说明书医学影像增强方法及系统
技术领域
本发明涉及医学影像技术领域，尤其涉及一种基于组织信号相似性度 量的医学影像增强方法及系统。
背景技术
医学影像是疾病早发现、早治疗和临床诊断等的重要信息来源，其 一般通过医学成像设备获取。目前常用的医学成像设备包括磁共振成像 设备（Magnetic Resonance Imaging，MRI）、计算机断层扫描成像设备 （Computed Tomography，CT）和超声成像设备（Ultra-Sonography，US）。 基于单张影像或影像序列，采用一些技术来提高影像的质量，是临床诊 断前的一个重要过程。
公开号为US20120275676的美国专利申请提出一种组织相似性映 射(Tissue Similarity Mapping,TSM)方法，其在造影剂的辅助下，通过灌 注磁共振成像技术来对感兴趣组织进行成像，手动勾画感兴趣或待研究 区域后，通过TSM方法来分析影像中与感兴趣组织相似的区域。该方 法主要用于分析脑部的多硬化症和其它脑组织问题。其存在的局限性主 要包括：（1）需要给病人注入造影剂；（2）成像模式为灌注加权磁共振 或扩散加权磁共振；（3）变化参数仅为时间序列。我们知道，一些病人 对造影剂会有过度敏感症状，因此，造影剂的使用在一定程度上限制了 TSM技术的实际应用领域。同时，灌注加权磁共振和扩散加权磁共振需 要根据造影剂在病人器官内的时间演变进行成像，需要的时间比较长， 无法应用在运动器官或组织的研究或检测上。
发明内容
针对上述问题，本发明的目的是提供一种医学影像增强方法及医学 影像增强系统。
一种医学影像增强方法，其包括以下步骤：
S11、通过调节一个成像参数的方式，采集和所述成像参数相关的 影像序列，所述影像序列包括n张影像；
S12、从所述影像序列中手动勾画出感兴趣区域，计算感兴趣区域 像素值的平均值，构成一个n维的参考信号；
S13、逐点计算所述影像序列中每一个n维信号相对于所述参考信 号的相对幅度值和残余信息值；
S14、所有点的所述相对幅度值一起构成相对幅度图，所有点的所 述残余信息值一起构成残余信息图。
本发明一较佳实施方式中，步骤S11中，所述影像序列为利用MRI 影像设备采集的MRI影像序列、利用X射线影像设备采集X射线影像 序列、利用CT影像设备采集的CT影像序列或利用超声影像设备采集 超声影像序列。
本发明一较佳实施方式中，所述影像序列为MRI影像序列时，根据 表达式Imri=Ms×NH×(1-e-TR/T1)×(e-TE/T2)进行采集，其中，Ms为成像设备放 大系数、NH为待研究对象的H质子密度、T1为纵向弛豫时间、T2为横向 弛豫时间，TR为重复时间、TE为回波时间。
本发明一较佳实施方式中，利用MRI影像设备采集T2或T2*加权 影像时，在预设范围内对TE取值n次，即获得MRI T2/T2*加权影像序 列，其包括n张组织结构相同的MRI影像。
本发明一较佳实施方式中，步骤S12中，取所述感兴趣区域的灰度 值的平均值，构建所述参考信号的行向量R={R1,R2,...,Rn}；
本发明一较佳实施方式中，步骤S13中，进一步包括以下步骤：
S131、从所述MRI影像序列中，取一张影像上的任意一点(i,j)，构 建一个n维的描述所述影像序列内的像素随所述成像参数变化的行向量 Vij={Vij1,Vij2,...,Vijn}；
S133、采用线性方法来度量所有点的n维信号向量和所述参考信号 之间的相似强度，即：Vij=λij×R+ξij，其中，λij表示行向量Vij与所述参考 信号的行向量R的相似强度，ξij表示行向量Vij与所述参考信号相似比较后 的残余信息；
S135、最小化所述行向量Vij和所述参考信号之间的均方差 MSE=||Vij-λij×R-ξij||2，得到相对幅度值λij和残余信息值ξij：
λ ij = V ij × R T - sum ( V ij ) × sum ( R ) V ij × V ij T - sum ( R ) × sum ( R ) ]]>
ξij=sum(Vij)-λij×sum(R)
