"血液チャンバーを流れて通過する血液を光学的にモニターするためのセンサークリップアセンブリーであって、当該センサークリップアセンブリーは、ハウジングを有し、該ハウジングは、血液チャンバーに固定可能な2つの対向する腕部を持っており、前記対向する端部のうちの一方の中に、少なくとも1つの発光器を有し、前記対向する端部のうちの他方の中に、少なくとも1つの光検出器を有し、該光検出器は前記少なくとも1つの発光器に対して位置決めされ、前記少なくとも1つの発光器によって発せられた光が、当該センサークリップアセンブリーが固定される血液チャンバーを通過した後に、前記少なくとも1つの光検出器において受け入れられ得るようになっており、前記ハウジング内にあるマイクロコントローラーを有し、該マイクロコントローラーは、調整されたアナログ信号を受け取るように構成されており、該調整されたアナログ信号は少なくとも1つの光検出器によって生成された生のアナログ信号に基づいたものであり、該マイクロコントローラーは、前記調整されたアナログ信号を生のデジタルデータへと変換するように構成されており、かつ、前記生のデジタルデータに基づいて、当該センサークリップアセンブリーが固定される血液チャンバー内の血液に対応する少なくとも1つのパラメータを計算するように構成されており、かつ、出力ポートを有し、該出力ポートは、前記マイクロコントローラーによって実行された計算の結果を、当該センサークリップアセンブリーから外部装置へと出力するように構成されている、前記センサークリップアセンブリー。前記少なくとも1つの光検出器によって生成される前記生のアナログ信号が、アナログ電流信号であって、かつ、当該センサークリップアセンブリーが、さらに、前記ハウジング内にある少なくとも1つのトランスインピーダンスアンプを有し、該トランスインピーダンスアンプは、個々の光検出器に対応し、前記生のアナログ信号をアナログ電圧信号に変換するためのものであり、かつ、前記ハウジング内にある少なくとも1つのデジタル制御可能なトリムポットを有し、該トリムポットは、個々の光検出器に対応し、前記アナログ電圧信号にゲインを加えるためのものである、請求項1記載のセンサークリップアセンブリー。前記マイクロコントローラーが、さらに、前記少なくとも1つの発光器の作動を制御するように構成されており、かつ、前記少なくとも1つのデジタル制御可能なトリムポットによって加えられるゲインを、該少なくとも1つの発光器の作動と同期した態様にて、制御するように構成されている、請求項2記載のセンサークリップアセンブリー。前記発光器の腕部および前記光検出器の腕部のうち少なくとも1つが、シュラウドを含んでおり、該シュラウドは、前記少なくとも1つの光検出器が周囲の光を受けるのを防ぐためのものである、請求項1記載のセンサークリップアセンブリー。シリコン光検出器およびインジウムガリウムヒ素光検出器を有し、かつ、前記マイクロコントローラーが、ヘマトクリット値、酸素飽和値、および、血液量の変化のパーセントを計算するように構成されている、請求項1記載のセンサークリップアセンブリー。前記出力ポートがUSB接続に対応している、請求項1記載のセンサークリップアセンブリー。前記外部装置がコンピューターである、請求項1記載のセンサークリップアセンブリー。前記出力ポートが、さらに、前記外部装置から受け取ったコマンドを前記マイクロコントローラーへと送信するように構成されている、請求項1記載のセンサークリップアセンブリー。前記マイクロコントローラーが、当該センサークリップアセンブリーの正確度を検証するよう、さらに構成されており、該検証が、前記外部装置から対応するコマンドを受け取ることによって、当該センサークリップアセンブリーに一意的に関連付けられた検証フィルターに基づいて行われる、請求項8記載のセンサークリップアセンブリー。前記マイクロコントローラーが、正しい検証フィルター識別コードのユーザー入力を確認することによって、当該センサークリップアセンブリーを再較正するよう、さらに構成されている、請求項9記載のセンサークリップアセンブリー。前記マイクロコントローラーが、前記2つの対向する腕部のうちの1つの内部において浮いた状態とされた基板の一部である、請求項1記載のセンサークリップアセンブリー。血液を光学的にモニターするためのシステムであって、当該システムは、観察窓部およびチャンバー本体を有する血液チャンバーを有し、前記血液チャンバーに固定されるセンサークリップアセンブリーを有し、該センサークリップは、発光器腕部と光検出器腕部とを有するハウジングを有し、前記発光器腕部内に少なくとも1つの発光器を有し、前記光検出器腕部内に少なくとも1つの光検出器を有し、該光検出器は前記少なくとも1つの発光器に対して位置決めされ、前記少なくとも1つの発光器によって発せられた光が前記血液チャンバーを通過した後、前記少なくとも1つの光検出器において受けられ得るようになっており、前記ハウジング内にあるマイクロコントローラーを有し、該マイクロコントローラーは、調整されたアナログ信号を受け取るように構成されており、該調整されたアナログ信号は少なくとも1つの光検出器によって生成された生のアナログ信号に基づいたものであり、該マイクロコントローラーは、前記調整されたアナログ信号を生のデジタルデータへと変換するように構成されており、かつ、前記生のデジタルデータに基づいて、前記センサークリップアセンブリーが固定される血液チャンバー内の血液に対応する少なくとも1つのパラメータを計算するように構成されており、かつ、出力ポートを有し、該出力ポートは、前記マイクロコントローラーによって実行された計算の結果を、前記センサークリップアセンブリーから外部装置へと出力するように構成されており、かつ、前記システムは、前記外部装置を有し、該外部装置は、前記マイクロコントローラーによって実行された計算の結果をユーザーに対して表示するように構成されている、前記システム。前記発光器腕部および前記光検出器腕部が、対向する腕部であって、該対向する腕部は、それら腕部の第一の対向端部において互いに付勢され、第一の対向端部は顎部を形成しており、それら腕部の第二の対向端部に加えられた挟む力が前記ジョーを開き、それによって前記血液チャンバーが前記第一対向端部同士の間に配置され得かつ前記の力が取り除かれるとそこに保持されるようになっている、請求項12記載のシステム。前記血液チャンバーの前記チャンバー本体が青く色付けされており、前記少なくとも1つの光検出器が周囲の光を受け入れることを防ぐようになっている、請求項12記載のシステム。さらに、検証フィルターを有し、該検証フィルターは、前記センサークリップアセンブリーの再較正が必要かどうかを決定するために、該センサークリップアセンブリーと一意的に関連付けられている、請求項12記載のシステム。前記出力ポートが、前記外部装置から受け取ったコマンドを前記マイクロコントローラーへと送信するようにさらに構成され、前記マイクロコントローラーが、さらに、前記センサークリップアセンブリーの正確度を前記検証フィルターに基づいて検証するように構成されており、かつ、正しい検証フィルター識別コードのユーザー入力を確認することによって、該センサークリップアセンブリーを再較正するように構成されている、請求項15記載のシステム。前記マイクロコントローラーが、前記発光器腕部および前記光検出器腕部のうちの1つの内部に浮いた状態とされた基板の一部である、請求項12記載のシステム。センサークリップアセンブリーであって、当該センサークリップアセンブリーは、マイクロコントローラーと、発光器と、光検出器とを有し、該マイクロコントローラーはさらに、プロセッサーと、有形かつ非一時的なコンピューター読取り可能な媒体とを有し、該媒体は、血液を光学的にモニターするためのコンピューター実行可能な指示を該媒体に記録された状態で持っており、該コンピューター実行可能な指示が、前記発光器を点灯するための指示を有し、該発光器は前記光検出器に対応しており、前記光検出器に対応するチャンネル上の該光検出器によって生成される生のアナログ信号の調整を、前記発光器の作動と同期させるための指示を有し、血液に対応する少なくとも1つのパラメータを、調整されたアナログ信号から変換された生のデジタルデータに基づいて計算するための指示を有し、前記調整されたアナログ信号は、前記光検出器によって生成される前記生のアナログ信号に基づいたものであり、かつ、出力ポートを通じて外部装置へと計算結果を出力するための指示を有する、前記センサークリップアセンブリー。