CN103796709B - 光学血液监测***的有罩传感器夹组件和血液腔室 - Google Patents

Abstract

一种光学血液监测***，阻挡不希望的光到达固定在血液腔室上的传感器夹组件中的传感器，血液腔室连接在体外血液处理***中。血液腔室有连通体外血流的内部流动空腔和观察窗口，使得传感器夹组件能在血液流过血液腔室时通过光照射血液以监测血液的特性。传感器夹组件包括有LED发射器和光电探测器的相对的头部。在一个实施例中，在头部中的透镜由从透镜伸出的罩包围，当传感器夹组件固定在血液腔室上时，罩阻挡不希望的光到达光电探测器。也可选择或者作为罩的补充，血液腔室包括不透明部分或者着色部分，以便衰减特殊波长的光，从而进一步提高血液腔室和传感器夹组件阻挡不希望的光到达光电探测器的总体能力。

Description

光学血液监测***的有罩传感器夹组件和血液腔室

相关申请

本申请要求美国临时专利申请No.61/553078的优先权，该美国临时专利申请No.61/553078的申请日为2011年10月28日。本申请还要求美国专利申请No.13/034788的优先权，该美国专利申请No.13/034788的申请日为2011年2月25日。这些专利申请的内容整个被本文参引。

技术领域

本发明通常涉及光学血液监测***，该光学血液监测***用于监测体外病人血流以及获取血细胞比容、氧饱和水平和/或其它血液成分的实时测量值。更特别是，本发明涉及提高这种***的抗扰性。

背景技术

患有肾衰竭或部分肾衰竭的病人通常经受血液透析处理，以便从他们的血液中除去毒素和多余流体。为此，通过吸入针头或导管而从病人体内获取血液，该吸入针头或导管从位于专门接收的进入位置中的动脉或静脉吸取血液，例如通过外科手术而置于臂、大腿、锁骨下部分等中的分流器。针头或导管与体外管路连接，该体外管路供给蠕动泵，然后供给透析器，该透析器清洁血液和除去多余流体。清洁的血液再通过另外的体外管路和另外的针头或导管返回病人。有时，肝素滴流器布置在血液透析环路中，以便防止血液凝结。

当抽吸的血液经过透析器时，它在透析器内的禾杆状管中运行，该禾杆状管用作用于未清洁血液的半渗透通道。新鲜的透析液溶液在透析器的下游端处进入透析器。透析液包围禾杆状管，并沿与流过管的血液相反的方向流过透析器。新鲜的透析液通过扩散来收集经过禾杆状管的毒素，并通过超滤来收集血液中的多余流体。包含除去的毒素和多余流体的透析液作为废物来处置。红血球保留在禾杆状管中，且它们的容积量不受该处理的影响。

在血液透析处理或包括体外血流的其它处理过程中通常使用血液监测***。一个实例是由Waltham,MA的Fresenius USA Manufacturing,Inc.出售的监测***。血液监测***使用光学技术来非侵入地实时测量流过血液透析***的血液的血细胞比容和氧饱和水平。血液监测***测量在无菌血液腔室处的血液，该无菌血液腔室串联地附接在体外管路上，通常在透析器的动脉侧。

通常，血液腔室以及管组和透析器将对于各个病人进行更换。血液腔室将用于单次使用。血液腔室确定了内部血流空腔，该内部血流空腔包括基本扁平的观察区域和两个相对的观察透镜。用于光学血液监测的LED发射器和光电探测器夹持就位至血液腔室上并在透镜上面。多个波长的光可以引导通过血液腔室和流过该腔室的病人血液，同时光电探测器检测产生的各波长的强度。

用于测量血细胞比容的优选波长为：大约810nm，该810nm是用于红血球的基本等消光（isobestic）；以及大约1300nm，该1300nm是用于水的基本等消光。在控制器中使用的比率度量技术（基本如美国专利No.5372136中所述，该美国专利No.5372136的标题为“System and Method for Non-Invasive HematocritMonitoring”，公开日为1999年12月13日，该文献被本申请参引）使用这种光强度信息来实时计算病人的血细胞比容值。如本领域广泛使用，血细胞比容值是由在（1）给定总血液试样中的红细胞的容积和（2）血液试样的总容积之间的比率来确定的百分数。

在临床设置中，由测量的血细胞比容的变化能够实时确定在血液透析过程中产生的、在血液容积中的实际百分数变化。因此，光学血液监测器不仅能够在血液透析处理过程中非侵入地监测病人的血细胞比容水平，还能够监测病人的实时血液容积变化。监测血液容积实时变化的能力有助于方便、安全和有效地进行血液透析。

为了实时监测血液，发光二极管（LED）和用于它们的光电探测器安装在传感器夹组件的两个相对头部上，该传感器夹组件装配在血液腔室上面。为了***的精确性，重要的是每次当传感器夹组件在血液腔室上面夹持就位时LED和光电探测器都位于预定位置和方位。该预定位置和方位保证从LED运行至光电探测器的光通过血液腔室的透镜来运行。

光学监测器对于血液腔室的特定尺寸以及传感器夹组件相对血液腔室的特定位置和方位进行标定。因此，传感器夹的头部设计成与血液腔室匹配，以使得LED和光电探测器处于已知位置和方位。在监测***中，传感器夹的头部和血液腔室有互补的D形结构。

在某些情况下，不希望的光可能与直接从LED运行的光混合，通过腔室中的血液进入光电探测器，从而在测量血细胞比容和/或氧饱和水平时引起误差。信号处理技术在大部分情况下校正了大部分属于周围光的问题。另外，血液腔室可以包括环绕透镜区域的“壕沟”，这使得血液能够环绕透镜区域流动以及流过它。这种壕沟充满血液，且在大部分情况下有效阻挡不希望的光到达在传感器夹组件上的光电探测器。壕沟的效果取决于很多因素，包括病人的血液情况和不希望的光的波长谱。例如，当病人有较低的血细胞比容时，壕沟有效阻挡不希望的光的能力将被削弱，从而使得更大量的噪音能够进入由光电探测器测量的信号内。

发明内容

本发明的主要目的是方便精确测量血细胞比容和氧饱和水平（在它们的值的预期全部动态范围内），特别是当测量的血液的特征为低血细胞比容水平时保持高精度的值。

在本发明的一个方面，血液腔室的本体至少局部由对于与血液腔室相关联的光束的波长范围为不透明的材料来制造，以便计算流过血液腔室的血液的氧饱和水平，从而减少不希望的光（噪音）和有效防止它与测量光束混合。减少不希望的光（例如通过腔室本体输送（ducting）的光）增加了氧饱和水平的精确测量范围，特别是提高了在较低氧饱和水平下的测量精度，当病人有低血细胞比容值时通常有较低氧饱和水平。

为了进一步防止噪音注入测量光束，本发明的另一方面罩住光电发射器和光电探测器（该光电发射器和光电探测器产生和检测光束），以便防止周围光与测量光束较强混合。罩是血液腔室和/或传感器夹组件（该传感器夹组件产生和检测光束）的整体部分。在示例实施例中，罩是传感器夹组件的一部分，各罩的自由端由血液腔室中的环形接收部接收。但是也可选择，罩可以是血液腔室的一部分，接收部是夹的一部分。不管怎样，各罩都包围和在血液腔室的窗口和光电发射器或光电探测器的透镜之间延伸。通过使得各罩延伸超过在传感器夹组件的头部中的透镜，罩使得源自周围光和光电发射器的间接光的光学噪音与由窗口外的腔室区域输送的、光电发射器的光有效隔离。

本发明的另一方面使得罩能够用于将传感器夹组件固定在血液腔室上，从而提供在腔室和夹之间的、光学加强和机械可靠的界面。为了将夹和血液腔室固定，示例实施例包括在夹中的弹簧，因此血液腔室夹紧在夹的两个头部之间。当与罩匹配时，在血液腔室中的环形接收部使得光电发射器和光电探测器与血液腔室的窗口对齐。为了防止在它们之间相对旋转，在夹和腔室之间的界面包括机械止动器。在示例实施例中，血液腔室包括一个或多个防旋转凸片，该防旋转凸片由在壳体中的互补防旋转狭槽来接收，以便防止相对旋转。防旋转凸片和匹配的互补狭槽可以采取任意合适的几何形状。而且，其它类型的紧固件或旋转止动器可以同样很好地工作，也可以考虑。例如，血液腔室或夹中的任意一个可以包括对齐柱，该对齐柱引导血液腔室和夹进行合适接合，以便使得LED和光电探测器都与透镜对齐，并防止旋转。

本领域技术人员通过参阅附图和下面对附图的说明可以清楚本发明的其它优点和特征。

附图说明

图1是进行血液透析处理的病人的透视图，其中非侵入的光学血液监测器在血液经过血液透析***中的体外管路时实时监测病人的血液，该血液透析***使用普通的血液腔室和传感器夹组件。

图2A是图1的传感器夹组件和血液腔室的透视图。

图2B是图2A的透视图，其中血液腔室已经从夹组件上拆卸，以便更好地观察血液腔室。

图3A是图1和2A中所示的血液腔室的单独视图。

图3B是图1和2A中所示的传感器夹组件的单独视图。

图4A是血液腔室和传感器夹组件沿图2A中的线4-4的纵剖图。

图4B是图4A中的血液腔室和传感器夹组件的剖视图，其中夹组件与血液腔室分开。

图5A是表示检测通过血液腔室的多种波长的光和红外线的示意图，以便监测经过血液腔室的血液的血细胞比容和氧饱和水平。

图5B是类似于图5A的示意图，进一步表示了周围或输送光的影响，该周围或输送光并不经过穿过血流腔室中的血液的直接通路。

图6是用于光学血液监测器的控制器的正视图，表示了这样的数据，该数据包括实时血细胞比容（HCT）、血液容积变化（BVΔ）、血色素（血红蛋白HBG）和氧饱和（SAT）水平以及进入血液透析处理的时间量和在血液透析处理过程中的血液容积变化的曲线图。

