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本申请基于2008年9月29日提交的在先的日本专利申请 No.2008-251683并要求其为优先权，在此引入其全部内容作为参考。
技术领域
本发明涉及利用磁共振现象取得被检体图像的磁共振诊断装置 以及磁共振诊断方法。
背景技术
在扩散强调成像(diffusion weighted imaging：DWI)中，在摄 像时加入一对扩散检测倾斜磁场(motion probing gradient：MPG)。 并且，在施加MPG期间，通过对依据因扩散而移动的质子的自旋相 位分散程度所出现的信号差进行成像来取得扩散强调图像。
b值(b-factor)作为表示MPG脉冲影响大小的值而被使用。 增大b值可以取得由于扩散引起的对比度增强的、充分反映了扩散现 象的图像。该b值可以通过以下公式表现出来。
b = ( 2 π ) 2 ∫ 0 TE k → ( t ) · k → ( t ) dt ]]>
k → ( t ) = γ 2 π ∫ 0 t G → ( t ′ ) dt ′ ]]>
在作为成像序列采用在DWI中广泛使用的单次激发的 SE-EPT(spin echo-echo planar imaging：自旋回波-回波平面成像)， 并且在MPG脉冲作为理想矩形波施加在一轴上时，b值可以通过以 下公式表现出来。
b＝γ2G2δ2(Δ-δ/3)
另外，G为最大倾斜磁场强度、δ为MPG脉冲的施加时间、Δ 为2个MPG脉冲波形中心的时间差。
即，b值与最大倾斜磁场强度G的平方或MPG脉冲的施加时间 的平方成正比。
对于在DWI中广泛使用的1000程度的b值，扩散强调对比度 低，恶性肿瘤的描出水平差。因此，希望增大b值而提高扩散强调对 比度。但是，为了增大b值而增加MPG脉冲的施加时间δ时，因为 延长TE(回波时间)，所以SNR(signal-to-noise ratio，信噪比)恶化， 并且运动伪影变大。为了在将TE保持为固定的情况下取得大的b值 而增大最大倾斜磁场强度G时，需要提高倾斜磁场系统的硬件的性 能，从而成本增高。
另外，在日本特开公报2008-12172(US 2008/0007264A1)中揭 示了处理DWI图像生成读影用图像的技术。
发明内容
本发明是鉴于上述情况而完成的，其目的在于，能够取得使用了 比与最大磁场强度以及MPG脉冲的施加时间对应的值还大的b值的 扩散强调图像。
本发明的第1实施方式的磁共振诊断装置，其特征在于，包括：
导出单元，对于在分别使用各不相同的至少2个b值对同一被检 体的同一摄像区域进行摄像而取得的至少2个原图像中的关心区域内 所包含的各像素位置，根据对该像素位置的至少2个上述原图像中的 各像素值，导出与该像素位置相关的加亮表示的扩散系数；以及
推定单元，对于在上述关心区域内所包含的各像素位置，根据对 各像素位置导出的上述加亮表示的扩散系数，推定使用与上述至少2 个b值不同的b值取得的像素值。
本发明的第2实施方式的磁共振方法，其特征在于：
对于在分别使用各不相同的至少2个b值对同一被检体的同一摄 像区域进行摄像而取得的至少2个原图像中的关心区域内所包含的各 像素位置，根据对该像素位置的至少2个上述原图像中的各像素值， 导出与该像素位置相关的加亮表示的扩散系数，
对于在上述关心区域内所包含的各像素位置，根据对各像素位置 导出的上述加亮表示的扩散系数，推定使用与上述至少2个b值不同 的b值取得的像素值。
本发明的第3实施方式的磁共振诊断装置，其特征在于，包括：
摄像单元，分别使用各不相同的至少2个b值对同一被检体的同 一摄像区域进行摄像而摄像至少2个原图像；以及
推定单元，对于在上述原图像中的关心区域内所包含的各像素位 置，根据对该像素位置的至少2个上述原图像中的各像素值，推定使 用与上述至少2个b值不同的b值取得的像素值。
