代わって予測の受諾可能レベル内で、予測することができる。本発明の真に非侵襲性で、苦痛がない方法のため、健康管理開業医は生理学的な変化又は傾向に対して患者のヘマトクリットを連続的に又は周期的にモニターすることができ、又は一般民間又は軍の立場で厳しい外傷下の患者の直接の条件を即座に診断することが可能になる。本発明は上記した実施例に制限されない。下記クレーム及び他の動作的な等価物は本発明の範囲を特定する。

【手続補正書】特許法第１８４条の８【提出日】１９９５年７月１９日【補正内容】【図２２】【図２３】【図２４】【図２５】【図２６】【図２７】【図２８】【手続補正書】特許法第１８４条の８【提出日】１９９５年１２月２０日【補正内容】請求の範囲１．フォトプリチスモグラフィを使用してヘマトクリットの非侵襲性予測方法であって：（ａ）波長選択基準により複数の波長を選択しその波長選択基準は：（１）水の吸光度が測定できるピークに又はその近くにある波長；（２）オキシヘモグロビン及びデオキシヘモグロビンの吸光度が予測可能であり且つ全ヘモグロビン含有量を表す少なくとも１つの波長；（３）水の吸光度がヘモグロビンの全形態の吸光度を大きく越える波長；（４）ヘモグロビンの全形態の吸光度が水の吸光度を大きく越える波長を備え、その波長選択基準の各々は満足されなければならず、各選択される波長は１又はそれ以上の波長選択基準のを満足し、選択される波長の少なくとも１つは１１５０ｎｍの範囲にあり；（ｂ）選択された波長での光で哺乳類の組織を機械的侵入なしに放射し；（ｃ）選択された波長での光で哺乳類の組織を経由して透過された光を検出し；（ｄ）透過光の少なくとも１つのピーク及び少なくとも１つの谷の減衰された光の強度値且つ選択される各波長に対する透過光の少なくとも１つの直流の電流値を測定し；（ｅ）式により各選択される波長に対して疑似吸収のＨ値を計算し、その式は：（１）ＨＶ１＝ｌｎ（ＩP/ＩV ）＠ｗ１/ ｌｎ（ＩP/ＩV ）＠ｗ２；（２）ＨＶ２＝｛ｌｎ（ＩP/ＩV ）＠ｗ１／ｌｎ（ＩP/ＩV ）＠ｗ２｝ * ｛Ｉdc＠ｗ２/ Ｉdc＠ｗ１｝；＝ＨＶ１* ｛Ｉdc＠ｗ２/ Ｉdc＠ｗ１｝；（３）ＨＶ３＝｛（ＩP-ＩV ）＠ｗ１/ （ＩP-ＩV ）＠ｗ２｝ * ｛Ｉdc＠ｗ２/ Ｉdc＠ｗ１｝；（４）ＨＶ４＝ｌｎ｛（ＩP-ＩV ）/ Ｉdc｝＠ｗ１ / ｌｎ｛（ＩP-ＩV ）/ Idc｝＠ｗ２；であり、ここにＩdcはＤＣ又はパルスに対する光強度の平均値であり、ｗ１及びｗ２は２つの独立の波長であり、ＩP はピークでの強度であり、ＩV は谷での強度であり、Ｈ値に対する下付け文字１〜４は選択される波長を示さず；（ｆ）真のヘマトクリット値及びステップ（ｅ）からのＨ値に基づくヘマトクリット予測式を形成し、そのヘマトクリット予測式がＨＣＴ＝ａ（ＨＶ_a,b ）^A＋・・・ｗ（ＨＶ_x,y ）^Z＋ｆを備え、ここに、ＨＶ_a,b 及びＨＶ_x,y はステップ（ｅ）による統計的分析により選択される波長対a,b からx,y に対するＨ値である；A からZ は任意の値のべき指数であり、a からw は統計的分析により決定される回帰係数であり、そしてｆは統計的分析により決定される切片であるステップを備える方法。２．