超聲剪切波彈性攝影中的自相關引導的互相關的制作方法
本發明涉及跟蹤剪切波誘發的運動，并且更具體而言，涉及在運動跟蹤中的對相關的使用
背景技術：
超聲剪切波彈性攝影是能夠測量軟組織的諸如剪切模量和剪切黏度的機械性質的新的醫學模態。因為組織彈性與病理有關，因此彈性攝影能夠提供額外的臨床信息以增加診斷置信度。一個范例是通過測量肝硬度的肝纖維化分級。
在基于聲輻射力的超聲剪切波彈性攝影中，專用脈沖序列包括一個或多個長推動脈沖(通常每個長數百微秒)和和一系列交錯跟蹤脈沖。由于聲輻射力的效應，推動脈沖使得聚焦區中的組織移動遠離探頭表面，同時建立在垂直于推動波束的方向上傳播遠離聚焦區域的剪切波。針對聚焦深度處的沿剪切波路徑的每個橫向位置，由剪切波誘發的組織運動將主要在與推動波束相同的方向上。同時，針對給定位置，跟蹤脈沖能夠監測這樣的動態響應并且將其轉化為表示作為時間的函數的組織移動的幅度的位置特異性位移波形。這樣的波形能夠在沿剪切波傳播路徑的多個位置處來計算。所述波形能夠被輸入到用于計算傳播的速度的過程中。例如，傅里葉變換能夠在這些剪切波形上執行以估計剪切波相位速度。備選地，剪切波幅度峰-峰空間和時間計算也能夠產生剪切波傳播速度。作為結果，能夠確定組織機械性質的絕對值。具體而言并且通過范例，剪切波在組織內部傳播的速度由以下項來支配：剪切模量、剪切黏度、組織密度以及通過某些機械模型的剪切波頻率。組織越硬，波移動就越快。剛度的量度然后能夠被用在例如肝纖維化分級中。
準確、可靠并且有效的運動跟蹤是在以任何形式的超聲剪切波彈性攝影對組織性質的最終估計中的目標。總體而言，在超聲成像中有兩種主要的運動跟蹤技術：1)通過自相關的相位移位、2)通過互相關的時間移位(或者其他備選，諸如和絕對差(SAD))。
在基于自相關的方法中，感興趣區結構的位移誘發在由移動的介質背散射的相繼的高頻超聲回波上的相位移位。自相關已經被實施在用于實時彩色流成像的多數商用超聲系統上。當超聲波傳播通過軟組織時，譜經歷由于頻率相關的衰減的下頻移。因此，假設在基于多普勒的方法中的恒定中心頻率將導致位移估計虛假。已知在快速時間域(即，在超聲脈沖的軸向方向上)使用額外的自相關，以估計局部中心頻率，并且隨后改進位移估計準確性。參見T.Loupas,J.T.Powers和R.W.Gill在IEEE Trans.Ultrason.Ferroelectr.Freq.Control 42.4.，第672–688頁，(1995)上的“An Axial Velocity Estimator for Ultrasound Blood Flow Imaging,Based on a Full Evaluation of the Doppler Equation by Means of Two-Dimensional Autocorrelation Approach”一文。
通過互相關的時間移位估計通過使用射頻(RF)數據或者從RF數據傳達的符合信號從一個脈沖到另一脈沖進行互相關來估計時間延遲。
技術實現要素：
下文在本文中提出的內容解決了上述問題中的一個或多個。
用于位移估計的兩種標準方法是自相關和互相關。自相關比互相關更有計算效率。然而，其受混疊影響--最大位移限制是四分之一波長(針對具有中心頻率3Hz的標準肝臟圖像探頭，限制近似為120μm)。