在下面的描述中将提出本发明的其它目的和优点，部分内容可以 从说明书的描述中变得明显，或者通过实施本发明可以明确上述内 容。通过下文中详细指出的手段和组合可以实现和得到本发明的目的 和优点。
附图说明
结合在这里并构成说明书的一部分的附图描述本发明当前优选 的实施方式，并且与上述的概要说明以及下面的对优选实施方式的详 细描述一同用来说明本发明的原理。
图1为示出与本发明的一个实施方式相关的磁共振诊断装置的 概略结构的图。
图2为示出在图1中的主计算机的第1实施方式的处理顺序的流 程图。
图3为通过实际的2个原图像的摄像，示出针对同一像素的2 个信号值的关系的一例的图。
图4为示出通过根据图3所示的2个信号值计算出的ADC确定 的函数的一例的图。
图5为示出根据图4所示的函数计算出与任意b值相关的信号值 的情况的一例的图。
图6为示出在图1中的主计算机的第2实施方式的处理顺序的流 程图。
图7为示出在第2实施方式中，在图1中的存储单元中存储的信 息表的一例的图。
图8为示出在图1中的主计算机的第3实施方式的处理顺序的流 程图。
图9为示出在第3实施方式中，在图1中的存储单元中存储的信 息表的一例的图。
具体实施方式
以下，参照附图对本发明的实施方式进行说明。
图1为示出与本实施方式相关的磁共振诊断装置100的概略结构 的图。
该磁共振诊断装置100具有：承载被检体200的床部；发生静磁 场的静磁场发生部；用于向静电磁场附加位置信息的倾斜磁场发生 部；发送接收高频信号的发送接收部；以及承担系统整体的控制以及 图像重构的控制·运算部。并且，在磁共振诊断装置100中，作为这些 各部的结构要素，具有：磁铁1、静磁场电源2、匀场线圈3、匀场线 圈电源4、顶板5、倾斜磁场线圈单元6、倾斜磁场电源7、RF线圈 单元8、发送器9T、接收器9R、定序器(序列控制器)10、运算单 元11、存储单元12、显示器13、输入器14、声音发生器15以及主 计算机16。另外，磁共振诊断装置100与计测作为表示被检体200的 心时相的信号的ECG信号的心电计测部连接。
静磁场发生部含有磁铁1和静磁场电源2。作为磁铁1，例如可 以使用超导磁体或常电导磁体。静磁场电源2向磁铁1提供电流。这 样，静磁场发生部在送入被检体200的圆筒状空间(诊断用空间)中 发生静磁场B0。该静磁场B0的磁场方向与诊断用空间的轴方向(Z 轴方向)大致一致。静磁场发生部中还设置了匀场线圈3。该匀场线 圈3通过主计算机16的控制下的匀场线圈电源4的电流供给，发生 用于使静磁场均匀化的校正磁场。
床部将承载被检体200的顶板5送入到诊断用空间或从诊断用空 间送出顶板5。
倾斜磁场发生部含有倾斜磁场线圈单元6和倾斜磁场电源7。倾 斜磁场线圈单元6设置在磁体1的内侧。倾斜磁场线圈单元6具有用 于发生互相垂直的X轴方向、Y轴方向及Z轴方向的各倾斜磁场的3 组线圈6x、6y、6z。倾斜磁场电源7在定序器10的控制下，提供用 于使线圈6x、线圈6y、线圈6z发生倾斜磁场的脉冲电流。倾斜磁场 发生部通过控制由倾斜磁场电源7提供给线圈6x、6y、6z的脉冲电 流，合成作为物理轴的3轴(X轴、Y轴、Z轴)方向上的各倾斜磁 场，任意设定互相垂直的切片方向倾斜磁场GS、相位编码方向倾斜磁 场GE以及读出方向(频率编码方向)倾斜磁场GR所构成的理论轴方 向的各倾斜磁场。切片方向、相位编码方向以及读出方向的各倾斜磁 场GS、GE、GR与静磁场B0重叠。
发送接收部含有RF线圈单元8、发送器9T及接收器9R。RF 线圈单元8在诊断空间中被设置在被检体200的附近。发送器9T及 接收器9R与RF线圈单元8连接。发送器9T以及接收器9R在定序 器10的控制下动作。发送器9T向RF线圈单元8提供用于产生核磁 共振(NMR)的拉莫尔频率(Larmor frequency)的RF电流脉冲。 接收器9R获取RF线圈单元8所接收到的回波信号等MR信号(高 频率信号)，并对其实施前置放大、中频转换、相位检波、低频放大 或过滤等各种信号处理，然后进行A/D转换生成数字数据(原始数据 (raw data))。
