用于生理学患者监测的电容式引线

摘要

本发明提供一种用于生理学患者监测的引线，其将在胸部电极处接收的电势传输到数据采集装置。引线包括可连接到胸部电极的电极端和从电极端延伸的第一导电层。引线还具有可连接到数据采集装置的装置端和从装置端延伸的第二导电层。第一导电层与第二导电层流电隔离，使得第一导电层和第二导电层形成电容器。

权利要求

1.一种用于生理学患者监测的引线，所述引线将在胸部电极处接收的电势电容式传输到数据采集装置，所述引线包括：电极端，所述电极端连接到胸部电极；

第一导电层，所述第一导电层从所述电极端延伸；

装置端，所述装置端可连接到数据采集装置；

第二导电层，所述第二导电层从所述装置端延伸；并且

其中所述第一导电层与所述第二导电层流电隔离，使得所述第一导电层和所述第二导电层形成电容器，该电容器将来自所述胸部电极的电势电容式传输至所述数据采集装置，其中所述第一导电层在所述装置端之前终止。

2.根据权利要求1所述的引线，其中所述第一导电层和所述第二导电层是由基板分开的平行线。

3.根据权利要求1所述的引线，其中所述第一导电层和所述第二导电层被同轴布置。

4.根据权利要求1所述的引线，其中所述第一导电层和所述第二导电层由印刷在基板上的导电油墨构成。

5.根据权利要求4所述的引线，其中所述第一导电层为印刷在所述基板的第一侧上的第一迹线，并且所述第二导电层为印刷在所述基板的第二侧上的第二迹线。

6.根据权利要求5所述的引线，其中所述基板为热塑性聚氨酯。

7.根据权利要求6所述的引线，所述引线还包括覆盖所述第一迹线和所述第二迹线的绝缘层。

8.根据权利要求4所述的引线，其中所述第一导电层为印刷在所述基板的第一侧上的第一迹线，并且所述第二导电层为印刷在所述基板的所述第一侧上的第二迹线，并且还包括覆盖所述第一迹线和所述第二迹线的绝缘层。

9.根据权利要求5所述的引线，其中所述引线的所述电极端被一体地连接到印刷的胸部电极，使得所述第一迹线被印刷为连接到所述胸部电极的导电部分。

10.根据权利要求5所述的引线，所述引线还包括电阻器，所述电阻器印刷在所述第二迹线内、在具有所述第一迹线的电容器形成部与所述装置端之间。

11.根据权利要求1所述的引线，其中所述电极端包括连接到一次性胸部电极的电极连接器。

12.根据权利要求1所述的引线，其中所述装置端包括被配置为被所述数据采集装置中的对应插座接收的装置连接器。

13.根据权利要求1所述的引线，所述引线还包括电阻器，所述电阻器在所述第二导电层内、在具有所述第一导电层的电容器形成部与所述装置端之间。

14.一种印刷的引线，所述印刷的引线包括：

印刷在基板上的第一导电层，所述第一导电层从连接到胸部电极的电极端延伸；

印刷在所述基板上的第二导电层，所述第二导电层从连接到数据采集装置的装置端延伸；并且其中所述第一导电层与所述第二导电层流电隔离，使得所述第一导电层和所述第二导电层形成电容器，该电容器将来自所述胸部电极的电势电容式传输至所述数据采集装置，其中所述第一导电层在所述装置端之前终止。

15.根据权利要求14所述的印刷的引线，其中所述第一导电层为用导电油墨印刷在所述基板的第一侧上的第一迹线，并且所述第二导电层为用导电油墨印刷在所述基板的第二侧上的第二迹线。

16.根据权利要求14所述的印刷的引线，其中所述第一导电层为用导电油墨印刷在所述基板的第一侧上的第一迹线，并且所述第二导电层为用导电油墨印刷在所述基板的所述第一侧上的第二迹线。

17.根据权利要求16所述的印刷的引线，所述印刷的引线还包括在所述基板的所述第一侧上的绝缘层，所述绝缘层覆盖所述第一迹线和所述第二迹线。

18.根据权利要求14所述的印刷的引线，所述印刷的引线还包括胸部电极的导电部分，所述胸部电极的导电部分印刷在所述基板上并连接到所述第一导电层。

19.根据权利要求18所述的印刷的引线，其中所述基板为热塑性聚氨酯。

20.根据权利要求15所述的印刷的引线，所述印刷的引线还包括印刷的电阻器，所述印刷的电阻器连接到所述第二导电层、在具有所述第一迹线的电容器形成部与所述装置端之间。

