[0002] 本
发明是在国立
生物医学成像和
生物工程研究所授予的合同号1UO1EB017140-01A1的政府支持下完成的。政府拥有发明的某些权利。
背景技术
[0003] 本文公开的主题涉及
能量分辨光子计数检测器的使用。
[0004] 非侵入式成像技术允许非侵入地获得受检者(患者、制造商品、行李、包裹或乘客)的内部结构或特征的图像。具体地，此类非侵入式成像技术依赖于各种物理原理(诸如
X射线通过目标体积的差分传输或
声波的反射)，以获取数据和构建图像或以其他方式表示受检者的内部特征。
[0005] 例如，在基于X射线的成像技术中，X射线
辐射跨越感兴趣的受检者(诸如人类患者)，并且一部分辐射影响收集强度数据的检测器。在X射线系统中，光电检测器产生表示影响检测器表面的离散
像素区域的辐射的量或强度的
信号。然后可以处理信号以生成可显示以供查看的图像。
[0006] 在一种这样的基于X射线的技术(称为计算机
断层摄影(CT))中，
扫描仪可以在围绕被成像的对象(诸如患者)的多个视
角位置处投射来自一个或多个X射线源的扇形或锥形X射
线束。X射线束在其穿过对象时衰减并且由一组检测器元件检测，该组检测器元件产生表示检测器上的入射X射线束的强度的信号。处理信号以产生表示对象的线性衰减系数沿X射线路径的线积分的数据。这些信号通常称为“投影数据”或仅称为“投影”。通过使用诸如
滤波反投影的重建技术，可以生成表示患者或被成像对象的感兴趣区域的体积或体积绘制的图像。在医学背景中，然后可以从重建的图像或绘制的体积中
定位或识别感兴趣的病理结构或其他结构。
[0007] 通常，在这些类型的成像技术中使用的辐射检测器以能量积分模式(即，在获取间隔期间沉积的总积分能量的读出)或光子计数模式(检测每个单独的X射线光子)操作。能量积分是大多数临床应用中的用于读出X射线检测器的常规模式。然而，能量积分读出方法在低通量成像应用中操作不佳，其中与检测器读出操作相关联的
电子噪声可能淹没可用信号。
[0008] 在一些应用中，单独的X射线光子计数比与能量积分方法相关联的总积分能量信息更有意义。常规基于
闪烁体的光子计数模式利用
硅光电倍增管(SiPM)，其对于诸如CT的高计数率应用而言是昂贵且不实用的；这样的技术与
正电子发射断层摄影系统一起使用。此外，此类光子计数方法可能限于其产生的信息的类型，诸如仅产生原始光子计数数量而没有相关联的能量信息。
[0009] 相比之下，某些技术(诸如双能量(例如，高能量和低能量成像)和/或材料分解成像)不仅受益于一般意义上的光子计数，而且受益于获得给定暴露事件的
光谱信息(即能量信息)。也就是说，此类技术生成被分离到相应能量仓中的光子计数并且从而
鉴别不同能量下的光子事件，由此表征或计数在不同光子能量范围下观察的光子数。为了解决这种需要，可以采用某些能量鉴别、光子计数X射线检测器技术。在某些情况下，与采用基于闪烁体的中间转换和所生成可见光子的后续检测的技术相比，此类方法采用直接将入射X射线转换为可测量信号的检测介质(即，正如直接转换材料的电子-空穴对)。
[0010] 然而，此类光子计数能量鉴别检测器的实际使用仍面临某些技术挑战。一个这样的挑战是计数率能
力。当光子通量太高时，与所检测的信号相关联的能量信息由于堆积效应(光子相对于其能量被正确表征过快地到达—光子在检测器中“堆积”)而失真。解决该问题的现有方法(例如，利用提供短整形时间的
滤波器)可以区分在短时间间隔内发生的入射事件，但可能也导致
传感器内的不完全信号(电荷)收集，并且对相邻检测器通道中观察到的串扰(即瞬态)信号的灵敏度增加。
[0011] 光子计数能量鉴别检测器的第二个挑战是电荷共享效应。当在检测器像素的边缘附近发生入射光子相互作用时，它通过多个X射线相互作用(即K-escape，康普顿散射)或通过跨像素边界的电荷共享(即电子
