具有多个传感器的探针的制作方法

本专利申请要求于2014年4月11日递交的美国临时申请序列号为61/978,222的优先权，以引用方式将其全部并入本文。

技术领域

本公开涉及医学器械，并且更具体地，涉及一种使用利用相同互连(迹线)并联连接的多个超声传感器在超声引导下跟踪设备的尖端的系统和方法。

背景技术：

在超声成像中，由于将射束反射远离成像探头的探针表面的镜面特性，探针的可视性通常非常差。为了解决这个问题，一些探针制造商已经生产出具有特殊回波涂层的探针，但可视化的改善是有限的。超声成像系统制造商已经开发出了使用来自不同角度的多个成像射束的算法，但改善是有限的，并且这种策略主要仅适合于线性阵列。当探针垂直于成像平面插入时或者探针路径具有相对于成像平面的小的偏移时，两种策略都是没有帮助的。

已经提出以使诸如探针以及导管的介入工具的尖端可视化的一种解决方案是在工具的尖端附近增加超声接收器。当成像射束扫过视场时，来自传感器的信号指示射束到达传感器有多近。该信息被用于以超过0.5mm的位置精确度计算相对于超声图像的传感器位置，甚至是探针在超声图像中不可见的条件下。传感器需要不干扰设备(例如，自动活检设备)的功能，即，不阻塞管腔、不干扰机器等。

技术实现要素：

根据本发明原理，一种医学设备包括细长体和在沿所述细长体的多个纵向位置处在细长体上共形地形成的多个传感器。多个传感器被配置为根据探测到的用于成像系统的能量生成信号。单个电迹线连接至所述多个传感器中的每个，所述多个传感器并联连接以形成所述沿细长体的传感器阵列。

另一医学设备包括细长体和在沿所述细长体的多个纵向位置处在所述细长体上共形地形成的三个或更多个传感器。所述三个或更多个传感器通过间隙与相邻传感器间隔开。每个间隙具有距离，所述距离被配置为协助计算哪个传感器接收了测量信号。所述三个或更多个传感器被配置为根据探测到的用于成像系统的能量来生成信号。电迹线连接至所述三个或更多个传感器。所述三个或更多个传感器被并联连接以形成沿细长体的传感器阵列。

一种用于确定解释在医学设备中接收到的信号的方法包括：提供具有细长体的医学设备，多个传感器在沿所述细长体的多个纵向位置处在细长体上共形地形成，电迹线连接至所述多个传感器，多个传感器并联连接以形成沿所述细长体的传感器阵列；由成像系统在位置处生成信号；由所述多个传感器接收所述信号；并且，通过采用在所述多个传感器之间的可变间距和多个传感器的几何位置将由所述多个传感器接收到的信号分离，以确定哪个传感器接收到了哪些信号。

本公开的这些及其他目的、特征和优点将从与附图结合阅读的示意性实施例的以下详细描述中变得显而易见。

附图说明

参考以下附图，本公开将详细地呈现对优选实施例的以下描述，其中：

图1A是示出了根据本原理的多个传感器将被形成的探针的视图；

图1B是示出了根据本原理的具有形成在其上的共聚物(压电聚合物)的图1A的探针的视图；

图1C是示出了根据本原理的具有形成在其上的介电层(绝缘体)的图1B的探针的视图；

图1D是示出了根据本原理的具有形成在共聚物上的顶电极和形成在介电层上的单迹线的图1C的探针的视图；

图1E是示出了根据本原理的具有形成在迹线上的另一介电层(绝缘体)的图1D的探针的视图；

图1F是示出了根据本原理的具有形成在其上的传导屏蔽的图1E的探针的视图；

图2是示出了根据本原理形成三个或更多个传感器的探针的侧面示意图；以及

图3是示出了根据范例性实施例的用于分离由具有多个传感器的医学设备接收到的信号的方法的流程图。

具体实施方式

根据本原理，提供用于通过将小的超声接收器附接至设备上在超声引导下跟踪探针(或其它设备)的系统、设备和方法。本原理提供一种探针、设备或系统，其包括以非常低的每一设备成本的两个或更多个低轮廓传感器，并且允许缩放以进行批量生产来保持低成本。

从探针上的单个传感器产生所有信号创建沿探针的传感器与集线器端部部分(近端部分)上的连接结构之间的更复杂的互联。如果采用低成本的压电材料时尤其如此，这是因为每个传感器需要其自身的带状线互连，以避免传感器之间的严重串扰。

