本发明要求 2013年 4月 27日向中国国家知识产^ ^提交的、申请号 为 201310151634.2、 名称为 "医学检测用 X射线源及移动 CT扫描仪" 的中国专利申请的优先权。

技术领域

本发明涉及医疗器械领域，特别涉及一种医学 检测用 X射线源及 移动 CT扫描仪。

背景技术

随着医学科学技术的发展，涌现出了各种各样 的医用计算机断层扫描 仪（ Computer tomography; CT )设备。 其中 X射线管为一种小型医用 CT设备关键部件。 阴极是 X射线管的核心部件，直接决定着 X射线管的 性能、 成像的质量如分辨率和对比度， 以及整机的工作效率。

现有技术中 X射线管通常是基于钨（W )丝热发射的 X射线管， 即 采用钨（W )丝制作 X射线管的阴极， 其工作原理是钨 ( W )丝加热至 其工作温度时发射电子， 热发射的电子轰击阳极， 从而产生 X射线。

现有技术基于钨（W )丝热发射的 X射线管中至少存在如下缺点： 现 有的 X射线管中的阴极采用的钨的电子逸出功高（(| ) _W =4.52eV )，发射电流 密度小， 纯钨材料在 2200 "C时， 其热发射电流密度只有 0.3A/cm ² 。 如果 要想获得较大的总发射电流，通常采用提高阴 极温度，但是提高阴极温度 会使阴极材料的蒸发率增加， 阴极材料蒸发会使钨丝变细， 变细后的钨丝 阴极又会使阴极温度升高， 阴极蒸发加剧， 从而形成恶性循环； 此外， 被 蒸发的钨阴极材料会沉积在管壳上，形成连续 或断续的钨导电薄膜，破坏 了 X射线管的绝缘强度， 使管压降低、 管子报废， 降低了 X射线管的寿命; 同时， 这种钨导电薄膜还阻挡了输出窗口的 X射线强度， 降低了成像灵敏 度。 因此现有技术的基于钨（W )丝热发射的 X射线管的整体性能较差， 迫切需要研究一种新型的冷阴极 X射线管以代替现有基于热钨（W )丝的 X射线管。 发明内容

在下文中给出关于本发明的简要概述，以便提 供关于本发明的某些方 面的基本理解。应当理解， 这个概述并不是关于本发明的穷举性概述。 它 并不是意图确定本发明的关键或重要部分， 也不是意图限定本发明的范 围。其目的仅仅是以简化的形式给出某些概念 ， 以此作为稍后论述的更详 细描述的前序。

本发明提供一种医学检测用 X射线源及移动 CT扫描仪， 用以提 高 X射线源的整体性能， 可满足医学检测等应用需求。

一方面， 本发明了提供一种医学检测用 X射线源， 包括：

X射线管， 包括阳极、 冷阴极、 栅极和管壳； 所述管壳用于支撑所述 阳极、 冷阴极和栅极， 并使得所述阳极、冷阴极和栅极的真空工作环 境与 外界绝缘， 所述阳极接地；

高压发生器，用于在所述冷阴极和所述栅极之 间提供第一电场使所述 冷阴极场发射电子，以及在所述栅极和所述阳 极之间提供第二电场以加速 所述冷阴 射的电子， 使之轰击所述阳极来产生 X射线。

另一方面， 本发明还提供了一种移动 CT扫描仪， 包括如上所述的医 学检测用 X射线源。

本发明提供的技术方案中 X射线源采用冷阴极， 并在阳极和冷阴极 之间设有栅极， 由于栅极的保护， 大部分空气离子无法直接撞击冷阴极， 因此能够降低冷阴极被辐射损伤的概率； 此外，通过对栅极施加的电压控 制，还可实现冷阴极发射的导通或截止控制， 可以很容易实现电子束的脉 冲发射， 响应速度快， 使用寿命长。 当采用脉冲曝光成像等方式工作时， 可以显著降低采样的投影角度数和辐射剂量， 并能有效抑制旋转伪影，进 而更好满足医学检测等实际应用需求。此外， 由于采用具有栅极的冷阴极

X射线管， 配合高压发生器施加的电场作用， 并将阳极接地， 使得 X射 线源可以很容易实现电子束的高频脉冲发射， 响应速度快， 使用寿命长， 安全性较高， 即克服了现有热灯丝 X射线源所固有的缺点， 改善了 X射 线源的整体性能， 可更好满足医学检测等实际应用需求。