前記コンピューター実行可能な指示が、さらに、前記光検出器に対応する前記チャンネル上で、デジタル制御可能なトリムポットによって加えられるゲインの量を制御するための指示を有する、請求項18記載のセンサークリップアセンブリー。前記コンピューター実行可能な指示が、さらに、当該センサークリップアセンブリーの正確度を検証するための指示を有し、該検証が、前記外部装置から対応するコマンドを受け取ることによって、当該センサークリップアセンブリーに一意的に関連付けられた検証フィルターに基づいて行われる、請求項18記載のセンサークリップアセンブリー。前記コンピューター実行可能な指示が、さらに、検証フィルター識別コードのユーザー入力を受け取るための指示を有し、かつ、ユーザーによって入力された前記検証フィルター識別コードが、当該センサークリップアセンブリーに一意的に関連付けられた前記検証フィルターに対応しているならば、当該センサークリップアセンブリーの再較正を行わせる指示を有する、請求項20記載のセンサークリップアセンブリー。前記コンピューター実行可能な指示が、さらに、当該センサークリップアセンブリーに対応するステータス情報を、前記外部装置へと出力するための指示を有する、請求項18記載のセンサークリップアセンブリー。出力ポートを通じて外部装置へと計算結果を出力するための前記指示が、さらに、ヘマトクリット値、酸素飽和値、および、血液量の変化のパーセントに関する情報を含むデータストリームを出力するための指示を有する、請求項18記載のセンサークリップアセンブリー。血液チャンバーを流れて通過する血液を光学的にモニターするためのセンサークリップアセンブリーであって、当該センサークリップアセンブリーは、ハウジングを有し、該ハウジングは、血液チャンバーに固定可能な2つの対向する腕部を持っており、前記ハウジングを前記血液チャンバーに固定するための手段を有し、前記対向する端部のうちの一方の中に、少なくとも1つの発光器を有し、前記対向する端部のうちの他方の中に、少なくとも1つの光検出器を有し、該光検出器は前記少なくとも1つの発光器に対して位置決めされ、前記少なくとも1つの発光器によって発せられた光が、当該センサークリップアセンブリーが固定される血液チャンバーを通過した後に、前記少なくとも1つの光検出器において受け入れられ得るようになっており、信号調整回路を有し、該信号調整回路は、前記少なくとも1つの光検出器によって生成された生のアナログ信号にゲインを加え、その信号からノイズをフィルターで除くように構成されており、アナログ-デジタル変換器を有し、該アナログ-デジタル変換器は、調整されたアナログ信号を生のデジタルデータへと変換するように構成されており、当該センサークリップアセンブリーを外部装置へと接続するように構成された出力ポートを有する、前記センサークリップアセンブリー。前記信号調整回路が、少なくとも1つのトランスインピーダンスアンプと、少なくとも1つのデジタルトリムポットと、フィルター回路とを有する、請求項24記載のセンサークリップアセンブリー。前記2つの対向する腕部の少なくとも1つが、シュラウドを含んでおり、該シュラウドは、前記少なくとも1つの光検出器が周囲の光を受けるのを防ぐためのものである、請求項24記載のセンサークリップアセンブリー。さらに、前記ハウジング内にあるマイクロコントローラーを有し、該マイクロコントローラーは、当該センサークリップアセンブリーが固定される血液チャンバー内の血液に対応する少なくとも1つのパラメータを、前記生のデジタルデータに基づいて計算するように構成されており、かつ、前記出力ポートが、さらに、前記マイクロコントローラーによって実行された計算の結果を、当該センサークリップアセンブリーから前記外部装置へと出力するように構成されている、請求項24記載のセンサークリップアセンブリー。前記出力ポートが、さらに、前記外部装置から受け取ったコマンドを前記マイクロコントローラーに送信するように構成されており、かつ、前記マイクロコントローラーが、当該センサークリップアセンブリーの正確度を検証するよう、さらに構成されており、該検証が、前記外部装置から対応するコマンドを受け取ることによって、当該センサークリップアセンブリーに一意的に関連付けられた検証フィルターに基づいて行われる、請求項27記載のセンサークリップアセンブリー。前記マイクロコントローラーが、正しい検証フィルター識別コードのユーザー入力を確認することによって、当該センサークリップアセンブリーを再較正するよう、さらに構成されている、請求項28記載のセンサークリップアセンブリー。前記マイクロコントローラーが、前記2つの対向する腕部のうちの1つの内部において浮いた状態とされた基板の一部である、請求項27記載のセンサークリップアセンブリー。血液を光学的にモニターするためのシステムであって、当該システムは、観察窓部およびチャンバー本体を有する血液チャンバーを有し、前記血液チャンバーに固定されるセンサークリップアセンブリーを有し、該センサークリップアセンブリーは、発光器腕部と光検出器腕部とを有するハウジングを有し、前記発光器腕部内に少なくとも1つの発光器を有し、前記光検出器腕部内に少なくとも1つの光検出器を有し、該光検出器は前記少なくとも1つの発光器に対して位置決めされ、前記少なくとも1つの発光器によって発せられた光が前記血液チャンバーを通過した後、前記少なくとも1つの光検出器において受けられ得るようになっており、信号調整回路を有し、該信号調整回路は、前記少なくとも1つの光検出器によって生成された生のアナログ信号にゲインを加え、その信号からノイズをフィルターで除くように構成されており、アナログ-デジタル変換器を有し、該アナログ-デジタル変換器は、調整された電圧アナログ信号を生のデジタルデータへと変換するように構成されており、当該センサークリップアセンブリーを外部装置へと接続するように構成された出力ポートを有し、かつ、当該システムは、前記外部装置を有し、該前記外部装置は、前記出力ポートを通じて前記センサークリップアセンブリーからデータを受け取るように構成されている、前記システム。前記信号調整回路が、少なくとも1つのトランスインピーダンスアンプと、少なくとも1つのデジタルトリムポットと、フィルター回路とを有する、請求項31記載のシステム。前記光検出器腕部および前記発光器腕部のうちの少なくとも1つが、シュラウドを含んでおり、該シュラウドは、前記少なくとも1つの光検出器が周囲の光を受けるのを防ぐためのものである、請求項31記載のシステム。前記血液チャンバーの前記チャンバー本体が青く色付けされており、前記少なくとも1つの光検出器が周囲の光を受け入れることを防ぐようになっている、請求項31記載のシステム。前記センサークリップアセンブリーが、さらに、前記ハウジング内にあるマイクロコントローラーを有し、該マイクロコントローラーは、当該センサークリップアセンブリーが固定される血液チャンバー内の血液に対応する少なくとも1つのパラメータを、前記生のデジタルデータに基づいて計算するように構成されており、かつ、前記出力ポートが、さらに、前記マイクロコントローラーによって実行された計算の結果を、当該センサークリップアセンブリーから前記外部装置へと出力するように構成されている、請求項31記載のシステム。さらに、検証フィルターを有し、該検証フィルターは、前記センサークリップアセンブリーの再較正が必要かどうかを決定するために、該センサークリップアセンブリーと一意的に関連付けられている、請求項35記載のシステム。前記出力ポートが、前記外部装置から受け取ったコマンドを前記マイクロコントローラーへと送信するようにさらに構成され、前記マイクロコントローラーが、さらに、前記センサークリップアセンブリーの正確度を前記検証フィルターに基づいて検証するように構成されており、かつ、正しい検証フィルター識別コードのユーザー入力を確認することによって、該センサークリップアセンブリーを再較正するように構成されている、請求項36記載のシステム。前記マイクロコントローラーが、前記発光器腕部および前記光検出器腕部のうちの1つの内部に浮いた状態とされた基板の一部である、請求項35記載のシステム。