云共享)产生信号并且因此被多个像素检测到，即受影响的像素中的每个中的相应信号。这种效应通过在光谱响应函数中产生低能量尾部而使能量分辨劣化。为了解决该问题，已经提出使用重合逻辑来识别多像素事件并且对相邻像素的信号进行数字求和。为了阐明，重合逻辑估计光子的到达时间并且确定局部邻域中的多个检测器像素是否检测到该事件。如果是，则对来自相邻像素的能量求和，并且使包含所检测能量质心的像素中的相关计数器递增。
[0012] 然而，用于解决这两个挑战的现有方法导致了另一问题。具体地，当在两个像素之间的边界附近发生检测事件时，由于电荷共享而导致两个像素中的信号量不均匀，重合逻辑可以通过少量信号损失来正确识别两个信号并且对其求和。然而，如果入射光子相互作用完全在像素中的一个内发生(没有发生电荷共享)，则加权电位串扰(即瞬态信号)可能被重合逻辑误认为电荷共享，并且可能错误地导致执行求和操作，从而可能导致对所检测信号的过高估计。
发明内容
[0013] 在一个实施方案中，提供了检测器读出
电路。根据该实施方案，该电路包括电荷敏感
放大器，该电荷敏感放大器至少包括：放大器，该放大器被配置成从检测器像素接收输入电荷并且输出放大(
电压)信号；复位
开关，该复位开关被配置成接收复位信号；和电容器，该电容器与复位开关和放大器两者电连通。该电路还包括整形放大器，该整形放大器被配置成可能提供额外增益并且还从放大信号中滤除噪声，同时提供更快返回基线的输出脉冲。整形信号的持续时间通常为50ns或更短。检测器电路还包括能量读出和控制电路，该能量读出和控制电路被配置成从整形放大器接收整形信号。能量读出和控制电路至少包括：积分器，该积分器被配置成接收整形信号并且在时间间隔内对整形信号积分以生成积分信号；比较器，该比较器被配置成接收积分信号并且基于
阈值生成指示真实检测事件的信号以使得积分信号大于阈值；和峰值
模数转换器(ADC)或多阈值计数器，该峰值模数转换器(ADC)或多阈值计数器被配置成接收整形信号并且输出检测事件的能量信息。检测器电路还包括延迟电路，该延迟电路被配置成从比较器接收输出并且生成延迟信号以复位电荷敏感放大器。
[0014] 在另一实施方案中，提供了用于处理来自能量鉴别辐射检测器的检测器信号的方法。根据该方法，在电荷敏感放大器处接收来自检测器像素的电荷信号，该放大器输出放大信号。对放大信号执行整形操作以生成整形信号。整形信号的持续时间通常为50ns或更短。在积分器处接收整形信号，该积分器被配置成在时间间隔内对整形信号积分以生成积分信号。将积分信号与阈值进行比较，由此识别大于阈值电压的那些积分信号。基于积分信号与阈值信号(电压)的比较的输出，对整形信号执行峰值模数转换以生成检测器信号的测量能量。
[0015] 在附加的实施方案中，提供了成像系统。根据该实施方案，该成像系统包括：X射线源，该X射线源被配置成发射X射线；能量鉴别光子计数辐射检测器，该能量鉴别光子计数辐射检测器包括使用直接转换材料制造的像素；读出电路；和
图像处理电路，该图像处理电路被配置成至少接收检测器电路的能量测量值并且基于能量测量值生成图像。根据该实施方案，该检测器读出电路包括电荷敏感放大器，该电荷敏感放大器至少包括：放大器，该放大器被配置成从能量鉴别光子计数辐射检测器接收
输入信号并且输出放大信号；复位开关，该复位开关被配置成接收复位信号；和电容器，该电容器与复位开关和电荷敏感放大器电连通。检测器电路还包括整形放大器，该整形放大器被配置成将放大信号整形为通常具有50ns或更短的持续时间的整形信号。检测器电路还包括能量读出和控制电路，该能量读出和控制电路被配置成从整形放大器接收整形信号。能量读出和控制电路至少包括：积分器，该积分器被配置成接收整形信号并且在时间间隔内对整形信号积分以生成积分信号；比较器，该比较器被配置成接收积分信号并且将积分信号与阈值电压进行比较，使得阈值比较器输出大于阈值电压的积分信号；和峰值模数转换器，该峰值模数转换器被配置成从阈值比较器和整形放大器接收输入信号并且基于输入信号输出用于检测事件的测量能量。检测器电路还包括延迟电路，该延迟电路被配置为从阈值比较器接收输出并且生成延迟信号以操作电荷敏感放大器的复位开关。
