稳健地抗咖啡环效应的生物传感器的制作方法

本申请要求2017年10月23日在韩国提交的第10-2017-0137669号韩国专利申请的优先权，其公开通过引用并入本文。

本公开涉及电化学生物传感器，并且更具体地，涉及稳健地抗咖啡环效应的生物传感器，所述咖啡环效应在将用于引起与目标生物材料的电化学反应的反应物涂覆在生物传感器的电极上时产生。

背景技术：

通常，电化学生物传感器为以下装置：其通过使用涂覆具有生物学特性的反应物如酶、抗原、抗体、激素等的电极，输出根据待实现的生物材料与反应物之间的电化学反应的电信号。即，电化学生物传感器将关于生物材料的特定信息提供为电流值或电压值。最近，由于生物传感器已被应用于血糖测量系统或各种精确的医学诊断系统，因此对提高通过生物传感器的测量值的精确度和再现性的技术产生了越来越多的兴趣和需求。

然而，如第10-2004-0028437号韩国未审查的专利公开和第10-2014-0005156号韩国未审查专利公开中所公开的，现有的将用于与目标生物材料的电化学反应的反应物固定至生物传感器的电极的技术，需要在电极上应用液体反应物并且在真实的制造过程中干燥液体反应物的过程。因此，由于干燥过程中产生的咖啡环效应，反应物颗粒在反应物应用区域的边缘不均匀地出现偏倚，并且偏倚的颗粒的量和密度对于每个生物传感器也不同。这恶化了使用生物传感器的测量值的精确度和再现性，并且不能保证测量值的可靠性。

公开

技术问题

本公开涉及提供生物传感器，其可以提高使用生物传感器的测量值的精确度和再现性，并且确保测量值的可靠性，尽管在真实的生物传感器制造过程中产生了咖啡环效应和制造公差。

技术方案

在本公开的一个方面中，提供了稳健地抗咖啡环效应的生物传感器，其包括：基底；由导电材料分别在基底的一个表面上构图的至少一个工作电极和至少一个参比电极；反应物层，其具有引起与目标生物材料的电化学反应的材料并且应用于基底的一个表面的预定区域，在所述基底的一个表面上构图工作电极和参比电极，使得反应物层的一部分位于工作电极的一部分上，并且反应物层的另一部分位于参比电极的一部分上；以及膜层，其位于基底的一个表面上，在所述基底的一个表面上构图工作电极和参比电极，所述膜层具有以预定宽度延伸的槽，使得反应物层通过所述槽暴露，其中工作电极和参比电极中的每个包括：末端部分，其位于所述槽的外部区域中；反应部分，其位于所述槽的内部区域中并且在所述槽的宽度方向以预定宽度延伸预定长度，使得反应部分的两个纵向末端与所述槽的侧壁间隔开预定间距，所述槽的侧壁在所述槽的宽度方向彼此面对；以及连接部分，其具有比反应部分更窄的宽度且从待连接的反应部分延伸至末端部分。

在实施方案中，假设槽的宽度为ws，并且面向所述槽的侧壁的反应部分的纵向末端与侧壁之间的间距为d，则生物传感器可以配置为满足以下公式1。

[公式1]

0.075ws≤d≤0.2ws

在实施方案中，假设反应部分的宽度为wr，连接部分的宽度为wc，并且侧壁为d，则生物传感器可以配置为满足以下公式2。

[公式2]

0.2wr≤wc≤0.5wr

在实施方案中，工作电极和参比电极中的每一个可以进一步包括延伸部分，其具有与连接部分相同的宽度，并且从反应部分延伸，使得延伸部分的末端位于槽的外部区域中，并且连接部分和延伸部分可以分别从反应部分沿槽的宽度方向在相反的方向上延伸。

在实施方案中，假设槽的宽度为ws，并且延伸部分的长度为le，则生物传感器可以配置为满足以下公式3。

[公3]

0.2ws<le≤0.4ws

在实施方案中，槽的宽度可以为1.5mm至3mm。

有益效果

根据本公开，涂覆有反应物且位于目标生物材料被引入的生物传感器的槽区域的电极的反应部分，与槽的侧壁间隔开预定间距，以不与位于槽的侧壁附近的反应物的边缘接触。因此，使用生物传感器提高测量值的精确度和再现性并且确保测量值的可靠性是可能的，尽管存在反应物颗粒借以沿应用于电极的反应物的边缘不均匀偏倚的咖啡环效应。

