使用磁共振成像的插值三维热剂量估计

摘要

本发明提供一种医学装置(400、500、600、700、800)，包括用于从对象(418)采集磁共振测温数据(442)的磁共振成像系统(402)。所述磁共振成像系统包括具有成像区(408)的磁体(404)。所述医学装置还包括用于储存机器可执行指令(460、462、464、466、510、660)的存储器(432)。所述医学装置还包括用于控制所述医学装置的处理器(426)，其中，所述机器可执行指令的运行令所述处理器：通过控制所述磁共振成像系统，从所述成像区内的多个切片(421、421’、421”)采集(100、200、300)所述磁共振测温数据；并且根据所述磁共振测温数据，对三维热剂量估计(444)进行插值(102、202、204、302、304)。

说明书

技术领域

本发明涉及磁共振成像，尤其涉及使用磁共振成像用于对三维热剂量 的估计。

背景技术

热剂量为对热组织损伤的度量，其基于阿仑尼乌斯方程，并且最初由 Sapareto和Dewey于1984年引入，并由下式给出：

$\mathrm{TD}\left(t\right)={\int }_0^t{R}^{43-T\left(\tau \right)}\mathrm{d\tau }$

其中

$R=\left(\begin{array}{c}0.25,T\le 43\\ 0.5,T>43\end{array}\right)$

并且T为温度。单位典型地以在43摄氏度的等效分钟提供。一度的增加(当 在43度以上时)会使热剂量加倍。该度量是目前用于在热疗中估计已在何 时获得充分的热损伤的最主要使用的度量。针对肌肉组织的热坏死和子宫 平滑肌瘤，常规使用的限值是在43度是240等效分钟，但是已发现该限值 为组织依赖性的，因为一些组织比其他组织对温度的增加更为敏感。也存 在用于估计热损伤的其他度量，例如还有最高温度(其针对快速加热非常 类似于所述热剂量)和如上的阿伦尼乌斯方程。所述热剂量典型地应用于 高强度聚焦超声(HIFU)处置中，而例如激光消融通常采用其原始形式的 阿伦尼乌斯方程，以评估热损伤。

无论是哪种度量，它们的共同点在于，它们仅使用所测量的温度。所 述温度可以是由热电偶、光纤、MR测温、US测温、热声感测，或任意这 样的工具测量的。测量所述温度的这些工具的共同点在于，它们仅测量在 某些点处(热传感器)，或某位面中(测温成像、热声感测)的温度。所述 测量也可以为3D的，例如用于3D MR成像，但如果这样，则分辨率典型 地低且各向异性，以允许实时采集。

例如，磁共振测温可以被用于确定体积的绝对温度或温度改变，取决 于所用的技术。为了确定所述绝对温度，可以用谱学成像技术来测量几个 磁共振峰。测量温度改变的方法典型地更快，并且已被用于取得温度测量 结果，用于引导热处置。例如，基于质子共振频移的MR测温可以被用于 在消融程序期间，提供组织内侧的水中的温度图，用于对所述加热过程的 实时反馈控制。

在高强度聚焦超声(HIFU)治疗中，使用例如磁共振成像(MRI)的 可靠的实时温度监测是必须的，以确保对目标的充分热坏死，同时避免对 周围健康组织的加热和损伤。为了达到足够的时间和空间分辨率，要求快 速成像，优选地具有高空间分辨率，同时维持足够的SNR，用于对可靠的 温度测量结果的重建。

发明内容

本发明在独立权利要求中提供一种医学装置、一种计算机程序产品以 及方法。在从属权利要求中给出了实施例。

可能出现的困难在于，由于对采集时间的限制，(尤其通过磁共振成像) 采集到的热数据或图像可能是从受限的体积采集的，或者具有有限的空间 分辨率。在热处置期间，仅从对象的受限体积采集热磁共振数据，这并不 少见。本发明的实施例可以提供一种提供对在采集所述热数据以外的区域 中的热剂量的估计的单元。又其他的实施例可以提供一种以比采集所述热 数据更高的分辨率来估计所述剂量的单元。

如上文提及的，所述热剂量是用于估计在热疗中对目标组织造成的热 损伤的度量。所述热剂量仅利用温度历史，并且是只要可获得温度信息就 可以确定的无创度量。其通常被用作诸如高强度聚焦超声(HIFU)的热疗 中的治疗终点，并且可以被用于提供对哪些区未得到完全处置的反馈。针 对磁共振(MR)引导的HIFU，在成像的MR切片中获得所述温度信息， 并使用用于将MR性质改变转化成温度改变的标准方法之一，获得温度图 像。出于该原因，可以在被用于MR成像的所述切片中，估计所述热剂量。 这在重新定位所述图像用于额外的超声处理时，可能有问题，因为然后不 可能有对累积热剂量的度量。为了避免这一点，可以利用所意图加热的对 称性和温度分布的自然平滑性，热扩散使任意空间局部性的温度峰平滑， 并且插值到3D空间中，其中，可以增加从所有超声处理积累的热剂量。通 过这么做，可以获得对整个处置的累积热剂量的3D估计，可以使用常规的 多平面重建(MPR)方法将所述3D估计可视化在任意平面中。尽管所述插 值有几个假设并且可能是不完美的，然而该方法可以辅助确定所述处置是 否完全，并因此提供更为准确的终点。

本文中使用的‘计算机可读储存介质’涵盖可以储存可由计算设备的 处理器运行的指令的任何有形储存介质。所述计算机可读储存介质可以被 称为计算机可读永久性储存介质。所述计算机可读存储介质也可以被称为 有形计算机可读介质。在一些实施例中，计算机可读储存介质也可以能够 储存能由所述计算设备的所述处理器访问的数据。计算机可读储存介质的 范例包括，但不限于：软盘、磁硬盘驱动器、固态硬盘、闪存、USB拇指 驱动器、随机存取存储器(RAM)、只读存储器(ROM)、光盘、磁光盘， 以及处理器的寄存文件。光盘的范例包括压缩盘(CD)和数字多用光盘 (DVD)，例如CD-ROM、CD-RW、CD-R、DVD-ROM、DVD-RW或DVD-R 盘。术语计算机可读储存介质还指能够被所述计算机设备经由网络或通信 链路访问的各种类型的记录介质。例如，数据可以通过调制解调器、互联 网，或局域网取回。

