УЛУЧШЕННАЯ ДЕТЕКТОРНАЯ МАТРИЦА ДЛЯ СПЕКТРАЛЬНОЙ КОМПЬЮТЕРНОЙ ТОМОГРАФИИ

Настоящая заявка относится к использованию систем формирования изображений. Предмет заявки находит конкретное приложение в сканерах спектральной компьютерной томографии (CT) и будет описываться конкретно со ссылкой на это. Однако это изобретение находит использование в связи с формированием DF и RF изображений, рентгеновской флуороскопией, радиографией и другими системами формирования изображений для медицинских и немедицинских исследований.

Формирование изображений компьютерной томографии (CT) обычно применяет источник рентгеновских лучей, который генерирует веерный пучок, клиновидный пучок или конический пучок рентгеновских лучей, которые пересекают область исследования. Предмет, расположенный в области исследования, взаимодействует с и поглощает часть пересекающих рентгеновских лучей. Двумерный детектор излучения, включающий в себя матрицу детекторных элементов, размещается напротив источника рентгеновских лучей. Детектор излучения включает в себя слой сцинтилляторов и лежащий ниже слой фотодетекторов, которые измеряют интенсивности пропущенных рентгеновских лучей. В двухэнергетической системе CT сцинтилляционные кристаллы соединяются с каждой из двух соответствующих трубок фотоумножителя, например фтористого кальция (CaF) и иодида натрия (NaI). Указанные два сцинтиллятора могут размещаться бок о бок, или, как показано в патенте США 4,247,774, сцинтилляторы могут иметь форму, чтобы частично перекрываться, так что некоторые из рентгеновских лучей проходят сквозь оба сцинтиллятора. Рентгеновские лучи низкой энергии поглощаются и вызывают сцинтилляции в верхнем сцинтилляторе CaF, в то время как рентгеновские лучи высокой энергии проходят насквозь, чтобы осуществлять сцинтилляции в сцинтилляторе NaI. Сцинтилляция приводит к электрическим токам в соответствующих фотоумножителях.

Обычно источник рентгеновских лучей и детектор излучения устанавливаются на противоположных сторонах вращающейся рамы, так что рама вращается, чтобы получать угловой диапазон проекционных представлений предмета. В некоторых конфигурациях источник рентгеновских лучей устанавливается на вращающейся раме, в то время как детектор излучения устанавливается на неподвижной раме. В обеих конфигурациях проекционные представления реконструируются из электрических сигналов, используя фильтрованное проецирование на светопропускающий экран или другой способ реконструкции, чтобы производить трехмерное представление изображения предмета или выбранной его части.

В двухэнергетических системах CT электрические сигналы, соответствующие рентгеновским лучам высокой и низкой энергии, могут собираться одновременно и реконструироваться в отдельные изображения, которые по сути регистрируются. Двухэнергетические данные срезов также могут использоваться, чтобы предоставлять коррекции увеличения жесткости пучка.

Некоторые в текущее время используемые детекторы CT применяют слой оксисульфида гадолиния (GOS). В спектральном детекторе CT верхний слой, который распознает рентгеновские лучи низкой энергии, обычно конфигурируется, чтобы поглощать значительное количество рентгеновских фотонов с энергией ниже 50 килоэлектронвольт при пропускании большого количества рентгеновских фотонов с энергией выше 90 килоэлектронвольт. Эти критерии могут удовлетворяться с верхним слоем из GOS, более тонким, чем приблизительно 0,1 мм. Обычно, активная область каждого фотодетектора делается, чтобы соответствовать толщине соответствующего сцинтилляционного слоя. Так как эффективность сбора света фотодетектора напрямую пропорциональна активной области фотодетектора, высокая активная область 0,1 мм фотодетектора даст результатом неадекватно низкую эффективность сбора света.

Настоящее изобретение предлагает улучшенный способ и устройство, которое преодолевает вышеуказанные проблемы и другие.

