JP2002303576A - 酸素飽和度測定装置 - Google Patents
酸素飽和度測定装置Info
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- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
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- A61B5/145—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration, pH value; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid, cerebral tissue
- A61B5/14535—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration, pH value; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid, cerebral tissue for measuring haematocrit
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- Measurement Of The Respiration, Hearing Ability, Form, And Blood Characteristics Of Living Organisms (AREA)
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- Investigating Or Analysing Materials By Optical Means (AREA)
Abstract
(57)【要約】
【目的】 測定精度の高い酸素飽和度測定装置を提供す
る。 【解決手段】 酸素飽和度によってヘモグロビンの吸光
係数が変化する第1波長λ1の照射光および酸素飽和度
によってヘモグロビンの吸光係数が変化しない第2波長
λ2の照射光を生体組織へ向かってそれぞれ照射する第
1発光素子と第2発光素子とを備え、第1波長λ1の後
方散乱光と第2波長λ2の後方散乱光との強度比に基づ
いて、予め設定された一次式から酸素飽和度を決定する
酸素飽和度測定装置において、第1波長λ1を730nm
とし、第2波長を830nmとする。このようにすると、
第1波長λ1の後方散乱光と第2波長λ2の後方散乱光と
の強度比に対する酸素飽和度の線形性が向上するので、
酸素飽和度の精度が向上する。
る。 【解決手段】 酸素飽和度によってヘモグロビンの吸光
係数が変化する第1波長λ1の照射光および酸素飽和度
によってヘモグロビンの吸光係数が変化しない第2波長
λ2の照射光を生体組織へ向かってそれぞれ照射する第
1発光素子と第2発光素子とを備え、第1波長λ1の後
方散乱光と第2波長λ2の後方散乱光との強度比に基づ
いて、予め設定された一次式から酸素飽和度を決定する
酸素飽和度測定装置において、第1波長λ1を730nm
とし、第2波長を830nmとする。このようにすると、
第1波長λ1の後方散乱光と第2波長λ2の後方散乱光と
の強度比に対する酸素飽和度の線形性が向上するので、
酸素飽和度の精度が向上する。
Description
【0001】
【発明の属する技術分野】本発明は、全血の酸素飽和度
を測定する酸素飽和度測定装置に関するものである。な
お、全血とは、動脈血と静脈血とを合わせたものをい
う。
を測定する酸素飽和度測定装置に関するものである。な
お、全血とは、動脈血と静脈血とを合わせたものをい
う。
【0002】
【従来の技術】酸素飽和度測定装置の一種に、酸素飽和
度によってヘモグロビンの吸光係数が変化する第1波長
λ1の照射光と、酸素飽和度によってヘモグロビンの吸
光係数が変化しない第2波長λ2の照射光とを生体組織
に向かって表皮上から照射し、それら2つの波長λ1,λ
2の二次光の強度比から、予め設定された関係に基づい
て非観血的に酸素飽和度を測定する形式の酸素飽和度測
定装置が知られている。ここで、上記二次光とは、生体
組織内で散乱された後方散乱光または生体組織を通過し
た透過光を意味し、酸素飽和度測定装置には、二次光が
後方散乱光すなわち反射光である反射型酸素飽和度測定
装置と、二次光が透過光である透過型酸素飽和度測定装
置とがある。
度によってヘモグロビンの吸光係数が変化する第1波長
λ1の照射光と、酸素飽和度によってヘモグロビンの吸
光係数が変化しない第2波長λ2の照射光とを生体組織
に向かって表皮上から照射し、それら2つの波長λ1,λ
2の二次光の強度比から、予め設定された関係に基づい
て非観血的に酸素飽和度を測定する形式の酸素飽和度測
定装置が知られている。ここで、上記二次光とは、生体
組織内で散乱された後方散乱光または生体組織を通過し
た透過光を意味し、酸素飽和度測定装置には、二次光が
後方散乱光すなわち反射光である反射型酸素飽和度測定
装置と、二次光が透過光である透過型酸素飽和度測定装
置とがある。
【0003】たとえば、特開昭63−92335号公報
に記載された反射型酸素飽和度測定装置がそれである。
これによれば、虚血操作を行うことなく、連続的に生体
の血中酸素飽和度測定を行うことができる。
に記載された反射型酸素飽和度測定装置がそれである。
これによれば、虚血操作を行うことなく、連続的に生体
の血中酸素飽和度測定を行うことができる。
【0004】ところで、上記従来の酸素飽和度測定装置
では、たとえば、前記第1波長λ1として赤色光である6
60nm、前記第2波長λ2として赤外光である910nm
が用いられ、また、それら第1波長λ1の二次光と第2
波長λ2の二次光との強度比から酸素飽和度を決定する
ための予め設定された関係には、直線関係が用いられる
ことが多い。
では、たとえば、前記第1波長λ1として赤色光である6
60nm、前記第2波長λ2として赤外光である910nm
が用いられ、また、それら第1波長λ1の二次光と第2
波長λ2の二次光との強度比から酸素飽和度を決定する
ための予め設定された関係には、直線関係が用いられる
ことが多い。
【0005】
【発明が解決しようとする課題】しかし、第1波長λ1
として660nm、第2波長λ2として910nmの波長を用