‘计算机存储器’或‘存储器’是计算机可读储存介质的范例。计算 机存储器是可由处理器直接访问的任意存储器。计算机存储器的范例包括， 但不限于：RAM存储器、寄存器以及寄存器文件。

‘计算机存储设备’或‘存储设备’是计算机可读储存介质的范例。 计算机存储设备是任意永久性计算机可读储存介质。计算机存储设备的范 例包括，但不限于：硬盘驱动器、USB拇指驱动器、软盘、智能卡、DVD、 CD-ROM，以及固态硬盘驱动器。在一些实施例中，计算机存储设备也可 以是计算机存储器，反之亦然。

本文中使用的‘处理器’涵盖能够运行程序或机器可执行指令的电子 部件。对包括“处理器”的所述计算设备的引用应被解释为可能包含多于 一个处理器或处理核。所述处理器可以例如为多核处理器。处理器也可以 指单个计算机系统内或分布在多个计算机系统间的处理器的集合。术语计 算设备也应被解释为可能指计算设备的集合或网络，每个计算设备均包括 处理器或多个处理器。许多程序具有它们的由多个处理器执行的指令，所 述多个处理器可以在相同的计算设备内或者其可以甚至分布在多个计算设 备上。

本文中使用的‘用户接口’是允许用户或操作者与计算机或计算机系 统进行交互的接口。‘用户接口’也可以被称作‘人机交互设备’。用户接 口可以向所述操作者提供信息或数据和/或从所述操作者接收信息或数据。 用户接口可以使得来自操作者的输入能够被所述计算机接收，并且可以从 所述计算机向所述用户提供输出。换言之，所述用户接口可以允许操作者 控制或操纵计算机，并且所述接口可以允许所述计算机指示所述操作者的 控制或操纵的效果。所述数据或信息在显示器或图形用户界面上的显示是 向操作者提供信息的范例。通过键盘、鼠标、轨迹球、触摸板、指点杆、 绘图板、操纵杆、游戏手柄、网络摄像头、头戴式耳机、变速杆、方向盘、 踏板、有线手套、跳舞毯、遥控器以及加速度计来接收数据，均为实现对 来自操作者的信息或数据的接收的用户接口部件的范例。

本文中使用的‘硬件接口’涵盖使得计算机系统的处理器能够与外部 计算设备和/或装置交互和/或控制外部计算设备和/或装置的接口。硬件接口 可以允许处理器将控制信号或指令发送到外部计算设备和/或装置。硬件接 口也可以使得处理器能够与外部计算设备和/或装置交换数据。硬件接口的 范例包括，但不限于：通用串行总线、IEEE 1394端口、并行端口、IEEE 1284 端口、串行端口、RS-232端口、IEEE-488端口、蓝牙连接、无线局域网连 接、TCP/IP连接、以太网连接、控制电压接口、MIDI接口、模拟输入接口， 以及数字输入接口。

本文中使用的‘显示器’或‘显示设备’涵盖适于显示图像或数据的 输出设备或用户接口。显示器可以输出视觉、声音或触觉数据。显示器的 范例包括，但不限于：计算机监视器、电视屏幕、触摸屏、触觉电子显示 器、盲文屏幕、阴极射线管(CRT)、存储显像管、双稳显示器、电子纸、 矢量显示器、平板显示器、真空荧光显示器(VF)、发光二极管(LED)显 示器、电致发光显示器(ELD)、等离子显示器面板(PDP)、液晶显示器 (LCD)、有机发光二极管显示器(OLED)、投影机以及头戴式显示器。

在本文中将磁共振(MR)数据定义为是，在磁共振成像扫描期间，由 磁共振装置的天线，对通过原子自旋发出的射频信号所记录的测量结果。 在本文中将磁共振成像(MRI)图像定义为是对所述磁共振成像数据内包含 的解剖学数据所重建的二维或三维可视化。可以使用计算机执行该可视化。

磁共振数据可以包括在磁共振成像扫描期间，由磁共振装置的天线， 对通过原子自旋发出的射频信号的测量结果，其包含可以被用于磁共振测 温的信息。磁共振测温通过测量温度敏感参数的改变，而起作用。可以在 磁共振测温期间测量的参数的范例为：质子共振频移、扩散系数，或者T1 和/或T2弛豫时间的改变可以被用于使用磁共振测量温度。所述质子共振频 移是温度相关的，因为个体质子、氢原子经历的磁场取决于周围的分子结 构。由于温度影响氢键，因此温度的升高减小分子屏蔽。这产生质子共振 频率的温度相关性。

质子密度与平衡磁化线性相关。因此有可能使用质子密度加权图像来 确定温度改变。

弛豫时间T1、T2和T2-星(有时写作T2*)也是温度相关的。因此可 以将对T1、T2和T2-星加权的图像用于构建热或温度图。

温度也影响分子在水溶液中的布朗运动。因此，能够测量扩散性系数 的脉冲序列(例如脉冲扩散梯度自旋回波)可以被用于测量温度。

使用磁共振测量温度的最有用的方法之一，是通过测量水质子的质子 共振频率(PRF)位移。质子的共振频率是温度相关的。随着体素中的温度 改变，所述频移将令所测量的水质子的相位改变。因此可以确定两个相位 图像之间的温度改变。该确定温度的方法具有以下优点，其与其他方法相 比相对地快。在本文中与其他方法相比，更详细地讨论所述PRF方法。然 而，本文中讨论的所述方法和技术也可应用于用于磁共振成像执行测温的 其他方法。

本文中将谱学磁共振数据定义为在磁共振成像扫描期间，由磁共振装 置的天线，对通过原子自旋发出的射频信号所记录的测量结果，其包含描 述多个共振峰的信息。

所述磁共振数据例如可以被用于基于质子波谱(PS)成像的温度绘图 方法，其可以产生绝对标度的温度图。该绝对标度温度图因此可以被用于 执行温度校准。该方法依赖于以下物理原理，即水分子共振位移温度相关 性，作为质子共振频率方法，但采集方法是不同的：从磁共振波谱计算所 述频移。所述位移是从水与参考质子峰的位置差计算得到。脂质中的质子 可以例如被用作参考，因为已知它们的共振频率几乎独立于温度，而水质 子峰与温度线性相关。这可以在体素中得以完成，其中两者组织类型都存 在。如果水和脂质不存在于相同的体素中，则可以尝试使用除脂质以外的 某种其他组织类型作为参考。如果不成功，则可能有一些这样的体素，其 中参考峰以及因此温度数据不可获得。插值和/或温度过滤可以被用于帮助 这些情形，由于身体温度一般不会在空间上快速改变，其中典型地由热疗 令的高度局部化温度升高是明显的例外。参考峰的使用使得所述方法相对 地独立于场飘移或扫描间运动。由于用当前的方法，扫描要花至少大约一 分钟时间，所述PS方法易受扫描期间的扫描间运动或温度影响。在其中温 度恒定或在时间和空间的温度变化都小的情况中，所述方法能够产生有用 的信息。例如用磁共振引导高强度聚焦超声(MR-HIFU)，所述PS方法可 以被用于在MR-HIFU或其他温度处置之前，提供实际体温分布，与使用空 间均匀的起始温度(其被当作是以测温探头测量的体核温度)相反。可选 地，所述PS方法可以被用作针对处置区外部的热处置之间的累积温度的合 理性检查。

