用于光学监视系统的传感器夹组件的制作方法
本申请是申请号为201180055375.2、申请日为2011年11月17日、发明名称为“用于光学监视系统的传感器夹组件”的发明专利申请的分案申请。
对相关申请的交叉引用
本专利申请是要求在2010年11月17日提交的美国临时专利申请no.61/414654的权益的在2011年2月18日提交的共同未决的美国专利申请no.13/030212的部分继续，这两个申请的全部内容通过引用被并入此。本专利申请还要求在2011年10月28日提交的美国临时申请no.61/553078和在2011年2月25日提交的美国申请no.13/034788的优先权，这两个申请的全部内容通过引用被并入此。
本发明涉及光学监视系统，并且更具体地涉及用于监视血管中的组分(constituent)的有无或浓度的系统。本发明特别适用于在血液透析或包含体外血液流动的其它过程期间在监视患者时血细胞比容(hematocrit)和/或氧饱和水平的实时测量。
背景技术：
患有肾衰竭或者部分肾衰竭的患者典型地进行血液透析治疗以便从他们的血液去除毒素和多余流体(excessfluid)。为此，通过位于明确认可的接入位置的从动脉或静脉吸取血液的吸入针或导管，例如，在外科上置于手臂、大腿和锁骨等中的分流器，从患者身体取得血液。针或导管与体外管道(extrascorporealtubing)连接，该体外管道被馈送到蠕动泵，并然后被馈送到清洁血液并去除多余流体的透析器。经清洁的血液然后通过附加的体外管道和另一针或导管返回患者身体。有时，肝素滴注器位于血液透析回路中，以防止血液凝结。
当吸取的血液穿过透析器时，它在透析器内的稻秆状(straw-like)管中行进，该稻秆状管用作未清洁血液的半渗透性通路。新鲜透析液进入透析器的下游端。透析液包围稻管状管并沿与血液流过管的方向相反的方向流过透析器。新鲜透析液通过扩散收集穿过稻管状管的毒素，并通过超过滤收集血液中的过量流体。包含被去除的毒素和过量流体的透析液作为废物被丢弃。红细胞保持于稻管状管中，并且，它们的体积计数不受该过程影响。
在血液透析治疗或包含体外血液流动的其它的治疗中，常使用光学血液监视系统。一个例子是由freseniususamanufacturing,inc.ofwaltham,ma出售的
一般地，对于每个患者更换血液室以及导管组和透析器。血液室是一次性的。血液室限定了包含基本上平坦的观察区域和两个相对的观察透镜的内部血液流动空腔。用于光学血液监视器的led发光器和光检测器在透镜上方被紧固(例如，通过夹持)于血液室上的位置。可利用光检测器通过血液室和患者的流过室的血液来分解多个波长的光，该光检测器检测作为结果的各波长的强度。
用于测量血细胞比容的优选波长为对于红血球基本上等吸收(isobestic)的约810nm和对于水基本上等吸收的约1300nm。在1999年12月13日发布并转让给本申请的受让人的发明名称为“systemandmethodfornon-invasivehematocritmonitoring”的美国专利no.5372136中基本公开的
在临床设置中，可从测量的血细胞比容的变化实时确定在血液透析期间出现的血液体积的实际百分比变化。因此，在血液透析治疗阶段期间，光学血液监视器不仅能够实时地非侵入地监视患者的血细胞比容水平，而且能够实时地非侵入地监视患者的血液体积的变化。实时监视血液体积的变化的能力有助于安全有效的血液透析。
为了实时监视血液，发光二极管(led)和用于它们的光检测器被安装于装配于血液室上的传感器夹组件的两个相对的头部上。对了系统的精度(accuracy)，重要的是每当传感器夹组件被夹在血液室上方的位置时，led和光检测器处于预定的位置和取向。预定的位置和取向确保从led行进到光检测器的光穿过血液室的透镜。
对于血液室的特定尺寸以及传感器夹组件相对于血液室的特定位置和取向，校准光学监视器。出于该目的，传感器夹的头部被设计为与血液室配合(mate)以使得led和光检测器处于已知的位置和取向。在
在常规的系统中，通过孤立的控制器执行光学监视，该控制器包含实时呈现监视数据的显示器。控制器包含计算显示的数据并控制led和光检测器的操作的处理器。控制器在常规上通过拴系电缆与传感器夹和光学装置连接。在通过电缆到该孤立的控制器的传输期间，大量噪声被引入由光检测器提供的模拟信号，并且，照明led以补偿和确保可用的模拟信号所需要的功率量产生热，使led的寿命劣化。此外，光电二极管电流太小，以致于其连接中的任何串联电阻都是衰减器和电势噪声源。模拟信号的电缆越长，则对于电流的电阻越大并且信号中将存在的噪声越多。
技术实现要素：
在本发明的实施例中，提供了一种用于光学监视流过血液室的血液的传感器夹组件。该传感器夹组件包含：壳体，其具有能够紧固于血液室的两个相对的臂；至少一个发射器，位于相对端部之一中；至少一个光检测器，位于另一相对端部中，该至少一个光检测器相对于至少一个发射器被定位为使得由至少一个发射器发射的光能够在穿过传感器夹组件紧固于其上的血液室之后在至少一个光检测器处被接收；微控制器，其位于该壳体内，该微控制器被配置为接收经调节的模拟信号，将经调节的模拟信号转换成原始数字数据，并基于原始数字数据计算与传感器夹组件紧固于其上的血液室中的血液对应的至少一个参数，其中该经调节的模拟信号是基于由至少一个光检测器产生的原始模拟信号的；和输出端口，被配置为从传感器夹组件向外部设备输出由微控制器执行的计算的结果。
传感器夹组件还可包括至少一个跨阻放大器，其位于所述壳体内，与各光检测器对应，用于将原始模拟信号转换成模拟电压信号；和至少一个数字可控微调电位器，其位于所述壳体内，与各光检测器对应，用于向模拟电压信号施加增益。微控制器可进一步被配置为控制至少一个发射器的操作，并以与至少一个发射器的操作同步化的方式控制由至少一个数字可控微调电位器施加的增益。发射器臂与光检测器臂中的至少一个可包含用于阻挡在至少一个光检测器接收到环境光的护罩。
传感器夹组件还可包括硅光检测器和铟镓砷化物光检测器，并且，微控制器可进一步被配置为计算血细胞比容值、氧饱和值和与百分比血液体积变化。传感器夹组件的输出端口可与usb(通用串行总线)连接对应，并且，外部设备可以是计算机。输出端口可进一步被配置为将从外部设备接收的命令传输给微控制器。并且，微控制器可被配置为基于唯一的验证过滤器验证传感器夹组件的精度，并且，在确认用户输入正确的验证过滤器识别码时重新校准传感器夹组件。微控制器可进一步是在两个相对的臂中的一个内浮动的板的一部分。