在常規的、即無引導的互相關方法中，混疊限制被消除。然而，其耗費更多計算時間，所述計算時間與預定義搜索區成比例地相關。在大的區上的搜索使得標準互相關在計算上是昂貴的。然而，如果搜索區被設置太小，則互相關函數的真實峰將被遺漏；如果其太大，則由于在信號中包含的噪聲而將出現跳峰。在這樣的情況下，互相關能夠產生超過真實峰的虛假相關峰。虛假峰將在位移估計中引入不連續和誤差。遺憾的是，在實踐中，所需要的搜索區的尺寸將是變化的。在臨床應用中，超聲剪切波彈性攝影誘發的軟組織運動大約為十微米(10-μm)。上限主要由美國食品藥品監督管理局(FDA)聲學輸出安全限制所約束。針對一個剪切波推動脈沖，通常在10-20毫秒(ms)的時段內由超聲跟蹤脈沖來觀察所誘發的剪切波運動。如果使用多個推動脈沖，則觀察能夠增加到50-100ms。盡管通常建議患者在剪切波彈性攝影期間屏息幾秒鐘，但是在50-100ms的時間段期間，患者運動(心臟運動和呼吸)和背景運動有時能超過四分之一波長并且達到比真實剪切波運動高一個量級以遮蔽真實剪切波信號。在這樣的情況下，如果單單利用常規互相關，則必須使用非常大的搜索尺寸以便定位最大互相關函數。這導致更長的計算時間并且潛在地導致虛假跳峰。如果單單使用自相關，則將可能發生相位混疊。
在本文中提出的兩步運動跟蹤方法對背景運動更為魯棒。
為了對軟組織中的剪切波傳播的更準確和有效的跟蹤，該新的方法使用自相關和互相關兩者。這例如對于超聲剪切波彈性攝影的體內應用而言是有用的。兩步方法可表征為自相關引導的互相關。在第一步驟中，相位根據復信號的自相關來導出并且被適當地被展開。然后，使用恒定中心頻率根據相位來計算初始位移。在第二步驟中，所述初始位移被量化并且被用作開始點以向互相關饋送減小的搜索窗，從而獲得具有高精度的最終位移。通過將自相關與互相關整合，所提出的方法非常適于實時應用。在即時建議中的通過互相關的計算比標準互相關快得多。其還減小了位移估計和偏置的變化，而不需要RF信號的平均頻率的明確估計。
該新的方法相對于常規自相關的性能改進包括：1)混疊被移除；并且2)不需要考慮中心頻率深度衰減和頻率隨機波動的效應。存在后者的益處是因為使用基于時間移位的互相關的位移估計不受頻率改變的影響。此外，該新的方法相對于常規互相關的性能改進包括：1)顯著降低的搜索尺寸，以克服跳峰(虛假最大值或最小值)，從而得到改進的估計準確性；以及2)更快速的計算。
在本文中所提出的內容以這樣的方式組合自相關和互相關估計器：利用每個的優點，以改進總體運動跟蹤性能。例如，由于在步驟一中通過相位展開未移除的任何混疊造成的誤差通過接下來的互相關來校正或減輕。作為另一范例，互相關的相對高的計算負擔通過為互相關提供由自相關導出的開始點顯著縮短的搜索來緩解。相比于任一個體協議，該混合協議能夠獲得針對剪切波彈性攝影的更準確并且魯棒的位移估計。
根據所提出的技術的一方面，一種超聲運動估計算法，包括：發出在剪切波的傳播方向上彼此間隔開的多個超聲脈沖，以跟蹤由剪切波引起的軸向運動。所述剪切波已經由軸向方向的超聲或者機械誘發的推動脈沖誘發。基于跟蹤脈沖回波，所述方法使用自相關來估計軸向位移。所述方法然后使用所述估計作為在基于時間域的運動跟蹤算法中的開始點，以用于修改所述估計，從而產生經修改的位移。所述修改在運動跟蹤準確性方面能夠構成在估計上的改進。所述發出可以對應地從多個聲學窗(多個超聲成像探頭分別經由所述窗進行成像)發生。所述自相關和算法能夠具體地操作在經由用于跟蹤由推動(所述推動是單個推動)誘發的波所引起的運動中所使用的脈沖采集的成像上。所述算法可以涉及經受圖像匹配準則影響的遞增地增加的在搜索區上的互相關。針對流程的采集能夠擴展在多個推動上。
在剪切波彈性攝影中的新穎的、互相關引導的基于時間域的運動跟蹤的細節在下文借助如下附圖進一步闡述，所述附圖未按比例繪制。
附圖說明
圖1是根據本發明的示范性超聲運動估計設備和無噪聲剪切波的概念性描繪的示意圖；
圖2是提供與圖1的設備的操作有關的概念的范例的概念圖；并且
圖3是說明根據本發明的用于在剪切波彈性攝影中的互相關引導的基于時間域的運動跟蹤的可能操作的一組流程圖。
具體實施方式
