МЕДИЦИНСКОЕ УСТРОЙСТВО ДЛЯ ЭЛЕКТРОСТИМУЛЯЦИИ

ОБЛАСТЬ ТЕХНИКИ, К КОТОРОЙ ОТНОСИТСЯ ИЗОБРЕТЕНИЕ

Настоящее изобретение относится к медицинскому устройству для электростимуляции. В частности, изобретение относится к упомянутому устройству, содержащему имплантируемые части.

УРОВЕНЬ ТЕХНИКИ ИЗОБРЕТЕНИЯ

Электростимуляционная терапия является быстрорастущей областью, относящейся, преимущественно, к успешному применению имплантируемых устройств для электростимуляции, предполагающих широкий спектр применений. Одним из важных применений является глубокая стимуляция головного мозга (DBS). Система DBS может содержать два компонента: имплантируемый импульсный генератор (IPG) и зонд. Генератор IPG представляет собой нейростимулятор с батарейным питанием, который посылает электрические импульсы в головной мозг для воспрепятствования нервной активности в заданном месте. Зонд обычно состоит из проводов длиной, приблизительно, 10-15 см и множества электродов. Провода соединяют генератор IPG с электродами, которые расположены на дистальном конце зонда. Генератор IPG допускает калибровку невропатологом, медсестрой или обученным техником для оптимизации ослабления симптомов и контроля побочных эффектов.

Однако, как правило, существует проблема, связанная с имплантируемыми электропроводящими конструкциями. Желательно иметь возможность выполнять магнитно-резонансную визуализацию (MRI) отдельных лиц с имплантированным устройством. Но, вследствие значительного изменения магнитных полей при MRI, возможно наведение, в результате, сильных электрических полей, и соответствующий электрический ток может нагревать ткань, окружающую проводник, что может повредить ткань. Особая проблема обнаруживается на концах проводников. Например, было показано, что, в случае изолированного 20-см прямого провода в ткани головного мозга, температура может повышаться до 48°C в нормальном рабочем режиме 1,5-Т магнитно-резонансных систем. Повышение температуры менее чем на 1°C считается безопасным.

Плотности наведенных токов в электродах и, следовательно, нежелательное нагревание можно уменьшить посредством применения электродов с высокими импедансами. Однако применение высокого импеданса находится в противоречии с повышением срока службы батарей, поскольку высокий импеданс реализуют как высокое сопротивление постоянного тока.

В опубликованной патентной заявке США № 2008/243218 предложены имплантируемые вводы с одним или несколькими проводниками, которые, благодаря конфигурации проводника(ов), могут ослаблять нежелательную связь с электрическим полем, наводимым при магнитно-резонансном сканировании. Предлагается выполнять вводы в такой конфигурации, чтобы вводы содержали, по меньшей мере, один проводник с противоположными проксимальным и дистальным участками, при этом упомянутый проводник поворачивается назад, по меньшей мере, дважды. Однако проведение проводника в обратную сторону увеличивает длину проводника.

Авторы настоящего изобретения нашли, что в технике еще существует потребность в усовершенствовании имплантируемых устройств, и, в результате, создали настоящее изобретение.

СУЩНОСТЬ ИЗОБРЕТЕНИЯ

Полезной целью представляется создание имплантируемого устройства, которое совместимо с MRI. С данной целью, целесообразно обеспечить имплантируемое устройство, содержащее токопроводящие части, которые минимизируют, или которые делают небольшими любые соответствующие повышения температуры в токопроводящих частях в течение воздействия быстроизменяющихся электромагнитных полей. В общем, настоящее изобретение имеет предпочтительной целью ослабление, смягчение или исключение, по меньшей мере, одного из вышеупомянутых недостатков по одиночке или в любом сочетании. В частности, целью настоящего изобретения является создание способа, который решает вышеупомянутые и другие проблемы известного уровня техники.

Для более эффективного устранения, по меньшей мере, одного из упомянутых недостатков, в соответствии с первым аспектом изобретения, предлагается медицинское устройство для электростимуляции, которое содержит имплантируемую систему удлиненных вводов, имеющую дистальный конец и проксимальный конец, при этом система вводов содержит, по меньшей мере, один электрический проводник для подсоединения к, по меньшей мере, одному электроду, причем, по меньшей мере, один электрический проводник намотан вдоль продольной оси системы вводов в виде множества витков, и плотность витков неравномерно распределена вдоль продольной оси.