此外，因为连接部分在槽的宽度方向从电极的反应部分延伸且与电极的末端部分连接，并且延伸部分还被设置为在连接部分相反的方向从电极的反应部分延伸，使得所述延伸部分的末端位于槽的外部区域中，因此即使当在槽的宽度方向出现公差而具有槽的膜层位于基底上时，将电极的区域一直保持位于槽的内部区域中是可能的，从而进一步提高使用生物传感器的测量值的精确度和再现性。

另外，关于槽与生物传感器的电极之间的结构相关性以及电极的反应部分、连接部分和延伸部分之间的结构相关性，在不应用新的材料或物质的情况下，提供了能够维持使用生物传感器的测量值的再现性处于高水平的最优化的数值范围，从而促进生物传感器的设计并减少制造生物传感器所需的时间和成本。

此外，本领域技术人员明显理解的是，通过根据本公开的不同实施方案可以解决本文中未提及的各种技术问题。

附图说明

图1是示出根据本公开的实施方案的稳健地抗咖啡环效应的生物传感器的透视图。

图2是示出图1的生物传感器的分解透视图。

图3是示出根据本公开的实施方案的生物传感器的电极的结构的图。

图4是示出应用于具有一般结构的电极的反应物层的图。

图5是示出应用于根据本公开的实施方案的生物传感器的电极的反应物层的图。

图6是示出其中膜层位于基底上的实例的图，没有延伸部分的电极在所述基底上构图。

图7是示出其中膜层位于基底上的另一个实例的图，没有延伸部分的电极在所述基底上构图。

图8是示出其中膜层位于基底上的实例的图，具有延伸部分的电极在所述基底上构图。

图9是示出其中膜层位于基底上的另一个实例的图，具有延伸部分的电极在所述基底上构图。

图10是示出根据槽侧壁与电极的反应部分之间的间距的生物传感器的变异系数的图。

图11是示出根据电极的连接部分宽度的生物传感器的变异系数的图。

最佳方式

在下文中，将参考附图详细描述本公开的实施方案，以阐明本公开的技术问题的解决方案。然而，在解释本公开时，如果本公开的要旨由于解释变得模糊，则关于相关技术的解释将被忽略。另外，考虑在本公开中的作用来定义用于本说明书的术语，并且它们可以根据设计者、制造商等的意图或习惯而改变。因此，应当基于整个本说明书中的内容来限定以下描述的术语的定义。

图1是显示根据本公开的实施方案的稳健地抗咖啡环效应的生物传感器100的透视图。

如图1中所示，根据本公开的实施方案的生物传感器100包括基底110、电极120、电极130、反应物层140、膜层150等，并且在一些实施方案中还可以包括外部膜层160。生物传感器100可以具有层状结构，其中电极120、电极130、反应物层140、膜层150、外部膜层160等位于基底110的一个表面上。

位于基底110上的膜层150具有槽152，待分析的目标生物材料被输入至其中。另外，当目标生物材料被引入至槽152时用于排出槽152内的空气的排放孔162可以在位于膜层150上的外部膜层160中形成。包含产生与目标生物材料的电化学反应的材料的反应物层140位于在整个基底110中对应于槽152的内部区域的基底的一部分上。

同时，本说明书中使用的术语“生物材料”包括所有种类的生物材料，其特性可以通过应用电流分析法等电化学技术而进行定量测量。例如，目标生物材料可以为生物材料，例如血液、唾液、细胞和基因、生物化学材料、或来自生物材料或生物化学材料的材料。

图2是显示图1的生物传感器100的分解透视图。

如图2中所示，基底110对应于生物传感器100的基础层，并且可以由绝缘材料制成。至少一个工作电极120和至少一个参比电极130由导电材料在基底110的表面上构图。例如，可以通过使用碳墨的丝网印刷方法在基底110的一个表面上形成工作电极120和参比电极130。

反应物层140包含引起与目标生物材料的电化学反应的材料，并且被应用于图案化的基底110的一个表面上的预定区域，在所述图案化的基底110的一个表面上构图工作电极120和参比电极130，使得反应物层140的一部分位于工作电极120的一部分上，并且反应物层140的另一部分位于参比电极130的一部分上。