图7是根据第一实施例构成的血液腔室的透视图。

图8是类似于图7的视图，表示了与腔室本体分开的窗口本体。

图9是图7和8中所示的血液腔室的后侧的透视图。

图10是沿图7中的线10-10的纵剖图。

图11是沿图10中的线11-11的剖视图。

图12是类似于图8的视图，表示第二实施例。

图13是第二实施例的纵剖图。

图14是沿图13中的线14-14的剖视图。

图15是根据第三实施例构成的血液腔室的一侧的透视图。

图16是图15中所示的血液腔室的另一侧的透视图。

图17是图15中所示的血液腔室的正视图。

图18是沿图15中的线18-18的纵剖图。

图19是用于与血液腔室的第三实施例匹配的传感器夹组件的可选实施例的透视图。

图20A是图19的传感器夹组件的透视图，该传感器夹组件固定在图15-18的血液腔室上。

图20B是图20A中的传感器夹组件和血液腔室的透视图，其中，传感器夹组件与血液腔室分开，以便能够更好地观察当组件和腔室固定在一起时组件和腔室接合的表面。

图21A是固定在血液腔室上的传感器夹组件沿图20A中的线21-21的纵剖图。

图21B是图21A的纵剖图，其中传感器夹组件与血液腔室分开。

图22表示了用于将血液腔室固定在传感器夹组件上的可选结构。

图23是图22中的血液腔室的透视图，表示了腔室的一个面，该面与传感器夹组件的臂匹配。

图24是图22中的血液腔室的透视图，表示了腔室的另一面，该另一面与传感器夹组件的另一臂匹配。

图25A表示了血液腔室的还一可选实施例的透视图。

图25B是图25A的血液腔室的俯视图。

图25C是图25A的血液腔室的侧视图。

图25D是图25A的血液腔室的纵剖图。

图25E是图25A的血液腔室的分解透视图。

图26A是图25A-E的血液腔室的主体部分的透视图。

图26B是图26A的血液腔室的主体部分的俯视图。

图27A是图25A-E的血液腔室的两个相对透镜中的一个的透视图。

图27B是图27A的透镜的仰视图。

图28A是图25A-E的血液腔室的连接器的侧视图。

图28B是图28A的连接器的俯视图。

图29A是图25A-E的传感器夹组件和血液腔室的分解透视图。

图29B是图29A的传感器夹组件的一个臂的罩匹配表面的正视图。

图29C是附接在图25A-E的血液腔室上的传感器夹组件的透视图。

图29D是图25A-E的血液腔室在附接于图29A的传感器夹组件上时的纵剖图。

图29E是图25A-E的血液腔室在附接于图29A的传感器夹组件上时的横剖图。

具体实施方式

图1表示了通过普通血液透析***12来进行血液透析处理的病人10，还表示了非侵入的光学血液监测器14。典型的血液透析临床设备将有用于治疗病人的多个血液透析***12。

输入针头或导管16***病人10的进入部位中，例如臂中的分流器，并与体外管路18连接，该体外管路18通向蠕动泵20，然后通向透析器或血液过滤器22。透析器22从病人的血液中除去毒素和多余流体。透析后的血液从透析器22通过体外管路24和返回针头或导管26而返回给病人。在美国，体外血流通常接收肝素滴流，以便防止凝结，尽管这在图1中未示出。多余流体和毒素通过清洁透析液来除去，该清洁透析液通过管28而供给透析器22，并通过管30而除去以便处理。在美国，典型的血液透析处理将花费大约3至5个小时。在如图1所述的典型血液透析处理中，进入部位从病人抽取动脉血。当不能实现动脉进入时，可以使用静脉导管来进入病人的血液。如前所述，其它透析用途（例如在重症护理单元中有时使用的低流量连续肾置换治疗（CRRT）和在心脏外科手术过程中的高流量灌注测量）也测量来自病人的血液。当前技术表明，在静脉血中的氧饱和水平与病人的心脏输出相关。在图1中表示的典型血液监测器14也能够用于这些其它用途。

光学血液监测器14包括血液腔室32、传感器夹组件34和控制器35。血液腔室32通常布置成与透析器22上游的体外管路18串联。来自蠕动泵20的血液流过管路18进入血液腔室32中。优选的传感器组件34包括LED光电发射器，该LED光电发射器发射大致810nm（该810nm是用于红血球的等消光）、大致1300nm（该1300nm是用于水的等消光）和大致660nm（该660nm对于氧化血色素很灵敏）的光。血液腔室32包括窗口，这样，传感器发射器和检测器能够观察流过血液腔室32的血液，并使用已知的比率度量技术来确定病人的实时血细胞比容值和氧饱和值。

下面参考图2A-4B，普通血液腔室32的本体由医学级别的透明聚碳酸酯模制而成。它包括一个升高的、台阶形凸缘33，该台阶形凸缘具有双D结构。它还包括两个观察窗口36和38（参见图4A）。在下面所述的示例实施例中，血液腔室的进口40和出口42设计成与标准的医药行业连接装置（通常称为路厄锁连接器）相容。可选择地，进口40和出口42中的一个或两个可以构造成包括接收管30的外周的开口。

在图2A-4B中所示的血液腔室32中，进口40与血液腔室32模制成一体，而出口42包括粘接在血液腔室32的本体上的合适现成连接适配器。适配器优选是非乳胶和非邻苯二甲酸酯（phtalate）材料，例如AM287T三辛基偏苯三酸（tri-octyl-trimellithate）。粘接适配器以便提供出口42将使用50%的甲基乙基甲酮和50%的环己酮的混合溶剂（类似鸡尾酒cocktail）来实现。将适配器粘接在血液腔室的本体上必须仔细进行，以避免溶剂进入血液腔室的空腔内。血液腔室的内部空腔暴露于溶剂中将使得腔室本体裂开。

传感器组件34分别包括发射器和检测器子组件44和46。参考图3B和4A，各发射器和检测器子组件44和46分别有头部部分47和45。参考图4A的剖视图，头部45、47的各侧提供有开口，模制的散射透镜50、54安装在该开口中。传感器组件34是弹簧负载的夹组件，用于可拆卸地安装在血液腔室32上，如图2A中所示。

各头部47和45有双D结构，该双D结构与血液腔室32的双D结构互补，最好如图3A中所示。当传感器夹34固定在血液腔室32上时，互锁的双D结构在横向上和在旋转上都将传感器夹34固定在预定位置，如图2A中所示。将传感器夹34固定在预定位置明显降低了***噪音（否则将由在血液腔室上自由旋转的传感器引起***噪音）。由后面示例说明的多个实施例可知，可以考虑多种机械结构用于将传感器夹组件34固定在血液腔室上，以便相对于血液腔室的观察窗口正确定位光电发射器和光电探测器。

血液腔室32的一侧模制成有双D结构，当组件和血液腔室固定在一起时，该双D结构与传感器组件34的头部45的双D结构互补且由它接收，以便相对于血液腔室32将组件固定在预定位置。如前所述，血液腔室32为单次使用的透明聚碳酸酯部件。在病人治疗之间，血液腔室32与体外管路18、24和血液过滤器22一起更换。

最好如图4A和4B中所示，包含LED（该LED发射大致660nm、810nm和1300nm的光）的发射器电路板48安装在用于传感器子组件46的壳体内。在LED电路板48上的光电发射器通过安装在头部45内的模制透镜50来发射可见光和红外线光。它们引导可见光和红外线光通过用于血液腔室32的观察窗口36。控制器35（图1）控制相应LED发射器和检测器的操作，以便多路控制独立波长测量，以使得发射器和相应检测器的测量保持相关。

另一电路板52包含光电探测器，至少一个光电探测器由硅制造，以便在大致810nm和660nm检测光强度，且至少一个光电探测器由InGaAs制造，以便在1300nm检测光强度。检测器电路板52安装在用于检测器子组件44的壳体内。模制透镜54安装在子组件44的头部47中。控制器35包括数据获取硬件和软件，该数据获取硬件和软件接收与由InGaAs和Si检测器二极管检测的强度成正比的信号。

在血液腔室32中的观察窗口38方便在相应波长的可见光和红外线光传播至在检测器子组件44的电路板52上的检测器。应当知道，观察窗口38模制在单独的***件58（称为透镜本体58）内，该***件58通过声波焊接在血液腔室32的本体上。血液从进口40通过通道60流向中心观察区域62（这里也称为内部血流空腔62）。内部血流空腔提供了用于流过血液腔室32的血液的、基本扁平和薄的（例如小于0.1英寸）观察区域。在三个选定波长（即大约810nm、1300nm和660nm）的多路可见光或红外线光通过血液（该血液流过由内部血流空腔62提供的扁平观察区域以及流过腔室32中的观察窗口36、38）来传播。壕沟64包围扁平观察区域62。壕沟64比扁平的观察区域62稍微更深。壕沟帮助将非层流流体均匀和稳定地分配通过观察区域，并提供更大容积血液的区域，该壕沟在大部分工作条件下有选择地隔离，防止检测器检测周围光或输送光（该周围光或输送光并不经过穿过在血流腔室中的血液的直接通路）。一个或多个湍流柱66恰好布置在观察区域62的上游，以便在横过观察区域62的流动中产生稳定的涡流。