本文中使用的‘超声窗口’涵盖能够透过超声波或能量的窗口。典型地， 将薄膜或膜用作超声窗口。所述超声窗口可以例如由BoPET(双轴取向聚 对苯二甲酸乙二醇酯)的薄膜制成。

在本发明的一方面中，提供一种医学装置，其包括用于从对象采集磁 共振测温数据的磁共振成像系统。所述磁共振成像系统包括具有成像区的 磁体。所述磁共振测温数据是从所述成像区采集的。所述医学装置还包括 用于储存机器可执行指令的存储器。所述医学装置还包括用于控制所述医 学装置的处理器。所述机器可执行指令的运行令所述处理器通过控制所述 磁共振成像系统，从所述成像区内的多个切片采集所述磁共振测温数据。

磁共振数据或磁共振测温数据典型地是从被称作体素的体积，或者被 称作切片的厚片样体积，采集的。来自特定切片的所述磁共振测温数据典 型地被表示为二维图形或场。所述机器可执行指令的运行还令所述处理器 根据所述磁共振测温数据对三维热剂量估计进行插值。这也就是说，来自 所述多个切片的所述磁共振测温数据被用于对三维剂量估计进行插值。该 实施例可能是有益的，因为这允许对不针对其采集磁共振数据的区域的热 剂量的估计。

在一些实施例中，所述热剂量可以为阿伦尼乌斯方程的简化，并且使 用阿伦尼乌斯方程，可以纯粹地基于温度时间间隔，得到对组织损伤的估 计。

在另一实施例中，所述指令的运行还令所述处理器在多个时间段，从 多个切片采集所述磁共振测温数据。所述指令的运行还令所述处理器针对 所述多个切片中的每个计算二维热剂量。使用针对所述多个切片中的每个 计算的所述二维热剂量，对所述三维热剂量估计进行插值。在该实施例中， 在不同时间间隔，针对多个切片采集磁共振测温数据。通过知晓在不同时 间间隔的温度，可以计算所述切片中的每个内的热剂量。得到的针对所述 多个切片的热剂量然后被用于在三维空间中对热剂量估计进行插值。

在另一实施例中，所述指令的运行还令所述处理器在多个时间段，从 所述多个切片采集所述磁共振测温数据。所述指令的运行还令所述处理器 针对所述多个时间段中的每个，计算插值三维温度图。使用每个插值三维 温度图，计算所述三维热剂量估计。在该实施例中，再次在多个时间间隔 或时间段，从多个切片采集所述磁共振测温数据。然而，在该实施例中， 针对每个时间段做三维温度图。得到的三维温度图然后被用于直接构建所 述三维热剂量估计。

在另一实施例中，所述三维热剂量估计具有比所述磁共振测温数据更 高的空间分辨率。在一些应用中，所述磁共振温度数据可以是使用非常稀 疏的空间分辨率采集的，从而其可以更快速地得到采集。在一些情况中， 期望以比采集所述磁共振测温数据更高的空间分辨率，知晓所述热剂量或 至少预测所述热剂量。该实施例使得能够通过将所述热剂量估计插值至比 较低的热磁共振数据的分辨率更高的分辨率，来计算对所述热剂量的合理 估计。

在另一实施例中，所述指令的运行令所述处理器多次采集所述磁共振 测温数据，并多次对所述三维热剂量估计进行插值。所述指令的运行还令 所述处理器通过加合所述多个三维热剂量估计，来计算累积热剂量估计。 这例如在诸如高强度聚焦超声系统的温度处置系统被用于重复地处置或加 热或冷却对象的目标区时，可能是有用的。可以针对每个加热或冷却期确 定所述热剂量，并然后将其加合成累积三维热剂量估计。

在高强度聚焦超声的情况中，可以针对整个过程，计算对个体超声处 理的所述三维热剂量估计的总和。这可以提供针对特定超声处理过程的三 维累积热剂量估计。这对于临床医师或医生评估特定超声处理或者加热或 冷却处置的效果，是有用的。累积三维热剂量估计的益处可能在于，其提 供在处置过程期间被估计为热损伤的区域的三维视图，因此提供非常有用 的临床终点。

在另一实施例中，所述医学装置还包括温度控制系统，其可操作用于 控制位于所述成像区内的目标区内的温度。所述指令的运行还令所述处理 器接收处置规划。本文中使用的处置规划包括可以被用于构建结构的指令 或数据，所述结构对控制所述温度控制系统有用。例如，在处置规划中， 医师可以描画所述医师期望暴露于温度处置的对象的轮廓。所述指令的运 行还令所述处理器根据所述处置规划控制所述温度控制系统，以控制所述 目标区内的温度。所述指令令所述处理器在控制所述温度控制系统时，采 集所述磁共振测温数据的至少部分。所述温度控制系统可以具有可控加热 区域，或用于可控地加热所述目标区的焦点。该实施例可以是有益的，因 为其使得能够在所述温度控制系统正加热或冷却所述目标区时，确定所述 热剂量。

在另一实施例中，所述指令的运行还令所述处理器根据所述三维热剂 量估计，修改所述处置规划。这可以是有益的，因为所述温度控制系统可 以在交替的温度控制时间段中加热或冷却所述目标区。使所述三维热剂量 估计可获得，可以允许所述医学装置避免温度处置不想要被处置的区域， 或者调节对所述温度控制系统的控制，以更准确地加热或冷却所述目标区。