在另一实施例中，提供一种用于光学监视血液的系统。该系统包括：血液室，包含观察窗口和室体部；紧固于血液室上的传感器夹组件，该传感器夹进一步包含：壳体，具有发射器臂和光检测器臂；至少一个发射器，位于发射器臂内；至少一个光检测器，位于光检测器臂内，该至少一个光检测器相对于至少一个发射器被定位为使得由至少一个发射器发射的光能够在穿过该血液室之后在至少一个光检测器处被接收；微控制器，位于该壳体内，该微控制器被配置为接收经调节的模拟信号，将经调节的模拟信号转换成原始数字数据，并基于原始数字数据计算与传感器夹组件紧固于其上的血液室中的血液对应的至少一个参数，其中该经调节的模拟信号是基于由至少一个光检测器产生的原始模拟信号的；和输出端口，被配置为从传感器夹组件向外部设备输出由微控制器执行的计算的结果；和外部设备，被配置为向用户显示由微控制器执行的计算的结果。
发射器臂和光检测器臂可进一步是相对的臂，该相对的臂在该臂的第一相对端部处被一起偏压以形成钳爪(jaw)，使得向该臂的第二相对端部施加的夹紧力以打开钳爪，以允许血液室被放置在第一相对端部之间并在力被去除时保持在那里。血液室的室体部被着色为蓝色，以阻挡环境光在至少一个光检测器处被接收。系统还可包括与传感器夹组件唯一相关联的验证过滤器，其用于确定是否需要重新校准传感器夹组件。输出端口可进一步被配置为将从外部设备接收的命令传输给微控制器；并且，微控制器可进一步被配置为基于验证过滤器验证传感器夹组件的精度，并且被配置为在确认用户输入正确验证过滤器识别码时重新校准传感器夹组件。微控制器可进一步是在发射器臂和光检测器臂中的一个内浮动的板的一部分。
在又一实施例中，提供一种传感器夹组件，包括微控制器、发射器和光检测器，该微控制器进一步包含处理器和有形非暂态计算机可读介质，在有形非暂态计算机可读介质上存储用于光学监视血液的计算机可执行指令。该计算机可执行指令包含：用于开启发射器的指令，其中，发射器与光检测器对应；用于使与光检测器对应的通道上的光检测器所产生的原始模拟信号的调节与发射器的操作同步化的指令；用于基于从经调节的模拟信号转换的原始数字数据计算与血液对应的至少一个参数的指令，其中，经调节的模拟信号是基于光检测器所产生的原始模拟信号的；以及用于通过输出端口将计算的结果输出到外部设备的指令。
计算机可执行指令还可包含：用于控制与光检测器对应的通道上的数字可控微调电位器所施加的增益的量的指令、用于在从外部设备接收到对应的命令时基于与传感器夹组件唯一相关联的验证过滤器来验证传感器夹组件的精度的指令、用于接收验证过滤器识别码的用户输入的指令；用于在由用户输入的验证过滤器识别码与和传感器夹组件唯一相关联的验证过滤器对应的情况下重新校准传感器夹组件的指令、和/或用于将与传感器夹组件对应的状态信息输出到外部设备的指令。用于通过输出端口将计算的结果输出到外部设备的指令还包含用于输出数据流的指令，该数据流包含与血细胞比容值、氧饱和值和百分比血液体积变化有关的信息。
在又一实施例中，提供一种用于光学监视流过血液室的血液的传感器夹组件。该传感器夹组件包含：壳体，具有能够紧固于血液室上的两个相对的臂；用于将壳体紧固于血液室上的装置；位于相对端部之一中的至少一个发射器；位于另一相对端部中的至少一个光检测器，该至少一个光检测器相对于至少一个发射器被定位为使得由至少一个发射器发射的光能够在穿过该传感器夹组件紧固于其上的该血液室之后在至少一个光检测器处被接收；信令调节电路，被配置为向由至少一个光检测器产生的原始模拟信号施加增益并从原始模拟信号中滤除噪声；模数转换器，被配置为将经调节的模拟信号转换成原始数字数据；和输出端口，被配置为使传感器夹组件与外部设备连接。
信令调节电路还可包含至少一个跨阻放大器、至少一个数字微调电位器和过滤器电路。两个相对的臂中的至少一个可包含用于阻挡环境光在至少一个光检测器处被接收的护罩。在又一实施例中，传感器夹组件包括：微控制器，其位于壳体内，被配置为基于原始数字数据计算与传感器夹组件紧固于其上的血液室中的血液对应的至少一个参数，并且，输出端口进一步被配置为将由微控制器执行的计算的结果从传感器夹组件输出到外部设备。输出端口可进一步被配置为将从外部设备接收的命令传输到微控制器，并且，微控制器可进一步被配置为在从外部设备接收到相应的命令时基于与传感器夹组件唯一相关联的验证过滤器来验证传感器夹组件的精度。微控制器还可进一步被配置为在确认用户输入正确验证过滤器识别码时重新校准传感器夹组件。微控制器可进一步是在两个相对的臂中的一个内浮动的板的一部分。
在又一实施例中，提供了一种用于光学监视血液的系统，该系统包括：血液室，包含观察窗口和室体部；紧固于血液室上的传感器夹组件，该传感器夹组件包含：壳体，具有发射器臂和光检测器臂；至少一个发射器，位于发射器臂内；至少一个光检测器，其位于光检测器臂内，该至少一个光检测器相对于至少一个发射器被定位为使得由至少一个发射器发射的光能够在穿过血液室之后在至少一个光检测器处被接收；信令调节电路，被配置为向由至少一个光检测器产生的原始模拟信号施加增益并从原始模拟信号中滤除噪声；模数转换器，被配置为将经调节的电压模拟信号转换成原始数字数据；和输出端口，被配置为使传感器夹组件与外部设备连接；以及外部设备，被配置为通过输出端口从传感器夹组件接收数据。
信令调节电路还可包含至少一个跨阻放大器、至少一个数字微调电位器和过滤器电路。光检测器臂和发射器臂中的至少一个可包含用于阻挡环境光在至少一个光检测器处被接收的护罩。血液室的室体部可被着色为蓝色以阻挡环境光在至少一个光检测器处被接收。
在另一实施例中，传感器夹组件还包括：微控制器，其位于壳体内，该微控制器被配置为基于原始数字数据计算与传感器夹组件紧固于其上的血液室中的血液对应的至少一个参数。输出端口可进一步被配置为将由微控制器执行的计算的结果从传感器夹组件输出到外部设备。系统还可包括与传感器夹组件唯一相关联的验证过滤器，用于确定是否需要重新校准传感器夹组件。输出端口可进一步被配置为将从外部设备接收的命令传输给微控制器，并且，微控制器可进一步被配置为基于验证过滤器验证传感器夹组件的精度，并在确认用户输入正确验证过滤器识别码时重新校准传感器夹组件。微控制器可进一步是在发射器臂与光检测器臂中的一个内浮动的板的一部分。