В соответствии с одним аспектом настоящей заявки раскрывается детектор излучения. Верхний сцинтиллятор размещается, обращаясь лицевой стороной на источник рентгеновских лучей, чтобы принимать излучение, преобразовывать излучение низкой энергии в свет и пропускать излучение высокой энергии. Первый фотодетектор оптически соединяется с верхним сцинтиллятором, чтобы принимать и преобразовывать свет от верхнего сцинтиллятора в электрические сигналы. Оптический элемент оптически соединяется с верхним сцинтиллятором и первым фотодетектором, чтобы собирать и передавать свет от верхнего сцинтиллятора в первый фотодетектор. Нижний сцинтиллятор размещается рядом с верхним сцинтиллятором отдаленно от источника рентгеновских лучей, чтобы преобразовывать излучение высокой энергии, пропущенное через верхний сцинтиллятор, в свет. Второй фотодетектор оптически соединяется с нижним сцинтиллятором, чтобы принимать и преобразовывать свет от нижнего сцинтиллятора в электрические сигналы.

В соответствии с другим аспектом настоящей заявки раскрывается способ производства детектора излучения. Верхний и нижний сцинтилляторы изготовляются на светочувствительных лицевых сторонах верхнего и нижнего фотодетекторов. Оптический элемент соединяется с верхним сцинтиллятором. Оптический элемент и верхний сцинтиллятор оптически соединяются с верхним фотодетектором. Нижний сцинтиллятор оптически соединяется с нижним фотодетектором.

Одно преимущество настоящей заявки состоит в предоставлении эффективных по отношению к стоимости детекторов излучения.

Другое преимущество состоит в обеспечении высокой эффективности оптического обнаружения для спектральной CT.

Другое преимущество состоит в предоставлении детектора рентгеновских лучей, чья рентгеновская спектральная реакция, по существу, инвариантна по отношению к температуре.

Еще другое преимущество состоит в существенном улучшении эффективности сбора света для тонких сцинтилляторов.

Многочисленные дополнительные преимущества и выгоды станут видны специалистам в данной области техники при чтении последующего подробного описания предпочтительных вариантов осуществления.

Это изобретение может быть реализовано с использованием различных компонентов и конфигураций компонентов, и различных операций обработки и конфигураций операций обработки. Чертежи представлены только в целях иллюстрации предпочтительных вариантов осуществления и не должны толковаться как ограничивающие это изобретение.

Фиг.1 - это диаграммная иллюстрация системы формирования изображений;

фиг.2 в виде диаграммы показывает часть детектора излучения;

фиг.3 в виде диаграммы показывает вид сверху части детектора излучения;

фиг.4 в виде диаграммы показывает часть альтернативного варианта осуществления детектора излучения;

фиг.5 в виде диаграммы показывает часть детектора излучения, которая включает в себя многочисленные слои сцинтилляторов;

фиг.6A в виде диаграммы показывает боковой вид детектора излучения с решеткой; и

фиг.6B в виде диаграммы показывает вид сверху решетки.

Как показано на фиг.1, устройство формирования изображений компьютерной томографии (CT) или сканер 10 CT включает в себя раму 12. Источник 14 рентгеновских лучей и коллиматор 16 источника работают вместе, чтобы производить в форме веера, в форме конуса, в форме клина или в иной форме пучок рентгеновских лучей, направленный в область 18 исследования, которая содержит предмет (не показан), такой как пациент, размещенный на опоре 20 предмета. Опора 20 предмета линейно подвижна в направлении Z, в то время как источник 14 рентгеновских лучей на вращающейся раме 22 вращается вокруг оси Z.

Предпочтительно, вращающаяся рама 22 вращается одновременно с линейным движением опоры 20 предмета, для обеспечения по существу спиральной траектории источника 14 рентгеновских лучей и коллиматора 16 вокруг области 18 исследования. Однако также могут применяться другие режимы формирования изображений, такие как режим формирования изображений единичного или множественных срезов, в котором рама 22 вращается в то время, как опора 20 предмета остается неподвижной, для обеспечения по существу круговой траектории источника 14 рентгеновских лучей, таким способом получать осевое изображение. После того, как осевое изображение получено, опора предмета, по выбору, проходит заданное расстояние в направлении Z и получение осевого изображения повторяется, чтобы получать объемные данные в дискретных шагах вдоль направления Z.