为了避免这种复杂性并降低探针的制造成本，使用单一共享信号迹线将传感器连接在一起(并联)。当成像射束击中传感器中的一个时，将会观察到强信号。因此，当探针大致在成像平面内时，应当在成像帧的进程上观察到强信号。射束扫描顺序的知识允许确定哪个强信号被哪个传感器接收到。

在特别有用的实施例中，单一信号迹线由沿着探针或其他设备的多个传感器共享。射束扫描模式的知识被用于分离出单个传感器信号。

超声传感器可以在探针或其他设备上形成，并且可以使用压电聚合物(例如聚偏二氟乙烯(PVDF)或聚偏二氟乙烯及三氟乙烯(P(VDF-TrFE)))来制造。P(VDF-TrFE)，其能够溶于丙酮，并通过蒸发处理被应用于探针。传感器是高阻抗的，并且能够被个体地建模为与小电容(例如，2.2pF)串联的电压源。这种传感器对于电互连的电容负载是非常敏感的，并且特定的电容消除电子器件(类似于，例如，驱动屏蔽技术)能够被采用，以避免大的信号损失。携带信号的线优选被屏蔽(例如，包括在导体周围的电屏蔽)。这可以使用带状线配置来实现。

应当理解，将在医学器械的方面对本发明进行描述；然而，本发明的教导是更为广泛的，并且可应用于能够接受低轮廓传感器的任何仪器。在一些实施例中，本原理被用于跟踪或分析复杂的生物或机械系统中。具体地，本原理可应用于生物系统的内部跟踪程序，并且可应用于在诸如肺、胃-肠道、排泄器官、血管等身体的所有区域中的程序。在附图中所描绘的元件可以以硬件和软件的各种组合来实现，并提供可以在单个或多个元件中组合的功能。

此外，本文中记载本发明的原理、各个方面和实施例及其特定范例的所有表述意为涵盖其结构和功能等效方案。此外，其意图是这样的等效方案包括当前已知的等效方案以及在将来开发的等效方案(即，执行相同功能所开发的任何元件，但不管结构如何)。因此，例如，本领域普通技术人员应当理解，本文中所提出的方框图表示体现本发明的原理的示意性系统部件和/或电路的概念视图。同样地，应当理解，任何流程图、示意图和类似物能够表示各种程序，所述各种程序可以实质上被表示在计算机可读存储介质中并由计算机或处理器来执行，无论这样的计算机或处理器是否被明确示出。

还应当理解，当诸如层、区域或材料的元件被称为处于在另一个元件“上”或“上方”时，其能够是直接在另一元件上或也可能存在中间元件。相反，当元件被称为处于“直接在另一元件上”或“直接在另一元件上方”时，不存在中间元件。还应当理解，当元件被称为“被连接”或“被耦合”至另一元件时，其能够是直接连接或耦合至另一元件或者也可能存在中间元件。相反，当元件被称为“被直接连接”或“被直接耦合”至另一元件时，不存在中间元件。

说明书中对本原理的“一个实施例”或“实施例”及其其它变型的引用，意味着与该实施例相结合描述的特定的特征、结构、特性等被包括在本原理的至少一个实施例中。因此，在整个说明书中不同位置出现的“在一个实施例中”或“在实施例中”的短语以及任何其他变型的出现不一定全部涉及相同实施例。

应当理解，任何以下的“/”、“和/或”以及“至少一个”的使用，例如，在“A/B”、“A和/或B”以及“A和B中的至少一个”的情况下，意在涵盖仅选择第一个列出的选项(A)、或者仅选择第二个列出的选项(B)、或者选择两个选项(A和B)。作为其他范例，在“A、B和/或C”和“A、B、C中的至少一个”的情况下，这种短语意在涵盖仅选择第一个列出的选项(A)、或者仅选择第二个列出的选项(B)、或者仅选择第三个列出的选项(C)、或者仅选择第一和第二列出的选项(A和B)、或者仅选择第一和第三列出的选项(A和C)、或者仅选择第二和第三列出的选项(B和C)、或者选择所有三个选项(A和B和C)。如本领域和相关领域技术人员容易理解的，这可以针对所列出的许多项来进行扩展。