在替代性的另一实施例中，外部设备进一步被配置为通过输出端口从传感器夹组件接收原始数字数据，并基于该数字数据计算与传感器夹组件紧固于其上的血液室中的血液对应的至少一个参数。外部设备可进一步被配置为基于与传感器夹组件唯一相关联的验证过滤器来验证传感器夹组件的精度，并在确认用户输入正确验证过滤器识别码时重新校准传感器夹组件。
在又一实施例中，提供一种与传感器夹组件连接的计算设备，该传感器夹组件包括发射器、光检测器、信号调节电路和模数转换器。计算设备包括处理器和有形非暂态计算机可读介质，在该有形非暂态计算机可读介质上存储有用于光学监视血液的计算机可执行指令。该计算机可执行指令包含：用于开启发射器的指令，其中，发射器与光检测器对应；用于使信号调节电路的操作与和光检测器对应的发射器的操作同步化的指令；用于从传感器夹组件接收原始数字数据的指令，该原始数字数据是通过模数转换器从基于由光检测器产生的原始模拟信号的经调节的模拟信号转换得到的；和用于基于原始数字数据计算与血液对应的至少一个参数的指令。
计算机可执行指令还可包括：用于控制由信号调节电路施加的增益的量的指令、用于基于与传感器夹组件唯一相关联的验证过滤器来验证传感器夹组件的精度的指令、用于接收验证过滤器识别码的用户输入的指令；和用于在由用户输入的验证过滤器识别码与和传感器夹组件唯一相关联的验证过滤器对应的情况下重新校准传感器夹组件的指令。用于基于原始数字数据计算与血液对应的至少一个参数的计算机可执行指令还可包括用于计算与血液对应的血细胞比容值、氧饱和值和百分比血液体积变化的指令。
附图说明
图1是示出进行血液透析治疗的患者的示例性环境的框图。
图2是血液室的透视图。
图3是传感器夹组件的透视图。
图4是夹在血液室上的传感器夹组件的透视图。
图5是示出传感器夹组件的内部部件的传感器夹组件的内部示图。
图6是传感器夹组件的截面的示意图。
图7是用于收集、处理和输出数据的处理的流程图。
图8是传感器夹组件的部件的框图。
图9是根据图8所示的实施例的传感器夹组件的部件的功能框图。
图10是根据可替代实施例的传感器夹组件的部件的功能框图。
图11是用于对传感器夹组件中的led供电并从补充传感器(complementarysensor)收集数据的定时图。
图12是与传感器夹组件通信的计算机上的示例性试用软件界面的画面捕获。
图13a～13f是关于验证和重新校准的与传感器夹组件通信的外部主机设备上的商用的示例性软件界面的画面捕获。
具体实施方式
参照图1描述适用于本发明的各种实现的示例性环境。图1的示例性环境100示意性表示这样的系统：其中，患者10正在进行血液透析治疗，传感器夹组件34在患者的血液穿过利用常规的血液室和传感器夹组件的血液透析系统中的体外管道时实时地监视患者的血液。可以理解，所描述的环境是例子，并且，在不背离这里包含的教导的情况下，可以改变或修改环境的部件。
输入针或导管16被插入患者10的接入点，诸如手臂中的分流器，并与体外管道18连接，该体外管道18通到作为血液透析机12的一部分的蠕动泵20，并然后通到与透析器或血液过滤器22。透析机12从患者的血液中去除毒素和多余流体。经透析的血液通过体外管道24和返回针或导管26从透析机22返回患者。尽管在图1中没有被示出，在美国，体外血液流动一般接收肝素滴注以防止凝固。过量流量和毒素通过经由导管28供给到透析机22的干净的透析液被去除，并且被去除以便经由导管30被丢弃。在美国，典型的血液透析治疗阶段花费约3～5小时。在图1描述的典型的血液透析治疗中，接入点从患者抽取动脉血。如果动脉接入不可用，那么可以使用静脉导管以接入患者的血液。如上所述，诸如有时在加护病房中使用的低流动性连续性肾脏替代治疗(crrt)的其它透析应用或诸如心脏手术期间的高流动性灌注测量的应用也测量来自患者的血液。应用包括诸如常规的透析机器的闭环血液流动装置，但也可包括诸如“单针”透析技术的具有循环血液清洁装置的应用。当前的技术表明静脉血液中的氧饱和水平与患者的心输出量相关。
通过紧固于血液室32上的传感器夹组件34执行光学血液监视。虽然这里关于经由弹簧偏压桥接件的“夹持”来描述紧固，但应理解，传感器夹组件不需要是“夹子”，并且可以各种方式被紧固，诸如通过使用插入连接器、咬合连接器、不同类型的铰链和本领域技术人员已知的其它类型的紧固机构。通过诸如usb端口的适当的数字处理端口从传感器夹组件34输出数字数据，该数字数据可以是原始数字数据(即，代表已被调节(condition)并被转换成数字形式的来自传感器夹组件的光检测器的读数)或经处理的数字数据(即，代表基于来自传感器夹组件的光检测器的读数的计算)。血液室32优选地与透析机12上游的体外管道18成直线地定位，但它可位于血液线中的任何位置。来自蠕动泵20的血液通过管道18流入血液室32中。在实施例中，传感器夹组件34包含led光电发射器，该led光电发射器发射对于红血球等吸收的基本处于810nm的光、对于水等吸收的基本处于1300nm的光、和对于氧化血红蛋白敏感的基本处于660nm的光。血液室32包含窗口，使得传感器发射器和检测器可观看流过血液室32的血液，并通过使用已知的比率换算技术来确定患者的实时血细胞比容值和氧饱和值。应理解，可以使用led发射器以外的其它类型的发射器，诸如与棱镜组合的白光源或激光二极管。
图2～4表示一个特定实施例中的血液室32和传感器夹组件34。参照图2，血液室32的体部301由模制的、医用的蓝色的聚碳酸酯或其它适当的材料制成。室体部301上的观察窗口306优选由被模制并被抛光处理以有利于可靠的光透射的清晰的医用聚碳酸酯材料制成，例如，bayermakrolonfcr2458-55115(不允许再研磨)，它是允许接触血液的、uspxx11，classv1。期望材料可关于等级号、批号和制造日期被认证。
