УСТРОЙСТВО ФОРМИРОВАНИЯ РЕНТГЕНОВСКИХ ИЗОБРАЖЕНИЙ СО СПЕКТРАЛЬНЫМ РАЗРЕШЕНИЕМ
X-RAY IMAGER WITH SPECTRAL RESOLUTION

Изобретение относится к устройству формирования рентгеновских изображений, более точно, сканеру спектральной CT (компьютерной томографии), содержащему источник рентгеновского излучения с переменным энергетическим спектром. Более того, оно относится к способу для формирования рентгеновских изображений со спектральным разрешением.
Рентгеновские СТ-системы, которые применяют энергетическую зависимость коэффициента µ затухания, расширяют диапазон применений по сравнению с традиционными СТ сканерами. Обычно изображения могут реконструироваться с улучшенной контрастностью. US 5661774 описывает в этом отношении СТ сканер с рентгеновской трубкой, которая может питаться двумя разными высокими напряжениями в схеме прямоугольной волны. Таким образом, могут быть получены рентгеновские проекции объекта, соответствующие двум разным спектрам первичной энергии фотонов. Быстрое переключение высоких напряжений и их синхронизация с электроникой считывания детектора, однако, являются нетривиальной задачей, особенно если должны быть достигнуты высокие скорости переключений.
На основании этой ситуации цель настоящего изобретения состояла в том, чтобы предложить средство для альтернативного формирования рентгеновских изображений с меняющимися рентгеновскими спектрами, при этом желательно, чтобы энергетическое разрешение было улучшено и/или облегчены требования к аппаратным средствам.
Эта цель достигается устройством формирования рентгеновских изображений согласно п.1 формулы изобретения и способом согласно п.12 формулы изобретения. Предпочтительные варианты осуществления раскрыты в зависимых пунктах формулы изобретения.
Устройство формирования рентгеновских изображений согласно настоящему изобретению, в принципе, может быть любым рентгеновским устройством, которое может формировать рентгеновские проекции объекта или изображения, полученные из них. Предпочтительно устройством формирования изображений является сканер компьютерной томографии (CT), который может реконструировать томограмму или трехмерное изображение объекта из рентгеновских проекций этого объекта, снятых с разных направлений. Устройство формирования рентгеновских изображений содержит следующие компоненты:
a) источник рентгеновского излучения для испускания рентгеновского излучения с энергетическим спектром, который непрерывно меняется в течение заданного периода T наблюдения. Период T наблюдения типично соответствует одному «кадру» в макете, где многочисленные изображения («кадры») объекта снимаются в течение времени сканирования. Хотя последующее описание будет включать в себя ситуацию, где есть только один такой период T наблюдения, множество равных периодов наблюдения, следующих друг за другом во времени, типично будут присутствовать на практике;
b) детектор для создания множества из m≥2 «значений выборки излучения», где каждое из этих значений выборки является указывающим на величину рентгеновского излучения, измеренного блоком датчика детектора в течение разных интервалов выборки в пределах периода наблюдения.
Измерение величины рентгеновского излучения блоком датчика является процессом, который хорошо известен для (твердотельных) рентгеновских детекторов. Блок датчика типично соответствует одному пикселю в двумерной матрице из большого количества подобных пикселей и содержит некоторый блок преобразователя для преобразования падающих фотонов рентгеновского излучения непосредственно или опосредованно (т.е. через вторичные фотоны) в электрический сигнал, например ток. Суммарный электрический сигнал, выдаваемый таким блоком датчика, в таком случае является мерой интенсивности рентгеновского излучения, падающего на блок датчика.
Упомянутые разные «интервалы выборки», в принципе, могут быть произвольно распределены по периоду T наблюдения, хотя обычно является предпочтительным равноотстоящее распределение. Более того, относительная длительность интервалов выборки (также называемых «рабочим циклом») может изменяться между 0% и 100% имеющегося в распоряжении времени между началами двух следующих друг за другом интервалов выборки;
k
k
c) «блок оценки спектра» для определения действующих энергетических спектров Φ(E) источника рентгеновского излучения, которые ассоциативно связаны с упомянутыми интервалами выборки. Блок оценки спектра типично реализован устройством цифровой обработки данных, подобным микрокомпьютеру с ассоциативно связанным программным обеспечением. Более того, «действующий энергетический спектр» Φ(E) будет отражать распределение энергии фотонов первичного рентгеновского излучения, которые испускаются источником рентгеновского излучения в течение соответствующего k-го интервала выборки (k=1, …, m). Если, например, интервал выборки соответствует только одному моменту времени, действующий энергетический спектр будет соответствовать мгновенному энергетическому спектру фотонов первичного рентгеновского излучения в этот момент времени. Однако, если интервал выборки имеет некоторую конечную длительность, ассоциативно связанный действующий энергетический спектр будет некоторой разновидностью соответствующего среднего по всем (меняющимся) энергетическим спектрам фотонов первичного рентгеновского излучения, которое преобладало в течение интервала выборки.
Описанное устройство формирования рентгеновских изображений обладает таким преимуществом, что оно использует непрерывно меняющиеся рентгеновские спектры, которые значительно легче для реализации, чем квазимгновенно изменяющиеся энергетические спектры, известные из уровня техники. Непрерывно меняющиеся спектры, однако, предполагают, что спектральный состав пучка первичного рентгеновского излучения непрерывно изменяется в течение интервалов выборки, в которых производятся измерения. Эта проблема преодолевается блоком оценки спектра, который определяет действующие энергетические спектры для интервалов выборки. Требования к аппаратным средствам формирования рентгеновского излучения поэтому облегчаются за счет объема работы по обработке данных. В общем, значительное упрощение конструкции, однако, может быть достигнуто, так как требования к обработке данных могут легко выдерживаться имеющимися в распоряжении микрокомпьютерами и/или программным обеспечением.
Источник рентгеновского излучения может формировать свои переменные энергетические спектры разными способами. Согласно одному из конкретных подходов источник рентгеновского излучения содержит элемент фильтра с изменяющимися во времени спектральными характеристиками. Элемент фильтра, который, по определению, помещен на траектории рентгеновского излучения, испускаемого источником рентгеновского излучения, воздействует на распределение энергии фотонов изначально сформированного рентгеновского излучения согласно его спектральным характеристикам, при этом упомянутые характеристики являются переменными во времени. Конкретная реализация элемента фильтра, например, содержит вращающийся диск с переменными характеристиками поглощения (например, толщиной) в поперечных сечениях по его окружности, которые последовательно вводятся в траекторию фотонов рентгеновского излучения во время вращения диска.