现在参考附图，在附图中，类似附图标记表示相同或相似的元件，从图1A-1F开始，示出了在探针14的尖端12上的多个环状传感器10的制造的透视图根据一个实施例被示意性地示出。在裸露的探针14(图1A)上，共聚物(压电)层20被沉积(图1B)在传感器10将要被形成的区域上方。应用介电层16(图1C)，间隙、部分或空间17保持开放，传感器10将被形成于其中。形成针对传感器10的顶电极22和连接迹线24(图1D)。在图1E中，形成另一介电层26，在图1F中应用传导外部屏蔽28。

参考图1A，探针14在传感器10的形成之前被描绘出来。探针14优选包括金属，诸如不锈钢，但也可以采用其他在外科手术中可兼容的材料。

参考图1B，探针14的尖端部分(远端部分)被涂覆具有压电共聚物20。这可以通过采用浸涂处理或添加材料处理来实现(例如，蒸发或其他沉积方法)。金属探针14现在用作针对共聚物传感器10的底电极。在一个实施例中，共聚物包括P(VDF-TrFE)材料，但是也可以采用其它合适的材料。

参考图1C，介电层或绝缘体16被沉积或印刷在探针14上。绝缘体16可以包括粘附至探针14的任何合适介电材料。绝缘体16可以是大约25-50微米厚，但是也可以采用其他厚度。绝缘体16被沉积在探针14上，而没有覆盖部分17，优选地靠近尖端区域，并且与尖端区域距离预先确定的接近距离。这可以以多种方式来实现。例如，部分可以被掩模，并且部分17中的材料可以被蚀刻掉。

参考图1D，应用顶电极22和连接至顶电极22的信号迹线24。顶电极22在末端部分处被形成在共聚物20上方，并且迹线24被形成在绝缘体16的部分上方。顶电极22通过迹线24被连接在一起。顶电极22因此以并联配置连接。迹线24可以沿着探针14(在绝缘体16上)近似连续，并连接至集线器触点或焊盘(未示出)，这也可以使用与顶电极22和迹线24的相同处理来形成。顶电极22、集线器触点和迹线24可以使用导电油墨印刷。也可以采用其他处理，诸如，掩模的蒸汽沉积或蒸汽沉积和蚀刻。用于顶电极22、集线器触点和迹线24的材料还可以包括沉积金属，诸如银、金等。顶电极22、集线器触点和迹线24可以具有小于1微米到几微米的厚度。

参考图1E，另一绝缘体26被形成在迹线24和绝缘体层16上方。这种绝缘体26可以通过浸涂从探针14的近端产生。绝缘体26被沉积或印刷在探针14上。绝缘体26可以包括粘附至底层材料的任何合适的介电材料。绝缘体26可以是大约25-50微米厚，但也可以采用其他厚度。绝缘体26未被形成在最末端的顶电极22上方。

参考图1F，传导屏蔽28被应用在绝缘体26上方。传导屏蔽28可以通过在导电性油墨中的蒸汽沉积或浸涂来产生。需要加以注意的是，不要覆盖尖端(探针14的远端部分)。当探针14和外屏蔽28形成驱动屏蔽时它们被耦合在一起。为了使顶电极22与周围环境电绝缘，并确保生物相容性，整个探针能够覆盖有，例如聚对二甲苯或其它外介电材料(未示出)。如果聚对二甲苯涂层(外电介质)极其薄，可以存在从顶电极22到身体(探针14将被插入其中)以及从身体至外屏蔽28的电容耦合。利用导电的身体，这能够创建穿过传感器10的分流路径，并因此形成低通滤波器。需要加以注意的是，截止频率显著地高于感兴趣超声频率。备选地，介电质26和外屏蔽28能够被制造为在尖端上方穿过，从而使最远端的顶电极22绝缘(但当声波必须穿过它时可能略微降低灵敏度)。通过适当地选择声学特性和厚度，外介电质(和/或绝缘体26)可以用作声学匹配层。

对于例如绝缘体16、26和其他外部介电质的介电层，有利的是选择具有相对低介电常数的材料。例如，可以选择介电常数约为2.1的聚四氟乙烯(PTFE)。然而，PTFE对其它材料的粘附度可能是一个问题。也可以采用其他材料，诸如生物相容的聚丙烯(介电常数2.2)。许多塑料/聚合物具有接近3.0的介电常数，并且也可以被采用。聚氨酯具有略高的3.5的值，并且对在本应用中使用是具有吸引力的，这是因为存在医用级的版本(用于涂布植入式起搏器)。此外，聚氨酯提供了具有高的平滑度和耐用性的对许多材料的粘附度，并且能够使用适当的溶剂被沉积在薄层中。还可以使用其他材料。