附图说明 为了更清楚地说明本发明实施例或现有技术中 的技术方案，下面将对 实施例或现有技术描述中所需务 ί吏用的附图作简单地介绍， 显而易见地， 下面描述中的附图仅仅是本发明的一些实施例 ，对于本领域普通技术人员 来讲，在不付出创造性劳动的前提下，还可以 根据这些附图获得其他的附 图。

图 1A-图 1B为本发明实施例提供的医学检测用 X射线源的可选结构 示意图；

图 2Α-图 2C为本发明实施例提供的一种可选的二极管 LaB6尖锥场 发射阵列的 SEM照片、 场发射特性；

图 3A-图 3C为本发明实施例提供的一种可选的三极管 LaB6尖锥场 发射阵列的 SEM照片、 场发射特性； 图 4为本发明实施例提供的一种 X射线管阳极模型示例； 图 5 为本发明实施例提供的阳极最大耐受电流随钨 合金片厚度变化 曲线示例； 图 6为本发明实施例提供的电子束入射角（或者� �面倾角）与光子产 额的关系曲线示例； 图 7为本发明实施例提供的 X射线管在如头部 CT扫描成像等医学检 测的成像原理示意图； 图 8为本发明实施例提供的靶面倾角 5度时， 与靶面不同夹角的光子 面密度的分布曲线示例； 图 9 为本发明实施例提供的不同靶面倾角下与电子 束入射方向垂直 的出射面内 X光子的数量的分布曲线示例； 图 10为本发明实施例提供的靶面倾角与可用于成� ��的 X光子数的关 系曲线示例。 具体实施方式

为使本发明实施例的目的、技术方案和优点更 加清楚， 下面将结合本 发明实施例中的附图，对本发明实施例中的技 术方案进行清楚、完整地描 述，显然，所描述的实施例是本发明一部分实 施例，而不是全部的实施例。 在本发明的一个附图或一种实施方式中描述的 元素和特征可以与一个或 更多个其它附图或实施方式中示出的元素和特 征相结合。应当注意， 为了 清楚的目的， 附图和说明中省略了与本发明无关的、本领域 普通技术人员 已知的部件和处理的表示和描述。基于本发明 中的实施例，本领域普通技 术人员在没有付出创造性劳动的前提下所获得 的所有其他实施例，都属于 本发明保护的范围。

图 1A为本发明实施例提供的医学检测用 X射线源的可选结构示意 图。 如图 1A所示， 本发明实施例提供的医学检测用 X射线源包括： X射 线管和高压发生器（ High Voltage Power Supply, HVPS )。

X射线管包括： 阳极 1、 冷阴极 2、 栅极 3和管壳 4; 所述管壳 4用 于支撑所述阳极 1、 冷阴极 2和栅极 3， 并使得阳极 1、 冷阴极 2和栅极 3 的真空工作环境与外界绝缘， 阳极 1接地， 栅极 3位于阳极 1和冷阴极 3 之间。

高压发生器用于在冷阴极 2和栅极 3之间提供第一电场使冷阴极 2 场发射电子， 以及在栅极 3和阳极 1之间提供第二电场以加速冷阴极 2 发射的电子， 使之轰击阳极 1来产生 X射线。

本实施例提供的 X射线源采用冷阴极， 并在阳极和冷阴极之间设有 栅极， 由于栅极的保护， 大部分空气离子无法直接撞击冷阴极， 如图 1B 所示， 因此能够降低冷阴极被辐射损伤的概率； 此外， 通过对栅极施加的 电压控制，还可实现冷阴极发射的导通或截止 控制，可以艮容易实现电子 束的脉冲发射， 响应速度快， 使用寿命长。 当采用脉冲曝光成像等方式工 作时，可以显著降低采样的投影角度数和辐射 剂量， 并能有效抑制旋转伪 影，进而更好满足医学检测等实际应用需求。 为了对阴极形成更好的保护， 可选的， 栅极可为采用金属网制成的金属网栅极。

进一步的， 本实施例提供的 X射线源通过高压发生器在冷阴极和栅 极之间提供的第一电场使冷阴极场发射电子， 并通过高压发生器在栅极和 阳极之间提供的第二电场，加速冷阴极场发射 出的电子，使之轰击阳极来 产生 X射线。 由于采用具有栅极的冷阴极 X射线管， δ合高压发生器施 加的电场作用， 并将阳极接地， 使得 X射线源可以很容易实现电子束的 高频脉冲发射， 响应速度快， 使用寿命长， 安全性较高， 克服了现有热灯 丝 X射线源所固有的缺点， 可更好满足医学检测等实际应用需求。

