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Die Erfindung betrifft eine Vorrichtung zur Erkennung von Blut oder eines Blutbestandteils in einer Flüssigkeit, insbesondere zur Erkennung von Hämoglobin in einer Dialysierflüssigkeit. Darüber hinaus betrifft die Erfindung eine Vorrichtung zur extrakorporalen Blutbehandlung mit einer Vorrichtung zur Erkennung von Blut oder eines Blutbestandteils in der Dialysierflüssigkeit.
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In der Dialyse werden zum Schutz des Patienten Einrichtungen eingesetzt, mit denen der im Fall einer Ruptur der Membran des Dialysators nicht auszuschließende Eintritt von Blut in die Dialysierflüssigkeit sicher erkannt werden kann. Diese Einrichtungen werden als Blutleckdetektoren bezeichnet. Die bekannten Blutleckdetektoren beruhen zum Nachweis des Bluts im Allgemeinen auf einer Transmissionsmessung von rotem und grünem Licht, das durch die Dialysierflüssigkeit hindurchtritt.
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Eine photoelektrische Anordnung zum Feststellen eines Stoffes, insbesondere Hämoglobin, in einer Flüssigkeit, insbesondere Dialysierflüssigkeit, ist aus der
DE 37 26 524 A1 bekannt. Die Erkennung des Stoffes erfolgt durch Bestimmung des Absorptionsverhältnisses von Licht unterschiedlicher Wellenlänge beim Durchgang des Lichts durch die Flüssigkeit. Die photoelektrische Anordnung verfügt über zwei Lichtquellen, die Licht unterschiedlicher Wellenlänge aussenden. Die unterschiedlichen Wellenlängen sind auf das Absorptionsmaximum bzw. -minimum des Stoffes abgestimmt. Für die Erkennung von Hämoglobin beträgt die Wellenlänge 570 nm der einen Lichtquelle (grünes Licht) und die Wellenlänge der anderen Lichtquelle 635 nm (rotes Licht). Als Lichtquellen werden Leuchtdioden eingesetzt, deren Strahlungsintensität von der Temperatur abhängig ist. Zur Kompensation von Veränderungen der Intensität des Lichts, die einen störenden Einfluss auf das Messergebnis haben, verfügt die photoelektrische Anordnung neben dem Messempfänger für das von der Probe absorbierte Licht über einen Referenzempfänger, der das Licht der Lichtquellen direkt empfängt. Dadurch wird die Messgenauigkeit erhöht.
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Der Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, eine Vorrichtung zu schaffen, mit der sich Blut oder ein Blutbestandteil, insbesondere Hämoglobin in einer Dialysierflüssigkeit, mit hoher Genauigkeit und Sicherheit nachweisen lässt.
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Die Lösung dieser Aufgabe erfolgt erfindungsgemäß mit den Merkmalen der unabhängigen Ansprüche. Die abhängigen Ansprüche betreffen bevorzugte Ausführungsformen der Erfindung.
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Die erfindungsgemäße Vorrichtung zur Erkennung von Blut oder eines Blutbestandteils, insbesondere Hämoglobin, in einer Flüssigkeit, insbesondere Dialysierflüssigkeit, verfügt über einen Lichtsender zum Senden von Licht in einem ersten Wellenlängenbereich und zum Senden von Licht in einem zweiten Wellenlängenbereich, wobei die Wellenlänge des Lichts in dem ersten und zweiten Wellenlängenbereich derart auf die wellenlängenabhängigen Absorptionseigenschaften des Bluts oder des Blutbestandteils abgestimmt sind, dass das durch die Flüssigkeit durchtretende Licht in dem ersten Wellenlängenbereich stärker als das durch die Flüssigkeit durchtretende Licht in dem zweiten Wellenlängenbereich absorbiert wird.