さらに：（ｇ）非侵襲性にヘマトクリットを予測するように未知のサンプルの哺乳類の組織を経由して光を放射し且つ選択される波長でのＨ値を計算するステップを備える、請求項１に記載の方法。３．さらにステップ（ｃ）及び（ｄ）間に：検出された光を増幅し、フィルタ処理を行い、傾きを除去するステップを備える、請求項１又は請求項２に記載の方法。４．ステップ（ｄ）は哺乳類の組織からの減衰光の検出で生成される波形用の適応ピーク及び谷検出器を採用する、請求項１に記載の方法。５．さらに：（ｈ）予測式のＨ値の変化係数を評価し、評価ステップ（ｈ）はヘマトクリット予測の信頼性レベルの表示器であり；（ｉ）ヘマトクリットの予測をディスプレイするステップを備える、請求項２に記載の方法。６．放射ステップ（ｂ）は質問される哺乳類の組織の温度増加を最小にするように約４８０ｎｍ及び約１５５０ｎｍ間の光で哺乳類の組織を放射することを備え、且つ放射ステップ（ｂ）は相対的なスペクトル強度を維持する光で哺乳類の組織を放射することを備える、請求項１乃至５のいずれか１項に記載の方法。７．放射及び検出ステップは組織の機械的侵入なしに哺乳類の組織について経皮的に行われ、かつ哺乳類の組織を放射するステップはさらに指、耳たぶ、鼻橋、又は口内部の口腔粘液を照射するステップを備える、請求項１乃至６のいずれか１項に記載の方法。８．さらに哺乳類の組織への後の輸血のために貯蔵される血液を含む容器に鼓動を与えるステップを備え、且つ放射及び検出ステップはその容器に行われる、請求項１に記載の方法。９．さらにメトヘモグロビンを検出し且つ分析するステップを備える、請求項５に記載の方法。１０．波長選択基準はさらに（５）オキシヘモグロビンの吸光度がデオキシヘモグロビンの吸光度よりも大きく越える波長；（６）デオキシヘモグロビンの吸光度がオキシヘモグロビンの吸光度より大きく越える波長を備える、請求項１乃至９のいずれか１項に記載の方法。１１．波長選択基準はさらに（７）水の吸光度が測定できるピーク又は肩に又はその近くにあり且つ選択基準（１）とは異なる干渉を受ける選択基準（１）とは少なくとも１つの異なる波長；選択的に（８）水の吸光度がピーク間の谷に又はその近くにある波長を備える、請求項１０に記載の方法。１２．波長選択基準はさらに（９）水及びヘモグロビンが等吸収関係にある波長を備える、請求項１１に記載の方法。１３．約１１６０−１２３０ｎｍの範囲を持つ波長選択基準（１）を選択することを含み、約８００−８５０ｎｍの範囲を持つ波長選択基準（２）を選択することを含み、約１１５０−２１００ｎｍの範囲を持つ波長選択基準（３）を選択することを含み、約４５０−６９０ｎｍの範囲を持つ波長選択基準（４）を選択することを含む、請求項１乃至１２のいずれか１項に記載の方法。１４．約１１６０−１２３０ｎｍの範囲を持つ波長選択基準（１）を選択することを含み、約８００−８５０ｎｍの範囲を持つ波長選択基準（２）を選択することを含み、約１１５０−２１００ｎｍの範囲を持つ波長選択基準（３）を選択することを含み、約４５０−６９０ｎｍの範囲を持つ波長選択基準（４）を選択することを含み、約６５０−６９０ｎｍの範囲を持つ波長選択基準（５）を選択することを含み、約８９０−９２０ｎｍの範囲を持つ波長選択基準（６）を選択することを含み、約９６０−９９０ｎｍの範囲を持つ波長選択基準（７）を選択することを含み、約１１００−１１２０ｎｍの範囲を持つ波長選択基準（８）を選択することを含み、約１１３０−１１７０ｎｍの範囲を持つ波長選択基準（９）を選択することを含む、請求項１２に記載の方法。