附图说明
[0016] 当参考附图阅读以下详细描述时，将更好地理解本发明的这些和其他特征、方面和优点，其中相同的字符在整个附图中表示相同的部分，其中：
[0017] 图1是根据本公开的方面的被配置成获取患者的CT图像并且处理图像的计算机断层摄影(CT)系统的实施方案的示意图；
[0018] 图2描绘了根据本公开的方面的包括电荷共享事件的检测器光谱响应的曲线图；
[0019] 图3描绘了根据本公开的方面的其中相邻像素经历触发事件的像素阵列的俯视图；
[0020] 图4描绘了根据本公开的方面的其中发生实际电荷共享事件的示例中的检测器信号的曲线图；
[0021] 图5描绘了根据本公开的方面的其中未发生实际电荷共享事件但检测到瞬态信号的示例中的检测器信号的曲线图；
[0022] 图6a和图6b描绘了根据本公开的方面的检测器电路的第一实施方式的电路图；并且
[0023] 图7描绘了根据本公开的方面的检测器电路的第二实施方式的电路图。
具体实施方式
[0024] 下面将描述一个或多个具体实施方案。为了提供这些实施方案的简明描述，可能未在
说明书中描述实际实施方式的所有特征。应当理解，在任何这样的实际实施方式的开发中，如在任何工程或设计项目中，必须做出许多实施方式特定的决策以实现开发人员的特定目标，诸如遵守可能因实施方式而异的系统相关和业务相关的约束。此外，应当理解，这种开发努力可能是复杂且耗时的，但对于受益于本公开的普通技术人员来说仍然是设计、制造和制造的常规任务。
[0025] 当介绍本发明的各种实施方案的元件时，冠词“一个”、“一种”、“该”和“所述”旨在表示存在元件中的一个或多个。术语“包括”、“包含”和“具有”旨在是包含性的，并且意味着可能存在除所列元件之外的附加元件。此外，以下讨论中的任何数值示例旨在是非限制性的，并且因此附加的数值、范围和百分比在所公开的实施方案的范围内。
[0026] 虽然通常在医学成像背景下提供以下讨论，但应当理解，本技术不限于此类医学背景。实际上，在这种医学背景中提供示例和解释仅是为了通过提供实际实施方式和应用的示例来促进解释。然而，目前的方法可也用于其他背景，诸如对制造零件或货物的非破坏性检查(即
质量控制或质量审查
申请)，和/或对包裹、盒、行李箱等的非侵入式检查(即安全或筛选应用)。通常，在期望光子计数环境中的能量鉴别的任何成像或筛选背景中，本方法可以是期望的。
[0027] 如本文所讨论的，能量分辨光子计数检测器可以提供通过常规能量积分检测器不可用的检测的能量信息。如上所述，在使用这种能量鉴别光子计数检测器时可能仍出现各种技术挑战。本文详细讨论的方法有助于解决与采用重合逻辑的设计中的瞬态信号引起的光谱污染相关的此类问题。
[0028] 然而，在讨论本方法的详细方面之前，描述了可对其采用这种方法的成像系统的示例以便提供有用的背景。考虑到这一点，图1示出了根据本文讨论的能量鉴别(即能量分辨光子计数)方法的方面的用于获取和处理成像数据的成像系统10的实施方案。在所示的实施方案中，系统10是计算机断层摄影(CT)系统，其被设计成在多个能谱(诸如双能量背景中的高能谱和低能谱)下获取X射线投影数据，将投影数据重建为体积重建，并且处理图像数据(包括材料分解或组织类型图像数据)以用于显示和分析。CT成像系统10包括一个或多个X射线源12，诸如一个或多个
X射线管或允许在成像阶段过程期间通过具有所需能量特性的一个或多个能谱生成X射线的固态发射结构。例如，发射光谱可以在其平均值、中值、模式、最大或最小X射线能量中的一个或多个方面不同。
[0029] 作为示例，在一个实施方案中，可以在相对低能量的多色发射光谱(例如，约80kVp下的X射线管操作电压)与相对高能量的多色发射光谱(例如，约140kVp下的X射线管操作电压)之间切换X射线源12(例如，X射线管)。可以理解，X射线源12可以在除了本文列出的那些之外的位于能级周围的多色光谱(即，由特定kVp范围诱导的光谱)下和/或在针对给定检查的两个以上发射光谱下进行发射。用于发射的相应能级的选择可以至少部分地基于被成像的解剖结构和用于组织表征的感兴趣的化学物质或分子。