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Darüber hinaus weist die Vorrichtung einen Lichtempfänger zum Empfangen des durch die Flüssigkeit durchtretenden Lichts und eine Rechen- und Auswerteinheit auf, die derart ausgebildet ist, dass auf der Grundlage der unterschiedlichen Absorption des Lichts mit der Wellenlänge in dem ersten und zweiten Wellenlängenbereich auf das Vorliegen von Blut oder eines Blutbestandteils in der Flüssigkeit geschlossen wird.
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Die Erfindung beruht auf der Erkenntnis, dass eine besonders hohe Messgenauigkeit und Sicherheit der Auswertung insbesondere für die Erkennung von Hämoglobin in Dialysierflüssigkeit dann erreicht werden kann, wenn der erste Wellenlängenbereich zwischen 550 nm und 575 nm und der zweite Wellenlängenbereich zwischen 640 nm und 780 nm liegt.
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Messungen des Absorptionsspektrums von Hämoglobin bei einer bestimmten Konzentration von 2,67 g/dl haben gezeigt, dass ein besonders ausgeprägtes Absorptionsmaximum bei 415 nm auftritt (M. Friebel: „Bestimmung optischer Eigenschaften von humanen Vollblut in Abhängigkeit von verschiedenen physiologischen und biochemischen Zustandsparametern", Dissertation, Berlin, 2007). Dieses Absorptionsmaximum wird aber für die Auswertung nicht herangezogen, da angenommen wird, dass das Vorhandensein von beispielsweise Bilirubin in bestimmten Behandlungssituationen Fehlalarme auslösen könnte. Die lokalen Absorptionsmaxima von oxygeniertem Hämoglobin liegen bei 544 nm und 578 nm.
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Der Erfinder hat die folgenden Zusammenhänge erkannt, nach denen sich die aus dem Stand der Technik bekannte Messung bei einer Wellenlänge von 635 nm (rotes Licht) in Kombination mit einer Messung bei einer Wellenlänge von 570 nm (grünes Licht) nicht als optimal erweist (
DE 37 26 524 A1 ).
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Wenn als Lichtquelle handelsübliche Leuchtdioden (LEDs) eingesetzt werden, liegen die Spektren von LEDs für grünes bzw. rotes Licht bei Wellenlängen von 565 nm bzw. 635 nm so dicht nebeneinander, dass sich die Spektren der LEDs teilweise überlappen. Die teilweise Überlappung der Spektren führt zu einer Verringerung der Empfindlichkeit.
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Es wird angenommen, dass der Messeffekt für oxygeniertes Hämoglobin schon bei Wellenlängen, die größer als 575 nm sind, wieder abnimmt. LED's haben eine übliche Schwankungsbreite der Grund-Wellenlänge von +/–6 nm. Da die Peak-Wellenlänge der LED's mit steigender Temperatur zunimmt, nimmt der Messeffekt mit steigender Temperatur ab. Daher ist für die Serienfertigung eine Anordnung von LEDs in Gruppen erforderlich, was aber den Aufwand erhöht.
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Die als isosbestische Punkte bezeichneten Schnittpunkte der Absorptionsspektren für oxygeniertes und desoxygeniertes Hämoglobin liegen bei etwa 550 und 575 nm. Es wird angenommen, dass sich in dem Wellenlängenbereich zwischen diesen Punkten die Empfindlichkeit der Messung bei einer Verringerung der Sauerstoffkonzentration erhöht oder von der Verringerung der Sauerstoffkonzentration jedenfalls nicht beeinflusst wird. Bei einem Zugang mit einem zentralvenösen Katheter hat das Blut des Patienten aber eine geringere Sauerstoffsättigung als 100%. Insofern stellt 575 nm eine obere Grenze für das Licht mit der ersten Wellenlänge dar (grünes Licht).
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Es hat sich gezeigt, dass verbesserte Messergebnisse dann erzielt werden, wenn die zweite Wellenlänge im Vergleich zu den bekannten Blutleckdetektoren zu höheren Werten hin verschoben wird. Verbesserte Messergebnisse haben sich ab einer unteren Grenze für die Wellenlänge von 640 nm (rotes Licht) gezeigt. Die Wellenlänge kann bis in den nahen infraroten Bereich (NIR) erhöht werden (780 nm).