В практически важной конструкции устройства формирования рентгеновских изображений источник рентгеновского излучения содержит рентгеновскую трубку и ассоциативно связанный генератор напряжения для подачи периодического напряжения трубки на рентгеновскую трубку, предпочтительно синусоидального напряжения трубки. Непрерывно меняющееся напряжение трубки может формироваться значительно легче, чем напряжения, которые быстро переключаются между разными постоянными уровнями. На практике временное изменение dU/dt непрерывно меняющегося напряжения U трубки типично ограничено значениями, меньшими чем 400 кВ/мс, предпочтительно меньшими чем 100 кВ/мс, наиболее предпочтительно меньшими чем 40 кВ/мс. Это облегчает требования к аппаратным средствам и одновременно предоставляет возможность изменения энергетического спектра в более коротком масштабе времени. Источник рентгеновского излучения этой разновидности предпочтительно может комбинироваться с элементом изменяющегося во времени фильтра разновидности, описанной выше, для усиления спектрального изменения.
В вышеупомянутом варианте осуществления источника рентгеновского излучения спектральный состав испускаемого рентгеновского пучка меняется по отношению к напряжению трубки, подаваемому генератором. Устройство формирования изображения поэтому предпочтительно содержит блок датчика напряжения для измерения напряжения трубки, подаваемого генератором. Измерения этого блока датчика напряжения могут благоприятно использоваться блоком оценки спектра, так как они предоставляют информацию в реальном времени о спектре источника рентгеновского излучения, который фактически преобладал в течение интервалов выборки.
k
В дальнейшем развитии вышеупомянутого варианта осуществления блок датчика напряжения содержит блок выборки напряжения для выборки значений напряжения в течение интервалов выборки (т.е. m разных интервалов в пределах периода наблюдения, в котором измеренная величина рентгеновского излучения подвергается выборке детектором). Выборка выполняется согласно ассоциативно связанной весовой функции g*, которая означает, что каждое подвергнутое выборке значение U соответствует свертке сигнала U(t) с упомянутой весовой функцией g*(t) согласно формуле
Если весовой функцией g* является дельта-функция δ, выборка соответствует захвату мгновенного значения сигнала U. Если весовая функция g* является прямоугольным нормированным импульсом, выборка соответствует усреднению сигнала U в течение длительности импульса. Вообще, весовая функция g* является нулем вне ограниченного интервала I (g*(t)=0 для всех t∉I). Пропускная способность блока выборки напряжения (вместе с любыми внутренними фильтрами) должна быть достаточно большой, чтобы предоставлять возможность точной реконструкции напряжения трубки в любой момент t времени, в котором эта процедура реконструкции может выполняться, например посредством методов интерполяции. В частности, пропускная способность блока выборки напряжения должна быть по меньшей мере такой же высокой, как пропускная способность блока выборки излучения, который описан ниже.
В дальнейшем развитии вышеупомянутого варианта осуществления блок оценки спектра сконструирован так, что он может определять действующие энергетические спектры Φ(E) по спектрам модели, которые заданы для различных напряжений трубки. С использованием подвергнутых выборке напряжений трубки и спектров модели блок оценки спектра может определять энергетический спектр P(E,t) в любой момент времени. В последующей процедуре обработки энергетические спектры в пределах конечного интервала времени могут объединяться, чтобы давать в результате действующие энергетические спектры Φ(E), например посредством взвешенного усреднения.
Несмотря на то что рассматривалась вышеприведенная выборка напряжения трубки у рентгеновской трубки, следующий предпочтительный вариант осуществления относится к последовательности операций выборки внутри детектора. В этом варианте осуществления детектор содержит «блок выборки излучения» для выборки значений выборки излучения (которые являются указывающими на величину рентгеновского излучения, измеренную блоком датчика) из непрерывного измерительного сигнала, выдаваемого блоком датчика, в котором эта выборка выполняется в течение ассоциативно связанного интервала выборки согласно весовой функции g. Если непрерывный измерительный сигнал, например, обозначен посредством i(t), действие весовой функции g может быть описано, как пояснено выше, операцией свертки
Весовая функция g типично является симметричной функцией, определенной электроникой считывания, которая является нулем вне рассматриваемого интервала выборки. В предпочтительном случае, когда блок датчика напряжения осуществляет выборку значений напряжения с весовой функцией g*, а блок выборки излучения осуществляет выборку значений выборки излучения с весовой функцией g, преобразование Фурье G*(f) функции g* предпочтительно имеет равную или более высокую ширину полосы пропускания, чем преобразование Фурье, G(f), весовой функции g.
Если блок оценки спектра сконструирован так, что он может определять действующие энергетические спектры Φ(E) по спектрам модели, которые заданы для различных напряжений трубки, и если детектор содержит вышеупомянутый блок выборки излучения с весовой функцией g(t), то определение действующих энергетических спектров предпочтительно выполняется согласно весовой функции g(t) блока выборки излучения. На основании предопределенных спектров P(E,t) модели для каждого момента t времени это определение, например, может выполняться согласно формуле
1
2
1
2
Блок выборки напряжения и/или блок выборки излучения предпочтительно содержит аналого-цифровой преобразователь (АЦП) с избыточной дискретизацией, в частности ΣΔ-АЦП. Что касается цифровой обработки, оба, аналоговое напряжение трубки у трубки и аналоговый измерительный сигнал, выдаваемый блоком датчика, должны оцифровываться посредством АЦП. «Нормальный» аналого-цифровой преобразователь обычно осуществляет выборку сигнала x(t) со 100% рабочим циклом, т.е. каждое значение x(t) сигнала некоторым образом осуществляет вклад в одно из подвергнутых выборке значений. Более того, пропускная способность такого АЦП выполнена согласно критерию Найквиста. ΣΔ-АЦП, напротив, может осуществлять выборку сигнала x(t) с меньшим рабочим циклом (т.е. только часть значений x(t) между двумя следующими друг за другом моментами t, t времени выборки осуществляет вклад в подвергнутые выборке значения x, x, которые ассоциативно связаны с упомянутыми моментами времени выборки) и может обеспечивать значительно более высокую пропускную способность, чем требуется традиционной сигнальной обработкой (CT), так как он обычно работает с избыточной дискретизацией входного сигнала, обусловленной внутренними причинами.