在另一实施例中，所述指令的运行还令所述处理器使用所述三维热剂 量估计和所述处置规划，来检测终点条件。所述指令的运行还令所述处理 器在检测到所述终点条件时，通过将停止命令发送到所述温度控制系统， 来停止对所述目标区的所述温度控制的至少部分。该实施例可以是有益的， 因为所述三维热剂量估计可以被用于预测没有由所述磁共振成像系统通过 所述磁共振数据测量的区域中的热剂量。这可以防止所述医学装置加热或 冷却所述目标区比需要的更久。在一些实施例中，所述三维剂量估计也可 以是通过加合多个三位剂量估计构建的累积三维剂量估计。

在另一实施例中，所述目标区具有边界。所述指令的运行还令所述处 理器计算距所述边界的至少部分预定距离内的边界热剂量。该实施例可以 是有益的，因为其可以帮助避免以下困难，即冷却在所述处置规划中不想 要被加热或冷却的区域。

在另一实施例中，可以在预定插值体积内计算所述三维热剂量估计。 所述插值体积包括所述处置区。该实施例可以是有益的，因为所述预定插 值体积的所述区域可以是这样的区域，在其中可以准确或合理准确地预测 所述三维热剂量估计。

所述预定插值体积可以被用作蒙板，用于察看被加热区域或毗邻所述 被加热区域的区。这也可以加速对所述三维热剂量估计的计算。

在另一实施例中，所述指令的运行还令所述处理器使用所述处置规划， 来确定加热质心。至少部分地使用所述加热质心，来对所述插值三维热剂 量估计进行插值。可以针对每个加热期确定所述加热质心一次。

在一些实施例中，可以通过察看所述加热质心在哪儿，来将部分体积 效应考虑在内。确定加热质心可以提供这样的工具，其通过使用所述加热 最可能对称的知识，来抵消所述部分体积效应。将所述质心和加热对称性 考虑在内，可以因此，尽管非必然地，帮助考虑到部分体积效应，并产生 更准确的热剂量插值。例如可以有其他方法，例如对组织异质性分布、热 剂量分布，或这些中的每个的组合的模拟和知识。通过将该信息插入到所 述插值算法中，所述插值结果在一些情况中可以得到略微改进。这例如可 以在高分辨率插值空间中，固定空间坐标为与所述质心一致。然而，围绕 所述加热质心的不同组织类型的热传递性质的局部改变可能改变或扭曲所 述对称性，由此在一些情况中降低该技术的准确度。

在另一实施例中，所述指令的运行还令所述处理器使用所述处置规划， 来确定加热轨迹。本文中使用的加热轨迹为在其中所述温度控制系统加热 或冷却所述对象的位置或体积的序列。至少部分地使用所述加热轨迹，对 所述三维热剂量估计进行插值。

在一些实施例中，后处理所述三维热剂量估计的保真度可以是有益的。 例如如果所加热的轨迹为某一直径的圆形——如在许多情况中那样，则你 可能具有距圆形形状极大的偏差，并且这出现在低信噪比的区域中。那些 体素应被去除，因为它们可能因噪声而造成有误差。

在另一实施例中，可以设定对距想要的消融区域多大偏差是可接受的 阈值。如果该区域的信噪比低于某一水平，则可以以相当的信息声称所述 剂量是由噪声引起的。

在另一实施例中，所述温度控制系统为高强度聚焦超声系统。

在另一实施例中，所述温度控制系统为射频温度控制系统。

在另一实施例中，所述温度控制系统为微波消融系统。

在另一实施例中，所述温度控制系统为高热治疗系统。在高热治疗系 统中，外部加热源和/或内部加热源可以被放在所述对象上和/或被插入到所 述对象中，以加热所述对象。

在另一实施例中，所述温度控制系统为激光消融系统。

在另一实施例中，所述温度控制系统为红外消融系统。

在另一实施例中，所述温度控制系统为低温消融系统。本文中使用的 低温消融系统涵盖可以被用于降低对象的温度或冷冻对象的组织的系统。

在本发明的另一方面，提供一种计算机程序产品，其包括用于由控制 所述医学装置的处理器运行的机器可执行指令。所述医学装置包括用于从 对象采集磁共振测温数据的磁共振成像系统。所述磁共振成像系统包括具 有成像区的磁体。所述机器可执行指令的运行令所述处理器通过所述磁共 振成像系统，从所述成像区内的多个切片采集所述磁共振测温数据。所述 机器可执行指令的运行还令所述处理器根据所述磁共振测温数据，来对三 维热剂量估计进行插值。

在本发明的另一方面，提供一种控制医学装置的方法。所述医学装置 包括用于从对象采集磁共振测温数据的磁共振成像系统。所述磁共振成像 系统包括具有成像区的磁体。所述方法包括通过控制所述磁共振成像系统， 来从所述成像区内的多个切片采集所述磁共振测温数据的步骤。所述方法 还包括根据所述磁共振测温数据来对三维热剂量分布进行插值的步骤。