いる場合には、第1波長λ1の二次光と第2波長λ2の二
次光との強度比と酸素飽和度との関係は、実際には非線
形的である。また、前記直線関係は血液中に占める血球
の容積の割合(%)であるヘマトクリット値にも依存す
るが、前記従来の酸素飽和度測定装置では、ヘマトクリ
ット値はある一定の範囲であると仮定している。従っ
て、前記従来の酸素飽和度測定装置によって測定される
酸素飽和度は、測定精度が十分ではなかった。
として660nm、第2波長λ2として910nmの波長を用
いる場合には、第1波長λ1の二次光と第2波長λ2の二
次光との強度比と酸素飽和度との関係は、実際には非線
形的である。また、前記直線関係は血液中に占める血球
の容積の割合(%)であるヘマトクリット値にも依存す
るが、前記従来の酸素飽和度測定装置では、ヘマトクリ
ット値はある一定の範囲であると仮定している。従っ
て、前記従来の酸素飽和度測定装置によって測定される
酸素飽和度は、測定精度が十分ではなかった。
【0006】本発明は以上の事情を背景として為された
もので、その目的とするところは、測定精度の高い酸素
飽和度測定装置を提供することにある。
もので、その目的とするところは、測定精度の高い酸素
飽和度測定装置を提供することにある。
【0007】
【課題を解決するための手段】かかる目的を達成するた
めの本発明の要旨とするところは、酸素飽和度によって
ヘモグロビンの吸光係数が変化する第1波長の照射光お
よび酸素飽和度によってヘモグロビンの吸光係数が変化
しない第2波長の照射光を生体組織へ向かって照射する
光源と、その第1波長の二次光およびその第2波長の二
次光をそれぞれ検出してそれら第1波長の二次光および
第2波長の二次光をそれぞれ表す第1光信号および第2
光信号を出力する光センサと、その第1光信号の強度と
その第2光信号の強度との比と酸素飽和度との間の予め
設定された一次式を用い、前記光センサから実際に出力
された第1光信号および第2光信号の強度に基づいて生
体の酸素飽和度を算出する酸素飽和度算出手段とを備え
た酸素飽和度測定装置において、前記第1波長を720
nmから740nmの間の波長とし、前記第2波長を800
nmから840nmの間の波長としたことにある。
めの本発明の要旨とするところは、酸素飽和度によって
ヘモグロビンの吸光係数が変化する第1波長の照射光お
よび酸素飽和度によってヘモグロビンの吸光係数が変化
しない第2波長の照射光を生体組織へ向かって照射する
光源と、その第1波長の二次光およびその第2波長の二
次光をそれぞれ検出してそれら第1波長の二次光および
第2波長の二次光をそれぞれ表す第1光信号および第2
光信号を出力する光センサと、その第1光信号の強度と
その第2光信号の強度との比と酸素飽和度との間の予め
設定された一次式を用い、前記光センサから実際に出力
された第1光信号および第2光信号の強度に基づいて生
体の酸素飽和度を算出する酸素飽和度算出手段とを備え
た酸素飽和度測定装置において、前記第1波長を720
nmから740nmの間の波長とし、前記第2波長を800
nmから840nmの間の波長としたことにある。
【0008】
【発明の効果】このような波長の組み合わせによれば、
第1光信号の強度と第2光信号の強度との比に対する酸
素飽和度の関係の線形性が増すので、前記一次式より決
定される酸素飽和度の精度が向上する。さらに、第1波
長に720nmから740nmの間の波長を使用することか
ら、ヘマトクリット値の変化が第1光信号に与える影響
が減少するので、前記一次式により決定される酸素飽和
度の精度が向上する。
第1光信号の強度と第2光信号の強度との比に対する酸
素飽和度の関係の線形性が増すので、前記一次式より決
定される酸素飽和度の精度が向上する。さらに、第1波
長に720nmから740nmの間の波長を使用することか
ら、ヘマトクリット値の変化が第1光信号に与える影響
が減少するので、前記一次式により決定される酸素飽和
度の精度が向上する。
【0009】
【発明の他の態様】ここで、好ましくは、前記酸素飽和
度測定装置は、前記二次光とヘマトクリット値との予め
設定された関係を用い、前記光センサから出力された前
記第2光信号とに基づいてヘマトクリット値を決定する
ヘマトクリット値決定手段をさらに備えている。第2波
長λ2は、酸素飽和度によって影響を受けにくい波長で
あるので、このように第2波長の二次光を表す第2光信
号に基づいてヘマトクリット値を決定すれば、高精度な
ヘマトクリット値が決定できる。
度測定装置は、前記二次光とヘマトクリット値との予め
設定された関係を用い、前記光センサから出力された前
記第2光信号とに基づいてヘマトクリット値を決定する
ヘマトクリット値決定手段をさらに備えている。第2波
長λ2は、酸素飽和度によって影響を受けにくい波長で
あるので、このように第2波長の二次光を表す第2光信
号に基づいてヘマトクリット値を決定すれば、高精度な
ヘマトクリット値が決定できる。
【0010】また、好ましくは、前記第2波長が805
nmである。805nmの波長の吸光係数は酸素飽和度の影
響を全く受けないので、このようにすれば、ヘマトクリ
ット値決定手段により決定されるヘマトクリット値の精
度が最も良くなる。
nmである。805nmの波長の吸光係数は酸素飽和度の影
響を全く受けないので、このようにすれば、ヘマトクリ
ット値決定手段により決定されるヘマトクリット値の精
度が最も良くなる。
【0011】また、好ましくは、前記光源と、前記光セ
ンサと、その光センサから出力される第1光信号および
第2光信号を増幅して出力する増幅器とが、測定部位に
装着される測定子に一体的に構成されている。このよう
にすれば、光センサと増幅器との距離が近くなるので、
前記第1光信号および前記第2光信号に混入するノイズ
が減少する。
ンサと、その光センサから出力される第1光信号および
第2光信号を増幅して出力する増幅器とが、測定部位に
装着される測定子に一体的に構成されている。このよう
にすれば、光センサと増幅器との距離が近くなるので、
前記第1光信号および前記第2光信号に混入するノイズ
が減少する。
【0012】
【発明の好適な実施の形態】以下、本発明の好適な実施
の形態について図面を参照しつつ詳細に説明する。図1
は、反射型プローブ10を備えた反射型オキシメータ1
2すなわち反射型酸素飽和度測定装置の構成を示してい
る。
の形態について図面を参照しつつ詳細に説明する。図1