Посредством намотки, по меньшей мере, одного электрического проводника, импеданс зондов, обычно, можно увеличить на высоких частотах (частотах MRI) вследствие самоиндукции, обусловленной витками, тогда как сопротивление постоянного тока на низких частотах (частотах стимуляции) можно поддерживать достаточно низким для обеспечения длительного срока службы батареи соответствующего импульсного генератора с батарейным питанием. Частоты MRI, обычно, находятся в диапазоне от 42 МГц для 1-тесловых систем до 128 МГц для 3-тесловых систем; и, обычно, импульсы нейростимуляции - стимуляции имеют частоты в диапазоне от 0,001 до 10 кГц. Авторы настоящего изобретения пришли к пониманию, что, для достаточного снижения импеданса на частотах MRI, может потребоваться очень большое число витков. Таким образом, длина электрических соединителей, необходимых для соединения с намотанными проводниками, может быть достаточно большой. Электрические соединители можно изготавливать разными методами. Согласно одному методу, электрические соединители изготавливают с использованием тонкопленочных технологий. Изготовление конструкций с длинной намоткой с использованием тонкопленочной технологии может быть трудной задачей. Кроме того, так как длина проводов увеличивается, то увеличивается также сопротивление постоянного тока, что нежелательно в связи с требованиями к сроку службы батареи. Авторы настоящего изобретения дополнительно установили, что нагревание, обусловленное сканированием MRI, при наличии имплантированного медицинского устройства, неравномерно распределено по устройству. Следовательно, путем конфигурирования витков электрических проводников таким образом, чтобы плотность витков неравномерно распределялась вдоль продольной оси, высокую плотность витков можно применить в зонах, в которых это необходимо, тогда как низкую плотность витков можно применить в зонах, в которых проблемы, связанные с нагреванием, являются менее серьезными. Поскольку одинаково высокую плотность витков не применяют вдоль всех зон намотки, то число витков и, следовательно, длина электрических проводников сокращаются, и в то же самое время вследствие наличия витков, импеданс можно достаточно увеличить в соответствующих зонах, чтобы сделать устройство подходящим для применения в связи с имплантацией и MRI.

В частности, устройство, возможно, полезно было бы применить в связи с глубокой стимуляцией головного мозга (DBS), так как ткань головного мозга особенно чувствительна к локальному нагреванию, и, более того, любое повреждение ткани головного мозга может иметь очень тяжелые последствия. Однако, в общем, устройство в соответствии с вариантами осуществления можно применять в связи с зондом, используемым для электрической стимуляции ряда частей тела. Например, устройство можно применить в связи с такими задачами, но без ограничения, как: нейростимуляция, функциональная стимуляция, стимуляция спинного мозга, стимуляция головного мозга, кортикальная стимуляция, стимуляция мышц, стимуляция работы желудочно-кишечного тракта, кардиостимуляция и дефибрилляция сердца. Для применения на головном мозге, устройство может быть в форме зонда, продолжающегося от кости черепа в головной мозг на заданную глубину. Для применения на сердце, устройство может быть в форме катетера, который введен в сосуд, например, в паховой области, и проходит по сосуду в требуемое положение в сердце.

Проблемы, связанные с нагреванием ткани, на наконечнике или дистальном конце системы вводов могут быть более серьезными, чем в центре и/или на проксимальном конце системы вводов. В предпочтительном варианте осуществления, плотность намотки конфигурируют так, чтобы данная плотность была выше на дистальном конце, чем на проксимальном конце.

Варианты осуществления настоящего изобретения дают преимущество в том, что можно использовать разные специальные конфигурации витков для обеспечения различных устройств, которые могут быть специально рассчитаны для конкретных условий применения. Примерные варианты осуществления содержат конфигурацию, в которой, по меньшей мере, один электрический проводник намотан, по существу, по всей длине проводника, и в которой, по меньшей мере, один электрический проводник намотан на, по меньшей мере, одном отдельном участке, отделенном участками без намотки.

В предпочтительном варианте, минимум, 100 витков могут быть неравномерно распределены по длине системы вводов. Однако в некоторых вариантах осуществления, можно применить/может потребоваться большее число витков, например, более чем 125, 150, 200 или 250 витков. Приведенные числа получены при исследовании с использованием зонда длиной 10 см и диаметром 1 мм, однако, предполагается, что аналогичные численные значения применимы к зонду сравнимого размера, например, зонду длиной от 5 до 20 см и диаметром от 0,5 мм и 2 мм. Существенной особенностью является тот факт, что для аналогичного зонда, содержащего равномерно распределенные витки, обычно требуется меньшее число витков, независимо от длины зонда.

