(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
２次元ディジタル・サブトラクテッド血管造影画像と、回転血管造影シーケンスから再構成された３次元画像上のデータとを比較することにより、２次元と３次元の血管造影画像を自動的にレジストレーションする方法であって、本方法は、画像内の歪み領域が評価され、円錐投影マトリックスが評価され、歪み領域および円錐投影マトリックスに基づく初期レジストレーションと完全なレジストレーションとの間の差に等しい空間的リジッド変換により近似が行われ、該リジッド変換が移動成分と回転成分とを含み、その回転成分を既知とみなして移動成分により近似を行い、２次元ディジタル・サブトラクテッド血管造影画像と再構成された３次元画像データとの相関が最大となる時点でその最適な変換が達成される方法。
【請求項２】
残りのレジストレーション誤差が、撮像手段のマークでの再構成された３次元画像の移動および回転のポジショニング誤差によるものであると仮定する請求項１に記載の方法。
【請求項３】
再構成された３次元画像上の前記データと２次元ディジタル・サブトラクテッド血管造影画像との間の差が、修正光束技法により決定されるリジッド変換にひき続くわずかな変位によるものとする請求項１又は２に記載の方法。
【請求項４】
再構成された３次元画像上の前記データが、最大強度の円錐投影により、あるいは３次元の再構成画像のボクセルの値の加算により得られた２次元画像より構成されている請求項１乃至３のいずれか一項に記載の方法。
【請求項５】
ディジタル・サブトラクテッド血管造影画像の変位の各々に関し、再構成された３次元画像の投影を新たに計算することなく元の２次元画像から新たな２次元画像を計算する請求項４に記載の方法。
【請求項６】
初期レジストレーションが、既知の３次元位置のマーカー・ユニットにより与えられる請求項１乃至５のいずれか一項に記載の方法。
【請求項７】
初期レジストレーションが、血管造影装置の較正により与えられる請求項１ないし５のいずれか一項に記載の方法。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は画像処理の分野に関し、詳細には２次元および３次元放射線画像の分野に関する。
【０００２】
【従来の技術】
周知のように、放射線装置は、Ｘ線管などの放出手段と、この放出を受け取る手段とを備える。この受け取り手段としては、半導体検出器、シンチレータあるいはＣＣＤタイプのビデオ・カメラなどである。
【０００３】
Ｘ線の放出手段および受け取り手段は、１つまたは複数の軸を有する可動システムにより支持されており、様々な入射角での撮影が可能である。受け取り手段は画像処理手段と接続されており、受け取り手段が収集した一連の２次元画像から３次元画像の作成を可能にしている。
【０００４】
３次元画像と、血管造影部位内でのカテーテルの配置など、患者がある具体的な処理を受けている段階で撮影された２次元画像の間で良好な一致が得られることが重要であり、これにより２次元画像内でのカテーテルの動きを追跡することが可能となる。これは３次元画像内でも同様である。
【０００５】
サブトラクテッド血管造影画像を自動的にレジストレーションする方法は、ＣＡＲＳ’９９で出版されたＫＥＲＲＩＥＮ、ＬＡＵＮＡＹ、ＢＥＲＧＥＲ、ＭＡＵＲＩＮＣＯＭＭＥ、ＶＡＩＬＬＡＮＴおよびＰＩＣＡＲＤによる記事「Ｆｕｌｌｙ  ａｕｔｏｍａｔｉｃ  ３Ｄ／２Ｄ  Ｓｕｂｔｒａｃｔｅｄ  Ａｎｇｉｏｇｒａｐｈｙ  Ｒｅｇｉｓｔｒａｔｉｏｎ」（Ｐｒｏｃｅｅｄｉｎｇｓ  ｏｆ  ｔｈｅ  １３ｔｈ  Ｉｎｔｅｒｎａｔｉｏｎａｌ  Ｃｏｎｇｒｅｓｓ  ａｎｄ  Ｅｘｈｉｂｉｔｉｏｎ、Ｐａｒｉｓ、１９９９年６月２３〜２６日）より周知である。この記事には、脳血管新生の再構成された３次元画像が多数のサブトラクテッド血管造影画像から得られること、また介入的神経学（ｉｎｔｅｒｖｅｎｔｉｏｎａｌ  ｎｅｕｒｏｌｏｇｙ）においては、瞬時に撮られた複数の２次元画像上に、再構成された３次元ボリュームをレジストレーションすることは有益であることが指摘されている。
