JP2002228579A - ヘモグロビン濃度測定装置 - Google Patents
ヘモグロビン濃度測定装置Info
- Publication number
- JP2002228579A JP2002228579A JP2000366152A JP2000366152A JP2002228579A JP 2002228579 A JP2002228579 A JP 2002228579A JP 2000366152 A JP2000366152 A JP 2000366152A JP 2000366152 A JP2000366152 A JP 2000366152A JP 2002228579 A JP2002228579 A JP 2002228579A
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- light
- concentration
- ratio
- hemoglobin
- carboxyhemoglobin
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Pending
Links
Abstract
(57)【要約】 （修正有）
【課題】 一酸化炭素ヘモグロビンＣＯＨb の変化によ
る透過光の変化をＳ／Ｎ比の良い状態で検出すると共
に、ＣＯＨb と還元ヘモグロビンＲＨb の弁別を容易に
して、ＣＯＨbの適正な測定を行うことができるヘモグ
ロビン濃度測定装置を提供する。 【解決手段】 近赤外、赤色の他に、第３波長として５
９０〜６６０ｎｍの赤橙色領域の光波長を発する光源３
を新たな光源とし、それぞれの光源から発せられ生体組
織を透過または反射した光を受光する受光手段６、血液
の脈動に起因して前記受光手段からの各波長における受
光出力信号の変動に基づいて、各波長間における減光度
比Φを演算する減光度比演算手段１５と、前記減光度比
演算手段からの出力に基づいて少なくとも酸化ヘモグロ
ビン、還元ヘモグロビンおよび一酸化炭素ヘモグロビン
の濃度比を演算する濃度比演算手段１６とを具備し、そ
の濃度表示とアラーム表示とをそれぞれ行う。
る透過光の変化をＳ／Ｎ比の良い状態で検出すると共
に、ＣＯＨb と還元ヘモグロビンＲＨb の弁別を容易に
して、ＣＯＨbの適正な測定を行うことができるヘモグ
ロビン濃度測定装置を提供する。 【解決手段】 近赤外、赤色の他に、第３波長として５
９０〜６６０ｎｍの赤橙色領域の光波長を発する光源３
を新たな光源とし、それぞれの光源から発せられ生体組
織を透過または反射した光を受光する受光手段６、血液
の脈動に起因して前記受光手段からの各波長における受
光出力信号の変動に基づいて、各波長間における減光度
比Φを演算する減光度比演算手段１５と、前記減光度比
演算手段からの出力に基づいて少なくとも酸化ヘモグロ
ビン、還元ヘモグロビンおよび一酸化炭素ヘモグロビン
の濃度比を演算する濃度比演算手段１６とを具備し、そ
の濃度表示とアラーム表示とをそれぞれ行う。
Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明は、パルスオキシメー
タ等による動脈血の酸素飽和度測定およびヘモグロビン
濃度測定に係り、特に一酸化炭素ヘモグロビン濃度の測
定に関するものである。
タ等による動脈血の酸素飽和度測定およびヘモグロビン
濃度測定に係り、特に一酸化炭素ヘモグロビン濃度の測
定に関するものである。
【０００２】
【従来の技術】従来のパルスオキシメータは、生体組織
に近赤外光と赤色光を入射させたときに、これらの入射
光の生体組織中における減光度の脈動変動分の比を求
め、この結果から動脈血酸素飽和度を非観血式に測定し
得るように構成されている。
に近赤外光と赤色光を入射させたときに、これらの入射
光の生体組織中における減光度の脈動変動分の比を求
め、この結果から動脈血酸素飽和度を非観血式に測定し
得るように構成されている。
【０００３】しかるに、前記パルスオキシメータの測定
原理は、本出願人の先に提案された特公昭５３−２６４
３７号公報に示されるように、従来より公知である。従
って、前記パルスオキシメータの測定原理を、簡単に説
明すれば次の通りである。
原理は、本出願人の先に提案された特公昭５３−２６４
３７号公報に示されるように、従来より公知である。従
って、前記パルスオキシメータの測定原理を、簡単に説
明すれば次の通りである。
【０００４】図９の（ａ）、（ｂ）に示すように、生体
組織Ｒを血液層Ｒ1 と血液を除いた組織（以下、純組織
と称する）の層Ｒ2 との２つに模式的に分け、血液層Ｒ
1 の厚みが脈動し、純組織層Ｒ2 の厚みは一定であると
する。そこで、この生体組織Ｒに光を照射した場合、入
射光量Ｉ0 は生体組織Ｒにより減光し、生体組織Ｒを通
過する透過光量はＩとなる。また、脈動により血液層Ｒ
1 の厚みがΔＤb だけ増加した場合の透過光量は（Ｉ−
ΔＩ）に減少する。この場合において、血液層Ｒ1 の厚
みの変化分ΔＤb における減光度ΔＡは、次式で得られ
る。
組織Ｒを血液層Ｒ1 と血液を除いた組織（以下、純組織
と称する）の層Ｒ2 との２つに模式的に分け、血液層Ｒ
1 の厚みが脈動し、純組織層Ｒ2 の厚みは一定であると
する。そこで、この生体組織Ｒに光を照射した場合、入
射光量Ｉ0 は生体組織Ｒにより減光し、生体組織Ｒを通
過する透過光量はＩとなる。また、脈動により血液層Ｒ
1 の厚みがΔＤb だけ増加した場合の透過光量は（Ｉ−
ΔＩ）に減少する。この場合において、血液層Ｒ1 の厚
みの変化分ΔＤb における減光度ΔＡは、次式で得られ
る。
【０００５】ΔＡ＝ｌｏｇ［Ｉ／（Ｉ−ΔＩ）］
【０００６】また、相異なる２つの波長λ1 、λ2 の光
を生体組織Ｒに入射させた場合、各波長λ1 、λ2 にお
ける脈動分の減光度ΔＡ1 、ΔＡ2 の比Φは、近似的に
次式で示されることが、論理および実験によって確認さ
れている。
を生体組織Ｒに入射させた場合、各波長λ1 、λ2 にお
ける脈動分の減光度ΔＡ1 、ΔＡ2 の比Φは、近似的に
次式で示されることが、論理および実験によって確認さ
れている。
【０００７】
【数１】
【０００８】ここで、Ｅ1,2 （Ｅi ）はヘモグロビンの
吸光係数、Ｆは血液における散乱係数（波長依存性が無
い）、サフィックスの１，２は光波長λ1 、λ2 を示す
ものとする。また、血液中の光吸収物質が、酸化ヘモグ
ロビンと還元ヘモグロビンのみであるとすると、ヘモグ
ロビンの吸光係数Ｅi は、次式で示される。
吸光係数、Ｆは血液における散乱係数（波長依存性が無
い）、サフィックスの１，２は光波長λ1 、λ2 を示す
ものとする。また、血液中の光吸収物質が、酸化ヘモグ
ロビンと還元ヘモグロビンのみであるとすると、ヘモグ
ロビンの吸光係数Ｅi は、次式で示される。
【０００９】
【数２】
【００１０】但し、Ｓは酸素飽和度、Ｅoi、Ｅriは酸化
ヘモグロビンと還元ヘモグロビンのそれぞれ吸光係数で
ある。ここで、前記式(2) を前記式(1) に代入すると、
次式が得られる。
ヘモグロビンと還元ヘモグロビンのそれぞれ吸光係数で
ある。ここで、前記式(2) を前記式(1) に代入すると、
次式が得られる。
【００１１】
【数３】
【００１２】前記式(3) において、Ｅo1、Ｅr1、Ｅo2、
Ｅr2、Ｆはそれぞれ既知の値であるから、Φ＝ΔＡ1 ／
ΔＡ2 を測定して、前記式(3) に代入し、Ｓについて解
けば、酸素飽和度Ｓを求めることができる。
Ｅr2、Ｆはそれぞれ既知の値であるから、Φ＝ΔＡ1 ／
ΔＡ2 を測定して、前記式(3) に代入し、Ｓについて解
けば、酸素飽和度Ｓを求めることができる。
【００１３】
【発明が解決しようとする課題】前述した従来の近赤外
光と赤色光の２波長を使用したパルスオキシメータにお
いては、一酸化炭素ヘモグロビンＣＯＨb の血中濃度が
増加した場合において、これを検出することができず、
酸素飽和度が実際の値より高く表示されてしまうという
難点がある。従って、一酸化炭素中毒の患者に対し、パ
ルスオキシメータを装着してモニタした場合、実際に酸
素運搬量が低下しているにも拘らず、酸素が十分に足り
ているという、誤った認識を医療スタッフに与えてしま
い、患者にとって著しく危険な状態となる。さらに、一
酸化炭素中毒の患者の場合、単に症状からでは、一酸化
炭素中毒であると診断することは困難であるため、見逃
されてしまうことが多いという危険がある。
光と赤色光の２波長を使用したパルスオキシメータにお
いては、一酸化炭素ヘモグロビンＣＯＨb の血中濃度が
増加した場合において、これを検出することができず、
酸素飽和度が実際の値より高く表示されてしまうという
難点がある。従って、一酸化炭素中毒の患者に対し、パ
ルスオキシメータを装着してモニタした場合、実際に酸
素運搬量が低下しているにも拘らず、酸素が十分に足り
ているという、誤った認識を医療スタッフに与えてしま
い、患者にとって著しく危険な状態となる。さらに、一
酸化炭素中毒の患者の場合、単に症状からでは、一酸化
炭素中毒であると診断することは困難であるため、見逃
されてしまうことが多いという危険がある。
【００１４】また、麻酔手術中において、血中に濃度が
１０〜３０％程度まで及ぶ一酸化炭素中毒の発生が報告
されており、原因は吸入麻酔薬と二酸化炭素吸収剤によ
る一酸化炭素の発生といわれている。しかしながら、従
来のパルスオキシメータでは発見できず、見過ごされる
危険性が高い。
１０〜３０％程度まで及ぶ一酸化炭素中毒の発生が報告
されており、原因は吸入麻酔薬と二酸化炭素吸収剤によ
る一酸化炭素の発生といわれている。しかしながら、従
来のパルスオキシメータでは発見できず、見過ごされる
危険性が高い。
【００１５】しかるに、動脈血が脈動する場合は、理論
的にはｎ個の光波長を使用することによって、ｎ個の血
中吸光物質の濃度比を測定することが可能である。従っ
て、酸化ヘモグロビンＯ2 Ｈb と還元ヘモグロビンＲＨ
b と一酸化炭素ヘモグロビンＣＯＨb という、３種類の
ヘモグロビンの濃度測定を、２つの波長で測定すること
は、理論的に不可能であり、最低３つの光波長が必要と
なる。
的にはｎ個の光波長を使用することによって、ｎ個の血
中吸光物質の濃度比を測定することが可能である。従っ
て、酸化ヘモグロビンＯ2 Ｈb と還元ヘモグロビンＲＨ
b と一酸化炭素ヘモグロビンＣＯＨb という、３種類の
ヘモグロビンの濃度測定を、２つの波長で測定すること
は、理論的に不可能であり、最低３つの光波長が必要と
なる。
【００１６】しかし、実際には血液以外の組織の影響が
測定誤差となるため、ｎ個の血中吸光物質の濃度を正確
に測定するためには、ｎ＋１個の光波長を使用する方式
が好適であることを突き止め、本出願人はこれらの方式
による血中成分濃度測定装置を開発し、特許出願を行っ
た（特公平５−８８６０９号公報参照）。また、血液中
には、メトヘモグロビンやビリルビン等、他の吸光物質
も存在するため、これらの影響を除去しようとすると、
光波長の使用数がさらに増大すると共に設備コストも増
大する難点がある。
測定誤差となるため、ｎ個の血中吸光物質の濃度を正確
に測定するためには、ｎ＋１個の光波長を使用する方式
が好適であることを突き止め、本出願人はこれらの方式
による血中成分濃度測定装置を開発し、特許出願を行っ
た（特公平５−８８６０９号公報参照）。また、血液中
には、メトヘモグロビンやビリルビン等、他の吸光物質
も存在するため、これらの影響を除去しようとすると、
光波長の使用数がさらに増大すると共に設備コストも増
大する難点がある。
【００１７】また、従来のパルスオキシメータに一酸化
炭素ヘモグロビンＣＯＨb を測定するための第３の波長
を追加することを考慮した場合（特開平５−２２８１２
９号公報参照）、赤色より長い波長は、図１０に示すよ
うに、一酸化炭素ヘモグロビンＣＯＨb の光吸収係数は
非常に小さいために、検出は困難である。例えば、波長
７００ｎｍでは、一酸化炭素ヘモグロビンＣＯＨb の吸
光係数は、酸化ヘモグロビンＯ2 Ｈb の約１０分の１で
あるため、一酸化炭素ヘモグロビンＣＯＨb の変化によ
る透過光の変化は、酸化ヘモグロビンＯ2 Ｈb の変化に
より発生する変化の１０分の１と、非常に小さなものと
なってしまう。従って、このように第３の波長を赤〜近
赤外の帯域に選択すると、一酸化炭素ヘモグロビンＣＯ
Ｈb を他のヘモグロビンＨb と弁別する時の感度は小さ
くなり、一酸化炭素ヘモグロビンＣＯＨb の測定は困難
となる。
炭素ヘモグロビンＣＯＨb を測定するための第３の波長
を追加することを考慮した場合（特開平５−２２８１２
９号公報参照）、赤色より長い波長は、図１０に示すよ
うに、一酸化炭素ヘモグロビンＣＯＨb の光吸収係数は
非常に小さいために、検出は困難である。例えば、波長
７００ｎｍでは、一酸化炭素ヘモグロビンＣＯＨb の吸