В некоторых вариантах осуществления, витки собраны группами, имеющими равномерную плотность намотки, с групповой плотностью, изменяющейся вдоль продольной оси. В альтернативном варианте осуществления, плотность намотки может непрерывно изменяться вдоль продольной оси, с переменной длиной каждого витка.

В некоторых вариантах осуществления, по меньшей мере, один электрический проводник намотан на, по меньшей мере, двух участках, при этом по меньшей мере, два участка содержат витки, имеющие противоположные направления накручивания. Посредством, по меньшей мере, однократного изменения направления накручивания, конфигурация становится менее чувствительной к составляющим переменного магнитного поля.

В некоторых вариантах осуществления, медицинское устройство содержит множество электрических проводников. В предпочтительном варианте, множество электрических проводников совместно намотано в виде токопроводящих дорожек, проходящих параллельно вдоль продольной оси на фольге. В предпочтительном варианте, данную конфигурацию можно обеспечить с использованием тонкопленочной технологии. В альтернативном варианте осуществления, электрические проводники объединены в один составной провод.

В предпочтительном варианте осуществления, устройство может дополнительно содержать источник питания, электрически соединенный с электрическими проводниками на проксимальном конце, при этом источник питания можно применять для работы в режиме формирования электрических импульсов на выбранных электродах из, по меньшей мере, одного электрода. Источник питания может работать с управлением от контроллера, например, ИС (интегральной схемы), возможно, расположенной вместе с источником в общем корпусе. Контроллер может содержать пользовательский интерфейс для настройки работы медицинского устройства или содержать интерфейс для подсоединения к отдельной компьютерной системе для настройки работы медицинского устройства. В одном варианте осуществления, источник питания (и, возможно, контроллер) расположен в непосредственной близости от электродов, например, в виде имплантируемых или частично имплантируемых устройств в кости черепа (или другой части тела). В другом варианте осуществления, источник питания (и, возможно, контроллер) может быть подсоединен удлинительными вводами к заданному положению, например, к имплантируемому устройству в молочной железе.

Как правило, различные аспекты изобретения можно объединять и соединять любым возможным способом в пределах объема изобретения. Приведенные и другие аспекты, признаки и/или преимущества изобретения будут очевидны из пояснений, приведенных со ссылками на нижеописанные варианты осуществления.

КРАТКОЕ ОПИСАНИЕ ЧЕРТЕЖЕЙ

Описание вариантов осуществления изобретения представлено ниже только для примера со ссылками на чертежи, на которых

Фиг.1 - схематическое изображение устройств для DBS (глубокой стимуляции головного мозга), установленных в голове человека;

Фиг.2 - схематическое изображение медицинского устройства в форме зонда для DBS;

Фиг.3 и 4 - схематическое изображение вариантов осуществления конструкций электрических проводников; и

Фиг.5 - примерные расчеты разных конфигураций проводников.

ОПИСАНИЕ ВАРИАНТОВ ОСУЩЕСТВЛЕНИЯ

В данном разделе предлагается описание настоящего изобретения, главным образом, в связи с медицинским устройством для электростимуляции в форме устройства для глубокой стимуляции головного мозга (DBS). Хотя устройство для DBS является важным применением устройства в соответствии с вариантами осуществления настоящего изобретения, устройство применимо в связи с большим числом прикладных задач, в которых используют металлический провод для электростимуляции или зондирования части тела.

На фиг.1A и 1B схематично изображены устройства для DBS (называемые также зондами для DBS), установленные в голове человека. На фиг.1A схематично показан человек 1, снабженный двумя зондами 2, 3 для DBS, частично имплантированными в голову для стимуляции левой и правой стороны головного мозга, а на фиг.1B схематично показано сечение человека, представленного на фиг.1A. Размещение и число зондов для DBS определяют в соответствии с типом подлежащих ослаблению симптомов. Представленный пример предназначен только для пояснения, в качестве примера конкретного размещения. Устройство для DBS содержит три основных компонента: контроллер, электрические проводники и электроды. Контроллер содержит источник питания и управляющую электронику, и, обычно, называется имплантируемым импульсным генератором (IPG) 4, 5. Генератор IPG работает от батареи. Обычно генератор IPG заключен в корпус, например, в титановый корпус. Генератор IPG подсоединен к электродам 6, 7, которые контактируют с тканью головного мозга через электрические проводники (или межкомпонентные соединения) 8, 9. Генератор IPG формирует электрические импульсы, которые доставляются в мозг электродами 6, 7. Устройство для DBS может содержать большое число электродов. Например, можно применить 64 электрода. Электроды могут быть индивидуально адресуемыми или адресуемыми группами. Обычно в процессе терапии активируют поднабор электродов для направления электрических импульсов в заданное место. На фигуре показано, что генератор IPG имплантирован или частично имплантирован в кость черепа. Хотя представленный вариант осуществления предпочтителен, изобретение не ограничено приведенной конфигурацией. Например, генератор IPG можно имплантировать в грудную клетку человека и подсоединять удлинительными вводами к зондам 2, 3.