由于传感器10与其背衬材料(例如，压电材料)之间的强阻抗差，传感器10提供最大的传感器灵敏度。提供窄的迹线24，其使传感器10的电容负载最小化。薄的互连迹线24类似于带状线配置被屏蔽，以被优化用于低电容。传感器10能够是对于注射噪声更敏感的，与组织(当充满液体或管心针时)电接触的探针14是互连的一部分。

传感器10可以包括成型在探针14上的P(VDF-TrFE)共聚物环20。集线器触点或焊盘(未示出，参见图2)连接顶电极22，并被形成在集线器端部(近端部分)处，并提供低成本的一次性连接。专用电子设备能够被提供以降低由于互连的电容负载引起的信号损失。

多个传感器10被提供在同一探针14上并共享公共迹线24。尽管描绘了两个传感器10，但沿探针14或其它设备可以形成两个以上的传感器10。这允许对探针的取向以及探针尖端的位置的确定，而无需将传感器非常靠近尖端放置。基于来自多个传感器10的信号计算尖端位置应当也提高了测量精确度，并且提供对测量的置信度的指示。成本是一种稍微更复杂的制造处理和由于多个传感器的额外电容负载引起的信号的轻微损失。

当探针14缓慢地插入到超声换能器(发射器)或探头的成像平面中时，首先仅在探针14尖端处的传感器10(最远端传感器10)将在成像平面内，并且单个大信号由针对每个成像帧的最远端传感器10来接收。该信号与在尖端处的环状传感器10(例如，最远端的传感器10)相关联。现在，当探针14被推动更深时，该信号的时间偏移能够被跟踪，并且该信号与尖端传感器10之间的关联性能够被保持。当第二个传感器10进入成像平面，并且第二信号开始出现时，该信号来自更接近于集线器端部(近端)的传感器10。该信号现在也能够逐帧被跟踪，以保持该峰值与集线器侧传感器之间的关联性。

备选地，能够采用一些物理特性或假设来分离出信号。在大多数应用中，探针14将相对靠近换能器的足迹(footprint)被插入，并且其取向将具有沿成像射束方向的分量。当两个信号在帧的进程上被接收时，能够假定尖端传感器信号更远离探头(换能器)，然后是集线器侧传感器信号。因此，具有相对于行触发的较长延迟的信号是属于尖端传感器10的信号。

参考图2，具有由单个迹线124连接的多个传感器110、112、114的探针102的示意性侧视图根据一个实施例被示出。尽管示出了三个传感器110、112、114，更大数量的传感器也能够被连接至单个迹线124。如上所述的相同方法能够被用于分离出信号。

此外，存在可以用于分离信号的其他机制。例如，如果传感器是根据特定距离或比率间隔开的，可变间距能够被用于分离信号。在三个传感器的探针布置100中，尖端传感器110与中间传感器112之间的空间是A(例如，5mm)，并且中间传感器112与集线器侧传感器114之间的空间为B(例如，10mm)。行触发信号(用于超声成像系统)与来自每个强信号的信号之间的延迟可以被考虑。这种延迟与传感器110、112或114和探头120之间的距离成比例。在用于线性阵列的这种延迟中的差值与传感器110、112、114之间的间隔A或B和探针114相对于探头120的角度122成比例。假设刚性探针，该角度对于所有的传感器110、112、114是相同的。因此，在传感器110与112之间的延迟的差值将是在传感器112与114之间的延迟的差值的一半(例如，如果被均匀地间隔开)，并且该信息能够被用于信号分离。

集线器触点126被形成在探针102(或其他细长设备)的近端部分上。迹线124连接至集线器触点126，并且集线器触点126连接至电子电路130，例如，放大器或其他接收器电路。电子电路130还可以使用一个或多个连接器来连接至迹线124和探针102上方的屏蔽(未示出)。电连接可以根据所采用的电路和探针布置而改变。

在许多个(>3)传感器的情况下，传感器的所有可能的组合之间的时间差能够被用于分离出信号。在不脱离本公开的基本要素的前提下，很多备选实施例对于本领域普通技术人员将是显而易见的。例如，传感器不必直接沉积在探针表面上。在一个范例中，形成内屏蔽的绝缘体和金属化层可以被形成，传感器(在顶部)被沉积在其上，从而将它们与探针轴绝缘。在另一范例中，绝缘层能够被沉积在探针上，然后共享的信号迹线和底电极被形成在绝缘体上，随后是用于传感器的压电材料。可以提供同样形成针对所有传感器的顶电极的外传导屏蔽。