但是，RF线圈单元8也可以由与各种用途相对应的任意线圈构 成，也可以由单一的线圈构成。
控制/运算部含有定序器10、运算单元11、存储单元12、显示器 13、输入器14、声音发生器15以及主计算机16。
定序器10具有CPU及存储器。定序器10将主计算机16送来的 脉冲序列信息存储在存储器中。定序器10的CPU根据存储器中存储 的序列信息，控制倾斜磁场电源7、发送器9T及接收器9R的动作， 并且输入接收器9R输出的原始数据，将其传送至运算单元11。在此， 序列信息是指根据一系列脉冲序列使倾斜磁场电源7、发送器9T及 接收器9R动作所必需的所有信息，包括例如与向线圈6x、6y、6y施 加的脉冲电流的强度、施加时间以及施加定时等相关的信息。序列信 息包括用于实现DWI的信息。
运算单元11通过定序器10输入接收器9R输出的原始数据。运 算单元11将输入的原始数据设置在内部存储器中所设定的k空间(也 称为傅立叶(Fourier)空间或频率空间)，对设置在该k空间的数据施 加2维或3维的傅立叶(Fourier)转换，重构实空间的图像数据。另外， 运算单元11根据需要也可以实施与图像相关的数据的合成处理或差 分运算处理(也包括加权差分处理)。该合成处理包括对每个像素加 像素值的处理、最大值投影(MIP)处理等。另外，作为上述合成处 理的其他例子，可以在傅立叶(Fourier)空间上进行多个帧的轴的调整 后，合成这些多个帧的原始数据得到1帧的原始数据。另外，加法处 理包括单纯加法处理、加法平均处理、或加权加法处理等。
存储单元12存储重构后的图像数据、实施了上述的合成处理或 差分处理后的图像数据。
显示器13在主计算机16的控制下显示应向用户提示的各种图 像。作为显示器13可以使用液晶显示器等显示装置。
输入器14输入操作者所希望的同步定时选择用的参数信息、扫 描条件、脉冲序列、与图像合成或差分运算相关的信息等各种信息。 输入器14将输入的信息发送到主计算机16中。作为输入器14可以 适当地具备鼠标和轨迹球等定位装置、模式切换开关等选择装置、或 键盘等输入装置。
声音发生器15在主计算机16发出指令时，将闭气开始及闭气结 束的消息作为声音发出。
主计算机16具有通过执行预先设定的软件顺序实现的各种功 能。这些各种功能可以包括如下的各种功能。该功能之一为，在向定 序器10指令脉冲序列信息，并且控制装置整体的动作。上述功能之一 为，控制定序器10，以分别使用各不相同的2个b值对同一被检体的 同一部位进行摄像。上述功能之一为，分别对使用上述2个b值分别 取得的2个图像中的关心区域内所包含的像素位置，根据与该像素位 置相关的上述2个图像中的各像素值，计算与该像素值相关的表观扩 散系数(apparent diffusion contrast：ADC)。上述功能之一为，分 别对关心区域中所包含的像素位置，根据对各像素位置计算出的 ADC，推定使用与上述2个b值不同的b值所取得的像素值。上述功 能之一为，对各像素位置排列分别推定的像素值生成计算图像。上述 功能之一为，控制显示器13，以显示上述计算图像。上述功能之一为， 根据使用1个b值摄像的原图像中的信号值以及噪音水平、和与在摄 像区域所包含的被检体的部位关联设定的扩散系数，推测使用其他b 值摄像的其他原图像中的SNR(信噪比)。
心电计测部包括ECG传感器17和ECG单元18。ECG传感器 17附着在被检体200的体表，将被检体200的ECG信号作为电信号 (以下，称为传感器信号)检测出。ECG单元18在对传感器信号实施 包括数字化处理在内的各种处理之后，向主计算机16以及定序器10 输出。作为该心电计测部例如可以使用向量心电计。在执行与被检体 200心时相同步的扫描时，根据需要在定序器10中使用基于该心电计 测部的传感器信号。
(第1实施方式)
以下，针对磁共振诊断装置100的第1实施方式中的动作进行说 明。
图2为示出主计算机16的第1实施方式中的处理顺序的流程图。