附图说明

下文中将参考附图，仅以举例的方式来描述本发明的优选实施例，在 附图中：

图1示出图示根据本发明的实施例的方法的流程图，

图2示出图示根据本发明另外的实施例的方法的流程图，

图3示出图示根据本发明另外的实施例的方法的流程图，

图4图示根据本发明的实施例的医学装置，

图5图示根据本发明另外的实施例的医学装置，

图6图示根据本发明另外的实施例的医学装置，

图7图示根据本发明另外的实施例的医学装置，

图8图示根据本发明另外的实施例的医学装置，

图9示出在超声处理之后，垂直于HIFU束轴的三个活体内热剂量图像，

图10示出基于图9中所示图像的插值热剂量图像，

图11示出针对与图9和图10中描绘的相同的超声处理，基于温度的 插值，继之以以更高分辨率的热剂量计算；并且

图12为在图11中示出的所述基于温度的插值对图10的底行中基于指 数剂量的插值之间的取得的差图像。

附图标记列表

400  医学装置

402  磁共振成像系统

404  磁体

406  磁体的膛

408  成像区

410  磁场梯度线圈

412  磁场梯度线圈电源

414  射频线圈

416  射频收发器

418  对象

420  对象支撑体

421  切片

421’ 切片

421” 切片

422  计算机系统

424  硬件接口

426  处理器

428  用户接口

430  计算机存储设备

432  计算机存储器

440  脉冲序列

442  磁共振测温数据

444  3D热剂量估计

460  控制模块

462  磁共振数据图像重建模块

464  插值模块

466  热剂量计算模块

500  医学装置

502  二维热剂量

504  插值的三维热图

506  第二3D热剂量估计

508  累积3D热剂量估计

510  剂量估计加和模块

600  医学装置

602  温度控制系统

604  目标区

640  处置规划

642  温度控制系统控制命令

660  温度控制系统控制生成模块

700  医学装置

702  高强度聚焦超声系统

704  流体填充腔

706  超声换能器

708  机械装置

710  机械致动器/电源

712  超声的路径

714  超声窗口

716  凝胶垫

718  超声处理点

800  医学装置

801  射频温度控制系统

802  天线

804  射频发射器

900  活体内热剂量图像

902  活体内热剂量图像

904  活体内热剂量图像

1000  线性插值的热剂量图像

1002  线性插值的热剂量图像

1004  线性插值的热剂量图像

1006  线性插值的热剂量图像

1008  线性插值的热剂量图像

1010  指数插值的热剂量图像

1012  指数插值的热剂量图像

1014  指数插值的热剂量图像

1016  指数插值的热剂量图像

1018  指数插值的热剂量图像

1100  从温度插值计算的热剂量图像

1102  从温度插值计算的热剂量图像

1104  从温度插值计算的热剂量图像

1106  从温度插值计算的热剂量图像

1108  从温度插值计算的热剂量图像

1200  图像1100与1010之间的差图像

1202  图像1102与1012之间的差图像

1204  图像1104与1014之间的差图像

1206  图像1106与1016之间的差图像

1208  图像1108与1018之间的差图像

具体实施方式

这些图中相同的附图标记或为等同的元件或执行相同的功能。前面已 讨论过的元件如果功能等同的话，将不必须在后面的图中讨论。

图1示出图示根据本发明的实施例的方法的流程图。在步骤100中， 从多个切片采集磁共振测温数据。接下来在步骤102中，使用所述磁共振 测温数据对三维热剂量估计进行插值。

图2示出图示根据本发明另外的实施例的方法的流程图。在步骤200 中，从多个切片采集磁共振测温数据。接下来在步骤202中，针对所述切 片中的每个，在多个时间段，计算热剂量估计。接下来在步骤204中，在 多个时间段，使用针对所述切片中的每个的二维热剂量，对三维热剂量估 计进行插值。

图3示出图示根据本发明另外的实施例的方法的流程图。首先在步骤 300中，在多个时间段从多个切片采集磁共振测温数据。接下来在步骤302 中，针对所述多个时间段中的每个，对三维热温度图进行插值。接下来在 步骤304中，使用针对所述多个时间段中的每个的所述三维温度图，计算 三维热剂量估计。

图4图示根据本发明的实施例的医学装置400。医学装置400包括磁共 振成像系统402。磁共振成像系统402被示为包括磁体404。磁体404为带 有通过其中心的膛406的圆柱形超导磁体。磁体404具有液氦冷却的低温 恒温器，所述低温恒温器带有超导线圈。也有可能使用永磁体或常导型磁 体。不同类型的磁体的使用也是可能的，例如也有可能使用分裂式圆柱形 磁体和所谓的开放式磁体两者。分裂式圆柱形磁体类似于标准的圆柱形磁 体，除了所述低温恒温器已被分裂成两段，以允许接触所述磁体的等平面， 这样的磁体例如可以与荷电粒子束治疗联合使用。开放式磁体具有两个磁 体段，一个在另一个之上两者之间具有间隔，所述间隔足够大以容纳对象： 所述两段区的布置类似于亥姆霍兹线圈的布置。开放式磁体是流行的，因 为所述对象较少地受约束。在所述圆柱形磁体的低温恒温器内侧，有一批 超导线圈。在所述圆柱形磁体的膛内，存在有成像区408，其中的磁场足够 强且均匀，以执行磁共振成像。

也在所述磁体的所述膛内的是磁场梯度线圈410，其被用于磁共振数据 的采集，以空间编码所述磁体的所述成像区内的磁自旋。磁场梯度线圈410 被连接到磁场梯度线圈电源412。所述磁场梯度线圈是代表性的。典型地， 磁场梯度线圈包括三组独立的线圈，用于在三个正交的空间方向空间编码。 磁场梯度电源412将电流供应到所述磁场梯度线圈。被供应到所述磁场线 圈的所述电流被控制为时间的函数，并且可以为倾斜的和/或脉冲的。

毗邻成像区408的是射频线圈414。射频线圈414被连接到射频收发器 416。也在磁体404的所述膛内的是对象418，其躺在对象支撑体420上并 且部分在成像区408内。

毗邻成像区408的是射频线圈414，其用于操纵成像区408内的磁自旋 的取向，以及用于接收来自也在成像区408内的自旋的射频发射。射频线 圈414可以包含多个线圈元件。射频线圈414也可以被称作信道或天线。 所述射频线圈被连接到射频收发器416。射频线圈414和射频收发器416可 以由分开的发射和接收线圈以及分开的发射器和接收器代替。要理解，射 频线圈414和射频收发器416为代表性的。射频线圈414意图也代表专用 发射天线和专用接收天线。类似地，收发器416也可以表示分开的发射器 和分开的接收器。

在成像区408内示出三个切片421、421’、421”的表示。这三个切片被 示为在三维空间中的不同位置变化。切片421”垂直于磁体404的对称轴。 切片421和421’垂直于彼此，并且平行于磁体404的所述对称轴或与所述 对称轴共面。这些切片421、421’、421”的位置意图为代表性的。

磁场梯度线圈电源412和射频收发器416被连接到计算机系统422的 硬件接口424。计算机系统422还包括处理器426。处理器426被连接到硬 件接口424。硬件接口424使得处理器426能够向磁共振成像系统402发送 和接收数据和命令。计算机系统422还包括用户接口428、计算机存储设备 430和计算机存储器432。

计算机存储器430被示为包含脉冲序列440，其使得能够从切片421、 421’、421”采集磁共振测温数据442。磁共振测温数据442被示为被储存在 计算机存储设备430中。计算机存储设备430还被示为包含使用磁共振测 温数据442计算的三维剂量估计444。

计算机存储器432被示为包含控制模块460。控制模块460包含计算机 可执行代码，其使得处理器426能够控制医学装置400的操作和功能。计 算机存储器432还被示为包含磁共振数据图像重建模块462。磁共振数据图 像重建模块462使得处理器426能够从磁共振数据和/或磁共振测温数据 442重建图像和/或热图。计算机存储器432被示为还包含插值模块464和 热剂量计算模块466。插值模块464和热剂量计算模块446被用于计算三维 热剂量估计444。