其中，T表示向量的转置，sum算符表示求和。
本发明提供一种医学影像增强系统，其包括：
影像采集单元，其采集待研究对象的影像序列，所述影像序列包括 n张影像；
参考信号获取单元，其从所述影像序列中手动勾画出感兴趣区域， 计算感兴趣区域像素值的平均值，构成一个n维的参考信号；及
处理单元，其和所述影像采集单元及所述参考信号获取单元分别相 连接，所述处理单元对所述影像序列进行处理，包括：
逐点计算所述影像序列中每一个n维信号相对于所述参考信号 的相对幅度值和残余信息值；
利用所有点的所述相对幅度值和所述残余信息值分别获得相 对幅度图和残余信息图。
本发明一较佳实施方式中，所述影像采集单元采集所述影像序列 时，通过调节一个成像参数的方式，采集和所述成像参数相关的所述影 像序列。
本发明一较佳实施方式中，所述影像采集单元对待研究对象进行 MRI成像、CT成像、X射线成像或超声成像。
本发明一较佳实施方式中，利用MRI影像设备采集T2或T2*加权 影像时，根据表达式Imri=Ms×NH×(1-e-TR/T1)×(e-TE/T2)进行采集，其中，Ms为 成像设备放大系数、NH为待研究对象的H质子密度、T1为纵向弛豫时间、 T2为横向弛豫时间，TR为重复时间、TE为回波时间。
本发明一较佳实施方式中，在预设范围内对TE取值n次，即获得 MRI T2/T2*加权影像序列，其包括n张组织结构相同的MRI影像。
本发明一较佳实施方式中，参考信号获取单元选取所述感兴趣区域 的灰度值的平均值，构建所述参考信号的行向量R={R1,R2,...,Rn}；
本发明一较佳实施方式中，所述处理单元对所述影像序列进行处理 时，包括：
从所述MRI影像序列中，取一张影像上的任意一点(i,j)，构建一个 n维的描述所述影像序列内的像素随所述成像参数变化的行向量 Vij={Vij1,Vij2,...,Vijn}；
采用线性方法来度量所有点的n维信号向量和所述参考信号之间的 相似强度，即：Vij=λij×R+ξij，其中，λij表示行向量Vij与所述参考信号的 行向量R的相似强度，ξij表示行向量Vij与所述参考信号相似比较后的残余 信息；
最小化所述行向量Vij和所述参考信号之间的均方差 MSE=||Vij-λij×R-ξij||2，得到相对幅度值λij和残余信息值ξij：
λ ij = V ij × R T - sum ( V ij ) × sum ( R ) V ij × V ij T - sum ( R ) × sum ( R ) ]]>
ξij=sum(Vij)-λij×sum(R)
其中，T表示向量的转置，sum算符表示求和。
相较于现有技术，本发明提出的医学影像增强设备及医学影像增强 方法具有如下优点：其一、不需要造影剂的辅助，可以有效地避免造影 剂对病人造成不必要的过度敏感症状；其二、不需要跟着时间演变来采 集数据，只需要调节某一个成像参数，如MRI影像采集时，T2*加权磁 共振成像中的回波时间，由此成像时间非常短，如对脑部的一个横截面 进行12个回波时间值的T2*加权磁共振成像，仅需要几分钟；其三、所 述医学影像增强设备及医学影像增强方法的应用领域非常广泛，除了磁 共振的各类成像模式外，还可以应用于计算机断层扫描成像，如调节计 算机断层扫描成像中的剂量，超声成像中声波的频率等。
上述说明仅是本发明技术方案的概述，为了能够更清楚了解本发明 的技术手段，而可依照说明书的内容予以实施，并且为了让本发明的上 述和其它目的、特征和优点能够更明显易懂，以下特举实施例，并配合 附图，详细说明如下。
附图说明
图1为本发明第一实施例提供的医学影像增强系统的示意图。
图2为图1所述医学影像增强系统中所述处理单元构建行向量的示 意图。
图3为本发明第二实施例提供的医学影像增强方法的流程图。
图4为采用图3所示医学影像增强方法进行的仿真实验的背景图。
图5为噪声含量4%时图4所示仿真实验中原始影像序列与相似性 度量处理后对应生成的影像图。
图6为噪声含量8%时图4所示仿真实验中原始影像序列与相似性 度量处理后对应生成的影像图。