说明书

用于生理学患者监测的电容式引线

背景技术

[0001] 本公开整体涉及医疗监测系统和装置，并且更具体地涉及用于ECG和/或呼吸监测的引线。

[0002] 心电图(ECG)是心脏中的电活动(即心脏电位)的图形描述。ECG通过心电图产生，所述心电图可作为独立装置、便携式装置和/或作为各种类型的多生命体征监测装置中的集成功能提供。ECG通过时间(毫秒)对电压(mV)来描述，并且通常表示为波形。ECG波形的典型五个重要方面或部分是P波、QRS复合物(分别表示为Q波，R波和S波的组合)和T波。较不频繁看到的第六部分是U波。从图形描述产生的数据可用于患者的诊断，以确定患者中存在与心脏相关的问题(如果有的话)和程度。

[0003] 还提供了使用与ECG电极类似或相同的胸部电极的呼吸监测器。例如，可使用阻抗充气造影术来确定呼吸速率测量，其中高频A/C电流在患者胸部上的至少两个电极(通常为右臂电极和左臂电极)之间传递，包括驱动电极和接收电极，并且确定电极之间的阻抗。然后根据患者呼吸时的变化的阻抗值监测呼吸。当患者吸入时，空气(其为绝缘体)进入肺部，并导致电路中的净阻抗增大。当患者呼出时，空气离开肺部并导致电路中的阻抗减小。

[0004] 心电图和呼吸监测器(其可以是单独的装置或包含在使用公共电极组的单个装置中)两者都必须具有保护电路，以保护那些装置的电子器件免受由于监测装置所连接到的患者上的去纤颤器的操作而导致的高电压暴露。利用对胸部的除颤电击来治疗经历心脏骤停的患者。除颤电击通常在3千伏至5千伏的范围内和50安培，但可以是在300伏至5千伏范围内的任何值，并且通常持续5毫秒和20毫秒之间。需要高电压和电流以便停止患者的心脏产生无益的颤动(原纤化)并且允许心脏重新开始血液的有效泵送。通常，呼吸监测器和心电图与去纤颤器装置分开，并且当去纤颤器递送电击时，胸部电极和引线被连接到患者。因此，心电图和呼吸监测器必须承受除颤的显著电压和电流并继续正常工作。

发明内容

[0005] 提供本发明内容是为了介绍将在下面的具体实施方式中进一步描述的一系列概念。本发明内容不旨在识别要求保护的主题的关键或必要特征，也不旨在用于帮助限制要求保护的主题的范围。

[0006] 在一个实施方案中，提供用于生理学患者监测的引线，其将在胸部电极处接收的电势传输到数据采集装置。引线包括可连接到胸部电极的电极端和从电极端延伸的第一导电层。引线还具有可连接到数据采集装置的装置端和从装置端延伸的第二导电层。第一导电层与第二导电层流电隔离，使得第一导电层和第二导电层形成电容器。

[0007] 印刷的引线的一个实施方案包括印刷在基板上的第一导电层，该第一导电层从连接到胸部电极的电极端延伸，以及印刷在基板上并从连接到数据采集装置的装置端延伸的第二导电层。第一导电层与第二导电层流电隔离，使得第一导电层和第二导电层形成电容器。