Детектор излучения или детекторная матрица 24 располагается на раме 22 напротив источника 14 рентгеновских лучей. Детектор 24 излучения включает в себя сцинтилляционную матрицу 26 сцинтилляторов или кристаллов 28. Сцинтилляционная матрица 26 размещается в слоях 30 и охватывает выбранный угловой диапазон, который предпочтительно согласован с веерным углом рентгеновского пучка. Сцинтилляционная матрица 26 излучения также простирается вдоль направления Z, чтобы формировать матрицу из n x m сцинтилляторов, такую как 16x16, 32x32, 16x32 или подобное. Слои 30 сцинтилляционной матрицы 26 укладываются в направлении, в общем, перпендикулярном направлению Z. Детектор 24 излучения получает последовательность проекционных представлений по мере того, как рама 22 вращается. Также предусматривается располагать детектор 24 излучения на неподвижной части рамы, окружающей вращающуюся раму, так что рентгеновские лучи непрерывно попадают на непрерывно смещающуюся часть детектора излучения в течение вращения источника. Решетка 32 против рассеивания размещается на принимающей излучение лицевой стороне сцинтилляционной матрицы 26. Решетка 32 имеет отверстия 34, которые позволяют излучению проходить. Матрица или матрицы 36 фотодиодов или других фотодетекторов 38 оптически соединяется с каждым из сцинтилляторов 28 из матрицы 26 сцинтилляторов, чтобы формировать элемент детектора или диксель.

Процессор 42 реконструкции реконструирует полученные проекционные данные, используя фильтрованное проецирование на светопропускающий экран, способ реконструкции n-PI или другой способ реконструкции, чтобы генерировать трехмерное представление изображения предмета или выбранной его части, которое сохраняется в памяти 44 изображений. Представление изображений воспроизводится или иным образом обрабатывается видеопроцессором 46, чтобы производить видимое человеку изображение, которое отображается на пользовательском интерфейсе 48 или другом устройстве отображения, печатающем устройстве, или подобном для просмотра оператором.

Пользовательский интерфейс 48 дополнительно программируется, чтобы обеспечивать взаимодействие оператора-человека со сканером 12 CT, чтобы позволять оператору инициализировать, исполнять и управлять сеансами формирования изображений CT. Пользовательский интерфейс 48 по выбору соединен с сетью связи, такой как информационная сеть больницы или поликлиники, через которую реконструкции изображений передаются медицинскому персоналу, осуществляется доступ к базе данных информации пациентов, или подобное.

Как показано на фиг.2, сцинтилляционная матрица 26 включает в себя двухярусную матрицу, которая включает в себя находящийся внизу или нижний сцинтилляционный слой 30_B и находящийся вверху или верхний сцинтилляционный слой 30_T, которые разделены некоторым слоем 58. Матрица 36 фотодетекторов из фотодетекторов 38, таких как кремниевые фотодетекторы, аморфный кремний, приборы с зарядовой связью, CMOS или другие полупроводниковые фотодетекторы, находится в оптическом соединении с сцинтилляционной матрицей 26. Более конкретно, фотодетекторы включают в себя светочувствительный слой с матрицей активных областей и, предпочтительно, аналоговый второй слой, целиком сформированный на кристалле 50.

Рентгеновские лучи, которые проходят сквозь область 18 исследования, попадают в вершину находящегося вверху сцинтилляционного слоя 30_T вдоль направления U. Находящийся вверху сцинтилляционный слой 30_T, который находится ближе всего к источнику 14 рентгеновских лучей, преобразует рентгеновские лучи самой мягкой или самой низкой энергии в пучке, который прошел сквозь область 18 исследования, в свет. Находящийся внизу сцинтилляционный слой 30_B, который находится дальше всего от источника рентгеновских лучей, принимает самые жесткие рентгеновские лучи. Световые сигналы от дикселей каждого слоя 30 обнаруживаются соответствующими фотодетекторами 38 из матрицы 36 фотодетекторов. Находящийся вверху слой 30_T выбирается и имеет размер, чтобы преобразовывать, по существу, все рентгеновские фотоны 50 килоэлектронвольт или менее в свет и пропускать, по существу, все фотоны 90 килоэлектронвольт или выше к находящемуся внизу слою 30_B.

Матрица 36 фотодетекторов размещается вертикально вдоль направления U на внутренней стороне 60 каждой двухярусной матрицы 26. Внутренняя сторона 60 находящегося вверху и находящегося внизу сцинтилляционных слоев 30_T, 30_B, которая является смежной к фотодетекторам 38, оптически соединяется, чтобы передавать свет, с матрицей 36 фотодетекторов. Может использоваться оптическое липкое эпоксидное связывающее вещество, чтобы достигать оптического соединения. Отражающее покрытие может функционировать как слой 58 разделения.