は、反射型プローブ10を備えた反射型オキシメータ1
2すなわち反射型酸素飽和度測定装置の構成を示してい
る。
【0013】反射型プローブ10は、生体の体表面14
であって末梢血管の密度が比較的高い部位(たとえば額
や指)に装着されるものであって、測定子として機能す
る。反射型プローブ10には、基板16の一方の面に、
体表面14に密着させられるセンサ部18が固設されて
いる。また、基板16の他方の面には、内部のアンプ部
36(図2)を外来ノイズから保護するアルミ製のケー
ス20が固定されている。
であって末梢血管の密度が比較的高い部位(たとえば額
や指)に装着されるものであって、測定子として機能す
る。反射型プローブ10には、基板16の一方の面に、
体表面14に密着させられるセンサ部18が固設されて
いる。また、基板16の他方の面には、内部のアンプ部
36(図2)を外来ノイズから保護するアルミ製のケー
ス20が固定されている。
【0014】図2は反射型プローブ10の体表面14側
の平面図であり、図3は反射型プローブ10の断面図で
ある。この反射型プローブ10は、比較的小型であって
厚さdが10mm程度、長手方向長さlが21mm程度、幅方向長
さwが12mm程度である。センサ部18には、比較的浅い
有底円筒状の素子固定部材22を備えられ、その素子固
定部材22の外周面はセンサケース24に覆われてい
る。このセンサケース24は、素子固定部材22よりも
軸方向長さが長くされている。素子固定部材22の底面
の体表面14側には、光源として機能する第1発光素子
26a、第2発光素子26b、第3発光素子26c(以
下、特に区別しないときは単に発光素子26という)
と、光センサとして機能する受光素子28とが設けられ
ている。上記発光素子26はLED等から成り、上記受光
素子28はホトダイオード或いはホトドタンジスタ等か
ら成る。上記第1発光素子26a、第2発光素子26b、
第3発光素子26cは、基板16の幅方向に平行な一直
線上に設けられ、基板16の長手方向における発光素子
26a、26b、26cと受光素子28との距離SDは、物
理的に可能な範囲でできるだけ短くできる距離として、
本実施例では1.8mmに設定されている。また、素子固定
部材22には、その底面から基板16側へ導通性の足部
30が複数本突き出しており、前記発光素子26および
受光素子28は、所定の足部30と導線32により接続
させられている。
の平面図であり、図3は反射型プローブ10の断面図で
ある。この反射型プローブ10は、比較的小型であって
厚さdが10mm程度、長手方向長さlが21mm程度、幅方向長
さwが12mm程度である。センサ部18には、比較的浅い
有底円筒状の素子固定部材22を備えられ、その素子固
定部材22の外周面はセンサケース24に覆われてい
る。このセンサケース24は、素子固定部材22よりも
軸方向長さが長くされている。素子固定部材22の底面
の体表面14側には、光源として機能する第1発光素子
26a、第2発光素子26b、第3発光素子26c(以
下、特に区別しないときは単に発光素子26という)
と、光センサとして機能する受光素子28とが設けられ
ている。上記発光素子26はLED等から成り、上記受光
素子28はホトダイオード或いはホトドタンジスタ等か
ら成る。上記第1発光素子26a、第2発光素子26b、
第3発光素子26cは、基板16の幅方向に平行な一直
線上に設けられ、基板16の長手方向における発光素子
26a、26b、26cと受光素子28との距離SDは、物
理的に可能な範囲でできるだけ短くできる距離として、
本実施例では1.8mmに設定されている。また、素子固定
部材22には、その底面から基板16側へ導通性の足部
30が複数本突き出しており、前記発光素子26および
受光素子28は、所定の足部30と導線32により接続
させられている。
【0015】遮光壁34は、発光素子26から発光され
た光が直接受光素子28に受光されるのを遮るためのも
のであって、素子固定部材22の底面から、体表面14
側にセンサケース24の軸方向と平行に延び、先端がセ
ンサケース24の開口面と一致させられている。また、
センサケース24の開口面と素子固定部材22の底面と
の間は、発光素子26および受光素子28を保護するた
めに透明樹脂が充填され、素子固定部材22の底面と基
板16との間にも樹脂が充填されている。
た光が直接受光素子28に受光されるのを遮るためのも
のであって、素子固定部材22の底面から、体表面14
側にセンサケース24の軸方向と平行に延び、先端がセ
ンサケース24の開口面と一致させられている。また、
センサケース24の開口面と素子固定部材22の底面と
の間は、発光素子26および受光素子28を保護するた
めに透明樹脂が充填され、素子固定部材22の底面と基
板16との間にも樹脂が充填されている。
【0016】上記第1発光素子26aは第1波長λ1とし
て730nmの波長の光を発光し、上記第2発光素子26bは
第2波長λ2として830nmの波長の光を発光し、上記第3
発光素子26cは第3波長λ3として660nmの波長の光を
発光する。図4は、光の波長と、酸素化ヘモグロビンお
よび無酸素化ヘモグロビンの吸光係数との関係を示す図
であり、一点鎖線は酸素化ヘモグロビンの吸光係数を示
し、実線は無酸素化ヘモグロビンの吸光係数を示してい
る。図4に示すように、第1波長λ1は、酸素化ヘモグ
ロビンと無酸素化ヘモグロビンとの吸光係数差が比較的
大きく、酸素飽和度によってヘモグロビンの吸光係数が
変化する波長である。第2波長λ2は、酸素化ヘモグロ
ビンの吸光係数と無酸素化ヘモグロビンの吸光係数とが
略同じであり、酸素飽和度によってヘモグロビンの吸光
係数が変化しない波長である。第3波長λ3は、第1波
長λ1よりも前記吸光係数差が大きい波長であり、酸素
飽和度によってヘモグロビンの吸光係数が変化する波長
として従来から用いられている波長である。この第3波
長λ3は、上記第1波長λ1として730nmの波長を用いた
ことによる効果を確認するための参照用の波長である。
て730nmの波長の光を発光し、上記第2発光素子26bは
第2波長λ2として830nmの波長の光を発光し、上記第3
発光素子26cは第3波長λ3として660nmの波長の光を
発光する。図4は、光の波長と、酸素化ヘモグロビンお
よび無酸素化ヘモグロビンの吸光係数との関係を示す図
であり、一点鎖線は酸素化ヘモグロビンの吸光係数を示
し、実線は無酸素化ヘモグロビンの吸光係数を示してい