在步骤Sa1中，主计算机16向定序器10发送指示，以便对预先 设定的关心区域进行将b值设为预先设定的值ba的摄像。定序器10 根据该指示，使倾斜磁场电源7、发送器9T、接收器9R以及运算单 元11等动作，使得进行使用了持有值ba的b值的摄像。在以下中， 将在此摄像的图像称为第1原图像。
另外，值ba可以为任意值，但较好为取0。在ba＝0时，对于步 骤Sa1中的摄像，可以使用采用SE(spin echo：自旋回波)法或FSE (fast spin echo：快速自旋回波)法的T2强调摄像。或者，也可以使 用采用single-shot isotropic(单次激发各向同性)EPI(echo planar imaging，平面回波成像)法或STE(stimulated echo：激励回波)法 的摄像。通过使用这些摄像法能够缩短摄像时间并提高分辨率。
在步骤Sa2中，主计算机16向定序器10发送指示，以便对上述 关心区域内进行将b值设为与值ba不同地预先设定的值bb的摄像。 定序器10根据该指示使倾斜磁场电源7、发送器9T、接收器9R以及 运算单元11等动作，使得进行使用持有值bb的b值的摄像。在以下 中，将在此摄像的图像称为第2原图像。另外，在值ba以及值bb都 不为0时，较好为在进行第1原图像摄像以及第2原图像摄像时的 MPG的施加方向彼此一样。
在步骤3中，主计算机16对上述关心区域内的各像素分别导出 各ADC。在将与同一位置的像素相关的第1以及第2原图像的各信号 值表示为S(ba)以及S(bb)时，通过将这些信号值代入下面公式(1)中 来进行上述方案。
ADC＝logn[S(bb)/S(ba)]/(bb-ba) ...(1)
其中，该公式(1)可以通过变形下面公式(2)来取得。
S(bb)＝S(ba)·exp[-(bb-ba)·ADC]...(2)
在步骤Sa4中，主计算机16生成将b值设为值b1至值bm时的 各图像(以下，称为计算图像)。值b1至值bm是与值ba以及值bb分别不同地被预先设定的m种值。这些值b1至值bm例如被设为以一 定值(例如100)刻度顺次变大的值。
可以通过根据下面的公式(3)计算出关心区域内的各像素的信 号值来取得例如b值＝b1的图像。公式(3)是在上述公式(2)的基 础上取得的。作为公式(3)中的ADC，代入针对各像素在步骤Sa3 中导出的值。
S(b1)＝S(ba)·exp[-(b1-ba)·ADC]...(3)
另外，值ba值＝0时，可以通过下面的公式(4)代替该公式(3)。
S(b1)＝S(0)·exp[-b1·ADC] ...(4)
并且，主计算机16将在此生成的m个图像分别存储到存储单元 12中。
另外，该步骤Sa4中的处理也可以在主计算机16的控制下由运 算单元11来进行。
在步骤Sa5中，主计算机16将变量bn设定为初始值bini。初 始值bini可以被设定为值b1至值bm中的任何一个值，典型地为值b1、 值bm、或值b1至值bm中间的任何一个值。
在步骤Sa6中，主计算机16将在步骤Sa4中生成的计算图像中 的b值＝bn的计算图像显示在显示器13上。
在这样将计算图像显示在显示器13上的状态下，主计算机16 在步骤Sa7中等待接受变量bn的变更要求。对于bn的变更要求，例 如通过由输入器14输入对在显示器13上显示的滑动条的用户操作来 接受即可。
如果要求变量bn的变更，主计算机16从步骤Sa7进入步骤Sa8。 在步骤Sa8中，主计算机16根据被进行的上述要求变更变量bn。并 且，此后主计算机16返回到步骤Sa6中，更新显示器13的显示，以 显示相当于变更后的变量bn的b值的计算图像。
这样根据第1实施方式，针对关心区域内的各像素，根据通过实 际摄像取得的例如图3所示的2个信号值，导出确定如图4中以曲线 表示的函数的ADC。并且，根据该ADC可以推定例如图5所示的任 意b值中的信号值S(x)，作为这样推定的信号值的像素的排列能够 取得任意b值的计算图像。这样，可以取得使用比与最大倾斜磁场的 强度以及MPG脉冲的施加时间对应的值大的b值的扩散强调图像。