图5A是血液腔室32的示意图，其中病人的血液82流过该腔室32。如上所述，血液82通过进口40而进入血液腔室，然后流入包围扁平观察区域62的壕沟64中。横过观察区域62的距离由标记为db的箭头给出，它表示流过扁平观察区域62的血液的厚度。在血液离开扁平观察区域62之后，它流入位于观察区域62的另一侧的壕沟64内，并通过出口42而流出腔室。图5A表示了三个LED发射器84、86和88。LED84发射大致1300nm的红外线光，LED86发射大致810nm的红外线光，而LED88发射大致660nm的红色光。如上所述，各LED84、86、88发射固定平均强度的光。LED脉冲一段时间，以使得任意给定的LED在其它LED没有打开时打开（即基于时间的多路控制），尽管其它的多路控制方法也可以。如图5A中所示，来自各LED发射器84、86和88的光首先通过在血液腔室32中的透明聚碳酸酯传播窗口90来传播，然后通过流过扁平观察区域62的血液，最终通过在血液腔室32的另一侧上的透明聚碳酸酯接收窗口92来传播。铟镓砷化物检测器93检测1300nm光波的强度，该1300nm光波通过血液腔室32的壁和流过扁平观察区域92的血液来传播。硅检测器95检测通过血液腔室32的壁和流过扁平观察区域62的血液来传播的、810nm和660nm的光的强度。

用于确定血细胞比容（HCT）值的数学比率度量模型能够由以下公式来表示：

$\mathrm{HCT}=f\left[\frac{\ln \left(\frac{i_{\mathrm{\λ}2}}{I_{0-\mathrm{\λ}2}}\right)}{\ln \left(\frac{i_{\mathrm{\λ}1}}{I_{0-\mathrm{\λ}1}}\right)}\right]$ 公式（1）

其中，i_λ2是由光电接收器在大约810nm检测的红外线光强度，i_λ1是在1300nm检测的红外强度，I_0-λ2和I_0-λ1是表示入射在血液上的红外线光强度（考虑到通过血液腔室的损失）的常数。函数f是根据试验数据来确定的数学函数，以便产生血细胞比容值。优选是，在上述公式（1）中的函数f是相对简单的多项式，例如二阶多项式。上述公式（1）只有当在两个波长下由LED发射器发射的红外线光向光电探测器运行的距离为恒定距离时（优选是相同距离）才适用。

用于测量氧饱和水平的优选波长为大约810nm和大约660nm。用于确定氧饱和水平（SAT）的数学比率度量模型能够由以下公式来表示：

$\mathrm{SAT}=g\left[\frac{\ln \left(\frac{i_{\mathrm{\λ}3}}{I_{0-\mathrm{\λ}3}}\right)}{\ln \left(\frac{i_{\mathrm{\λ}1}}{I_{0-\mathrm{\λ}1}}\right)}\right]$ 公式（2）

其中，i_λ3是由光电接收器在大约660nm检测的光强度，i_λ1是在810nm检测的强度，I_0-λ3和I_0-λ1是表示入射在血液上的强度（考虑到通过血液腔室的损失）的常数。函数g是根据试验数据来确定的数学函数，以便产生氧饱和水平，也优选是二阶多项式。还有，与用于血细胞比容计算的公式（1）类似，用于氧饱和水平计算的公式（2）只有当在660nm和810nm波长由相应的LED发射器发射的可见的和红外线光向相应的探测器运行的距离为恒定距离时（优选是相同距离）才适用。

在各种波长的每一种波长的光的强度通过从由各LED84、86、88发射的光的固定强度衰减和散射而减小。对于各波长的光，Beers Law 介绍了衰减和散射，如下所述：

$i_n=I_{o-n}{e}^{-{\mathrm{\ϵ}}_p{X}_p{d}_{\mathrm{pi}}}{e}^{-{\mathrm{\ϵ}}_b{X}_b{d}_b}{e}^{-{\mathrm{\ϵ}}_p{X}_p{d}_{\mathrm{pr}}}$ 公式（3）

其中，i_n=在衰减和散射后在波长n的接收光强度；I_0-n是入射在测量介质上的、波长n的传播光强度；e是自然对数指数项；ε是测量介质的消光系数（p=聚碳酸酯，b=血液）；X是测量介质的分子浓度（p=聚碳酸酯，b=血液）；而d是穿过测量介质的距离（pt=发射聚碳酸酯，b=血液，pr=接收聚碳酸酯）。

因为聚碳酸酯血液腔室的特性不变，因此在上述公式（3）中的第一和第三指数项通常假设成对于各波长为常数。在数学上，这些常数项可与初始常数项I_0-n相乘，该初始常数项I_0-n表示从相应LED发射器84、86和88发射的辐射的固定强度。为了简化目的，公式（3）通常使用体积消光系数和变化的初始常数I’_0-n而重写成以下形式：

$i_n={I^{\′}}_{o-n}\·e^{-{\mathrm{\α}}_b{d}_b}$ 公式（4）

其中，i_n是在衰减和散射后在波长n的接收光强度，检测器在血液边界处；α是血液的体积消光系数；α_b=ε_bX_b；以及I’_0-n是在波长n在边界的等效发射辐射强度（考虑到穿过血液腔室壁的损失）。

使用在上述公式（4）中确定的方法，用于红血球的等消光的810nm波长和用于水的等消光的1300nm波长能够用于确定病人的血细胞比容。在这两个波长的测量强度的标准化幅值的比率产生了用于血液腔室中的红细胞和水成分的复合消光值α的比率。因此，下面的数学函数确定了测量HCT值：

$\mathrm{HCT}=f\left[\frac{\ln \left(\frac{i_{810}}{I_{0-810}}\right)}{\ln \left(\frac{i_{1300}}{I_{0-1300}}\right)}\right]$ 公式（5）

其中，i₈₁₀是光电接收器95（图5A）在810nm的检测红外线强度，i₁₃₀₀是光电检测器93（图5A）在1300nm的检测红外线强度，而I_0-810和I_0-1300是表示入射在血液上的红外线强度的常数（考虑到在810nm和1300nm通过血液腔室的损失）。上述公式在假定血液以稳态流过血液腔室32时适用，即观察区域62完全充满进行测试的血液。优选的函数f是具有以下项的二阶多项式：

$\mathrm{HCT}=f\left[\frac{\ln \left(\frac{i_{810}}{I_{0-810}}\right)}{\ln \left(\frac{i_{1300}}{I_{0-1300}}\right)}\right]=A{\left[\frac{\ln \left(\frac{i_{810}}{I_{0-810}}\right)}{\ln \left(\frac{i_{1300}}{I_{0-1300}}\right)}\right]}^2+B\left[\frac{\ln \left(\frac{i_{810}}{I_{0-810}}\right)}{\ln \left(\frac{i_{1300}}{I_{0-1300}}\right)}\right]+C.$ 公式（6）

二阶多项式通常就足够，只要在第一和第二波长处入射的红外线辐射基本等消光。

氧饱和水平或氧化血红素水平使用比率度量公式（该比率度量公式用于由检测器95（见图5A）检测的660nm红光强度和由检测器95（见图5A）检测的810nm红外线光强度）来确定。用于确定氧饱和水平的比率度量模型的形式如下：

$\mathrm{SAT}=g\left[\frac{\ln \left(\frac{i_{660}}{I_{0-660}}\right)}{\ln \left(\frac{i_{810}}{I_{0-810}}\right)}\right]$ 公式（7）

其中，i₆₆₀是光电接收器在660nm的检测强度，i₈₁₀是光电探测器在810nm的检测强度，而I_0-660和I_0-810是表示入射在血液上的光强度的常数（考虑到通过血液腔室的损失）。函数g是基于试验数据的数学函数，以便产生氧饱和水平，还优选是二阶多项式：

$\mathrm{SAT}=g\left[\frac{\ln \left(\frac{i_{660}}{I_{0-660}}\right)}{\ln \left(\frac{i_{810}}{I_{0-810}}\right)}\right]=A{\left[\frac{\ln \left(\frac{i_{660}}{I_{0-660}}\right)}{\ln \left(\frac{i_{810}}{I_{0-810}}\right)}\right]}^2+B\left[\frac{\ln \left(\frac{i_{660}}{I_{0-660}}\right)}{\ln \left(\frac{i_{810}}{I_{0-810}}\right)}\right]+C.$ 公式（8）

图5B是类似于图5A的示意图，进一步表示了周围输送光的影响，该周围输送光并不经过直接通路（该直接通路穿过血流腔室中的血液）。在该方面，射线96表示周围或输送光。当周围或输送光由检测器93、95检测时，如果没有合适考虑信号处理，可能产生测量误差。已经发现希望物理消除周围光的影响，否则该周围光可以由光电探测器93、95检测。如上所述，这通过在传感器夹组件上提供罩和通过使得单次使用的血液腔室提供有匹配结构来实现。还希望使得不透明材料的腔室本体构成为进一步减少周围光。

输送光辐射的信号射线96在图5B中表示，特别是由光电探测器95检测的、具有大约660nm波长的红色光的单一射线。当来自LED的光（例如来自LED88的660nm光波）在腔室32和血液82的边界处的入射角度小于由Snell定律确定的临界角度时将发生光的管路传送（piping）。在这种情况下，光反射至血液腔室材料32中，而不是直接穿过血液82至光电探测器95。由于血液腔室32的几何形状以及它的透明聚碳酸酯材料能够通过反射/折射来传播光的能力，输送光能够在朝着检测器95折射之前采取多个独特通路。实际上，在光电探测器95处形成的信号是到达该位置的所有直接和所有管路传送的射线的总和。因为光的波长相对较小，因此，实际上不同血液腔室的制造公差的任意变化都将使完全和可预计地表示管路传送或输送光的传送函数特征的能力无效。输送将随血液腔室32的材料、血液腔室尺寸、从LED发射器至光电探测器的反射/折射次数、光或红外线辐射的波长以及运行的总通路距离而变化（但并不局限于它们）。为了简化和分析，在检测器处的管路传送光的强度（i_p）为几个变量的函数：

i_p＝ρ(v₁，v₂，v₃····v_n)Io 公式(9)