る。図4に示すように、第1波長λ1は、酸素化ヘモグ
ロビンと無酸素化ヘモグロビンとの吸光係数差が比較的
大きく、酸素飽和度によってヘモグロビンの吸光係数が
変化する波長である。第2波長λ2は、酸素化ヘモグロ
ビンの吸光係数と無酸素化ヘモグロビンの吸光係数とが
略同じであり、酸素飽和度によってヘモグロビンの吸光
係数が変化しない波長である。第3波長λ3は、第1波
長λ1よりも前記吸光係数差が大きい波長であり、酸素
飽和度によってヘモグロビンの吸光係数が変化する波長
として従来から用いられている波長である。この第3波
長λ3は、上記第1波長λ1として730nmの波長を用いた
ことによる効果を確認するための参照用の波長である。
【0017】図4に示すように、第1波長λ1と第3波長
λ3とでは、酸素化ヘモグロビンと無酸素化ヘモグロビ
ンとの吸光係数差は、第3波長λ3の方が大きく、第3波
長λ3の吸光係数差は第1波長λ1の吸光係数差の約2倍
である。従って、酸素飽和度SO2に対する感度は、第3波
長λ3の方がよい。しかし、第3波長λ3は、ヘマトクリ
ット値Hctに対する感度も第1波長λ1よりも良いため、
第3波長λ3を用いる場合には、ヘマトクリット値Hctの
変動によって酸素飽和度SO2が変動してしまう。一方、
第1波長λ1は、第3波長λ3よりも酸素飽和度SO2に対
する感度が悪いが、ヘマトクリット値Hctに対する感度
も悪いため、第1波長λ1を用いる場合には、酸素飽和
度SO2はヘマトクリット値Hctの影響を受けにくい。
λ3とでは、酸素化ヘモグロビンと無酸素化ヘモグロビ
ンとの吸光係数差は、第3波長λ3の方が大きく、第3波
長λ3の吸光係数差は第1波長λ1の吸光係数差の約2倍
である。従って、酸素飽和度SO2に対する感度は、第3波
長λ3の方がよい。しかし、第3波長λ3は、ヘマトクリ
ット値Hctに対する感度も第1波長λ1よりも良いため、
第3波長λ3を用いる場合には、ヘマトクリット値Hctの
変動によって酸素飽和度SO2が変動してしまう。一方、
第1波長λ1は、第3波長λ3よりも酸素飽和度SO2に対
する感度が悪いが、ヘマトクリット値Hctに対する感度
も悪いため、第1波長λ1を用いる場合には、酸素飽和
度SO2はヘマトクリット値Hctの影響を受けにくい。
【0018】反射型プローブ10の基板16には、図3
に示すように、前記ケース20によって保護される側の
面にアンプ部36が設けられている。アンプ部36は、
オペアンプすなわち増幅器38、複数のチップ抵抗R、
および複数のチップコンデンサCから成る。
に示すように、前記ケース20によって保護される側の
面にアンプ部36が設けられている。アンプ部36は、
オペアンプすなわち増幅器38、複数のチップ抵抗R、
および複数のチップコンデンサCから成る。
【0019】図5は、基板16のアンプ部36側の配線
パターンを示す図である。図5に示すように、基板16
のアンプ部36側には、配線パターンの所定の位置に、
第1チップ抵抗R1、第2チップ抵抗R2、第3チップ
抵抗R3、第1チップコンデンサC1、第2チップコン
デンサC2、第3チップコンデンサC3が固定されてい
る。そして、図2にも示すように、それらチップ抵抗R
およびチップコンデンサCの上部にオペアンプ38が配
置されている。また、配線パターンの左端の出力部(OU
T)40、正電位部(V+)42、接地電位部(GND)44、負
電位部(V-)46には、シールド線48の所定の芯線また
はシールド線がそれぞれ接続されている。
パターンを示す図である。図5に示すように、基板16
のアンプ部36側には、配線パターンの所定の位置に、
第1チップ抵抗R1、第2チップ抵抗R2、第3チップ
抵抗R3、第1チップコンデンサC1、第2チップコン
デンサC2、第3チップコンデンサC3が固定されてい
る。そして、図2にも示すように、それらチップ抵抗R
およびチップコンデンサCの上部にオペアンプ38が配
置されている。また、配線パターンの左端の出力部(OU
T)40、正電位部(V+)42、接地電位部(GND)44、負
電位部(V-)46には、シールド線48の所定の芯線また
はシールド線がそれぞれ接続されている。
【0020】図6は基板16のセンサ部18側の配線パ
ターンを示す図である。図6において、配線パターンの
左端に設けられた接続部50a乃至50eは、図6では図
示していない前述のシールド線48の所定の芯線が接続
される部分である。これら接続部50a乃至50eは、配
線パターンの他端において素子固定部材22の所定の足
部30と導通させられる。これにより、接続部50aは
第1発光素子26aの陰極と接続され、接続部50bは第
2発光素子26bの陰極と接続され、接続部50cは第3
発光素子26cの陽極と接続され、接続部50dは第1発
光素子26aおよび第2発光素子26bの陽極と接続さ
れ、接続部50eは第3発光素子26cの陰極と接続され
ている。また、基板16のセンサ部18側の面の略中央
には、シールド導体52が固定されている。このシール
ド導体52は、アンプ部36を覆うアルミ製のケース2
0と同様に、外来ノイズを遮蔽するものである。なお、
図7に反射型プローブ10の回路図を示す。
ターンを示す図である。図6において、配線パターンの
左端に設けられた接続部50a乃至50eは、図6では図
示していない前述のシールド線48の所定の芯線が接続
される部分である。これら接続部50a乃至50eは、配
線パターンの他端において素子固定部材22の所定の足
部30と導通させられる。これにより、接続部50aは
第1発光素子26aの陰極と接続され、接続部50bは第
2発光素子26bの陰極と接続され、接続部50cは第3
発光素子26cの陽極と接続され、接続部50dは第1発
光素子26aおよび第2発光素子26bの陽極と接続さ
れ、接続部50eは第3発光素子26cの陰極と接続され
ている。また、基板16のセンサ部18側の面の略中央
には、シールド導体52が固定されている。このシール
ド導体52は、アンプ部36を覆うアルミ製のケース2
0と同様に、外来ノイズを遮蔽するものである。なお、
図7に反射型プローブ10の回路図を示す。
【0021】図1に戻って、反射型プローブ10の発光
素子26は、駆動回路54からの信号に従って、たとえ
ば数百Hz乃至数kHz程度の比較的高い周波数で一定時間
ずつ順に発光させられる。そのように発光素子26が発
光させられると、受光素子28には、第1波長λ1、第