图5示出根据本发明另外的实施例的医学装置500。图5中图示的医学 装置500类似于图4中所示的医学装置400。在该实施例中，计算机存储设 备430还被示为包含针对热磁共振数据442的切片所计算的任选的二维热 剂量。计算机存储设备430被示为还包含插值三维热图504。可以使用二维 热剂量估计502或插值三维热图504，计算三维热剂量估计444。元件502 和504可以存在或可以不存在于各个实施例中。计算机存储设备430被示 为包含第二三维热剂量估计506。例如，可以在不同时间，或从已在不同时 间间隔或时间的时期上采集的热磁共振数据，来计算所述热剂量。计算机 存储设备430被示为包含累积三维热剂量估计508。累积热剂量估计508为 三维热剂量估计444与第二三维热剂量估计506。

计算机存储器432被示为还包含剂量估计加法模块510。剂量估计加法 模块510包含计算机可执行代码，所述计算机可执行代码使得所述处理器 能够加和三维热剂量估计444与第二三维热剂量估计506，以获得累积三维 热剂量估计508。

图6示出根据本发明的实施例的医学装置600的另外的实施例。在该 实施例中，医学装置600类似于在图4和图5中示出的。然而，在该情况 中，温度控制系统602已被并入医学装置600。所述温度控制系统可以为这 样的系统，其可操作用于可控地加热或冷却对象的部分。

温度控制系统602被连接到计算机系统422的硬件接口424，并且可操 作用于受处理器426控制。温度控制系统602在该实施例中旨在是通用的， 并且可以代表被用于加热对象的部分的任意系统。温度控制系统602例如 可以为，但不限于：高强度聚焦超声系统、射频温度控制系统、微波消融 系统、高热治疗系统、激光消融系统、冷冻消融系统以及红外消融系统。 对象418的部分被指示为目标区604。温度控制系统602能够可控地加热目 标区604。计算机存储设备430被示为包含处置规划640。处置规划640可 以描述对象418的内部结构，并且可以包括使得能够对目标区604的识别 或定位的数据。计算机存储设备430还包含已使用处置规划640生成的一 组温度控制系统控制命令642。温度控制系统控制命令642包含的命令使得 处理器426能够控制温度控制系统602的操作和功能。

计算机存储器432被进一步示为包含温度控制系统控制生成模块660。 温度控制系统控制生成模块660包含的计算机可执行代码使得处理器426 能够根据处置规划640和/或热剂量估计444来生成温度控制系统控制命令 642。使用热剂量估计444使得处理器426能够形成闭环控制回路，用于控 制温度控制系统602的操作和功能。

图7示出根据本发明的医学装置700的另外的实施例。在该实施例中， 所述温度控制系统为高强度聚焦超声系统702。所述高强度聚焦超声系统包 括流体填充腔704。在流体填充腔704内的是超声换能器706。尽管在该图 中未示出，但超声换能器706可以包括多个超声换能器元件，每个超声换 能器元件均能够生成各自的超声束。这可以被用于通过控制被供应到所述 超声换能器元件中的每个的交流电的相位和/或幅度，以电子方式操纵超声 处理点718的位置。超声处理点718可操作为被控制用于超声处理目标区 604。

超声换能器706被连接到机械装置708，其允许以机械方式重新定位超 声换能器706。机械装置708被连接到机械致动器710，其适用于致动机械 装置708。机械致动器710也表示用于为超声换能器706供应电功率的电源。 在一些实施例中，所述电源可以控制到各自超声换能器元件的电功率的相 位和/或幅度。在一些实施例中，机械致动器/电源710位于磁体404的膛406 外部。

超声换能器706生成被示为沿路径712的超声。超声712通过流体填 充腔704并通过超声窗口714。在该实施例中，所述超声然后穿过凝胶垫 716。所述凝胶垫不一定在所有实施例中都存在，但在该实施例中，对象支 撑体420中存在有凹陷，用于容纳凝胶垫716。凝胶垫716帮助在换能器 706与对象418之间耦合超声功率。在穿过凝胶垫716之后，超声712穿过 对象418，并被聚焦到超声处理点718。超声处理点718被聚焦在目标区604 内。可以通过机械定位超声换能器706与电子操纵超声处理点718的位置 的组合，来移动超声处理点718，以处置整个目标区604。

高强度聚焦超声系统702被示为也被连接到计算机系统422的硬件接 口424。计算机系统422与其存储设备430和存储器432的内容等同于在图 6中所示的。

图8图示根据本发明另外的实施例的医学装置800。在该实施例中，所 述温度控制系统为射频温度控制系统801。图8中所示的实施例类似于图6 中所示的。图8的计算机系统422等同于图6中所示的计算机系统422。计 算机存储设备430和计算机存储器432的内容也等同于图6中所示的计算 机存储设备430和计算机存储器432。在图8中所示的实施例中，射频温度 控制系统801被用作所述温度控制系统。射频温度控制系统801包括天线 802和射频发射器804。天线802在目标区604附近。由发射器804生成并 由天线802辐射的射频能量，被用于选择性地加热目标区604。在该实施例 中，射频发射器1004被示为被连接到硬件接口424。处理器426以及计算 机存储设备430和计算机存储器432的内容被用于以这样的方式，控制射 频发射器804，所述方式等同于由处理器426控制图7的高强度聚焦超声系 统702的方式。

图9在三个平行冠状切片900、902、904中，示出来自对象超声处理 的三个活体内热剂量图像。切片902在切片900与切片904之间。在这些 图中，白色＝240EM热剂量，其通常被当作子宫肌瘤消融中的坏死。所述 图背景中的黑色为0热剂量。这些图像中的分辨率为2.5x 2.5mm平面及7 mm厚切片。切片900、902、904之间没有间隙。

图10示出基于图9中所示图像900、902、904的插值热剂量图像。在 图10中，示出有十个不同的图像。图像1000、1002、1004、1006、1008 包含线性插值，其中剂量显得厚重得多，并且可见体素大小的尖角。图像 1010、1012、1014、1016、1018包含指数插值图像，其看上去更为自然且 平滑。插值分辨率在切片中为1x 1mm，并且在切片外为3.5。实质上，在 图9中示出的原始切片900、902、904的每个之间，均增加有一个额外的 切片。图像900对应于图像1000和图像1010。图像902对应于图像1004 和1014。图像904对应于图像1008和图像1018。图像1002为图像900与 902之间的切片。图像1006为902与904之间的插值图像。图像1012为 900与902之间的插值图像。图像1016为902与904之间的插值图像。