其中：

I₀=在关注的波长上由LED光电发射器施加的强度；

i_p=在光电探测器处从直接管路传送通路接收的强度；

ρ=多个变量的管路传送函数：v1、v2、v3……vn。

在光电探测器95处接收的总强度将是到达光电探测器95的各光信号的合成总和。因为光有颗粒和波的特征，因此可以合理地推断该总和将为矢量形式，包括在各相应光分量的相应相位处的幅值的矢量总和。总的来说：

i＝i_s+i_p 公式(10)

其中：

i=在光电探测器处总计和集合成电流的总强度信号；

i_s=从LED88到达的、沿信号通路d_b的光分量；

i_p=从LED88到达的、通过光管路传送通路的光分量。

当存在管路传送时，公式（8）必须通过将i_p加在各比率度量项i_s上而变化。因为i_p和比率度量项i_s并不成比例变化，因此，当与比率度量项i_s相比i_p的值较大时，多项式g无解和不能确定。

考虑到总强度信号i包括用于直接信号通路d_b的分量i_s和输送光的分量i_p，当病人的血细胞比容较低，以使得光管路传送信号96并不通过在血液腔室32的壕沟64内的血液而减少时，将很难（如果不是不可能）在测量氧饱和水平所需的全部动态范围内确定用于上述公式（7）的、足够可靠的函数g。对于用数学解释光管路传送误差的努力到现在还很难实现。已经发现，优选的方法是消除由光电探测器95检测的管路传送光的强度。这通过添加材料或对血液腔室本体染色（这在合适波长的光通过血液腔室本体运行时衰减该光，从而从比率度量模型的所需算法中消除光管路传送项）来实现。

图6是用于光学血液监测器14的示例控制器35的正视图。控制器35包括显示器68，该显示器68提供了进行血液透析的病人的实时血液检测数据。图6中的显示器68表示了病人10为了当前治疗期而进行血液透析的时间量70。在图6的屏68上显示的时间70是2小时53分钟。显示器68还表示了光学监测的血细胞比容（HCT）72和氧饱和（SAT）水平74的实时值以及血色素（HGB）的计算值76和在处理过程中的血液容积变化（BVΔ）。在显示器68上的曲线80表示在2小时53分钟的处理过程中病人的血液容积的变化。如图1中所示，该数据显示在位于病人10附近的位置处。

第一实施例

图7至11表示了根据第一示例实施例的血液腔室100。在结构上，血液腔室100在很多方面与图3A和4A中所示的普通血液腔室32类似；不过，血液腔室100有包括蓝色染色部分108的腔室本体102，以便衰减660nm波长的输送光。特别参考图10，在腔室本体102上的窗口106优选是由透明的医疗等级聚碳酸酯材料来制造，该聚碳酸酯材料进行模制并抛光精加工，以方便进行可靠的光传播，例如Bayer Makrolon FCR2458-55115（不能再研磨），它允许血液接触，USPXX11，V1级。预计材料将鉴定等级号、批号和制造日期。

并不使用脱模剂，且任何润滑剂应当为食品等级，且并不基于硅。模制部件将制造成没有大于0.1mm²的松散外来材料和没有大于0.2mm²的嵌入外来材料。模具精加工优选是SPIA3（标度），除了沿用于观察窗口的表面，在该表面中精加工优选是至少SPIA1。而且，当以正常眼力从12英寸处通过显示窗口观察时，观察窗口应当不包含张开斜面、气泡或标记。在使用前，部件应当清洁和没有灰尘、油和其它外来材料。透明窗口106优选是在覆盖模制腔室本体102的其余蓝色染色部分之前进行模制。更具体地说，透明窗口106置于模具中，同时覆盖模制腔室本体的蓝色染色部分108。蓝色染色部分108的材料应当与透明窗口106的材料相容，且优选是相同材料（医疗等级的聚碳酸酯），除了染色。材料的相容很重要，因为在透明窗口106和其余的蓝色染色部分108之间的接缝处不能发生泄露。

蓝色染色部分108优选是染色成深蓝色，该深蓝色是不透明的且通常对于红色光为不透明，特别是对于波长为大约660nm的红色光。为此，用于聚碳酸酯材料的合适蓝色染料为Pantone PMS2935。

应当知道，图7-11中的血液腔室100并不包括在血流空腔120内包围观察区域的壕沟。如前所述，当***能够消除周围光的影响时（例如通过使用合适的信号处理），可能希望从血液腔室中除去壕沟。

优选是，窗口本体104整个由透明的医疗等级聚碳酸酯来制造，并通过声波焊接至腔室本体102上的位置中。在腔室本体102中的覆盖模制窗口106包括基本扁平的内壁110，该内壁110形成内部血流空腔120的一部分。窗口本体104包括基本扁平的内壁112。

腔室本体包括基本扁平的内壁110，该内壁110形成内部血流空腔120的一部分。当窗口104附接在腔室本体102上时，在窗口本体上的扁平内壁112基本平行于腔室本体102上的扁平内壁110。在窗口104上的扁平内壁112与腔室本体102上的扁平内壁110分开预定的固定距离。在覆盖模制腔室本体102上的透明部分106和窗口104相当于扁平内壁110、112的至少一部分（用作用于流过内部血流空腔120的血液的观察窗口）。血流空腔120由扁平内壁110、112以及腔室本体102上的周边壁114（图8）来确定，当窗口104焊接就位时，该周边壁114在扁平内壁110、112之间延伸。腔室本体102包括第一口122和槽道124，该第一口122和槽道124通过在周边壁114中的第一开口126而与内部血流空腔120流体连通。腔室本体102还包括第二口128和槽道130，该第二口128和槽道130通过在周边壁114中的第二开口132而与内部血流腔室120流体连通。在图7至11所示的实施例中，第二口128和槽道130与第一口122和槽道124沿轴线而轴向对齐，该轴线横跨内部血流空腔120的中部。如前所述，在图7-11所示的实施例中的内部血流空腔120并不包括环绕观察区域周边的壕沟。

腔室本体102还包括一对湍流柱118，该对湍流柱118保证较强和非层流地流过内部血流空腔120中的观察区域。通过破坏流过腔室的层流，柱118保证腔室的空腔充满血液。由柱118提供的流阻在空腔内产生涡流，该涡流也帮助血液混合，以便使它在测量时更均匀。为了提供充装血液腔室的空腔和混合血液的功能，柱118必须在腔室100的进口侧。在示例实施例中，第一口122是进口。不过，也可选择，第二口128能够是进口。在这种情况下，参考图10，柱118将位于空腔的右手侧，因此血液在进入血液腔室的空腔内时被柱截住。柱118必须在空腔的上游侧，以便有效。

血液腔室100以与结合图1-6所示的引言实施例所示和所述基本相同的方式固定在夹组件上。最好如图7中所示，血液腔室100包括环形缘，该环形缘的内周确定了双D结构，很像图3A中的血液腔室32的双D结构。当传感器夹34固定在血液腔室32上时，如图2A中所示，互锁的双D结构在横向上和在旋转上都将传感器夹34固定在预定位置。

第二实施例

图12至14表示了根据第二示例实施例的血液腔室200。血液腔室200包括包围内部血流空腔220的壕沟264，与图3A和4A中所示的普通血流腔室32相同。实际上，在图12至14中所示的血液腔室200的结构和尺寸与血液腔室32中所示的基本相同，主要区别是血液腔室本体202的一部分208由蓝色染色材料来制造，例如第一实施例的深蓝色染色的聚碳酸酯，以便当LED发射器88发射660nm的红色光时特别减少660nm的输送红色光。由于存在壕沟264，通过腔室本体202输送的红外线辐射（或周围光）甚至更不可能在属于比率度量模型（用于确定实时氧饱和和血色素水平）的算法中引起误差。

与图7至11中所示的血液腔室100相同，在腔室本体202上的观察窗口206优选是由透明的抛光聚碳酸酯材料来制造，且腔室本体202的其余部分208覆盖模制在窗口206上。如前所述，腔室本体202的不透明（蓝色染色）部分208优选是由与透明透镜部分206相同的材料来制造，但是染上蓝色，以便阻止在相关波长（例如大约660nm）上产生的红色光的传播。与前述实施例中相同，透镜本体204由透明材料（例如透明聚碳酸酯）来制造，它通过声波焊接在腔室本体202上。还与前述实施例中相同，血液腔室200包括一对湍流柱218，该对湍流柱218保证较强和非层流地流过内部血流空腔220中的观察区域。柱定位在空腔的上游侧，如结合第一实施例中的类似柱所述。

血液腔室200以与上面对于血液腔室32和100所示和所述基本相同的方式固定在图3B的传感器夹组件34上。具体地说，血液腔室200包括环形缘，该环形缘的内周确定了双D结构，很像图3B和7中的血液腔室32和100的双D结构。当传感器夹34固定在血液腔室200上时，互锁的双D结构在横向上和在旋转上都将传感器夹34固定在预定位置。