光係数は、酸化ヘモグロビンＯ2 Ｈb の約１０分の１で
あるため、一酸化炭素ヘモグロビンＣＯＨb の変化によ
る透過光の変化は、酸化ヘモグロビンＯ2 Ｈb の変化に
より発生する変化の１０分の１と、非常に小さなものと
なってしまう。従って、このように第３の波長を赤〜近
赤外の帯域に選択すると、一酸化炭素ヘモグロビンＣＯ
Ｈb を他のヘモグロビンＨb と弁別する時の感度は小さ
くなり、一酸化炭素ヘモグロビンＣＯＨb の測定は困難
となる。
【００１８】一方、シャーフ（Ｓｃｈａｒｆ）は、緑色
の波長帯域を使用することを提案しているが（米国特許
第５８３０１３７号明細書参照）、全てのヘモグロビン
の光吸収は、図１０に示すように、黄色や緑色の波長帯
域では非常に大きく、５００〜５９０ｎｍの波長帯域で
の一酸化炭素ヘモグロビンＣＯＨb と酸化ヘモグロビン
Ｏ2 Ｈb の光吸収は、６６０ｎｍの波長帯域の場合での
１０倍以上となる。従って、血液を透過した光は微弱と
なり、前記帯域でのＳ／Ｎ比の良い測定は困難である。
の波長帯域を使用することを提案しているが（米国特許
第５８３０１３７号明細書参照）、全てのヘモグロビン
の光吸収は、図１０に示すように、黄色や緑色の波長帯
域では非常に大きく、５００〜５９０ｎｍの波長帯域で
の一酸化炭素ヘモグロビンＣＯＨb と酸化ヘモグロビン
Ｏ2 Ｈb の光吸収は、６６０ｎｍの波長帯域の場合での
１０倍以上となる。従って、血液を透過した光は微弱と
なり、前記帯域でのＳ／Ｎ比の良い測定は困難である。
【００１９】そこで、本発明者等は、従来の近赤外、赤
色の他に、橙色または赤橙色を、第３の波長を使用する
ことにより、一酸化炭素ヘモグロビンＣＯＨb の変化に
よる透過光の変化を、Ｓ／Ｎ比の良い状態で検出し、し
かも一酸化炭素ヘモグロビンＣＯＨb と還元ヘモグロビ
ンＲＨb の弁別を容易にして、一酸化炭素ヘモグロビン
ＣＯＨb の適正な測定を可能とすることができることを
突き止めた。
色の他に、橙色または赤橙色を、第３の波長を使用する
ことにより、一酸化炭素ヘモグロビンＣＯＨb の変化に
よる透過光の変化を、Ｓ／Ｎ比の良い状態で検出し、し
かも一酸化炭素ヘモグロビンＣＯＨb と還元ヘモグロビ
ンＲＨb の弁別を容易にして、一酸化炭素ヘモグロビン
ＣＯＨb の適正な測定を可能とすることができることを
突き止めた。
【００２０】すなわち、近赤外として９４０ｎｍ、赤色
都市手６６０ｎｍ、さらに第３の波長を近赤外の８０５
ｎｍおよび橙色の６２１ｎｍとした場合に、それぞれ種
々の還元ヘモグロビンＲＨb と一酸化炭素ヘモグロビン
ＣＯＨb との濃度比において、Φ１２とΦ３２の場合に
おけるそれぞれの値について検討した。この結果、８０
５ｎｍの近赤外の場合においては、還元ヘモグロビンＲ
Ｈb と一酸化炭素ヘモグロビンＣＯＨb のいずれの変化
においても、Φ１２とΦ３２が変化する方向はほぼ同じ
であり、これでは還元ヘモグロビンＲＨb と一酸化炭素
ヘモグロビンＣＯＨb の弁別は困難であることが判明し
た（図８参照）。これに対し、６２１ｎｍの橙色の場合
においては、還元ヘモグロビンＲＨb の変化によりΦの
動く方向と、一酸化炭素ヘモグロビンＣＯＨb の動く方
向との直交性が増大し、弁別が容易になることが判明し
た（図７参照）。
都市手６６０ｎｍ、さらに第３の波長を近赤外の８０５
ｎｍおよび橙色の６２１ｎｍとした場合に、それぞれ種
々の還元ヘモグロビンＲＨb と一酸化炭素ヘモグロビン
ＣＯＨb との濃度比において、Φ１２とΦ３２の場合に
おけるそれぞれの値について検討した。この結果、８０
５ｎｍの近赤外の場合においては、還元ヘモグロビンＲ
Ｈb と一酸化炭素ヘモグロビンＣＯＨb のいずれの変化
においても、Φ１２とΦ３２が変化する方向はほぼ同じ
であり、これでは還元ヘモグロビンＲＨb と一酸化炭素
ヘモグロビンＣＯＨb の弁別は困難であることが判明し
た（図８参照）。これに対し、６２１ｎｍの橙色の場合
においては、還元ヘモグロビンＲＨb の変化によりΦの
動く方向と、一酸化炭素ヘモグロビンＣＯＨb の動く方
向との直交性が増大し、弁別が容易になることが判明し
た（図７参照）。
【００２１】従って、本発明の主たる目的は、従来の近
赤外、赤色の他に、橙色または赤橙色を、第３の波長と
して使用することにより、一酸化炭素ヘモグロビンＣＯ
Ｈbの変化による透過光の変化をＳ／Ｎ比の良い状態で
検出すると共に、一酸化炭素ヘモグロビンＣＯＨb と還
元ヘモグロビンＲＨb の弁別を容易にして、一酸化炭素
ヘモグロビンＣＯＨb の適正な測定を行うことができる
ヘモグロビン濃度測定装置を提供することにある。
赤外、赤色の他に、橙色または赤橙色を、第３の波長と
して使用することにより、一酸化炭素ヘモグロビンＣＯ
Ｈbの変化による透過光の変化をＳ／Ｎ比の良い状態で
検出すると共に、一酸化炭素ヘモグロビンＣＯＨb と還
元ヘモグロビンＲＨb の弁別を容易にして、一酸化炭素
ヘモグロビンＣＯＨb の適正な測定を行うことができる
ヘモグロビン濃度測定装置を提供することにある。
【００２２】また、従来より一酸化炭素ヘモグロビンＣ
ＯＨb 濃度の表示方法として、例えば急性一酸化炭素中
毒病態（臨床症状）との関係において、一酸化炭素ヘモ
グロビンＣＯＨb 濃度を、下記の表１に示すように、１
０％単位の変化として把握されている。
ＯＨb 濃度の表示方法として、例えば急性一酸化炭素中
毒病態（臨床症状）との関係において、一酸化炭素ヘモ
グロビンＣＯＨb 濃度を、下記の表１に示すように、１
０％単位の変化として把握されている。
【００２３】
【表１】
【００２４】前記表１からも明らかなように、一酸化炭
素ヘモグロビンＣＯＨb 濃度と臨床症状との関係より、
前記ＣＯＨb 濃度（％）を１％単位の濃度で表示しなく
ても、例えばＣＯＨb 濃度２０％を閾値として、急性一
酸化炭素中毒病態の“有”／“無”を表示したり、ある
いは“低濃度”／“中濃度”／“高濃度”といった３段
階の表示を行うことによっても、臨床的には十分に有効
である。
素ヘモグロビンＣＯＨb 濃度と臨床症状との関係より、
前記ＣＯＨb 濃度（％）を１％単位の濃度で表示しなく
ても、例えばＣＯＨb 濃度２０％を閾値として、急性一
酸化炭素中毒病態の“有”／“無”を表示したり、ある
いは“低濃度”／“中濃度”／“高濃度”といった３段
階の表示を行うことによっても、臨床的には十分に有効
である。
【００２５】従って、本発明の別の目的は、前記ヘモグ
ロビン濃度測定装置によって測定された一酸化炭素ヘモ
グロビンＣＯＨb 濃度を、臨床的に有効な簡便な方式に
よって表示することができるヘモグロビン濃度表示方式
を含むヘモグロビン濃度測定装置を提供することにあ
る。
ロビン濃度測定装置によって測定された一酸化炭素ヘモ
グロビンＣＯＨb 濃度を、臨床的に有効な簡便な方式に
よって表示することができるヘモグロビン濃度表示方式
を含むヘモグロビン濃度測定装置を提供することにあ
る。
【００２６】
【課題を解決するための手段】前記の目的を達成するた
め、本発明に係るヘモグロビン濃度測定装置は、少なく
とも第１波長として７９０〜１０００ｎｍの近赤外領
域、第２波長として６４０〜６７５ｎｍの赤色領域、第
３波長として５９０〜６６０ｎｍの赤橙色領域の異なる
３つの光波長を発する光源と、前記光源から発せられ生
体組織を透過または反射した光を受光する受光手段と、
血液の脈動に起因して前記受光手段からの各波長におけ
る受光出力信号の変動に基づいて、各波長間における減
光度比Φを演算する減光度比演算手段と、前記減光度比
演算手段からの出力に基づいて少なくとも酸化ヘモグロ
ビン、還元ヘモグロビンおよび一酸化炭素ヘモグロビン
の濃度比を演算する濃度比演算手段とを、具備すること
を特徴とする。
め、本発明に係るヘモグロビン濃度測定装置は、少なく
とも第１波長として７９０〜１０００ｎｍの近赤外領
域、第２波長として６４０〜６７５ｎｍの赤色領域、第
３波長として５９０〜６６０ｎｍの赤橙色領域の異なる
３つの光波長を発する光源と、前記光源から発せられ生
体組織を透過または反射した光を受光する受光手段と、
血液の脈動に起因して前記受光手段からの各波長におけ
る受光出力信号の変動に基づいて、各波長間における減
光度比Φを演算する減光度比演算手段と、前記減光度比
演算手段からの出力に基づいて少なくとも酸化ヘモグロ
ビン、還元ヘモグロビンおよび一酸化炭素ヘモグロビン
の濃度比を演算する濃度比演算手段とを、具備すること
を特徴とする。
【００２７】この場合、前記濃度比演算手段は、酸化ヘ
モグロビン、還元ヘモグロビンおよび一酸化炭素ヘモグ
ロビンの各ヘモグロビン濃度と、前記減光度比演算手段
により出力された各減光度比Φとの間に、最適化された
所定の線形関係があるとして、各ヘモグロビンの濃度比
を演算することができる。
モグロビン、還元ヘモグロビンおよび一酸化炭素ヘモグ
ロビンの各ヘモグロビン濃度と、前記減光度比演算手段
により出力された各減光度比Φとの間に、最適化された
所定の線形関係があるとして、各ヘモグロビンの濃度比
を演算することができる。
【００２８】また、前記濃度比演算手段の出力に基づい
て、ファンクショナル酸素飽和度またはフラクショナル
酸素飽和度を演算する酸素飽和度演算手段とを、さらに
具備するように構成することができる。
て、ファンクショナル酸素飽和度またはフラクショナル
酸素飽和度を演算する酸素飽和度演算手段とを、さらに
具備するように構成することができる。
【００２９】さらに、前記濃度比演算手段により得られ
た一酸化炭素ヘモグロビンの濃度比のレベルに応じてア
ラーム表示するアラーム表示手段とを、具備するように
構成することができる。
た一酸化炭素ヘモグロビンの濃度比のレベルに応じてア
ラーム表示するアラーム表示手段とを、具備するように
構成することができる。
【００３０】そして、患者の処置に関するイベント情報
の際にイベント入力するためのイベント入力手段と、前
記イベント入力手段に入力された時刻およびイベント情
報と、前記濃度比演算手段の演算結果を記憶する記憶手
段とを、さらに具備するように構成することができる。
の際にイベント入力するためのイベント入力手段と、前
記イベント入力手段に入力された時刻およびイベント情
報と、前記濃度比演算手段の演算結果を記憶する記憶手
段とを、さらに具備するように構成することができる。
【００３１】この場合、前記演算結果をトレンド表示
し、前記記憶手段により記憶されたイベント情報をその
前記時刻に合わせて前記トレンド表示に表示する表示手
段を具備する構成とすることができる。
し、前記記憶手段により記憶されたイベント情報をその
前記時刻に合わせて前記トレンド表示に表示する表示手
段を具備する構成とすることができる。
【００３２】しかも、前記記憶手段に記憶されたイベン
ト情報、時刻および前記演算結果について、外部装置に
送信するためのインタフェースを具備する構成とするこ
ともできる。
ト情報、時刻および前記演算結果について、外部装置に
送信するためのインタフェースを具備する構成とするこ
ともできる。
【００３３】また、本発明に係るヘモグロビン濃度測定
装置は、異なる複数の光波長を発する光源と、前記光源
から発せられ生体組織を透過または反射した光を受光す
る受光手段と、少なくとも一種の血中吸光物質濃度値を
入力する校正値入力手段と、血液の脈動に起因して前記
受光手段からの各波長における受光出力信号の変動に基
づいて、各波長間における減光度比Φを演算する減光度
比演算手段と、前記減光度比演算手段からの出力および
前記校正値入力手段に入力された前記血中吸光物質濃度
値に基づいて少なくとも酸化ヘモグロビン、還元ヘモグ
ロビンおよび一酸化炭素ヘモグロビンの濃度を演算する
濃度演算手段とを、具備する構成とすることができる。
装置は、異なる複数の光波長を発する光源と、前記光源
から発せられ生体組織を透過または反射した光を受光す
る受光手段と、少なくとも一種の血中吸光物質濃度値を
入力する校正値入力手段と、血液の脈動に起因して前記
受光手段からの各波長における受光出力信号の変動に基
づいて、各波長間における減光度比Φを演算する減光度
比演算手段と、前記減光度比演算手段からの出力および
前記校正値入力手段に入力された前記血中吸光物質濃度
値に基づいて少なくとも酸化ヘモグロビン、還元ヘモグ
ロビンおよび一酸化炭素ヘモグロビンの濃度を演算する
濃度演算手段とを、具備する構成とすることができる。
【００３４】この場合、さらに前記減光度比Φに関する
データを記憶する記憶手段を有し、前記濃度演算手段
は、前記記憶手段に記憶された前記データおよび前記校
正値入力手段に入力された前記血中吸光物質濃度値を用
いて、少なくとも酸化ヘモグロビン、還元ヘモグロビン
および一酸化炭素ヘモグロビンの濃度のうちいずれか１
つを遡及的に再計算するように構成することもできる。