【０００６】
介入的放射線学（ｉｎｔｅｒｖｅｎｔｉｏｎａｌ  ｒａｄｉｏｌｏｇｙ）においては、操作者が、カテーテルが可能な最適な精度で患者の体内に位置していることを任意の時点で認識できることが望ましい。現時点では、操作者はＤＳＡと呼ばれるディジタル・サブトラクテッド血管造影画像からこの情報を引き出すことができる。操作者はこのＤＳＡを術前の磁気共鳴像と関連付けるが、その関連付けは操作者の解剖学的知識に頼っている。とりわけ、ＤＳＡ画像により極めて高い空間分解能をもつリアル・タイム撮像が提供される。さらに、回転血管造影シーケンスによる「３ＤＸＡ」と呼ばれる血管の３次元再構成もまた、最近使用されている。回転血管造影シーケンスは、出力上にこの３ＤＸＡ画像を作成するため、Ｘ線管およびカメラを半周以上高速に回転させて、断層撮影アルゴリズムの入力上の投影である約５０枚のＤＳＡ画像を撮影する。本技法に関する詳しい情報は、「Ｌｏｃａｌｉｚａｔｉｏｎ  ａｎｄ  ３Ｄ  ｒｅｃｏｎｓｔｒｕｃｔｉｏｎ  ｆｒｏｍ  ｓｔｅｒｅｏｔａｘｉｃ  ａｎｇｉｏｇｒａｍｓ」（Ｎａｔｉｏｎａｌ  Ｐｏｌｙｔｅｃｈｎｉｃ  Ｉｎｓｔｉｔｕｔｅ  ｏｆ  Ｌｏｒｒａｉｎｅ、Ｎａｎｃｙ、Ｆｒａｎｃｅ、１９９６）と題するＬＡＵＮＡＹの博士論文を参照されたい。
【０００７】
こうした再構成により血管構造を極めて妥当に評価することが可能となる。さらに、これらの３次元画像は、最大強度投影、アイソ・サーフェス、ボリューム・メルティング、バーチャル内視鏡、さらには再フォーマット断面などの幾つかの視覚化のタイプに従ってリアル・タイムで使用することができる。さらに、これらの３次元画像は、操作者の診断に対する支援となる。
【０００８】
【発明が解決しようとする課題】
本発明は、レジストレーション方法の改善に関するものである。
【０００９】
さらに、本発明は、短い計算時間でミリメートル級あるいはミリメートル以下級の精度をもつレジストレーション方法に関するものである。
【００１０】
【課題を解決するための手段】
自動的にレジストレーションするこの方法は、２次元と３次元の血管造影画像を目的とするものであり、２次元ディジタル・サブトラクテッド血管造影画像を回転血管造影シーケンスから再構成された３次元画像上のデータと比較することによる。この回転血管造影シーケンスにおいて、画像内の歪み領域が評価され、円錐投影マトリックスが評価され、ついでその歪み領域および円錐投影マトリックスに基づく初期レジストレーションと完全なレジストレーションとの間の差に等しい空間的リジッド変換により近似が行われる。移動成分と回転成分より構成されるリジッド変換では、その回転成分は既知であるとして移動成分による近似を行い、ディジタル・サブトラクテッド血管造影画像と再構成された３次元画像データとの相関が最大となる時点でその最適な変換が達成される。
【００１１】
残りのレジストレーション誤差は、撮像手段の基準座標内で再構成された３次元画像の移動および回転における位置決め誤差によるものと考えられる。
【００１２】
再構成された３次元画像データと２次元ディジタル・サブトラクテッド血管造影画像との間の差は、修正光束技法により決定されるリジッド変換にひき続くわずかな変位によるものと見なすことができる。
【００１３】
再構成された３次元画像データは、再構成された３次元画像の最大強度の円錐投影により得られた２次元画像と関連させることが好ましい。このタイプの投影では、単一のボクセルと各々のピクセルをリンクさせる。所与の瞬間における空間座標のうちの１つの値として選択されるボクセルの深度は、投影された各々のピクセルに適用することができる。
【００１４】