圖1通過說明性和非限制性范例描繪了超聲運動估計設備100，超聲運動估計設備100能用于在自相關引導的基于時間域的運動跟蹤中的剪切波彈性攝影。設備100包括圖像采集電路104、運動跟蹤電路108、控制器112以及數據存儲設備116。圖像采集電路被配置用于從各自橫向位置124的間隔開120的圖像采集。設備100還包括多個超聲成像探頭128。從各自聲學窗132執行圖像采集。聲學窗是探頭128的成像表面上與被檢查的對象或患者(人或動物)接觸、交換用在成像中的超聲的區域。在軸向方向136上，發射超聲脈沖140，并且從患者回波返回射頻(RF)數據144。從被采樣的多個成像深度148被動態地回波返回脈沖140，以詢問患者內的介質。
盡管圖1中的不同標記標注不同的探頭128，但是這是出于解釋目的。探頭128通常可以在對介質進行成像的過程中被相同地操作。它們可以同時并行地被操作，盡管在本文中所提出的內容并不限于這樣的操作。
橫向方向152是由軸向方向的推動生成的剪切波的傳播的方向。所述推動由被聚焦到具體成像深度的超聲來生成以遞送足夠的聲輻射力，或者可以是機械誘發的推動。
傳播的剪切波主要是在軸向方向136上在該成像深度處將介質變型和位移。圖1中的曲線圖示出了表示由剪切波對身體組織的位移的三個波形。所述三個波形對應于遠離推動脈沖的焦點0mm、5mm和10mm的橫向距離。從對應于曲線圖的原點的時間處開始，所述推動脈沖持續數百微秒。組織位移被跟蹤35ms。出于說明目的，它們被歸一化到在0mm處的峰位移。不同橫向距離(即，0mm、5mm、10mm)處的剪切波誘發的位移或者變形158表明傳播剪切波的位移效應。它們的波形根據組織機械性質和距剪切波原點(即，推動脈沖焦點位置)的橫向傳播距離而變化。
如本文上面所提到的，自相關是在用于跟蹤軸向位移的兩步方法中的第一步驟。在移動介質中的感興趣結構的位移誘發在由移動介質背散射的相繼的高頻超聲回波上的相位移位。
在慢時間中由復信號(復解析或者基帶信號)的1-D自相關來估計相位移位。基帶數據包括同相(I)和正交(Q)分量，其能在接收-波束形成后通過解調導出，以移除載波頻率。從RF數據對復解析信號的導出也是公知的，并且在Elfataoui等人的美國專利No.7873686中有所描述。
在剪切波跟蹤中，G0(x,y)是在推動脈沖的激勵之前被采集為參考信號的復合圖像。通過其采集參考信號G0(x,y)的參考脈沖是運動跟蹤的初始部分。軸向方向136沿著x軸，并且橫向方向152沿著y軸。每個點或者“像素”(xp,yq)表示在對應于xp的成像深度148處并且在對應于yq的橫向位置124處的圖像樣本。
Gn(x,y)是在剪切波跟蹤期間的推動后的第n圖像采集。所述圖像采集能夠經由探頭128例如并行地重復，其中，n的范圍是在單個推動后的達到例如N＝30或者更多(N由跟蹤脈沖重復頻率和跟蹤持續時間來確定)。但是，跟蹤可以延伸超過第二或者甚至隨后的推動，其在本文中所提出的內容的期望的范圍內。
針對復基帶信號或復解析信號，用于計算在像素(x,y)處的1-D相關性Rk,n的一般化的公式被表達如下：
其中，(2M+1)是如圖2中看到的相關核203的在軸向方向136上的尺寸；并且Rk,n是快時間(軸向方向)中的k滯后和慢時間(跟蹤時間)中的n滯后處的相關系數。Gn* 是Gn的復共軛。
針對第n剪切波跟蹤采集的在(x,y)處的位移D被初始地計算為：
其中，c是聲音的速度，∠R0,n(x,y)是快時間中的零滯后和慢時間中的n滯后處的1-D自相關系數的角，并且fc是中心頻率。因此，在下文被討論的量化之后，Dn(xp,yq)充當介質的軸向位移的估計，所述估計特異于當前像素(xp,yq)。角或者“相位”可從如下公式導出：
并且，在代入到等式(2)中之前，經受相位展開以緩解或避免混疊。函數Re和Im分別提取復值自相關系數Rn的實部和虛部。關于相位展開，在慢時間中的展開的相位移位(即，在n與n+1之間，其中，n＝1，…，N-1)被希望為平滑而沒有中斷。參考圖2，針對采集n的卷繞相位206跟隨有采集n+1的卷繞相位208。針對采集n+2的相位210卷繞回去，以2π為模，在約束區間[π，-π]內。這導致卷繞相位212，以及在幅度上接近2π并且不表示介質中的實際軸向運動的相位不連續214。相位展開解決了這一問題，產生展開的相位210。不管相位展開，如果發生中斷，則其通常指示顯著外部引起的運動，即，起源于剪切波的平面。