１５．約１１８０−１２１５ｎｍの範囲を持つ波長選択基準（１）を選択することを含み、約８００−８４０ｎｍの範囲を持つ波長選択基準（２）を選択することを含み、約１２９０−１５００ｎｍの範囲を持つ波長選択基準（３）を選択することを含み、約６８０−６８５ｎｍの範囲を持つ波長選択基準（４）を選択することを含み、約６５５−６８５ｎｍの範囲を持つ波長選択基準（５）を選択することを含み、約８９５−９２５ｎｍの範囲を持つ波長選択基準（６）を選択することを含み、約９７０−９９０ｎｍの範囲を持つ波長選択基準（７）を選択することを含み、約１１０５−１１１５ｎｍの範囲を持つ波長選択基準（８）を選択することを含む、請求項１１に記載の方法。１６．約１１９５−１２０７ｎｍの範囲を持つ波長選択基準（１）を選択することを含み、約８０５−８３７ｎｍの範囲を持つ波長選択基準（２）を選択することを含み、約１３００−１３１５ｎｍの範囲を持つ波長選択基準（３）を選択することを含み、約６３０−６８０ｎｍの範囲を持つ波長選択基準（４）を選択することを含み、約６３０−６８０ｎｍの範囲を持つ波長選択基準（５）を選択することを含み、約９００−９１０ｎｍの範囲を持つ波長選択基準（６）を選択することを含み、約９７２−９８５ｎｍの範囲を持つ波長選択基準（７）を選択することを含み、約１１００ｎｍを持つ波長選択基準（８）を選択することを含み、約１１６０ｎｍを持つ波長選択基準（９）を選択することを含む、請求項１２に記載の方法。１７．哺乳類の組織内のヘマトクリットの直接の、早急な、非侵襲性的な予測のための装置であって：（ａ）少なくとも２つの波長の光で質問される哺乳類の組織の温度増加を最小にし選択された波長の少なくとも１つが１１５０−２１００ｎｍの範囲にある被変調光源；（ｂ）哺乳類の組織から現れる減衰光を受けて光学的信号を電気的信号に変化する少なくとも１つの光検出器；（ｃ）フォトプリチスモグラフの電気的信号を増幅し且つフィルタ処理を行う手段；（ｄ）減衰光のピーク及び谷を検出し且つ少なくとも１つのピーク、少なくとも１つの谷、少なくとも１つの直接電流を、哺乳類の組織のパルス中に検出する手段；（ｅ）少なくとも１つの疑似吸収Ｈ値を格納する処理手段；（ｆ）ヘマトクリットの非侵襲性的な予測用の予測式を決定する処理手段とを備える装置。１８．さらに予測式を用いて哺乳類の組織のヘマトクリットの疑似吸光度を非侵襲性的に予測する予測手段（ｇ）；さらにＨ値の変化係数を計算する手段（ｈ）を備える、請求項１７に記載の装置。１９．被変調光源は相対的なスペクトル強度を維持し、装置はさらに（ｉ）哺乳類の組織に光を光学的に伝送する少なくとも１つのファイバー；（ｊ）哺乳類の組織からの減衰光を光学的に検出する少なくとも１つのファイバー；（ｋ）ヘマトクリットの予測をディスプレイする手段を備える、請求項１８に記載の装置。２０．波長が波長選択基準により選択されて減衰光強度値を形成し、波長選択基準は：（１）水の吸光度が測定できるピークに又はその近くにある波長；（２）オキシヘモグロビン及びデオキシヘモグロビンの吸光度が予測可能であり且つ全へモグロビン含有量を表す少なくとも１つの波長；（３）水の吸光度がへモグロビンの全形態の吸光度を大きく越える波長；（４）ヘモグロビンの全形態の吸光度が水の吸光度を大きく越える波長を備え、その波長選択基準の各々は満足されなければならず、各選択される波長は１又はそれ以上の波長選択基準のを満足する、請求項１８又は１９に記載の装置。