有利な点は、ディジタル・サブトラクテッド血管造影画像の各変位において、再構成された３次元画像の投影を新たに計算することなく、元の２次元画像から新たな２次元画像が計算されることである。必要となる計算の継続時間は、数時間から１〜２分までかなり軽減される。
【００１５】
本発明の第１の実施の態様では、その初期レジストレーションは、既知の３次元位置のマーカー・ユニットにより与えられる。
【００１６】
本発明の別の実施の態様では、その初期レジストレーションは、血管造影装置の較正により与えられる。
【００１７】
したがって、初期レジストレーションから始めて、ディジタル・サブトラクテッド血管造影画像と再構成された３次元画像データとの間の相関を最大とすることにより、移動の初期誤差を少なくすることができる。また、修正光束技法によりレジストレーションを精査することにより、手術の間、とりわけ介入的神経外科学または放射線医学（ｉｎｔｅｒｖｅｎｔｉｏｎａｌ  ｎｅｕｒｏｓｕｒｇｅｒｙ  ｏｒ  ｒａｄｉｏｌｏｇｙ）の手術に実際に使用するのに十分な、ミリメートル級あるいはミリメートル以下級の精度のレジストレーション補正を行うことができる。このレジストレーションのための計算は、たかだか数分（ないしは数十秒）で可能である。
【００１８】
本発明は、具体的には、血管を観察できるようにした３次元画像を伴う放射線撮影に適用される。こうした画像の情報内容はわずかである。
【００１９】
【発明の実施の形態】
本発明は、以下に述べる実施の形態の詳細な説明を検討することによりさらに理解が深められるだろう。
【００２０】
本発明によりＤＳＡ画像と３ＤＸＡ画像をマッチングさせることができる。
【００２１】
本明細書において「ＤＳＡ画像」とは、取得したシーケンス内で第Ｎ行までの最大不透明度をもつ画像のことである。すなわち、結果として得た画像の各ピクセルはそのシーケンスのＮ枚の第１の画像上、または取得シーケンス内の第Ｎ行の画像上にある最小の値をとる。その画像の第Ｎ行はユーザにより選択されるか、あるいは取得の率に対して一定の値とする。
【００２２】
さらに、３ＤＸＡボリュームは円錐「ＭＩＰ」（最大強度投影）と呼ばれるビュー（ｖｉｅｗ）に投影される。３ＤＸＡボリュームの各ボクセルは、そのボクセルのサイズに等しい半径をもつ球と見なすことができ、画像平面に投影される。各ピクセルの最終の値は、その平面内に投影される最大値となる。このようにして得られた画像は、「ＭＩＰ画像」と記載される。別法として、各ピクセル内のボクセルの値を加算することにより円錐投影を使用することも可能である。
【００２３】
２つの画像間のレジストレーションは、画像の歪み領域を評価することにより実施できる。この技法は、ＫＥＲＲＩＥＮ、ＶＡＩＬＬＡＮＴ、ＬＡＵＮＡＹ、ＢＥＲＧＥＲ、ＭＡＵＲＩＮＣＯＭＭＥおよびＰＩＣＡＲＤによる記事「Ｍａｃｈｉｎｅ  ｐｒｅｃｉｓｉｏｎ  ａｓｓｅｓｓｍｅｎｔ  ｆｏｒ  ３Ｄ／２Ｄ  ｄｉｇｉｔａｌ  ｓｕｂｔｒａｃｔｅｄ  ａｎｇｉｏｇｒａｐｈｙ  ｉｍａｇｅｓ  ｒｅｇｉｓｔｒａｔｉｏｎ」（ＳＰＩＥ  Ｍｅｄｉｃａｌ  Ｉｍａｇｉｎｇ、Ｖｏｌｕｍｅ  ３３３８、３９〜４９ページ、１９９８）により知ることができる。
【００２４】
画像内の歪み領域の評価後、円錐投影マトリックスによる評価が行われる。較正を行うと、このマトリックスの内因性パラメータを見つけ出すことができ、その外因性パラメータを以下に述べるようにして決定できる。
【００２５】
一旦校較正されると、放射線装置は初期レジストレーションを供給する。この初期レジストレーションは、３次元空間におけるリジッド変換（回転＋移動）によって完全レジストレーションとして求められるレジストレーションとは異なる。リジッド変換は、低振幅の回転成分をもち、また移動成分は未知と考えることができる。
【００２６】