图11示出针对与上面在图9和图10中描绘的相同的超声处理，基于 温度的插值，继之以更高分辨率的热剂量计算。再一次，在该系列中有五 个图像。图像1100对应于图9中的图像900。图像1104对应于图像902。 图像1108对应于图像904。图像1102在图像900与902之间。图像1106 在图像902与904之间。插值分辨率在切片中为1mm x 1mm并且在切片 外为3.5mm。实质上，如之前那样，在所述原始切片的每个之间都有一个 额外的切片。在这些图中，从左到右的顺序是从患者的腹部向背部，所谓 的前后方向。视觉上，图11与图10之间的差微小。然而，预期图11中所 示的插值比图10中示出的两个插值更为准确。

图12示出在图11中示出的基于温度的插值相对于图10底行中基于指 数剂量的插值之间得到的差图像。图像1200为图像1100与1010之间的差。 图像1204为图像1104与1014之间的差。图像1206为图像1106与图像1016 之间的差。图像1208为图像1108与图像1018之间的差。这些图像中的尺 度在-50至+50EM之间。灰度为0。白色为+50EM并且黑色为-50EM。在 热剂量在240EM以上的区域内，为了清楚而将所述区域掩蔽，因为对该区 域中的确切热剂量值并不那么感兴趣。这足以说明，基于温度的插值在240 EM区域内以及在所述边沿上两者均提供较高的剂量值。仅有少数像素，在 其中基于剂量的插值提供较高的像素。这些是深灰色体素，其中暗度的水 平表示所述差的量级。

如下在1D中完成在图10的顶行——图像1000至1008中的线性剂量 插值：

D_插值＝D₀*(1-x)+D₁*x   [1]

其中D₀和D₁为两个点中的热剂量，并且x为在归一化坐标中从D₁到插值 点D_插值的距离，其中根据温度获得的热剂量为：

$D_j=\underset{i}{\Sigma }{r}^{43-T_j\left(i\right)}{\mathrm{dt}}_i---\left[2\right]$

其中，为了清楚增加下标j，并且其对应于等式1和3中为零或一的下标。

基于如下洞察——即小距离的两个点之间的温度倾向于平滑，并且线 性插值则为良好近似，以及如下事实——即热剂量为以温度为指数的指数 方程(证据如下)，而完成图10的底行——图像1010至1018的指数剂量 插值。然后使用下式，完成使用与上文相同名称的类似插值：

D_插值＝[D₀]^1-x*[D₁]^x   [3]

图11中的较高分辨率热剂量插值是使用对温度的插值，并然后基于该 插值温度计算热剂量，而获得的。因此，在第一个步骤中，在以与针对以 上等式1中的剂量相同的方式采集温度图像时，通过在每个且每一个时间 点的线性插值，计算插值温度图像。在第二个步骤中，然后将该插值温度 用于计算插值剂量：

基于在针对给定超声处理的温度监测结束时获得的热剂量图(如图10 中的)，对所述热剂量的直接插值，与在每个且每一个动态水平对温度图像 的插值相比，在计算上较不昂贵。计算负担的差异不大，因为线性插值总 是非常直接的。

现在更详细地讨论插值方法。将如下地计算热剂量：

$D=\underset{i}{\Sigma }{r}^{43-T\left(i\right)}{\mathrm{dt}}_i=\underset{i}{\Sigma }d\left(i\right)*{\mathrm{dt}}_i---\left[5\right]$

第一个插值方法为简单的线性插值：

D_插值＝D₀*(1-x)+D₁*x   [6]

其中D₀和D₁分别为在点零和一处的热剂量，在所述点零和一之间的插值 点位于距点零为归一化距离x处。第二个插值方法为指数插值：

D_插值＝[D₀]^1-x*[D₁]^x   [7]

这背后的原因在于，如果我们能将体素温度认为是实际温度的稀疏采 样版本，则可以以合理的准确度，假设这些稀疏采样的点之间的温度为线 性插值，因为所有较高阶的波动均应通过扩散而被平坦。这当然是假设， 所述扩散与体素分辨率的比率足够大，使得持久的较高阶温度变化是不可 能的。如果是这种情况，则可以如下地计算所述热剂量：

然而，这与等式7并不相同，因为等式8中的指数插值是每时间的实 例，并且然后加合，而非等式7中的情况那样指数插值总和。

在估计热剂量时，使对3D中的热损伤的估计在相当高的分辨率，可能 是有益的。而且，如果执行多于一次加热，则应优选地将由的个体加热造 成的热损伤置于相同的参照系中，从而可以在3D中评估针对整个加热或冷 却过程所造成的总热损伤。然后可以将该估计叠加在，例如解剖学3D磁共 振(MR)图像上，并然后通过简单地估计目标区域中的热剂量何时达到足 够的水平，而将其用于提供终点。而且，这可以被用于评估在敏感结构附 近或所述目标区域的边沿附近的热剂量。

一旦确定并更新了3D热剂量，则MPR可以被有益地用于任意平面， 用于可视化，因此使得计算负担低。而且，所述成像平面不需要为平面的， 而是也可以为弯曲的，以沿循敏感结构——例如在乳房HIFU治疗中的皮肤 ——的边沿。

假如可获得温度测量结果，则问题在于如何以可靠且有代表性的方式， 将在一些2D平面中获得的温度数据转化到共同参照的3D体积。下文将集 中在通过外置HIFU换能器施加的加热，但是其也可应用于其他HIFU换能 器，例如(例如具有一些细微改动的)用于前列腺HIFU的经尿道导管。如 果在温度监测下，在针对其他热治疗的不同位置执行几个加热事件，相同 的解决方案也可以应用在那里。

通常地，包含温度图的2D成像平面具有相当低的分辨率(例如针对 Sonalleve子宫肌瘤应用的2.5×2.5×7mm³)，要求该分辨率以足够快地获 得MR温度图。包含所述热剂量估计的3D体积需要有较高的分辨率，以针 对几个加热事件被正确表示在该参照系中。为此可以利用温度的平滑性， 因为任意尖角都将被固有的热扩散平滑化。