２１．波長選択基準はさらに（５）オキシヘモグロビンの吸光度がデオキシヘモグロビンの吸光度よりも大きく越える波長；（６）デオキシヘモグロビンの吸光度がオキシヘモグロビンの吸光度より大きく越える波長を備える、請求項２０に記載の装置。２２．波長選択基準はさらに（７）水の吸光度が測定できるピーク又は肩に又はその近くにあり且つ選択基準（１）とは異なる干渉を受ける選択基準（１）とは少なくとも１つの異なる波長；選択的に（８）水の吸光度がピーク間の谷に又はその近くにあり且つヘマトクリットの吸光度が最小である波長を備える、請求項２１に記載の装置。２３．波長選択基準はさらに（９）水及びヘモグロビンが等吸収関係にある波長を備える、請求項２２に記載の装置。２４．波長選択基準（１）は約１１６０−１２３０ｎｍの範囲を持ち、波長選択基準（２）は約８００−８５０ｎｍの範囲を持ち、波長選択基準（３）は約１１５０−２１００ｎｍの範囲を持ち、波長選択基準（４）は約４５０−６９０ｎｍの範囲を持ち、波長選択基準（５）は約６５０−６９０ｎｍの範囲を持ち、波長選択基準（６）は約８９０−９２０ｎｍの範囲を持ち、波長選択基準（７）は約９６０−９９０ｎｍの範囲を持ち、波長選択基準（８）は約１１００−１１２０ｎｍの範囲を持つ、請求項２３に記載の装置。２５．さらに（ｌ）減衰光を形を作るフレネルレンズ；（ｍ）哺乳類の組織からの減衰光を増幅し且つフィルタ処理を行う高共通モード除去増幅器；（ｎ）波形の傾きを除去する手段を備える、請求項３１に記載の装置。

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者クヌッドソン，オーリンビー. アメリカ合衆国，ミネソタ 55133−3427, セントポール，ポストオフィスボックス 33427 （番地なし) (72)発明者エクホルム，ブルースピー. アメリカ合衆国，ミネソタ 55133−3427, セントポール，ポストオフィスボックス 33427 （番地なし) (72)発明者エリックソン，デビッドピー. アメリカ合衆国，ミネソタ 55133−3427, セントポール，ポストオフィスボックス 33427 （番地なし) (72)発明者ケリハー，ウィリアムジェイ．ジュニアアメリカ合衆国，ミネソタ 55133−3427, セントポール，ポストオフィスボックス 33427 （番地なし) (72)発明者ルード，マイケルジェイ. アメリカ合衆国，ミネソタ 55133−3427, セントポール，ポストオフィスボックス 33427 （番地なし) (72)発明者スミス，ディークアール. アメリカ合衆国，ミネソタ 55133−3427, セントポール，ポストオフィスボックス 33427 （番地なし)

Claims