На фиг.1C представлена распечатка экрана, представляющая смоделированные напряженности поля, возникающего в голове человека с имплантированными зондами для DBS в течение MRI. На фигуре изображены два зонда 2, 3, а также напряженности поля по серой шкале. Шкала ограничена уровнем 150 В/м. Данное изображение приведено для подчеркивая того, что, поскольку эквипотенциальные линии следуют контуру токопроводящего зонда во внешнем поле, то, в результате, высокие напряженности поля создаются вблизи наконечника (дистального конца) зонда, как указано позицией 10. В плохо проводящей среде, например, головном мозге человека, упомянутая особенность приводит к высоким плотностям тока в ней, так как плотность тока, согласно закону Ома, пропорциональная электрическому полю. В области 10 наконечника, плотности тока в ткани головного мозга являются наибольшими. Локальное повышение температуры пропорционально локальному рассеянию мощности и, следовательно, квадрату локальной напряженности поля. Поскольку сопротивление ткани намного больше, чем сопротивление провода, и плотность тока в ближайшей окрестности провода аналогична плотности тока в проводе, то локальное нагревание в ткани будет намного интенсивнее. Чем ближе к наконечнику, тем выше плотность тока, и, следовательно, интенсивнее нагревание.

На фиг.2 схематично изображено медицинское устройство в соответствии с вариантами осуществления настоящего изобретения, при этом устройство выполнено в форме зонда 2 для DBS. Устройство для DBS содержит имплантируемую систему 20 удлиненных вводов. Система вводов имеет дистальный конец 21 и проксимальный конец 22. Система вводов содержит, по меньшей мере, один электрический проводник 23 для подсоединения к, по меньшей мере, одному электроду 24. Электроды схематично изображены в виде одной трубки, однако, как известно специалисту, для контакта с тканями головного мозга можно распределить и установить заданное число электродов на дистальном конце системы вводов во множестве различных конфигураций. Трубка показана только с целью пояснения. Зонд содержит генератор IPG 4 для формирования электрических импульсов на выбранных электродах из, по меньшей мере, одного электрода. Важным аспектом настоящего изобретения является тот факт, что, по меньшей мере, один электрический проводник 23 намотан вдоль продольной оси 25 системы вводов с образованием множества витков, чтобы обеспечить электрические проводники, в общем, винтовой или спиральной формы. Распределение намотки выполнено так, что плотность витков неравномерно распределена вдоль продольной оси. Кроме того, система вводов может содержать фиксирующую конструкцию, например, трубчатую конструкцию для поддержки или опоры проводников и электродов. Фиксирующая конструкция не показана на фигуре.

На фиг.3 схематично изображен вариант осуществления конструкции 30 электрических проводников с проксимальным концом 22 и дистальным концом 21. В изображенном варианте осуществления показана только одна спирально навитая лента. В некоторых вариантах осуществления, система вводов содержит множество электрических проводников (и соответствующих электродов). В некоторых вариантах осуществления, электрические проводники намотаны совместно. Совместную намотку можно осуществить, по меньшей мере, двумя способами. При совместной намотке первого типа, электрические проводники сформированы в виде фольги, при этом проводники проходят как параллельные токопроводящие дорожки вдоль продольной оси, что схематично показано с помощью увеличенного изображения 33, демонстрирующего схему параллельных токопроводящих дорожек. При совместной намотке второго типа, электрические проводники сформированы в виде одиночных изолированных проводов, которые объединены в составной провод, при этом каждый отдельный провод сконфигурирован в соответствии с вариантами осуществления настоящего изобретения. Общее изображение на фиг.3 включает в себя обе упомянутые ситуации, при соответствующей доработке, по меньшей мере, одного проводника.