另外，对于腹部等运动大的部位，通过使用小b值抑制运动伪影 来对原图像进行摄像，即便是大b值的图像也可以将运动伪影控制到 较小。
根据第1实施方式，根据滑动条操作选择性地显示通过按照一定 值刻度将b值设为大小不同的值b1至值bm而分别取得的计算图像， 因此用户可以容易地观察使b值变化时的图像的差异。
(第2实施方式)
以下针对磁共振诊断装置100的第2实施方式的动作进行说明。
图6为示出主计算机16的第2实施方式的处理顺序的流程图。 另外，在与图2相同的处理中附加同一符号，省略其详细说明。
在步骤Sb1中，主计算机16判断成为今后进行的摄像的对象的 部位(以下，称为摄像部位)是被检体中的哪个部位。对于该摄像部 位的判断，可以根据例如经由输入器14输入的用户指定进行。
在步骤Sb2中，主计算机16向定序器10发送指示，以便对预 先设定的关心区域进行将b值设为与摄像部位相关的设定值ba的摄 像。定序器10根据该指示使倾斜磁场电源7、发送器9T、接收器9R 以及运算单元11等起动，以进行使用了持有值ba的b值的摄像。在 以下中，将在此摄像的图像称为第1原图像。
另外，为了将b值设为与摄像部位相关的设定值ba，将例如图7 所示的信息表预先存储到存储单元12中。图7所示的信息表分别与 人体的多个部位相关联地记载设定值ba、bb、bc以及设定值b1、b2、 b3。其中，设定值bc以及设定值b2、b3可以为不具有实质性值的状 态(null(空)状态)。该信息表所记述的设定值ba、bb、bc以及设 定值b1、b2、b3可以设定为基于临床认识的适当值。并且信息表在 磁共振诊断装置100的制造阶段、或磁共振诊断装置100的使用准备 阶段被登录在存储单元12中。
在步骤Sb3中，主计算机16使倾斜磁场电源7、发送器9T、接 收器9R以及运算单元11等起动，以进行使用了持有值bb的b值的 摄像。在以下中，将在此摄像的图像称为第2原图像。
在步骤Sb4中，主计算机16确认在信息表中设定值bc是否与摄 像部位相关联。如果存在符合的设定值bc，主计算机16从步骤Sb4 进入到步骤Sb5。
在步骤Sb5中，主机算计16使倾斜磁场电源7、发送器9T、接 收器9R以及运算单元11等起动，以进行使用了具有值bc的b值的 摄像。在以下中，将在此摄像的图像称为第3原图像。
如果Sb5中的摄像结束、或步骤Sb4中不存在符合的设定值bc， 主计算机16进入到步骤Sb6。然后，在步骤Sb6中，主计算机16对 关心区域内的各像素分别导出ADC。另外，在未进行第3原图像的摄 像时，这里的ADC的导出可以与第1实施方式一样地进行。在进行 了第3原图像的摄像时，通过如下说明那样的所谓的曲线近似导出 ADC。
b为bn(n＝a，b，c)的原图像的图像值S(bn)具有依据S(0)以及 ADC所决定的指数函数的关系，表示为如下面的公式(5)。
S(bn)＝S(0)·exp[-bn·ADC]...(5)
在此，例如可以通过最小平方近似方法，根据ba、bb、bc以及 S(ba)、S(bb)、S(bc)计算S(0)与ADC。具体来说，决定使实际的S(ba)、 S(bb)、S(bc)与通过公式(5)计算出的值的误差的平方和最小的S(0) 与ADC。
或者，采用公式(5)的对数，变成公式(6)
ln(S(bn))＝ln(S(0))-bn·ADC...(6)
在公式(6)中，如果将横轴设为bn、而且纵轴设为ln(S(bn))， 则成为将ln(S(0))作为纵轴切片，并且倾斜为-ADC的直线。在此，也 可以通过最小平方法决定使3点最好地位于该直线上的ln(S(bn))与 ADC。
然后，主计算机16与第1实施方式一样地进行步骤Sa4至Sa8 的处理。其中，作为值b1～bm采用在上述信息表中记述的值。