初めに、完全に既知である投影マトリックスの回転成分を考察することにより移動成分が見つけ出される。その最適位置は、ＤＳＡ画像のＭＩＰ画像に対するセンター標準化相関が最大となった時点において得られる。残留レジストレーション誤差は、得られたレジストレーションに対応するカメラ・マークでの３ＤＸＡボリュームの回転および移動の双方の僅かなポジショニング誤差によるものと仮定できる。３ＤＸＡボリュームは僅かなリジッド変換に従って移動するので、そのＭＩＰ画像は時刻ｔ1で得られたと考えられる。時刻ｔ2で画像が取得され、ＤＳＡ画像が得られる。現在のＭＩＰ画像とＤＳＡ画像の間で観察される見かけの動きにより、求める僅かなリジッド変換に関する情報が与えられる。この情報は、修正光束技法により引き出される。
【００２７】
ＤＳＡ画像ＩdとＭＩＰ画像Ｉmの間のセンター標準化相関は次式により定義される。
【数１】
0004409734.tif 000002
上式において、Ｄは両画像に共通の領域、またＩ￣dおよびＩ￣m（本明細書において、￣はその左側の文字の上に来るべきであるが、そのような処理ができないのでずらして表示する）はそれぞれ画像ＩdおよびＩmの平均である。ここで、現在のレジストレーションは投影マトリックスＭにより与えられると考えることができる。移動Ｄ＝（Ｄx、Ｄy、Ｄz）により、Ｍと異なるあらたな投影マトリックスＭ’が求められる。そのボリュームをマトリックスＭに従いかつ移動の後に得られる最終画像内の座標位置（ｕ’、ｖ’）に投影する。そして、これにより得られる初期画像内の座標位置（ｕ、ｖ）に投影される点Ｐを考えることで、次式が得られる。
【数２】
0004409734.tif 000003
【００２８】
次いで、マトリックスＭを、Ｔｏｓｃａｎｉの方法（「Ｓｙｓｔｅｍ  ｏｆ  ｃａｌｉｂｒａｔｉｏｎ  ａｎｄ  ｐｅｒｃｅｐｔｉｏｎ  ｏｆ  ｍｏｖｅｍｅｎｔ  ｉｎ  ａｒｔｉｆｉｃｉａｌ  ｖｉｓｉｏｎ」（Ｇ．Ｔｏｓｃａｎｉの博士論文、Ｕｎｉｖｅｒｓｉｔｅ  ｄｅ  Ｐａｒｉｓ  Ｓｕｄ、Ｏｒｓａｙ、１９８７））によって標準化し、これにより次式が導かれる。
【数３】
0004409734.tif 000004
【００２９】
この式により移動Ｄ→（本明細書において、→はその左側の文字の上に来るべきであるが、そのような処理ができないのでずらして表示する）の読み取りが可能となる。ＤxおよびＤyにより初期画像の移動が生じ、項Ｄzによりズームが生じる。画像の左上方の角を中心にして、次いで画像内の構造の移動を伴わせる。パラメータへの依存は最適化に有害である。
【００３０】
ここで、画像の中心（Ｕc、Ｖc）に対してある拡大率をもつ画像平面に平行な移動（ｄｕ、ｄｖ）の場合には、次式となる。
【数４】
0004409734.tif 000005
【００３１】
これらのパラメータは独立であり、各々がより直観的であるという事実のために、相関の最適化に十分に役立つ。しかし、これらのパラメータはベクトルＤ→と等価ではない。実際、ｓは点Ｐの座標Ｘ、ＹおよびＺによって決まる。したがって、発明者らはｓがそのボリュームを通して一定であると考えた。すなわち、このボリュームが点であると考えたことと同じ意味である。３ＤＸＡボリュームの再構成は、その焦点距離が例えば１メートル程度である焦点とその画像平面との中間に位置する、例えば直径が１５ｃｍの球を占めるものと推定することができる。この近似は十分なものである。というのは、得られたマトリックスにより、ｓの変動が１％程度であることが示されているからである。したがって、この前提は有効であり、上記の２つの式を確定し、ベクトルＤ→と３つのパラメータ（ｄｕ、ｄｖ、Ｇ）の間の全単射（ｂｉｊｅｃｔｉｏｎ）が決定される。
【００３２】
これら３つのパラメータの最適化の手順は以下の通りである。
・低分解能、例えば６４×６４ピクセルの網羅的な探索。パラメータの変動の限界は血管造影装置により設定されるか、あるいは粗い基準による。これは、２つの画像がその表面の少なくとも４分の１にわたって重なり合うことである。