前記外部装置が、さらに、前記生のデジタルデータを前記センサークリップアセンブリーから前記出力ポートを通じて受け取るように構成されており、かつ、前記センサークリップアセンブリーが固定される血液チャンバー内の血液に対応する少なくとも1つのパラメータを、前記デジタルデータに基づいて計算するように構成されている、請求項31記載のシステム。前記外部装置が、前記センサークリップアセンブリーの正確度を、該センサークリップアセンブリーに一意的に関連付けられた検証フィルターに基づいて検証するよう、さらに構成されており、かつ、正しい検証フィルター識別コードのユーザー入力を確認することによって、該センサークリップアセンブリーを再較正するよう、さらに構成されている、請求項39記載のシステム。計算装置であって、当該計算装置はセンサークリップアセンブリーに接続され、該センサークリップアセンブリーは、発光器、光検出器、信号調整回路およびアナログ-デジタル変換器を有するものであり、当該計算装置は、さらに、プロセッサーと、有形かつ非一時的なコンピューター読取り可能な媒体とを有し、該媒体は、血液を光学的にモニターするためのコンピューター実行可能な指示を該媒体に記録された状態で持っており、該コンピューター実行可能な指示が、前記発光器を点灯するための指示を有し、該発光器は前記光検出器に対応しており、前記信号調整回路の作動を、前記光検出器に対応する前記発光器の作動と同期させるための指示を有し、前記センサークリップアセンブリーから生のデジタルデータを受け取るための指示を有し、該生のデジタルデータは、前記光検出器によって生成された生のアナログ信号に基づいた調整されたアナログ信号から、前記アナログ-デジタル変換器によって変換されたものであり、前記生のデジタルデータに基づいて血液に対応する少なくとも1つのパラメータを計算するための指示を有する、前記計算装置。前記コンピューター実行可能な指示が、さらに、前記信号調整回路によって加えられるゲインの量を制御するための指示を有する、請求項41記載の計算装置。前記コンピューター実行可能な指示が、さらに、前記センサークリップアセンブリーの正確度を検証するための指示を有し、該検証が、該センサークリップアセンブリーに一意的に関連する検証フィルターに基づいて行われる、請求項41記載の計算装置。前記コンピューター実行可能な指示が、さらに、検証フィルター識別コードのユーザー入力を受け取るための指示を有し、かつ、ユーザーによって入力された前記検証フィルター識別コードが、前記センサークリップアセンブリーに一意的に関連付けられた前記検証フィルターに対応しているならば、該センサークリップアセンブリーの再較正を行わせる指示を有する、請求項43記載の計算装置。前記生のデジタルデータに基づいて血液に対応する少なくとも1つのパラメータを計算するための、コンピューターで実行可能な前記指示が、さらに、ヘマトクリット値、酸素飽和値、および、前記血液に対応する血液量の変化のパーセントを計算するための指示を有する、請求項41記載の計算装置。詳細な説明本発明の様々な実施形態に好適な代表的な環境を、図1を参照して説明する。図1の例示的な環境100は、システムを概略的に表しており、ここでは、患者10が、センサークリップアセンブリー34を用いた血液透析治療を受けており、該センサークリップアセンブリーは、患者の血液が血液透析システムの体外チューブを通るときに、該血液をリアルタイムでモニターしており、従来の血液チャンバーとセンサークリップアセンブリーとを利用している。説明される環境が一例であることや、環境の構成要素が本文に含まれる教示から逸脱することなく、変更または修正されてよいということが理解されるだろう。挿入針またはカテーテル16が、腕のシャントなど、患者10のアクセス部位に挿入され、かつ、該挿入針またはカテーテルは、ぜん動ポンプ20、血液透析機械12の一部、そして次いで、ダイアライザー透析器または血液フィルター22へと続く体外チューブ18に接続される。該透析器22は、毒素および過剰体液を患者の血液から取り除く。透析された血液は、透析器22から、体外チューブ24、およびリターン針またはカテーテル26を通って、患者へと戻る。米国においては、一般的に、体外血流には凝固を防ぐためにヘパリン点滴が施されるが、それは図1には示されていない。チューブ28を通して透析器22に供給される清浄な透析液によって、過剰な流体および毒素が取り出され、チューブ30を通して廃棄へと取り除かれる。米国においては、典型的な血液透析治療セッションには、約3‐5時間かかる。図1に説明される典型的な血液透析治療においては、アクセス部位によって、患者から動脈血が取り出される。動脈にアクセスがない場合、静脈カテーテルを使って患者の血液にアクセスすることがある。記述したように、時として集中治療室において使用される低流量の持続的腎代替療法CRRTのような、他の透析応用機器や、または、心臓手術における高流量のかん流測定といった応用機器によっても、患者からの血液が測定される。応用機器には、従来の透析器のような閉ループ式血流装置が含まれるが、シングルニードル透析技術のような循環式血液浄化装置を有する応用機器も含まれてよい。静脈血における酸素飽和度が患者の心拍出量と相関していることが、現在の技術でわかっている。光学的な血液モニタリングは、センサークリップアセンブリー34によって実行され、該センサークリップアセンブリーは血液チャンバー32に固定される。固定は、ここでは、ばね付勢されたブリッジによってクリップすることが説明されているが、該センサークリップアセンブリーがクリップである必要はなく、差し込み式コネクターや、スナップインコネクター、様々なタイプのヒンジ、当業者に知られた他のタイプの固定機構を使うなど、様々な方法で固定してよいことが理解されるであろう。デジタルデータは、生のデジタルデータつまり、該センサークリップアセンブリーの光検出器の測定値が調整されて、デジタル形式に変換されたものを表す、または、処理済のデジタルデータつまり、該センサークリップアセンブリーの光検出器の測定値に基づいた計算結果を表すであってよく、該センサークリップアセンブリー34から、USBポートのような適切なデジタルプロセッシングポートを通して出力される。血液チャンバー32は、好ましくは、透析器22の上流の体外チューブ18に沿って位置されるが、血液ラインにおいて、どこにでも位置することができる。ぜん動ポンプ20からの血液は、チューブ18を通って血液チャンバー32へと流れ込む。ある態様では、該センサークリップアセンブリー34は、LEDフォトエミッターを含み、該LEDフォトエミッターは、実質的に810nmの光該光は赤血球には等吸収的イソベスティックであるを発し、実質的に1300nmの光該光は水には等吸収的であるを発し、かつ、実質的に660nmの光該光は酸化ヘモグロビンに感度を持っているを発する。該血液チャンバー32は、窓部を含んでおり、センサーの複数の発光器を含み、内側のリングがレンズ305の観察窓部306を囲んでいる。外側のリングは、レンズ305の外周縁にあり、ここでレンズがチャンバー本体301とかみ合っている。内側のリングと外側のリングとの間にあるレンズ305の環状の表面領域は、センサークリップアセンブリーのシュラウドshroud、囲い板を受け入れるための凹部を画定している。かみ合わせられると、該凹部とクリップアセンブリーのばね付勢とが、センサークリップアセンブリー34と血液チャンバー32とを一緒に保持するが、これについては以下にさらに詳細に説明することとする。クリップと血液チャンバーとが相対的に回転することを防ぐために、フィンガー307が、外側のリングの尾根状部から径方向、内側に延びている。このフィンガー307は、シュラウドにある切込みとかみ合い、そして、かみ合ったクリップアセンブリーと血液チャンバーとを回転方向にロックするように働く。血液チャンバー32の入口および出口は、ルアーロックコネクターとして、従来一般的に知られている標準的な医療業界の接続装置と互換性があるように設計されている。代替的には、入口と出口のうち1つのまたは両方が、対応するチューブの外周部を受け入れる開口を含むように構成されてよい。血液チャンバー32の構成および設計に関するさらなる詳細については、米国特許仮出願番号第61/553,078号、米国特許出願番号第13/034,788号および米国特許出願番号第12/876,572号に記載されている。図3は、センサークリップアセンブリー34の外観図を表し、図4は、血液チャンバー32にクリップ留めされるセンサークリップアセンブリー34の例を提供するものである。