图7为噪声含量4%时图4所示仿真实验中两张原始影像图与相对 幅度图及残余信息图。
图8为采用图3所示医学影像增强方法进行临床实验中手工勾画的 感兴趣区域图。
图9为图8所示临床实验原始影像序列与相似性度量处理后对应生 成的影像。
图10为原始影像序列与经过图3所示医学影像增强方法处理后对 应生成的影像的细节分析图。
具体实施方式
下面结合附图及具体实施例对本发明作进一步详细的说明。
请参阅图1，本发明第一实施例提供一种医学影像增强系统100， 其包括影像采集单元10、参考信号获取单元20及处理单元30，所述处 理单元30和所述影像采集单元10及所述参考信号获取单元20分别相 连接。
所述影像采集单元10采集待研究对象的影像序列，可以理解，所 述影像序列包括n张影像。
所述影像采集单元10可以是医学成像设备，如MRI影像设备、X 射线影像设备、CT影像设备、超声影像设备或其他医学成像设备，其 采集的待研究对象的影像序列可以是MRI影像序列、X射线影像序列、 CT影像序列、超声影像序列或其他影像序列。
可以理解的是，所述影像采集单元10采集的待研究对象的影像序 列可以存储于所述影像采集单元10的存储单元中，也可以存储于所述 处理单元30中。
本实施例中，所述影像采集单元10采集所述影像序列时，通过调 节一个成像参数的方式，采集和所述成像参数相关的所述影像序列。由 此，可以不需要通过时间演变来采集影像数据。
具体地，本发明以MRI影像序列为例进行说明：
利用MRI影像设备采集MRI影像序列时，根据如下表达式进行采 集：
Imri=Ms×NH×(1-e-TR/T1)×(e-TE/T2) （1）
其中，Ms为成像设备放大系数、NH为待研究对象的H质子密度、T1为纵向弛豫时间、T2为横向弛豫时间，TR为重复时间、TE为回波时间。
可以理解的是，当采用同一设备对某一对象进行成像时，Ms是确定 的。本实施例中，脉冲序列是通过TR和TE这2个参数的调节来实现T1加 权、T2加权和质子加权MRI成像的。
本实施例基于T2加权MRI成像，针对某一待成像组织，TR值不变， 则令不变量为下式：
C=Ms×NH×(1-e-TR/T1) （2）
则表达式（1）改写为：
Imri=C*(e-TE/T2) （3）
针对待研究对象，在预设范围内（根据组织情况设定的某一合理范 围）对TE取值n次，即获得MRI影像序列，其包括n张组织结构相同 的MRI影像，即所述MRI影像序列是针对同一个待成像对象，在TE合 理范围内成像n次所获得的。本实施例中，关于预设范围的定义如下: 某种组织在一定磁场下（如3.0特斯拉磁场），其T1值、T2值是一定的， 想要两种组织的T2*组织对比度最好，TE应该选择在这两种组织的T2 值的平均值附近。比如：甲组织是80ms，乙组织是90ms，那么TE就 应该选择85ms作为最佳值。脑组织成像也是一样的，根据脑灰质、脑 白质及脑脊液等的T2*值来选取TE值，使得组织间的对比度尽量高。 可以理解的是，在多回波T2*加权磁共振成像中，选取最佳范围内的TE 值都是可行的。
可以理解的是，其它成像模式下，如X射线成像、CT成像或超声 成像，均可采用类似上述MRI影像序列的获取方法进行。
所述参考信号获取单元20从所述影像序列中手动勾画出感兴趣区 域，计算感兴趣区域像素值的平均值，构成一个n维的参考信号，如勾 画待研究对象大脑组织中的脑灰质或脑白质，或者待研究对象腰部横断 面影像中的脊髓区域作为感兴趣区域，并作为参考信号。
具体地，所述参考信号获取单元20选取所述感兴趣区域，如大脑 组织中的脑灰质或脑白质，取该区域的灰度值的平均值，构建所述参考 信号的行向量R={R1,R2,...,Rn}。
可以理解的是，所述参考信号获取单元20可以和所述影像采集单 元10相连接，由此，所述参考信号获取单元20可以直接从所述影像采 集单元10中的存储单元中获取所述参考信号。当然，所述参考信号获 取单元20也可以从所述处理单元30中获取所述参考信号。