等式(1)具有被用在針對“x”的特定值的自相關的核中的2M+1采樣深度。針對任意給定采集n，從2M+1采樣深度中的每個采樣深度和額外的采樣深度來采集樣本。所述額外的采樣深度允許等式(1)被運行多次，每次針對“x”的不同的值。例如，在一次運行中，要針對像素(xp,yq)確定Dn(xp,yq)；在下一運行中，要針對像素(xp+1,yq)確定Dn(xp+1,yq)，其中xp和xp+1在對應不同的采樣深度處。
等式(1)不僅重復地被運行，每次針對其位移估計正被計算的給定像素；該組運行被重復，每次針對不同的采集n(1≤n≤N)。
此外，等式(1)的上述運行中的全部被重復，每次針對不同的橫向位置。每個橫向位置124對應于“y”的值，因此，yq的橫向位置124不同于yq+1的橫向位置。
在圖2中，在給定橫向位置124處的采樣深度中的兩個連續采樣深度被指代為218、220。
在給定橫向位置124處的給定采集n中，通過在接收窗期間針對所有采樣深度，從采樣深度218到采樣深度220地采集數據。這是所有重做采集到采集。繼而，重復的采集(即，每個是采樣深度218到采樣深度220)是所有重做橫向位置到橫向位置。
整組采集被完成一次，并且被記錄在數據存儲設備116中，該數據然后在步驟一和二中重復地被調出。
等式(2)中的軸向位移D(或者“DAC”)指示針對兩步方法中的第二步驟的開始點。
在等式(2)中的DAC，如從當前像素(xp,yq)軸向偏離，通常將具有被設置在采樣位置之間的結束點。
替代使用DAC自身作為開始點，基于由通過箭頭224在圖2中所示的軸向方向中的像素間隔單元222分離的連續采樣深度218、220來量化DAC。相同的像素間隔或者另外細化的間隔(通過對RF或復信號上采樣)可以被用在第二步驟中。在后者情況下，應當在上采樣之前和之后使用像素間隔的比率來調節DAC。
量化，其可以是上或者下，并且通過基于接近度通過舍入或者通過缺省，導致量化的位移[DAC]226。
這充當身體組織的軸向位移的像素特異性(即，特異于(xp,yq))估計。
通過[DAC]偏移的像素(xp,yq)是針對步驟二的開始點。其是精細調諧來自第一步驟的估計226的第二步驟--這是經由逐圖像的匹配來完成的，跟隨有峰搜索以及多項式擬合或者相位過零檢測，以用于精細調諧。
由于步驟二中的逐圖像的匹配是基于時間域的，因此不需要在步驟一中考慮針對采集發出的超聲的中心頻率衰減，并且不需要在步驟一中校正針對中心頻率衰減的估計226。有利地，中心頻率衰減校正開銷被避免。衰減從采樣深度228到采樣深度230積累231。圖2中的“x’s”交叉箭頭表示不需要考慮在跟蹤脈沖140的傳播期間發生的中心頻率衰減。
針對作為基于時間域的運動跟蹤算法的部分的互相關，開始點234被提供為當前考慮的像素(xp,yq)的從在圖2中被指代為“xp”軸向位置的偏移226。偏移或者“定位”226對應于相對于被用在自相關中的相關性核203的參考圖像227的移位。被移位的核236被用在互相關中。
基于時間域的互相關通過將來自一個脈沖的接收的RF回波(或者復解析或基帶信號)互相關到另一脈沖以估計時間延遲。
下文在本文中立即描述二維互相關，因為步驟一和步驟二可以被用于確定二維偏移。這將為了更大的準確性，以額外的計算為代價。