2波長λ2、および第3波長λ3の後方散乱光が順次受光
される。受光素子28に受光されたそれらの後方散乱光
は、反射型プローブ10内に備えられたアンプ部38に
おいて増幅された後、それら第1波長λ1、第2波長λ
2、および第3波長λ3の後方散乱光を表す第1光信号SV
1、第2光信号SV2、および第3光信号SV3がローパスフ
ィルタ56へ出力される。ローパスフィルタ56は、入
力された光信号SVから脈波の周波数よりも高い周波数を
有するノイズを除去し、そのノイズが除去された光信号
SVをデマルチプレクサ58へ出力する。
素子26は、駆動回路54からの信号に従って、たとえ
ば数百Hz乃至数kHz程度の比較的高い周波数で一定時間
ずつ順に発光させられる。そのように発光素子26が発
光させられると、受光素子28には、第1波長λ1、第
2波長λ2、および第3波長λ3の後方散乱光が順次受光
される。受光素子28に受光されたそれらの後方散乱光
は、反射型プローブ10内に備えられたアンプ部38に
おいて増幅された後、それら第1波長λ1、第2波長λ
2、および第3波長λ3の後方散乱光を表す第1光信号SV
1、第2光信号SV2、および第3光信号SV3がローパスフ
ィルタ56へ出力される。ローパスフィルタ56は、入
力された光信号SVから脈波の周波数よりも高い周波数を
有するノイズを除去し、そのノイズが除去された光信号
SVをデマルチプレクサ58へ出力する。
【0022】デマルチプレクサ58は、後述の切換信号
SCにより発光素子26の発光に同期して切り替えられる
ことにより、第1光信号SV1をサンプルホールド回路6
0およびA/D変換器62を介して演算制御装置64内のI
/Oポート66へ逐次供給し、第2光信号SV2をサンプル
ホールド回路68およびA/D変換器70を介して上記I/O
ポート66へ逐次供給し、第3光信号SV3をサンプルホ
ールド回路72およびA/D変換器74を介して上記I/Oポ
ート66へ逐次供給する。上記サンプルホールド回路6
0、68、72は、入力された光信号SV1,SV2,SV3をA/D
変換器62、70、74へ逐次供給する際に、前回出力
した光信号SV1,SV2,SV3についてのA/D変換器62、7
0、74における変換作動が終了するまで次に出力する
各光信号SV1,SV2,SV3をそれぞれ保持するためのもので
ある。
SCにより発光素子26の発光に同期して切り替えられる
ことにより、第1光信号SV1をサンプルホールド回路6
0およびA/D変換器62を介して演算制御装置64内のI
/Oポート66へ逐次供給し、第2光信号SV2をサンプル
ホールド回路68およびA/D変換器70を介して上記I/O
ポート66へ逐次供給し、第3光信号SV3をサンプルホ
ールド回路72およびA/D変換器74を介して上記I/Oポ
ート66へ逐次供給する。上記サンプルホールド回路6
0、68、72は、入力された光信号SV1,SV2,SV3をA/D
変換器62、70、74へ逐次供給する際に、前回出力
した光信号SV1,SV2,SV3についてのA/D変換器62、7
0、74における変換作動が終了するまで次に出力する
各光信号SV1,SV2,SV3をそれぞれ保持するためのもので
ある。
【0023】上記I/Oポート66は、データバスライン
を介してCPU76、ROM78、RAM80、表示器82と
それぞれ接続されている。CPU76は、RAM80の
記憶機能を利用しつつROM78に予め記憶されたプロ
グラムに従って測定動作を実行し、I/Oポート66か
ら駆動回路54へ指令信号SLDを出力して第1発光素子
26a、第2発光素子26b、第3発光素子26cを数百H
z乃至数kHz程度の比較的高い周波数で一定時間ずつ順に
発光させる一方、それら第1発光素子26a、第2発光
素子26b、第3発光素子26cの発光に同期して切換信
号SCを出力してデマルチプレクサ58を切り替えること
により、第1光信号SV1をサンプルホールド回路60
へ、第2光信号SV2をサンプルホールド回路68へ、第3
光信号SV3をサンプルホールド回路72へそれぞれ振り
分ける。また、CPU76は、予めROM78に記憶されたプ
ログラムに従って第1光信号SV1、第2光信号SV2、第3
光信号SV3がそれぞれ表す反射光強度に基づいて末梢血
管を流れる血液中の酸素飽和度SO2および末梢血管を流
れる血液のヘマトクリット値Hctを決定し、その決定し
た酸素飽和度SO2おおよびヘマトクリット値Hctを表示器
82に表示させる。
を介してCPU76、ROM78、RAM80、表示器82と
それぞれ接続されている。CPU76は、RAM80の
記憶機能を利用しつつROM78に予め記憶されたプロ
グラムに従って測定動作を実行し、I/Oポート66か
ら駆動回路54へ指令信号SLDを出力して第1発光素子
26a、第2発光素子26b、第3発光素子26cを数百H
z乃至数kHz程度の比較的高い周波数で一定時間ずつ順に
発光させる一方、それら第1発光素子26a、第2発光
素子26b、第3発光素子26cの発光に同期して切換信
号SCを出力してデマルチプレクサ58を切り替えること
により、第1光信号SV1をサンプルホールド回路60
へ、第2光信号SV2をサンプルホールド回路68へ、第3
光信号SV3をサンプルホールド回路72へそれぞれ振り
分ける。また、CPU76は、予めROM78に記憶されたプ
ログラムに従って第1光信号SV1、第2光信号SV2、第3
光信号SV3がそれぞれ表す反射光強度に基づいて末梢血
管を流れる血液中の酸素飽和度SO2および末梢血管を流
れる血液のヘマトクリット値Hctを決定し、その決定し
た酸素飽和度SO2おおよびヘマトクリット値Hctを表示器
82に表示させる。
【0024】図8は、上記演算制御装置64の制御作動
の要部を説明するフローチャートである。まずステップ
(以下、ステップを省略する)S1では、第1波長λ1
の反射光を表す第1光信号SV1、第2波長λ2の反射光を
表す第2光信号SV2、第3波長λ3の反射光を表す第3光
信号SV3が読み込まれる。
の要部を説明するフローチャートである。まずステップ
(以下、ステップを省略する)S1では、第1波長λ1
の反射光を表す第1光信号SV1、第2波長λ2の反射光を
表す第2光信号SV2、第3波長λ3の反射光を表す第3光
信号SV3が読み込まれる。
【0025】続くS2では、上記S1で読み込まれた第
1光信号SV1が表す第1波長λ1の反射光量I1に対する第