【特許請求の範囲】１．フォトプリチスモグラフィを用いてヘマトクリットの非侵襲性で、早急な、直接の、且つ正確な予測の方法であって：（ａ）種々のグループの個体から真のヘマトクリット値を独立に、侵入的に得る；（ｂ）波長選択基準により選択された波長の光で哺乳類の血液を機械的侵入なしに放射して減衰した光強度値を形成する、波長選択基準は：（１）水の吸光度が測定できるピークに又はその近くにある波長；（２）オキシヘモグロビン及びデオキシヘモグロビンの吸光度が予測可能であり且つ全ヘモグロビン含有量を表す少なくとも１つの波長；（３）水の吸光度がヘモグロビンの全形態の吸光度を大きく越える波長；（４）ヘモグロビンの全形態の吸光度が水の吸光度を大きく越える波長を備え、選択される１つの波長は１又はそれ以上の選択基準を満足し；（ｃ）波形として選択される波長の光の拡散透過を検出し；（ｄ）少なくとも１つのピーク及び少なくとも１つの谷の減衰された光の強度値且つ選択される各波長に対する少なくとも１つの直流の電流値を測定し；（ｅ）式により各波長に対して疑似吸収のＨ値を計算し、その式は：（１）ＨＶ１＝ｌｎ（ＩP/ＩV ）＠ｗ１/ ｌｎ（ＩP/ＩV ）＠ｗ２；（２）ＨＶ２＝｛Ｉｎ（ＩP/ＩV ）＠ｗ１/ ｌｎ（ＩP/ＩV ）＠ｗ２｝ * ｛Ｉdc＠ｗ２/ Ｉdc＠ｗ１｝；＝ＨＶ１* ｛Ｉdc＠ｗ２/ Ｉdc＠ｗ１｝；（３）ＨＶ３＝｛（ＩP-ＩV ）＠ｗ１/ （ＩP-ＩV ）＠ｗ２｝ * ｛Ｉdc＠ｗ２/ Ｉdc＠ｗ１｝；（４）ＨＶ４＝ｌｎ｛（ＩP-ＩV）/ Ｉdc｝＠ｗ１ / ｌｎ｛（ＩP-ＩV ）/ Ｉdc｝＠ｗ２；であり、ここにＩdcはＤＣ又はパルスに対する光強度の平均値であり、ｗ１及びｗ２は２つの独立の波長であり、ＩＰはピークでの強度であり、ＩV は谷での強度であり、Ｈ値に対する下付け文字１〜４は選択される波長を示さず；（ｆ）統計的分析を使用してステップ（ａ）の真のヘマトクリット値から予測式及びヘマトクリットの予測に対するステップ（ｅ）からＨ値を形成し、その予測式がＨＣＴ＝α（ＨＶ_a,b ）^A＋…ω（ＨＶ_x,y ）^Z＋φ を備え、ここに、ＨＶはステップ（ｅ）により統計的分析により選択される波長対a,b からx,y に対するＨ値である；A からZ は任意の値のべき指数であり、α からωは統計的分析により決定される回帰係数であり、そしてφは統計的分析により決定される切片であるステップを備える方法。２．さらに：（ｇ）非侵襲性にヘマトクリットを予測するように未知のサンプルの哺乳類の組織を経由して光を放射し且つ選択される波長での疑似吸光度値を検出するステップを具備する、請求項１に記載の方法。３．さらにステップ（ｃ）及び（ｄ）間に：高共通モード除去増幅器を採用して哺乳類の組織を経由して透過した減衰光を増幅し且つフィルタ処理し；波形の傾きを除去する手段を採用するステップを備える、請求項１又は請求項２に記載の方法。４．ステップ（ｄ）は哺乳類の組織からの減衰光の検出で生成される波形用の適応ピーク及び谷検出器を採用する、請求項１に記載の方法。５．さらに：（ｈ）予測式のＨ値の変化係数を評価し、評価ステップ（ｈ）はヘマトクリット予測の信頼性レベルの表示器であり；（ｉ）ヘマトクリットの予測をディスプレイするステップを備える、請求項２に記載の方法。６．放射ステップ（ｂ）は質問される哺乳類の組織の温度増加を最小にするように約４８０ｎｍ及び約１５５０ｎｍ間の光で哺乳類の組織を放射することを備え、且つ放射ステップ（ｂ）は相対的なスペクトル強度を維持する光で哺乳類の組織を放射することを備える、請求項１乃至５のいずれか１項に記載の方法。