[0008] 从以下结合附图的描述中，本发明的各种其他特征、目的和优点将变得显而易见。

附图说明

[0009] 参考以下附图描述本公开。

[0010] 图1示出了数据采集装置中的除颤保护电路的一个实施方案以及可连接到除颤保护电路的用于生理学患者监测的引线。

[0011] 图2是示出在通常设置在除颤保护电路的前端处的第一电阻器的输出端处测量的功率的曲线图。

[0012] 图3是示出当利用本公开的电容式引线时除颤保护电路的第一电阻器的输出端处的功率的曲线图。

[0013] 图4A‑4D示出了用于将胸部电极连接到数据采集装置的生理学患者监测的电容式引线的各种实施方案。

具体实施方式

[0014] 如上所述，心电图和呼吸监测器必须被配置成耐受高电压除颤脉冲，所述脉冲为大约3千伏至5千伏和50安培，并持续5毫秒至20毫秒(这是电子部件在此类高电压下存活的较长时间)。因此，此类监测装置通常在其输入端处设置有除颤保护电路，其被设计成在高电压脉冲到达敏感电子器件之前吸收高电压脉冲的能量。心电图和呼吸监测装置中的除颤保护传统上通过电阻器来实施，电阻器是大的和昂贵的，因为它们必须被设计成应对巨大的除颤电涌。另外，电阻部件引入热噪声。例如，从5千伏除颤脉冲行进通过平均10千欧姆电阻器的能量可导致电阻器达到非常高的温度，诸如达到200℃或更高的内部温度。电阻器的这种显著加热导致其分解。

[0015] 本发明人已认识到，使用电容式，或更一般地是电抗式的阻抗代替此类无源电阻部件或除此之外，能够在不存在固有噪声问题的情况下使用高阻抗水平。另外，本发明人已认识到，可创建将患者上的胸部电极连接到患者监测器的数据采集装置的引线自身，使得引线的长度提供在电极处记录的生理学信号的电容式传输。这允许包括相对大的电容式元件，该电容式元件在不增大引线或数据采集装置的总体尺寸的情况下提供对除颤脉冲的显著保护。

[0016] 在由发明人开发的一个实施方案中，引线为印刷的元件，其具有印刷在柔性基板上的第一导电层和第二导电层，其中第一导电层与第二导电层流电隔离，使得第一导电层和第二导电层形成电容器。因此，与提供电传导的标准引线相比，电容式元件可为相对长的，诸如包括引线的大部分长度，从而提供相对大的电容器而不增加显著的体积。

[0017] 图1包括设置在用于从患者获取心脏或呼吸信号的数据采集装置6的输入端处的示例性除颤保护电路8的电路图，以及可连接到除颤保护电路的电容式引线2。电容式引线2将胸部电极4连接到数据采集装置，其中除颤保护电路8驻留在前端保护电路中。在该示例中，示出了用于解释目的的三个胸部电极4，其包括左臂电极LA、右臂电极RA和右腿电极RL。如本领域的普通技术人员将会理解的，根据本公开，可由数据采集装置6包括和接收任意数量的电极。例如，在12个引线ECG应用中，可使用十个或更多个电极并连接到数据采集装置
6。在此类实施方案中，除颤保护电路8包括用于每个输入的保护电路元件。引线2可为一次性元件或可重复使用的元件，并且在一个优选的实施方案中，其可移除地连接到数据采集装置6，诸如在数据采集装置6的外壳中的插座37处。

[0018] 在所示的示例中，设置在数据采集装置6的前端处的除颤保护电路8包括在每个插座37的电连接点处的电阻器R1。例如，电阻器R1可在10千欧姆至20千欧姆的范围内，或甚至高达100千欧姆。对于每个输入，电阻器R1可与一个或多个电压吸收元件I1和I2串联连接，它们被配置成吸收在除颤事件期间离开电阻器R1的至少一部分能量。例如，I1和I2可为氖光灯，其中气体管内的小放射性点提供光子以稳定电离电压。此类氖光灯通常用于除颤保护电路8中。作为另外一种选择，I1和I2可为气体放电阻火器管或瞬态电压抑制器，其也已知可用于此类目的。

[0019] 电阻器R2和R3，以及电容器C1、C2和C3形成用于每个输入的低通滤波器。二极管D1将电压限制在较低的水平。例如，二极管D1可以是齐纳二极管或雪崩二极管，金属氧化物变阻器，或晶闸管浪涌保护器。二极管D1与电容器C1结合提供低通滤波器的第一部分。电容器C2充当共模滤波器，并且电容器C3提供差分滤波。通常，电容器C3比电容器C2大约十倍。高压信号线保护器SW1遵循低通滤波器，并且是感测高电压并接通夹具以减小允许到达相应放大器的电压的量的开关。在可供选择的实施方案中，电流限制元件可以相反地为限流二极管。二极管D2和D3是将放大器输入夹持到电源的静电放电保护二极管。电容器C4和齐纳二极管D6被连接到放大器以吸收和夹持正电压轨。电容器C5和齐纳二极管D7也被连接到放大器，以便吸收和夹持负电压轨。