データを記憶する記憶手段を有し、前記濃度演算手段
は、前記記憶手段に記憶された前記データおよび前記校
正値入力手段に入力された前記血中吸光物質濃度値を用
いて、少なくとも酸化ヘモグロビン、還元ヘモグロビン
および一酸化炭素ヘモグロビンの濃度のうちいずれか１
つを遡及的に再計算するように構成することもできる。
【００３５】一方、本発明に係るヘモグロビン濃度測定
装置は、一酸化炭素ヘモグロビンの濃度比を演算するこ
とを指示する選択手段とを具備し、前記選択手段が一酸
化炭素ヘモグロビンの濃度比を演算することを指示して
いない状態においては、前記濃度比演算手段は、前記光
源により発せられた少なくとも異なる２波長の光が生体
組織を透過または反射した光を前記受光手段により受光
することにより出力された受光出力信号の変動に基づい
て、酸化ヘモグロビンおよび還元ヘモグロビンの濃度比
を演算し、前記選択手段が一酸化炭素ヘモグロビンの濃
度比を演算することを指示している状態においては、前
記濃度比演算手段は、前記光源により発せられた少なく
とも異なる３波長の光が生体組織を透過または反射した
光を前記受光手段により受光することにより出力された
受光出力信号の変動に基づいて、酸化ヘモグロビン、還
元ヘモグロビンおよび一酸化炭素ヘモグロビンの濃度比
を演算するように構成することができる。
装置は、一酸化炭素ヘモグロビンの濃度比を演算するこ
とを指示する選択手段とを具備し、前記選択手段が一酸
化炭素ヘモグロビンの濃度比を演算することを指示して
いない状態においては、前記濃度比演算手段は、前記光
源により発せられた少なくとも異なる２波長の光が生体
組織を透過または反射した光を前記受光手段により受光
することにより出力された受光出力信号の変動に基づい
て、酸化ヘモグロビンおよび還元ヘモグロビンの濃度比
を演算し、前記選択手段が一酸化炭素ヘモグロビンの濃
度比を演算することを指示している状態においては、前
記濃度比演算手段は、前記光源により発せられた少なく
とも異なる３波長の光が生体組織を透過または反射した
光を前記受光手段により受光することにより出力された
受光出力信号の変動に基づいて、酸化ヘモグロビン、還
元ヘモグロビンおよび一酸化炭素ヘモグロビンの濃度比
を演算するように構成することができる。
【００３６】さらに、本発明に係るヘモグロビン濃度測
定装置は、異なる複数の光波長を発する光源と、前記光
源から発せられ生体組織を透過または反射した光を受光
する受光手段と、 血液の脈動に起因して前記受光手段
からの各波長における受光出力信号の変動に基づいて、
各波長間における減光度比Φを演算する減光度比演算手
段と、前記減光度比演算手段からの出力に基づいて少な
くとも酸化ヘモグロビン、還元ヘモグロビンおよび一酸
化炭素ヘモグロビンの濃度比を演算する濃度比演算手段
と、酸化ヘモグロビン、還元ヘモグロビンおよび一酸化
炭素ヘモグロビンについて２次元座標に目盛りする方式
により計測したヘモグロビン値を表示する表示手段と
を、具備する構成とすることができる。
定装置は、異なる複数の光波長を発する光源と、前記光
源から発せられ生体組織を透過または反射した光を受光
する受光手段と、 血液の脈動に起因して前記受光手段
からの各波長における受光出力信号の変動に基づいて、
各波長間における減光度比Φを演算する減光度比演算手
段と、前記減光度比演算手段からの出力に基づいて少な
くとも酸化ヘモグロビン、還元ヘモグロビンおよび一酸
化炭素ヘモグロビンの濃度比を演算する濃度比演算手段
と、酸化ヘモグロビン、還元ヘモグロビンおよび一酸化
炭素ヘモグロビンについて２次元座標に目盛りする方式
により計測したヘモグロビン値を表示する表示手段と
を、具備する構成とすることができる。
【００３７】なお、前述したヘモグロビン濃度測定装置
において、前記光源は、少なくとも第１波長として７９
０〜１０００ｎｍの近赤外領域、第２波長として６４０
〜６７５ｎｍの赤色領域、第３波長として５９０〜６６
０ｎｍの赤橙色領域の異なる３つの光波長を発するよう
に構成することができる。
において、前記光源は、少なくとも第１波長として７９
０〜１０００ｎｍの近赤外領域、第２波長として６４０
〜６７５ｎｍの赤色領域、第３波長として５９０〜６６
０ｎｍの赤橙色領域の異なる３つの光波長を発するよう
に構成することができる。
【００３８】
【発明の実施の形態】次に、本発明に係るヘモグロビン
濃度測定装置の実施例につき、添付図面を参照しながら
以下詳細に説明する。
濃度測定装置の実施例につき、添付図面を参照しながら
以下詳細に説明する。
【００３９】図１は、本発明に係るヘモグロビン濃度測
定装置の装置構成を示す概略ブロック系統説明図であ
る。すなわち、図１において、参照符号１、２、３は光
源としての発光素子を示し、これら発光素子１、２、３
は、それぞれ第１の波長λ1 として７９０〜１０００ｎ
ｍであって、より好適には９４０±５ｎｍの近赤外領域
の光と、第２の波長λ2 として６４０〜６７５ｎｍであ
って、より好適には６６０±５ｎｍの赤色領域の光と、
第３の波長λ3 として５９０〜６６０ｎｍであって、よ
り好適には６２１±５ｎｍの赤橙色領域の光とを発生す
る素子であり、駆動回路４により駆動されるように構成
されている。これらの発光素子１、２、３からの発光
は、生体組織５を透過して受信手段としての受光素子６
で受光され、電気信号に変換される。そして、これらの
変換された信号は、増幅器７で増幅され、マルチプレク
サ８によりそれぞれの光波長に対応したフィルタ９、１
０、１１に振り分けられる。
定装置の装置構成を示す概略ブロック系統説明図であ
る。すなわち、図１において、参照符号１、２、３は光
源としての発光素子を示し、これら発光素子１、２、３
は、それぞれ第１の波長λ1 として７９０〜１０００ｎ
ｍであって、より好適には９４０±５ｎｍの近赤外領域
の光と、第２の波長λ2 として６４０〜６７５ｎｍであ
って、より好適には６６０±５ｎｍの赤色領域の光と、
第３の波長λ3 として５９０〜６６０ｎｍであって、よ
り好適には６２１±５ｎｍの赤橙色領域の光とを発生す
る素子であり、駆動回路４により駆動されるように構成
されている。これらの発光素子１、２、３からの発光
は、生体組織５を透過して受信手段としての受光素子６
で受光され、電気信号に変換される。そして、これらの
変換された信号は、増幅器７で増幅され、マルチプレク
サ８によりそれぞれの光波長に対応したフィルタ９、１
０、１１に振り分けられる。
【００４０】このようにして、前記フィルタ９、１０、
１１にそれぞれ振り分けられた波長の信号は、フィルタ
９、１０、１１によりノイズである高周波成分を除去し
た後、Ａ／Ｄ変換器１２でディジタル信号に変換され、
対数計算回路１４、減光度比Φを演算する減光度比較演
算手段としてのΦ計算回路１５およびヘモグロビンＨb
濃度演算手段としてのＨb 濃度計算回路１６に順次入力
される。なお、参照符号１３は、タイミング制御回路を
示し、このタイミング制御回路１３は、前記駆動回路
４、マルチプレクサ８、Ａ／Ｄ変換器１２の各部に対し
必要なタイミング信号を送出して、それらの動作のタイ
ミングを制御するように構成されている。
１１にそれぞれ振り分けられた波長の信号は、フィルタ
９、１０、１１によりノイズである高周波成分を除去し
た後、Ａ／Ｄ変換器１２でディジタル信号に変換され、
対数計算回路１４、減光度比Φを演算する減光度比較演
算手段としてのΦ計算回路１５およびヘモグロビンＨb
濃度演算手段としてのＨb 濃度計算回路１６に順次入力
される。なお、参照符号１３は、タイミング制御回路を
示し、このタイミング制御回路１３は、前記駆動回路
４、マルチプレクサ８、Ａ／Ｄ変換器１２の各部に対し
必要なタイミング信号を送出して、それらの動作のタイ
ミングを制御するように構成されている。
【００４１】しかるに、前記対数計算回路１４において
は、Ａ／Ｄ変換器１２の出力であるＩ1 、Ｉ2 、Ｉ3 に
ついてのそれぞれ対数ｌｎＩ1 、ｌｎＩ2 、ｌｎＩ3 を
求める。また、前記Φ計算回路１５においては、前記対
数計算回路１４で求めた対数ｌｎＩ1 、ｌｎＩ2 、ｌｎ
Ｉ3 から、脈動分を抽出し、Φ１２＝ΔｌｎＩ1 ／Δｌ
ｎＩ2 、Φ１３＝ΔｌｎＩ1 ／ΔｌｎＩ3 を計算する。
そして、前記ヘモグロビンＨb 濃度計算回路１６におい
ては、Φを表す２つの計算式から連立方程式を解いて、
酸化ヘモグロビンＯ2 Ｈb 、還元ヘモグロビンＲＨb 、
一酸化炭素ヘモグロビンＣＯＨb の濃度比を求める。
は、Ａ／Ｄ変換器１２の出力であるＩ1 、Ｉ2 、Ｉ3 に
ついてのそれぞれ対数ｌｎＩ1 、ｌｎＩ2 、ｌｎＩ3 を
求める。また、前記Φ計算回路１５においては、前記対
数計算回路１４で求めた対数ｌｎＩ1 、ｌｎＩ2 、ｌｎ
Ｉ3 から、脈動分を抽出し、Φ１２＝ΔｌｎＩ1 ／Δｌ
ｎＩ2 、Φ１３＝ΔｌｎＩ1 ／ΔｌｎＩ3 を計算する。
そして、前記ヘモグロビンＨb 濃度計算回路１６におい
ては、Φを表す２つの計算式から連立方程式を解いて、
酸化ヘモグロビンＯ2 Ｈb 、還元ヘモグロビンＲＨb 、
一酸化炭素ヘモグロビンＣＯＨb の濃度比を求める。
【００４２】しかるに、前記ヘモグロビンＨb 濃度計算
回路１６における計算式は次式に示す通りである。
回路１６における計算式は次式に示す通りである。
【００４３】
【数４】
【００４４】前記式において、ＲＨb は還元ヘモグロビ
ンの濃度比、Ｏ2 Ｈb は酸化ヘモグロビンの濃度比、Ｃ
ＯＨb は一酸化炭素ヘモグロビンの濃度比を示す。Ｅoi
（i=1,2,3 ）は酸化ヘモグロビンＯ2 Ｈb の吸光係数、
Ｅri（i=1,2,3 ）は還元ヘモグロビンＲＨb の吸光係
数、Ｅci（i=1,2,3 ）は一酸化炭素ヘモグロビンＣＯＨ
b の吸光係数、Ｆは散乱係数を示し、ｉ＝１、２、３は
光波長λ1 、λ2 、λ3を示す。この場合、前記Ｅoi、
Ｅri、Ｅci、Ｆはそれぞれ既知の値であるから、Φ１２
＝ΔＡ1 ／ΔＡ2 とΦ１３＝ΔＡ1 ／ΔＡ3 を測定し、
前記式に代入して連立方程式を解けば、酸化ヘモグロビ
ンＯ2 Ｈb 、還元ヘモグロビンＲＨb 、一酸化炭素ヘモ
グロビンＣＯＨb の濃度比を求めることができる。
ンの濃度比、Ｏ2 Ｈb は酸化ヘモグロビンの濃度比、Ｃ
ＯＨb は一酸化炭素ヘモグロビンの濃度比を示す。Ｅoi
（i=1,2,3 ）は酸化ヘモグロビンＯ2 Ｈb の吸光係数、
Ｅri（i=1,2,3 ）は還元ヘモグロビンＲＨb の吸光係
数、Ｅci（i=1,2,3 ）は一酸化炭素ヘモグロビンＣＯＨ
b の吸光係数、Ｆは散乱係数を示し、ｉ＝１、２、３は
光波長λ1 、λ2 、λ3を示す。この場合、前記Ｅoi、
Ｅri、Ｅci、Ｆはそれぞれ既知の値であるから、Φ１２
＝ΔＡ1 ／ΔＡ2 とΦ１３＝ΔＡ1 ／ΔＡ3 を測定し、
前記式に代入して連立方程式を解けば、酸化ヘモグロビ
ンＯ2 Ｈb 、還元ヘモグロビンＲＨb 、一酸化炭素ヘモ
グロビンＣＯＨb の濃度比を求めることができる。
【００４５】また、前記Φ１２とΦ３２とから、酸化ヘ
モグロビンＯ2 Ｈb 、還元ヘモグロビンＲＨb 、一酸化
炭素ヘモグロビンＣＯＨb の濃度比を求める方法は、連
立方程式の計算ではなく、予め計算によりまたは実験結
果に基づいて作成されたテーブルを参照する方法であっ
てもよい。
モグロビンＯ2 Ｈb 、還元ヘモグロビンＲＨb 、一酸化
炭素ヘモグロビンＣＯＨb の濃度比を求める方法は、連
立方程式の計算ではなく、予め計算によりまたは実験結
果に基づいて作成されたテーブルを参照する方法であっ
てもよい。
【００４６】さらに、前記一酸化炭素ヘモグロビンＣＯ
Ｈb の濃度比を求める方法として、以下のような計算方
法により決定することもできる。
Ｈb の濃度比を求める方法として、以下のような計算方
法により決定することもできる。
【００４７】すなわち、血液は光散乱物質であるから、
実際には減光度と各種の血中吸光物質濃度の間の関係を
示す方程式は、非線形となるが、実用上は線形方程式と
して計算することも可能である。そこで、非散乱性物質
においては、一般にはランバード・ベールの法則が適用
され、線形方程式で表現することができるが、その方程
式は次式に示す通りである。しかし、光散乱性を持つ血
液には、この式をそのまま適用させることはできない。
実際には減光度と各種の血中吸光物質濃度の間の関係を
示す方程式は、非線形となるが、実用上は線形方程式と
して計算することも可能である。そこで、非散乱性物質
においては、一般にはランバード・ベールの法則が適用
され、線形方程式で表現することができるが、その方程
式は次式に示す通りである。しかし、光散乱性を持つ血
液には、この式をそのまま適用させることはできない。
【００４８】
【数５】
【００４９】そこで、本発明においては、ランバード・
ベールの計算式など従来の計算式を使用することなく、