７．放射及び検出ステップは組織の機械的侵入なしに哺乳類の組織について経皮的に行われ、かつ哺乳類の組織は指、耳たぶ、鼻橋、又は口内部の口腔粘液を含む、請求項１乃至６のいずれか１項に記載の方法。８．放射及び検出ステップが哺乳類の組織の後の輸血のために貯蔵される血液を含む容器について非侵襲性的に行われる、請求項１に記載の方法。９．さらにメトヘモグロビンの検出及び分析用の手段を具備する、請求項５に記載の方法。１０．波長選択基準はさらに（５）オキシヘモグロビンの吸光度がデオキシヘモグロビンの吸光度よりも大きく越える波長；（６）デオキシヘモグロビンの吸光度がオキシヘモグロビンの吸光度より大きく越える波長を備える、請求項１乃至９のいずれか１項に記載の方法。１１．波長選択基準はさらに（７）水の吸光度が測定できるピーク又は肩に又はその近くにあり且つ選択基準（１）とは異なる干渉を受ける選択基準（１）とは少なくとも１つの異なる波長；選択的に（８）水の吸光度がピーク間の谷に又はその近くにある波長を備える、請求項１０に記載の方法。１２．波長選択基準はさらに（９）水及びヘモグロビンが等吸収関係にある波長を備える、請求項１１に記載の方法。１３．波長選択基準（１）は約１１６０−１２３０ｎｍの範囲を持ち、波長選択基準（２）は約８００−８５０ｎｍの範囲を持ち、波長選択基準（３）は約１１５０−２１００ｎｍの範囲を持ち、波長選択基準（４）は約４５０−６９０ｎｍの範囲を持つ、請求項１乃至１２のいずれか１項に記載の方法。１４．波長選択基準（１）は約１１６０−１２３０ｎｍの範囲を持ち、波長選択基準（２）は約８００−８５０ｎｍの範囲を持ち、波長選択基準（３）は約１１５０−２１００ｎｍの範囲を持ち、波長選択基準（４）は約４５０−６９０ｎｍの範囲を持ち、波長選択基準（５）は約６５０−６９０ｎｍの範囲を持ち、波長選択基準（６）は約８９０−９２０ｎｍの範囲を持ち、波長選択基準（７）は約９６０−９９０ｎｍの範囲を持ち、波長選択基準（８）は約１１００−１１２０ｎｍの範囲を持ち、波長選択基準（９）は約１１３０−１１７０ｎｍの範囲を持つ、請求項１２に記載の方法。１５．波長選択基準（１）は約１１８０−１２１５ｎｍの範囲を持ち、波長選択基準（２）は約８００−８４０ｎｍの範囲を持ち、波長選択基準（３）は約１２９０−１５００ｎｍの範囲を持ち、波長選択基準（４）は約６８０−６８５ｎｍの範囲を持ち、波長選択基準（５）は約６５５−６８５ｎｍの範囲を持ち、波長選択基準（６）は約８９５−９２５ｎｍの範囲を持ち、波長選択基準（７）は約９７０−９９０ｎｍの範囲を持ち、波長選択基準（８）は約１１０５−１１１５ｎｍの範囲を持つ、請求項１１に記載の方法。１６．波長選択基準（１）は約１１９５−１２０７ｎｍの範囲を持ち、波長選択基準（２）は約８０５−８３７ｎｍの範囲を持ち、波長選択基準（３）は約１３００−１３１５ｎｍの範囲を持ち、波長選択基準（４）は約６３０−６８０ｎｍの範囲を持ち、波長選択基準（５）は約６３０−６８０ｎｍの範囲を持ち、波長選択基準（６）は約９００−９１０ｎｍの範囲を持ち、波長選択基準（７）は約９７２−９８５ｎｍの範囲を持ち、波長選択基準（８）は約１１００ｎｍを持ち、波長選択基準（９）は約１１６０ｎｍを持つ、請求項１２に記載の方法。１７．