膜层150位于基底110的一个表面上并且具有以预定宽度延伸的槽152，在所述基底上构图工作电极120和参比电极130，使得反应物层140通过所述槽暴露。在这种情形下，槽152可以为“u”形的凹槽，其在膜层150的边缘处具有开口，并且基于膜层150的水平截面，以预定宽度朝膜层150的中心嵌入。反应物层140和膜层150的层压顺序可以根据实施方案适当地改变。

外部膜层160位于膜层150上，以保护反应物层140所位于的槽152的内部空间。在外部膜层160中形成的排放孔162可以形成在与槽152的末端连通的位置处，使得当通过毛细管现象等将目标生物材料引入至槽152的内部空间中时，槽152内的空气被排放至外面。外部膜层160可以由亲水性材料制成。如果外部膜层160由亲水性材料制成，则含有水分的目标生物材料可以被更容易地引入。

用于通过使用上述生物传感器100测量目标生物材料的特性的测量系统可以通过应用电流分析法等多种电化学技术来定量地测量目标生物材料的特性。即，通过施加预定电压至生物传感器100的工作电极120，以及测量生物传感器100中产生的与输入生物传感器100中的目标生物材料的浓度或材料成比例的氧化还原电流的量级，测量系统可以提供目标生物材料的定量测量值。

例如，如果生物传感器100被提供作为血糖测量系统中使用的葡萄糖感应器，则反应物层140可以由反应物制成，其中与血液中含有的葡萄糖反应的诸如gox(葡萄糖氧化酶)或gdh(葡萄糖脱氢酶)的酶和在酶反应时通过接受电子而被还原的电子传递介质混合。在这种情形下，反应物可以包括诸如gox或gdh的酶并且可以包括基于铁氰化物、基于钌或基于锇的化合物，所述酶用于通过以1000-5000u/ml的浓度与葡萄糖反应来对介质供应电子给，所述化合物在100-500mm的范围内用作酶与工作电极120之间的电子传递介质。另外，反应物可以包含维持酶活性的0.1-10wt％的bsa(牛血清白蛋白)、帮助液体反应物在电极120、电极130上良好分散的0.1-2wt％的表面活性剂(例如tritonx-100或吐温-20)、以及帮助固定反应物的0.1-1wt％的固定剂(例如peg(聚乙二醇)、pvp(聚乙烯吡咯烷酮)或琼脂糖)。

使用上述生物传感器100的血糖测量系统测量血糖含量，不是通过直接测量由于生物传感器100中的葡萄糖和酶的反应所产生的电子，而是通过测量当通过接受相应的电子被还原的电子传递介质再次氧化时所产生的氧化还原电流的量级，即通过生物传感器100的工作电极120的电流输出的量级。

同时，应用电流分析法的生物传感器随时间的电流值i(t)可以通过如下的cottrell方程式进行计算。

[cottrell方程式]

i(t)＝(nfad^1/2c0)/(πt)^1/2

在cottrell方程式中，n为电化学反应中涉及的电子数目，f为法拉第常数，a为电极面积，d为扩散系数，c0为材料(还原的介质)的初始浓度，π为圆周率，以及t为时间。

如cottrell方程式中所示，通过分别采用反应中所涉及的电子数目(n)和电极的面积(a)作为因素来确定生物传感器的电流值。因此，为了提高使用生物传感器的测量值的精确度和再现性，需要防止其中反应物颗粒由于咖啡环效应而发生不可预测的偏倚的反应物层140的边缘参与电化学反应，同时恒定地维持用于电化学反应的电极的面积。

为此，根据本公开的实施方案的生物传感器100的工作电极120和参比电极130可以包含末端部分122、132，反应部分124、134以及连接部分126、136，并且可以根据实施方案进一步分别包括延伸部分128、138。

末端部分122、132位于处于基底110上的膜层150中形成的槽152的外部区域中，并且配置为与外部电路电连接。可对末端部分122、132的形状进行不同的修改。

反应部分124、134位于槽152的内部区域中，并且在槽152的宽度方向以预定宽度延伸预定长度，使得反应部分124、134的两个纵向末端与槽152的侧壁间隔开预定间距，所述槽152的侧壁在槽152的宽度方向彼此面对。

连接部分126、136具有比反应部分124、134更窄的宽度，并且从待连接的反应部分124、134延伸至末端部分122、132。在这种情形下，连接部分126、136的一端位于槽152的内部区域中，并且连接部分126、136的另一端位于槽152的外部区域中。