最も単純な計算式を作成する方法を提示する。まず、母
集団を設定し、その母集団において実際に採血を行い、
各種のヘモグロビンＨb 濃度を、例えばＣＯ- Ｏximete
r を使用する等の精度の高い方法で測定し、同時に脈波
を測定して、各減光度比Φを計算する。測定した各種の
ヘモグロビンＨb の値と減光度比Φを次式に代入する。
ベールの計算式など従来の計算式を使用することなく、
最も単純な計算式を作成する方法を提示する。まず、母
集団を設定し、その母集団において実際に採血を行い、
各種のヘモグロビンＨb 濃度を、例えばＣＯ- Ｏximete
r を使用する等の精度の高い方法で測定し、同時に脈波
を測定して、各減光度比Φを計算する。測定した各種の
ヘモグロビンＨb の値と減光度比Φを次式に代入する。
【００５０】
【数６】
【００５１】このようにして、母集団において複数の測
定を行うと、前記式（数６）は測定を行った数だけ作成
される。ここで、前記式（数６）では未知数がＡ12、Ｂ
12、Ｃ12、Ａ13、Ｂ13、Ｃ13の６個であるから、式が６
個あれば各未知数を求めることができる。そして、求め
た未知数を前記式（数６）に代入すれば、測定した減光
度比Φから各種のヘモグロビンＨb の濃度比を計算する
ことができる。
定を行うと、前記式（数６）は測定を行った数だけ作成
される。ここで、前記式（数６）では未知数がＡ12、Ｂ
12、Ｃ12、Ａ13、Ｂ13、Ｃ13の６個であるから、式が６
個あれば各未知数を求めることができる。そして、求め
た未知数を前記式（数６）に代入すれば、測定した減光
度比Φから各種のヘモグロビンＨb の濃度比を計算する
ことができる。
【００５２】しかし、母集団を大きくして、６個以上の
計算式をたてると、全ての式を満足する計数は得られな
くなる。ここで、これらの計算式の関数について最適化
を行い各係数を計算することにより、その母集団におけ
る最適な係数を得ることが可能になり、母集団が大きい
程、計算式の普遍性が増すことになる。なお、前記関数
の最適化を行う方法としては、例えばｎ個の測定を行っ
た場合、次式に示す通りとなる。すなわち２ｎ個の式が
得られる。
計算式をたてると、全ての式を満足する計数は得られな
くなる。ここで、これらの計算式の関数について最適化
を行い各係数を計算することにより、その母集団におけ
る最適な係数を得ることが可能になり、母集団が大きい
程、計算式の普遍性が増すことになる。なお、前記関数
の最適化を行う方法としては、例えばｎ個の測定を行っ
た場合、次式に示す通りとなる。すなわち２ｎ個の式が
得られる。
【００５３】
【数７】
【００５４】ここで、最適化する目的関数を、例えば前
記線形式（数７）の右辺により計算された値Φ１２ci
と、実測値Φ１２miとの差の２乗和として、これを最小
化するという方法が、次式により可能である。
記線形式（数７）の右辺により計算された値Φ１２ci
と、実測値Φ１２miとの差の２乗和として、これを最小
化するという方法が、次式により可能である。
【００５５】
【数８】
【００５６】すなわち、前記式（数８）の目的関数であ
るｆを最小にする係数Ａ12、Ｂ12、Ｃ12、Ａ13、Ｂ13、
Ｃ13を、最急降下法等を使用して求め、計算式を決定す
ることができる。
るｆを最小にする係数Ａ12、Ｂ12、Ｃ12、Ａ13、Ｂ13、
Ｃ13を、最急降下法等を使用して求め、計算式を決定す
ることができる。
【００５７】図１において、前述した計算方法に基づ
き、前記ヘモグロビンＨb 濃度計算回路１６において計
算された酸化ヘモグロビンＯ2 Ｈb 、還元ヘモグロビン
ＲＨb、一酸化炭素ヘモグロビンＣＯＨb の濃度比に関
する信号は、ヘモグロビンＨb濃度表示手段としてのＨb
濃度表示器１７、トレンド表示手段としてのトレンド
表示器１８、記憶手段としての記憶回路１９、アラーム
表示手段としてのアラーム回路２０に送出される。この
場合、前記Ｈb 濃度表示器１７においては、図２〜図５
にそれぞれ示すように、動脈血酸素飽和度（ＳｐＯ2 ）
と一酸化炭素ヘモグロビンＣＯＨb 濃度の表示を行う。
き、前記ヘモグロビンＨb 濃度計算回路１６において計
算された酸化ヘモグロビンＯ2 Ｈb 、還元ヘモグロビン
ＲＨb、一酸化炭素ヘモグロビンＣＯＨb の濃度比に関
する信号は、ヘモグロビンＨb濃度表示手段としてのＨb
濃度表示器１７、トレンド表示手段としてのトレンド
表示器１８、記憶手段としての記憶回路１９、アラーム
表示手段としてのアラーム回路２０に送出される。この
場合、前記Ｈb 濃度表示器１７においては、図２〜図５
にそれぞれ示すように、動脈血酸素飽和度（ＳｐＯ2 ）
と一酸化炭素ヘモグロビンＣＯＨb 濃度の表示を行う。
【００５８】図２は、前記Ｈb 濃度表示器１７の一構成
例を示すものである。図２に示す構成例においては、フ
ァンクショナル（Functional）酸素飽和度からなるＳｐ
Ｏ2〔％〕＝Ｏ2 Ｈb ／（Ｏ2 Ｈb ＋ＲＨb ）〔％〕ま
たはフラクショナル（Fractional）酸素飽和度からなる
ＳｐＯ2 〔％〕＝Ｏ2 Ｈb ／（Ｏ2 Ｈb ＋ＲＨb ＋ＣＯ
Ｈb ）〔％〕を、Functional／Fractional表示選択切換
回路２３（図１参照）によって、それぞれ選択された方
法で表示する。すなわち、この場合、ＳｐＯ2〔％〕の
数値表示部３０と、ＣＯＨb 濃度〔％〕の数値表示部３
１とが設けられ、前記ＳｐＯ2 〔％〕の数値表示部３０
に対しては、前記ファンクショナル（Functional）また
はフラクショナル（Fractional）の選択を行うための切
換え操作とその表示をそれぞれ行うFunctional選択切換
スイッチ／選択状態表示部３４とFractional選択切換ス
イッチ／選択状態表示部３５とが設けられている。
例を示すものである。図２に示す構成例においては、フ
ァンクショナル（Functional）酸素飽和度からなるＳｐ
Ｏ2〔％〕＝Ｏ2 Ｈb ／（Ｏ2 Ｈb ＋ＲＨb ）〔％〕ま
たはフラクショナル（Fractional）酸素飽和度からなる
ＳｐＯ2 〔％〕＝Ｏ2 Ｈb ／（Ｏ2 Ｈb ＋ＲＨb ＋ＣＯ
Ｈb ）〔％〕を、Functional／Fractional表示選択切換
回路２３（図１参照）によって、それぞれ選択された方
法で表示する。すなわち、この場合、ＳｐＯ2〔％〕の
数値表示部３０と、ＣＯＨb 濃度〔％〕の数値表示部３
１とが設けられ、前記ＳｐＯ2 〔％〕の数値表示部３０
に対しては、前記ファンクショナル（Functional）また
はフラクショナル（Fractional）の選択を行うための切
換え操作とその表示をそれぞれ行うFunctional選択切換
スイッチ／選択状態表示部３４とFractional選択切換ス
イッチ／選択状態表示部３５とが設けられている。
【００５９】また、前記ＳｐＯ2 〔％〕の数値表示部３
０に表示される数値は、３波長により得られた値か、ま
たは従来通りの赤と近赤外の２波長から計算した値のい
ずれかを、３波長／２波長計算表示選択切換回路２４
（図１参照）によって、それぞれ選択された方法で表示
することができる。そして、この場合の選択された表示
をＣＯＨb 測定ボタン３６によって行うように構成され
ている。なお、このＣＯＨb 測定ボタン３６は、オン操
作することにより、３波長で一酸化炭素ヘモグロビンを
含めて各種のヘモグロビンの濃度を計測することができ
ると共に、オフ操作することにより、２波長で従来より
行われてきた方式により酸素飽和度（ＳｐＯ2 ）を計測
することができるように設定されている。
０に表示される数値は、３波長により得られた値か、ま
たは従来通りの赤と近赤外の２波長から計算した値のい
ずれかを、３波長／２波長計算表示選択切換回路２４
（図１参照）によって、それぞれ選択された方法で表示
することができる。そして、この場合の選択された表示
をＣＯＨb 測定ボタン３６によって行うように構成され
ている。なお、このＣＯＨb 測定ボタン３６は、オン操
作することにより、３波長で一酸化炭素ヘモグロビンを
含めて各種のヘモグロビンの濃度を計測することができ
ると共に、オフ操作することにより、２波長で従来より
行われてきた方式により酸素飽和度（ＳｐＯ2 ）を計測
することができるように設定されている。
【００６０】図３は、前記Ｈb 濃度表示器１７の別の構
成例を示すものである。図３に示す構成例においては、
フラクショナルＳｐＯ2 〔％〕を数値表示部３０で表示
すると共に、ＣＯＨb 濃度〔％〕を３段階の危険レベル
に設定した危険レベル表示部３２により表示するように
構成したものである。なお、前記危険レベルについて
は、２段階に設定しても有効である。その他の構成は、
図２に示すものと同様であり、同一の構成要素には同一
の参照符号を付し、その詳細な説明は省略する。
成例を示すものである。図３に示す構成例においては、
フラクショナルＳｐＯ2 〔％〕を数値表示部３０で表示
すると共に、ＣＯＨb 濃度〔％〕を３段階の危険レベル
に設定した危険レベル表示部３２により表示するように
構成したものである。なお、前記危険レベルについて
は、２段階に設定しても有効である。その他の構成は、
図２に示すものと同様であり、同一の構成要素には同一
の参照符号を付し、その詳細な説明は省略する。
【００６１】図４は、前記Ｈb 濃度表示器１７のさらに
別の構成例を示すものである。図４に示す構成例におい
ては、ＣＯＨb 濃度〔％〕について、前記図３に示す危
険レベルの設定を数値表示した危険レベル表示部３３に
より表示するように構成したものである。その他の構成
は、図２に示すものと同様であり、同一の構成要素には
同一の参照符号を付し、その詳細な説明は省略する。
別の構成例を示すものである。図４に示す構成例におい
ては、ＣＯＨb 濃度〔％〕について、前記図３に示す危
険レベルの設定を数値表示した危険レベル表示部３３に
より表示するように構成したものである。その他の構成
は、図２に示すものと同様であり、同一の構成要素には
同一の参照符号を付し、その詳細な説明は省略する。
【００６２】図５の（ａ）、（ｂ）は、前記Ｈb 濃度表
示器１７のさらに別の表示を行う構成例を示すものであ
る。図５の（ａ）に示す構成例においては、横軸に一酸
化炭素ヘモグロビン濃度、縦軸にフラクショナル酸素飽
和度（酸化ヘモグロビン濃度）、そして傾斜軸に還元ヘ
モグロビン濃度を示す。この表示方式によれば、これら
３種の濃度を、同時に視覚的に把握することができる。
ここで、例えば図５の（ａ）のＡ点は、一酸化炭素ヘモ
グロビン濃度１０％、フラクショナル酸素飽和度（酸化
ヘモグロビン濃度）８５％、還元ヘモグロビン濃度５％
を示す。また、他の表示を行う構成例として、図５の
（ｂ）を示す。この場合、横軸に一酸化炭素ヘモグロビ
ン濃度、縦軸に還元ヘモグロビン濃度、そして傾斜軸に
フラクショナル酸素飽和度（酸化ヘモグロビン濃度）を
示すものであるが、これによっても２次元座標によって
３種の濃度を、同時に視覚的に把握することができる。
示器１７のさらに別の表示を行う構成例を示すものであ
る。図５の（ａ）に示す構成例においては、横軸に一酸
化炭素ヘモグロビン濃度、縦軸にフラクショナル酸素飽
和度（酸化ヘモグロビン濃度）、そして傾斜軸に還元ヘ
モグロビン濃度を示す。この表示方式によれば、これら
３種の濃度を、同時に視覚的に把握することができる。
ここで、例えば図５の（ａ）のＡ点は、一酸化炭素ヘモ
グロビン濃度１０％、フラクショナル酸素飽和度（酸化
ヘモグロビン濃度）８５％、還元ヘモグロビン濃度５％
を示す。また、他の表示を行う構成例として、図５の
（ｂ）を示す。この場合、横軸に一酸化炭素ヘモグロビ
ン濃度、縦軸に還元ヘモグロビン濃度、そして傾斜軸に
フラクショナル酸素飽和度（酸化ヘモグロビン濃度）を
示すものであるが、これによっても２次元座標によって
３種の濃度を、同時に視覚的に把握することができる。
【００６３】一方、図１において、アラーム回路２０
は、アラーム設定回路２５により設定された値より、一
酸化炭素ヘモグロビンＣＯＨb 濃度が高くなると、光、
音あるいはメッセージ等によるアラームを発生する。な
お、光の表示は、アラームランプの点灯、ＣＯＨb 濃度
の危険レベル表示ランプの点滅、ＣＯＨb 濃度〔％〕表
示の点滅等により表示することができる。また、音の表
示は、ＣＯＨb の存在をアラーム音として表示すること
ができる。この場合、ＣＯＨb 濃度に応じて音量を変化
させるとか、音程を変えるという方法で、濃度を知らせ
ることが可能である。可変する音量や音程は、濃度に応
じた連続的な表現または危険レベルに応じた離散的な表
現とすることができる。その他、脈波の同期音をＣＯＨ
b 濃度に応じて変えることができる。この場合、ＣＯＨ
b の存在によって音質を変えたり、発音の持続時間を変
える等の方法を採用することができる。なお、図１にお
いて、参照符号２６は記憶回路１９をクロック動作させ