虽然图2仅示出血液室32的一侧，但是，血液室32的两侧均包含具有观察窗口的透镜305。如图2所示，各透镜305包含脊部的两个同心环，并且，内环包围透镜305的观察窗口306。外环是透镜305的周边，在这里，该透镜与室体部301配合。内环和外环之间的透镜305的环形表面区域限定用于接纳传感器夹组件的护罩的凹陷。如后面更详细地描述的那样，当配合时，夹组件的弹簧偏压和凹部将传感器夹组件34与血液室32保持在一起。为了防止夹子与血液室发生相对旋转，指状体307从外环的脊部沿径向向内延伸。该指状体307与护罩中的缺口配合，并用于旋转锁定配合的夹组件与血液室。血液室32的入口和出口被设计为与常规上已知为接口锁(luerlock)连接器的标准医用连接装置兼容。作为替代方案，入口和出口中的一个或两者可被配置为包含接收相应的管道的外周的开口。在美国临时申请no.61/553078、美国申请no.13/034788和美国申请no.12/876572中可以找到关于血液室32的配置和设计的其它细节。
图3示出传感器夹组件34的外部示图，图4示出夹在血液室32上的传感器夹组件34的例子。传感器夹组件34监视流过血液室32的患者的血液(例如，流过血液室32的血液的血细胞比容、血红蛋白、血液体积的变化和氧饱和水平和/或其它血液组分)。传感器夹组件34的外壳(casing)包含通过弹簧偏压桥接件348连接的led发射器臂344和光检测器臂346。led发射器臂344包含具有至少两个led发射器的发射器子组件，一个发射约1300nm的第一波长(λ1)的红外光辐射，另一个发射约810nm的第二波长(λ2)的红外光辐射。led发射器优选还包含用于发射约660nm的第三波长(λ3)的可见光辐射的第三led发射器。其它的波长可被代入或者添加，以测量附加的血液组分或其它流体的特性。检测器臂346优选包含两种类型的光检测器：用于检测约660nm和810nm波长的硅光检测器和用于检测约1300nm波长的铟镓砷化物光检测器。
传感器夹组件34还包括两个护罩(shroud)。一个护罩340处于发射器臂344子组件的内部壳体上，并防止环境光通过观察窗口进入血液室。第二护罩342处于检测器臂346子组件的内部壳体上，并且也防止环境光通过观察窗口进入血液室。护罩342包含外环台(annularledge)或台阶表面350和内环台或台阶表面352。台阶表面350、352的高度差与血液室32的外侧的环壁的高度对应(参见图2)，并且还与窗口表面高于血液室32的一侧的凹陷阱的高度对应。优选地，为了最大化对于环境光的阻挡，外环台阶表面350的形状和表面区域基本上与血液室32上的相应护罩配合表面的形状和表面区域是互补的。护罩340以类似的方式被配置为与血液室32的相对的外壁配合。在美国临时申请no.61/553078、美国申请no.13/034788和美国申请no.12/876572中，可以找到关于传感器夹组件34的壳体的结构和设计的其它细节。
图5示出传感器夹组件34的内部示图。在图5中，通过点线透明地示出用于发射器臂344和检测臂346的外壳。发射器臂344包含led电路板148以及发送器和处理器电路板150。传感器夹组件34的检测臂346包含检测器电路板152、接收器和通信板154以及电源电路板156。串行电缆(例如，rs-232、usb等)158与检测器臂上的接收器和通信电路板154以及电源板156连接。接收器和通信板154例如通过一对的七导体带状电缆160与发送器和处理器板150连接。可以理解，也可使用其它类型的串行电缆，诸如具有nema250额定卡口锁定(bayonetlocking)连接器的电缆。可以理解，图5所示的板和连接器的特定配置仅是示例性的。例如，所有的板可安装于一个臂或另一个臂上(除了应安装在相对的臂上的发射器和检测器以外)，或者，如在后面进一步描述的另一实施例中那样，传感器夹组件34包含用于将模拟信号处理成用于通过电缆传输给外部主机设备的原始数字数据的有限的电路。
图6示出夹在血液室32上的传感器夹组件34的截面的示意图。用于传感器夹组件34的壳体包含分别用于发射器臂144和检测器臂146的内部壳体框架162以及外部壳体164、166。内部壳体框架162用作用于发射器臂144和检测器臂146两者的内部壳体。桥接部(bridge)102跨在内部框架壳体的与发射器臂144和检测器臂146对应的部分之间。桥接部102包含一对带状电缆160从中通过的内部通道。内部壳体框架162还包含跨着臂144、146和桥接部102的弹簧(弹簧未被示出)。弹簧将发射器臂144和检测器臂146的远端彼此面对地偏压，使得它们牢固地夹在血液室32上。用于发射器臂144的外部壳164包含支柱170，该支柱170确保led电路板148位于发射器臂144上的适当的位置。类似地，用于检测器臂146的外部壳166包含支柱172，该支柱172确保检测器电路板152位于适当的位置。
发送器和处理器电路板150被容纳在由内部壳体框架162和发射器臂壳164限定的发射器臂144中的隔室174内。接收器和通信电路板154和电源板156位于由内部壳体框架162和检测器臂壳166限定的隔室176中。为了避免(例如，由于壳体部件的声焊接导致的)对于板150、154和156的振动伤害，已发现希望隔室174中的板150和隔室176中的板154和156不直接安装于壳体框架或外部壳上。电源板156被物理安装于接收器和通信电路板154上。接收器和通信电路板154的一端被柔性带状电缆160支撑，并且，另一端被用于串行电缆(例如，usb)158的模制橡胶应变消除件(strainrelief)支撑。接收器和通信板154还通过跳线(jumper)184与检测器板154连接。该安装布置使得板154和156能够在壳体隔室176中浮动，并将板与潜在损伤振动隔开。检测器板152以及led板148上的部件被封装于环氧树脂内，以将部件固定于板152、148并保护该部件免受振动损伤。发送器和处理器电路板150被柔性带状电缆160并且还有跳线180保持。类似地，该安装布置使得板150能够在发射器臂144中的壳体隔室174中浮动，并将板150与潜在损伤振动隔开。
应理解，以上在图3～6中示出的护罩在诸如患者在静脉血中具有非常低的氧水平的极端情况下是最有利的。因此，虽然图3～6示出用于阻挡环境光的护罩，但是，图3～6所示的传感器夹组件34的替代性实施例可以不包含上述的用于阻挡环境光的护罩。并且，可以理解，图3～6所示的传感器夹组件34的实施例仅是示例性的，并且，在不背离这里描述的本发明的原理的情况下，本领域技术人员能够修改各种部件的配置。