本发明的实施例可以提供一种获得3D热剂量估计的单元，所述3D热 剂量估计表示下方的组织热损伤估计。一个特征可以是可靠地插值从测温 获得的温度信息到较高的分辨率，并使用所述加热的形状——其是已知的 或者可以估计的，以针对任意给定的加热时间，以较高的分辨率估计被加 热的3D体积的热剂量。然后可以将所有加热时间的高分辨率插值3D热剂 量添加到相同的3D高分辨率参照系。这允许在3D中估计整个过程的总热 损伤，因此为临床医师实现对热损伤估计的改进的可视化，所述临床医师 可以继而使所述热剂量成为更准确的治疗终端。由于更好地可视化了目标 区的边沿处和外部的累积热损伤，结果安全性也可以得到改善。

如果在计算3D剂量时，可获得所述温度图像，则对所述温度图像线性 插值到较高分辨率是一个途径。可选地，对低分辨率要求的热剂量图像指 数插值到较高分辨率共用参照也是可接受的。在一些实施例中，这可能要 求在每个加热事件结束时的一步计算，而非加热期间的额外计算，这可能 是有益的，以减少加热期间的计算负担。然而，该选择倾向于较不准确。 可能是，活体内计算质心并将其用作针对较高分辨率图像的中心，也提供 对实际下方热剂量更具代表性的热剂量。这至少是体模实验中的情况。同 样，原始空间分辨率越高，插值将越好。而且，针对仅加热体素尺度的小 区域的加热事件，所述插值将不准确。

为了获得3D中的估计，需要或平行或不平行的几个成像平面。如果采 样体积为3D热图，则自然不需要该步骤。如果仅在离散的点中测量所述温 度，则这将必然地引起所述3D剂量估计较不可靠。具有测量的温度的被加 热区域的部分越大，所述3D剂量估计将越可靠。在没有测量温度的区域中， 热源的对称性以及加热和/或Pennes热传导方程可以被用于获得对那些区域 中的温度将可能是怎样的估计。例如，在具有外部换能器的HIFU超声处理 的情况中，所述加热可能因超声强度场的形状而为轴向对称的，只要组织 足够均匀。

如果存在具有多于一个观察的区域，例如在具有交叉冠状和矢状MR 温度图像的区域中，则所有观察结构均可以被用于所述插值中。

在一个实施例中，将3D中的位置给予所有具有温度估计的被成像平面 中的每个体素，并然后在一个步骤中将该位置插值到一个高分辨率3D剂量 估计。在第二实施例中，首先针对每叠平行的切片，单独地完成到较高分 辨率的插值。然后，利用加热的形状，并处理所述叠的可能的截面。可选 地，所述插值在该情况中可以在第二步骤之前，首先仅针对每个切片并且 在面内。

最终，基于所述温度估计(例如MR测温中的SNR)和/或意图加热的 位置的可靠性的某种掩蔽可能是有益的，以避免造噪声进入到所述热剂量 3D估计中。

在一些实施例中，首先需要对温度的多个观察结果。针对MR测温， 这典型地意指几个成像切片或平面。它们可以平行或垂直。

可以使用所有可获得的信息，意味着如果存在交叉的区，则应使用来 自这些区的所有观察结果。如果可能的话，如果已知或可以可靠地估计加 热源下方的形状(例如HIFU焦点)或者可以利用对称性，则也优选考虑可 能的部分体积效应。这可以是可以应用声学模拟的情况。

尤其地，在其中仅部分地采样所述加热的情况中，下方的热源形状和/ 或所述加热的对称性可以有益地使用。在较大的每超声处理被加热区域(所 谓的大处置元)的情况中，被加热组织的一些可以在束路径方向——即AP 方向——延伸超过冠状切片。在这样的事件中，在那些区中仅采样矢状切 片内的组织。位于LR方向中距束轴足够远的组织将不被采样。然而，假设 温度的平滑性以及相当旋转对称的束路径，也可以得到那些区域中对温度 的有根据的猜测。

合并相交切片中的一个问题在于，体素很少具有相同的3D坐标，但却 因部分体积效应及噪声，而可能具有不同的值。将重叠数据考虑在内的一 个简单的方式是首先将该范例中的矢状切片插值到略微更高但仍稀疏的面 内分辨率，并且还将3D中的冠状叠插值到相同的分辨率。所述插值冠状叠 的AP分辨率应等于所述插值矢状切片的面内AP分辨率。FH分辨率也应 匹配。为了简要，所述分辨率可以各向同性的。将该数据集插值到较高分 辨率仍将充分考虑到交叉数据。以此方式，可以利用温度数据。另一个在 其中仅利用热剂量轮廓的选择是使用标准途径，以从交叉的2D平面追踪 3D目标。这样的工具存在，并且经常依赖于对贝赛尔曲线的使用。

为了避免使插值复杂化的伪影和噪声的影响，优选地掩蔽掉所有已知 未被加热的区。这使得3D剂量计算较快，且较不容易有误差。该方法完全 可接受，因为这仅是为了可视化。

一旦获得所述热剂量3D估计，则将其添加到共用3D体积，用于所述 累积热剂量估计。然后可以通过治疗控制软件，快速且容易地评估优选为 各向同性且高分辨率的该体积，并且可以使用例如MPR在任意方向显示所 述热剂量。如果期望的话，也可以可视化弯曲切片，例如在危及器官(OAR) ——例如皮肤内部等等——的表面处。解释在不同位置横切所述OAR的平 面切片中的热剂量通常是困难的，并且通过高分辨3D累积热剂量实现的弯 曲切片可以提供优势。

尽管已在附图和前文的描述中详细阐释和描述了本发明，但应将这种 阐释和描述认为是示例性或示范性的，而非限制性的；本发明不限于所公 开的实施例。

本领域技术人员在实践要求保护的本发明时，根据对附图、公开内容 以及所附权利要求书的研究，可以理解并实现对所公开实施例的其他变型。 在权利要求书中，词语“包括”不排除其他元件或步骤，并且限定词“一” 或“一个”不排除多个。单个处理器或其他单元可以完成权利要求书中记 载的几个项目的功能。尽管在互不相同的从属权利要求中记载了特定措施， 但是这并不指示不能有利地组合这些措施。计算机程序可以被储存/发布在 合适的介质上，例如与其他硬件一起或作为其他硬件的部分供应的光学储 存介质或固态介质，但也可以以其他形式发布，例如经由互联网或其他有 线或无线电信系统。权利要求书中的任何附图标记不应被解释为对范围的 限制。