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Eine Verschiebung zu höheren Wellenlängen in dem zweiten Wellenlängenbereich führt beim Einsatz von handelsüblichen LEDs als Lichtquelle zu einer geringeren Überlappung des grünen und roten Spektrums, so dass Veränderungen der Intensität der roten LED einen geringeren Einfluss auf den Messeffekt haben, da die Wellenlänge nicht mehr auf der steil abfallenden Flanke der Absorptionskurve liegt.
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Eine Veränderung der Wellenlänge hat generell einen geringeren Einfluss auf die Empfindlichkeit, die im Wesentlichen von der Absorption für grünes Licht bestimmt wird, da die Absorption für grünes Licht wesentlich größer als für rotes Licht ist.
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Veränderungen der Sauerstoffsättigung liegen in dem zweiten Wellenlängenbereich von 640 bis 780 nm in einer geringeren Größenordnung als bei einer Wellenlänge von 635 nm. Für einen zentralvenösen Zugang kann beispielsweise eine Sauerstoffsättigung von 60 als Minimalwert angenommen werden.
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Wenn nachfolgend von der Erkennung von But oder eines Blutbestandteil in der Flüssigkeit die Rede ist, wird darunter auch die Bestimmung der Konzentration des Stoffes in der Flüssigkeit verstanden, insbesondere der Hämoglobinkonzentration in der Dialysierflüssigkeit (Dialysat). Für die Blutleckdetektion ist aber die Bestimmung absoluter Werte der Konzentration nicht erforderlich, da es nur darauf ankommt, Blut im Dialysat zu erkennen, wozu schon geringe Konzentrationen ausschlaggebend sind.
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Für die Erfindung ist grundsätzlich unerheblich, wie die Auswertung der Messergebnisse erfolgt, soweit die Auswertung auf der Grundlage der Messung der Intensität des durchtretenden Licht mit der ersten Wellenlänge und der Intensität des durchtretenden Lichts mit der zweiten Wellenlänge erfolgt. Hier können grundsätzlich sämtliche im Stand der Technik bekannte Auswertverfahren eingesetzt werden, die auf der Erfassung von Licht unterschiedlicher Wellenlängen beruhen.
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Bei einer bevorzugten Ausführungsform liegt der erste Wellenlängenbereich zwischen 555 nm und 570 nm und der zweite Wellenlängenbereich zwischen 640 nm und 675. Besonders bevorzugt hat das Licht mit der Wellenlänge in dem ersten Wellenlängenbereich eine Wellenlänge im Bereich von 560 nm bis 565 nm und das Licht mit der Wellenlänge in dem zweiten Wellenlängenbereich eine Wellenlänge im Bereich von 640 nm bis 660 nm.
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Eine bevorzugte Ausführungsform sieht eine Rechen- und Auswerteinheit vor, die derart ausgebildet ist, dass die Intensität des durchtretenden Lichts mit der ersten Wellenlänge und die Intensität des durchtretenden Lichts mit der zweiten Wellenlänge miteinander verglichen werden. Die Auswertung kann beispielsweise auf der Grundlage der Berechnung des Quotienten der Intensität des Lichts mit der ersten Wellenlänge und der Intensität des Lichts mit der zweiten Wellenlänge erfolgen.
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Die Vorteile der Erfindung kommen insbesondere dann zum Tragen, wenn der Lichtsender einen ersten Lichtemitter zum Senden von Licht in dem ersten Wellenlängenbereich und einen zweiten Lichtemitter zum Senden von Licht in dem zweiten Wellenlängenbereich aufweist, wobei der erste und zweite Lichtemitter jeweils eine Leuchtdiode oder eine Gruppe von Leuchtdioden aufweist.