可选的，高压发生器在冷阴极和栅极之间施加 的第一电场的相关参数 例如： 500ν-1000ν的直流电压，高于 50w的功率，工作频率 300Hz-3000Hz， 脉冲占空比为 20% -80%。 该方案可有效提高冷阴极场发射的束流强度。 可选的，高压发生器在栅极和阳极之间施加的 第二电场的相关参数例 如： 高于 140kv的直流电压， 2mA-16mA的管电流， 高于 2000W的功率。 阳极接地。该方案可有效加速冷阴极场发射出 的电子，使之轰击阳极产生 更多的 X光子， 提高 X射线强度。

可选的， 冷阴极包括： 基板以及形成于所述基板上的碳纳米管发射阵 列。将碳纳米管作为阴极材料制成的碳纳米管 阴极，相对现有技术中的热 灯丝阴极而言是一种冷阴极。 基于碳纳米管的 X射线管产生 X射线的原理 是： 碳纳米管阴极在第一电场的作用下发生场致发 射产生电子， 电子在第 二电场下加速轰击阳极， 从而产生 X射线。 碳纳米管具有很低的场发射 开启电场强度 (1-3 V/μιη)和很高的场发射电流密度（~ lA/cm ² )， 可在普通 高真空度（~ 10 ^ )下长期稳定工作， 响应时间为纳秒量级， 连续发射 10000 小时， 束流强度只降低 5%。 因此， 该方案采用碳纳米管研制 X射 线管可以很容易实现电子束的高频脉冲发射， 响应速度快， 使用寿命长， 由此克服了现有热灯丝 X射线源所固有的缺点， 可更好满足医学检测等实 际应用需求。

或者， 可选的， 冷阴极包括基板以及形成于所述基板上的 LaB6尖锥 场发射阵列。在所有的六硼化物中， LaB6纳米材料具有最优良的理化性 能和电子发射性能， 大量的实验结果表明， LaB6 纳米材料的逸出功为 2.4-2.8eV远低于纯钨阴极为 4.52 eV， 具有抗中毒能力强、 抗离子轰击能 力强、 化学性质稳定、 寿命长等优点， 可满足场发射阴极的选材要求。 此 外， 虽然 X射线管中 LaB6尖锥场发射阵列是在真空状态下工作，但� � X 射线管内无法实现绝对真空，依然存在少量空 气分子。这些空气分子被高 能电子束电离后，在管内的强电场作用下会向 阴极方向加速，有可能轰击 到阴极， 从而造成阴极的辐射损伤。 由于 LaB6纳米材料抗离子轰击的能 力强，化学稳定性高，故基于 LaB6纳米材料场发射的 X射线管相对其他 X射线管而言， 工作寿命较长， 性能也较为稳定和可靠。 因此， 该方案将 LaB6纳米材料作为 X射线管场发射 ( Field Emission Arrays, FEAs ) 阴 极的尖端材料， 由此制得的 LaB6尖锥场发射阵列在电场作用下可场致发 射产生的大量电子， 提高电子束流强度， 电子轰击阳极产生的 X射线非 常稳定，使得这些电子轰击阳极产生的 X射线具有一致性，有利于提高 X 射线成像的清晰度和分辨率， 降低对被测物的辐射剂量， 并便于实现 X 射线管的小型化，可满足如移动 CT扫描仪等便携式医学检测设备的设计 需求。

例如：所述 LaB6尖锥场发射阵列包括:二极管 LaB6尖锥场发射阵列， 所述二极管 LaB6尖锥场发射阵列包括： 硅尖锥二极管阵列和覆盖在硅尖 锥表面上的 LaB6纳米材料薄膜层。 一种可选的二极管 LaB6 尖锥场发射 阵列的扫描电子显微镜 ( Scanning Electron Microscope, SEM )照片如 图 2A和图 2B所示， 其场发射特性如图 2C所示， 在阳极电压 1500V时， X 射线管的发射电流 32mA， 折合单尖锥的平均发射电流为 Ο. ΙμΑ, 阈值电 场为 8.0ν/μιη。 可见， 采用二极管 LaB6 尖锥场发射阵列作为阴极的 X射 线管具有较低的阈值电场， 即达到 X射线稳定发射时所需的外加电场较 小， 可在普通高真空度（~ 10 ⁵ Pa)下长期稳定工作， 可以很容易实现电子 束的高频脉冲发射， 响应速度快， 使用寿命长， 且有利于降低功耗， 减少 对被测物的辐射剂量， 具有环保、健康等优点， 可更好满足医学检测等实 际应用需求。