现在转到图7，示出用于初始化和执行血液监视的总体处理。在步骤701，用户首先使监视系统通电，并且，在步骤703，初始化系统，加载校准参数，配置控制寄存器，并且启动系统定时器。校准参数在制造传感器夹组件之后被初始地确定，并且，在适当的情况下可在现场被更新。
通过测量在血液室内构造的吸收性过滤器(“工厂校准过滤器”)初始地完成工厂中的校准。这些工厂校准过滤器由稳定的透光材料构造，并且被构建为提供与在血液中发现的实际透过比相关的吸收基准点。虽然可以使用单个工厂校准过滤器，但优选的方法是使用具有不同的针对每个波长的透光值的至少两个工厂校准过滤器，使得可对于各波长建立校准斜率(增益)和截距(偏移)。这些斜率和截距被存储于(传感器夹组件34或外部主机设备中的)非易失性存储器中，并被用于测量以确保信号被精确地解释为血液值。通常，通过在闭合回路中循环人的血液并针对诸如细胞计数器的已知测量装置对血液进行测量，验证校准是精确的。这针对不同的血细胞比容和氧水平完成，以证实传感器夹组件34的校准。
在传感器夹组件34被校准之后，其被分配唯一(unique)的验证过滤器，该验证过滤器可附接于数据电缆或与传感器夹组件接口连接的外部主机设备。在通常的实践中，用户至少每月将传感器夹放在配对的唯一的验证过滤器上并验证传感器夹组件34从过滤器读取与其被校准时的值相同的值。如果这些值落在初始测量值加减规定的偏移的限度内，那么传感器夹组件34“通过”验证试验，并允许继续起作用。如果过滤器上的测量落在该限度之外，那么使装置停止服务。
在单次验证失败之后，用户应清洁传感器夹组件34的表面并确保传感器夹组件34被适当地安放于验证过滤器上。第二次尝试验证。如果装置又失败，那么向用户呈现现场校准的选项。通过位于验证过滤器上的适当位置的传感器夹组件34，算法使当前测量值与装置被校准时的值相关。在软件中计算和实现新的校正值。如果传感器夹组件34脱离对于可靠的现场校准而建立的边界过远，那么装置保持被禁用并且应被替换。如果装置成功地重新校准，那么进行附加的验证试验。验证试验通过，则单元重新得以使用。
在系统就绪且患者已开始血液透析治疗时，在步骤707通过传感器夹组件收集原始模拟数据。接收到的信号响应于依次通电的led对于血液的照明。该原始模拟数据包含基于氧、血细胞比容和水敏感led频率以及温度读数的在光检测器处被接收的原始模拟电流信号。这些原始模拟电流信号通过跨阻放大器(transimpedenceamplifier)被转换至电压域，被信号调节电路处理，并然后通过模数转换器被数字化。
在步骤709，传感器夹组件34通过使用在1999年12月13日发布的并转让给本申请的受让人的发明名称为“systemandmethodfornon-invasivehematocritmonitoring”的美国专利no.5372136中充分公开的比率换算模型(ratiometricmodel)基于原始数据和校准参数计算与穿过传感器夹组件34附接于其上的血液室32的血液相关联的血细胞比容、氧饱和度和血液体积的变化，该专利通过引用将其全文并入此。在各种波长中的每一个处的接收光强度由于从各led发射器发射的可见光和红外光的固定强度衰减和散射而降低。比尔定律对于光的各波长描述衰减和散射如下：
这里，in＝衰减和散射之后的波长n处的接收光强度；io-n＝入射到被测量介质的波长n处的透过光强度；e＝自然指数项；ε＝被测量介质的消光系数(p－血液室聚碳酸酯，b－血液)；x＝被测量介质的摩尔浓度(p－血液室聚碳酸酯，b－血液)；d＝通过被测量介质的距离(pt＝透过血液室聚碳酸酯，b－血液，pr－接收血液室聚碳酸酯)。
由于聚碳酸酯血液室的性能不变，因此，上式(1)中的第一和第三指数项对于各波长是常数。在数学上，这些常数顶乘以初始常数项io-n，该初始常数项代表从各led发射器发送的辐射的固定强度。为了简化，可通过使用体消光系数和修正后的初始常数i′o-n以以下的形式重写式(1)如下：
这里，in＝如同检测器处于接收血液边界处的衰减和散射之后的波长“n”处的接收光强度，；α＝体消光系数(αb＝εbxb)，i′o-n＝应对通过血液室的损失的如同施加到透过血液边界的波长n处的等同透过光强度。注意，项i′o-n是其中包含血液室损失的入射于血液上的光强度。
通过使用在上式(2)中限定的方法，可以使用对于红血球等吸收的810nm波长和对于水等吸收的1300nm波长以确定病人的血细胞比容。这两个波长处的测量强度的归一化振幅的比分别产生对于血液室中的红血球和水组分的复合消光值α的比。数学函数从而限定测量的hct值：
这里，i810是光接收器的810nm处的光强度，i1300是光检测器的1300nm处的红外强度，i0-810和i0-1300是代表应对(accountfor)通过血液室的损失的入射于血液上的强度的常数。假定通过血液室32的血液的流动处于稳定状态，即，具有稳定的压力和稳定的流速，则上式成立。
优选的函数f[]是具有以下的形式的二次多项式：
二次多项式就一般是足够的，只要以第一和第二波长入射的红外辐射基本上是等吸收的即可。
通过具有以下的形式的比率换算模型，确定氧饱和水平或氧化血红蛋白水平：
这里，i660是光接收器的660nm处的光强度，i810是光检测器的810nm处的强度，i0-660和i0-810是代表导致通过血液室的损失的入射于血液上的强度的常数。函数g[]是基于实验数据确定的用于产生氧饱和水平的数学函数，也优选是二次多项式。根据血细胞比容值使用一对二次多项式或者对于氧和血细胞比容使用单独的810nm校准可能是有用的。与血细胞比容计算的情况类似，如果在660nm或810nm波长处的测量光强度存在误差，则氧饱和值sat可出现误差。
在执行这些计算之后，在步骤711中，得到的数据由传感器夹组件通过串行端口(例如，诸如usb连接器)输出到能够显示数据的装置(例如，具有监视器的计算机)。继续执行收集原始数据、计算血细胞比容、氧饱和度和血液体积变化并通过串行端口输出数据的这些步骤(即，处理返回在步骤705的节点a)，直到在步骤713中系统被断电。可以理解，这些步骤可同时发生(即，当在计算中使用某些原始数据或者通过串行端口输出处理后的数据时，同时收集其它的原始数据)。
