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1、(10)申请公布号 CN 101981422 A (43)申请公布日 2011.02.23 CN 101981422 A *CN101981422A* (21)申请号 200980103071.1 (22)申请日 2009.01.23 102008006245.6 2008.01.25 DE G01J 5/60(2006.01) G01N 21/25(2006.01) (71)申请人 尼尔鲁斯工程股份公司 地址 德国吕贝克 (72)发明人 V赫尔曼 (74)专利代理机构 中国国际贸易促进委员会专 利商标事务所 11038 代理人 赵科 (54) 发明名称 介质温度的非侵入式光学确定方法 (57。
2、) 摘要 本发明涉及一种介质、 尤其是含水介质的温 度的非侵入式光学确定方法， 其中所要控验的介 质被红外光和 / 或可见光在吸收线的范围内照 射， 吸收线的位置取决于介质的温度， 测量吸收线 范围内光的吸收并根据该测量通过与校准数据比 较来确定温度。 该方法的特征在于， 利用至少两个 在吸收线 (B) 范围内处于吸收最大值不同侧上的 离散的光波波长 (1、 2) 照射介质， 根据所测定 的两个吸收值彼此的比率确定至少一个取决于温 度的测量值 (A/)， 并根据该测量值通过与 此前所记录的校准数据比较来确定温度。 (30)优先权数据 (85)PCT申请进入国家阶段日 2010.07.23 (8。
3、6)PCT申请的申请数据 PCT/EP2009/000440 2009.01.23 (87)PCT申请的公布数据 WO2009/092603 DE 2009.07.30 (51)Int.Cl. (19)中华人民共和国国家知识产权局 (12)发明专利申请 权利要求书 1 页 说明书 6 页 附图 5 页 CN 101981431 A1/1 页 2 1. 一种介质、 尤其是含水介质的温度的非侵入式光学确定方法， 利用红外光和 / 或可见光在吸收线的范围内照射所要检查的介质， 所述吸收线的位置 取决于所述介质的温度， 并且测量所述吸收线的范围内光的吸收并根据该测量通过与校准 数据进行比较来确定温度，。
4、 其特征在于， 利用至少两个在所述吸收线的范围内位于吸收最大值不同侧上的离散的光波波长 1、 2照射所述介质， 根据所确定的两个吸收值 A(1)、 A(2) 相互的比率或函数关系， 确定至少一个取决 于温度 (T) 的测量值或者取决于温度的测量函数， 以及 根据该测量值或该测量函数， 通过与先前所记录的校准数据进行比较来确定温度。 2. 按权利要求 1 所述的方法， 其特征在于， 所述测量值通过求两个位于最大值两侧的 吸收值的差或者通过确定通过测量点的直线的斜率而被确定。 3. 按权利要求 1 或 2 所述的方法， 其特征在于， 用波长 1、 2在 600nm 到 2500nm 之 间、 优选。
5、为 800nm 到 1600nm 的可见光和 / 或红外光照射所述介质。 4.按权利要求3所述的方法， 其特征在于， 所述测量在970nm左右的水吸收线的范围内 进行， 其中优选地一方面使用第一波长 1在 950nm 到 970nm 之间的光、 另一方面使用第二 波长 2在 975nm 到 1000nm 之间的光。 5. 按权利要求 3 所述的方法， 其特征在于， 所述测量在 1450nm 左右的水吸收线的范围 内实施。 6. 按权利要求 1 至 5 之一所述的方法， 其特征在于， 确定体表上介质的温度， 例如皮肤 的温度。 7. 按权利要求 1 至 5 之一所述的方法， 其特征在于， 确定体。
6、内的组织、 例如流动的血液 的温度。 8. 按权利要求 7 所述的方法， 其特征在于， 为了测量体内的温度， 借助于脉动式超声波 辐射标记测量的位置、 例如血管。 9.按权利要求7或8所述的方法， 用于确定身体内部的温度， 其中首先执行体表温度的 基准测量， 随后执行体内一个位置处温度的测量。 10.按权利要求7至9之一所述的方法， 其特征在于， 为了确定体内的温度， 以一个或多 个等吸收的波长执行校正测量， 其中用具有等吸收的波长的光照射介质或身体， 其中被反 向散射的光分量仅取决于体内的散射效应， 而与介质、 例如水的吸收特性无关。 权 利 要 求 书 CN 101981422 A CN 。