第三实施例

图15至18表示了根据第三示例实施例构成的血液腔室300。该实施例包括蓝色染色部分，与第一和第二示例实施例一致，并设置成与传感器夹组件匹配，该传感器夹组件包括罩，用于从血液腔室的窗口阻挡不希望的光。血液腔室300包括第一和第二外侧部，如图15和16中所示。各侧部有观察窗口以及周向环绕观察窗口布置的、分开和明显的罩匹配表面。优选是，在血液腔室的一个外侧部上（图16），观察窗口升高成高于周边罩匹配表面，从而环绕升高的观察窗口形成下沉环形井。下沉环形井的底板的形状与在血液腔室的该侧部上的罩匹配表面的形状互补。优选是，当安装在血液腔室上时，在夹组件上的罩基本充满下沉环形井的底板区域，从而使得由罩阻挡的不希望的光量最大。在血液腔室（图15）的另一外表面上的竖直壁包围第二观察窗口，并使它与在血液腔室的该侧部上的罩匹配表面分开。这样，环形井环绕第二观察窗口而形成，尽管该环形井的深度与在血液腔室的该侧部上的观察窗口相同。还有，环形井的底板的形状与在血液腔室的外侧部上的罩匹配表面的形状互补，且尺寸与在血液腔室的另一侧部的下沉环形井的底板的尺寸基本相同，以使得罩充满井的底板的表面区域。

图16表示了血液腔室300的第一外侧部。血液腔室300由模制腔室本体301构成，该模制腔室本体301包括进口和出口以及第一观察窗口303。腔室本体301可以整个由透明的医疗等级聚碳酸酯材料或其它合适材料来模制。也可选择，它可以合适地使用窗口***件302，该窗口***件302由完全透明的医疗等级聚碳酸酯来制造，并通过不透明材料（例如前述实施例的蓝色染色医疗等级聚碳酸酯）来覆盖模制腔室本体301的其余部分。在各种情况下，优选的腔室本体301都包括圆形观察窗口303以及周向环绕该观察窗口303布置的、分开的和明显的罩匹配表面304。罩匹配表面304相对于观察窗口303的表面下沉，并用于接收在传感器夹组件上的罩，如后面更详细所述。图16还示例说明了形成于血液腔室300的外表面上的两个防旋转凸片307、308。防旋转凸片307、308升高成高于窗口303的表面。

图15表示了血液腔室300的另一外侧部。血液腔室300的该侧部包括第二圆形观察窗口400。在图15的第二观察窗口400和图16的第一观察窗口303之间的区域由材料例如透明的医疗等级聚碳酸酯来构成，且血液流过在血液腔室300内的内部血流空腔。因此，窗口303、400提供了用于传感器夹组件的光学中性观察，以便监测流过血液腔室300的血液。还参考图15，竖直环形壁406包围第二观察窗口400。环形井404形成于该竖直环形壁406和血液腔室300上的周边壁410之间。该环形井404的底板是另一罩匹配表面，该罩匹配表面也与观察窗口400分开和明显不同。根据本优选实施例，包含观察窗口400、竖直壁406和包围环形井404的窗口本体402由透明聚碳酸酯材料来模制，并在制造处理过程中通过声波焊接或其它方式而附接在腔室本体301上。

图18表示了血液腔室300的剖视图。腔室本体301包括基本扁平内壁310，该基本扁平内壁310形成内部血流空腔320的一部分。附接在腔室本体301上的窗口本体402也包括基本扁平内壁312，该基本扁平内壁312与腔室本体301上的基本扁平内壁310基本平行。在窗口本体402上的扁平内壁312与在腔室本体301上的扁平内壁310分开预定的固定距离。在腔室本体301上的第一观察窗口303和在窗口本体402上的第二观察窗口400用作用于流过内部血流空腔320的血液的观察窗口336和338（图21）。腔室本体301（图18）包括第一口322和槽道324（进口），该第一口322和槽道324通过第一开口326而与内部血流空腔320流体连通。腔室本体301还包括第二口328和槽道330（出口），该第二口328和槽道330通过第二开口332而与内部血流空腔320流体连通。

最好如图18中所示，一对湍流柱318定位在空腔320的进口处。与前述实施例的柱相同，柱318提供了阻力，以便抑制血液将成为层流的任何趋势，该层流可能导致血液并不充满空腔320。柱还在空腔320中产生血液的涡流，该涡流将使得血液更均匀和一致地混合，这提供了更好的测量。因为各第一口322和第二口328都能够用作出口或进口，因此柱318能够在空腔320的任一端，如上面结合第一和第二实施例所述。柱必须定位在流体流进入空腔320的进口处，以便保证柱合适地提供阻力，以破坏层流和产生涡流，从而在血液进行测量之前混合该血液。

图19表示了根据本优选实施例的传感器夹组件334。传感器夹组件334用于监测流过血液腔室300的病人血液。如在图20B所示的实施例中所示，LED发射器臂344和光电探测器臂346环绕血液腔室300固定就位，以便监测流过血液腔室300的血液的血细胞比容、血色素、血液容积变化和氧饱和水平和/或其它血液成分。因此，传感器夹组件334优选是包括弹簧偏压的桥接件348或者等效结构，以便将传感器夹组件334附接在血液腔室300上。

传感器夹组件334包括LED发射器臂344和光电探测器臂346，它们通过弹簧偏压的桥接件348而连接。LED发射器臂344包含发射器子组件，该发射器子组件有至少两个LED发射器，一个发射大约1300nm的第一波长（λ₁）的红外线光或射线，另一个发射大约810nm的第二波长（λ₂）的红外线光或射线。LED发射器优选还包括第三LED发射器，用于发射大约660nm的第三波长（λ₃）的可见光或射线。其它波长也可以替代或增加，以便测量另外的血液成分或其它流体的特性。检测器臂346优选包含两种类型的光电探测器：硅光电探测器，以便检测大约660和810nm的波长；以及铟镓砷化物光电探测器，以便检测大约1300nm的波长。如在图19-21所示的实施例中所设置的，传感器夹组件334发射红外线光或射线通过观察透镜303和400、通过观察窗口336和338以及通过流过血液腔室300的扁平观察区域362的血液（参见图21A和21B）。

与图2A、2B、3B、4A和4B的传感器组件34相反，图19、20A、20B、21A和21B的传感器夹组件334包括两个罩，这两个罩从组件的臂344和346的头部伸出。一个罩340在发射器臂344子组件的内部壳体件上，并防止周围光通过观察窗口进入血液腔室。第二罩342在检测器臂346子组件的内部壳体件上，也防止周围光通过观察窗口进入血液腔室。

罩340和342优选是彼此镜像。因此，在发射器臂344上的罩340的说明为代表，并同样用于在检测器臂346上的罩342的说明。特别参考图19，可以看见，罩342包含外部环形凸出部或台阶表面350和内部环形凸出部或台阶表面352。台阶表面350、352的高度差等于在血液腔室300的第二外侧部上的环形壁406的高度（见图15），也等于窗口表面303升高至高于在血液腔室300的第一侧部上的下沉井304的高度（见图16）。优选是，外部环形台阶表面350的形状和表面面积基本等于在血液腔室300上的相应罩匹配表面304、404的形状和表面面积，见图20A、20B和21A，以便最大程度地阻挡周围光。

还参考图19，图19中所示的罩342包括狭槽354、356，该狭槽354、356用于接收在血液腔室300上的防旋转凸片307、308（见图16）。在发射器臂344上的罩340包括相同狭槽，以使得传感器夹组件334可以以任一方向夹在血液腔室300上。不过，在任一方向，传感器夹组件都固定在帮助消除噪音的预定位置和旋转方位，否则在光学监测***的工厂标定过程中很可能由于人工运动因素而产生该噪音。这样的固定位置能够以多种方式来建立和保持。例如，防旋转凸片307、308和相应狭槽354、356的形状可以采取任意合理的形状。还有，将防旋转凸片布置在罩上以及在血液腔室上包括匹配制动器或狭槽也可以是合适的替代方案。

本领域技术人员应当知道，用于固定传感器夹组件和血液腔室的任意防旋转结构都可以适用，只要该夹和腔室匹配，以便使得传感器夹组件的LED和传感器与血液腔室的窗口正确定位。例如，在共同待审的美国专利申请No.12/876798（申请日为2010年9月7日，该申请转让给本申请的相同受让人）中，介绍的血液腔室与传感器夹组件（该传感器夹组件类似于这里示例说明的夹组件34和334）匹配。’798专利申请的图1A、2A和4A在这里分别复制为图22、23和24，以便表示示例的可选防旋转结构。图22表示了固定在血液腔室412上的传感器夹组件411，具有在左手侧臂416A上的光电探测器和在右手侧臂416B上的光电发射器。传感器组件411的左手侧臂416A和右手侧臂416B的尺寸特征通常一致，不过血流腔室412设计成在用于光电探测器在右手侧臂上或左手侧臂上，而光电发射器在相对侧上。

特别参考图23和24，血液腔室412包括沿血液腔室的本体424轴向布置的竖直支座462。支座462从腔室412的传感器接收壁464向外延伸。传感器接收壁464基本平行于用于观察区域的圆形透镜438，并提供了用于透镜438的开口，以使得透镜438暴露于在传感器夹组件411的头部418A中的光电发射器。当夹固定在血液腔室412上时，支座462引导传感器夹组件411的匹配臂416B合适地旋转对齐。这种结构导致夹的臂418B的面相对于用于观察透镜438的观察区域以合适的平行和旋转方位放置在血液腔室412上。

下面特别参考图24，腔室本体424的另一侧包括包围圆形观察区域440的止动接收凸出部470。腔室本体424还包括竖直指状件466和引导壁468，它们在传感器夹组件固定于血液腔室412上时引导在传感器夹组件411的臂416B上的光电探测器合适对齐。