所述处理单元30对所述影像序列进行处理，主要包括：逐点计算 所述影像序列中每一个n维信号相对于所述参考信号的相对幅度值和残 余信息值，以及利用所有点的所述相对幅度值和所述残余信息值分别获 得相对幅度图λ和残余信息图ξ。
具体地，所述处理单元30计算所述影像序列中每一张影像的相对 幅度值和残余信息值时，首先，从所述MRI影像序列中，取一张影像上 的任意一点(i,j)，构建一个n维的描述所述影像序列内的像素随所述成像 参数（即采集所述影像序列时所调节的成像参数）变化的行向量 Vij={Vij1,Vij2,...,Vijn}，如图2所示，其中Vijk来自于第k张影像的i行j列。所 有点的像素值行向量分别与参考信号比较，计算获得信号的相对幅度 （越接近于1表示信号越相似），以及比较后的残余信息（越接近于0表 示信号越相似）。
本实施例中，基于相同的扫描对象，其它成像参数不变，选取n次 不同的TE值，由小到大依次为{TE1,TE2,...,TEn}，则对应获取的n张MRI 影像可以标记为{A1,A2,...,An}。所述n张MRI影像的组织结构完全相同， 组织间没有相对运动，每张影像由I行J列构成。取某张MRI影像上的 任意一点(i,j)，存在一个n维的描述时间信号的行向量Vij， Vij={Vij1,Vij2,...,Vijn}，按照TE值递增。
然后，采用线性方法来度量所有点的n维信号向量和所述参考信号 之间的相似强度，获得：
Vij=λij×R+ξij （4）
其中，λij表示行向量Vij与所述参考信号的行向量R的相似强度（越 接近于1表示信号越相似），ξij表示行向量Vij与所述参考信号相似比较后 的残余信息（越接近于0表示信号越相似）。
最后，最小化所述行向量Vij和所述参考信号之间的均方差 MSE=||Vij-λij×R-ξij||2，得到相对幅度值λij和残余信息值ξij：
λ ij = V ij × R T - sum ( V ij ) × sum ( R ) V ij × V ij T - sum ( R ) × sum ( R ) - - - ( 5 ) ]]>
ξij=sum(Vij)-λij×sum(R) （6）
其中，T表示向量的转置，sum算符表示求和。
得到所述相对幅度值λij和所述残余信息值ξij后，所述处理单元30利 用所有点的所述相对幅度值和所述残余信息值分别获得相对幅度图λ和 残余信息图ξ。
如果信号与所述参考信号完全相似，则其在相对幅度图λ上的值应 该接近与1，而在残余信息图ξ上的值应该越接近0。
可以理解的是，所述相对幅度图和所述残余信息图从正反两个测度 来度量待研究信号与感兴趣组织信号（即参考信号）的相关性，可以更 好地应用于组织信号分析、相似组织聚类和分割、组织异常表现的临床 诊断等。
请参阅图3，本发明第二实施例提供一种医学影像增强方法，其利 用本发明第一实施例提供的所述医学影像增强系统100对医学影像进行 增强，包括以下步骤：
S11、通过调节一个成像参数的方式，采集和所述成像参数相关的 影像序列，所述影像序列包括n张影像。
本实施例中，即利用所述影像采集单元10采集待研究对象的影像 序列，获得n张影像。具体地，如本发明第一实施例所述，此处不再赘 述。
可以理解的是，上述采集MRI影像序列的实例中，只需调节TE参 数，即可获得n张T2*加权MRI影像。
S12、从所述影像序列中手动勾画出感兴趣区域，计算感兴趣区域 像素值的平均值，构成一个n维的参考信号。
本实施例中，利用所述参考信号获取单元20从所述影像序列中手 动勾画出感兴趣区域，计算感兴趣区域像素值的平均值，构成一个n维 的参考信号，如勾画待研究对象大脑组织中的脑灰质或脑白质，或者待 研究对象腰部横断面影像中的脊髓区域作为感兴趣区域，并作为参考信 号。
具体地，利用所述参考信号获取单元20选取所述感兴趣区域，如 大脑组织中的脑灰质或脑白质，取该区域的灰度值的平均值，构建所述 参考信号的行向量R={R1,R2,...,Rn}。
S13、逐点计算所述影像序列中每一个n维信号相对于所述参考信 号的相对幅度值和残余信息值。
本实施例中，进一步地，包括以下步骤：