又例如：所述 LaB6尖锥场发射阵列包括：三极管 LaB6尖锥场发射阵 列， 所述三极管 LaB6尖锥场发射阵列包括： 、 形成在所¾¾基上的 孔腔阵列、分布在各孔腔中的钼尖锥阵列、 以及覆盖在各钼尖锥表面上的 LaB6纳米材料薄膜层。 采用传统工艺 （如 Spindt法）制备的一种可选的 三极管 LaB6尖锥场发射阵列的 SEM照片如图 3A所示， 采用掩模氧化技 术（LOCOS法）制备的一种可选的三极管 LaB6 尖锥场发射阵列的 SEM 照片如图 3B所示， 其场发射特性如图 3C所示， 在阳极电压 1500V时， X 射线管的发射电流密度为 0.6A/cm ² ， 折合单尖锥平均发射电流 0.24μΑ。 可见， 采用三极管 LaB6 尖锥场发射阵列作为阴极的 X射线管具有很低的 场发射开启电场强度和很高的场发射电流密度 ， 可在普通高真空度（~ 10 ⁵ Pa)下长期稳定工作， 可以很容易实现电子束的高频脉冲发射， 响应速 度快， 使用寿命长， 且有利于降低功耗， 减少对被测物的辐射剂量， 具有 环保、 健康等优点， 可更好满足医学检测等实际应用需求。

可选的，所述阳极 1包括：阳极体 11以及设于阳极体 11上的靶面 12。 通过合理选择阳极材料， 可有效提高其承受的最大束流强度， 优选的， 所 述阳极体为铜阳极体， 所述靶面为钨合金靶面。 在 X射线管中，冷阴极发射的电子经电场加速后� �击到阳极靶上产生 X射线， 其中电子束 99%以上的能量转化成热量沉积在阳极内， 只有不 到 1%左右的能量转变成 X射线。如果电子在阳极靶上产生的大量热量� � 不到及时有效的散失， 阳极靶表面的温升很快， 在很短的时间内， 阳极靶 的表面材料就会融化， 导致 X射线管损坏。 因此， 阳极靶的耐热和散热 性能直接影响了 X射线管的使用。 可选的， 可采用固定阳极方案设计 X射线管， 即 X射线管中阳极为固 定阳极。该方案的优点是有效降低 X射线源的重量和体积，并降低 X射线 管的制造和使用难度。

X射线管的研制过程中一般涉及到以下几种� �料： 表 1 : 材料特性参数

从材料的性能可知， 钨的熔点高， 但是导热性能差； 铜的导热性能好， 但是熔点低。 石墨虽然熔点和比热都比钨、 铜高， 但是其原子序数低， X 射线的产生效率低。 因此， 可以采用铜做阳极体， 以利用其良好的导热性 能， 采用钨合金片做靶面， 以利用其高熔点性能。 由于铜和钨的性能不一致， 钨合金片的厚度是阳极设计的一个关键参 数。 如果钨合金片太厚， 热量来不及传递， 则钨合金片可能先熔化； 如果 钨合金片太薄， 热量立刻传递给铜， 则铜可能先熔化。无论哪种情况出现， 都会影响到 X射线管的正常工作。因此，钨合金片的厚度� �要选择最优值。 为了计算钨合金片的最优厚度值， 可使用热分析软件模拟不同厚度的 钨合金片在不同强度的电子束脉冲轰击下， 钨合金片与相邻金属铜的温度 上升曲线， 以及热量在阳极中的传递过程， 研究材料厚度、 电子束流强度 与温度之间的关系。 由于脉冲状态下电子束的热量生成比同强度下 恒流状 态下的低， 为了给设计留有余量， 我们主要模拟恒流状态下的参数。 阳极的物理模型如下图 4所示： 铜阳极体的几何尺寸为 04Ox5Omm， 靶面材料为钨， 钨合金片的直径为 010mm， 焦点直径为 01mm， 钨合金 片的厚度范围为 20μιη~2ιηιη， X 射线管电压为 140kV， 电流范围为 2mA~10mA。 可使用 ANSYS 12建立 X射线管阳极有限元模型， 进行热分析计算， 通过更改钨合金片的厚度及电流强度来计算分 析阳极上的温度分布。 电子束打在钨表面上， 其焦点直径为 01mm， 电子进入钨的表层平均 深度为 5μιη， 电子是在这段微小的体积内生热。 施加热载荷的方法有两 种： 一种是简化了的施加载荷方法， 将载荷施加在面上， 即在钨的中心 01的表面上施加热载荷， 根据电压和电流可以计算出施加在面上的热流 量大小； 另外一种方法是一局实际情况施加载荷， 将热载荷施加到体上，