В еще одном предпочтительном варианте осуществления устройства формирования изображений блок выборки напряжения и/или блок выборки излучения содержит блок фильтрации для формирования m потоков данных, при этом каждый из этих m потоков данных состоит из значений выборки (напряжения или излучения), которые принадлежат интервалам аналоговой выборки разных периодов наблюдения. Если спектр фотонов меняется, например периодически, на следующих друг за другом периодах наблюдения и если значения выборки излучения берутся с равноотстоящими интервалами выборки излучения в течение каждого периода наблюдения, то k-й поток данных будет состоящим из значений k-й выборки из всех периодов наблюдения (1≤k≤m). Каждый поток данных поэтому будет соответствовать конкретному подынтервалу напряжения трубки.
Устройство формирования изображений, как оно описывалось до сих пор, содержит средство для формирования рентгеновского излучения с непрерывно меняющимся спектром для формирования значений выборки излучения, соответствующих детектированному излучению в течение интервалов выборки излучения, и для оценки действующих энергетических спектров Φ(E) излучения в течение упомянутых интервалов выборки. Предоставленная информация используется в предпочтительном варианте осуществления устройства формирования изображений «модулем спектрального распознавания», который может определять линейные интегралы
для функции модели
r
r
j
j
j
j
коэффициента µ(E,) затухания (или a) в объекте, расположенном на траектории L рентгеновского излучения между источником рентгеновского излучения и детектором (или, более точно, блоком датчика), при этом E - энергия фотона рентгеновского излучения,  - рассматриваемое местоположение внутри объекта, а f - заданные функции модели, которые описывают энергетическую зависимость коэффициента затухания. Функции f, например, могут быть ответственны за разные воздействия рассеяния фотонов или за разные химические элементы; коэффициенты a в таком случае будут описывать соответствующее пространственное распределение этих воздействий или элементов внутри объекта и, таким образом, содержат информацию, представляющую интерес. Линейные интегралы, упомянутые выше, берутся по траектории L рентгеновского излучения от источника рентгеновского излучения через объект и до ассоциативно связанного блока датчика детектора.
До сих пор обсуждение устройства формирования изображений не делало никаких допущений касательно относительного движения между объектом, который должен подвергаться рентгеноскопии, и устройством формирования изображений. Поэтому в конкретном случае множество «простых» изображений рентгеновских проекций могут формироваться с разными спектрами фотонов из покоящегося объекта, расположенного между источником рентгеновского излучения и детектором, с помощью матрицы блоков датчиков в детекторе. В предпочтительном варианте осуществления изобретения устройство формирования изображений, однако, содержит «модуль реконструкции» для расчета взятого в целом пространственного распределения вышеупомянутого коэффициента µ(E,r) затухания в объекте, расположенном между источником рентгеновского излучения и детектором, по рентгеновским проекциям этого объекта, которые были сняты с разных направлений проецирования. Такой модуль реконструкции может быть реализован специальными аппаратными средствами или программным обеспечением согласно принципам компьютерной томографии, которые широко известны специалисту в данной области техники.
Изобретение, кроме того, относится к способу для формирования рентгеновских изображений со спектральным разрешением объекта, который содержит следующие этапы.
a) Испускание рентгеновского излучения с энергетическим спектром, который непрерывно меняется в течение заданного периода наблюдения.
b) Создание множества из m≥2 значений выборки излучения, которые являются указывающими на величину рентгеновского излучения, измеренного в некоторой заданной области измерения (например, блока датчика) в течение разных интервалов выборки в пределах периода наблюдения.
c) Оценка действующих энергетических спектров источника рентгеновского излучения, которые ассоциативно связаны с вышеупомянутыми интервалами выборки.
Способ в общем виде содержит этапы, которые могут выполняться устройством формирования изображений разновидности, описанной выше. Поэтому приведена ссылка на предшествующее описание для дополнительной информации о деталях, преимуществах и усовершенствованиях такого способа.
Эти и другие аспекты изобретения будут очевидны из и разъяснены со ссылкой на вариант(ы) осуществления, описанный(е) в дальнейшем. Эти варианты осуществления будут описаны в качестве примера с помощью прилагаемых чертежей, на которых
фиг.1 - схематическая иллюстрация устройства формирования изображений согласно настоящему изобретению;
фиг.2 показывает типичное напряжение трубки согласно настоящему изобретению и согласно предшествующему уровню техники;
фиг.3 показывает примерный выходной спектр ΣΔ-модулятора, к которому в качестве входного сигнала прикладывается синусоида в 1 кГц с несколькими гармониками;
фиг.4 показывает модуляцию напряжения трубки у рентгеновской трубки и ее выборку мягким фильтром и интегрирующим фильтром соответственно;
фиг.5 показывает выходной сигнал детектора, являющийся следствием напряжения трубки по фиг.4, и его выборку мягким фильтром и интегрирующим фильтром соответственно.
Одинаковые номера ссылок на фигурах указывают ссылкой на идентичные или подобные компоненты.
Ключевыми компонентами аппаратных средств современных систем рентгеновской компьютерной томографии являются рентгеновская трубка, которая формирует полихроматический рентгеновский спектр, и детектор. Верхний предел первичного спектра рентгеновских трубок обеспечивается приложенным высоким напряжением (типично 120 килоэлектронвольт - 140 килоэлектронвольт). Детекторы для CT измеряют полный заряд, сформированный взаимодействиями фотонов рентгеновского излучения и вторичного излучения с материалом блока датчика. Измерения в множестве по-разному ориентированных проекций в таком случае предоставляют информацию о затухании проходящего рентгеновского излучения, описываемом коэффициентом µ затухания.
r
Коэффициент µ затухания обычно является зависящим от энергии фотона рентгеновского излучения, проходящего предмет. Современные сканеры CT не учитывают энергетическую зависимость коэффициента µ затухания, и могут возникать так называемые артефакты увеличения жесткости пучка. В противоположность этому системы спектральной CT предназначены для использования энергетической зависимости коэффициента µ=µ(E,) затухания, давая в результате более высокую контрастность (например, в методах со взвешиванием энергии), разложение материала или улучшенную избирательность для контрастных веществ благодаря формированию изображений K-края.
Есть несколько вариантов выбора для реализации системы спектральной CT (см. например, B.J. Heismann, S. Wirth, S. Janssen, Q. Spreiter, «Technology and image results of spectral CT system», Proc. SPIE 5368, 2004, 52-59).