在一个实施例中，可以在探针上采用多于一个的共享迹线，例如，传感器一、三、五共享一个迹线，并且传感器二、四、六共享另一个迹线。这能够增加在一个组中的传感器之间的距离，并且使信号分离更加稳健。传感器不是必须以PVDF或共聚物制成。例如，传感器可以包括PZT或另一压电材料，或者是一种完全不同类型的传感器，例如，电容式微加工超声换能器(CMUT)。

如果采用诸如共形微滴涂技术、喷漆或喷墨印刷的累积制造技术，有利的可以是在圆周的一小部分上方沉积用于互连带状线(迹线)的材料。例如，如果使用喷漆或喷枪技术应用电介质，宽的喷射图案能够同时沉积在多个探针上，并且将自然地创建跨越180度圆周的锥形涂层。备选地，利用喷枪的窄的喷射图案能够产生在小得多的圆周区域上(例如45度)的锥形介电层。换言之，环状结构将不会环绕整个探针或设备，而是占据圆周上的部分。

在一个实施例中，例如图1A-1F，能够应用跨越45度的第一电介质，然后能够应用具有例如微分配喷嘴的窄的迹线。然后，可以应用跨越大约30度的另一电介质。最后，可以应用传导外屏蔽，跨越大约90度并占据用于电接触探针的边缘。这将创建平滑的经封装的跨越90度圆周的带状线结构，提供卓越的屏蔽，同时节省材料和沉积时间。

在集线器端部部分、裸露的探针表面、集线器触点或电极以及外屏蔽处可以形成小的连接器可以夹紧到其上的三个圆形触点焊盘。这种设计使一次性探针上的连接器成本最小化，并将连接的更昂贵的部件放置在将连接至探针和其他触点的可重复使用的夹具(未示出)上。本实施例能够使用掺杂制造技术来实现，诸如，例如共形微分配系统或喷墨沉积技术。

为了保持产品成本下降，所使用的材料应当是低成本的，并且制造过程应当是大量高度自动化的，以避免劳动力和设备成本。鉴于这些目的，例如PVDF和P(VDF-TrFE)的压电聚合物是用于传感器生产的候选材料。施加电压产生在PVDF样品中的运动的能力被用于产生能够使用基于PVDF的水听器探测到的超声波。在给定医学应用中决定是否使用基于陶瓷的压电或PVDF时，存在宽范围的考虑。在较低频率上，应当采用较厚PVDF膜用于谐振考虑。PVDF传感器能够被建模为与电容串联的电压源，并且对于具有小表面面积的较厚的传感器，这可以导致小的电容。因此，总体上，呈现出PVDF具有在25-100MHz频率范围下执行的用于医学超声工作的优点。PVDF还限定于传输与PZT相比更高的超声强度的能力。

PVDF具有即使在较低的频率上的有利的性能，例如，用于探测超声的PVDF水听器。与也可在一些实施例中采用的PZT相比较，PVDF具有高得多的带宽，并且将因此不会过多地扭曲波的瞬态性能。在这种情况下，低输出电容问题能够通过集成基于高输入阻抗的场效应晶体管(FET)的非常接近于传感器的前置放大器来处理。d33常数，即，针对所应用的电压开发的在厚度方向上的应变，大约是比用于压电聚合物的用于压电陶瓷的更高的一个数量级。压电陶瓷的一个缺点是与用于身体组织的约1.5MRayls相比较的高的声阻抗，约30MRayl(1MRayl＝106kg/m2s)。这种阻抗不匹配能够通过四分之一波长匹配层来补偿，但由于粘合剂层和构造方法这会降低超声脉冲。压电薄膜的声阻抗约为4MRayls，一种更好的匹配。此外，陶瓷是脆弱的，并且能够被成形为所期望的几何形状。PVDF是一种具有接近于组织的声阻抗的顺从且灵活的低成本材料，不像PZT，将不需要匹配层。