[0020] 图1中所示的除颤保护电路8仅为通常在患者监测器的输入端处提供的标准保护电路的一个示例，以便在除颤脉冲期间吸收电压，使得患者监测器的电子器件不被破坏。本领域的普通技术人员将会理解，可提供任何数量的不同电子部件和电路布置以用于此目的。

[0021] 除颤保护电路8可后跟模拟前端9(AFE)，该模拟前端对从除颤保护电路8产生的模拟信号进行滤波和数字化，或者可结合到AFE中。各种模拟前端设计是熟知的。在某些实施方案中，除颤保护电路8和模拟前端9可集成到单个装置或布置中。

[0022] 本专利申请的发明人已认识到，此类去纤颤器保护电路可能不足以提供对除颤脉冲的保护，尤其是当数据采集装置6变小并且希望减小部件和整个电路的尺寸时。因此，本发明人已努力提供更稳健的除颤保护系统，该系统允许灵活性以减小提供在患者监测系统的数据采集装置6中的除颤保护电路8的尺寸。例如，在无线患者监测的上下文中，希望提供可由患者的身体穿着或附接到患者身体的数据采集装置6。在此类实施方案中，希望提供小和轻的数据采集装置6，该数据采集装置可将从患者采集的生理学数据(诸如ECG数据或呼吸数据)无线传输到与患者生理学监测系统相关联的中心装置或主机网络。

[0023] 鉴于其认识到相关领域中的上述问题和挑战，本发明人开发了本文所公开的电容式引线2，其在数据采集装置6的输入之前提供除颤保护，因此限制了除颤保护电路8必须处理的电涌。因此，可减小除颤保护电路的占有面积，从而减小数据采集装置6的总体尺寸。

[0024] 在图2与图3的曲线图之间的比较例示了使用本文所述的电容式引线的有益效果。图2示出了在5千伏脉冲期间通过10千欧姆电阻器R1传输的功率，该电阻器是在除颤保护电路8的输入端处提供的典型电阻器，其表示可施用给经历心脏骤停的患者的典型除颤脉冲。
可以看出，电阻器R1在除颤脉冲开始时瞬时地遇到约2.5千瓦的功率，并且在脉冲持续期间经历该功率。在脉冲具有大约5毫秒的持续时间的所示的实施方案中，通过电阻器R1传输的能量接近13焦耳，这在很短的时间段内是非常大量的能量。

[0025] 这可与图3中的曲线图进行比较，其中将相同的5千伏，5毫秒脉冲输入到具有电容式引线2的系统，所述电容式引线在吸收来自患者胸部的脉冲的电极与数据采集装置6之间连接。在所示的实施方案中，由引线2形成的电容器CL具有100皮法拉的电容。如曲线图中所示，在电阻器R1的输出端处测量的功率与没有电容式引线CL的构型相比是最小的，其中通过电阻器R1的功率在除颤脉冲的开始和结束处在约250毫瓦达到峰值，并且通过电阻器R1的总能量仅为约50微焦耳。因此，电阻器R1将不经历加热，并且如果需要，电阻器的尺寸甚至可减小。所描绘的测试脉冲具有0.1毫秒的上升和下降时间，这意味着电容器CL具有调节的时间。然而，即使上升时间要短得多，诸如1微秒，总能量仍然保持低于2毫焦耳，这与没有电容式引线2的13焦耳能量相比仍然是显著减小。

[0026] 当使用电容式引线2时，可调节电容器CL的电容值以确保目标频率被传输并且不被滤出。例如，当利用电容式引线2来监测呼吸时，需要利用不会被电容器滤出的足够高的载波频率。例如，如果载波频率为50千赫(这在呼吸监测中是常见的)，则将使用1纳法电容器CL。在某些应用中，可能有利的是利用更高的载波频率，诸如1兆赫，并将电容器CL的值减小至100皮法拉。