^ = ^ " ^ = 0.019 , 可以忽略。 为了建模求解方便， 在此使用面载荷的施 加方法， 计算公式如下：

Q _ KA(T _hot - T _cold )

t d 上式中： Q——时间 ί内的传热量或者热流量。

Κ一一为热传导率。

Τ——温度。

A—— 触面积。 d——两平面之间的 ii巨离。 在 X射线管工作中， 由于传导散热和辐射散热同时发生， 故可计算它 们对阳极温度上升的影响。 在实际使用过程中， 整个 X射线管都被放入油中绝缘、 冷却。 由于油 的导热系数很小， 因此在 X射线管工作的时候， 热量主要存储在阳极上。 扫描结束后， 经过一段时间才能冷却下来。 故在建模时， 可以先忽略油的 冷却效果。可通过热仿真来计算阳极上的温度 分布，进而估算整个阳极的 辐射散热。 阳极温度分布中高温区域很小， 主要集中在电子束焦点， 绝大 部分表面的温度低于 468。C。 根据斯蒂芬-波尔兹曼定理:

E为辐射力, 单位为 W/m ² ;

s为物体的辐射率； c为黑体辐射系数， 5.67W/(m ² .K ⁴ );

Γ为物体表面温度。 按照电子束焦点温度 3300摄氏度， 其他表面温度为 400。C进行估算， 则阳极的辐射功率为：

=(7T*r*r)* ε钨 *c*(7V100) ⁴ +(2*7T*r ₁ *r ₁ +2*7r*r ₁ */ * *c*(7V100) ⁴

=92.17(W) 阳极的输入功率为 1050W , 那么 ^^ ^O.i^SS, 辐射的功率占输入功 率的比重艮小， 可以忽略掉。 下面是忽略辐射散热和绝缘油传导散热的仿真 结果。 根据设计要求， 完成一次 CT扫描的最长时间为 30s， 故在扫描时， X射线管必须可以持 续工作 30s， 此为依据， 计算最优的钨合金片厚度以及可以耐受的最大 恒 流电流值。 由图 5可见，在连续入射电子的情况下，当钨合金� �厚度为 400~500μιη 的时候，最大耐受电流为 7.5mA。在图中曲线最高点的左边，铜将先熔化� �� 右边， 钨合金片将先熔化。 对于脉冲工作模式， 不同占空比下， 同一厚度的钨合金片所能够耐受 的最大脉冲电流随着占空比的减少而增加。 考虑阳极靶的使用寿命， 以及电子束的脉冲工作模式， 本发明实施例 将选用钨合金靶面的厚度为 400-500um，例如优选 0.5mm为钨合金片的优 选厚度值。 可选的， 如图 7所示， X射线管的阳极 1包括阳极体 11和靶面 12。 靶 面 12相对参考方向形成有预定的靶面倾角 α,参考方向与电子入射方向垂 直， 如图 7所示。 靶面倾角 α是一个关键参数， 它将直接影响到 X射线管的光产额、 有效 焦点尺寸、 热量分布与传递等。 为了研究靶面倾角的变化对 X光子的产额 和角度分布的影响， 可采用蒙特卡罗方法对其进行了模拟计算。 例如使用 EGS软件模拟了 lxlO ⁷ 个 140keV的电子轰击不同倾角的钨靶， 统计了光产 额和光子的空间分布。 靶面倾角与光子产额的关系见图 6。 从图 6中可以 看出， 靶面倾角越小， X光子产额越高。 不过， 靶面倾角是不是越小越好， 这需要进行仔细的分析。在 CT扫描 过程中最终利用的是以电子束入射方向近似垂 直的扇形束之内 X光子，这 部分 X光子才是真正为 CT成係教出贡献的 （如图 7所示）， 因此这个角 度范围内的 X光子越多越好。 下图为靶面倾角 5度时， 与靶面不同夹角的光子面密度。 从图 8中可 以看出， 随着与靶面夹角的增加， 光子的面密度越来越小， 即可用于成像 的 X光子数越来越少。 因此， 虽然靶面倾角 5度时的总光子产额很高， 但 是与靶面夹角 85度处的光子面密度却很低。 对不同靶面倾角下与电子束入射方向垂直的出 射面内 X光子的数量进 行统计， 统计结果见图 9。 从图 9中可以看出， 随着靶面倾角的增加， 出 射面的光子数随之增加， 但是在 45度左右达到最大值， 然后便开始减小。 在 CT成像中， 影响断层图像分辨率的是 X射线管的有效焦点， 而不 是实际焦点。 假设电子束平行入射， 则实际焦点尺寸 L与投影后的有效焦 点尺寸 d之间的关系如下：