В обычном варианте осуществления, плотность витков на дистальном конце выше, чем на проксимальном конце. На фиг.3 показано, что плотность намотки непрерывно изменяется вдоль продольной оси 25, с изменяющейся длиной каждого витка. Таким образом, длина намотки, как показано шагом 31, 32 между соседними участками двух витков, обычно, увеличивается к проксимальному концу 22 и, обычно уменьшается к дистальному концу 21.

На фиг.4 схематично изображены варианты осуществления токопроводящих конструкций электрических проводников. На фиг.2 и 3 показано, что, по меньшей мере, один электрический проводник намотан, по существу, по всей длине проводника. Однако, как схематично показано на фиг.4A, конструкция проводника может содержать участки 40 с намоткой и участки 41, 42 без намотки, так что, в некоторых вариантах осуществления, витки могут быть обеспечены только вдоль участка системы проводников. В данном случае, упомянутая система изображена как система проводников, содержащая витки вдоль центральной части 40, смещенной к дистальному концу, а проксимальная часть 41 и сам дистальный конец 42 могут содержать участки без обмотки. Однако в другом варианте осуществления, обычно, участок конструкции проводников содержит витки, при этом положение участка можно задавать в соответствии с конструктивными соображениями или другими соображениями таким образом, чтобы мог существовать только один участок без намотки. Следует понимать, что для участка с намоткой, плотность витков неравномерно распределена вдоль продольной оси.

На фиг.4B схематично изображен вариант осуществления, в котором, по меньшей мере, один электрический проводник намотан на нескольких отдельных участках 40 с намоткой, отделенных участками 41 без намотки. Если определить проксимальный конец 22 слева и дистальный конец 21 справа, то следует понимать, что для участков с намоткой плотность витков неравномерно распределена вдоль продольной оси. В одном варианте осуществления, плотность намотки является такой, что плотность намотки на дистальном конце, обычно, выше, чем на проксимальном конце. На фигуре показано, что как участки 40 с намоткой, так и участки 41 без намотки имеют равные размеры. Однако, в общем, индивидуальные размеры как участков с намоткой, так и участков без намотки могут изменяться.

На фиг.4C схематично изображен вариант осуществления, в котором витки разделены на несколько групп 42-49, при этом плотность витков в группе, то есть, групповая плотность, является постоянной. Однако групповая плотность изменяется вдоль продольной оси 25 таким образом, что групповая плотность на дистальном конце 21 выше, чем на проксимальном конце 22. Таким образом, групповая плотность является максимальной в группе 42, меньше в группе 43 и так далее, до группы 49, в которой плотность является минимальной.

На фиг.4D схематично изображен вариант осуществления, в котором два участка 400, 401 содержат витки, имеющие противоположные направления накручивания. В приведенном варианте осуществления показано, что, в заданном положении 402, направление витков изменяется с первого направления 403 на второе противоположное направление 404. На фигуре указано, что направление накручивания изменяется посередине, однако данное решение не обязательно. Более того, направление накручивания может изменяться, по меньшей мере, два раза вдоль продольной оси 25.

Конкретные признаки конструкции проводников, показанные в связи с фиг.3 и 4A-4D, можно сочетать любым способом в пределах объема настоящего изобретения.

На фиг.5 представлены результаты моделирования разных конфигураций проводников. Расчеты являются моделированием напряженностей электрического поля, возникающего в ткани головного мозга в процессе MRI из-за присутствия имплантированного проводника. Для получения точных результатов моделирования за приемлемое время моделирования, к рассмотрению принята следующая модель. Рассматривается устройство для DBS, находящееся в однородном блоке материала с электрическими свойствами, характерными для головного мозга человека. Внешняя плоская волна падала на упомянутый блок материала таким образом, что, в отсутствие какого-либо металлического провода, напряженность электрического поля в центре составляла приблизительно 900 В/м. Присутствие провода приводит к резкому усилению напряженности электрического поля. На данной фигуре показано, что шкала была ограничена сверху значением 2000 В/м. Изменение контуров ограниченных значений дает четкое показание резкого снижения напряженности поля благодаря намотке провода. Моделирование выполнялось каждый раз с использованием программы Micro Wave Studio from CST (www.cst.com) для 3-мерного моделирования электромагнитных полей. Блок контроллера моделировали как сплошной цилиндр высотой 7 мм и диаметром 24 мм. Систему вводов моделировали как тонкий цилиндр длиной 10 см и диаметром 1,6 мм. Интерфейс электроники моделировали 50 Ом резистором, включенным между проводом и сплошным блоком. Следует заметить, что параллельные проводники в зонде проложены очень близко один к другому и, поэтому, имеют сильную связь на частотах MRI. Упомянутая связь является настолько сильной, что параллельные проводники можно моделировать как один провод.