2光信号SV2が表す第2波長λ2の反射光量I2の反射光強
度比R(=I2/I1)が算出される。続いて、酸素飽和度算出
手段に相当するS3において、上記S2で算出された反
射強度比Rが式1に代入されて酸素飽和度SO2が算出され
る。 (式1) SO2 = A+B×R ここで、上記A,Bは定数であり、血液を使用した実験
に基づいて予め決定されている。
1光信号SV1が表す第1波長λ1の反射光量I1に対する第
2光信号SV2が表す第2波長λ2の反射光量I2の反射光強
度比R(=I2/I1)が算出される。続いて、酸素飽和度算出
手段に相当するS3において、上記S2で算出された反
射強度比Rが式1に代入されて酸素飽和度SO2が算出され
る。 (式1) SO2 = A+B×R ここで、上記A,Bは定数であり、血液を使用した実験
に基づいて予め決定されている。
【0026】続くS4では、上記S1で読み込まれた第
3光信号SV3が表す第3波長λ3の反射光量I3に対する第
2光信号SV2が表す第2波長λ2の反射光量I2の比R’(=
I2/I 3、以下この比R’を参照反射光強度比という)が算
出される。続くS5では、上記S4で算出された参照反
射光強度比R’が式2に代入されて参照酸素飽和度SO2
(r)が算出される。この参照酸素飽和度SO2(r)は、酸素
飽和度によってヘモグロビンの吸光係数が変化する波長
として従来から用いられている第3波長λ3を用いたも
のであり、第1波長λ1を用いて算出された酸素飽和度S
O2と比較するために算出されるものである。なお、式2
においてA,Bは定数であり、式1と同じ値が用いられ
る。 (式2) SO2(r) = A+B×R’
3光信号SV3が表す第3波長λ3の反射光量I3に対する第
2光信号SV2が表す第2波長λ2の反射光量I2の比R’(=
I2/I 3、以下この比R’を参照反射光強度比という)が算
出される。続くS5では、上記S4で算出された参照反
射光強度比R’が式2に代入されて参照酸素飽和度SO2
(r)が算出される。この参照酸素飽和度SO2(r)は、酸素
飽和度によってヘモグロビンの吸光係数が変化する波長
として従来から用いられている第3波長λ3を用いたも
のであり、第1波長λ1を用いて算出された酸素飽和度S
O2と比較するために算出されるものである。なお、式2
においてA,Bは定数であり、式1と同じ値が用いられ
る。 (式2) SO2(r) = A+B×R’
【0027】続くS6では、前記S1で読み込まれた第
2光信号SV2を正規化した正規化強度NIが算出される。
この正規化強度NIは、ミルクまたはイントラリビッドの
ような白色のものの反射光を計測することによって予め
設定された値を基準として算出される。
2光信号SV2を正規化した正規化強度NIが算出される。
この正規化強度NIは、ミルクまたはイントラリビッドの
ような白色のものの反射光を計測することによって予め
設定された値を基準として算出される。
【0028】続くヘマトクリット値決定手段に相当する
S7では、上記S6で算出された正規化強度NIから、図
9に示す曲線C1に基づいてヘマトクリット値Hctが決定
される。図9には、ヘマトクリット値Hctと正規化強度N
Iとの関係に関して、C1からC7までの7本の曲線が示さ
れている。これら7本の曲線は、発光素子26a、26
b、26cと受光素子28との距離SDがそれぞれ異なって
いる場合におけるヘマトクリット値Hctと正規化強度NI
との関係であり、曲線C1が最も距離SDが短く、SD=1.8mm
であり、曲線C2,C3…と順に距離SDが大きくなり、曲線C
7が最も距離SDが大きく、SD=2.4mmである。本実施例の
反射型プローブ10は、上記距離SDが1.8mmであること
から、曲線C1の関係を用いるのである。本実施例の反射
型プローブ10において、上記距離SDを1.8mmとしたの
は、以下の理由による。図9の7本の曲線を比較する
と、ヘマトクリット値Hctが6%以上の領域において、
曲線C1が最も線形性が高い。従って、精度よくヘマトク
リット値Hctを決定するためには、上記距離SDをできる
だけ短くすることが好ましい。そこで、反射型プローブ
10では上記距離SDを1.8mmとしたのである。
S7では、上記S6で算出された正規化強度NIから、図
9に示す曲線C1に基づいてヘマトクリット値Hctが決定
される。図9には、ヘマトクリット値Hctと正規化強度N
Iとの関係に関して、C1からC7までの7本の曲線が示さ
れている。これら7本の曲線は、発光素子26a、26
b、26cと受光素子28との距離SDがそれぞれ異なって
いる場合におけるヘマトクリット値Hctと正規化強度NI
との関係であり、曲線C1が最も距離SDが短く、SD=1.8mm
であり、曲線C2,C3…と順に距離SDが大きくなり、曲線C
7が最も距離SDが大きく、SD=2.4mmである。本実施例の
反射型プローブ10は、上記距離SDが1.8mmであること
から、曲線C1の関係を用いるのである。本実施例の反射
型プローブ10において、上記距離SDを1.8mmとしたの
は、以下の理由による。図9の7本の曲線を比較する
と、ヘマトクリット値Hctが6%以上の領域において、
曲線C1が最も線形性が高い。従って、精度よくヘマトク
リット値Hctを決定するためには、上記距離SDをできる
だけ短くすることが好ましい。そこで、反射型プローブ
10では上記距離SDを1.8mmとしたのである。
【0029】続くS8では、前記S3で算出された酸素
飽和度SO2、前記S5で算出された参照酸素飽和度SO2
(r)、および上記S7で決定されたヘマトクリット値Hct
が、表示器82に表示される。このS8が実行される
と、続いて前記S1以下が繰り返し実行されることによ
り、連続的に酸素飽和度S02、ヘマトクリット値Hctが測
定できる。
飽和度SO2、前記S5で算出された参照酸素飽和度SO2
(r)、および上記S7で決定されたヘマトクリット値Hct
が、表示器82に表示される。このS8が実行される
と、続いて前記S1以下が繰り返し実行されることによ
り、連続的に酸素飽和度S02、ヘマトクリット値Hctが測
定できる。
【0030】図10は、前記反射光強度比Rまたは参照
反射光強度比R’と、観血的手法により測定した酸素飽
和度との関係を示す図である。図10に示すように、反
射強度比Rの方が、一本の直線で近似しやすい分布をし
ていることが分かる。
反射光強度比R’と、観血的手法により測定した酸素飽