如上所述，原始数据的收集、血细胞比容、氧饱和度和血液体积变化的计算以及数据的通过串行端口的输出均通过传感器夹组件34的部件执行。在传感器夹组件34提供该功能有利地允许来自光检测器的模拟信号数据被收集并在没有明显的传输损失的情况下被转换成数字信号，这继而减少了存在于被最终显示的输出数据中的噪声量。另外，在传感器夹组件34内将数据转换成数字形式减小了模拟信号的传输路径，这减少了由模拟传输引入的噪声量，并允许以较低的发送器功率实现适当的信号噪声比。因此，系统能够以较低的电流驱动led发射器，这降低了发热并延长led的可用寿命以及在校准之间需要的时间。
现在转到图8，将关于传感器夹组件34的部件更详细地描述图7的一般化处理。图8示出传感器夹组件34的背景下的电信号的通信(参见图5和图6)。在发送器和处理器电路板150与led电路板148之间存在多个电连接180。发送器和处理器电路板150包含微控制器182，该微控制器182除了其它的任务之外还控制通过导体180对于led板148上的led发射器的输入电流。如上所述，led电路板148优选包含发射约660nm的红光的led、发射约810nm的红外光的led和发射约1300nm的红外光的另一led。微控制器182优选地包含内置的ad转换器。微控制器182控制对于led的电流输出，优选地使得各led在各波长下输出经校准的已知的强度。如上所述，微控制器182应被初始地校准并在必要时被重新校准，以应对对于各夹子组件的led的输出效率的差异。作为替代方案，在另一实施例中，由于传感器夹组件制造起来相对便宜，因此，当夹子组件失去校准时，简单地替换传感器夹组件。
虚线178示出从led电路板148上的led向检测器电路板152上的光检测器中的一个发送的可见和/或红外光。检测器板152包含至少一个硅光检测器和至少一个铟镓砷化物光检测器。微控制器182实现多路复用程序，使得对于可见光和红外光led发射是运行的并且其的通过光电二极管的各接收信号相关。多路复用的一个例子是对于导致各波长特有的时间段测量的特有依次时间段的各led和匹配的检测器的基于时间切换。该基于时间的方法被称为整流(commutation)。多个导体连接检测器板152与接收器和通信电路板154。导体184包含接地路径以及与硅二极管光检测器的阳极和阴极的电连接和与铟镓砷化物二极管光检测器的阳极和阴极的电连接。
来自光检测器的信号一般相对较弱(处于μa的范围中)，具有差的信号噪声比。接收器和通信板154包含将来自硅和铟镓砷化物光检测器的模拟电流信号(μa)转换成模拟电压信号(mv)的跨阻放大器186。来自跨阻放大器186的模拟电压信号被传输给数字微调电位器188。为了确保进行适当的基于时间的整流，导体194传输来自微控制器182的定时信号以控制微调电位器188的同步化。来自微调电位器188的经时间整流的电压信号被传输给求和部。来自求和部的复合的经时间整流的电压信号然后通过信号过滤硬件190被处理，以从模拟电压信号剥离噪声。经清洁的模拟信号然后通过线路192由微控制器182分离，去往其中各信号被单独地测量的内置ad转换器。这些去整流的信号代表各波长660nm、810nm或1300nm处的可见光和红外光的强度，与根据去整流处理的时间一样合适。
微控制器182通过经校准的比率换算模型(如上述的美国专利no.5372136中充分描述的)被编程，以计算病人的血细胞比容。还优选地通过经校准的比率换算模型被编程以计算病人的氧饱和水平。hct和sat值是基于通过微控制器182被过滤、去整流和计算的来自硅和铟镓砷化物检测器的检测信号的。用于计算hct的比率换算模型为上述的式(3)的形式，并优选为具有上式(4)描述的形式的二次多项式。用于确定氧饱和水平(sat)的比率换算模型为上述的式(5)的形式，并且也优选为二次多项式的形式。
hct和sat的计算值由微控制器182通过导体196作为数字信号被输出，并被传输到接收器和通信板154上的串行通信芯片198。串行通信芯片将来自微控制器182的数字信号转换成数据信号，这些数据信号通过线路200被传输给串行电缆158。优选地，通过使用常规的usb协议的usb电缆传输数据信号。
通过串行(例如，usb)电缆158传输的数据优选地包含系统状态信息以及实时hct和sat信息，并且还优选包含可从hct信息计算的实时血红蛋白和血液体积变化信息。也可以以类似的方式通过串行电缆158传输由微控制器182计算的其它数据。希望地是，usb电缆将数据传输给诸如孤立的或联网的个人计算机的另一设备，该设备可接收如现有技术中已知的数据和usb电缆插座。以下提供具有相应的表即表i的输出数据流的示例性格式：
＜stx＞dchh.hoo.ossssssssxxxx＜cr＞＜lf＞
表i：示例性输出数据流
虽然表1没有示出，但应理解，可在输出数据流中包含诸如校验和的误差检测协议。
同样，对于传感器夹组件34的指令可从连接的设备(例如，计算机)经usb电缆158、通过接收器和通信板154上的usb通信芯片198以及经由导体202被传输，以控制微控制器182。下表ii提供可使用的示例性的命令集和相应的描述：
表ii：示例性用户命令集
虽然表ii没有示出，但应理解，可以在用户命令中包含诸如校验和的误差检测协议。
usb电缆158向电源板156提供5vusb电力。电源板156调节来自usb端口的电力，并将传感器夹组件34上的电气部件与到usb电力的直接连接隔离开，该直接连接对于传感器夹组件的可靠操作来说可能不足够平滑。为了有利于led发射器和检测器对以及传感器夹组件34上的其它电气部件可靠操作，电源板156重新产生平稳且精确的5v和3.3v电力。电源板156使用开关调节器以根据需要在5v和3.3v电力信号之间进行转换。已发现开关调节器十分高效并且不产生明显的热负荷。
图9提供以上关于图8描述的传感器夹组件34的功能框图。微控制器182对于传感器夹组件34的发送器和接收器部分两者产生定时信号903、905。发送器依次调换(key)光的各波长以照明测试中的血液，并且，通过相应的检测器二极管测量得到的各信号的振幅。经测量的振幅然后被用于计算血液参数。该信令(signaling)方法被称为时域多路复用。虽然这里更详细地解释了示例性实施例中的时域多路复用，但是，可以理解，其它的多路复用方法是可能的。还应理解，微控制器182包含有形非暂态计算机可读介质(诸如闪存、ram、eeprom等)，并且，由微控制器执行的操作是依照处理器执行存储于计算机可读介质上的计算机可读指令的。