如果工作电极120和参比电极130还分别包括延伸部分128、138，则延伸部分128、138具有与连接部分126、136相同的宽度并且从反应部分124延伸，使得其末端位于槽152的外部区域中。在这种情形下，连接部分126、136和延伸部分128、138配置为分别在相反的方向从反应部分124、134沿槽152的宽度方向延伸。

图3是显示根据本公开的实施方案的生物传感器100的电极的结构的图。

如图3中所示，电极120、130的反应部分124、134位于槽152的内部区域中，并且在槽152的宽度方向以预定宽度延伸预定长度，使得反应部分124、134的两个纵向末端与槽152的侧壁以规定的间距d1、d2间隔开，所述槽152的侧壁在槽152的宽度方向彼此面对。

在这种情形下，反应部分124、134与槽152的侧壁之间的间距d1、d2设定在这样的范围内，其中应用于槽152的内部区域并且干燥的反应物层140的边缘不与反应部分124、134直接接触，但反应部分124、134的面积不严重减少。为此，面向槽152的侧壁的反应部分124、134的纵向末端与相应的侧壁之间的间距可以确定为在满足以下公式1的范围内。

[公式1]

0.075ws≤d≤0.2ws[mm]

在公式1中，ws为槽152的宽度，并且d为面向槽152的侧壁的反应部分124、134的纵向末端与相应的侧壁之间的间距。在这种情形下，槽152的宽度(ws)范围可以为1.5mm至3mm。

在图3中，d1和d2分别为0.075ws至0.2ws。如果d1和d2小于0.075ws，则由于咖啡环效应而不均匀地偏倚的反应物层140的边缘可能与涉及与目标生物材料的氧化和还原反应的反应部分124、134直接接触，从而恶化使用生物传感器100的测量值的再现性。此外，如果d1和d2大于0.2ws，则反应部分124、134的面积严重减少至降低生物传感器100的输出电流，从而相反地恶化使用生物传感器100的测量值的精确度。

如以上所提及，电极120、130的连接部分126、136配置为以比待连接的反应部分124、134更窄的宽度从反应部分124、134分别延伸至末端部分122、132。

在这种情形下，连接部分126、136的宽度(wc)应确定在这样的范围内，其中与反应物层140的边缘的接触区域被最小化，并且其允许容易实施而不造成断接。为此，连接部分126、136的宽度(wc)可以确定在满足以下公式2的范围内。

[公式2]

0.2wr≤wc≤0.5wr[mm]

在方程式2中，wr为反应部分124、134的宽度，并且wc为连接部分126、136的宽度。在这种情形下，工作电极120的反应部分124的宽度可以为0.2mm至3mm，并且参比电极130的反应部分134的宽度可以为0.2mm至4.5mm。

在图3中，连接部分126的宽度(wc)具有0.2wr至0.5wr的尺寸。如果连接部分126的宽度(wc)小于0.2wr，则真实的实施是困难的，并且造成制造失败或断接此外，如果连接部分126的宽度(wc)大于0.5wr，则反应物层140的边缘与连接部分126之间的接触区域增加，从而恶化使用生物传感器100的测量值的再现性。

同时，如果工作电极120和参比电极130还包括分别在相反的方向从反应部分124、134延伸至连接部分126、136的延伸部分128、138，则延伸部分128、138可以具有与连接部分126、136相同的宽度。

图4是显示应用于具有一般结构的电极12、14的反应物层16的图。

如图4中所示，如果将应用于在基底10上形成的具有一般结构的电极12、14的反应物溶液进行干燥，以形成反应物层16，则反应物颗粒由于咖啡环效应沿反应物层16的边缘不均匀地偏倚，并且偏倚的颗粒的量和密度对于每个生物传感器是不同的。由于具有与反应物层16的边缘接触的一般结构的电极12、14的区域(x1至x4)具有较大的面积，反应物层16的边缘以显著的百分比参与与目标生物材料的电化学反应以及氧化和还原反应，其恶化了使用生物传感器的测量值的精确度和再现性，从而不能确保测量值的可靠性。