該センサークリップアセンブリー34は、血液チャンバー32を流れる患者の血液例えば、ヘマトクリット、ヘモグロビン、血液量および酸素飽和レベルの変化、および/または、血液チャンバー32を通過して流れる血液の他の血中成分をモニターする。該センサークリップアセンブリー34のケーシングは、LED発光器腕部344と光検出器腕部346とを含み、これらは、ばね付勢されたブリッジ348を通じて接続されている。LED発光器腕部344は、少なくとも2つのLED発光器を有する発光器サブアセンブリーを含み、その一方は約1300nmの第一の波長λ1において赤外光放射を発し、他方は約810nmの第二の波長λ2において赤外光放射を発する。LED発光器は、好ましくは、約660nmの第三の波長λ3において可視光放射を発する第三のLED発光器をも含む。さらなる血液成分または他の体液の特性を測定するために、その他の波長に置き換えるか、または追加することができる。検出器腕部346は、好ましくは、2つのタイプの光検出器、つまり、およそ660および810nmの波長を検出するシリコン光検出器、および、およそ1300nmの波長を検出するインジウムガリウムヒ素光検出器を含んでいる。該センサークリップアセンブリー34は、2つのシュラウドをさらに含む。1つのシュラウド340は、発光器腕部344サブアセンブリーの内側ハウジング部分にあり、周囲の光が観察窓部から血液チャンバーへ入るのを防ぐ。第2のシュラウド342は、検出器腕部346サブアセンブリーの内側ハウジング部分にあり、これもまた、周囲の光が観察窓部から血液チャンバーへ入るのを防ぐ。シュラウド342は、外側の環状のレッジまたは段状表面350、および、内側の環状のレッジまたは段状の表面352を含んでいる。段状の表面350、352の高さの違いは、血液チャンバー32の外側の環状壁の高さに対応し図2参照、血液チャンバー32の片側で窪んだウェルの上方に盛り上がった窓部表面の高さにも対応している。好ましくは、外側の環状の段状表面350の形状および表面領域は、周囲の光を最大限に防ぐために、血液チャンバー32上の、それぞれのシュラウドのかみ合い面の形状および表面領域を実質的に補完する。シュラウド340は、同様に、血液チャンバー32の反対側の外壁とかみ合うように構成される。該センサークリップアセンブリー34用のケーシングの構造および設計に関するさらなる詳細は、米国特許仮出願番号第61/553,078号、米国特許出願番号第13/034,788号、および、米国特許出願番号第12/876,572号に記載されている。図5は、センサークリップアセンブリー34の内部を見た図を表している。図5において、発光器腕部344および検出器腕部346のケーシングは、透けるように点線で表されている。発光器腕部344は、LED回路基板148、および、送信器とプロセッサーの回路基板150を含んでいる。該センサークリップアセンブリー34の検出器腕部346は、検出器回路基板152、受信器と通信の基板154、および、電源回路基板156を含んでいる。シリアルケーブル例えば、RS‐232、USBなど158は、検出器腕部上の受信器と通信の回路基板154と、電源基板156とに接続される。受信器と通信の基板154は、例えば、7本導体のリボンケーブル160のペアを通じて、送信器とプロセッサーの基板150に接続される。NEMA規格250準拠のバヨネットロックコネクタを有するケーブルのように、他のタイプのシリアルケーブルも使用してよいことが理解されるであろう。図5に表される基板やコネクタの特定の構成は、単なる例示であることが理解されるであろう。例えば、すべての基板が、一方または他方の腕部発光器および検出器は、対向する腕部上に設けられる必要があるため、これらを除くに設置できるか、または、以下に、さらに説明される他の実施形態においては、アナログ信号を、ケーブルで外部ホスト装置へと送信するための生のデジタルデータに処理するための限定回路limitedcircuitryを、該センサークリップアセンブリー34が含んでいる。図6は、血液チャンバー32にクリップしたセンサークリップアセンブリー34の断面の概略図を表す。該センサークリップアセンブリー34用のハウジングは、発光器腕部144および検出器腕部146に対して、それぞれ、内側ハウジングフレーム162および外側ハウジングシェルshell164、166を含んでいる。内側ハウジングフレーム162は、発光器腕部144および検出器腕部146の両方のための内側ハウジングとなる。ブリッジ102は、発光器腕部144および検出器腕部146に対応する内側フレームハウジングの部分間にまたがる。ブリッジ102は、内側チャンネルを含み、一組のリボンケーブル160が内側チャンネルを通る。内側ハウジングフレーム162はまた、両方の腕部144、146とブリッジ102とに及ぶばねばねは描写されていないを含んでいる。該ばねは、発光器腕部144および検出器腕部146のそれらの先端部を互いに向けて付勢バイアスしており、それら先端部が血液チャンバー32をしっかりと挟むクリップするようになっている。発光器腕部144の外側シェル164は、LED回路基板148を発光器腕部144上の正しい位置に固定する支柱170を含んでいる。同様に、検出器腕部146の外側シェル166は、検出器回路基板152を正しい位置に固定する支柱172を含んでいる。送信器とプロセッサーの回路基板150は、発光器腕部144において、内側ハウジングフレーム162と発光器腕部シェル164とによって画定される区画部174内に含まれている。受信器と通信の回路基板154および電源基板156が、内側ハウジングフレーム162および検出器腕部シェル166によって画定される区画部176内に位置づけられている。基板150、154および156への例えば、ハウジング構成部品の音響溶接パラメータがロードされ、制御レジスタが構成され、システムタイマーが開始する。較正パラメータは、センサークリップアセンブリーが製造された後で最初に決定されるものであり、現場で適宜で更新してよい。工場における較正は、血液チャンバー内に構築される吸収性フィルター工場較正フィルターを測定することによって、最初に完了している。こうした工場較正フィルターは、安定した光透過性の材料でできていて、血液中に見られる実際の伝達率に相関する吸収の基準点を提供するために作られる。単一の工場較正フィルターが使用できるものの、好ましい方法は、波長ごとに異なる透過光値を有する少なくとも2つの工場較正フィルターを使うことによって、それぞれの波長に対して較正勾配ゲインと切片オフセットとが設定できるようにするものである。こうした勾配および切片は、不揮発性メモリセンサークリップアセンブリー34内または外部ホスト装置内のいずれかに記憶され、信号が血液値へと正確に変換されるように、測定において使用される。人間の血液を閉鎖循環的に循環させ、細胞計数器のような公知の測定器で血液を測定することによって、較正が正確であることを検証することが一般的である。これは、センサークリップアセンブリー34の較正を認証するために、異なるヘマトクリットレベルおよび酸素濃度で行われる。センサークリップアセンブリー34が較正された後、該センサークリップアセンブリーとインターフェイス接続するデータケーブルまたは外部ホスト装置に取り付け可能な固有の検証フィルターが割り当てられる。ユーザーが、少なくとも毎月、一組の固有の検証フィルターにセンサークリップを設置して、該センサークリップアセンブリー34が、較正された時と同じ値をこれらのフィルターから読み取ることを検証することが、一般的な慣例である。もしその値が、最初の測定値に所定のオフセット値をプラスまたはマイナスしたものの限度内であれば、該センサークリップアセンブリー34は、検証試験に合格したことになり、機能を継続できる。フィルターの測定がその限度外になると、装置が作動を休止する。一回の検証の不合格の後、ユーザーは、該センサークリップアセンブリー34の表面を清浄して、該センサークリップアセンブリー34が検証フィルターに正しく設置されるようにする必要がある。検証が試みられるのは2回である。もし該装置が再度不合格であれば、現場較正のオプションがユーザーに提示される。該センサークリップアセンブリー34が検証フィルターの定位置にある状態では、装置が較正されると、アルゴリズムは現在の測定値をそれに相関させる。新たな修正値が計算され、ソフトウェアに実装される。