«Двойной киловольтный» способ является конкретной реализацией системы спектральной CT, в которой данные проекций записываются при двух разных настройках напряжения (т.е. двух разных первичных рентгеновских спектрах). «Множественный киловольтный» способ является расширением двойного киловольтного способа с тремя или более настройками высокого напряжения. Формирование изображений с двумя или более настройками высокого напряжения иногда указывается ссылкой как «томохимия». Основными применениями для рентгенологии с двумя энергиями являются точные и калиброванные измерения костей с помощью двухфотонной абсорбциометрии (DPA) (см. Peppler and R. Mazess, «Total body bone mineral and lean body mass by dual-photon absorptiometry, I. Theory and measurement procedure», Calcif. Tissue Int. 1981, 3: 353-359) и рентгеновской абсорбциометрии с двумя энергиями (DEXA, см. Stein, M. Walthman, J. Lazewatsky and A. Hochberg, «Dual energy X-ray bone densitometer incorporating an internal reference system», Radiology, 1987, 165: 31 3), а также компьютерной томографии с двумя энергиями (DECT, см. Cann, H. Genant, B. Rutt, and B. Stebler, «Postprocessing dual-energy CT for accurate spinal mineral measurement», Radiology, 1983, 149: 167).
Следующие подходы могут использоваться для реализации двойного киловольтного или множественного киловольтного способа.
- Производится несколько следующих друг за другом проходов сканирования (т.е. поворотов вокруг объекта) с разными настройками высокого напряжения. Качество изображения в этом случае может быть ухудшено артефактами от движения пациента.
- Быстрое переключение выполняется между разными настройками высокого напряжения во время сканирования с помощью рентгеновского детектора, регистрирующего проекции для каждого угла поворота и настройки высокого напряжения (ср. с W.A. Kalender et al., «Evaluation of a prototype dual-energy computed tomographic apparatus, I. Phantom studies», Med. Phys. 13 (1986), 334-339).
- Две (или более) рентгеновские трубки и два (или более) детектора устанавливаются на портале и одновременно задействуются во время сканирования.
Касательно технической реализации системы с быстрым переключением высокого напряжения требуется соответствие во временной области между модуляцией высокого напряжения и детектором в соединении с его аналого-цифровым преобразователем. Когда режим интегрирования (или режим тока) предполагается для детектора множественной киловольтной системы, интегрируется весь заряд, сформированный в датчике рентгеновского излучения в течение времени T кадра. Это является обработкой методом окна типа серии импульсов во временной области, т.е. есть резкие переходы между временными кадрами. Быстрое переключение между двумя (или более) высокими напряжениями прямоугольным образом соответствует этому понятию.
Настоящее изобретение предлагает специальную реализацию системы спектрального CT. Таким образом, оно дает возможность более высоких контрастов, чем обычная CT, зависящая от применения. Это сохраняется особенно для случая, в котором два или более материалов в объекте должны быть разделены. В некоторых применениях этим материалом может быть контрастное вещество. В качестве побочного продукта увеличение жесткости пучка может легко корректироваться. Изобретение принимает меры в ответ на некоторые из проблем и сложных задач, ассоциативно связанных с предшествующими технологиями переключения высокого напряжения трубки в CT. В частности, интенсивные переходы будут избегаться в блоке переключения высокого напряжения. Предложенной системе предпочтительно необходим только один блок формирования высокого напряжения. Кроме того, не является обязательным детально разработанное совпадение во времени между управлением переключением высокого напряжения и выборкой детектора перед проходом сканирования или во время сканирования.
Фиг.1 - принципиальная схема, которая иллюстрирует устройство 100 формирования рентгеновских изображений, например сканера CT, согласно настоящему изобретению. Это устройство 100 формирования изображений содержит следующие основные компоненты.
- Источник 10 рентгеновского излучения для формирования рентгеновского излучения с непрерывно (а предпочтительно также периодически) меняющимся энергетическим спектром P(E,t).
- Детектор, который состоит из части 20 датчика для измерения рентгеновского излучения, испускаемого источником 10 рентгеновского излучения, и для выдачи соответствующего непрерывного измерительного сигнала i(t) и части 30 считывания для считывания упомянутого измерительного сигнала i(t) и для преобразования его в цифровые значения.
- Блок 40 датчика напряжения для измерения реального напряжения U(t) трубки на источнике 10 рентгеновского излучения.
- Система 50 оценки, предпочтительно реализованная устройством обработки данных, подобным рабочей станции, в которое для дальнейшей обработки подаются считанные и оцифрованные напряжения трубки и измерения детектора.
Объект, который должен рентгенографироваться, например тело 1 пациента, помещается между источником 10 рентгеновского излучения и частью 20 датчика детектора, при условии, чтобы пропускание рентгеновского излучения через этот объект измерялось в детекторе. Вышеупомянутые основные компоненты устройства 100 формирования изображений далее будут описаны более подробно.
1
1
Источник 10 рентгеновского излучения содержит генератор 11 напряжения, который подает напряжение U(t) трубки на рентгеновскую трубку 12. Постоянное высокое напряжение для рентгеновской трубки, используемой в сканерах CT уровня техники, здесь заменено модулированным высоким напряжением U(t). Модуляция предпочтительно является синусоидой с частотой f=1/T, причем T является «периодом наблюдения» или временем кадра, или синусоидой с ограниченным количеством гармоник частоты n·f (n=2, 3, 4, …). В зависимости от конкретных аппаратных средств, которые используются для источника 10 рентгеновского излучения, типичным значением для приращения напряжения, dU/dt, является 150 кВ/мс, а для спада напряжения - 40 кВ/мс. Максимальные значения для dU/dt в настоящее время находятся в диапазоне 400 кВ/мс.
В трубке 12 фотоны рентгеновского излучения формируются посредством последовательностей операций, хорошо известных в данной области техники. Энергетический спектр этих фотонов зависит от напряжения U трубки согласно некоторой функции Q(E,U), которая может моделироваться, например, по теоретическим соображениям или измерениям.