在二維超聲成像中，位移向量(u,v)的兩個分量能夠使用2-D散斑跟蹤流程來估計。因此，“u”在軸向方向136上，并且“v”在橫向方向152上。具體而言，在組成參考圖像G0(x,y)的初始相位敏感信號或圖像(即，RF信號、復基帶或者復解析信號)中的每個像素(x,y)處，近似等于一個散斑的空間范圍的2D相關性核被定義在所述像素周圍。在尺寸上對應于下文公式(4)中的M和J的散斑被定義為在初始復圖像G0(x,y)的二維自相關函數的兩個維度中的半高寬。該核然后與跟隨變形、即推動后的復圖像Gn(x,y)互相關。作為2D滯后(k,l)的函數，在第n采集處的像素(x,y)處的得到的2D加權的互相關系數ρ’k,l被計算為：
在該表達式中，Wij是在(2M+1)x(2J+1)點相關性核上的樣本二維加權函數。所述加權，通過加權平均的權重，降低了在搜索最優(或“最大”)滯后中的跳峰和總體誤差的可能性。能夠通過使用在尾部處平滑減小到零的加權函數(諸如漢寧窗)來降低高頻噪聲。
相關系數是具有±K和±L的范圍的滯后(k，l)的單位歸一化復函數。
如在等式(1)至(3)中，當僅1D相關性和1D搜索被用于跟蹤軸向運動時，以上公式被簡化到L＝0和J＝0，從而降低到：
對應的相關性核236的尺寸為2M+1。針對Gn(x,y)(0＜n≤N)，等式(5)的右側的值“x”由開始點234、即(xp+[DAC],yq)替換。滯后k，并且因此范圍[-K,K]，在等式(5)的迭代運行上增大。因此，搜素區的范圍是相關性核236的中心的任一軸向側上的M+k像素間隔單元222。與結果為相關系數ρ’k,n(x,y)的最大值的內容相關聯的滯后被用在內插中，以找到相關系數曲線的峰和對應或者“最大”的滯后kmaxI。因為kmaxI在軸向方向136上，因此其為向量。來自步驟一的估計[DAC]226類似為在相同方向136上的向量。兩個向量(或者，在1D情況下等價地，標量)被相加以導出針對像素(xp,yq)的經修改的位移，即，位移的經改進的測量結果。在2D情況下，相加的兩個向量都是二維的。作為使用開始點234作為針對Gn(x,y)(0＜n≤N)的“x”的值的替換的備選，(xp-[DAC],yq)可以被用作針對G0(x,y)中的“x”的替換。
操作性地并且參考圖3中的示范性流程300，采集計數器被初始化到零(步驟S302)。
探頭128被定位為間隔開120并且與患者或對象接觸(步驟S304)。
采集參考圖像227，即，進行成像采集(步驟S306)。
具體而言，在運行步驟S306過程中，圖像采集子流程310被調用，并且被如下地運行。橫向位置計數器被初始化到零(步驟S308)。成像深度計數器類似地被初始化到零(步驟S310)。超聲脈沖140由在當前橫向位置124中的探頭128發射(步驟S312)。從源自于當前成像深度148的超聲回波采集RF信號144(步驟S314)。如果其不是最后深度(步驟S316)，則深度計數器增大(步驟S318)并且返回到樣本接收步驟S314。相反，如果其是最后深度(步驟S316)，則深度計數器被清理(步驟S319)。如果當前位置124不是最后位置(步驟S320)，則位置計數器增大(步驟S322)并且處理分支回到脈沖發射步驟S312。另一方面，如果當前位置是最后位置(步驟S320)，則復解析信號從采集的RF數據來導出(步驟S324)。所導出的解析信號與存儲的RF信號對應地被存儲(步驟S326)。備選地，如果例如經由多項式擬合技術完成相關性滯后內插，則可以不生成或者不需要復解析數據。類似地，復基帶數據可以充當步驟一和步驟二中的RF數據的角色。