該センサークリップアセンブリー34が、信頼性のある現場較正のために設定された限度からあまりにも外れている場合、装置は作動しないままで、交換する必要がある。装置の再較正が成功すると、追加で検証試験が行われる。検証試験に合格することで、ユニットが再稼働する。システムの準備ができて、患者が血液透析治療を開始した後、ステップ707で、該センサークリップアセンブリーによって生のアナログデータが収集される。受け取られる信号は、連続して電源が入れられたLEDによる血液の照明に応ずるものである。このような生のアナログデータは、酸素、ヘマトクリットおよび水に感度を持ったLED周波数ならびに温度示度に基づいた、光検出器において受け取られる生のアナログ電流信号を含んでいる。こうした生のアナログ電流信号は、トランスインピーダンスアンプによって電圧ドメインへと変換され、信号調整回路によって処理され、その後AD変換器によってデジタル化される。ステップ709では、該センサークリップアセンブリー34は、該センサークリップアセンブリーが取り付けられる血液チャンバー32を通る血液に関連した、ヘマトクリット、酸素飽和、および、血液量変化を、生のデータおよび較正パラメータに基づいて、レシオメトリックモデルを用いて計算する。これは、実質的に、SystemandMethodforNonInvasiveHematocritMonitoringと題する米国特許第5,372,136号に開示される通りであって、この特許は1999年12月13日に発行され、本出願の代理人に委任されている。また、この開示はその全体が参照したことによって本文に組み入れられる。様々な波長のそれぞれで受け取られた光の強度は、LED発光器のそれぞれから発せられる可視および赤外光の固定強度からの減衰および散乱によって弱くなる。ベールの法則は、それぞれの光波長について、減衰および散乱を以下のように説明するものである。上式では、in=減衰および散乱の後の波長nにおける受光強度;I0-n=測定される媒体へ入射する波長nにおける伝播する光の強度、e=自然指数項naturalexponentialterm;ε=測定される媒体の吸光係数p-血液チャンバーポリカーボネート、b-血液;X=測定される媒体のモル濃度p-血液チャンバーポリカーボネート、b-血液;d=測定される媒体全体の距離pt-血液チャンバーポリカーボネートの伝送、b-血液、pr-血液チャンバーポリカーボネートの受け取り。ポリカーボネートの血液チャンバーの特性は変化しないので、上記式1における第一および第三の指数項は、それぞれの波長に対して定数である。数学的には、これらの定数項は、最初の定数項I0-nの倍数であり、最初の定数項I0-nは、それぞれのLED発光器から伝送される放射光の固定強度を表す。簡略化するために、式1は、以下のように、体積吸光係数および修正済の最初の定数I0-nを使って、以下の形に書き換えることができる。上式では、in=検出器が受取り血液境界部にあった場合の、減衰および散乱の後の波長nにおける受光の強度;α=バルク吸光係数αb=εbXb、I0-n=血液チャンバー全体におけるロスとなる伝送血液境界部に加えられる場合と同等の、波長nにおける伝送される光の強度。項I’0-nが、血液に入射する光の強度であって、血液チャンバーのロスが含まれることに留意されたい。上記式2に定義される方法を使って、赤血球に対して等吸収的である810nmの波長と、水に対して等吸収的である1300nmの波長とを使って、患者のヘマトクリットが決定できる。これら2つの波長において、測定された強度の標準化された振幅の比率によって、血液チャンバー内の赤血球および水の成分それぞれの複合吸光値の比率αが生じる。そして、数学的な関数が、測定されるHCTの値を定義する。上式では、i810は、810nmにおける受光器の光強度であり、i1300は、1300nmにおける光検出器の赤外線強度であり、I0‐810およびI0‐1300は、血液チャンバー全体におけるロスとなる血液への入射強度を表す定数である。血液チャンバー32を通る血液の流れが安定した状態にある場合に、上記式があてはまる。安定した状態とはつまり、安定した血圧や安定した流量のことである。好ましい関数fは、以下の形式を有する二次多項式である。第一および第二波長で入射する赤外線放射が実質的に等吸収的であれば、二次多項式は、通常、十分適切である。酸素飽和度または酸化ヘモグロビンレベルは、以下のような形式を有するレシオメトリックモデルで決定される。上式では、i660は、660nmにおける受光器の光強度であり、i810は、810nmにおける光検出器の強度であり、I0‐660およびI0‐810は、血液チャンバー全体におけるロスとなる血液への入射強度を表す定数である。関数gは、酸素飽和度を求めるために、実験データに基づいて決定される数学関数であり、これも、好ましくは、二次多項式である。ヘマトクリット値に応じて、一対の二次多項式を使うことや、酸素およびヘマトクリットに対して810nmの較正を別個に使用することが、有用となることがある。ヘマトクリットの計算と同様、660nmまたは810nmの波長において光強度の測定値にエラーがあれば、酸素飽和値SATにエラーが起こり得る。これらの計算が実行された後、ステップ711において、生じたデータは、該センサークリップアセンブリーによって、シリアルポート例えば、USBコネクタといったものを通じて、データを表示できる装置例えば、モニター付きのコンピューターへ出力される。このような、生のデータを収集し、ヘマトクリット、酸素飽和および血液量の変化を計算し、シリアルポートを通じてデータを出力するためのステップは、ステップ713においてシステムの電源がオフになるまで継続して実行されるつまり、ステップ705で、処理がループしてノードAへ戻る。これらのステップは、同時に起きてもよいことが理解されるであろう例えば、ある生データが計算で使用されているときや、または、処理されたデータがシリアルポートから出力されているときに、他の生データが同時に収集される。上述の通り、生データの収集、ヘマトクリット、酸素飽和および血液量変化の計算、ならびにシリアルポートを通じたデータの出力は、すべて、センサークリップアセンブリー34の構成部品によって実行される。該センサークリップアセンブリー34にこうした機能を設けることによって、有利にも、光検出器からのアナログ信号データが、収集され、著しい伝送損失なくデジタル信号へと変換されることが可能で、このため、今度は、最終的に表示される出力データに存在するノイズの量が減る。さらに、センサークリップアセンブリー34内からのデータをデジタルに変換することにより、アナログ信号の伝送距離が短くなり、そのため、アナログ伝送によって生じるノイズの量が減り、好適な信号対ノイズ比がより低い送信器電力で得られる。こうして、システムは、より低い電流でLED発光器を駆動することができ、それが発熱を減少させ、該LEDの有用寿命を延ばすとともに、較正と較正との間の必要な時間も延びる。今度は図8を参照して、図7の全体的なプロセスを、センサークリップアセンブリー34の構成部品に関して、より詳細に説明する。図8は、センサークリップアセンブリー34に関連して、電気信号の通信を表している図5および6参照。送信器とプロセッサーの回路基板150と、LED回路基板148との間には、複数の配線180がある。該送信器とプロセッサーの回路基板150は、マイクロコントローラー182を含み、該マイクロコントローラーは、他のタスクの中でも特に、導体180を通じたLED基板148上のLED発光器への入力電流を制御する。上記したように、LED回路基板148は、好ましくは、約660nmにおける赤色光を発するLEDと、約810nmにおける赤外光を発するLEDと、もう1つのLED約1300nmにおける赤外光を発するを含んでいる。マイクロコントローラー182は、好ましくは、内蔵式AD変換器を含んでいる。マイクロコントローラー182は、LEDへの電流出力を制御し、好ましくは、それぞれのLEDがそれぞれの波長で、較正済みの既知の強度を出力するようになっている。上述したように、マイクロコントローラー182は、最初に較正する必要があり、それぞれのクリップアセンブリーについて、LEDの出力効率の違いに合わせるために、必要に応じて再較正する必要がある。代替的に、さらなる実施形態においては、センサークリップアセンブリーは、製造上比較的安価であるため、該センサークリップアセンブリーが較正範囲外になると、該クリップアセンブリーは単に交換される。