R
1
1
R
Источник 10 рентгеновского излучения дополнительно содержит диск 13, который вращается вокруг оси, которая параллельна изораде (т.е. оптическому тракту трубки 12), и который имеет переменные характеристики по своей окружности. Когда рентгеновское излучение проходит через точку на этой окружности, оно испытывает изменяющийся во времени спектральный коэффициент T(E,t) пропускания, обусловленный вращением диска. Сочетание рентгеновской трубки 12 (приводимой в действие модулированным напряжением U(t)) с вращающимся фильтром 13 в таком случае имеет следствием изменяющийся во времени энергетический спектр P(E,t) фотонов X рентгеновского излучения, в заключение испускаемого источником 10 рентгеновского излучения. Этот спектр схематически показан на фигуре. Угловая частота f вращения диска предпочтительно синхронизируется частотой f модуляции напряжения трубки, т.е. f=n·f (n=1, 2, 3, …). Профиль глубины диска в таком случае имеет подобный спектральный состав как у модуляции высокого напряжения. Таким образом, диск 13 действует в качестве фильтра рентгеновского излучения, приводящего к более сильным спектральным изменениям в течение одного периода. Например, в блоке выборки с рабочим циклом в 100%, т.е. равномерным усреднением значений отсчетов, реализацией мог бы быть вращающийся металлический диск, который имеет регулярную схему отверстий («оптический модулятор»).
r
r
Излучение, испускаемое источником 10 рентгеновского излучения, затем проходит через объект 1, при этом действие этого объекта на излучение может быть описано пространственно меняющимся коэффициентом µ(E,) затухания, причем  является местоположением внутри объекта. В описанной компоновке также интересна энергетическая зависимость этого коэффициента. В моделирующем подходе коэффициент затухания может быть выражен суммой
j
j
r
в которой f(E) описывают разные энергетические зависимости (например, полученные из теоретических соображений), а a() описывают пространственное распределение этих зависимостей в пределах объекта, которое будет определяться процедурой рентгеновского исследования. Конкретные примеры моделирования ниже будут описаны более подробно.
Часть 20 датчика детектора содержит множество блоков 22 датчика или «пикселей», которые распределены в двухмерной матрице по области 21 датчика. В последующем считывание и обработка данных будут рассматриваться только для одного такого блока 22 датчика, но следует иметь в виду, что обычно большое количество пикселей должно считываться и обрабатываться для каждого изображения (кадра) проекции. В блоке 22 датчика рентгеновское излучение, которое падает на него, преобразуется в электрический сигнал согласно определенной спектральной энергетической характеристике D(E) датчика. Электрический сигнал, который соответствует величине (интенсивности) поглощенного рентгеновского излучения, в последующем обозначается как i(t). Например, он может соответствовать фототоку.
Сигнал i(t) детектора меняется пропорционально «периоду наблюдения» T согласно периодическому изменению напряжения U(t) трубки. Дополнительное изменение сигнала i(t) детектора типично привносится относительным движением между объектом 1 и устройством 100 формирования изображений, при этом это движение обычно происходит в грубом масштабе времени (порядка периода T наблюдения).
k
Теоретически было бы возможным в некоторый момент t времени принимать
k
- измеренный сигнал i(t) детектора,
k
- ассоциативно связанное напряжение U(t) трубки
k
- и коэффициент T(E,t) пропускания вращающегося диска 13 для
k
k
k
- расчета рентгеновского спектра Φ(E)=P(E,t), который преобладал в момент t времени,
k
k
- и ассоциативного связывания этого спектра Φ(E) с измеренным значением i(t) детектора.
1
k
m
k
k
Если это делалось бы для разных моментов t, …, t, … t времени в течение периода T наблюдения, это дало бы в результате значения i(t) измерений, соответствующие разным энергетическим спектрам Φ(E) фотонов.
k
1
k
m
1
k
m
На практике вышеупомянутая процедура трудновыполнима вследствие ограниченных возможностей компонентов доступных аппаратных средств. Более реалистичный подход поэтому должен принимать во внимание, что измерительный сигнал i(t) подвергается выборке через конечные интервалы I выборки (или рабочие циклы) с временной весовой функцией g(t), которая определяется используемой электроникой выборки. Как будет более подробно описано ниже, аналого-цифровой преобразователь 31 с избыточной дискретизацией предпочтительно используется для выборки измерительного сигнала i(t) в течение m≥2 временных интервалов I, …, I, …, I, которые начинаются в моменты t, …, t, …, t времени в течение рассматриваемого периода T наблюдения. Если для этой цели используется ΣΔ-АЦП, его выходной сигнал соответствует битовому потоку с широтно-импульсной модуляцией (ШИМ, PDM), который дополнительно обрабатывается некоторым блоком 32 фильтра.
1
k
m
k
k
k
Блок 32 фильтра формирует, например, m потоков s, …, s, …, s данных из выходного сигнала АЦП и выдает их в систему 50 оценки. Каждый из этих потоков s данных состоит из значений i выборки излучения, которые соответствуют эквивалентным моментам t времени выборки следующих друг за другом периодов T наблюдения.
k
Напряжение U(t) трубки подвергается выборке подобным образом, как измеренный сигнал i(t) детектора, некоторым АЦП 41, объединенным с блоком 42 фильтра. Предпочтительно этот АЦП 41 и блок 42 фильтра имеют такую же или более высокую пропускную способность, чем АЦП 31 и фильтр 32, используемые для обработки показания i(t) детектора, а напряжение U(t) трубки подвергается выборке в тех же самых временных интервалах I с той же самой весовой функцией g*(t).
1
k
m
k
k
k
Значения U, …, U, …, U выборки напряжения трубки подаются в качестве m потоков данных в «модуль оценки спектра» 51 в пределах системы 50 оценки. В этом модуле 51 оценки спектра определяются действующие энергетические спектры Φ(E), которые описывают спектры рентгеновского излучения, которые фактически преобладали в течение интервалов I выборки. Действующие энергетические спектры Φ(E), например, могут определяться по (моделированным) первичным спектрам P(E,t). Они, более точно, могут соответствовать взвешенному среднему по времени первичных спектров P(E,t), при этом весовая функция g(t) является такой же, как та, с помощью которой подвергается выборке сигнал i(t) детектора. Это гарантирует, что каждый мгновенный вклад P(E,t) фотонов первичного рентгеновского излучения учитывается с таким же весом, как результирующий измерительный сигнал i(t) детектора.
k
k
k
j
r
r
r
В «модуле спектрального распознавания» 53 системы 50 оценки действующие энергетические спектры Φ(E) и значения i выборки излучения комбинируются для определения линейных интегралов коэффициента µ(E,) затухания вдоль траектории L луча через объект 1 для m разных моментов t времени в каждом периоде T наблюдения. Эти интегралы необходимы для определения упомянутых выше функций a() пространственного распределения коэффициента µ(E,) затухания.