[0030] 在某些实施方式中，源12可以定位在
滤波器组件或光束整形器22附近，该滤波器组件或光束整形器可以用于操纵X射线束20，限定X射线束20的高强度区域的形状和/或范围，控制或限定X射线束20的能量分布，和/或以其他方式限制患者24的不在感兴趣区域内的那些部分上的X射线暴露。在实践中，滤波器组件或光束整形器22可以合并在
机架内，位于源12与患者24内的成像体积之间。
[0031] X射线束20进入其中定位有受检者(例如，患者24)或感兴趣对象(例如，制造部件、行李、包裹等)的区域。受检者使X射线20的至少一部分衰减，从而导致已衰减X射线26，其冲击由如本文所讨论的多个检测器元件(例如，像素)形成的检测器阵列28。检测器28可以是能量分辨光子计数检测器，其输出传送关于在扫描或成像阶段内的获取间隔期间在测量位置处影响检测器的光子的数量和能量的信息。在某些此类实施方案中，能量分辨光子计数检测器可以是直接转换型检测器(即，包括碲化镉锌CZT，或碲化镉CdTe)。
[0032] 每个检测器元件产生
电信号，该电信号表示在检测器元件位置处的入射X射线光子的能量沉积。获取并且处理电信号以生成一个或多个投影数据集。在所描绘的示例中，检测器28联接到系统
控制器30，该系统控制器命令获取由检测器28生成的
数字信号。
[0033] 系统控制器30命令成像系统10的操作以执行过滤、检查和/或校准方案，并且处理所获取的数据。相对于X射线源12，系统控制器30为X射线检查序列提供功率、焦斑位置、
控制信号等。根据某些实施方案，系统控制器30可以控制滤波器组件22、CT机架(或X射线源12和检测器28附接到的其他结构
支撑件)的操作，和/或患者支撑件在检查过程中的平移和/或倾斜。
[0034] 此外，经由
电动机控制器36，系统控制器30可以控制用于移动成像系统10的部件和/或受检者24的线性定位子系统32和/或旋
转子系统34的操作。系统控制器30可以包括
信号处理电路和相关联的
存储器电路。在此类实施方案中，存储器电路可以存储由系统控制器30执行以操作成像系统10(包括X射线源12和/或滤波器组件22)并且根据本文讨论的步骤和过程处理由检测器28获取的数字测量值的程序、例程和/或编码
算法。在一个实施方案中，系统控制器30可以被实现为基于处理器的系统的全部或部分。
[0035] 源12可以由包含在系统控制器30内的X射线控制器38控制。X射线控制器38可以被配置成向源12提供功率、
定时信号和/或焦点尺寸和位置。此外，在一些实施方案中，X射线控制器38可以配置成选择性地激活源12，使得系统10内的不同位置处的管或发射器可以彼此同步或彼此独立地操作，或者在成像阶段期间在不同能谱之间切换源。
[0036] 系统控制器30可以包括
数据采集系统(DAS)40。DAS 40接收由检测器28的读出电子器件收集的数据，诸如来自检测器28的数字信号。然后，DAS 40可以转换和/或处理数据以供基于处理器的系统(诸如计算机42)进行后续处理。在本文讨论的某些实施方式中，检测器28内的电路可以使光电检测器的
模拟信号在传输到数据采集系统40之前转换为数字信号。计算机42可以包括一个或多个非暂时性存储器设备46或与其通信，该存储器设备可以存储由计算机42处理的数据、将由计算机42处理的数据、或者将由计算机42的图像处理电路44执行的指令。例如，计算机42的处理器可以执行存储在存储器46上的一个或多个指令集，该存储器可以是计算机42的存储器、处理器的存储器、
固件或类似的实例。
[0037] 计算机42可还适于控制由系统控制器30启用的特征(即，扫描操作和数据采集)，诸如响应于由操作员经由操作员工作站48提供的命令和扫描参数。系统10可还包括联接到操作员工作站48的显示器50，该显示器允许操作员查看相关的系统数据、成像参数、原始成像数据、重建数据(例如，软组织图像、骨图像、分割的血管树等)、