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Die erfindungsgemäße Vorrichtung verfügt neben der Rechen- und Auswerteinheit vorzugsweise über eine Aufnahmeeinheit zur Aufnahme einer transparenten Schlauchleitung, wobei der Lichtsender und Lichtempfänger derart an der Aufnahmeeinheit angeordnet sind, dass das Licht in die Schlauchleitung einkoppelbar und aus der Schlauchleitung auskoppelbar ist. Damit ergibt sich eine in der Praxis einfach zu handhabende Messeinheit.
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Im Folgenden wird die Erfindung unter Bezugnahme auf die Zeichnungen näher erläutert.
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Es zeigen:
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1 eine Vorrichtung zur extrakorporalen Blutbehandlung zusammen mit einer Vorrichtung zur Erkennung von Blut oder eines Blutbestandteils, insbesondere Hämoglobin, in der Dialysierflüssigkeit,
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2 die Aufnahmeeinheit der Vorrichtung zur Erkennung von Blut oder eines Blutbestandteils in vereinfachter Darstellung,
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3 das Absorptionsspektrum von Hämoglobin in Abhängigkeit von der Wellenlänge,
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4 eine Simulation zur Veranschaulichung des Einflusses einer Veränderung der Wellenlänge des Lichts auf den Messeffekt für unterschiedliche Wellenlängenbereiche, und
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5 eine alternative Ausführungsform der Messanordnung.
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1 zeigt in stark vereinfachter schematischer Darstellung eine Vorrichtung zur extrakorporalen Blutbehandlung, beispielsweise eine Dialysevorrichtung. Die extrakorporale Blutbehandlungsvorrichtung verfügt über einen Dialysator oder Filter 1, der durch eine semipermeable Membran 2 in eine Blutkammer 3 und eine Dialysierflüssigkeitskammer 4 unterteilt ist. Von dem Patienten führt eine arterielle Blutleitung 5 zu der Blutkammer 3, während von der Blutkammer 3 eine venöse Blutleitung 6 abgeht, die zu dem Patienten führt. Eine in der arteriellen Blutleitung 5 angeordnete Blutpumpe 7 fördert das Blut im extrakorporalen Blutkreislauf I.
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Der Dialysierflüssigkeitszweig II der Dialysevorrichtung ist nur andeutungsweise dargestellt. Der Dialysierflüssigkeitszweig II umfasst eine zu der Dialysierflüssigkeitskammer 4 führende Dialysierflüssigkeitszuführleitung 8 und eine von der Dialysierflüssigkeitskammer 4 abgehende Dialysierflüssigkeitsabführleitung 9. Bei der arteriellen und venösen Blutleitung 5, 6 handelt es sich um im Wesentliche transparente Schlauchleitungen, die für Licht durchlässig sind. Darüber hinaus verfügt die Blutbehandlungsvorrichtung über eine zentrale Steuereinheit 10, mit der die einzelnen Komponenten, beispielsweise die Blutpumpe 7, gesteuert werden. Für den Fall einer Ruptur der Membran 2 des Dialysators 1 kann Blut des Patienten in die Dialysierflüssigkeit gelangen.
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Die erfindungsgemäße Vorrichtung 11 zur Erkennung von Blut oder eines Blutbestandteils, insbesondere Hämoglobin, in der Dialysierflüssigkeit kann Bestandteil der extrakorporalen Blutbehandlungsvorrichtung sein oder eine separate Baugruppe bilden. Wenn die erfindungsgemäße Vorrichtung 11 Bestandteil der Blutbehandlungsvorrichtung ist, kann sie von Teilen der Blutbehandlungsvorrichtung Gebrauch machen, die ohnehin vorhanden sind.