Двойная стрелка над трубкой 12 указывает, что эта трубка (и также, синхронно, детектор) обычно поворачивается вокруг объекта 1 для формирования его проекций с разных направлений, которые предоставляют возможность реконструкции поперечных сечений через объект. Такая реконструкция выполняется в «модуле реконструкции» 54 на основании всех линейных интегралов, определенных в течение полного прохода сканирования (т.е. качания источника рентгеновского излучения и детектора вокруг объекта 1). Пространственное распределение коэффициента затухания в пределах объекта дополнительно может использоваться для формирования спектрально взвешенных изображений согласно известным принципам спектральной CT.
r
1
1
s
1
k
1
k
k
Когда обработка сигналов i(t) из материала рентгеновского датчика выполняется посредством АЦП 31 с высокой пропускной способностью, информация об энергетической зависимости затухания рентгеновского излучения µ(E,) кодируется в спектральном составе выходных данных АЦП. Если кто-то заинтересован в множественной киловольтной системе с m≥2 настроек высокого напряжения (например, m=2 для режима с двумя энергиями), то пропускная способность АЦП должна быть m·f, причем f=1/T, будучи частотой модулированного напряжения U(t) трубки. Как описано выше, выходные данные АЦП с частотой f=m·f выборки - в самом простом режиме работы блока 32 фильтра - разворачиваются в m выходных потоков данных, каждый из этих m выходных сигналов подвергается фазовому сдвигу или задержке ΔT<T, и каждый выходной сигнал, в заключение, подвергается понижающей дискретизации до f. Таким образом, каждый выходной сигнал s представляет сигнал детектора, соответствующий уникальной настройке высокого напряжения. В противоположность известным реализациям быстрого киловольтного переключения эти настройки высокого напряжения не соответствуют одиночному значению для верхнего высокого напряжения (пикового напряжения в киловольтах). Скорее, они являются смесью настроек высокого напряжения с подобными пиковыми значениями вследствие действий фильтра. Однако действующие спектры Φ могут рассчитываться посредством моделей или посредством моделей в соединении с контролируемыми значениями высокого напряжения.
Предпочтительно осуществлять выборку высокого напряжения U(t) с помощью АЦП, который обладает признаками подобной или более высокой пропускной способности, чем разновидность АЦП, который осуществляет выборку сигнала i(t) пикселей детектора. Таким образом, действующие пиковые напряжения в киловольтах имеются в распоряжении в реальном времени. Подобным образом модели для рентгеновских спектров с разными пиковыми напряжениями в киловольтах могут определяться с помощью таких же операций, как выполняемые в АЦП, так как просто преобразовать операции цифрового фильтра в программное обеспечение.
1
1
Более того, возможно, что частота f=1/T кадров определяется динамически пользователем. Частотная характеристика преобразователей 31, 41 АЦП, включающих в себя блоки 32, 42 фильтра, может легко адаптироваться загрузкой для новой f другого набора коэффициентов фильтра в блоке фильтра. Таким образом, можно менять спектральное разрешение (определяемое количеством m различаемых настроек высокого напряжения) для разрешения по скорости считывания (т.е. длительности периода T наблюдения) и наоборот. Подобный аргумент сохраняется для артефактов наложения спектров.
k
На более поздних стадиях обработки, т.е. перед/после предварительной обработки или реконструкции, информация из всех выходных потоков s данных используется для расчета томограмм, которые имеют спектральное взвешивание. Способы для получения этих томограмм из набора измеренных данных проекций описаны в литературе (например, R.E. Alvarez, A. Macovski, «Energy-selective reconstructions in X-ray Computerized Tomography», Phys. Med. Biol., 1976, Vol. 21, No. 5, 733-744; J.A. Fessler et al., «Maximum-likelihood dual-energy tomographic image reconstruction», Proc. of SPIE 4684 (2002), 38-49). В статье Альвареза и Маковского проекции с разными настройками высокого напряжения преобразуются в другой набор базовых функций. Базовые функции, например, могли бы представлять материалы в пределах сканируемого объекта.
Для выдачи высоких напряжений для рентгеновской трубки 12 могут использоваться генераторы с высокочастотным переключением. Эти генераторы состоят из высокочастотного инвертора, высоковольтного повышающего трансформатора и высоковольтного выпрямителя (ср. с EP 716561). Вследствие небольших компонентов хранения энергии, требуемых при переключении на высокой частоте, может достигаться быстрое изменение выходного напряжения. Может достигаться регулируемый рост напряжения, линейного или нелинейного (синусоидального). Снижение напряжения может достигаться, только когда рентгеновская трубка является активной, и ток рентгеновской трубки разряжает накопительные конденсаторы. Линейный или нелинейный разряд регулируется посредством энергии, выдаваемой высоковольтным выпрямительным столбом в течение этого момента времени. Частота модуляции синусоидальной составляющей напряжения зависит от количества аккумулирования энергии в высоковольтном выпрямителе. С повышением рабочих частот размер накопительных элементов уменьшается, и, таким образом, возможны высокие частоты модуляции и/или высокие амплитуды. Высоковольтный кабель между высоковольтным генератором и рентгеновской трубкой также ограничивает рост и падение напряжения.
Фиг.2 показывает типичное поведение напряжения U трубки (100 кВ ± 15 кВ; вертикальная ось) во времени t, при этом напряжение трубки модулируется частотой переключения в 2 кГц для высоковольтного генератора с высоковольтным кабелем в 1 м и током трубки в 240 мА. Более того, на диаграмме показана кривая U' быстрого двоичного переключения между двумя настройками высокого напряжения с интенсивными переходами согласно уровню техники. Это визуализировано в идеализированной форме, т.е. в виде прямоугольной волны. Должно быть отмечено, что переходы между высокими напряжениями соответствуют границам временных кадров, которые являются пределами интегрирования в соответствующей системе считывания детектора.
Если требуются более высокие частоты модуляции и/или амплитуды модуляции, может использоваться многоуровневая топология высоковольтного генератора.