参考图21A和21B，在传感器夹组件334的臂344和346的头部处的罩以剖视图表示夹在血液腔室300上（图21A）和与腔室分开（图21B）。特别参考如图21A和21B中所示的血液腔室300，血液腔室300包括两个观察窗口336和338。第一观察窗口336的表面303暴露于血液腔室300的第一外侧部上（见图16）。另一观察窗口338的外表面暴露于血液腔室300的另一外侧部上（见图15）。血液腔室300包括进口345和出口341，该进口345和出口341设计成与标准的医药行业连接装置（通常称为路厄锁连接器）相容。在图21A和21B所示的血液腔室300中，进口345与血液腔室300模制成一体，而出口341由粘接在血液腔室300的本体上的合适成品连接器适配器来构成。也可选择，管路能够直接附接在血液腔室300的本体上，以代替连接器341。如图21A和21B中所示的LED发射器子组件344包含发射器电路板355，该发射器电路板355包含发射基本660nm、810nm和1300nm的光的LED。LED发射光通过模制的散射透镜351。如图21A和21B中所示，在发射器子壳体344上的罩340与模制的散射透镜351间隔开。另外，罩340超过散射透镜351朝着检测器子组件346延伸。

光电探测器子组件346包括电路板349，硅光电探测器（该硅光电探测器能够检测810nm和660nm的射线）和铟镓砷化物光电探测器（该铟镓砷化物光电探测器能够检测1300nm的射线）安装在该电路板349上。光电探测器安装成通过模制散射透镜353来接收光能。图21A和21B表示了罩342与散射透镜353间隔开，且罩342超过散射透镜353朝着发射器子组件344延伸。在图21A和21B中，防旋转凸片307、308表示在沿图20A中的线21-21的剖视图中。

图21A和21B中血液腔室300的观察窗口336是单独***件的一部分，腔室本体301的其余部分再覆盖模制在该***件上（当希望有不透明本体时），或者窗口能够模制为腔室本体301的一部分，作为一个零件。在血液腔室300的另一侧的观察窗口338是单独的模制***件的一部分，该模制***件通过声波焊接或以其它方式粘接在腔室本体上。当窗口303和400将由透明材料来制造时，希望腔室本体的其余部分染色与如上所述的第一和第二实施例一致，以便附加地防止不希望的光。具体地，蓝色染色的聚碳酸酯材料可以用于腔室本体的其余部分。

血液从进口流入在图21A和21B中的血液腔室300的中心观察区域内，该中心观察区域在前面称为内部血流空腔362。内部血流空腔362提供了用于流过血液腔室300的用于血液的、基本扁平的薄（例如小于0.1英寸）观察区域。在选定波长的、多路的可见光或红外线光通过流过扁平观察区域的血液以及通过观察窗口336和338来传播。壕沟364包围扁平观察区域362，并附加地防止不希望的光。壕沟364比扁平观察区域362稍微更深，并部分用于均匀和稳定地分配非层流通过观察区域。壕沟364还提供了更厚的血液区域，该血液区域在大部分操作条件下都使得检测器与不希望的光（例如输送光或周围光）光学隔离，该不希望的光并不经过从光电发射器通过血液至光电探测器的直接通路。

优选是，观察窗口303和400由透明的医疗等级聚碳酸酯材料来制造，该聚碳酸酯材料进行模制并抛光精加工，以方便进行可靠的光传播，例如Bayer Makrolon FCR2458-55115（不能再研磨），它允许血液接触，USP XX11，V1级。预计材料将鉴定等级号、批号和制造日期。而且，当以正常眼力从12英寸处通过显示窗口观察时，观察窗口应当不包含张开斜面、气泡或标记。模制部件将制造成没有大于0.1mm²的松散外来材料和没有大于0.2mm²的嵌入外来材料。并不使用脱模剂，且任何润滑应当为食品等级，且并不基于硅。模具精加工优选是SPIA3（标度），除了沿用于观察窗口的表面，在该表面中精加工优选是至少SPIA1。使用前应当清洗零件，使其没有脏物、油和其它外来物。

第四实施例

图25A-29E表示了血液腔室的还一实施例。在第三实施例和第四实施例之间的主要区别是血液腔室的结构。在该实施例中，血液腔室的两半主体部分制成为彼此镜像。同样，焊接在主体部分上的两个相对透镜构成为彼此镜像。除了使得血液腔室容易制造的这些特征，透镜焊接在血液腔室的主体部分上并保持就位，而并不覆盖模制添加在主体部分上。固定在主体部分上的连接器与关于前面实施例所述的连接器基本类似。

图25A表示了第四实施例的血液腔室500的透视图。血液腔室500包括主体部分501、透镜502、503以及连接器504。主体部分501通过将镜像的两半模制在一起而构成。每一半主体部分501都有凹口，透镜502、503能够在该凹口内模制就位。当模制在主体部分501中时，透镜502、503分开预定距离，且与主体部分501一起在血液腔室500内产生血流空腔。

透镜502、503可以整个由透明的医疗等级聚碳酸酯材料来制造。当透镜502、503与主体部分501装配在一起时，透镜502、503使得血液腔室500的各侧提供有进入血流空腔的观察窗口505、506。各透镜502、503有罩匹配表面507、508，该罩匹配表面507、508布置成周向环绕观察窗口505、506。罩匹配表面507、508设置成接收传感器夹组件的罩。优选是，当安装在血液腔室500上时，在传感器夹组件上的罩基本填满罩匹配表面507、508，从而使得由罩阻挡的不希望光的量最大。

观察窗口505、506由竖直环形壁509、510包围，该竖直环形壁509、510使得罩匹配表面507、508与观察窗口505、506分开。这样，环形井511、512环绕观察窗口505、506而形成，该环形井511、512的深度与观察窗口基本相同。环形井511、512与在血液腔室500的外侧部上的罩匹配表面507、508一致。

图25B表示了血液腔室500的一个外侧部。因为血液腔室500的侧部彼此镜像，因此将只详细介绍血液腔室500的一个侧部。血液腔室500由主体部分501构成，该主体部分501包括进口和出口。主体部分501可以整个由透明的医疗等级聚碳酸酯材料或其它合适材料来模制。也可选择，可能希望由不透明材料（例如前述实施例的、蓝色染色的医疗等级聚碳酸酯材料）来模制主体部分501。

在任一情况下，主体部分501都包括透镜502、503，各透镜502、503有圆形观察窗口505、506。在操作中，血液流过内部血流空腔，该血流空腔由透镜502、503和主体部分501确定于血液腔室500内。透镜502、503（包括它们的圆形观察窗口部分505、506）由透明的医疗等级聚碳酸酯材料来制造。因此，观察窗口505、506提供了用于传感器夹组件的光学中性观察，以便监测流过血液腔室500的血液。如图29B中所示，竖直的环形壁509包围观察窗口505。各透镜502、503还有周边壁513、514，该周边壁513、514与竖直环形壁509、510同心，并定位在透镜502、503的周边处。这样，环形井511、512由环形壁509、510和周边壁513、514来确定。环形井511的底板是另一罩匹配表面507，该罩匹配表面507与观察窗口505分开和明显不同。根据本优选实施例，包含观察窗口505、竖直环形壁509、周边壁513和环形井511的透镜502由透明聚碳酸酯材料来模制，并在制造处理过程中通过声波焊接或其它方式附接在主体部分501上。具有相关部件的透镜503由相同材料制造，并以与透镜502相同的方式附接在主体部分501上。

图25C表示了血液腔室500的侧视图。主体部分501与连接器504连接。连接器504可以是路厄锁连接器，例如这里的前述连接器。主体部分501在其相对侧装配有透镜502、503。透镜502、503的周边壁513、514可从血液腔室500的侧视图看见。当透镜502、503模制在主体部分501上时，内部血流空腔由在透镜502、503之间的预定距离来确定，且环绕它的周边由主体部分501来界定。

图25D表示了血液腔室500的剖视图。透镜502、503附接在主体部分501上，并包括基本扁平内壁515、516，该基本扁平内壁515、516形成血流空腔517的一部分。内壁515基本平行于内壁516，并与其分开预定的固定距离。观察窗口505、506允许观察流过内部血流空腔517的血液。

主体部分501包括第一口518和第二口519。血流空腔517包括第一开口520和第二开口521。第一口518和第一开口520通过第一槽道522而流体连通。第二口519和第二开口521通过第二槽道523而流体连通。血液腔室500还包括进口524和出口525。在优选实施例中，血液流入进口524内，通过第一槽道522，并进入血流空腔517中，它的特征在于该血流空腔517中的血液由传感器夹组件来检测。在经过血流空腔517之后，血液经过第二槽道523，并从出口525离开血液腔室500。

最好如图25D中所示，各透镜502、503包括一对湍流柱。该对湍流柱526、527集成在透镜502、503上。透镜502、503模制在主体部分501上，以使得多对湍流柱526、527定位在血流空腔517的第一开口520附近。与前述实施例的柱相同，多对湍流柱526、527提供阻力，以便抑制血液将成为完全层流的任何趋势，如果不抑制，该层流可能导致血液并不充满血流空腔517。多对柱526、527还在血流空腔517中的血液内产生涡流，该涡流将使得血液更均匀和一致地混合，这提供了通过传感器夹组件的更好测量。因为第一口518或第二口519都能够用作进口，如前面结合第一和第二实施例所述，因此多对柱526、527能够在血流空腔517的任一端，取决于透镜502、503相对于主体部分501的模制方位。定位在血流进入血流空腔517中的进口处的湍流柱保证柱合适地提供阻力，以破坏层流和产生涡流，以便在进行血液特性测量之前混合该血液。