哺乳類の組織内のヘマトクリットの直接の、早急な、非侵襲性的な予測のための装置であって：（ａ）少なくとも２つの波長の光で質問される哺乳類の組織の温度増加を最小にする被変調光源；（ｂ）哺乳類の組織から現れる減衰光を受けて光学的信号を電気的信号に変化する少なくとも１つの光検出器；（ｃ）フォトプリチスモグラフの電気的信号を増幅し且つフィルタ処理を行う手段；（ｄ）減衰光のピーク及び谷を検出し且つ少なくとも１つのピーク、少なくとも１つの谷、少なくとも１つの直流電流を、哺乳類の組織のパルス中に検出する手段；（ｅ）少なくとも１つの疑似吸収Ｈ値を格納する処理手段；（ｆ）ヘマトクリットの非侵襲性的な予測用の予測式を決定する処理手段とを備える装置。１８．さらに予測式を用いて哺乳類の組織のヘマトクリットの疑似吸光度を非侵襲性的に予測する予測手段（ｇ）；さらにＨ値の変化係数を計算する手段（ｈ）を備える、請求項１７に記載の装置。１９．被変調光源は相対的なスペクトル強度を維持し、装置はさらに（ｉ）哺乳類の組織に光を光学的に伝送する少なくとも１つのファイバー；（ｊ）哺乳類の組織からの減衰光を光学的に検出する少なくとも１つのファイバー；（ｋ）ヘマトクリットの予測をディスプレイする手段を備える、請求項１８に記載の装置。２０．波長が波長選択基準により選択されて減衰光強度値を形成し、波長選択基準は：（１）水の吸光度が測定できるピークに又はその近くにある波長；（２）オキシヘモグロビン及びデオキシヘモグロビンの吸光度が予測可能であり且つ全ヘモグロビン含有量を表す少なくとも１つの波長；（３）水の吸光度がヘモグロビンの全形態の吸光度を大きく越える波長；（４）ヘモグロビンの全形態の吸光度が水の吸光度を大きく越える波長を備え、選択される１つの波長は１又はそれ以上の選択基準を満足する、請求項１８又は１９に記載の装置。２１．波長選択基準はさらに（５）オキシヘモグロビンの吸光度がデオキシヘモグロビンの吸光度よりも大きく越える波長；（６）デオキシヘモグロビンの吸光度がオキシヘモグロビンの吸光度より大きく越える波長を備える、請求項２０に記載の装置。２２．波長選択基準はさらに（７）水の吸光度が測定できるピーク又は肩に又はその近くにあり且つ選択基準（１）とは異なる干渉を受ける選択基準（１）とは少なくとも１つの異なる波長；選択的に（８）水の吸光度がピーク間の谷に又はその近くにあり且つヘマトクリットの吸光度が最小である波長を備える、請求項２１に記載の装置。２３．波長選択基準はさらに（９）水及びヘモグロビンが等吸収関係にある波長を備える、請求項２２に記載の装置。２４．波長選択基準（１）は約１１６０−１２３０ｎｍの範囲を持ち、波長選択基準（２）は約８００−８５０ｎｍの範囲を持ち、波長選択基準（３）は約１１５０−２１００ｎｍの範囲を持ち、波長選択基準（４）は約４５０−６９０ｎｍの範囲を持ち、波長選択基準（５）は約６５０−６９０ｎｍの範囲を持ち、波長選択基準（６）は約８９０−９２０ｎｍの範囲を持ち、波長選択基準（７）は約９６０−９９０ｎｍの範囲を持ち、波長選択基準（８）は約１１００−１１２０ｎｍの範囲を持つ、請求項２３に記載の装置。２５．さらに（ｌ）減衰光を形を作るフレネルレンズ；（ｍ）哺乳類の組織からの減衰光を増幅し且つフィルタ処理を行う高共通モード除去増幅器；（ｎ）波形の傾きを除去する手段を備える、請求項３１に記載の装置。