るための時計回路を示す。
は、アラーム設定回路２５により設定された値より、一
酸化炭素ヘモグロビンＣＯＨb 濃度が高くなると、光、
音あるいはメッセージ等によるアラームを発生する。な
お、光の表示は、アラームランプの点灯、ＣＯＨb 濃度
の危険レベル表示ランプの点滅、ＣＯＨb 濃度〔％〕表
示の点滅等により表示することができる。また、音の表
示は、ＣＯＨb の存在をアラーム音として表示すること
ができる。この場合、ＣＯＨb 濃度に応じて音量を変化
させるとか、音程を変えるという方法で、濃度を知らせ
ることが可能である。可変する音量や音程は、濃度に応
じた連続的な表現または危険レベルに応じた離散的な表
現とすることができる。その他、脈波の同期音をＣＯＨ
b 濃度に応じて変えることができる。この場合、ＣＯＨ
b の存在によって音質を変えたり、発音の持続時間を変
える等の方法を採用することができる。なお、図１にお
いて、参照符号２６は記憶回路１９をクロック動作させ
るための時計回路を示す。
【００６４】図６の（ａ）、（ｂ）は、ＳｐＯ2 〔％〕
とＣＯＨb 濃度〔％〕を、液晶表示器等にトレンド表示
するトレンド表示器１８の表示構成例を示すものであ
る。この場合、例えば、急性一酸化炭素中毒患者等に対
し、患者の処置に関するイベント情報として、酸素吸
入、病院到着、採血・校正、人工呼吸開始、麻酔導入開
始等のイベントを生じた際には、イベント入力回路２１
（図１参照）によりイベント入力を行うことにより、入
力されたイベント情報は、トレンド表示器１８の画面上
に表示されるように構成されている。そして、前述した
ように各減光度比ΦおよびＨb 濃度計算回路１６で計算
された酸化ヘモグロビンＯ2 Ｈb 、還元ヘモグロビンＲ
Ｈb 、一酸化炭素ヘモグロビンＣＯＨb の濃度比と前記
イベント情報は、記憶回路１９に送出されて記憶され
る。このようにして、記憶回路１９に記憶されたデータ
は、電源を遮断されても保持され、前記トレンド表示器
１８に再生表示させることができる。
とＣＯＨb 濃度〔％〕を、液晶表示器等にトレンド表示
するトレンド表示器１８の表示構成例を示すものであ
る。この場合、例えば、急性一酸化炭素中毒患者等に対
し、患者の処置に関するイベント情報として、酸素吸
入、病院到着、採血・校正、人工呼吸開始、麻酔導入開
始等のイベントを生じた際には、イベント入力回路２１
（図１参照）によりイベント入力を行うことにより、入
力されたイベント情報は、トレンド表示器１８の画面上
に表示されるように構成されている。そして、前述した
ように各減光度比ΦおよびＨb 濃度計算回路１６で計算
された酸化ヘモグロビンＯ2 Ｈb 、還元ヘモグロビンＲ
Ｈb 、一酸化炭素ヘモグロビンＣＯＨb の濃度比と前記
イベント情報は、記憶回路１９に送出されて記憶され
る。このようにして、記憶回路１９に記憶されたデータ
は、電源を遮断されても保持され、前記トレンド表示器
１８に再生表示させることができる。
【００６５】なお、例えば図６の（ａ）に示すように、
各ヘモグロビン濃度のトレンドは、ファンクショナル、
フラクショナル酸素飽和度（ＳｐＯ2 ）のいずれの濃度
もトレンド表示させることができる。また、図６の
（ｂ）に示すように、酸化ヘモグロビンＯ2 Ｈb 、還元
ヘモグロビンＲＨb 、一酸化炭素ヘモグロビンＣＯＨb
の各濃度について、全体を１００％として前記各濃度の
比率を、前記イベント情報と共にトレンド表示させるこ
とができる。そして、前記記憶回路１９に記憶されたデ
ータは、外部インタフェースを介して、パソコン等の外
部機器にデータを送信することもできるように構成され
ている（図１参照）。
各ヘモグロビン濃度のトレンドは、ファンクショナル、
フラクショナル酸素飽和度（ＳｐＯ2 ）のいずれの濃度
もトレンド表示させることができる。また、図６の
（ｂ）に示すように、酸化ヘモグロビンＯ2 Ｈb 、還元
ヘモグロビンＲＨb 、一酸化炭素ヘモグロビンＣＯＨb
の各濃度について、全体を１００％として前記各濃度の
比率を、前記イベント情報と共にトレンド表示させるこ
とができる。そして、前記記憶回路１９に記憶されたデ
ータは、外部インタフェースを介して、パソコン等の外
部機器にデータを送信することもできるように構成され
ている（図１参照）。
【００６６】図１に示す装置構成においては、採血法に
より測定した血中吸光物質濃度を入力する校正値入力回
路２２が設けられている。この校正値入力回路２２に入
力されたデータは、Ｈb 濃度計算回路１６に送出され
る。そして、Ｈb 濃度計算回路１６では、入力された値
に基づき、酸化ヘモグロビンＯ2 Ｈb 、還元ヘモグロビ
ンＲＨb 、一酸化炭素ヘモグロビンＣＯＨb の校正計算
を行う。この校正計算は次のように行うことができる。
より測定した血中吸光物質濃度を入力する校正値入力回
路２２が設けられている。この校正値入力回路２２に入
力されたデータは、Ｈb 濃度計算回路１６に送出され
る。そして、Ｈb 濃度計算回路１６では、入力された値
に基づき、酸化ヘモグロビンＯ2 Ｈb 、還元ヘモグロビ
ンＲＨb 、一酸化炭素ヘモグロビンＣＯＨb の校正計算
を行う。この校正計算は次のように行うことができる。
【００６７】まず、血液の脈動に伴って発生する生体組
織の脈動による減光度変化を考慮した場合、前記減光度
の比Φは次式で示される（特開平８−３２２８２２号公
報参照）。
織の脈動による減光度変化を考慮した場合、前記減光度
の比Φは次式で示される（特開平８−３２２８２２号公
報参照）。
【００６８】
【数９】
【００６９】ここで、ＥＸは、生体組織の脈動により発
生する減光を示す項であり、未知数である。
生する減光を示す項であり、未知数である。
【００７０】このようにして、採血して測定した値を前
記式に代入することにより、未知数ＥＸを決定すること
が可能となる。以後、この決定した未知数ＥＸの入った
連立方程式を使用することにより、生体組織の脈動を考
慮した精度の高い測定結果を得ることが可能となる。ま
た、校正値入力以前の記憶回路１９に記憶された各減光
度比Φあるいは各ヘモグロビン濃度比のデータを採血し
て測定した血中吸光物質濃度値を用いて再計算し、遡及
的に精度の高い測定各課を得ることもできる。
記式に代入することにより、未知数ＥＸを決定すること
が可能となる。以後、この決定した未知数ＥＸの入った
連立方程式を使用することにより、生体組織の脈動を考
慮した精度の高い測定結果を得ることが可能となる。ま
た、校正値入力以前の記憶回路１９に記憶された各減光
度比Φあるいは各ヘモグロビン濃度比のデータを採血し
て測定した血中吸光物質濃度値を用いて再計算し、遡及
的に精度の高い測定各課を得ることもできる。
【００７１】また、別の校正例としては、メトヘモグロ
ビンやビリルビン等、他の血中吸光物質による誤差を校
正する場合である。すなわち、メトヘモグロビンＭetＨ
b を考慮した際の計算式は次式の通りである。
ビンやビリルビン等、他の血中吸光物質による誤差を校
正する場合である。すなわち、メトヘモグロビンＭetＨ
b を考慮した際の計算式は次式の通りである。
【００７２】
【数１０】
【００７３】ここで、測定したＯ2 Ｈb 、ＲＨb 、ＣＯ
Ｈb 、ＭetＨb を前記式に代入すると、未知数ＥＸを求
めることができる。そして、求めた未知数ＥＸと採血法
により測定した前記ＭetＨb を前記式に代入し、以後未
知数ＥＸとＭetＨb が一定であると仮定して、連立方程
式を解くことによって、Ｏ2 Ｈb 、ＲＨb 、ＣＯＨbの
濃度比を求めることができる。なお、前記式中には、ビ
リルビンの項を設けて、採血法により測定したビリルビ
ン値を代入して計算することも可能であり、その他の血
中吸光物質を適用することも可能である。
Ｈb 、ＭetＨb を前記式に代入すると、未知数ＥＸを求
めることができる。そして、求めた未知数ＥＸと採血法
により測定した前記ＭetＨb を前記式に代入し、以後未
知数ＥＸとＭetＨb が一定であると仮定して、連立方程
式を解くことによって、Ｏ2 Ｈb 、ＲＨb 、ＣＯＨbの
濃度比を求めることができる。なお、前記式中には、ビ
リルビンの項を設けて、採血法により測定したビリルビ
ン値を代入して計算することも可能であり、その他の血
中吸光物質を適用することも可能である。
【００７４】以上、本発明の好適な実施例について説明
したが、本発明は前記実施例に限定されることなく、本
発明の精神を逸脱しない範囲内において多くの設計変更
をすることができる。
したが、本発明は前記実施例に限定されることなく、本
発明の精神を逸脱しない範囲内において多くの設計変更
をすることができる。
【００７５】
【発明の効果】前述した実施例から明らかな通り、本発
明に係るヘモグロビン濃度測定装置によれば、少なくと
も第１波長として７９０〜１０００ｎｍの近赤外領域、
第２波長として６４０〜６７５ｎｍの赤色領域、第３波
長として５９０〜６６０ｎｍの赤橙色領域の異なる３つ
の光波長を発する光源と、前記光源から発せられ生体組
織を透過または反射した光を受光する受光手段と、血液
の脈動に起因して前記受光手段からの各波長における受
光出力信号の変動に基づいて、各波長間における減光度
比Φを演算する減光度比演算手段と、前記減光度比演算
手段からの出力に基づいて少なくとも酸化ヘモグロビ
ン、還元ヘモグロビンおよび一酸化炭素ヘモグロビンの
濃度比を演算する濃度比演算手段とを具備する構成とし
たことにより、一酸化炭素ヘモグロビンＣＯＨb の変化
による透過光の変化をＳ／Ｎ比の良い状態で検出すると
共に、一酸化炭素ヘモグロビンＣＯＨb と還元ヘモグロ
ビンＲＨb の弁別を容易にして、一酸化炭素ヘモグロビ
ンＣＯＨb の適正な測定を行うことができる。
明に係るヘモグロビン濃度測定装置によれば、少なくと
も第１波長として７９０〜１０００ｎｍの近赤外領域、
第２波長として６４０〜６７５ｎｍの赤色領域、第３波
長として５９０〜６６０ｎｍの赤橙色領域の異なる３つ
の光波長を発する光源と、前記光源から発せられ生体組
織を透過または反射した光を受光する受光手段と、血液
の脈動に起因して前記受光手段からの各波長における受
光出力信号の変動に基づいて、各波長間における減光度
比Φを演算する減光度比演算手段と、前記減光度比演算
手段からの出力に基づいて少なくとも酸化ヘモグロビ
ン、還元ヘモグロビンおよび一酸化炭素ヘモグロビンの
濃度比を演算する濃度比演算手段とを具備する構成とし
たことにより、一酸化炭素ヘモグロビンＣＯＨb の変化
による透過光の変化をＳ／Ｎ比の良い状態で検出すると
共に、一酸化炭素ヘモグロビンＣＯＨb と還元ヘモグロ
ビンＲＨb の弁別を容易にして、一酸化炭素ヘモグロビ
ンＣＯＨb の適正な測定を行うことができる。
【００７６】本発明測定装置においては、血中にＣＯＨ
b が無い場合のＳｐＯ2 測定は、２波長による測定の方
が、３波長による測定よりも、長年蓄積されたデータが
あり、測定精度が良いこともわかっているので、一酸化
炭素中毒の疑いがない患者に対しては、“ＣＯＨb 測定
ボタン３６”をオフ操作することによって、２波長で従
来通りの方式により精度の高い酸素飽和度（ＳｐＯ2 ）
を計測することができる。一方、一酸化炭素中毒の疑い
のある患者に対しては、“ＣＯＨb 測定ボタン３６”を
オン操作することによって、３波長で一酸化炭素ヘモグ
ロビンを含めて各種のヘモグロビンの濃度を計測するこ
とができる。また、１％単位の正確な一酸化炭素濃度の
表示をしなくとも、一酸化炭素の有無や危険レベルの表
示をすることにより、救急隊員が患者を高圧酸素療法設
備を持っている病院に搬入すべきかどうかを判断した
り、医療スタッフが治療方針を立てる上で非常に有用と
なる。さらに、採血法により測定された血中吸光物質の
濃度値を校正値として用いることにより、さらに正確な
各ヘモグロビンの濃度を測定することができる。
b が無い場合のＳｐＯ2 測定は、２波長による測定の方
が、３波長による測定よりも、長年蓄積されたデータが
あり、測定精度が良いこともわかっているので、一酸化
炭素中毒の疑いがない患者に対しては、“ＣＯＨb 測定
ボタン３６”をオフ操作することによって、２波長で従
来通りの方式により精度の高い酸素飽和度（ＳｐＯ2 ）
を計測することができる。一方、一酸化炭素中毒の疑い
のある患者に対しては、“ＣＯＨb 測定ボタン３６”を
オン操作することによって、３波長で一酸化炭素ヘモグ
ロビンを含めて各種のヘモグロビンの濃度を計測するこ
とができる。また、１％単位の正確な一酸化炭素濃度の
表示をしなくとも、一酸化炭素の有無や危険レベルの表
示をすることにより、救急隊員が患者を高圧酸素療法設
備を持っている病院に搬入すべきかどうかを判断した
り、医療スタッフが治療方針を立てる上で非常に有用と
なる。さらに、採血法により測定された血中吸光物質の
濃度値を校正値として用いることにより、さらに正確な