图25E表示了血液腔室500的第四实施例的部件的分解图。在制造处理过程中，透镜502、503接收于主体部分501中并附接在该主体部分501上，从而产生血液腔室500的内部血流空腔517。透镜502、503彼此镜像。当透镜502、503附接在主体部分501上时，它们定位成使得它们基本相互平行和相对。连接器504可以在主体部分501的第二口519处附接在主体部分501上。这样，从内部血流空腔517流出的血液通过第二槽道523离开第二口519，通过连接器504并从出口525出来。在血液从出口525流出后，它可以流向透析器或血液过滤器，例如图1中所示的透析器或血液过滤器22。

图26A-B表示了血液腔室500的主体部分501的最简单形式，其中，两半模制本体进行匹配，但是还没有添加连接器和透镜。如图26A中所示，侧壁528以基本圆形方式环绕主体部分501的内周边延伸。接收凸出部529、530基本垂直地从侧壁528伸出。接收凸出部529、530也为基本圆形。在装配过程中，透镜502、503接收于主体部分501中并在接收凸出部529、530上。为了相对于主体部分501合适地定向透镜502、503，主体部分501包括凸起531、532，该凸起531、532布置在接收凸出部529、530上，并靠近侧壁528。在示例实施例中，凸起531、532布置在侧壁528的相对侧，并定位成与第二开口521成直线。透镜502、503相对于主体部分501定位成使得凸起531、532接收于透镜502、503上的互补凹口内。当这样配对时，透镜502、503设置在接收凸出部529、530上，且透镜502、503的内壁515、516与侧壁528一起确定血流空腔517。具体地说，当透镜502、503匹配至主体部分501上时，侧壁528在扁平内壁515、516之间延伸。尽管示例实施例大致使用立方体形的凸起和凹口，但是该凸起和凹口可以采取任意合理的几何形状。而且，其它类型的连接件或旋转止动器同样可以很好地工作，也可以考虑。

主体部分501包括进口524，该进口容纳第一口518。第一槽道522经过第一口518。第一口518和第一槽道522通过在侧壁528中的第一开口520而与内部血流空腔517流体连通。主体部分501还包括第二口519。第二槽道523穿过第二口519。第二口519和第二槽道523通过在侧壁528中的第二开口521而与内部血流空腔517流体连通。在图26A-B所示的实施例中，第二口519和第二槽道523沿横跨内部血流空腔517的中部的轴线而与第一口518和第一槽道522轴向对齐。

图26B表示了主体部分501的俯视图。在装配过程中，透镜502（未示出）接收于接收凸出部529上，且在透镜502上的互补凹口与凸起531对齐，从而形成血流空腔517的一个边界。在示例实施例中，进口524与主体部分501上的第二口519相对。进口524也沿横跨内部血流空腔517的中部的轴线而与第二口519轴向对齐。

图27A-B表示了血液腔室500的一个透镜自身的透视图和仰视图。因为透镜502、503彼此镜像，因此将只详细介绍透镜502。图27A表示了透镜502，该透镜502有在它的中心处的观察窗口505。透镜502包括两个同心环的脊。内部环是竖直环形壁509，它包围观察窗口505。外部环是周边壁513，它位于透镜502的周边处，透镜在该处附近与主体部分501配合。在环形壁509和周边壁513之间的区域确定了环形井511。环形井511的底板是罩匹配表面507，该罩匹配表面507与观察窗口505分开且明显不同，并设置成接收传感器夹组件的一个臂的罩。

当配合时，环形井511和夹组件的弹簧偏压将夹和血液腔室500保持在一起。为了防止夹和血液腔室500的相对旋转，透镜502包括从周边壁513径向向内伸出的防旋转凸片533。透镜503有相应的防旋转凸片534。防旋转凸片533、534定位在透镜502、503的、与内壁515、516相对的一侧上。也就是，当透镜502、503接收于主体部分501内时，防旋转凸片533、534从血液腔室500的外侧部朝向外。在这样的方位中，防旋转凸片533、534与在传感器夹组件的罩中的接收狭槽配合，从而旋转锁定匹配的夹组件和血液腔室500。

透镜502、503的防旋转凸片533、534和在传感器夹组件的罩上的互补接收狭槽可以采取任意合理的几何形状。而且，其它类型的紧固件或旋转止动器可以同样好地工作，且可以考虑。例如，透镜或夹能够包括对齐柱，该对齐柱引导血液腔室和夹合适接合，以便使得LED和光电探测器都与透镜对齐，并防止旋转。下面将进一步介绍。

图27B表示了在透镜502上的一对湍流柱526，该对湍流柱526伸入血流空腔517中，并在血流中引起湍流。没有柱526时，流过血液腔室500的血流空腔517的血流更容易为层流，这降低了由夹组件中的检测器测量的质量。还在图27B表示了透镜502的互补凹口535。互补凹口535设置成与置于主体部分501的接收凸出部529上的凸起531匹配（见图26A-B）。凸起-凹口的相互作用帮助保证透镜502、503在血液腔室500的装配过程中相对于主体部分501合适定向。当互补凹口535定位成与湍流柱526（如图所示在透镜502上）基本成直线且相对时，湍流柱526紧邻主体部分501的第一开口520。将湍流柱526布置在第一开口520和血流空腔517的入口附近将使得湍流柱526扰动进入血液腔室500的血流空腔的层流血液。

图28A-B是连接器504的单独视图。在第四实施例的血液腔室中，连接器504的进口524（见图25D）和出口525设计成与标准的医疗行业连接装置相容，通常称为路厄锁连接器。

图29A-E表示了根据本优选实施例构成的传感器夹组件。该实施例的血液腔室以与上面结合第三示例实施例所述基本相同的方式来与传感器夹组件装配。当传感器夹组件与血液腔室匹配时，传感器夹组件的罩从血液腔室的观察窗口阻挡不希望的光。

图29A表示了与血液腔室500分开的传感器夹组件537。罩538和539彼此镜像，并附接在传感器夹组件537的两个臂上和在该臂的头部处。各罩538、539包括外部环形凸出部540、541和内部环形凸出部542、543。外部和内部环形凸出部的高度差等于在透镜502、503上的环形壁509、510的高度。优选是，外部环形凸出部540、541的形状和表面面积与透镜502、503上的相应罩匹配表面507、508的形状和表面面积基本类似，以便最大程度地阻挡周围光。

如图29A中所示，更特别是在图29B的传感器夹组件的一个臂的正视图中，各罩538、539包括一对接收狭槽。特别是，罩538包括接收狭槽544、545，罩539包括接收狭槽546、547。在示例实施例中，在各罩上，两个接收狭槽彼此径向相对，并定位在外部环形凸出部540、541上。接收狭槽544、545和546、547用于接收与血液腔室500的透镜502、503成一体的防旋转凸片533、534。根据血液腔室500相对于传感器夹组件537的方位，防旋转凸片533可以接收于接收狭槽544中或接收狭槽545中，而防旋转凸片534可以接收于接收狭槽546中或接收狭槽547中。

当罩和它们的接收狭槽这样设置时，传感器夹组件537可以相对于血液腔室500固定在帮助消除噪音的预定位置和旋转方位，否则在光学监测***的工厂标定过程中很可能由于人工运动因素而产生该噪音。这样的固定位置能够以其它方式来建立和保持，包括前面结合其它实施例所述的方式。例如，防旋转凸片533、534和相应接收狭槽544、545和546、547的形状可以采取任意合理的形状。还有，将防旋转凸片布置在罩上以及在血液腔室上包括匹配制动器或接收狭槽也可以是合适的替代方案。

图29C表示了附接在血液腔室500上的传感器夹组件537。在示例实施例中，由于在透镜502、503上的防旋转凸片533、534和在罩538、539上的接收狭槽544、545和546、547的相对位置，传感器夹组件537相对于血液腔室500定向成大致直角。可以考虑，防旋转凸片和接收狭槽的相对位置可以与所示的相对位置不同，从而产生在传感器夹组件537和血液腔室500之间的不同相对角度。

图29D和29E分别表示了血液腔室500在附接于传感器夹组件537上时的纵剖图和横剖图。如图所示，血液腔室500包括观察窗口505、506，该观察窗口505、506由透镜502、503的环形壁509、510界定。当观察窗口505、506将由透明材料制造时，希望血液腔室500的染色主体部分501与上述第一、第二和第三实施例一致，以便附加地防止不希望的光。具体地说，蓝色染色的聚碳酸酯材料可以用于制造主体部分501。

当并不附接在传感器夹组件537上时，观察窗口505、506的外侧部暴露于血液腔室500的外侧部上（见图25A-D）。血液腔室500包括进口524和出口525，该进口524和出口525设计成与标准的医疗行业连接装置（通常称为路厄锁连接器）相容。在示例实施例中，进口524与主体部分501成一体地模制，而出口525包括粘接在血液腔室500的主体部分501上的合适成品连接器504。也可选择，管路能够直接附接在血液腔室500的主体部分501上，以代替连接器504。

在操作中，血液从进口524流入血液腔室500的血流空腔517中。血流空腔517提供了用于流过血液腔室500的血液的、基本扁平的薄（例如小于0.1英寸）观察区域。当在血流空腔517中时，多个波长的多路可见光或红外线光通过流过扁平观察区域的血液来传播，也通过观察窗口505、506。