和度との関係を示す図である。図10に示すように、反
射強度比Rの方が、一本の直線で近似しやすい分布をし
ていることが分かる。
【0031】表1は、図10の関係を一次式で近似した
場合における、その一次式の傾きの二乗平均の平方根す
なわちRMS値を示す。RMS値が小さいほど、反射光強度比
Rまたは参照反射光強度比R’と観血的手法により測定
した酸素飽和度との関係が一次式でよく近似できること
を示している。また、観血的手法により測定される酸素
飽和度は信頼性が高いので、RMS値が小さいほど式1ま
たは式2から算出される酸素飽和度SO2または参照酸素
飽和度SO2(r)の信頼性が高いことになる。従って、表1
から、反射光強度比Rから算出された酸素飽和度SO2の
方が、参照反射光強度比R’から算出された参照反射光
強度比SO2(r)よりも信頼性が高いことが分かる。 (表1) ────────────────────────── 反射光強度R 参照反射光強度比R’ ────────────────────────── RMS値 4.24% 6.43% ────────────────────────── (実験のデータ数nは、いずれもn=365)
場合における、その一次式の傾きの二乗平均の平方根す
なわちRMS値を示す。RMS値が小さいほど、反射光強度比
Rまたは参照反射光強度比R’と観血的手法により測定
した酸素飽和度との関係が一次式でよく近似できること
を示している。また、観血的手法により測定される酸素
飽和度は信頼性が高いので、RMS値が小さいほど式1ま
たは式2から算出される酸素飽和度SO2または参照酸素
飽和度SO2(r)の信頼性が高いことになる。従って、表1
から、反射光強度比Rから算出された酸素飽和度SO2の
方が、参照反射光強度比R’から算出された参照反射光
強度比SO2(r)よりも信頼性が高いことが分かる。 (表1) ────────────────────────── 反射光強度R 参照反射光強度比R’ ────────────────────────── RMS値 4.24% 6.43% ────────────────────────── (実験のデータ数nは、いずれもn=365)
【0032】上述のように、本実施例の波長の組み合わ
せによれば、反射強度比Rに対する酸素飽和度SO2の関
係の線形性が増し、式1より決定される酸素飽和度SO2
の精度が向上する。さらに、第1波長λ1に730nmを
使用することから、ヘマトクリット値Hctの変化が第1
光信号I1に与える影響が減少するので、式1により決定
される酸素飽和度SO2はヘマトクリット値Hctに関わらず
その精度が向上する。
せによれば、反射強度比Rに対する酸素飽和度SO2の関
係の線形性が増し、式1より決定される酸素飽和度SO2
の精度が向上する。さらに、第1波長λ1に730nmを
使用することから、ヘマトクリット値Hctの変化が第1
光信号I1に与える影響が減少するので、式1により決定
される酸素飽和度SO2はヘマトクリット値Hctに関わらず
その精度が向上する。
【0033】また、本実施例によれば、第2波長λ2の
反射光を表す第2光信号SV2に基づいてヘマトクリット
値Hctが決定されるので、高精度なヘマトクリット値Hct
が決定できる。
反射光を表す第2光信号SV2に基づいてヘマトクリット
値Hctが決定されるので、高精度なヘマトクリット値Hct
が決定できる。
【0034】また、本実施例によれば、発光素子26
と、受光素子28と、その受光素子28から出力される
信号を増幅するオペアンプ38とが、生体に装着される
反射型プローブ10に一体的に構成されていることか
ら、受光素子28とオペアンプ38との距離が近くなる
ので、光信号SV1,SV2,SV3に混入するノイズが減少す
る。
と、受光素子28と、その受光素子28から出力される
信号を増幅するオペアンプ38とが、生体に装着される
反射型プローブ10に一体的に構成されていることか
ら、受光素子28とオペアンプ38との距離が近くなる
ので、光信号SV1,SV2,SV3に混入するノイズが減少す
る。
【0035】以上、本発明の一実施例を図面に基づいて
説明したが、本発明は他の態様においても適用される。
説明したが、本発明は他の態様においても適用される。
【0036】たとえば、前述の実施例では、第1発光素
子26aは730nmの波長を発光する素子であった。すなわ
ち、第1波長λ1として730nmが用いられていたが、第1
波長λ1は、720nmから740nmの間の波長であればよい。
その理由は以下の通りである。すなわち、前述の実施例
では、第1発光素子26aが発光する光は730nmの波長の
光であると説明したが、LED等の一般的な光源が発光す
る光の波長は一定の幅を有している。従って、第1発光
素子26aは、より正確にいえば、730nmの波長を中心と
する一定の波長幅を有する光を発光する。そして、その
半値幅の範囲(発光強度が約半分に落ちる範囲)が720n
mから740nmである。この半値幅の範囲であれば、730nm
の波長の誤差範囲内であると考えられることから、720n
mから740nmの間の波長であればよいのである。
子26aは730nmの波長を発光する素子であった。すなわ
ち、第1波長λ1として730nmが用いられていたが、第1
波長λ1は、720nmから740nmの間の波長であればよい。
その理由は以下の通りである。すなわち、前述の実施例
では、第1発光素子26aが発光する光は730nmの波長の
光であると説明したが、LED等の一般的な光源が発光す
る光の波長は一定の幅を有している。従って、第1発光
素子26aは、より正確にいえば、730nmの波長を中心と
する一定の波長幅を有する光を発光する。そして、その
半値幅の範囲(発光強度が約半分に落ちる範囲)が720n
mから740nmである。この半値幅の範囲であれば、730nm
の波長の誤差範囲内であると考えられることから、720n
mから740nmの間の波長であればよいのである。
【0037】また、前述の実施例では、第2発光素子2
6bは830nmの波長を発光する素子であった。すなわち、
第2波長λ2として830nmが用いられていたが、第2波長
λ2として805nmが用いられてもよい。図4に示すよう
に、805nmは、酸素化ヘモグロビンと無酸素化ヘモグロ
ビンの吸光係数が等しい波長であることから、第2波長
λ2に805nmを用いると前記S7において決定されるヘマ