破線178は、LED回路基板148上のLEDから、検出器回路基板152上の光検出器の1つへと伝送されている可視および/または赤外光を表す。検出器基板152は、少なくとも1つのシリコン光検出器および少なくとも1つのインジウムガリウムヒ素光検出器を含んでいる。マイクロコントローラー182は、多重化ルーチンを実装しており、LED発光が、可視光および赤外光のためのフォトダイオードを通したそれぞれの受信信号に対して、アクティブでありかつ相互的に関係付けられるようになっている。多重化の一例は、各LEDとその適合検出器の、固有の連続する複数の期間についての時間ベースのスイッチングであって、各波長に対して固有の期間測定値が得られる。この時間ベースの方法は、コミュテーションと呼ばれる。複数の導体によって、検出器基板152が受信器と通信の回路基板154へと接続される。それら導体184は、接地への経路を含むとともに、1つまたは複数のシリコンダイオード光検出器のアノードおよびカソードへの配線と、1つまたは複数のインジウムガリウムヒ素ダイオード光検出器のアノードおよびカソードへの配線とをも含む。光検出器からの信号は、通常、比較的弱くμAのレンジになっている、信号対ノイズ比がよくない。受信器と通信の基板154は、シリコンおよびインジウムガリウムヒ素光検出器からのアナログ電流信号μAをアナログ電圧信号mVへと変換するトランスインピーダンスアンプ186を含んでいる。トランスインピーダンスアンプ186からのアナログ電圧信号は、デジタルトリムポット188へと伝送される。該トリムポット188の同期を制御することによって正しい時間ベースのコミュテーションが起きるように、導体194は、マイクロコントローラー182からのタイミング信号を伝送する。時間的にコミュテーションされたトリムポット188からの電圧信号は、加算接合部へと伝送される。そして、複合的な時間的にコミュテーションされた加算接合部からの電圧信号は、アナログ電圧信号からノイズを取り除くため、信号フィルターリングハードウェア190を通して処理される。そして、ノイズを除去されたアナログ信号は、ライン192を通って内蔵式AD変換器へと、マイクロコントローラー182によって分離され、内蔵式AD変換器では、それぞれの信号が個別に測定される。これらの逆コミュテーションされた信号は、逆コミュテーションプロセスにおける時間に応じて、適宜、それぞれの波長660nm、810nmまたは1300nmにおける、可視および赤外光の強度を表す。マイクロコントローラー182は、患者のヘマトクリットを計算するために、較正済みの実質的に、上述の米国特許第5,372,136号に記載されるようなレシオメトリックモデルでプログラムされる。これはまた、好ましくは、患者の酸素飽和度を計算するためにも、較正済みのレシオメトリックモデルでプログラムされる。HCTおよびSAT値は、シリコンおよびインジウムガリウムヒ素検出器からの、検出された信号に基づいていて、これらの信号は、フィルターにかけられ逆コミュテーションされ、マイクロコントローラー182によって計算される。HCTを計算するためのレシオメトリックモデルは、上記式3のような形式となり、好ましくは、上記式4にて記載されるような形式を有する二次多項式である。酸素飽和度SATを判定するためのレシオメトリックモデルは、上記式5のような形式であり、これもまた、好ましくは、二次多項式の形式をとる。HCTおよびSATの計算値は、デジタル信号として、マイクロコントローラー182によって、導体196を通じて出力され、受信器と通信の基板154上のシリアル通信チップ198へと伝送される。シリアル通信チップは、マイクロコントローラー182からのデジタル信号をデータ信号へと変換し、データ信号は、ライン200を通じてシリアルケーブル158へと伝送される。データ信号は、従来のUSBプロトコルを使って、USBケーブルによって伝送されることが好ましい。シリアル例えば、USBケーブル158を通じて伝送されるデータは、好ましくは、システムステータス情報とリアルタイムのHCTおよびSAT情報とを含み、また、好ましくは、HCT情報から計算できるリアルタイムのヘモグロビンおよび血液量変化の情報をも含む。マイクロコントローラー182によって計算される他のデータもまた、同様に、シリアルケーブル158を通じて伝送できる。USBケーブルは、望ましくは、当該技術分野において知られるような、USBケーブルレセプタクルやデータを受容できる、スタンドアロンの、またはネットワーク化されたパーソナルコンピューターのような他の装置にデータを伝送する。出力データストリームの代表的な形式を、対応する表である表Iにて以下に示す。表Iには表されていないが、チェックサムのようなエラー検出プロトコルが、出力データストリームに含まれてよいことが理解されるであろう。センサークリップアセンブリー34への指示は、接続された装置例えば、コンピューターからUSBケーブル158で、受信器と通信の基板154上のUSB通信チップ198を通り、導体202を通じて伝送でき、マイクロコントローラー182を制御する。以下の表IIは、使用可能な代表的なコマンドのセットと対応する説明とを提供するものである。表IIには示されていないが、チェックサムのようなエラー検出プロトコルが、ユーザーコマンドとともに含まれてよいことが理解されるであろう。USBケーブル158は、5VのUSB電力を電源基板156に供給する。電源基板156は、USBポートからの電力を調整し、センサークリップアセンブリー34上の電子構成部品をUSB電力への直接接続から隔離するが、こうした直接接続が、センサークリップアセンブリーの確実な動作のためには、十分に円滑ではない可能性があるためである。電源基板156は、LED発光器や対の検出器、そしてセンサークリップアセンブリー34上の他の電子構成部品の確実な動作を促すために、静穏でかつ正確な5Vおよび3.3Vの電力を再生する。電源基板156は、必要に応じて、スイッチングレギュレータを使って、電力信号を5Vと3.3Vとの間で変換する。スイッチングレギュレータは、非常に効率的で、著しい熱負荷を生じることがないことがわかっている。図9は、図8に関連して上述されたセンサークリップアセンブリー34の機能ブロック図を提供するものである。マイクロコントローラー182は、該センサークリップアセンブリー34の送信器および受信器部分の両方について、タイミング信号903、905を生成する。今度は送信器が、試験中の血液を照らすために光のそれぞれの波長を合わせ、そして生じるそれぞれの信号の振幅が、対応する検出器ダイオードによって測定される。そして、測定された振幅は、血液パラメータを計算するために使用される。この信号伝達方法は、時間領域多重化と呼ばれる。代表的な実施形態における時間領域多重化は、本文においてより詳細に説明されているが、他の多重化の方法があり得ることが理解されるであろう。マイクロコントローラー182が、有形かつ非一時的な、コンピューターで読みとり可能な媒体フラッシュメモリ、RAM、EEPROMなどを含み、マイクロコントローラーによって実行される演算が、コンピューターで読みとり可能な媒体に記憶された、コンピューターで実行可能な指示を実行するプロセッサーに準じていることが、さらに理解されるであろう。本実施例においては、酸素に感度を持った波長を有するLED発光器941が、最初にキーをonにされる。受信器側では、この間、シリコン光検出器911が使用される。InGaAsチャンネルに対する、デジタル制御されるトリムポットレジスタ188のゲインはゼロに設定され、シリコンチャンネルに対しては、デジタル制御されるトリムポットレジスタで適切なゲインが設定される。そして、信号は、ノイズを除去するためにフィルターにかけられ、検出器回路へと供給される。検出器回路は、マイクロコントローラー182内のアナログ-デジタル変換器ADC931用に十分に高い直流DC電圧レベルを生成することによって測定を行うフィルター回路および検出器回路は、単一のブロック921として表される。デジタルトリムポットレジスタへのソフトウェアフィードバックによって信号の分解が制御可能であることで、有効になっているADC上のビットが少なすぎる場合、次の測定のために信号のレベルが上昇できるようにすることができる。