1
Уже упоминалось, что АЦП типа ΣΔ (также называемый ΔΣ-АЦП) может применяться в качестве реализации аналого-цифрового преобразователя, который перекрывает динамический диапазон применения и предусматривает более высокую пропускную способность, чем необходима в традиционном CT (ср. с S.R. Norsworthy, R. Schreier, and G.C. Temes, «Delta-Sigma data converters: theory design and simulations», IEEE Circuits & Systems Society). Типичный частотный спектр сигма-дельта-модулятора, на который синусоида 1 кГц с несколькими гармониками была подана в качестве входного сигнала, показан на фиг.3. Модулятор является специальной разновидностью АЦП с избыточной дискретизацией и с функциональными возможностями ограничения шума. В вышеприведенном примере, например, можно было бы взять f=2 кГц. Дополнительная «полоса» для спектрального кодирования была бы между 2 кГц и около 10 кГц. Хотя шум возрастает при более высоких частотах, спектральная полоса могла бы быть расширена до более высоких частот (например, кратных значений 10 кГц). Однако такая часть частотного спектра имела бы ограниченное отношение сигнал/шум.
Техническая реализация блоков 32, 42 фильтра может быть выполнена стандартными способами. В частности, фильтрация может выполняться программируемыми пользователем вентильными матрицами (FPGA), цифровыми сигнальными процессорами (ЦСП, DSP) или цифровыми специализированными интегральными схемами (ASIC).
В последующем будет приведено более подробное описание типичной обработки данных. В этом контексте частотная характеристика АЦП 41 с избыточной дискретизацией обозначена как G(f), соответствующая импульсная характеристика - как g(t).
s
1
1
s
s
s
s
s
Ток i(t) одиночного пикселя 22 детектора подвергается выборке на частоте f=m·f (f=1/T). Таким образом, G(f)=0 для f>f/2, если выполняется теорема дискретизации. Подвергнутые выборке и квантованные значения обозначены как y(t), y(t+T), y(t+2T), …, причем T=1/f. Высокое напряжение, которое прикладывается к рентгеновской трубке, предполагается содержащим изменяющийся во времени колебательный сигнал с периодом T': U(t)=U(t+T').
0
b
s
k
s
В случае быстрого переключения между двумя высокими напряжениями U(t) является прямоугольной волной с некоторым временным сдвигом t. Очевидное следствие для реализации такой системы состоит в том, что выборка должна совпадать по времени с переключением напряжения, т.е. T=T', и должна настраиваться соответствующим образом. Эта временная синхронизация, например, могла бы достигаться с помощью задающего генератора, который возбуждает тактовые генераторы для считывания данных и для переключения высокого напряжения. Период T затем подразделяется на m≥2 подпериодов, длительностью в T=T/m. Если выборка сигнала с датчика рентгеновского излучения с частотой f выполняется с рабочим циклом в 100% (т.е. интервалы I на фиг.1 соприкасались бы друг с другом), частотная характеристика соответствующей электроники сигнальной обработки является синусной функцией с нулем в 1/f.
Подход, предложенный в настоящем описании, предусматривает общую схему для реализации быстрого переключения высокого напряжения с произвольной формой сигнала. Как указано выше, эта форма сигнала может быть оптимизирована для снижения затрат на аппаратные средства для переключения высокого напряжения, при этом предпочтительной формой сигнала является синусоида.
s
Следующая процедура является типовым алгоритмом для получения и анализа данных быстрого переключения пикового значения напряжения в киловольтах (при условии, что T=T', T=T/m):
A
В течение цикла от t=0 до End_of_Scan с шагами T выполнять *** непрерывно осуществлять выборку во время сканирования
В течение цикла от k=1 до m выполнять *** подвыборка в течение каждого периода T
A
s
t=t+k·T
a) регистрировать y(t),
b) определить U(t),
k
c) определить действующий первичный спектр Φ(E) трубки из b)
конец цикла
j
A
r
d) определить коэффициенты a(t) (j=1, …, J) согласно модели µ(E,) (например, способу Альвареза-Марковского)
конец цикла
Способ Альвареза-Марковского, который может применяться на этапе d), может быть обобщен, как приведено ниже (ср. с приведенной статьей R.E. Alvarez, A. Macovski).
Оценка спектральных данных основана на разложении коэффициента µ затухания, например на составляющие фотоэффекта, эффекта Комптона и материала K-границы:
j
r
Три линейных интеграла , взятых вдоль траектории L рентгеновского излучения через объект 1, которые появляются в измерительном сигнале блока 22 датчика, получаются посредством решения (например, посредством оценки максимального правдоподобия) системы нелинейных уравнений. Должно быть отмечено, что базовые функции f у µ(E,) также могли бы представлять поглощение в двух разных материалах объекта, например воде и кальции.
В случае переключения напряжения трубки способ Альвареза-Марковского выглядит, как изложено ниже:
k=1, 2, …, m
k
k
k
k
где S(E) представляет разные первичные спектры Φ(E), умноженные на характеристику D(E) детектора. При условии, что обнаружимый квантовый выход в 100%, S(E)= Φ(E).
s
b
k
Как упомянуто выше, для прямоугольного переключения напряжения трубки предполагается, что интервал T выборки является синхронизированным с интервалом T, в течение которого высокое напряжение имело свое верхнее или нижнее значение. Модуль b) типового алгоритма в таком случае может быть реализован посредством использования уставки высокого напряжения в момент t времени либо посредством контроля приложенного напряжения U в момент t времени. Соответствующий действующий первичный спектр Φ(E) трубки на этапе c), например, рассчитывается с помощью модели, примененной в момент t времени. Модуль c) в этом случае может быть рассчитан до прохода сканирования или может быть частью аппаратно реализованного программного обеспечения, так что выполнение модуля c) является получением этих спектральных данных трубки.
Для введения произвольных форм последовательности переключения высокого напряжения могут быть предприняты следующие меры.
- Выборка сигнала i(t) детектора на этапе a) типовой процедуры выполняется с помощью АЦП с частотной характеристикой G(f).
- Высокое напряжение U(t) трубки на этапе b) типовой процедуры определяется блоком сигнальной обработки, который имеет такую же пропускную способность или более высокую пропускную способность.
k
k
k
peak
peak
k
k
- Действующий первичный спектр Φ(E) трубки на этапе c) типовой процедуры рассчитывается соответствующим образом. В противоположность случаю прямоугольной волны, где этот спектр имеет одиночную пиковую энергию (т.е. одиночное высокое напряжение), первичный спектр, соответствующий одному интервалу I выборки, теперь представляет распределение пиковых энергий. В случае, где сигналы i(t) подвергаются выборке при рабочем цикле в 100%, т.е. импульсная характеристика g(t) имеет прямоугольную форму («серии импульсов»), Φ(E) представляет среднюю величину первичных спектров P(E,t) трубки с пиковыми энергиями E в некотором интервале E1<E<E2. Если электроника G(f) сигнальной обработки имеет мягкую частотную характеристику, импульсная характеристика g(t) могла бы значительно отклоняться от формы серии импульсов. В этом случае расчет Φ(E) для момента t выборки является взвешенным средним (т.е. взвешенным посредством g(t)) спектров трубки.