图5是显示应用于根据本公开的实施方案的生物传感器的电极120、130的反应物层140的图。

如图5中所示，在本公开中，尽管因为与反应物层140的边缘接触的连接部分126、136和延伸部分128、138的区域(y1至y4)具有小的区域，应用于基底110的反应物颗粒由于咖啡环效应沿反应物层140的边缘不均匀地偏倚，但与电极120、130的反应部分124、134接触的反应物层140的中心主要参与与目标生物材料的氧化和还原反应，并且反应物层140的边缘以不影响测量值的非常低的速率参与。因此，根据本公开，提高使用生物传感器的测量值的精确度和再现性并且确保测量值的可靠性是可能的。

再次参考图3，在根据本公开的实施方案的生物传感器的基底110上构图的工作电极120和参比电极130可以进一步包含延伸部分128、138，其分别具有与连接部分126、136相同的宽度并从反应部分124、134延伸，使得其末端位于槽152的外部区域中。在这种情形下，连接部分126、136和延伸部分128、138可以分别在相反的方向从反应部分124、134沿槽152的宽度方向延伸。

延伸部分128、138被提供至生物传感器100的电极120、130，以保持电极的区域恒定地位于槽152的内部区域中，即使当在槽152的宽度(ws)方向出现公差并且同时具有槽152的膜层150位于基底110上时，从而进一步提高使用生物传感器的测量值的精确度和再现性。

为此，延伸部分128、138的长度(le)可以确定为满足以下公式3的范围。

[公式3]

0.2ws<le≤0.4ws[mm]

在公式3中，ws为槽152的宽度，并且le为延伸部分128、138的长度。

为了保持电极的区域恒定地位于槽152的内部区域中，延伸部分128、138应在槽152的外部区域中具有预定长度(l0)的边缘，即使在槽152的宽度(ws)方向产生公差并且同时膜层150位于基底110上。因此，延伸部分128、138的长度(le)应至少长于0.2ws，其为d1或d2的最大值。此外，因为仅在电极120、130的反应部分124、134位于槽152的内部区域中时才允许在膜层150的层压处的公差，延伸部分128、138的长度(le)不必长于0.4ws，其为d1+d2的最大值。

同时，在图3中，工作电极120的连接部分126不应短于其延伸部分128，并且应长于参比电极130的延伸部分138。此外，参比电极130的连接部分136也应形成为不短于其延伸部分138。

图6是显示实例的图，其中膜层150a位于没有延伸部分的电极120a在其上构图的基底110a上。

图7是显示了另一个实例的图，其中膜层150a位于没有延伸部分的电极120在其上构图的基底110a上。

如果在左侧产生公差，而膜层150a位于基底110a上，在所述基底110a上仅具有末端部分122a、反应部分124a和连接部分126a的电极120a形成如图6中所示的图案，则位于膜层150的槽的内部区域中的连接部分126a的区域(sa)变窄，从而减少用于电化学反应的电极区域。

同时，如果在右侧产生公差，而膜层150a位于基底110a上，在所述基底110a上仅具有末端部分122a、反应部分124a和连接部分126a的电极120a形成如图7中所示的图案，则位于膜层150的槽的内部区域中的连接部分126a的区域(sa’)变宽，从而增加用于电化学反应的电极区域。

如以上所述，如果生物传感器的电极不包含上述延伸部分，由于在制造生物传感器时所产生的公差，用于电化学反应的电极区域根据生物传感器而改变。

图8是显示实例的图，其中膜层150位于具有延伸部分的电极120在其上构图的基底110上。

图9是显示另一个实例的图，其中膜层150位于具有延伸部分的电极120在其上构图的基底110上。

如果在左侧产生公差，而膜层150位于基底110上，在所述基底110上具有末端部分122、反应部分124、连接部分126和延伸部分128的电极120形成如图8中所示的图案，则位于膜层150的槽的内部区域中的连接部分126的区域(s2)变窄，但位于膜层150的槽的内部区域中的延伸部分128的区域(s1)变宽。因为连接部分126和延伸部分128具有相同的宽度，用于电化学反应的电极区域保持恒定，尽管存在公差。

另外，如果在右侧产生公差，而膜层150位于基底110上，在所述基底110上具有末端部分122、反应部分124、连接部分126和延伸部分128的电极120形成如图9中所示的图案，则位于膜层150的槽的内部区域中的连接部分126的区域(s2’)变宽，但位于膜层150的槽的内部区域中的延伸部分128的区域(s1’)变窄。因为连接部分126和延伸部分128具有相同的宽度，用于电化学反应的电极区域保持恒定，尽管存在公差。