[0027] 图4A‑4D示出了电容式引线2的各种实施方案。通常，引线2具有第一导电层21和第二导电层22，所述第一导电层和第二导电层流电隔离并且沿着引线2的长度形成电容器。例如，第一导电层21和第二导电层22可以是由基板24分开的平行线，该基板是具有已知介电特性的绝缘体。第一导电层21从引线2的电极端44延伸，并且与胸部电极4的导电部分5电接触。第一导电层21沿着引线2的长度的至少一部分延伸，并且在许多实施方案中延伸引线2的大部分长度。第二导电层从引线2的装置端46延伸。第二导电层22还延伸引线2的长度的至少一部分，使得其长度充分地与第一导电层21的长度相交，使得两个层可形成电容器CL。如图4A所示，例如，在第一导电层21与第二导电层22之间的交叉区域可形成电容器CL，所述电容器可跨越引线2的大部分长度。在其他实施方案中，与引线的长度相比，电容区域CL可为更大的或更小的。在所示和所述的实施方案中，引线2的电容方面CL的电容可通过调节在导电层21与22之间的重叠面积并调节在导电层21与22之间的间距来调节和控制。此外，电容还受构成基板24的材料在导电层21与22之间的介电常数的影响。

[0028] 在某些实施方案中，引线2可通过将导电层21和22印刷在基板24上而形成。例如，导电层21和22可为用导电油墨印刷在基板24上的导电迹线。导电油墨是可由专用印刷机分配以形成传导电力的物体的液体油墨。从液体油墨到固体导体的转化可涉及干燥或固化过程。此类油墨允许电路被拉伸或印刷在多种基板材料上，并且通常包含导电材料诸如粉末状或片状银和碳样材料，但聚合物传导也是已知的。如本领域的普通技术人员将会理解的，根据本公开，许多导电油墨是可用的并且适于将导电迹线印刷到柔性基板24上以提供预定义长度的连续导体。电极4的导电部分5也可被印刷，诸如在基板材料24上。

[0029] 柔性基板24可由任何数量的材料构成。在一个实施方案中，柔性基板24为热塑性聚氨酯(TPU)。作为另外一种选择，柔性基板24可为聚对苯二甲酸乙二醇酯(PET)或任何其它塑性材料，其足够柔韧以用作基板以用于提供连接在胸部电极4与数据采集装置6之间的引线的目的。

[0030] 图4A和4B示出了引线2的不同印刷的实施方案。在图4A中，第一导电层21和第二导电层22印刷在基板24的第一侧25上。导电层21和22为平行印刷的迹线，其中第一导电层21从电极端44延伸，并且第二导电层22从引线2的装置端46延伸。如上所述，第一导电迹线21可延伸至电极4的导电部分5，其也可为印刷的元件。

[0031] 图4B示出了电容式引线2的一个实施方案的剖视图。第一导电层21印刷在基板条带的第一侧25上，该基板条带为例如长且薄的TPU条带。第一导电层为例如印刷在底侧25上的第一迹线，该第一迹线在引线2的电极端44处开始并且继续引线2的大部分长度，如图所示。将第二导电层22印刷在基板条带24的第二侧26(诸如顶侧)上。第二导电层从引线2的装置端46延伸穿过引线的大部分长度。因此，第一导电层21和第二导电层22被基板材料24分开，并因此被流电隔离。然而，在两个相邻且平行的导电层之间的互电容传输在正常监测操作期间从患者记录的生理学信号。然而，在递送除颤脉冲时，电容器饱和，并且电容器两端的电压有效地为零。这在图3中示出，其中引线2的电容器CL阻止高压除颤脉冲的传输。

[0032] 图4B的实施方案中的电极端44可设置有用于连接到电极的元件，或者电极可通过任何方式形成或附接。作为另外一种选择，电极可设置有附接装置，诸如能够刺穿任何绝缘层并与第一导电层21形成电连接的夹子。

[0033] 无论是在印刷的实施方案中还是在通过其他方法构造的引线2中，导电层21，22的几何形状及其布置方式均可改变。例如，导电层21，22可以是板状，相对窄(诸如1‑3厘米的宽度)并且长(例如1‑3英尺)，其延伸引线2的长度。在其他实施方案中，第一导电层21和第二导电层22可被布置成同轴构型，其中导电层21，22中的一个形成围绕另一个导电层21，22的圆柱体(其为圆柱形线)，其中基板材料24将两个层分开(例如，图4D)。