再次參考主流程300，發射推動脈沖(步驟S328)。此處，假設針對整個流程300發射單個推動脈沖，但是備選地之后能夠存在額外的一個或多個推動脈沖，以允許在需要額外的跟蹤的時間段期間以來自患者運動的更多全局背景噪聲為可能代價的額外跟蹤。當前，如果圖像采集仍然繼續(步驟S330)，則采集計數器增大(步驟S332)，圖像采集子流程310被調用以用于跟蹤(步驟S334)，并且返回步驟S330。然而，如果圖像采集不再繼續(步驟S330)，則處理指向針對其位移要被測量的采集的數據中的第一橫向位置124(步驟S335)。處理指向當前橫向位置處的第一像素(xp,yq)。根據等式(1)的自相關在零滯后處執行(步驟S338)。等式(3)被用于提取復值自相關系數Rn的相位(步驟S340)。相位基于先前采集的相位確定而被展開(步驟S342)。等式(2)被用于估計針對當前像素的軸向位移DAC(步驟S344)。DAC被量化以產生量化的位移[DAC]266(步驟S346)。被用在自相關中的相關性核203現在被移位，從而得到針對隨后的互相關的移位的核236(步驟S348)。相關性滯后k的絕對值基于例如被預期為校正來自步驟一的估計226所需的最小搜索的內容而被初始化(步驟S350)。例如，典型100μm預定義互相關搜索區能夠被降低到30μm，這是所提出的兩步方法的益處。當滯后k在-K與K之間變化時，根據等式(5)的互相關迭代到迭代地利用復解析信號(步驟S352)。這不是對步驟一的限制—RF、復解析或者復基帶信號的任意組合可以已經被使用。從在迭代中生成的一組系數ρ’k,n(x,y)，選擇最大系數ρ最大，并且其相位240被確定，如針對自相關系數所做的(步驟S354)。選擇具有相反極性的相位242的迭代間最鄰近系數，并且內插被用于根據零交叉244確定內插的相關性滯后maxI以及對應的內插的最大互相關系數ρmaxI(步驟S356)。如果ρmaxI并不滿足圖像匹配閾值或“準則”TIM(步驟S358)，則滯后k增加(步驟S360)。進行關于滯后k現在是否大于最大滯后閾值TML的查詢(步驟S362)。如果滯后k不大于TML(步驟S362)，則針對由步驟S360的僅先前實例引入的k的中間值中的每個重復等式(5)的互相關。然后，返回到步驟S354。另一方面，如果ρmaxI滿足TIM(步驟S358)或者滯后k超過TML(步驟S362)，則執行向量相加，將量化的位移[DAC]226與內插的相關性滯后maxI加和(步驟S366)。如果更多像素(xp,yq)仍然要被處理(步驟S368)，則像素指針增大(步驟S370)并且返回到自相關步驟S338。否則，如果沒有更多像素仍然要被處理(步驟S368)，但是更多空間位置要被處理(步驟S372)，則位置指針增大(步驟S374)并且處理返回到步驟S336。
已經使用體內臨床數據驗證了以上在本文中所提出的方法。相比于其他算法，在后處理中，針對兩步方法找到了經改進的運動跟蹤成功率。更高的運動跟蹤成功率意味著在相同檢查時間下針對更好的診斷性能的更有效的臨床數據。
盡管本發明的方法能夠有利地被應用于提供針對人或動物對象的醫學診斷，但是本發明的范圍不這樣被限制。更寬泛地，本文公開的技術針對體內或體外的經改進的基于剪切波的運動跟蹤。
盡管已經在附圖和前面的描述中詳細圖示和描述了本發明，但是這樣的圖示和描述應當被認為是說明性或示范性的，而非限制性的；本發明不限于所公開的實施例。
例如，備選的基于時間域的運動跟蹤算法的范例是塊匹配最小差異方法。
本領域技術人員通過研究附圖、公開內容以及權利要求書，在實踐請求保護的本發明時能夠理解并且實現對所公開的實施例的其他變型。在權利要求書中，詞語“包括”不排除其他元件或步驟，并且詞語“一”或“一個”不排除多個。權利要求中的任何附圖標記不應被解釋為對范圍的限制。
計算機程序能夠臨時、暫時或者針對更長時間段存儲在諸如光學存儲介質或固態介質的適合的計算機可讀介質上。這樣的介質僅在不是暫態傳播信號的意義上是非暫態的，但是包括諸如寄存器存儲器、處理器高速緩存、RAM的其他形式的計算機可讀介質。
單個處理器或其他單元可以履行權利要求中記載的若干項目的功能。盡管某些措施被記載在互不相同的從屬權利要求中，但是這并不指示不能有利地使用這些措施的組合。
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