如以上所述，如果生物传感器的电极包括上述延伸部分，则用于电化学反应的电极区域对于所有生物传感器保持恒定，尽管在制造生物传感器时产生公差，从而保证使用生物传感器的测量值的高水平的再现性。

在下文中，将通过参考变异系数测量的实验结果来验证根据本公开的实施方案的生物传感器的再现性提高效应。

变异系数表示由通过生物传感器测量的血糖值组成的群体的标准偏差，以群体的平均值的百分比计。变异越小，则再现性越高。

在变异系数测量实验中，使用了总体具有图2的结构并且使用血糖感应器配置的生物传感器，并且将具有119mg/dl的血糖含量的血糖过低血液和具有299mg/dl的血糖含量的血糖过多血液用作目标生物材料。

图10是显示生物传感器根据槽的侧壁与电极的反应部分之间的间距的变异系数的图。在关于图10的实验中，对于具有119mg/dl的血糖含量的血糖过低血液，血糖含量测量了30次，并且对于具有299mg/dl的血糖含量的血糖过多血液，测量了20次，同时对于每个生物传感器，保持反应部分的宽度(ws)恒定，并且改变电极的反应部分的长度。

如图10中所示，如果槽的侧壁与电极的反应部分之间的间距d1、d2相对于槽的宽度(ws)增加大于0.05ws，则测量值的变异系数不仅对于血糖过多血液而且还对于血糖过低血液均可具有小于4％的值，从而表现出高水平的再现性。特别地，如果间距d1、d2相对于槽152的宽度(ws)落入0.075ws至0.2ws的范围内，则变异系数具有小于3％的值，并且可以理解表现出了相对高水平的再现性。然而，如果间距d1、d2增加大于0.2ws，则电极的反应部分区域过度减少，从而相反恶化再现性。

图11是显示生物传感根据电极的连接部分宽度的变异系数的图。在关于图11的实验中，对于具有119mg/dl血糖含量的血糖过低血液，血糖含量测量了30次，并且对于具有299mg/dl血糖含量的血糖过多血液，测量了20次，同时对于每个生物传感器，保持反应部分的宽度(wr)恒定，并且改变电极的连接部分和延伸部分的宽度(wc)。

如图11中所示，如果连接部分和延伸部分的宽度(wc)相对于反应部分的宽度(wr)减少小于0.5wr，则测量值的变异系数不仅对于血糖过多血液而且对于血糖过低血液均具有小于4％的值，从而表现出高水平的再现性。然而，如果连接部分和延伸部分的宽度(wc)减少小于0.2wr，则真实实施是困难的，并且可能引起较差的制造和断接。

如以上所述，根据本公开，涂覆有反应物且位于目标生物材料被引入的生物传感器的槽区域中的电极的反应部分与槽的侧壁间隔开预定间距，以不与位于槽的侧壁附近的反应物的边缘接触。因此，提高使用生物传感器的测量值的精确度和再现性并确保测量值的可靠性是可能的，尽管存在反应物颗粒借以沿应用于电极的反应物的边缘不均匀地偏倚的咖啡环效应。

此外，因为连接部分在槽的宽度方向从电极的反应部分延伸且与电极的末端部分连接，并且延伸部分被设置为在与连接部分相反的方向从电极的反应部分延伸，使得其末端位于槽的外部区域中，保持电极的区域恒定地位于槽的内部区域中是可能的，即使在槽的宽度方向出现公差，而具有槽的膜层位于基底上，从而进一步提高使用生物传感器的测量值的精确度和再现性。

另外，关于槽与生物传感器的电极之间的结构相关性以及电极的反应部分、连接部分和延伸部分之间的结构相关性，在没有应用新的材料或物质的情况下，提供了能够维持使用生物传感器的测量值的再现性在高水平的最佳的数值范围，从而促进生物传感器的设计并减少制造生物传感器所需的时间和成本。

此外，本领域技术人员明显理解的是，本文中未提及的各种技术问题可以通过根据本公开的各种实施方案来解决。

至此，参考特定的实施方案描述了本公开。然而，本领域技术人员明显理解的是，可以在本公开的技术范围内实施不同的修改。因此，以上实施方案不应被认为是限制性的，而是说明性的。即，本公开的范围在所附的权利要求中进行限定，并且在其等同物的范围内的所有差异应被解释为包括在本公开中。