・パラメータの空間のマークの各軸に沿った網羅的な探索よりなる最大分解能探索。探索空間を作成するために修正するパラメータは一度に１つだけとする。したがって、３つのパラメータの場合では、発明者らが行った相関計算は２６回ではなく、６回のみである。最後に、パラメータＧはその大きさおよび影響に関してｄｕおよびｄｖと極めて異なることに留意すべきである。発明者らはパラメータＧの最適化と、ｄｕおよびｄｖの共通の最適化を交互に行っている。（高分解能をもつ）軸平面で動作するパラメータと、（分解能のより低い）これに対する直交方向で影響を与えるパラメータとは、このようにして区別される。
【００３３】
ＤＳＡ画像とＭＩＰ画像の間の相関を最大にするパラメータの値ｄｕ、ｄｖおよびＧが見つかったら、その投影マトリックスＭをこれに従って修正し、３ＤＸＡボリュームを投影させて新たなＭＩＰ画像を作成する。この新しい画像はＤＳＡに十分に近いものであるため、これを利用して光束の計算を行うことができる。ＭＩＰ画像とＤＳＡ画像との差は、カメラのマークでの３ＤＸＡボリュームの位置に関する誤差により説明できる。この誤差は僅かなリジッド変位に類似したものである。
【００３４】
時刻ｔにおける空間位置Ｐ＝（Ｘ、Ｙ、Ｚ）と、この位置Ｐから、僅かなリジッド変位により移動した時刻ｔ’の位置Ｐ’＝（Ｘ’、Ｙ’、Ｚ’）を考える。僅かなリジッド変位は、回転Ｒ＝ＲAＲBＲC（Ａ、ＢおよびＣは３次元基準座標系の基底ベクトルの周りの回転の角度）と、移動Ｔ→＝（Ｕ、Ｖ、Ｗ）より構成されており、次式が得られる。
【数５】
0004409734.tif 000006
【００３５】
移動が僅かであるという前提において、次式が得られる。
【数６】
0004409734.tif 000007
【００３６】
カメラの内部基準座標系において、点Ｐはこの画像の座標（ｕ、ｖ）のピクセル上に、次式に従って投影される。
【数７】
0004409734.tif 000008
ここで、αはそのカメラに関するピクセル・サイズに対する焦点距離の比である。この式を時間に関して微分し、前述の式を組み合わせることにより次式が得られる。
【数８】
0004409734.tif 000009
【００３７】
１／Ｚの項を除けば、この式は、画像平面の変換にほぼ対応する。これはＰ’−Ｐを規定している式の見かけ上の移動による３次元移動の分解能により生じた問題である。６つのパラメータのうち、解くことができるのは５つのパラメータのみである。というのは、変数Ｚが与える視野内の対象の深度に関しては不確定のままだからである。対象が画像平面と平行に移動すると、２倍の小ささで、光学中心から２倍の近さに位置し、かつ第１の移動と平行であるが２倍の弱さの移動により駆動されるような対象と同じ見かけの移動を生じることになる。しかし、発明者らはＭＩＰタイプの投影を利用することができる。実際に、この投影により単一のボクセルは各ピクセルに連結される。各ピクセルに対して、ＭＩＰ投影の計算に関し、発明者らはＺの値として選択されたボクセルの深さを連結させている。ｕおよびｖの導関数を決定する式により、次いで画像内のピクセルの座標を、求められた移動の６つのパラメータと完全にリンクさせる。
【００３８】
決定すべき各ピクセルのｕおよびｖの値がまだ残っている。光束の前提により、ＤＳＡ画像とＭＩＰ画像の間の対象の強度は一定である。このことは、２つの画像が別々の手段により得られ、かつ同じ対象を正確に表さず、あるケースでは実際の対象であっても、別のケースでは断層画像再構成であるという意味において、絶対的には守られない。しかし、この考え方に基づいて次のように書ける。
【数９】
0004409734.tif 000010
【００３９】
この式を前述の式と組み合わせることにより、各ピクセルごとに、移動に関する６つのパラメータを考慮した２つの式が得られる。そして、発明者らは６つの未知数に対して広範に決定するシステムに到達した。これら未知数は擬似逆数を決定し最小二乗法で解かれる。