Как показано на фиг.2 и 3, матрица 36 фотодетекторов предпочтительно является 2D матрицей, включающей в себя верхнюю и нижнюю матрицы 82, 84 фотодетекторов, обе являются частью вертикальных кристаллов 50. Каждый кремниевый кристалл 50 включает в себя пару соответствующих верхних и нижних фотодетекторов 38_T, 38_B. Активная область 94 каждого верхнего фотодетектора 38_T размещается напротив и соединяется с находящимся вверху сцинтилляционным слоем 30_T, в то время как активная область 96 каждого нижнего фотодетектора 38_B размещается напротив и соединяется с находящимся внизу сцинтилляционным слоем 30_B. Кремниевые кристаллы 50 устанавливаются параллельно друг другу предпочтительно в направлении Z, между смежными строками сцинтилляционной матрицы 26. Каждый кристалл и сцинтилляторы, которые он несет, формируют линейную плитку 98. Кристаллы формируют нечувствительные к рентгеновским лучам зоны; поэтому каждый предпочтительно является тонким, т.е. 0,1 до 0,15 мм.

В одном варианте осуществления верхний и нижний фотодетекторы 38_T, 38_B могут быть фотодиодами размыкающего контакта и иметь соответствующие активные области 94, 96, которые чувствительны к излучению, производимому сцинтилляцией. Фотодетекторы фронтальной поверхности, такие как фотодиоды или приборы с зарядовой связью (CCD), с электрическими контактами предпочтительно размещенными на их фронтальной поверхности обнаруживают свет и преобразуют его в электрические сигналы, которые передаются проводниками на фронтальной поверхности упомянутого кристалла соединителям ниже находящегося внизу сцинтиллятора. Также предусматриваются другие детекторы, которые преобразуют свет посредством тылового освещения.

Электроника, такая как связанные с конкретным приложением интегральные схемы (ASIC) (не показаны), производят электрические управляющие выходные сигналы для управления матрицей 36 фотодетекторов, и принимают сигналы детекторов, производимые матрицей 36 фотодетекторов. Схемы ASIC выполняют выбранную обработку сигналов детекторов, которая дает результатом преобразование токов фотодетекторов в цифровые данные.

Сигналы от дикселей каждого слоя 30 взвешиваются и комбинируются, чтобы формировать спектрально взвешенные данные изображения. Взвешивание может включать в себя обнуление одного или более диксельных слоев. Посредством выбора разных относительных весов среди дикселей генерируются данные изображения, которые увеличивают эффект присутствия и уменьшают эффект присутствия выбранных частей энергетического спектра, т.е. выбранных диапазонов поглощения энергии рентгеновских лучей. Посредством соответствующего выбора весовых коэффициентов изображения CT реконструируются из конкретных выбранных диапазонов поглощения энергии рентгеновских лучей, чтобы увеличивать эффект присутствия тканей, в то время как другие выбранные ткани вытесняются или, по существу, стираются в реконструированном изображении. Например, можно увеличивать эффект присутствия кальция в ткани молочной железы и йода в контрастной среде посредством вычитания изображений или сигналов от индивидуальных дикселей, взвешенных, чтобы увеличивать эффект присутствия какой-либо стороны соответствующих линий поглощения. Хотя показаны два слоя, следует принять во внимание, что может предоставляться большее количество слоев, чтобы предоставлять больше уровней различения энергии.

Как показано на фиг.2, в одном варианте осуществления находящийся вверху и находящийся внизу сцинтилляционные слои 30_T, 30_B делаются из одного и того же сцинтилляционного материала. Находящийся вверху сцинтилляционный слой 30_T является тонким по сравнению с находящимся внизу сцинтилляционным слоем 30_B, чтобы распознавать рентгеновские лучи низкой энергии и пропускать рентгеновские лучи высокой энергии. Например, находящийся вверху сцинтилляционный слой 30_T должен поглощать рентгеновские лучи энергии ниже 50 килоэлектронвольт при пропускании 75% или более рентгеновских лучей энергии выше 90 килоэлектронвольт. В одном варианте осуществления используется GOS, чтобы производить как находящийся вверху, так и находящийся внизу сцинтилляционные слои 30_T, 30_B. В таком детекторе критерии поглощения и пропускания могут удовлетворяться с находящимся вверху сцинтилляционным слоем 30_T из GOS, более тонким, чем приблизительно 0,5 мм, и толщиной находящегося внизу сцинтилляционного слоя 30_B от приблизительно 1,3 мм до приблизительно 2,0 мм. Обычно, активные области 94, 96 фотодетекторов делаются, чтобы согласовывать соответствующие толщины находящегося вверху и находящегося внизу сцинтилляционных слоев 30_T, 30_B.