各ヘモグロビンの濃度を測定することができる。
【００７７】しかるに、本発明において、血中の一酸化
炭素ヘモグロビンＣＯＨb 濃度の測定における最も正確
とされる方法は、ＣＯ- Ｏximeter を使用する採血法の
測定によるものである。このような信頼性の高い測定値
を使用して校正することにより、測定値の精度を向上す
ることができる。そして、急性一酸化炭素中毒の治療
は、酸素吸入を行うのが一般的であるが、このような治
療に際して一酸化炭素ヘモグロビンＣＯＨb 濃度が軽減
して行く過程のモニタを高い信頼性をもって行うことが
可能となる。
炭素ヘモグロビンＣＯＨb 濃度の測定における最も正確
とされる方法は、ＣＯ- Ｏximeter を使用する採血法の
測定によるものである。このような信頼性の高い測定値
を使用して校正することにより、測定値の精度を向上す
ることができる。そして、急性一酸化炭素中毒の治療
は、酸素吸入を行うのが一般的であるが、このような治
療に際して一酸化炭素ヘモグロビンＣＯＨb 濃度が軽減
して行く過程のモニタを高い信頼性をもって行うことが
可能となる。
【００７８】また、本発明測定装置においては、一酸化
炭素ヘモグロビン濃度、還元ヘモグロビン濃度、フラク
ショナル酸素飽和度（酸化ヘモグロビン濃度）の値を、
２次元座標によって、３種の濃度を同時に視覚的に把握
することができる。
炭素ヘモグロビン濃度、還元ヘモグロビン濃度、フラク
ショナル酸素飽和度（酸化ヘモグロビン濃度）の値を、
２次元座標によって、３種の濃度を同時に視覚的に把握
することができる。
【００７９】さらに、本発明測定装置においては、各ヘ
モグロビン濃度の時間経過に対する変化が、患者の処置
に関するイベントマーカ等と合わせて確認可能であるこ
とから、治療の指針を立てる上で重要なデータとなり、
また治療効果の確認も視覚的に確認することができる等
の利点が得られる。
モグロビン濃度の時間経過に対する変化が、患者の処置
に関するイベントマーカ等と合わせて確認可能であるこ
とから、治療の指針を立てる上で重要なデータとなり、
また治療効果の確認も視覚的に確認することができる等
の利点が得られる。
【００８０】すなわち、本発明において、記憶機能、ト
レンド表示、酸素吸入の開始等のイベントマーカ機能
は、急性一酸化炭素中毒で病院に搬入された患者のその
後の治療を容易にする。すなわち、大気で自発呼吸によ
り換気を行った場合、一酸化炭素ヘモグロビンＣＯＨb
の血液中の半減期は約４時間であり、酸素吸入では約８
０分、また酸素による陽圧換気では約１４分とされてお
り、早期に酸素吸入により血中の一酸化炭素濃度を低下
させることは重要である。一酸化炭素中毒患者の発見か
ら救急部所に搬入されるまでの血中ヘモグロビンＨb 濃
度の推移や酸素吸入の履歴の記憶、再生を可能にする機
能は、医療スタッフが治療方針を立てる上での重要なデ
ータを提供することができる。
レンド表示、酸素吸入の開始等のイベントマーカ機能
は、急性一酸化炭素中毒で病院に搬入された患者のその
後の治療を容易にする。すなわち、大気で自発呼吸によ
り換気を行った場合、一酸化炭素ヘモグロビンＣＯＨb
の血液中の半減期は約４時間であり、酸素吸入では約８
０分、また酸素による陽圧換気では約１４分とされてお
り、早期に酸素吸入により血中の一酸化炭素濃度を低下
させることは重要である。一酸化炭素中毒患者の発見か
ら救急部所に搬入されるまでの血中ヘモグロビンＨb 濃
度の推移や酸素吸入の履歴の記憶、再生を可能にする機
能は、医療スタッフが治療方針を立てる上での重要なデ
ータを提供することができる。
【図１】本発明に係るヘモグロビン濃度測定装置の一実
施例を示す装置構成の概略ブロック系統説明図である。
施例を示す装置構成の概略ブロック系統説明図である。
【図２】図１に示すヘモグロビンＨb 濃度表示器の一構
成例を示す説明図である。
成例を示す説明図である。
【図３】図１に示すヘモグロビンＨb 濃度表示器の別の
構成例を示す説明図である。
構成例を示す説明図である。
【図４】図１に示すヘモグロビンＨb 濃度表示器のさら
に別の構成例を示す説明図である。
に別の構成例を示す説明図である。
【図５】（ａ）、（ｂ）は図１に示すヘモグロビンＨb
濃度表示器のさらに別の表示を行うそれぞれ異なる構成
例を示す説明図である。
濃度表示器のさらに別の表示を行うそれぞれ異なる構成
例を示す説明図である。
【図６】（ａ）、（ｂ）は図１に示すトレンド表示器の
それぞれ異なる表示を行う構成例を示す説明図である。
それぞれ異なる表示を行う構成例を示す説明図である。
【図７】本発明に係るヘモグロビン濃度測定装置に適用
する光波長における２つの減光度比Φ１２とΦ１３との
関係を示す特性線図である。
する光波長における２つの減光度比Φ１２とΦ１３との
関係を示す特性線図である。
【図８】近赤外の８０５ｎｍの第３波長を設定した場合
のヘモグロビン濃度測定装置における２つの減光度比Φ
１２とΦ１３との関係を示す特性線図である。
のヘモグロビン濃度測定装置における２つの減光度比Φ
１２とΦ１３との関係を示す特性線図である。
【図９】（ａ）および（ｂ）は、それぞれ血液層と共に
脈動する純組織層の脈動の様子を模式的に示す説明図で
ある。
脈動する純組織層の脈動の様子を模式的に示す説明図で
ある。
【図１０】本発明に適用する光波長の吸光係数との関係
を示す特性曲線図である。
を示す特性曲線図である。
１、２、３ 発光素子 ４ 駆動回路 ５ 生体組織 ６ 受光素子 ７ 増幅器 ８ マルチプレクタ ９、１０、１１ フィルタ １２ Ａ／Ｄ変換器 １３ タイミング制御回路 １４ 対数計算回路 １５ Φ計算回路 １６ Ｈb 濃度計算回路 １７ Ｈb 濃度表示器 １８ トレンド表示器 １９ 記憶回路 ２０ アラーム回路 ２１ イベント入力回路 ２２ 校正値入力回路 ２３ Functional／Fractional表示選択切換回路 ２４ ２波長／３波長計算表示選択切換回路 ２５ アラーム設定回路 ２６ 時計回路 ３０ ＳｐＯ2 〔％〕の数値表示部 ３１ ＣＯＨb 濃度〔％〕の数値表示部 ３２、３３ ＣＯＨb 濃度〔％〕の危険レベル表示部 ３４ Functional選択切換スイッチ／選択状態表示部 ３５ Fractional選択切換スイッチ／選択状態表示部 ３６ ＣＯＨb 測定ボタン
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 臼田 孝史 東京都新宿区西落合１丁目31番４号 日本 光電工業株式会社内 (72)発明者 鵜川 貞二 東京都新宿区西落合１丁目31番４号 日本 光電工業株式会社内 Ｆターム(参考） 2G059 AA01 BB12 CC18 EE01 EE02 EE11 GG03 HH01 HH02 HH06 KK01 MM01 MM09 MM10 MM14 PP04 4C038 KK00 KK01 KL05 KL07 KM01 KX02 KY01 KY04
Claims (12)
- 【請求項１】 少なくとも第１波長として７９０〜１０
００ｎｍの近赤外領域、第２波長として６４０〜６７５
ｎｍの赤色領域、第３波長として５９０〜６６０ｎｍの
赤橙色領域の異なる３つの光波長を発する光源と、 前記光源から発せられ生体組織を透過または反射した光
を受光する受光手段と、 血液の脈動に起因して前記受光手段からの各波長におけ
る受光出力信号の変動に基づいて、各波長間における減
光度比Φを演算する減光度比演算手段と、 前記減光度比演算手段からの出力に基づいて少なくとも
酸化ヘモグロビン、還元ヘモグロビンおよび一酸化炭素
ヘモグロビンの濃度比を演算する濃度比演算手段とを、
具備することを特徴とするヘモグロビン濃度測定装置。 - 【請求項２】 前記濃度比演算手段は、酸化ヘモグロビ
ン、還元ヘモグロビンおよび一酸化炭素ヘモグロビンの
各ヘモグロビン濃度と、前記減光度比演算手段により出
力された各減光度比Φとの間に、最適化された所定の線
形関係があるとして、各ヘモグロビンの濃度比を演算す
ることを特徴とする請求項１記載のヘモグロビン濃度測
定装置。 - 【請求項３】 異なる複数の光波長を発する光源と、 前記光源から発せられ生体組織を透過または反射した光
を受光する受光手段と、 血液の脈動に起因して前記受光手段からの各波長におけ
る受光出力信号の変動に基づいて、各波長間における減
光度比Φを演算する減光度比演算手段と、 前記減光度比演算手段からの出力に基づいて少なくとも
酸化ヘモグロビン、還元ヘモグロビンおよび一酸化炭素
ヘモグロビンの濃度比を演算する濃度比演算手段と、 前記濃度比演算手段の出力に基づいて、ファンクショナ
ル酸素飽和度またはフラクショナル酸素飽和度を演算す
る酸素飽和度演算手段とを、具備することを特徴とする
ヘモグロビン濃度測定装置。 - 【請求項４】 異なる複数の光波長を発する光源と、 前記光源から発せられ生体組織を透過または反射した光
を受光する受光手段と、 血液の脈動に起因して前記受光手段からの各波長におけ
る受光出力信号の変動に基づいて、各波長間における減
光度比Φを演算する減光度比演算手段と、 前記減光度比演算手段からの出力に基づいて少なくとも
酸化ヘモグロビン、還元ヘモグロビンおよび一酸化炭素
ヘモグロビンの濃度比を演算する濃度比演算手段と、 前記濃度比演算手段により得られた一酸化炭素ヘモグロ
ビンの濃度比のレベルに応じてアラーム表示するアラー
ム表示手段とを、具備することを特徴とするヘモグロビ
ン濃度測定装置。 - 【請求項５】 異なる複数の光波長を発する光源と、 前記光源から発せられ生体組織を透過または反射した光
を受光する受光手段と、 血液の脈動に起因して前記受光手段からの各波長におけ
る受光出力信号の変動に基づいて、各波長間における減
光度比Φを演算する減光度比演算手段と、 前記減光度比演算手段からの出力に基づいて少なくとも
酸化ヘモグロビン、還元ヘモグロビンおよび一酸化炭素
ヘモグロビンの濃度比を演算する濃度比演算手段と、 患者の処置に関するイベント情報の際にイベント入力す
るためのイベント入力手段と、 前記イベント入力手段に入力された時刻およびイベント
情報と、前記濃度比演算手段の演算結果を記憶する記憶
手段とを、具備することを特徴とするヘモグロビン濃度
測定装置。 - 【請求項６】 さらに、前記演算結果をトレンド表示
し、前記記憶手段により記憶されたイベント情報をその
前記時刻に合わせて前記トレンド表示に表示する表示手
段を具備することを特徴とする請求項５記載のヘモグロ
ビン濃度測定装置。 - 【請求項７】 さらに、前記記憶手段に記憶されたイベ
ント情報、時刻および前記演算結果を外部装置に送信す
るためのインタフェースを具備することを特徴とする請
求項５記載のヘモグロビン濃度測定装置。 - 【請求項８】 異なる複数の光波長を発する光源と、 前記光源から発せられ生体組織を透過または反射した光
を受光する受光手段と、 少なくとも一種の血中吸光物質濃度値を入力する校正値
入力手段と、 血液の脈動に起因して前記受光手段からの各波長におけ
る受光出力信号の変動に基づいて、各波長間における減
光度比Φを演算する減光度比演算手段と、 前記減光度比演算手段からの出力および前記校正値入力
手段に入力された前記血中吸光物質濃度値に基づいて少
なくとも酸化ヘモグロビン、還元ヘモグロビンおよび一
酸化炭素ヘモグロビンの濃度を演算する濃度演算手段と
を、具備することを特徴とするヘモグロビン濃度測定装
置。 - 【請求項９】 さらに前記減光度比Φに関するデータを
記憶する記憶手段を有し、 前記濃度演算手段は、前記記憶手段に記憶された前記デ
ータおよび前記校正値入力手段に入力された前記血中吸
光物質濃度値を用いて、少なくとも酸化ヘモグロビン、
還元ヘモグロビンおよび一酸化炭素ヘモグロビンの濃度
のうちいずれか１つを遡及的に再計算することを特徴と
する請求項８記載のヘモグロビン濃度測定装置。 - 【請求項１０】 異なる複数の光波長を発する光源と、 前記光源から発せられ生体組織を透過または反射した光
を受光する受光手段と、 血液の脈動に起因して前記受光手段からの各波長におけ
る受光出力信号の変動に基づいて、各波長間における減
光度比Φを演算する減光度比演算手段と、 前記減光度比演算手段からの出力に基づいて少なくとも
酸化ヘモグロビン、還元ヘモグロビンおよび一酸化炭素
ヘモグロビンの濃度比を演算する濃度比演算手段と、 一酸化炭素ヘモグロビンの濃度比を演算することを指示
する選択手段とを具備し、 前記選択手段が一酸化炭素ヘモグロビンの濃度比を演算
することを指示していない状態においては、前記濃度比
演算手段は、前記光源により発せられた少なくとも異な
る２波長の光が生体組織を透過または反射した光を前記
受光手段により受光することにより出力された受光出力
信号の変動に基づいて、酸化ヘモグロビンおよび還元ヘ
モグロビンの濃度比を演算し、 前記選択手段が一酸化炭素ヘモグロビンの濃度比を演算