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Die erfindungsgemäße Vorrichtung 11 zur Erkennung von Blut oder eines Blutbestandteils weist bei dem vorliegenden Ausführungsbeispiel eine Aufnahmeeinheit 12 mit vier senkrecht aufeinander stehenden, planen Anlageflächen 12A auf, zwischen denen die transparente Schlauchleitung 9 fest eingespannt werden kann, durch die Dialysierflüssigkeit strömt (2). An zwei einander gegenüberliegenden Anlageflächen 12A der Aufnahmeeinheit 12 sind ein Lichtsender 13 und ein Lichtempfänger 14 angeordnet. Der Lichtsender 13 weist einen ersten und einen zweiten Lichtemitter 13A, 13B auf, wobei der erste oder zweite Lichtemitter eine oder mehrere LED's umfassen kann.
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Die beiden Lichtemitter 13A, 13B sind über eine Signalleitung 14 mit einer Rechen- und Auswerteinheit 15 der Vorrichtung zum Erkennen von Blut oder eines Blutbestandteils verbunden, die wiederum über eine Datenleitung 16 mit der zentralen Rechen- und Steuereinheit 10 der Blutbehandlungsvorrichtung verbunden ist. Die Rechen- und Auswerteinheit 15 der Vorrichtung zur Erkennung von Blut oder eines Blutbestandteils kann aber auch Bestandteil der zentralen Rechen- und Steuereinheit der Blutbehandlungsvorrichtung sein.
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Der erste Lichtemitter 13A, der vorzugsweise eine LED oder mehrere LEDs aufweist, sendet grünes Licht mit einer Wellenlänge aus, die zwischen 550 nm und 575 nm, vorzugsweise zwischen 555 nm und 570 nm, besonders bevorzugt zwischen 560 nm und 565 nm liegt, während der zweite Lichtemitter 13B des Lichtsenders 13, der vorzugsweise eine LED oder mehrere LEDs aufweist, rotes Licht oder in den nahen Infrarotbreich (NIR) reichendes Licht mit einer Wellenlänge aussendet, die zwischen 640 nm und 780 nm, vorzugsweise zwischen 640 nm und 675 nm, besonders bevorzugt zwischen 640 nm und 660 nm liegt.
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Die Rechen- und Auswerteinheit 15 ist derart konfiguriert, dass die nachfolgenden Transmissionsmessungen zur Erkennung von Blut oder eines Blutbestandteils in der Dialysierflüssigkeit vorgenommen werden. Auf der Rechen- und Auswerteinheit 15 kann ein Datenverarbeitungsprogramm laufen, das die für die Messungen erforderlichen Schritte ausführt. Hierzu kann die Rechen- und Auswerteinheit 15 über einen Mikroprozessor verfügen.
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Während der Blutbehandlung wird das von dem ersten und zweiten Lichtemitter 13A und 13B in die transparente Schlauchleitung 6 eingekoppelte und durch die Dialysierflüssigkeit durchtretende Licht mit dem Lichtempfänger 14 ausgekoppelt.
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5 zeigt eine alternative Ausführungsform, wobei die einander entsprechenden Teile mit den gleichen Bezugszeichen versehen sind. Die Messanordnung verfügt über einen Lichtsender
13, der nur einen Lichtemitter
13A aufweist, der eine Bicolor-LED ist, die alternierend Licht mit einer ersten und einer zweiten Wellenlänge aussendet. Das Licht wird über ein Prisma
18 ausgekoppelt und auf einen Referenzempfänger
19 geleitet, der den Eingang eines Referenzkanals bildet. Der Referenzkanal regelt die Lichtintensität der beiden Farben so, daß sie in einem festen Verhältnis zueinander stehen. Das restliche Licht durchstrahlt eine Küvette
20, in der sich die Dialysierflüssigkeit befindet. Anschließend trifft dieses Licht auf den Lichtempfänger
14. Diese Messanordnung ist in der
EP 1 275 408 A1 im Einzelnen beschrieben.