На фиг.5A представлен результат моделирования для прямого провода длиной 10 см, и на фиг.5B представлен результат моделирования для токопроводящей конструкции, содержащей 250 равномерно распределенных витков вдоль продольной оси токопроводящей конструкции. Фиг.5A и 5B приведены для сравнения с фиг.5C-5F, на которых представлены результаты моделирования, выполненного для DBS (глубокой стимуляции головного мозга), с неравномерным распределением числа витков вдоль продольной оси токопроводящей конструкции в соответствии с вариантами осуществления настоящего изобретения, и, в частности, в связи с вариантом осуществления, схематично изображенным на фиг.4C. Все данные фигуры содержат центрально размещенный зонд для DBS. Упомянутый зонд проще всего заметить на фиг.5A, где он указан позицией 50, однако другие фигуры также содержат зонд, даже несмотря на его меньшую заметность из-за цветной шкалы.

На фиг.5A представлен результат моделирования, полученный для прямого провода длиной 10 см, с диаметром 1 мм. Результат показывает, что достаточно большая зона содержит поле с напряженностью, приблизительно 2000 В/м. Из подробной проверки распределения можно сделать вывод, что напряженность и распределение данного поля не допустимы в связи с MRI, так как будут приводить к слишком большим повышениям температуры в ткани головного мозга.

На фиг.5B представлен результат моделирования, полученный для провода длиной 10 см, с диаметром 1 мм, содержащим 250 витков, равномерно распределенных вдоль зонда. На основе проверок моделирования, выполненных для зондов с равномерно распределенными витками, получена оценка, что 250 витков пригодны для использования, хотя это не жесткий предел.

На фиг.5C-5F представлен результат моделирования, полученный для провода длиной 10 см, с диаметром 1 мм, имеющим неравномерно распределенные витки. Каждый из зондов разделен на группы по одному сантиметру, с постоянной плотностью витков в группе, называемой также групповой плотностью. На каждой из фигур представлено три элемента. Слева представлено схематическое изображение конкретного зонда 51. В середине показана групповая плотность вдоль зонда. Таким образом, для зонда на фиг.5C, дистальный конец содержит 24 витков/см, следующая группа содержит 22 витков/см и так далее до проксимального конца, который содержит 6 витков/см. Справа показан результат 53 моделирования для конкретной конфигурации зонда. Из проверки результатов моделирования, выполненного для зондов с неравномерно распределенными витками, получена оценка, что зонд, показанный на фиг.5C, пригоден для применения в связи с MRI. Однако возможно также применение других конкретных распределений плотностей витков. Специалист способен оценить подходящие конкретные конфигурации обмоток. В частности, для конфигурации на фиг.5C применено только 150 витков, что дает сокращение на 60% в сравнении с конфигурацией на фиг.5B, содержащей 250 равномерно распределенных витков.

Хотя изобретение подробно изображено и описано на чертежах и в вышеприведенном описании, данные изображения и описание следует считать наглядными или примерными, а не ограничивающими; настоящее изобретение не ограничено представленными вариантами осуществления. В процессе внедрения заявленного изобретения, специалистами, на основе изучения чертежей, описания и прилагаемой формулы изобретения, могут быть разработаны и исполнены другие варианты представленных вариантов осуществления. В формуле изобретения, термин «содержащий» не исключает других элементов или этапов, и единственное число не исключает множественного числа. Единственный процессор или другой блок может выполнять функции нескольких компонентов, перечисленных в формуле изобретения. Обстоятельство, что некоторые признаки упомянуты во взаимно различающихся зависимых пунктах формулы изобретения, не означает, что, в подходящих случаях, нельзя использовать сочетание упомянутых признаков. Компьютерная программа может быть записана/поставляться на подходящем носителе, например, оптическом носителе записи или твердотельном носителе, поставляемом совместно или в составе другого аппаратного обеспечения, но может также поставляться в других формах, например, по сети Интернет или другим проводным или беспроводным телекоммуникационным системам. Никакие позиции в формуле изобретения нельзя толковать в смысле ограничения объема изобретения.