[0034] 其他元件也可沿着引线的长度印刷，诸如电阻迹线或其他电路元件。例如，电阻器R1可被构建到引线2中，而不是被结合到提供于数据采集装置6中的除颤保护电路8中。例如，电阻器R1可以为印刷在基板24的顶侧26上并连接到第二导电层22上的印刷的元件。在图4B的实施方案中，电阻器被印刷在引线2的装置端46附近并且被包含在装置连接器35内，该装置连接器为被配置为被数据采集装置6的插座37接收并附接到数据采集装置6的插座37的元件。在其他实施方案中，电阻器R1可被印刷在引线2的一部分上，在装置连接器35的外部，并且可以是在引线2的电容器部分CL与装置端46之间的任何位置。在另外其他实施方案中，印刷在第二导电层22上的电阻器可以是除颤保护电路8的电阻器R1的补充，并且因此可与之串联。

[0035] 另外，绝缘层28可设置在导电层21和22之上，以便屏蔽它们免受由在医院和其他医疗保健环境中常见的其他磁场引起的噪声的影响。在图4C的示例性实施方案中，其示出了印刷的引线2的另一个实施方案的剖视图，绝缘层28覆盖导电层21和22两者。具体地，第一绝缘层28a设置在基板24的第一侧25上并且覆盖第一导电层21。第二绝缘层28b设置在基板24的第二侧26上并且覆盖第二导电层22。类似于参照图4A描述的实施方案，图4C中的实施方案包括集成胸部电极4，其中电极4的导电部分5被印刷为连接到第一导电层21或与第一导电层21相连。覆盖第一导电层21的绝缘层28a在电极4的导电部分5之前停止，从而使导电部分5暴露以允许连接到患者的皮肤。同样，顶部绝缘层28b可使第二导电层22的装置端46暴露以允许连接到数据采集装置6。

[0036] 绝缘层28可被印刷在导电层21，22之上或通过其他方式施加在导电层21，22之上。例如，绝缘层28可以是粘附到基板24的相应侧25，26的单独材料片。例如，绝缘层28可由与柔性基板24相同的材料构成，诸如TPU或PET，或可为充分地使导电层21，22与噪声绝缘的任何其他材料。作为另外一种选择，绝缘层28a，28b可在相应的印刷的导电层21，22之上被印刷到相应侧25，26上。例如，印刷的绝缘层28可由Henkel公司的ElectrodagPF‑455B可紫外线固化的绝缘体浆料构成，或可为CreativeMaterials公司的125‑17M可屏幕印刷的可紫外线固化的涂层。

[0037] 图4D为电容式引线2的另一个实施方案的剖视图，其中第一导电层21和第二导电层22被同轴布置。具体地，第一导电层21为从电极端44延伸并沿着引线2的中心设置的线。第二导电层22为沿着与提供第一导电层21的线相同的轴线，围绕第一导电层21的长度的圆柱体。基板材料24被设置在第一导电层21与围绕的第二导电层22之间。第一导电层21在引线2的装置端46之前终止，此时第二导电层22延伸并暴露以允许连接到数据采集装置6。图
4D中所示的导电层21和22和的同轴布置被绝缘层28围绕。电极端44设置有电极连接器33，该电极连接器在所示的实施方案中为按扣连接器，该按扣连接器被配置成与粘附到患者皮肤的按扣电极4的导电部分5连接。在其他实施方案中，电极连接器可以是能够连接到电极4的任何元件，例如鳄鱼夹或夹具。

[0038] 各种监测装置和布置是已知的，并且本领域的普通技术人员将会理解，本文所公开的电容式引线2可应用于其中需要除颤保护的任何生理学监测装置。在该实施方案中，示例性数据采集装置6用于收集从患者记录的生理学数据并将生理学数据传输至中心装置或中央患者监测器。因此，数据采集装置6配备有无线接口12，该无线接口将数字化的生理学数据无线地传送至此类中心装置或中央患者监测器。具体地，处理器10从模拟前端9接收数字化生理学数据并控制无线接口12以传输生理学数据。

[0039] 该书面描述使用示例来公开本发明，包括最佳模式，并且还使得本领域技术人员能够执行和使用本发明。为了简洁、清楚和易于理解而使用了某些术语。除了现有技术的要求之外，不应从中推断出不必要的限制，因为此类术语仅用于描述目的并且旨在被广义地理解。本发明的专利范围由权利要求书限定，并且可包括本领域技术人员想到的其他示例。如果这些其他示例具有与权利要求的字面语言没有不同的特征或结构元件，或者如果它们包括与权利要求的字面语言无实质差别的等效特征或结构元件，则这些其他示例旨在在权利要求的范围内。