Эффективность L_Col-eff сбора света детектора, содержащего прозрачный, нерассеивающий, окрашенный сцинтиллятор, оптически соединенный с активной областью фотодетектора, напрямую пропорциональна активной области A_A фотодетектора и может быть грубо выражена как:

,

где A_A, A_D - это "активная" и "мертвая" области фотодетектора,

R_si - это диффузное отражение фотодетектора при длине волны излучения сцинтиллятора, и

A_P, R_P - это область и диффузное отражение, соответственно, окрашенных областей кристалла сцинтиллятора.

Например, для сцинтиллятора области поперечного сечения 1 мм ×1 мм, которая имеет приблизительно 95% отражающего покрытия, эффективность L_Col-eff сбора света равна приблизительно 75%, когда толщина сцинтилляционного слоя равна приблизительно 1,5 мм. Когда толщина сцинтилляционного слоя для такого же сцинтиллятора уменьшается до приблизительно 0,25 мм, эффективность L_Col-eff сбора света уменьшается до приблизительно 15%, так как очень маленькое количество излучаемого света светит на активную область фотодетектора.

Прямоугольный блок или призма 100 из прозрачного, с малым Z пластикового направляющего свет материала, такого как PMMA (Perspex^TM), полиэтилентерефталат (PET), полистирол, поликарбонат (Lexan), литая эпоксидная смола и подобное, оптически соединяется с находящейся вверху поверхностью 62 каждого элемента находящегося вверху сцинтиллятора 30_T в матрице. Альтернативно, или дополнительно, находящаяся внизу поверхность сцинтиллятора оптически соединяется с прозрачной призмой. Находящаяся вверху поверхность 64 находящегося вверху сцинтиллятора 30_T, находящиеся внизу поверхности 66, 68 и боковые поверхности 70, 72 находящегося вверху и находящегося внизу сцинтилляционных слоев 30_T, 30_B и находящаяся вверху поверхность 112 призмы IDO окрашены или иным образом покрыты отражающим свет покрытием или слоем 80. Отражающее покрытие 80 покрывает призму и сцинтиллятор как единое целое. Свет, излучаемый находящимся вверху сцинтилляционным слоем 30_T, переносится к находящемуся вверху фотодетектору частично через слой сцинтилляторов и частично через призму. Нет никакого отражающего покрытия, осажденного между сцинтиллятором и призмой 100. Высота активной области 94 верхнего фотодетектора 38_T, которая, по существу, равна сумме высот находящегося вверху сцинтиллятора 30_T и призмы или блока 100, равна высоте h1, которая, по существу, больше, чем толщина или высота h2 ассоциированного находящегося вверху сцинтилляционного слоя 30_T. Такая увеличенная активная область фотодетектора дает результатом увеличенную эффективность оптического сбора. В одном варианте осуществления высота h2 находящегося вверху слоя 30_T равна приблизительно 0,10 мм, высота h3 призмы 100 равна приблизительно 0,90 мм, и высота h1 активной области 94 верхнего фотодетектора равна приблизительно 1,00 мм. Эффективность L_Col-eff оптического сбора верхнего фотодетектора 38_T увеличивается на приблизительно множитель, равный четырем, без вычитания света, собранного активной областью 96 нижнего фотодетектора высоты h4, которая равна приблизительно 0,95 мм. Высота h5 находящегося внизу сцинтилляционного слоя 30_B в показанном варианте осуществления равна приблизительно 1 мм.

Предпочтительно, высота блока или призмы 100 выбирается, чтобы уравнивать активные области верхнего и нижнего фотодетекторов 38_T, 38_B.

Предпочтительно, оптический соединяющий материал, такой как оптическое соединяющее связывающее вещество 102, размещается между внутренней стороной 60 и фотодетекторами, чтобы улучшать оптическое соединение между сцинтилляционными слоями 30_T, 30_B и матрицей 36 фотодетекторов и увеличивать эффективность сбора света фотодетекторов 38_T, 38_B.