することを指示している状態においては、前記濃度比演
算手段は、前記光源により発せられた少なくとも異なる
３波長の光が生体組織を透過または反射した光を前記受
光手段により受光することにより出力された受光出力信
号の変動に基づいて、酸化ヘモグロビン、還元ヘモグロ
ビンおよび一酸化炭素ヘモグロビンの濃度比を演算する
ことを特徴とするヘモグロビン濃度測定装置。 - 【請求項１１】 異なる複数の光波長を発する光源と、 前記光源から発せられ生体組織を透過または反射した光
を受光する受光手段と、 血液の脈動に起因して前記受光手段からの各波長におけ
る受光出力信号の変動に基づいて、各波長間における減
光度比Φを演算する減光度比演算手段と、 前記減光度比演算手段からの出力に基づいて少なくとも
酸化ヘモグロビン、還元ヘモグロビンおよび一酸化炭素
ヘモグロビンの濃度比を演算する濃度比演算手段と、 酸化ヘモグロビン、還元ヘモグロビンおよび一酸化炭素
ヘモグロビンについて２次元座標に目盛りする方式によ
り計測したヘモグロビン値を表示する表示手段を有する
ことを特徴とするヘモグロビン濃度測定装置。 - 【請求項１２】 前記光源は、少なくとも第１波長とし
て７９０〜１０００ｎｍの近赤外領域、第２波長として
６４０〜６７５ｎｍの赤色領域、第３波長として５９０
〜６６０ｎｍ赤橙色領域の異なる３つの光波長を発する
ように構成してなる請求項３ないし１１のいずれかに記
載のヘモグロビン濃度測定装置。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP2000366152A JP2002228579A (ja) | 1999-11-30 | 2000-11-30 | ヘモグロビン濃度測定装置 |
Applications Claiming Priority (7)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP33960599 | 1999-11-30 | ||
| JP2000286927 | 2000-09-21 | ||
| JP2000362342 | 2000-11-29 | ||
| JP2000-286927 | 2000-11-29 | ||
| JP11-339605 | 2000-11-29 | ||
| JP2000-362342 | 2000-11-29 | ||
| JP2000366152A JP2002228579A (ja) | 1999-11-30 | 2000-11-30 | ヘモグロビン濃度測定装置 |
Related Child Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP2008089666A Division JP2008194488A (ja) | 1999-11-30 | 2008-03-31 | ヘモグロビン濃度測定装置 |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JP2002228579A true JP2002228579A (ja) | 2002-08-14 |
Family
ID=27480579
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP2000366152A Pending JP2002228579A (ja) | 1999-11-30 | 2000-11-30 | ヘモグロビン濃度測定装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP2002228579A (ja) |
Cited By (13)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US7257433B2 (en) | 2003-01-31 | 2007-08-14 | Nihon Kohden Corporation | Apparatus for measuring concentration of light-absorbing substance in blood |
| JP2008531218A (ja) * | 2005-03-01 | 2008-08-14 | マシモ・ラボラトリーズ・インコーポレーテッド | 非侵襲的マルチパラメータ患者モニタ |
| JP2008232918A (ja) * | 2007-03-22 | 2008-10-02 | Anritsu Corp | ガス検知装置 |
| JP2011056018A (ja) * | 2009-09-09 | 2011-03-24 | Nippon Koden Corp | 生体信号処理装置及び医療装置制御方法 |
| US8801613B2 (en) | 2009-12-04 | 2014-08-12 | Masimo Corporation | Calibration for multi-stage physiological monitors |
| EP2813180A1 (en) | 2013-06-13 | 2014-12-17 | Nihon Kohden Corporation | Apparatus and method for obtaining concentrations of different hemoglobin species by applying a high pressure to the living tissue and by measuring differences in light attenuation at different wavelengths |
| US8965471B2 (en) | 2007-04-21 | 2015-02-24 | Cercacor Laboratories, Inc. | Tissue profile wellness monitor |
| JP2017503614A (ja) * | 2014-01-23 | 2017-02-02 | ナショナル・ユニバーシティ・オブ・アイルランド・ガルウェイ | 光音響断層撮影方法およびシステム |
| EP3213686A1 (en) | 2016-03-04 | 2017-09-06 | Nihon Kohden Corporation | Biological information measurement device, mixed venous oxygen saturation estimation method, and program |
| US9839381B1 (en) | 2009-11-24 | 2017-12-12 | Cercacor Laboratories, Inc. | Physiological measurement system with automatic wavelength adjustment |
| CN110584678A (zh) * | 2019-09-06 | 2019-12-20 | 广东宝莱特医用科技股份有限公司 | 一种血容量变化率的测量方法和装置 |
| JP2020122686A (ja) * | 2019-01-30 | 2020-08-13 | オリンパス株式会社 | 赤血球モニタリング装置 |
| CN113456067A (zh) * | 2021-06-24 | 2021-10-01 | 江西科莱富健康科技有限公司 | 体外血红蛋白浓度测量方法、系统及计算机设备 |
-
2000
- 2000-11-30 JP JP2000366152A patent/JP2002228579A/ja active Pending
Cited By (44)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US7257433B2 (en) | 2003-01-31 | 2007-08-14 | Nihon Kohden Corporation | Apparatus for measuring concentration of light-absorbing substance in blood |
| US8912909B2 (en) | 2005-03-01 | 2014-12-16 | Cercacor Laboratories, Inc. | Noninvasive multi-parameter patient monitor |
| US9351675B2 (en) | 2005-03-01 | 2016-05-31 | Cercacor Laboratories, Inc. | Noninvasive multi-parameter patient monitor |
| US8929964B2 (en) | 2005-03-01 | 2015-01-06 | Cercacor Laboratories, Inc. | Multiple wavelength sensor drivers |
| US10856788B2 (en) | 2005-03-01 | 2020-12-08 | Cercacor Laboratories, Inc. | Noninvasive multi-parameter patient monitor |
| US8626255B2 (en) | 2005-03-01 | 2014-01-07 | Cercacor Laboratories, Inc. | Noninvasive multi-parameter patient monitor |
| US8634889B2 (en) | 2005-03-01 | 2014-01-21 | Cercacor Laboratories, Inc. | Configurable physiological measurement system |
| US8718735B2 (en) | 2005-03-01 | 2014-05-06 | Cercacor Laboratories, Inc. | Physiological parameter confidence measure |
| US11430572B2 (en) | 2005-03-01 | 2022-08-30 | Cercacor Laboratories, Inc. | Multiple wavelength sensor emitters |
| US10327683B2 (en) | 2005-03-01 | 2019-06-25 | Cercacor Laboratories, Inc. | Multiple wavelength sensor emitters |
| US10984911B2 (en) | 2005-03-01 | 2021-04-20 | Cercacor Laboratories, Inc. | Multiple wavelength sensor emitters |
| US11545263B2 (en) | 2005-03-01 | 2023-01-03 | Cercacor Laboratories, Inc. | Multiple wavelength sensor emitters |
| JP2008531218A (ja) * | 2005-03-01 | 2008-08-14 | マシモ・ラボラトリーズ・インコーポレーテッド | 非侵襲的マルチパラメータ患者モニタ |
| US8849365B2 (en) | 2005-03-01 | 2014-09-30 | Cercacor Laboratories, Inc. | Multiple wavelength sensor emitters |
| US9131882B2 (en) | 2005-03-01 | 2015-09-15 | Cercacor Laboratories, Inc. | Noninvasive multi-parameter patient monitor |
| US9167995B2 (en) | 2005-03-01 | 2015-10-27 | Cercacor Laboratories, Inc. | Physiological parameter confidence measure |
| US9241662B2 (en) | 2005-03-01 | 2016-01-26 | Cercacor Laboratories, Inc. | Configurable physiological measurement system |
| JP2008535540A (ja) * | 2005-03-01 | 2008-09-04 | マシモ・ラボラトリーズ・インコーポレーテッド | 非侵襲的マルチパラメータ患者モニタ |