另外，为了取得原图像不管使用什么样的b值都可以导出ADC。 然而，由于根据人体部位，MPG的影响程度不同，所以根据为取得 原图像而适用的b值，导出的ADC的精度发生变化。因此，在第2 实施方式中，根据摄像部位，使为了取得原图像而适用的b值发生变 化。由此，在对被检体的任何部位进行摄像时，都可以高精度地导出 ADC，生成更合适的计算图像。
另外，在第2实施方式中，可以根据3个原图像导出ADC。并 且此时，与基于2个原图像的情况相比，可以更高精度地导出ADC， 从而能够生成更合适的计算图像。
再者，在第2实施方式中，为了生成计算图像使用的b值也与摄 像部位相对应地发生变化。因此，可以生成与使用适用于观察摄像部 位的b值摄像的图像一样的计算图像。
另外，即使是同一部位，与该部位的症状(有无异常或异常程度 等)相对应地MPG的影响程度各不相同。因此，也可以在信息表中 与摄像部以及症状的组合相关联地记述各设定值。
(第3实施方式)
以下针对磁共振诊断装置100的第3实施方式的动作进行说明。
图8为示出主计算机16的第3实施方式的处理顺序的流程图。 另外，在与图2相同的处理中附加同一符号，省略其详细说明。
主计算机16首先在步骤Sa1中与第1实施方式一样地摄像第1 原图像，然后进入步骤Sc1。
在步骤Sc1中，主计算机16判断摄像部位，并取得与该摄像部 位相关的扩散系数D。扩散系数对人体中的解剖学组织各不相同，而 且已经知道正常组织的标准扩散系数。因此，预先将如图9所示的分 别与可以成为摄像部位的解剖学组织相关联地记述了该组织的标准 扩散系数的信息表存储到存储单元12中。并且主计算机16在步骤Sc1 中，将在该信息表中与摄像部位相对应的数值作为扩散系数D取得。
在步骤Sc2中，主计算机16推测对上述关心区域进行将b值作 为与值ba不同那样地预先设定的值bb的摄像而取得的第2原图像中 的SNR。具体来说，在用第1原图像中的信号值S(a)进行表示时， 主计算机16首先可以通过下面的公式推测第2原图像的信号值S(b)。 另外，由MPG的影响引起的噪音水平的变化较小，在第1原图像以 及第2原图像中几乎相同。因此，作为根据下述公式计算出的信号值 S(b)与第2原图像中的噪音水平之比，可以推定第2原图像中的SNR。
S(b)＝S(a)·exp(-bb·D)。
由上述公式可知，因为增大b值则降低信号值S(b)，所以SNR 也下降。
在步骤Sc3中，主计算机16确认如上推定的SNR是否在预先设 定的阈值以上。然后，如果SNR小于阈值，则主计算机16从步骤Sc3 进入Sc4。
在步骤Sc4中，主计算机16再次设定b值，以使SNR在阈值以 上。
在步骤Sc4中的处理结束时，或在步骤Sc3中判断为SNR在阈 值以上时，主计算机16进入Sc5。
在步骤Sc5中，主计算机16在执行了步骤Sc4时，对上述关心 区域进行采用在这里重新设定的b值的摄像而取得第2原图像，在跳 过了步骤Sc4时，对上述关心区域进行将b值作为值bb的摄像而取得 第2原图像。
此后，主计算机16与第1实施方式一样地实施步骤Sa3至Sa8 的处理。
在利用了SNR低的原图像时噪音的影响变大，导出的ADC的 正确性降低。并且，因此根据含有较大误差的ADC生成的计算图像 与实际摄像的图像的误差增大。然而，在第3实施方式中，为了导出 ADC使用SNR比较大的原图像，因此，可以高精度地导出ADC，由 此，根据第3实施方式，可以生成近似于实际摄像的图像的计算图像。
对该实施方式，可以实施以下多种变形。
也可以根据原图像判定关心区域内的空气部分等不用区域，仅对 除了该不用区域以外的区域的像素进行ADC的计算或任意b值的信 号值的推定。
也可以只生成由用户指定的b值的计算图像并加以显示。
也可以将所生成的计算图像输出到其他装置上，并显示在该装置 的显示器上。
也可以将通过其他装置摄像的图像作为原图像进行使用。
本领域技术人员容易想到其它优点和变更方式。因此，本发明就 其更宽的方面而言不限于这里示出和说明的具体细节和代表性的实 施方式。因此，在不背离由所附的权利要求书以及其等同物限定的一 般发明概念的精神和范围的情况下，可以进行各种修改。