S131、从所述MRI影像序列中，取一张影像上的任意一点(i,j)，构 建一个n维的描述所述影像序列内的像素随所述成像参数变化的行向量 Vij={Vij1,Vij2,...,Vijn}，如图2所示，其中Vijk来自于第k张影像的i行j列。所 有点的像素值行向量分别与参考信号比较，计算获得信号的相对幅度 （越接近于1表示信号越相似），以及比较后的残余信息（越接近于0表 示信号越相似）。
本实施例中，基于相同的扫描对象，其它成像参数不变，选取n次 不同的TE值，由小到大依次为{TE1,TE2,...,TEn}，则对应获取的n张MRI 影像可以标记为{A1,A2,...,An}。这n张MRI影像的组织结构完全相同，组 织间没有相对运动，每张影像由I行J列构成。取某张MRI影像上的任 意一点(i,j)，存在一个n维的描述时间信号的行向量Vij，Vij={Vij1,Vij2,...,Vijn}， 按照TE值递增。
S133、采用线性方法来度量所有点的n维信号向量和所述参考信号 之间的相似强度，获得上述表达式（4），即：Vij=λij×R+ξij。
S135、最小化所述行向量Vij和所述参考信号之间的均方差 MSE=||Vij-λij×R-ξij||2，得到相对幅度值λij和残余信息值ξij，即上述表达式 （5）和（6）：
λ ij = V ij × R T - sum ( V ij ) × sum ( R ) V ij × V ij T - sum ( R ) × sum ( R ) ; ]]>
ξij=sum(Vij)-λij×sum(R)。
S14、所有点的所述相对幅度值一起构成相对幅度图，所有点的所 述残余信息值一起构成残余信息图。
如果信号与参考信号完全相似，则其在相对幅度图λ上的值应该接 近与1，而在残余信息图ξ上的值应该越接近0。
可以理解的是，所述相对幅度图和所述残余信息图从正反两个测度 来度量待研究信号与感兴趣组织信号（即参考信号）的相关性，可以更 好地应用于组织信号分析、相似组织聚类和分割、组织异常表现的临床 诊断等。
相较于现有技术，本发明提出的医学影像增强设备100及医学影像 增强方法具有如下优点：其一、不需要造影剂的辅助，可以有效地避免 造影剂对病人造成不必要的过度敏感症状；其二、不需要跟着时间演变 来采集数据，只需要调节某一个成像参数，如MRI影像采集时，T2*加 权磁共振成像中的回波时间，由此成像时间非常短，如对脑部的一个横 截面进行12个回波时间值的T2*加权磁共振成像，仅需要几分钟；其三、 所述医学影像增强设备100及医学影像增强方法的应用领域非常广泛， 除了磁共振的各类成像模式外，还可以应用于计算机断层扫描成像，如 调节计算机断层扫描成像中的剂量，超声成像中声波的频率等。
以下，本发明进一步通过仿真实验和临床实验来说明所述医学影像 增强设备100及所述医学影像增强方法可以较好地提高影像的信噪比。
一、仿真实验
表1和表2均针对仿真实验，分别为添加Rician噪声4%和8%情况 下的不同组织的SNR提高。
表1原始影像最大SNR与相对幅度图SNR和残余信息图SNR（添加Rician噪声4%）
表2原始影像最大SNR与相对幅度图和残余信息图SNR（添加Rician噪声8%）
从表1和表2均可以看到，相对幅度图中，不同组织最低约有100% 的提高（组织3为参考信号）。以不同组织为参考信号，获得相对幅度 图的不同组织区域的信噪比非常稳定，说明本发明提供的医学影像增强 设备及医学影像增强方法具有较高的可靠性。而在残余信息图中，不同 参考信号所对应区域的参考信号区域的信噪比非常低，约为1.3dB到 1.4dB之间。
表3原始影像最大SNR与相对幅度图和残余信息图SNR
从表3可以看到，相对幅度图中，不同组织相对最低约有137%的 提高（脑脊液为参考）。以不同组织为参考信号，获得相对幅度图的不 同组织区域的信噪比非常稳定。而在残余信息图中，不同参考信号，其 对应的区域的参与信号区域的信噪比非常低，约为2.0dB到3.6dB。