基础材料图像和/或替代性材料分解图像等。另外，系统10可以包括
打印机52，该打印机联接到操作员工作站48并且被配置成打印任何期望的测量结果。显示器50和打印机52可也直接或经由操作员工作站48连接到计算机42(如图1所示)。另外，操作员工作站48可以包括或联接到图片存档和通信系统(PACS)54。PACS 54可以联接到远程系统或客户端56、放射科信息系统(RIS)、医院信息系统(HIS)、或者内部或外部网络，使得不同位置处的其他人可以
访问图像数据。
[0038] 考虑到前面对整个成像系统10的讨论，如前所述，在使用能量鉴别光子计数检测器时仍然存在某些挑战。如本文所述，在使用能量分辨光子计数检测器时的一个问题是与计数率能力相关的限制。具体地，在存在太高的X射线光子通量的情况下，所检测的信号由于堆积效应而失真，其中来自时间相邻事件的电信号可以合并或重叠。为了解决信号或输出堆积的这些影响，可以使用具有快速整形时间的电路来提高计数率能力。这种快速整形器可以区分在短时间间隔内发生的各个光子检测事件。然而，如所指出的，快速整形器可还导致不完整的电荷收集，这是由于区分另外在使用较慢整形时间时可能合并在一起的来自不同检测事件的信号。这种不完整的电荷收集使
输出信号对串扰(即瞬态)信号更敏感，该串扰信号是由于给定像素内的光子检测而引起的相邻像素中的感应信号。
[0039] 此外，使用基于CZT/CdTe的检测器的第二挑战可归因于所谓的电荷共享事件。具体地，当在检测器像素的边缘附近发生光子检测事件时，多个相邻像素中的检测事件通过多个X射线相互作用(K-escape X射线，康普顿散射)或来自单个电子云的电荷在相邻像素之间共享而发生。这些效应在光谱响应函数中产生低能量的能量尾部80，如图2所示。
[0040] 为了解决多个X射线相互作用和电荷共享问题，一种可能方案是采用重合
逻辑电路，其基于定时和位置的接近度来识别多像素事件触发，即相邻像素之间的预定定时窗口内的检测事件。当检测到重合事件时，通过对相邻像素的信号求和来计算能量沉积。(即，如果在重合事件中涉及两个检测器像素，则ETot＝E1+E2)。
[0041] 然而，具有快速整形时间的整形器和重合电路的实施方式可能导致附加的挑战，即瞬态信号的偶然求和(通过整形和峰值保持电路之后的重合逻辑的操作)导致在这些情况下过高估计X射线光子能量沉积。作为示例，图3描绘了具有第一像素90和第二像素92的示意性检测器像素布置(即，阵列88)。根据本模拟，CZT传感器的厚度约2.5mm，具有在450V/mm的
电场下操作的带550μm间距(包括
电极之间的50μm间隙)的
阳极电极，并且在第一像素90的中心处具有x＝0,y＝0的原点。
[0042] 在第一示例(其结果在图4中以图形方式描绘)中，在位于表示为“A”的位置处的第一像素90的边缘(处于与第一像素90中心的原点相距的x＝0.22mm、y＝0mm并且z＝1.25mm处，其中z是相对于所描绘的像素阵列表示的面外维度)以及位于表示为“B”的位置处的第二像素92的边缘(处于x＝0.3mm、y＝0mm，并且z＝1.25mm处)发生了实际的多像素事件。在这种情况下，75％的入射X射线光子能量沉积在第一位置“A”中，并且25％的能量在位置“B”处沉积在第二像素中。由于多像素事件总是由于像素之间的相互瞬态信号而经历电荷损失，因此相对于由单像素事件收集的总共96％的感应电荷信号，通过重合逻辑对来自两个相邻像素的信号进行求和可以恢复93％的感应电荷信号(而不用附加的瞬态信号校正)。应当注意，100％电荷收集假定电子和空穴的完全收集。当使用快速(即，20ns)整形时，多像素信号未完全恢复，从而引起附加的3％误差。
[0043] 相反，在第二示例(其结果在图5中以图形方式描绘)中，发生了单像素事件，使得100％的光子能量在位置“A”处沉积在第一像素中，并且0％在位置“B”处沉积在第二像素中。然而，在该示例中，由收集(第一)像素中的电子移动引起的瞬态信号被非收集(第二)像素检测到。在快速整形后，该瞬态信号可能足以超过噪声鉴别阈值，这是入射高计数率和电荷共享/多X射线相互作用事件恢复所必需的，并且被重合逻辑误认为是这种事件。然后，重合电路错误地对峰值瞬态和真实事件信号求和，从而在该示例中导致信号的过高估计为约