受信器側は、マイクロコントローラー182によってタイミング信号903、905を通じて送信器信号に同期するため、送信器がアクティブなときだけ、測定が行われる。こうすることで、有利にも、マイクロコントローラー182の処理負荷が減少する。第一の測定が完了した後、保護帯と呼ばれる時間の間は、酸素に感度を持った波長を有するLED発光器941の電源が切られる。この時間によって、受信器回路が非信号状態に戻ることができ、コンデンサの遅延またはリンギングによって残りの信号が新しい測定に重なってしまうのを防ぐことができる。保護帯時間の後は、次の、ヘモグロビンに感度を持った波長を有するLED発光器943の電源が入れられる。上述のように、シリコン検出器911が、測定を行うために再度使用される。このヘモグロビン関連の測定が完了すると、LED発光器943の電源が切られ、もう1つの保護帯時間が経過する。そして、水濃度に感度を持ったLED発光器945の電源が入れられる。このLED発光器945は、InGaAs光検出器913に対応する波長を生じる。この測定中、シリコントリムポット188のゲインが、ゼロに設定され、InGaAsトリムポット188のゲインは、そのチャンネルの振幅に比例するDC測定が容易になるのに必要とされる値以下に設定される。上述したように、ヘモグロビン測定値対酸素測定値の比によって、血液の酸素飽和をパーセンテージとして計算することができ、水濃度測定値対ヘモグロビン測定値の比によって、単位血液量あたりの赤血球のパーセンテージつまり、ヘマトクリットを計算することができる。これらの計算は、マイクロコントローラー182によって実行され、シリアル通信チップ例えば、フューチャーテクノロジーデバイスインターナショナル社から市販されているレベル変換装置、FTDIレベル変換装置198を通して伝送され、USBケーブル158のようなシリアル通信ケーブルを通して外部ホスト装置へと出力される。外部ホスト装置は、適切なソフトウェアを備えた従来のパーソナルコンピューターであってよく、または、PDA携帯情報端末のような、USBホスティング機能を組み込んだ他のタイプの装置、もしくはセンサークリップアセンブリー34からのデータストリーム出力を処理するためのソフトウェアを実行できる同様のタイプの装置であってよいことが理解されるであろう。LED発光器および光検出器の動作の同期に関する、マイクロコントローラー182の動作を、図10を参照して、さらに詳細に説明する。波長λ-1は、酸素に感度を持った波長を生成するLED発光器に対応し、波長λ-2は、ヘモグロビンに感度を持った波長を生成するLED発光器に対応し、波長λ-3は、水濃度に感度を持った波長を生成するLED発光器に対応する。図9を参照して上述した通り、波長λ-1に対応する第一のLED発光器941の電源が入れられ、シリコンチャンネルは、デジタルトリムポット188トレースAおよびトレースB参照のゲインを適切に調節することによって、同時に起動する。そして、第一のLED発光器の電源が切られ、シリコンチャンネルの動作が停止し、保護帯の後、波長λ-2に対応する第二LED発光器の電源が入れられる一方でシリコンチャンネルが同時に起動する。同様に、第二のLED発光器の電源が切られて、シリコンチャンネルの動作が停止した後、そして、もう1つの保護帯の後、波長λ-3に対応する第三のLED発光器の電源が入れられる一方でInGaAsチャンネルが起動する。図10は、トレースCにおけるデータバースト制御タイミングをさらに表している。アナログ信号調整回路の感受性のため、デジタルデータの伝送が生のアナログ信号の取得および調整を干渉しないように、保護帯中に出力ポートを通してデジタルデータを伝送することが有利である。図10は、トレースBに示される通り、それぞれのLED発光器を作動するために必要なLED電流が、異なることがあることをさらに表している。LED発光器および受信チャンネルの時間領域多重化のこうしたプロセスが、データ取得の全期間にわたって繰り返される。さらなる実施形態においては、図11の機能ブロック図に表わされるように、ネットワーク化されているか、またはスタンドアロンのパーソナルコンピューターのような外部装置において、血液の特性の計算や、制御信号の生成が替りに行われ、センサークリップアセンブリー34は、生のデジタルデータつまり、光検出器によって生成された生のアナログデータが、調整され、デジタル形式に変換されているものの取得を担う。本実施形態のセンサークリップアセンブリー34は、LED発光器941、943、945、光検出器911、913、シリコンおよびInGaAsチャンネル、信号調整回路970図9に関して上述した通り、増幅器186、デジタルトリムポット188、およびフィルター/検出回路ブロック921を含む、アナログ-デジタル変換器931、ならびに、外部ホスト装置に接続されるデジタル信号伝達ケーブル980を含んでいる。センサークリップアセンブリー34は、受信器制御信号を受信し、コネクタ960でデータを出力し、コネクタ961で発光器制御信号を受信する。センサークリップアセンブリー34はまた、デジタル信号伝達ケーブル980から電力を受け取る。本実施形態のセンサークリップアセンブリー34はまた、アナログ信号の伝送距離を短くするが、このため、アナログ伝送によって生じるノイズの量が減り、より低い電力で、上述のような好適な信号対ノイズ比が得られることが理解されるであろう。図8~9に表したセンサークリップアセンブリー34のさらなる実施形態を参照すると、該センサークリップアセンブリー34は、USBケーブル158を介してコンピューターに接続されており、該コンピューターは該センサークリップアセンブリー34からのデータを受け取り、それを画面上に表示するようにソフトウェアでプログラムされている。生データは、収集され、デジタル信号に変換され、該センサークリップアセンブリー34において計算されるため、コンピューターは、較正要件には従わず、またレシオメトリックな計算能力を含む必要がない。図12は、センサークリップアセンブリー34から受け取られたデータを閲覧すること、センサークリップアセンブリー34にコマンドコンピューターによって起動されるソフトウェアアプリケーションによって実行される、コンピューターで実行可能な指示に準ずるものを発行することをユーザーができるようにする代表的な実証的ソフトウェアインターフェイスを提供するものである。図12の実証的なソフトウェアインターフェイスは単なる例示にすぎず、ユーザーに提示される情報および/またはオプションの構成およびタイプが、変わることがあるということが理解されるであろう。例えば、商用ユーザーを対象とする商用ソフトウェアアプリケーションが含む情報は、より少なくてもよいが、これは商用ユーザーが詳細なステータス情報を使用したり、受け取られたデータストリームを閲覧したりする必要がないことがあるからである。インターフェイスのCOMPort部分1001で、ユーザーは、ユーザーが交信しようとするセンサークリップアセンブリー34に対応するCOM番号を選択することができる。複数のUSBポートを有する単一のコンピューターは、センサークリップアセンブリー34を複数収容することができるため、複数のセンサークリップアセンブリーが同時にコンピューターに接続されてよい。さらなる実施形態においては、ソフトウェアインターフェイスによって、複数のセンサークリップアセンブリーから受け取られた情報が同時に閲覧できてよいし、複数のセンサークリップアセンブリーが同時に制御できるようになっていてもよい、ということが理解されるであろう。さらなる実施形態においては、センサークリップアセンブリー34が接続されるコンピューターが、ホストコンピューターに無線で接続されてよく、ホストコンピューターが、無線接続される1つまたは複数のセンサークリップアセンブリー34を遠隔操作によって制御するためのソフトウェアアプリケーションを実行する。インターフェイスのLogファイル部分1003で、ユーザーは、センサークリップアセンブリー34から受け取ったデータを、Logログファイル内の、ユーザー指定のまたは自動的に生成される位置に記憶することができる。ユーザーは、Logというワードの隣のボックスにチェックを入れることによって、このログ機能のオンオフを切り替えることができる。インターフェイスの入力データInputData部分1005では、センサークリップアセンブリー34からの受信データが、上記の表Iに記載されるような形式と同様の代表的な形式で表示される。