从上式可以看出， 如果实际焦点的尺寸 L很难减小时， 可以通过减小 靶面倾角 α来控制有效焦点的尺寸 d。 如果入射的电子束单位横截面积的密度无法提 高， 根据下式可知， 增 大电子束流宽度 h减小靶面倾角 α有可能提高可成像 X光子的总数。

if-― ¾ tgS£ 保持有效焦点尺寸和电子束单位横截面积的密 度不变， 靶面倾角与可 用于成像的 X光子数之间的关系曲线见图 10。 从图 10中可以看出， 靶面倾角越小， 通过增加电子束流宽度可以有效 增加可用于成像的 X光子数量。 不过结合前图可知， 此时， 入射的电子束 流的总量显著增加， 进而增加了阳极所接受的热量， 这将给 X射线管的散 热提出了挑战。 因此， 阳极的靶面倾角的确定需要在可用于成像的 X光子 数量与入射电子的热量之间寻求一种平衡。 经过综合考虑， 靶面倾角优选 为 11度， 如图 1A所示。

可选的， 上述实施例中的 X射线管总长度小于或等于 120mm， 和 / 或， X射线源的总重量小于 25kg, 以充分保证 X射线管的小巧型， 可以 便于携带， 方便适用于舰载、 车载、 战地医院等特殊环境。

可选的，上述实施例中的最大直径小于或等于 60mm。进一步优选地， 上述实施例中的阳极和阴极中尖锥顶部的距离 小于或等于 10um。 这样可 以保证 X射线管的优良性能。

此外， 本发明还提供了一种移动 CT扫描仪， 该移动 CT扫描仪包括 上述任一实施例提供的医学检测用 X射线源， 通过该 X射线源产生 X射 线以对脑部等人体部位进行医学检测。

在本发明上述各实施例中，实施例的序号或先 后顺序仅仅为了便于描 述， 不代表实施例的优劣。对各个实施例的描述都 各有侧重， 某个实施例 中没有详述的部分， 可以参见其他实施例的相关描述。

本领域普通技术人员可以理解：实现上述方法 实施例的全部或部分步 骤可以通过程序指令相关的硬件来完成，前述 的程序可以存储于一计算机 可读取存储介质中， 该程序在执行时， 执行包括上述方法实施例的步骤； 而前述的存储介质包括： 只读存储器（Read-Only Memory, 简称 ROM )、 随才 储器（Random Access Memory, 简称 RAM )、 磁碟或者光盘 等各种可以存储程序代码的介质。

在本发明的装置和方法等实施例中，显然，各 部件或各步骤是可以分 解、 组合和 /或分解后重新组合的。 这些分解和 /或重新组合应视为本发明 的等效方案。 同时， 在上面对本发明具体实施例的描述中， 针对一种实施 方式描述和 /或示出的特征可以以相同或类似的方式在一� �或更多个其它 实施方式中使用， 与其它实施方式中的特征相组合，或替代其它 实施方式 中的特征。

应该强调， 术语 "包括 /包含" 在本文使用时指特征、 要素、 步骤或 组件的存在， 但并不排除一个或更多个其它特征、要素、 步骤或组件的存 在或附加。 最后应说明的是： 虽然以上已经详细说明了本发明及其优点，但 当理解在不超出由所附的权利要求所限定的本 发明的精神和范围的情况 下可以进行各种改变、替代和变换。 而且， 本发明的范围不仅限于说明书 所描述的过程、 设备、 手段、 方法和步骤的具体实施例。 本领域内的普通 技术人员从本发明的公开内容将容易理解，根 据本发明可以使用执行与在 此所述的相应实施例基本相同的功能或者获得 与其基本相同的结果的、现 有和将来要被开发的过程、 设备、 手段、 方法或者步骤。 因此， 所附的权 利要求旨在在它们的范围内包括这样的过程、 设备、手段、方法或者步骤。