【００４０】
上述の２つの段階はそのボリュームの多数のＭＩＰ投影に基礎を置いている。これは相関最適化手順において明白である。
【００４１】
修正光束の場合では、その結果は定性的には良好であるが、定量的には良好ではない。その移動の大きさは、その方向が正しい場合であっても極めて過小評価される。そこで、僅かな残留移動の反復分解能が使用される。この場合、多数のＭＩＰタイプ投影、すなわち一反復あたり１つの投影が必要となる。
【００４２】
現在、３ＤＸＡボリュームの円錐ＭＩＰタイプ投影の作成には１秒程度かかる。例えば、サイズが６４×６４の低分解能画像の場合、低分解能相関の網羅的計算で必要となる投影の数は、それぞれが３２、３２および３５に等しいパラメータｄｕ、ｄｖおよびＧの各値の数の積になる。したがって、３５８４０回の相関計算を実行する。この結果、ＭＩＰタイプ投影もこの数と同じになる。１回の投影計算あたり１秒の割合では、その時間は膨大となる。。
【００４３】
しかし、式ｕ’およびｖ’を規定する式とｕおよびｖを規定する式により、対応する移動のパラメータ（相関ではｄｕ、ｄｖおよびＧ、また光束ではＡ、Ｂ、Ｃ、Ｕ、ＶおよびＷ）が既知であればそれぞれに画像平面の変換が規定される。したがって、平行移動または僅かなリジッド変位の移動を考慮して、３ＤＸＡボリュームの再投影を経ることなく元のＭＩＰ画像から新たなＭＩＰ画像を計算することができる。その計算時間はかなり改善される。
【００４４】
修正光束の場合では、画像平面の変換は、１／Ｚの項のために逆転させることができない。このため画像にアーチファクトが生じることになる。しかし、劣化したゾーン、すなわち変換の及ばないピクセルはその位置を特定することができ、式の組を確定する際にこれらのピクセルは排除することができる。
【００４５】
したがって、本発明によりＤＳＡ画像と３ＤＳＸＡボリュームの間で全体を自動的にレジストレーションすることが可能となる。定格が２００ＭＨｚのＵｌｔｒａＳｐａｒｃ（登録商標）ステーション上で、試験を１．５分実施した。基準のレジストレーションは３次元定位フレームを使用することにより与えることができる。ほぼ垂直に撮影し３ＤＸＡボリュームでレジストレーションした２つのＤＳＡ画像を考えると、動脈の分岐や顕著な湾曲などの具体的構造を目標として、３ＤＸＡボリュームで規定したようにカーソルの位置を再構成することができる。
【００４６】
換言すれば、ＤＳＡ画像の血管のボリューム画像に対するレジストレーションの実施は、血管造影装置の較正によるか、あるいはマーカーの使用により、３次元平行移動の評価による初期誤差の低減の実施は、ＤＳＡ画像とそのボリュームの円錐投影画像、例えばＭＩＰとの間の相関を最大とし、かつレジストレーションを精査するために修正光束技法を使用することによる。
【００４７】
【発明の効果】
したがって、３ＤＸＡボリューム内でカテーテルの位置を精密に特定すること、３ＤＸＡボリューム内で血流を視覚化すること、画像取得の間の血管造影装置に対する患者の動きを評価すること、並びに患者の治療に際し３次元定位フレームを使用せずに済むことが可能となる。さらに、実行が困難であり、大きな計算能力を消費し、かつユーザによる結果の照合という手作業段階が必要となる画像の事前セグメント化（ｐｒｅｓｅｇｍｅｎｔａｔｉｏｎ）の使用を回避することが可能となる。さらに、セグメント化をすると、誤差、ＤＳＡ画像内での動脈の重ね合わせ、分岐、動脈の湾曲などのためにレジストレーションの結果が阻害され、さらに精度に影響を及ぼす。画像のベース・データから算出された変数を使用することにより、高い精度が達成される。
【００４８】
当業者により、本発明の範囲を逸脱することなく、構造および／またはステップおよび／または機能に関し様々な修正が可能である。