インターフェイスの分析されたデータ部分1007では、データの受け取り元となるセンサークリップアセンブリー34に対応するユニットIDおよびフィルターIDが示される。カウント値、ヘマトクリット値、酸素飽和値およびステータス情報とそれぞれ対応するカウント、Hct、Sat、および、状態情報も示される。カウント値は、おおよその時間カウンタである。ユーザーは、カウントフラグボックスにチェックを入れて、1秒間隔で、無期限に、カウント値を増加させることができる。カウントフラグにチェックが入っていない場合、カウント値が9の値に達した後、これはロールオーバーすることになる。インターフェイスの状態ビット部分1009は、一定の項目が、センサークリップアセンブリー34から受け取られた状態情報に基づいて設定されているか、またはクリアされているかどうかを示す。インターフェイスの制御ファンクション部分1011は、センサークリップアセンブリー34に対してユーザーが発行できる数個のコマンドを提供するものである。検証ボタンによってLED発光器の電源が切られるそして、ユーザーがLEDの電源を切る選択をした後、LEDをonにするボタンに変わる。センサークリップアセンブリー34が使用中でないときにすべてのLEDの電源を手動で切ると、センサークリップアセンブリー34の寿命が長くなる。リセットボタンは、センサークリップアセンブリー34をリセットするつまり、図7が表すプロセスのステップ701に行くが、ポート接続はリセットされないつまり、リセットは、センサークリップアセンブリー34をUSBポート上に再エニューメレートするわけではなく、その他の点でUSB接続が影響を受けるわけでもない。インターフェイスの患者のラン部分1013は、ユーザーにスタートランのオプションを提供するものであり、スタートランによって、アプリケーションは、1分に一度、血液量変化パーセントBVChange、ヘマトクリットHctおよび酸素飽和Sat値を、例えば、スプレッドシートまたはデータベースアプリケーションインターフェイスのLogファイル部分1003において示されるログファイルとは異なるものによって操作され得る区切りテキストファイルへ、ログし始める。ファイル名はStartRunまたはエンドランボタンの隣の窓部内に表示される。図12は、現在進行中の患者のランを示しているため、スタートランボタンは、前に押下されていてエンドランボタンが現在ユーザーに対して表示されている。ディスプレイの患者のラン部分1013のグラフは、テキストファイルに記録されたデータをグラフィカルに表したものであり、このグラフによって、ユーザーは経時的なBV、HctおよびSat値を視覚的にモニターすることができる。インターフェイスの出口部分1015において、ユーザーは、出口ボタンをクリックすることによってソフトウェアアプリケーションを終了することができる。図13A-Fは、検証および再較正に関連する、センサークリップアセンブリー34の商用ユーザーのためのソフトウェアアプリケーションの代表的なユーザーインターフェイスを表す。図13Aは、ユーザーがセンサークリップアセンブリー34の正確度を検証する選択をし、検証で引っかかったつまり、センサークリップアセンブリー34の測定値が、所定の許容範囲内ではない後の、ユーザーに提示されるユーザーインターフェイスを示す。図13Aに示されるように、ユーザーは、正確度の検証で不合格であったことが知らされ、センサークリップアセンブリーを検証フィルターに適切に取り付けるように、また、検証フィルターを清潔にするように忠告される。ユーザーがOKを押下してセンサークリップアセンブリー34の正確度を再度検証するように試み、検証で再度不合格であった後、ユーザーには、図13Bに示されるようなインターフェイスが提示されるが、これは、ユーザーに検証で不合格であったことを知らせるものであり、ユーザーに現場較正を試みるオプションを与えるものである。ユーザーが、図13Bに示されるインターフェイスにおいてYesを選択した場合、ユーザーには、図13Cに示されるような画面が表示されるが、この画面は、ユーザーが、検証フィルターに対応する識別コード検証フィルター自体から得られるシリアル番号を入力する必要が出てくることを、ユーザーに知らせるものである。ユーザーがOKを押下した後、ユーザーは、図13Dに示されるように、識別コードを入力するように指示される。そして、ソフトウェアは、入力された識別コードを、センサークリップアセンブリー34から取得されたか、または、外部ホスト装置に依然に記録された、センサークリップアセンブリー34に対応する識別コードと比較して、これらが一致する場合、図13Eに示されるように、ユーザーは、入力された識別コードが承認されたことを知らされる。図13Eに示される画面で、ユーザーがOKを押下した後、センサークリップアセンブリー34は、現場較正が施され、ソフトウェアはもう一度、センサークリップアセンブリーの正確度34を検証するように試みる。こうした、現場較正後の検証で引っかかる場合、図13Fに示されるように、ユーザーは、この実施例では、Crit‐Lineセンサチップと呼ばれるセンサークリップアセンブリー34は交換する必要があることを知らされることになる。ユーザーは、現場較正を追加で試みてよい。図11に表したセンサークリップアセンブリーの実施形態に関して、図12および13A‐13Fに関して上述したソフトウェアアプリケーションは、生のデジタルデータをセンサークリップアセンブリー34から受け取り、受け取られた生のデジタルデータに基づいてレシオメトリックな計算を実行し、同様の結果をユーザーに表示し、上述のように検証および再較正されるように変更してよい、ということが理解されるであろう。上述の実施形態は、血液量変化パーセント、ヘマトクリット値および酸素飽和値に関するデータ収集に焦点を置いているが、他のタイプのパラメータを測定するために、同様の、または他のタイプの光検出器ダイオードとあわせて他のタイプのLED発光器を使用してよいということが理解されるであろう。出版物、特許出願および特許を含め、ここで引用されているすべての参考文献は、それぞれの参考文献が参考として組み込まれるべく個別的かつ具体的に示されている場合と同じ程度にまで、かつ、その内容全体が本明細書において説明されている場合と同じ程度にまで、参考として本明細書に組み込まれる。本発明の記載に関して特に、以下の請求項に関して、a、an、および、theといった用語ならびに同様の指示語の使用は、本文にて特記される場合を除き、あるいは明らかに文脈に矛盾する場合を除き、単数および複数の両方を含有すると解釈されるべきである。有する、持つ、含む、および、含むという用語は、特に注釈のない限り、制限のない用語つまり、含むが、限定しないであると解釈されるべきである。本文における値の範囲の記載は、本文にて特記されない限り、その範囲内にあるそれぞれ別個の値を個別に参照するための簡便な表現方法となることが意図されているだけであり、それぞれ別個の値は、本文において個別に記載される場合と同様に明細書に組み込まれる。本文において記載されるすべての方法は、本文にて特記される場合を除き、あるいは明らかに文脈に矛盾する場合を除き、あらゆる好適な順序で実行することができる。いかなる、そしてあらゆる例、または本文において使用される代表的な文体例えば、のようなの使用は、本発明をわかりやすくすることが意図されているだけであって、特に請求されない限り、本発明の範囲を限定するものではない。明細書における如何なる文体も、本発明を実施する上で必要とされる、請求されない要素を示すと解釈されるべきではない。本発明を実施する上で発明者に知られる最良の実施形態を含めて、本発明の好ましい実施形態が、本文において記載されている。こうした好ましい実施形態の変更形態は、通常の当業者が上述の記載を読むことで明確になることがある。発明者は、当業者がそうした変更形態を適宜利用することを予想しており、そして、発明者は、本文において具体的に記載されているのとは別の方法で本発明が実施されることを意図している。従って、本発明は、適用される法律によって認められる、本文に添付される請求項において記載される主題のあらゆる修正実施形態およびこれと同等の実施形態を含む。さらに、すべての可能な変更形態における上述の構成要素のどの組合せも、本文にて特記される場合を除き、あるいは明らかに文脈に矛盾する場合を除き、本発明に包含される。"