在本例子中，首先接通具有对于氧敏感的波长的led发射器941。在接收器侧，在该时间隔期间使用硅光检测器911。用于ingaas通道的数字控制微调电位电阻器188的增益被设为零，并且，对于用于硅通道的数字控制微调电位电阻器设定适当的增益。信号然后被过滤以去除噪声，并被馈送到检测器电路，该检测器电路产生对于微控制器182中的模数转换器(adc)931来说足够高的直流(dc)电压电平以进行测量(过滤器电路和检测器电路被示为单个块921)。可通过对于数字微调电位电阻器的软件反馈来控制信号的分辨率，使得，如果adc上的太少的位被激活，则对于下一测量可增大信号的电平。由于通过微控制器182仅由定时信号903、905使接收器侧与发送器信号同步化，因此，仅当发送器活动时进行测量。这有利地减少微控制器182上的处理负荷。
在完成第一测量之后，将具有对于氧敏感的波长的led发射器941关断被称为“防护带”的时间段。该时间允许接收器电路回到无信号状态，并防止残余信号由于电容器延迟或鸣响而重叠到新的测量中。在防护带时间之后，具有对于血红蛋白敏感的波长的下一led发射器943被接通。如上面描述的那样重新使用硅检测器911以执行测量。
当完成该血红蛋白相关测量时，led发射器943被关断，并且，另一防护带时间过去。然后，对于水浓度敏感的led发射器945被接通。该led发射器945产生与ingaas光检测器913对应的波长。在该测量中，硅微调电位器188的增益被设为零，并且，ingaas微调电位器188的增益被设定到需要的值，以有利于与该通道的振幅成比例的dc测量。
如上所述，氧度量与血红蛋白度量的比允许作为百分比计算血液的氧饱和度，血红蛋白度量与水浓度度量的比允许计算单位血液体积的红细胞的百分比(即，“血细胞比容”)。这些计算由微控制器182执行，通过串行通信芯片(例如，futuretechnologydevicesinternational,ltd.,的商用的电平转换器，“ftdi电平转换器”)198被传输，并且通过诸如usb电缆158的串行通信电缆被输出到外部主机设备。可以理解，外部主机设备可以是具有适当的软件的常规的个人计算机或者诸如pda(个人数字助理)的结合有usb支持能力的其它类型的装置或能够执行用于处理从传感器夹组件34输出的数据流的软件的类似类型的装置。
参照图10进一步详细描述微控制器182的关于将led发射器和光检测器的操作同步化的操作。“波长λ-1”与产生对氧敏感的波长的led发射器对应，“波长λ-2”与产生对血红蛋白敏感的波长的led发射器对应，“波长λ-3”与产生对水浓度敏感的波长的led发射器对应。如以上关于图9描述的那样，与“波长λ-1”对应的第一led发射器941被接通，并且，通过适当地调整数字微调电位器188的增益同时激活硅通道(参见轨迹a和轨迹b)。然后，第一led发射器被关断，并且，硅通道被去激活，并且，在“防护带”之后，与“波长λ-2”对应的第二led发射器被接通，同时，硅通道被激活。类似地，在第二led发射器被关断并且硅通道被去激活之后，以及在另一“防护带”之后，与“波长λ-3”对应的第三led发射器被接通，同时ingaas通道被激活。图10进一步示出轨迹c中的数字突变(databurst)控制定时。由于模拟信号调节电路的灵敏度，有利地是，在防护带期间通过输出端口传输数字数据以使得数字数据的传输不干扰原始模拟信号的获取和调节。图10进一步示出，操作各led发射器所需要的led电流可能不同(如轨迹b所所示)。在数据获取的整个过程中，重复led发射器和接收通道的时域多路复用的此过程。
在另一实施例中，如图11的功能框图所示，作为替代，在诸如联网的或孤立的个人计算机的外部设备进行血液特性的计算和控制信号的产生，并且，传感器夹组件34负责获取原始数字数据(即，已被调节并被转换成数字格式的由光检测器产生的原始模拟数据)。本实施例的传感器夹组件34包含led发射器941、943、945、光检测器911、913、硅和ingaas通道、信号调节电路970(包含以上参照图9描述的放大器186、数字微调电位器188和过滤器/检测电路块921)、模数转换器931和与外部主机设备连接的数字信令电缆930。传感器夹组件34接收接收器控制信号，并且在连接器960上输出数据，并且在连接器961上接收发射器控制信号。传感器夹组件34还从数字信令电缆980接收电力。应当理解，本发明的传感器夹组件34也减小模拟信号的传输距离，这如上面描述的那样减小由模拟传输引入的噪声的量并且允许以较低的功率实现适当的信号噪声比。
转到图8～9所示的传感器夹组件34的另一实施例，传感器夹组件34通过usb电缆158与通过软件编程的计算机连接，以从传感器夹组件34接收数据并在屏幕上显示它。由于原始数据被收集、被转换成数字数据并在传感器夹组件34处被计算，因此，计算机没有校准要求并且不需要包含比率换算计算能力。图12提供了允许用户观察从传感器夹组件34接收的数据以及向传感器夹组件34发出命令(依照由通过计算机运行的软件应用实施的计算机可执行指令)的示例性的试用软件界面。应当理解，图12的试用软件界面仅是示例性的，并且，向用户呈现的信息和/或选项的配置和类型可以改变。例如，由于商业用户可能不需要使用详细的状态信息或者观察接收的数据流，因此预期用于商用用户的商业软件应用可包含更少的信息。
界面的“com端口(comport)”部分1001允许用户选择与用户希望与其交互的传感器夹组件34对应的com号码。具有多个usb端口的单个计算机可容纳多于一个的传感器夹组件34，因此，多个传感器夹组件可同时与计算机连接。应当理解，在另一实施例中，软件界面可允许同时观察从多个传感器夹组件接收的信息，以及允许同时控制多个传感器夹组件。在另一实施例中，与传感器夹组件34连接的计算机可与主机计算机无线连接，该主机计算机执行软件应用以在无线连接上远程控制一个或更多个传感器夹组件34。
界面的“记录文件(logfile)”部分1003允许用户在记录文件(logfile)中在用户指定(或自动产生)位置存储从传感器夹组件34接收的数据。用户可通过检查紧接于文字“log”的框来启用或禁用该记录功能。