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Der Zusammenhang zwischen der Intentsität I0, I1 des eingestrahlten und transmittierten Lichts beschreibt die nachfolgende Gleichung (Lambert-Beersches Gesetz): lg(I1/I0) = –αcd, wobei
- α
- der Absorptionskoeffizient,
- c
- die Konzentration der Flüssigkeit und
- d
- der Innendurchmesser der eingespannten Schlauchleitung ist
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Die Rechen- und Auswerteinheit
15 empfängt die mit der Intensität des absorbierten Lichts proportionalen Signale und vergleicht die Intensität des durchtretenden Licht mit der ersten Wellenlänge und die Intensität des durchtretenden Lichts mit der zweiten Wellenlänge miteinander. Auf der Grundlage des Vergleichs der gemessenen Intensitäten wird auf den Eintritt von Blut oder eines Blutbestandteils, d. h. von Hämoglobin, in die Dialysierflüssigkeit geschlossen. Für die Auswertung der Messsignale können charakteristische Grenzwerte vorgegeben werden. Die Auswertung kann bei den erfindungsgemäßen Wellenlängenbereichen beispielsweise mit einem Verfahren erfolgen, das in der
DE 37 26 524 A1 beschrieben ist.
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3 zeigt das Absorptionsspektrum von Hämoglobin bei einer Konzentration von 2,67 g/dl (M. Friebel: „Bestimmung optischer Eigenschaften von humanen Vollblut in Abhängigkeit von verschiedenen physiologischen und biochemischen Zustandsparametern", Dissertation, Berlin, 2007). Aus 3 ist die höhere Absorption von Hämoglobin für das grüne Licht des ersten Lichtemitters und die niedrigere Absorption von Hämoglobin für das rote Licht des zweiten Lichtemitters ersichtlich.
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4 zeigt eine Simulation zur Veranschaulichung des Einflusses einer Veränderung der Wellenlänge des Lichts auf den Messeffekt für die unterschiedlichen Wellenlängenbereiche, in denen der erste und zweite Lichtemitter Licht emittieren. Die Simulation basiert auf Messungen mit LEDs und oxygeniertem Rinderblut, wobei eine Normierung auf die Wellenlängenkombination von 560/660 vorgenommen wurde. Es zeigt sich, dass sich der Messeffekt bei der Kombination der Wellenlängen in den erfindungsgemäßen Wellenlängenbereichen bei Wellenlängenschwankungen nur geringfügig ändert. Daher können Produktions- und Temperaturschwankungen nur einen verhältnismäßig geringen Einfluss auf das Messergebnis haben. Dabei wird angenommen, dass die Änderung der Wellenlänge bei handelsüblichen LEDs aufgrund von Produktionsschwankungen zwischen +/–6 nm und aufgrund von Betriebstemperaturschwankungen um einen Arbeitspunkt von 20°C bei +4/–1 nm liegt.
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Die Wellenlänge des Lichts der beiden Lichtemitter 13A, 13B ist vorzugsweise die Centroid-Wellenlänge, d. h. die Wellenlänge im Spektrum, über der 50% der Strahlungsleistung und unter der 50% der Strahlungsleistung liegen. Diese Wellenlänge liegt bei einer bestimmten spektralen Verteilung der Intensität in einem festen Abstand zu der Peak-Wellenlänge. Anstelle der Centroid-Wellenlänge kann die Wellenlänge des Lichts der Lichtemitter aber auch die Peak-Wellenlänge oder die dominante Wellenlänge sein.
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ZITATE ENTHALTEN IN DER BESCHREIBUNG
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Zitierte Patentliteratur
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- DE 3726524 A1 [0003, 0010, 0041]
- EP 1275408 A1 [0039]
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Zitierte Nicht-Patentliteratur
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- M. Friebel: „Bestimmung optischer Eigenschaften von humanen Vollblut in Abhängigkeit von verschiedenen physiologischen und biochemischen Zustandsparametern”, Dissertation, Berlin, 2007 [0009]
- M. Friebel: „Bestimmung optischer Eigenschaften von humanen Vollblut in Abhängigkeit von verschiedenen physiologischen und biochemischen Zustandsparametern”, Dissertation, Berlin, 2007 [0042]