Так как оба находящийся внизу сцинтилляционный слой 30_B и находящийся вверху сцинтилляционный слой 30_T могут теперь делаться из одного и того же сцинтилляционного материала, затраты производства уменьшаются, так как должна устанавливаться и поддерживаться только единичная цепь поставки компонентов. Качество изображения также улучшается, так как пары сцинтилляторов в каждом дикселе теперь имеют идентичные температурные коэффициенты реакции на рентгеновские лучи. Это уменьшает необходимость осуществлять перекалибровку спектральной реакции, когда детекторная матрица нагревается в течение затянувшегося формирования изображений.

Как показано на фиг.4, нижний сцинтилляционный слой 30_B содержит плотный, с высоким Z материал, такой как оксисульфид гадолиния (Gd₂O₂S, Pr, Ce или "GOS") или вольфрамат кадмия (CdWO₄ или "CWO"), в то время как верхний сцинтилляционный слой 30_T содержит либо с высоким Z, либо с малым Z материал, такой как селенид цинка (ZnSe), который, предпочтительно, легирован теллуром (Te). В этом варианте осуществления слой сцинтилляторов селенида цинка приблизительно 1,5 мм в толщину, и призма, если используется, приблизительно 0,5 мм или менее в толщину. Альтернативно, верхний слой 30_T содержит алюминоиттриевый гранат ("YAG") или другой подобный материал, который имеет низкое поглощение рентгеновских лучей, так что поглощаются только мягкие рентгеновские лучи в пучке. В варианте осуществления с использованием алюминоиттриевого граната слой сцинтилляторов приблизительно 1,0 мм в толщину, и призма приблизительно 0,5 мм или менее в толщину. В качестве другой альтернативы могут использоваться комбинации сцинтилляторов, такие как слой 0,5 мм из YAG, слой 0,05 мм из GOS и призма 0,5 мм. В качестве еще другой альтернативы призма может быть сцинтиллятором, например, слой 0,75 мм из ZnSe с 0,05 мм из GOS. Также возможно использование других сцинтилляторов и их комбинаций.

Как показано на фиг.5, сцинтилляционная матрица 26 включает в себя промежуточные сцинтилляционные слои 30₁, 30₂,…, 30_n, которые размещаются между находящимся вверху и находящимся внизу сцинтилляционными слоями 30_T, 30_B. Предпочтительно, только находящийся внизу слой 30_B является, в общем, толстым, в то время как каждый слой выше находящегося внизу слоя 30_B является предпочтительно относительно тонким и реагирует только на маленький диапазон рентгеновского спектра, падающего на соответствующий промежуточный слой. Оставшаяся часть спектра рентгеновских лучей передается дальше нижним промежуточным слоям. Каждый промежуточный сцинтилляционный слой 30₁, 30₂,…, 30_n оптически соединяется с соответствующим промежуточным фотодетектором 38₁, 38₂,…, 38_n. Является особенно предпочтительным увеличивать оптическую высоту всех, кроме находящегося внизу слоя 30_B посредством использования оптических призм 100₁, 100₂,…, 100_n способом, описанным выше, чтобы передавать свет от каждого промежуточного сцинтилляционного слоя 30₁, 30₂,…, 30_n к соответствующему промежуточному фотодетектору 38₁, 38₂,…, 38_n. Обычно, высота призмы, используемой в слое n, выбирается так, что сумма высоты призмы и соответствующего сцинтилляционного слоя грубо равна ширине w (модифицированная, фиг.2) сцинтилляторов 30_T, 30_B, таким образом, обеспечивая приемлемое отношение активной области фотодетектора к полной окрашенной области.

Как показано на фиг.6A и 6B, решетка 32 включает в себя ответвления или полосы 110, которые каждая предпочтительно перекрывает толщину каждого соответствующего кремниевого кристалла 50. Таким способом решетка 32 защищает кремниевые кристаллы 50 от рентгеновского излучения. Например, если кремниевые кристаллы приблизительно 0,125 мм в толщину, ответвления 110 могут быть приблизительно 0,140 мм в толщину.

Это изобретение было описано со ссылкой на предпочтительные варианты осуществления. Очевидно, при чтении и понимании предшествующего подробного описания для других будут возникать модификации и изменения. Предполагается, что эта заявка будет толковаться как включающая в себя все такие модификации и изменения настолько, насколько они находятся в пределах объема прилагаемой формулы изобретения или ее эквивалентов.