Здесь предложены два альтернативных способа для расчета взвешенного среднего спектров трубки в вышеупомянутом случае.
Способ 1
model
k
k
peak
Модель непрерывного времени напряжения U(t) трубки строится и комбинируется с моделью Q(E,U) спектра трубки. Свертка результирующей модели P(E,t) спектра трубки с импульсной характеристикой детектора, g(t), в заключение дает теоретический спектр Φ(E) для каждого напряжения U(t) трубки из выполнения модуля b). Важно отметить, что эта до некоторой степени усложненная процедура должна выполняться и спектр Φ(E) не может рассчитываться взятием спектра, соответствующего пиковой энергии E в момент t времени выборки, так как операции фильтра требуют линейной инвариантной времени системы (системы LTI), а энергетическая зависимость пропускания рентгеновского излучения является нелинейной.
Этот способ может применяться, если форма сигнала переключения напряжения трубки является симметричной (g(t) должна быть симметричной в рентгеновской CT, так как требуются линейно-фазовые фильтры; линейная фаза, в свою очередь, является обязательной, так как фаза соответствует углу поворота портала, который преобразуется в пространственную информацию после реконструкции).
1
k
k
k
Если вращающийся диск 13 установлен между рентгеновской трубкой и объектом и если частота вращения равна частоте f модуляции высокого напряжения, первичный спектр Φ(E) будет модифицироваться характеристикой пропускания вращающегося диска. Что касается высокого напряжения, модель непрерывного времени для пропускания T(E,t) создается и умножается на соответствующий спектр трубки, чтобы давать в результате P(E,t) для этого случая. К тому же свертка с g(t) дает результирующий действующий спектр Φ(E) для рассматриваемых подвергнутых выборке данных. T(E,t) предпочтительно выбирается из условия, чтобы результирующие действующие спектры Φ(E) были как можно более ортогональны.
Способ 2
Второй способ является особым случаем способа 1, где G(f) имеет форму серии импульсов. Это означает, что выборка i(t) и U(t) выполняется с минимальным рабочим циклом (→0%). Это проиллюстрировано на фиг.4 и 5, которые показывают примерную работу системы спектральной CT с модуляцией U(t) высокого напряжения (фиг.4) и соответствующим выходным сигналом i(t) детектора (фиг.5). Рассматриваются две разновидности электроники сигнальной обработки. Во-первых, выборка выполняется фильтром IF интегрирующего типа, т.е. сигналы усредняются на периоде интегрирования. Во-вторых, применяется мягкий фильтр FF, который в этом примере имеет форму серии импульсов в частотной области, т.е. подвергнутая выборке измерительная точка в момент t времени отражает квантованное значение данных в момент t времени.
k
0
model
Спектр Φ(E) рассчитывается как в способе 1. Преимущество способа 2 состоит в том, что вследствие равномерной характеристики G(f) и получающегося в результате малого рабочего цикла выборки сигнал детектора может реконструироваться («интерполироваться») с высокой точностью в любой момент t времени. Это может выполняться стандартными способами цифровой сигнальной обработки. Таким образом, нет необходимости настраивать фазовое соотношение t между модуляцией высокого напряжения и выборкой сигнала детектора. Должно быть отмечено, что в рентгеновском CT предпочтительна частотная характеристика G(f) синусного типа. Таким образом, дополнительная операция G(f) фильтра применяется к y(t) после интерполяции и, как в предыдущем способе, к модели U(t) непрерывного времени.
0
Способ 2, описанный выше, также может использоваться для избавления от ограничения T=T'. Если допущено, что выборка данных детектора и переключение трубки не синхронизированы в полной мере, но что T≈T', в среднем такая же спектральная информация доступна как для T=T'. Кроме того, не будет необходима никакая подстройка фазы t.
Способ 3
1
n
1
n
1
2
В третьем способе 3 большее количество измерительных точек используется для подвыборки m данных детектора, чем для количества n коэффициентов, которые будут получаться с помощью способа Альвареза-Марковского: A, …, A при m>n. Иначе, используется такая же технология, как в способе 2. В качестве заключительного этапа способ максимального правдоподобия применяется для получения коэффициентов A, …, A (см. R.E. Alvarez, A. Macovski, приведенные выше). Например, для n=2, A и A могли бы представлять «изображение фотоэффекта» и «изображение эффекта Комптона» соответственно, где последнее изображение предусматривает количественное измерение плотности электронов.
Снова акцентируется, что способ 3 не требует никакой синхронизации между переключением высокого напряжения и рентгеновским детектором. Обычно форма сигнала переключения может выбираться для максимальной глубины модуляции высокого напряжения, которая грубо соответствует максимуму ортогональности между подвергнутыми подвыборке сигналами детектора. Подчеркивается, что после выборки данных детектора и напряжения трубки с помощью преобразователя детектора, который имеет частотную характеристику G(f) приблизительно типа серии импульсов, стандартные способы цифровой сигнальной обработки могут применяться для предварительной обработки данных, для того чтобы добиваться оптимального качества изображения, включающего в себя спектральную информацию.
Системы и способы, описанные выше, могут использоваться в любой области формирования изображений.
- При формировании медицинских изображений, где в настоящее время используются рентгеновские СТ-системы. Многие клинические применения будут выигрывать от улучшенного разрешения контрастности, особенно если система комбинируется с контрастными веществами. При CT кровеносной системы кальциноз может делаться лучше видимым.
- При неразрушающем контроле, так как разложение материала может выполняться на стадиях обработки.
- В обеспечении национальной безопасности, чтобы сделать системы сканирования ручной клади более избирательными к материалам.
В заключение, обращено внимание, что в настоящей заявке термин «содержащий» не исключает другие элементы или этапы, что употребление единственного числа не исключает множественности и что одиночный процессор или другой блок может выполнять функции нескольких средств. Изобретение пребывает в каждом и любом новейшем отличительном признаке, а также каждой и любой комбинации отличительных признаков. Более того, символы ссылок в формуле изобретения не должны истолковываться в качестве ограничивающих ее объем.