10％。
[0044] 本方法提供了具有重合能力的光子计数检测器设计，其解决了上面提到的相对于由于小像素效应而引起的瞬态信号的光谱污染的挑战。具体地，如本文所述，提供了电路，其可以作为检测器读出电路的一部分或作为检测器采集系统中的电路来实现，并且其允许使用快速整形(即10ns至50ns)以获得高计数率和重合能力，以便解决电荷共享和多X射线相互作用事件，同时避免上述问题。
[0045] 转到图6a和图6b中，示出了衰减的X射线束26可以入射在其上的基于CZT-/CdTe的检测器28。在该示例中，直接转换材料104(例如，CZT或CdTe)定位在
阴极102与阳极106之间。在所描绘的示例中，X射线光子检测事件100被描绘为在检测器的像素中的一个内发生。通过检测器电路110从对应像素读出对应沉积电荷。
[0046] 在所描绘的示例中，检测器电路110包括电荷敏感放大器112和具有快速整形时间(例如，如示例中描绘的≈20ns)的整形放大器114。在所描绘的示例中，电荷敏感放大器112包括放大器140、电容器(Cint)144和复位开关142，该复位开关在由延迟电路150引入的延迟之后被能量读出和控制单元118激活，如以下所讨论的。检测器像素(阳极)的输出分别由电荷敏感放大器112和整形放大器114放大和整形以进行进一步处理(例如，能量表征和读出)。
[0047] 能量读出和控制电路118接收整形放大器114的输出并且将真实信号与瞬态信号串扰鉴别开。作为示例，在所描绘的路径内，积分器120用于在一定
时间窗口(10ns至40ns；在图6a、图6b和图7中被示为≈20ns)对脉冲积分，使得由于脉冲形状的显著差异而可以从积分的瞬态信号中辨别出积分的真实信号。在积分器120之后，通过使用短时间窗口消除瞬态信号的正负部分。比较器124包括可调整阈值。仅大于阈值的信号被传递，并且然后由峰值模数转换器(ADC)电路128数字化，该峰值模数转换器电路基于这些输入输出光子检测事件100(即，单个事件或光子计数)的测量能量E，由此提供检测器28的能量鉴别方面。此外，可以从整形信号(图6a)或比较器输出(图7b)获得重合逻辑所需的定时信息。在所描绘的示例中，定时标记电路160还与时钟电路164通信以便生成命中触发输出，即具有相关联时间的X射线光子事件。
[0048] 转到图7，在另一示例中，可以与能量通道分开地提取定时信息。具体地，由于整形放大器114被约束到足够的整形时间以收集由检测器中的电子运动产生的大部分感应电荷，并且积分器120用作
低通滤波器，因此在一些情况下，可能会丢失定时信息。通过这种理解，可以单独提取定时标记。例如，如图7所描绘的，可以提供定时标记电路160，其通过电容器-
电阻器(CR)整形器162来接收电荷敏感放大器112的输出。定时标记电路160还与时钟电路164通信以便生成命中触发输出。
[0049] 考虑到前面的电路示例，提供了用于与能量分辨光子计数检测器一起使用的检测器电路，该检测器采用快速整形技术和重合逻辑技术两者。以此方式，检测器和相关联电路可以通过对多个检测的信号求和(例如，在相邻像素之间)来实现高计数率和优异的光谱性能，以便恢复电荷共享和多X射线相互作用事件并且同时消除或减少瞬态信号的污染。
[0050] 该书面描述使用示例来公开本发明，包括最佳模式，并且还使本领域技术人员能够实践本发明，包括制造和使用任何设备或系统以及执行任何包含的方法。本发明的
专利范围由
权利要求书限定，并且可包括本领域技术人员想到的其他示例。如果此类其他示例具有与权利要求书的字面语言没有区别的结构元素，或者如果它们包括与权利要求书的字面语言具有微小差别的等效结构元素，则此类其他示例旨在落入权利要求书的范围内。