界面的“输入数据(inputdata)”部分1005以与在上表1中描述的格式类似的示例性格式显示来自传感器夹组件34的到来的数据。界面的“解析数据(parseddata)”部分1007表示与从其接收数据的传感器夹组件34对应的单元id和过滤器id以及分别与计数值、血细胞比容值、氧饱和度值和状态信息对应的“count”、“hct”、“sat”和“status”信息。“count”值是大致时间计数。用户可勾选“countflag”框以导致计数值以一秒的间隔无限地增加。如果“countflag”框不被勾选，那么计数值将在达到值9之后翻转。界面的“状态位(statusbits)”部分1009表示基于从传感器夹组件34接收的“status”信息某些项是被设定还是被清除。
界面的“控制功能(controlfunctions)”部分1011提供用户可向传感器夹组件34发出的一些命令。“验证”按钮向用户提供了验证或重新校准传感器夹组件34的选项。如果用户选择验证设备仍在适当的范围内操作，那么，为了使得验证精确，传感器夹组件34必须附接于与传感器夹组件34唯一地对应的验证过滤器。如以上参照图7描述的那样，如果验证功能失败两次，那么系统退出服务并且进入现场再校准。在系统可被再校准之前，屏幕可显示要求用户确认传感器夹组件紧固于其上的验证过滤器的id的提示。如果传感器夹组件紧固于不正确的验证过滤器，那么不能执行再校准。
“关断led”按钮关断led发射器(并且，在用户已选择关断led之后，变为“开通led”按钮)。当传感器夹组件34不使用时手动关断所有的led可延长传感器夹组件34的寿命。“复位”按钮将传感器夹组件34复位(即，到达图7所示的处理的步骤701)，而不将端口连接复位(即，复位不重新列举usb端口上的传感器夹组件34或者另外影响usb连接)。
界面的“患者进程(patientrun)”部分1013向用户提供“开始进程”的选项，这导致应用开始将每分钟一次的百分比血液体积变化(％bv变化)、血细胞比容(hct)和氧饱和度(sat)值记录为可例如通过电子制表软件或数据库应用操作的分隔文本文件(与界面的“记录文件”部分1003所示的记录文件明显不同)。文件的名称在“紧接“开始进程”或“结束进程”按钮的窗口中被表示。图12表示当前正在进行的患者进程，因此，“开始进程”按钮先前已被按压，并且，当前向用户显示“结束进程”按钮。显示的“患者进程”部分1013是存储于文本文件中的数据的图形表示，并且允许用户可视地监视随时间的％bv、hct和sat值。
在界面的“退出”部分1015中，用户可通过点击“退出”按钮退出软件应用。
图13a～f示出关于验证和重新校准的用于传感器夹组件34的商业用户的软件应用的示例性用户界面。图13a表示在用户已选择验证传感器夹组件34的精度并且验证失败(即，传感器夹组件34的读数不处于预定的容限范围内)之后向用户呈现的用户界面。如图13a所示，用户被通知精度验证失败并被建议确保传感器夹组件被适当地附接于验证过滤器并确保验证过滤器干净。在用户按压“是”并尝试重新验证传感器夹组件34的精度并且验证再次失败之后，向用户呈现图13b所示的界面，该界面通知用户验证失败并且给予用户尝试现场校准的选项。如果用户在图13b所示的界面中选择“是”，那么用户被带至图13c所示的画面，该画面通知用户用户将需要输入与验证过滤器对应的识别码(其是可从验证过滤器自身获得的序列号)。在用户按压“是”之后，用户被提示输入图13d所示的识别码。软件然后比较输入的识别码与从传感器夹组件34获得或者事先存储于外部主机设备中的与传感器夹组件34对应的识别码，并且，如果找到匹配，那么如图13e所示，通知用户输入的识别码已被接受。在用户在图13e所示的画面中按压“是”之后，传感器夹组件34被现场重新校准，并且，软件再一次尝试验证传感器夹组件34的精度。如图13f所示，如果现场重新校准之后的验证失败，那么将通知用户传感器夹组件34(在本例子中，称为“crit-line传感器夹”)需要被替换。用户可尝试附加的现场重新校准。
应当理解，关于图11所示的传感器夹组件的实施例，以上参照图12和图13a～13f描述的软件应用可被修改以从传感器夹组件34接收原始数字数据，基于接收的原始数字数据执行比率换算计算，向用户显示类似的结果，并且如上面描述的那样被验证和重新校准。
虽然以上描述的实施例关注于关于百分比血液体积变化、血细胞比容值和氧饱和值的数据的收集，但应理解，可以使用与相同或其它类型的光检测器二极管成对的其它类型的led发射器以测量其它类型的参数。
在这里记载的所有的引用文件(包括公开、专利申请和专利)以与如下程度相同的程度被并入此作为参考，即每个引用文件被单独和具体地指示以作为参考被并入其中并且在这里阐述全部内容。
除非这里另外指示或者明显与上下文矛盾，否则，在描述本发明的上下文时使用术语“一”、“一个”和“该”以及类似的提法应被解释为包括单个和多个。除非另外注明，否则，术语“包括”、“具有”、“包含”和“含有”应被解释为开放式术语(即，意味着“包括但不限于”)。除非这里另外指示，否则，这里的值的范围的记载仅是用作分别地引用落入该范围内的各单个值的简化记法，并且，各单独的值被加入说明书中，如同它被单独地记载在这里。除非这里另外指示或者另外明显与上下文矛盾，否则，可以以任何适当的次序执行这里描述的所有方法。否则另外要求，否则，这里提供的任何和所有例子或者示例性语言(例如，“诸如”)的使用仅是为更好地解释本发明，而不限制本发明的范围。说明书中的语言均不应被解释为将任何未被要求保护的要素指示为对于本发明的实践是必要的。
这里描述本发明的优选实施例，包括发明人已知的用于实施本发明的最佳方式。这些优选的实施例的变型对于阅读了以上描述的本领域技术人员来说会变得十分明显。发明人期望本领域技术人员适当地使用这些变型，并且，发明人希望以这里具体描述的方式以外的方式实施本发明。因此，本发明包括适用的规则允许的在所附的权利要求中记载的主题的所有变型和等同。并且，除非这里另外指示或者另外明显与上下文矛盾，否则，本发明包含在其所有可能的变型中的上述的要素的任意组合。
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