トクリット値Hctの精度が最も良くなる。なお、805nmの
波長の光を発光する発光素子では、半値幅が800nmから8
20nmとなることから、前段落と同様の理由により、第2
発光素子に800nmから820nmの波長の光を発光する素子を
用いても、805nmの波長の光を発光する素子を用いたも
のと略同様の効果が得られる。
6bは830nmの波長を発光する素子であった。すなわち、
第2波長λ2として830nmが用いられていたが、第2波長
λ2として805nmが用いられてもよい。図4に示すよう
に、805nmは、酸素化ヘモグロビンと無酸素化ヘモグロ
ビンの吸光係数が等しい波長であることから、第2波長
λ2に805nmを用いると前記S7において決定されるヘマ
トクリット値Hctの精度が最も良くなる。なお、805nmの
波長の光を発光する発光素子では、半値幅が800nmから8
20nmとなることから、前段落と同様の理由により、第2
発光素子に800nmから820nmの波長の光を発光する素子を
用いても、805nmの波長の光を発光する素子を用いたも
のと略同様の効果が得られる。
【0038】また、前述の実施例の反射型オキシメータ
12は実験用であり、第3波長λ3の光に基づいて参照
酸素飽和度SO2(r)を決定するために、第3発光素子26
c、サンプルホールド回路72、A/D変換器74等が設け
られていたが、実際に患者の酸素飽和度SO2を測定する
装置には第3発光素子26c、サンプルホールド回路7
2、A/D変換器74等は不要である。
12は実験用であり、第3波長λ3の光に基づいて参照
酸素飽和度SO2(r)を決定するために、第3発光素子26
c、サンプルホールド回路72、A/D変換器74等が設け
られていたが、実際に患者の酸素飽和度SO2を測定する
装置には第3発光素子26c、サンプルホールド回路7
2、A/D変換器74等は不要である。
【0039】また、前述の実施例では、反射型のプロー
ブ10が用いられていたが、反射型プローブ10に代え
て透過型のプローブが用いられても良い。透過型プロー
ブが用いられる場合には、前述の反射光強度Iに代えて
透過光の強度に基づいて酸素飽和度SO2やヘマトクリッ
ト値Hctを算出する。
ブ10が用いられていたが、反射型プローブ10に代え
て透過型のプローブが用いられても良い。透過型プロー
ブが用いられる場合には、前述の反射光強度Iに代えて
透過光の強度に基づいて酸素飽和度SO2やヘマトクリッ
ト値Hctを算出する。
【0040】以上、本発明の実施例を図面に基づいて詳
細に説明したが、これはあくまでも一実施形態であり、
本発明は当業者の知識に基づいて種々の変更、改良を加
えた態様で実施することができる。
細に説明したが、これはあくまでも一実施形態であり、
本発明は当業者の知識に基づいて種々の変更、改良を加
えた態様で実施することができる。
【図1】反射型プローブを備えた反射型オキシメータの
構成を示す図である。
構成を示す図である。
【図2】図1の反射型プローブの体表面側の平面図であ
る。
る。
【図3】図1の反射型プローブの断面図である。
【図4】光の波長と、酸素化ヘモグロビンおよび無酸素
化ヘモグロビンの吸光係数との関係を示す図である。
化ヘモグロビンの吸光係数との関係を示す図である。
【図5】基板のアンプ部側の配線パターンを示す図であ
る。
る。
【図6】基板のセンサ部側の配線パターンを示す図であ
る。
る。
【図7】反射型プローブの回路図である。
【図8】図1の演算制御装置の制御作動の要部を説明す
るフローチャートである。
るフローチャートである。
【図9】ヘマトクリット値Hctと正規化強度NIとの関係
を示す図である。
を示す図である。
【図10】反射光強度比Rまたは参照反射光強度比R’
と、観血的手法により測定した酸素飽和度との関係を示
す図である。
と、観血的手法により測定した酸素飽和度との関係を示
す図である。
10:反射型プローブ(測定子) 12:反射型オキシメータ(酸素飽和度測定装置) 26:発光素子(光源) 28:受光素子(光センサ) 38:オペアンプ(増幅器) S3:酸素飽和度算出手段 S7:ヘマトクリット値決定手段
フロントページの続き Fターム(参考) 2G045 AA13 CA25 CA26 DB30 FA25 FA29 GC10 JA01 2G059 AA01 AA05 BB12 BB13 CC16 CC18 EE02 EE11 FF08 GG02 GG03 HH01 HH06 KK01 LL04 MM01 MM03 MM05 MM09 MM10 MM11 NN01 NN09 PP04 4C038 KK00 KK01 KL05 KL07 KM01 KY01 KY03 KY04
Claims (4)
- 【請求項1】 酸素飽和度によってヘモグロビンの吸光
係数が変化する第1波長の照射光および酸素飽和度によ
ってヘモグロビンの吸光係数が変化しない第2波長の照
射光を生体組織へ向かって照射する光源と、該第1波長
の二次光および該第2波長の二次光をそれぞれ検出して
それら第1波長の二次光および第2波長の二次光をそれ
ぞれ表す第1光信号および第2光信号を出力する光セン
サと、該第1光信号の強度と該第2光信号の強度との比
と酸素飽和度との間の予め設定された一次式を用い、前
記光センサから実際に出力された第1光信号および第2
光信号の強度に基づいて生体の酸素飽和度を算出する酸
素飽和度算出手段とを備えた酸素飽和度測定装置におい
て、 前記第1波長を720nmから740nmの間の波長とし、
前記第2波長を800nmから840nmの間の波長とした
ことを特徴とする酸素飽和度測定装置。 - 【請求項2】 前記二次光とヘマトクリット値との予め
設定された関係を用い、前記光センサから出力された前
記第2光信号に基づいてヘマトクリット値を決定するヘ
マトクリット値決定手段をさらに備えたことを特徴とす
る請求項1記載の酸素飽和度測定装置。 - 【請求項3】 前記第2波長が805nmであることを特
徴とする請求項2に記載の酸素飽和度測定装置。 - 【請求項4】 前記光源と、前記光センサと、該光セン
サから出力される第1光信号および第2光信号を増幅し
て出力する増幅器とが、測定部位に装着される測定子に
一体的に構成されていることを特徴とする請求項1乃至
3記載の酸素飽和度測定装置。
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