PVDF压电薄膜在清洁的室内环境下生产，并以PVDF树脂粒料熔融挤出成片材形式开始。接着，存在拉伸步骤，其通过约为5的因子降低片材厚度。这种拉伸，远低于聚合物的熔点，引起分子链堆砌成平行晶体平面，被称为“β相位”。为了获得高水平的压电活性，β相位聚合物随后被暴露于非常高的电场，以相对于极化场对准微晶。在拉伸步骤中，薄膜能够仅沿一个维度(单轴薄膜)或在两个维度(双轴薄膜)上被拉伸。双轴薄膜将主要仅在厚度方向上具有其压电灵敏度，而单轴薄膜将对在厚度方向和未拉伸的平面方向上的应变都是敏感的。

PVDF的新共聚物已经被开发出来，其允许在较高温度下使用(例如，用于某些共聚物的高达135摄氏度的温度，相对于用于常规PVDF的100摄氏度)。尽管这些温度未在临床使用中遇到，更高的温度耐受性在简化制造和灭菌过程中能够是这一种优点。PVDF的共聚物是可极化的而不需要拉伸，并且低至200埃的非常薄的薄膜能够使用旋转浇铸涂布技术来生产，这种薄膜层利用标准的PVDF是不可行的。此外，共聚物具有稍高的厚度模式压电常数，导致与PVDF相比的高约10％的灵敏度。

有一些电子策略来降低寄生电容对性能的影响。一种这样的技术被称为“驱动屏蔽”。在这种方法中的关键因素是通过使围绕它的电场最小化来降低来自承载感兴趣信号的电线的寄生电流。这采用在互连、接地连接、信号线和围绕信号线的屏蔽中的三个导体的全部。信号电线上的电压被测量，并且屏蔽与该电压的精确副本一起被驱动。即使信号线具有对屏蔽的寄生电容，没有寄生电流流过，因为寄生电容上方的电压没有变化。接地线由放大器电源保持在稳定电压上，而不是通过传感器驱动，因此对其寄生电容对其他结构不具有不利的影响。另一技术包括使用电容抵消放大器(CCA)。

本原理已经根据探针，更具体地根据活检探针进行了描述。然而，本原理可以被应用至需要传感器(接收器)、发射器或换能器的任何仪器。这样的设备可以包括导管、导线、内窥镜、可植入设备等。本原理能够提供成本较低的设备，其具有用于被共形地应用至外表面的传感器的内置。为了保持产品的成本下降，所使用的材料需要是低成本的，并且制造过程应当是大量高度自动化，以避免劳动力和设备成本。根据本原理的设备提供低形式的因子，其被共形地形成并放置在医学设备或仪器上。在特别有用的实施例中，本原理被用于超声引导的探针介入，例如，RF消融、肝活检、神经阻滞、血管通路、脓肿引流等。

参考图3，根据示意性实施例示出了用于解释在医学设备中所接收的信号的方法。在方框202中，提供一种医学设备，其具有细长体，多个传感器在沿细长体的多个纵向位置处被共形地形成在细长体上，电迹线连接至所述多个传感器，所述多个传感器并联连接，以形成沿细长体的传感器阵列。传感器的数量可以包括两个或更多个或三个或更多个。在方框204中，由成像系统在位置处生成信号。成像系统优选包括超声系统，尽管其他成像系统可以从本原理中受益。在方框206中，由所述多个传感器接收信号。在方框208中，由所述多个传感器接收到的信号通过采用多个传感器之间的可变间距和多个传感器的几何位置来分离，以确定哪个传感器接收哪些信号。传感器之间的可变间距和传感器的几何位置提供信号中的不同延迟，根据所述不同的延迟确定传感器。在一个实施例中，细长体包括探针，并且探针的插入距离被用于确定哪个传感器接收哪些信号。

在解释所附权利要求时，应当理解：

a)词语“包括”不排除未在给出的权利要求中列出的其他元件或动作的存在；

b)元件前面的词语“一”或“一个”不排除多个这种元件的存在；

c)权利要求中的任何附图标记不限制它们的保护范围；

d)可以由被结构或功能实现的相同的项目或硬件或软件表示几种“手段”；以及

e)除非特别指出，动作的特定顺序不意味着是所要求的。

已对对用于具有多个传感器的探针的优选实施例进行了描述(其旨在示意性的而非限制性的)，应当注意，本领域技术人员能够根据上述教导做出修改和变化。因此应当理解，可以对所公开的内容的具体实施例中做出改变，所述所公开的内容在由所附权利要求书所概括的在本文所公开的实施例的范围内。已经对细节进行了描述，特别是专利法所要求的，所请求保护的和期望专利证书保护的内容在所附权利要求书中提出。