| US9549696B2 (en) | 2005-03-01 | 2017-01-24 | Cercacor Laboratories, Inc. | Physiological parameter confidence measure |
| US10251585B2 (en) | 2005-03-01 | 2019-04-09 | Cercacor Laboratories, Inc. | Noninvasive multi-parameter patient monitor |
| US10123726B2 (en) | 2005-03-01 | 2018-11-13 | Cercacor Laboratories, Inc. | Configurable physiological measurement system |
| US9750443B2 (en) | 2005-03-01 | 2017-09-05 | Cercacor Laboratories, Inc. | Multiple wavelength sensor emitters |
| JP2008232918A (ja) * | 2007-03-22 | 2008-10-02 | Anritsu Corp | ガス検知装置 |
| US9848807B2 (en) | 2007-04-21 | 2017-12-26 | Masimo Corporation | Tissue profile wellness monitor |
| US10251586B2 (en) | 2007-04-21 | 2019-04-09 | Masimo Corporation | Tissue profile wellness monitor |
| US11647923B2 (en) | 2007-04-21 | 2023-05-16 | Masimo Corporation | Tissue profile wellness monitor |
| US8965471B2 (en) | 2007-04-21 | 2015-02-24 | Cercacor Laboratories, Inc. | Tissue profile wellness monitor |
| US10980457B2 (en) | 2007-04-21 | 2021-04-20 | Masimo Corporation | Tissue profile wellness monitor |
| JP2011056018A (ja) * | 2009-09-09 | 2011-03-24 | Nippon Koden Corp | 生体信号処理装置及び医療装置制御方法 |
| US9839381B1 (en) | 2009-11-24 | 2017-12-12 | Cercacor Laboratories, Inc. | Physiological measurement system with automatic wavelength adjustment |
| US11534087B2 (en) | 2009-11-24 | 2022-12-27 | Cercacor Laboratories, Inc. | Physiological measurement system with automatic wavelength adjustment |
| US10750983B2 (en) | 2009-11-24 | 2020-08-25 | Cercacor Laboratories, Inc. | Physiological measurement system with automatic wavelength adjustment |
| US11571152B2 (en) | 2009-12-04 | 2023-02-07 | Masimo Corporation | Calibration for multi-stage physiological monitors |
| US10729402B2 (en) | 2009-12-04 | 2020-08-04 | Masimo Corporation | Calibration for multi-stage physiological monitors |
| US8801613B2 (en) | 2009-12-04 | 2014-08-12 | Masimo Corporation | Calibration for multi-stage physiological monitors |
| EP2813180A1 (en) | 2013-06-13 | 2014-12-17 | Nihon Kohden Corporation | Apparatus and method for obtaining concentrations of different hemoglobin species by applying a high pressure to the living tissue and by measuring differences in light attenuation at different wavelengths |
| US9597025B2 (en) | 2013-06-13 | 2017-03-21 | Nihon Kohden Corporation | Biological signal measuring system and biological signal measuring apparatus |
| JP2017503614A (ja) * | 2014-01-23 | 2017-02-02 | ナショナル・ユニバーシティ・オブ・アイルランド・ガルウェイ | 光音響断層撮影方法およびシステム |
| EP3213686A1 (en) | 2016-03-04 | 2017-09-06 | Nihon Kohden Corporation | Biological information measurement device, mixed venous oxygen saturation estimation method, and program |
| JP2020122686A (ja) * | 2019-01-30 | 2020-08-13 | オリンパス株式会社 | 赤血球モニタリング装置 |
| JP7194030B2 (ja) | 2019-01-30 | 2022-12-21 | 株式会社エビデント | 赤血球モニタリング装置 |
| CN110584678A (zh) * | 2019-09-06 | 2019-12-20 | 广东宝莱特医用科技股份有限公司 | 一种血容量变化率的测量方法和装置 |
| CN113456067A (zh) * | 2021-06-24 | 2021-10-01 | 江西科莱富健康科技有限公司 | 体外血红蛋白浓度测量方法、系统及计算机设备 |
| CN113456067B (zh) * | 2021-06-24 | 2023-06-23 | 江西科莱富健康科技有限公司 | 体外血红蛋白浓度测量方法、系统及计算机设备 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| US20010044700A1 (en) | Apparatus for determining concentrations of hemoglobins | |
| Webster | Design of pulse oximeters | |
| US20190201623A1 (en) | Sepsis monitor | |
| US10463286B2 (en) | Determination of tissue oxygenation in vivo | |
| US6622095B2 (en) | Apparatus for determining concentrations of hemoglobins | |
| ES2843105T3 (es) | Método y dispositivo para mediciones respiratorias utilizando muestras de gas de respiración | |
| Yoon et al. | Multiple diagnosis based on photoplethysmography: Hematocrit, SpO2, pulse, and respiration | |
| JP3824615B2 (ja) | 睡眠無呼吸の診断装置及び方法 | |
| US6397093B1 (en) | Non-invasive carboxyhemoglobin analyzer | |
| JP2004113353A (ja) | 血液分析装置 | |
| US20120123231A1 (en) | Monitoring cardiac output and vessel fluid volume | |
| JPH10501141A (ja) | 非侵入的にヘマトクリット値をモニタするシステム及び方法 | |
| JP2002516689A (ja) | ステレオパルスオキシメータ | |
| JP2002228579A (ja) | ヘモグロビン濃度測定装置 | |
| JP2005253478A (ja) | ヘモグロビン分析装置 | |
| US20150217056A1 (en) | Therapy systems and methods utilizing tissue oxygenation detection | |
| Woodrow | Pulse oximetry | |
| JP2002315739A (ja) | ヘモグロビン濃度測定装置 | |
| JP2008194488A (ja) | ヘモグロビン濃度測定装置 | |
| JP3893509B2 (ja) | 生体パラメータ計測装置 | |
| KR102348184B1 (ko) | 박동이 없는 체외순환회로용 혈중 산소포화도 측정장치 및 이를 이용한 측정방법 | |
| US20240138724A1 (en) | Method and apparatus for non-invasively measuring blood circulatory hemoglobin accounting for hemodynamic confounders | |
| Scalise et al. | Rejection of false saturation data in optical pulse-oximeter | |
| GENTILE et al. | Analysis and monitoring of gas exchange | |
| Mould | C zyxwvutsrqponmlkjihg |
Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| A621 | Written request for application examination |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A621 Effective date: 20060428 |
|
| A977 | Report on retrieval |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A971007 Effective date: 20080122 |
|
| A131 | Notification of reasons for refusal |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A131 Effective date: 20080129 |
|
| A521 | Written amendment |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523 Effective date: 20080331 |
|
| A131 | Notification of reasons for refusal |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A131 Effective date: 20080527 |
|
| A521 | Written amendment |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523 Effective date: 20080722 |
|
| A02 | Decision of refusal |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A02 Effective date: 20081021 |