请参阅图4，为本发明的仿真实验背景图，仿真T2*加权磁共振影像 序列中回波时间的起始值为2毫秒、终末24毫秒、间隔为2毫秒。影像分 辨率为192×256，其中，第一排线条的区域1为组织1，T2*值为20毫秒； 第二排线条的区域2为组织2，T2*值为40毫秒；第三排线条的区域3为组 织3，T2*值为80毫秒。从左到右的线宽和线间隔分别为1至5个像素。区 域4（图中白色区域）为背景组织区域，T2*值为50毫秒。区域5（图中 边缘黑色区域）为空气区域。
请参阅图5和图6，为原始影像序列与相似性度量处理后对应生成 的影像，其中噪声含量分别为4%和8%。从图5和图6可以看出，随着 噪声增加，原始影像的组织区域被噪声掩盖；随着回波时间的增加，原 始影像中的组织区域能比较完整的显示出来。采用不同的区域作为参考 信号（区域1、区域2和区域3，分别对应组织1、组织2和组织3）， 经过本发明提供的医学影像增强方法处理后，生成的相对幅度图能够清 晰的看到三个组织的轮廓和内容，噪声也得到了有效的抑制。而生成的 残余信息图会有很大的不同，当区域1作为参考信号时，残余信息图内 的区域1的信号灰度值很小，这说明该区域与参考信号的相似度非常大。
请参阅图7，为两张原始影像图与相对幅度图及残余信息图，噪声 含量为4%。可知，图7展示了在噪声含量4%的情况下，区域1（即感 兴趣区域，亦即参考信号）在回波时间分别为12毫秒和24毫秒时候的 视觉效果。经过本发明提供的医学影像增强方法处理后，相对幅度图描 述了信号的相对强度，而残余信息图从反面描述了图像的剩余信号强 度。尤其是这两幅图都具有清晰的边界和轮廓，从视觉上能够提供更充 分的细节信息。
二、临床实验
请参阅图8，为本发明临床实验中手工勾画的感兴趣区域图，其中 区域a为脑白质，区域b为脑脊液，区域c（图中外围黑色部分）为空 气。实验分别以脑白质区域和脑脊液区域信号作为参考信号（即感兴趣 区域）。本发明临床实验中，所有数据均源于3特斯拉的西门子磁共振 成像系统，无造影剂类药物辅助。脉冲序列为梯度回波序列，翻转角为 15度，区域范围为220毫米×220毫米，获得数据分辨率为384像素× 384像素，成像厚度为3.0毫米，断层间距为0.9毫米，多回波T2*加权 序列将回波时间从2.61毫秒开始，以3.3毫秒为步长，增加到38.91毫 秒，每个序列采集12张影像。
此次临床实验中，共3名志愿者，平均年龄为24.75岁，每个志愿 者均采集了脑部的4个相邻的平行断层，总计获得动态影像序列12组， 脑组织磁共振影像144张。
请参阅图9，为本发明临床实验原始影像序列与相似性度量处理后 对应生成的影像。从图9可以直观的看出，随着回波时间的增加（2.61 毫秒到38.91毫秒），原始影像中的感兴趣区域的信号的对比度会发生改 变。在临床成像中，医生一般会选取一个最佳的位置和最佳的成像参数 来观察感兴趣区域。采用不同的区域作为参考信号（脑白质和脑脊液）， 对原始影像进行增强技术处理后，生成的两幅相对幅度图的信号在视觉 上大致保持不变，噪声也有一定的抑制。而对应生成的残余信息图的像 素强度会有很大的不同。当采用脑白质区域作为参考信号时，残余信息 图内的脑白质区域信号灰度值很小；当采用脑脊液区域作为参考信号 时，残余信息图内的脑脊液区域信号的灰度值很小。残余信息图从反面 说明了该区域与参考信号的相似度非常大。
请参阅图10，为原始影像序列与经过所述医学影像增强方法处理后 对应生成的影像的细节分析图。可知，经过所述医学影像增强方法处理 后，相对幅度图的噪声分量得到了一定的抑制，残余信息图描述了图像 的剩余信号强度，并且这两幅图都具有清晰的边界和轮廓，从视觉上能 够提供更充分的细节信息。
以上所述，仅是本发明的实施例而已，并非对本发明作任何形式上 的限制，虽然本发明已以实施例揭露如上，然而并非用以限定本发明， 任何熟悉本专业的技术人员，在不脱离本发明技术方案范围内，当可利 用上述揭示的技术内容作出些许更动或修饰为等同变化的等效实施例， 但凡是未脱离本发明技术方案内容，依据本发明的技术实质对以上实施 例所作的任何简单修改、等同变化与修饰，均仍属于本发明技术方案的 范围内。