传感器夹组件537附接在血液腔室500上。传感器夹组件537包括两个臂，一个包括LED发射器子组件548，另一个包括光电探测器子组件549。LED发射器子组件548包含发射器电路板550，该发射器电路板550包括设置成在合适波长发射辐射的LED，例如基本660nm、810nm和1300nm。发射的辐射经过模制的散射透镜551。光电探测器子组件549包括检测器电路板553，该检测器电路板553设置成检测由LED发射器子组件548发射的辐射。检测器电路板553安装成接收由LED发射器子组件548发射的、通过模制散射透镜552的辐射。

如图29D中所示，在LED发射器子组件548上的罩538超过模制散射透镜551朝着光电探测器子组件549延伸。相反，在光电探测器子组件549上的罩539超过模制散射透镜552朝着LED发射器子组件548延伸。模制散射透镜551、552与观察窗口505、506间隔开。当传感器夹组件537与血液腔室500匹配时，罩538、539接收于血液腔室500的罩匹配表面507、508上，这样，罩538、539的外部环形凸出部540、541与罩匹配表面507、508基本平齐。而且，界定观察窗口505、506的环形壁509、510与罩538、539的内部环形凸出部542、543接触。这样，罩538、539帮助光学隔离由LED发射器子组件548发射和由光电探测器子组件549检测的光。

图29E的剖视图表示了防旋转凸片533、534以及罩538、539的接收狭槽544、545和546、547。当血液腔室500的防旋转凸片接收于罩538、539的接收狭槽中时，如图29E中所示，传感器夹组件537相对于血液腔室500处于固定的预定位置和旋转方位。

这里所引用的全部参考文献（包括出版物、专利申请和专利）都被本文参引，就像各参考文献都单独和专门地表示为包含在本文中和整个在本文中提出。

在介绍本发明的文本中（特别是在下面的权利要求的文本中）使用的术语“一”、“该”和类似对象应当认为覆盖单数和复数，除非这里另外表示或与上下文明显矛盾。术语“包括”、“有”和“包含”应当认为是开放术语（即意思是“包括但不局限于”），除非另外特别指明。光电发射器和光电探测器对齐只是涉及近似相对物理对齐，这使得来自发射器的光能够由检测器来接收。除非字面上或在上下文中另外表示，否则“光”包括任意频率的电磁辐射，而并不认为局限为人眼可见的辐射。到达光电探测器的不希望的光是来自不同于光电发射器的源的周围光和/或从光电发射器间接地到达光电探测器的光（例如通过上述光管路传送效果。这里使用的固定和连接将包括机械接合和压力接合。这里介绍的值的范围只是用作单个涉及落在该范围内的各单独值的速记方法，除非这里另外说明，且各单独值包含在说明书中，就像它在这里单个地提出。这里所述的所有方法都能够以任意合适的顺序来进行，除非另外说明或者另外与上下文明显矛盾。这里使用的任意和全部实例或示例语音（例如“例如”）只是用于更好地阐明本发明，而并不是限制本发明的范围，除非另外要求。在说明书中的语音并不认为表示任何没有要求的元件是实施本发明的要素。

这里介绍了本发明的优选实施例，包括本发明人已知用于实现本发明的最佳模式。本领域普通技术人员通过阅读前述说明书可以清楚这些优选实施例的变化形式。本发明人预计技术人员将合适地实施这些变化形式，且本发明人打算以与这里特别所述不同的其它方式来实施本发明。因此，本发明包括在附加权利要求所述的主题的全部变化形式和等效物，如适用法律所允许。而且，本发明包含在所有可能变化形式中的上述元件的任意组合，除非这里另外说明或者另外与上下文明显矛盾。

Claims (22)

1.一种用于监测体外血流的***的血液腔室，该血液腔室包括：

进口、出口和本体，该本体有内部血流空腔；

在本体的相对侧上的第一窗口和第二窗口，用于观察流过内部血流空腔的体外血流；以及

相同的第一罩匹配表面和第二罩匹配表面，该第一罩匹配表面和第二罩匹配表面包围第一窗口和第二窗口的周边，用于与从监测***的传感器夹组件的臂的头部延伸的第一罩和第二罩接合，其中，第一罩(340)在发射器臂子组件的内部壳体件上，并防止周围光通过观察窗口进入血液腔室，第二罩(342)在检测器臂子组件的内部壳体件上，也防止周围光通过观察窗口进入血液腔室，且第一罩匹配表面和第二罩匹配表面构造成与第一罩和第二罩配合以便：当血液腔室固定在传感器夹组件上时屏蔽在内部血流空腔中的体外血流防止由不希望的光照射；以及使得传感器夹组件中的光电发射器和光电探测器与第一窗口和第二窗口对齐。

2.根据权利要求1所述的血液腔室，还包括：紧固件表面，用于与传感器夹组件的互补表面匹配，以便将血液腔室和传感器夹组件固定在预定位置。

3.根据权利要求1所述的血液腔室，其中：本体由这样的材料来制造，该材料使在由光电发射器产生的光的至少一些波长区域中的光减弱。

4.根据权利要求1所述的血液腔室，其中：第一罩匹配表面和第二罩匹配表面为环形形状。

5.根据权利要求1所述的血液腔室，其中：血液腔室的紧固件表面包括至少一个防旋转结构，用于防止接合在第一罩匹配表面和第二罩匹配表面中的第一罩和第二罩旋转。

6.根据权利要求5所述的血液腔室，其中：该至少一个防旋转结构是凸片，该凸片用于与在第一罩和第二罩中的一个上的互补狭槽接合。

7.根据权利要求1所述的血液腔室，其中：第一罩匹配表面和第二罩匹配表面包括环形壁，该环形壁使得传感器夹组件的光电发射器和光电探测器与第一窗口和第二窗口对齐。

8.根据权利要求2所述的血液腔室，其中：紧固件表面包括旋转止动器，用于使得对齐的光电发射器和光电探测器固定在相对于窗口的相对旋转位置。

9.根据权利要求2所述的血液腔室，其中：预定位置是当光电发射器和光电探测器对齐和处于相对旋转位置。

10.根据权利要求3所述的血液腔室，其中：本体的窗口包括透明聚碳酸酯材料，本体的其余部分包括不透明的聚碳酸酯材料。

11.根据权利要求9所述的血液腔室，其中：窗口整个由透明聚碳酸酯材料制造，并在制造处理过程中附接在本体上。

12.一种附接到用于血液的体外处理的***上的附件，该***检测血液的光学特性，该附件包括：

血液腔室，该血液腔室有进口、出口和本体，其中，进口和出口将本体与包含流动血液的体外管路串联连接；

在本体中的血流空腔，该血流空腔与进口和出口连接，以便提供穿过血液腔室的流动通路；

本体的第一相对侧和第二相对侧各自有窗口，用于使得流过血流空腔的血液暴露于来自辐射源的射线且用于观察血流空腔；

传感器夹组件，该传感器夹组件有相对的头部，该头部固定在血液腔室上，用于检测在血流空腔的流动通路中的血液的光学传播特性；

各相对头部有透镜，用于使得来自辐射源的辐射形成射束，该射束在头部之间传播并通过窗口和流动通路；以及

该传感器夹组件包括第一罩和第二罩，该第一罩和第二罩从传感器夹组件的臂的头部延伸，第一罩(340)在发射器臂子组件的内部壳体件上，并防止周围光通过观察窗口进入血液腔室，第二罩(342)在检测器臂子组件的内部壳体件上，也防止周围光通过观察窗口进入血液腔室。

13.根据权利要求12所述的附件，其中：各罩与传感器夹组件成一体。

14.根据权利要求12所述的附件，其中：各罩与血液腔室成一体。

15.根据权利要求12所述的附件，其中：血液腔室的本体的至少一些部分着色，以便使由传感器夹组件使用的辐射波长减弱。

16.根据权利要求13所述的附件，其中：血液腔室包括环形井，该环形井包围各窗口，用于接收第一罩和第二罩中的一个的自由端。

17.根据权利要求16所述的附件，还包括：紧固件，用于保持在血液腔室和传感器夹组件之间的固定旋转关系。

18.根据权利要求16所述的附件，其中：各环形井和各窗口有一定深度，包围该窗口的环形井中的至少一个的深度小于窗口的深度。

19.根据权利要求17所述的附件，其中：紧固件包括在第一罩和第二罩中的至少一个的自由端上的狭槽，用于与血液腔室的防旋转凸片接合。

20.在血液透析***中，一种用于收集描述至少一种血液成分的信息的装置，该装置包括：

用于观察病人血液的体外流辐射的观察器件；

传感器夹组件，该传感器夹组件包括用于附接在观察器件上的附接器件；以及

传感器夹组件的一对相对头部，包括用于以希望的辐射对病人血液的体外流进行辐射的辐射器件；

用于在希望的射线经过病人血液的体外流之后检测该希望的射线的特性的检测器件；以及

防止混合器件，通过覆盖在传感器夹组件的一对相对头部的每个和观察器件之间的间隔防止不希望的射线与希望的射线混合，

防止不希望的射线与希望的射线混合的该防止混合器件包括第一罩和第二罩，该第一罩和第二罩从传感器夹组件的臂的头部延伸，第一罩(340)在发射器臂子组件的内部壳体件上，并防止周围光通过观察窗口进入血液腔室，第二罩(342)在检测器臂子组件的内部壳体件上，也防止周围光通过观察窗口进入血液腔室。

21.根据权利要求20所述的装置，包括：用于当传感器夹组件和观察器件进行附接时防止观察器件和传感器夹组件相对旋转的防止旋转器件。

22.根据权利要求20所述的装置，包括：形成观察器件的一部分的器件，该形成观察器件的一部分的器件防止不希望的射线与希望的射线混合。