7、101981431 A1/6 页 3 介质温度的非侵入式光学确定方法 技术领域 0001 本发明涉及一种介质， 尤其是含水介质的温度的非侵入式光学确定方法， 其中， 利 用红外线和 / 或可见光在位置取决于介质温度的吸收线范围内对所要检验的介质进行照 射， 其中测量吸收线范围内光的吸收并根据该测量通过与校准数据进行比较来测定温度。 介质在本发明的框架内尤其是指含水的介质， 例如活体组织， 并且尤其是人体内(流动)的 血液。吸收在本发明的框架内一方面是指例如在透射 (Transmission) 中测量的吸收特性， 但另一方面也指取决于吸收的反向散射特性。 背景技术 0002 对例如人体的温度的确。
8、定在医学各个领域具有重要作用， 例如加护病房中病人的 体温监测。在此方面， 在实践中经常使用借助耳温计的非侵入式体温测量， 其中， 这种类型的 测量限于 “离散的” 使用， 也就是以规则的时间间隔进行测量。对于连续的温度测量来说， 迄 今在实践中使用侵入式测量方法， 其中将集成有传感器的探针或者导管插入或者导入体内。 0003 此外， 与非侵入式测量血液成分浓度相关地， 尤其是与测量流动或脉动的血液中 葡萄糖浓度相关地， 存在 “在原处” 确定温度的需求， 因为这种测量在使用校准曲线的情况 下一般取决于温度 ( 参见 DE 10 2006 036 920 和 DE 103 11408 B3)。。
9、相应地已知多种近 红外光谱技术 (NIRS) 的光学方法， 这些方法以非侵入的方式借助近红外波长范围内光的 吸收变化能够测量血液成分的浓度和例如测量葡萄糖浓度。在这里重要的是这一事实， 即 活体组织对红色和红外范围内的电磁辐射基本上是透明的， 从而可能在这种 “生物学窗口” 内向该组织中 “看进去” 达几毫米直至几厘米的深度。利用例如超声波辐射可以对目标组 织定位， 从而可以执行在身体较大深度处被定位组织内有针对性的光学吸收测量 ( 参见 DE 103 11 408 B3 和 DE 10 2006 036 920)。 0004 在此需要注意的是， 在这种所谓的生物学窗口的范围内存在 “离散的”。
10、 水吸收带， 这些 “离散的” 水吸收带在上述血液成分浓度的测量中一般情况下予以回避。但已知该最 大吸收的位置 ( 并因此还有波长 )， 以及还有吸收线的高度 ( 并因此还有吸收的量或程度 ) 取决于介质、 例如水的温度。出于这一原因， 已经有人提出充分利用这种水吸收带范围内 吸收的温度依赖性来确定含水介质的温度。对此提出光谱学地记录吸收线的移动 ( 参见 K.H.Norris， Beltsville， MD20705， USA“Possible medical applications of NIR” )。 但就此而言所公开的方法相当复杂， 因为必须始终记录完整的谱并因此必须进行 “波长扫 。
11、描” 。此外， 线移动比较小， 从而必须利用非常高的光谱仪分辨率工作。 0005 US 2005/0083992A1公开了一种类似的方法。 在那里在约1450nm波长时将水吸收 线的温度依赖性用于确定温度。在就此而言所公开的方法中， 也在比较大的波长范围上记 录总地看来完整的谱， 也就是说， 完整地测量吸收线并与相应的校准数据进行比较。 发明内容 0006 从已知的现有技术出发， 本发明的目的在于， 提供一种介质、 尤其是含水介质的温 说 明 书 CN 101981422 A CN 101981431 A2/6 页 4 度的非侵入式光学确定方法， 该方法使得能够以简单和非侵入的方式准确确定介质。
12、的温 度。该方法特别适于测量体内的温度， 例如测量人体内的组织或者流动的血液的温度。此 外， 该方法可以以具有优点的方式与已知方法组合来非侵入式地确定血液成分的浓度， 例 如测量脉动的血液中的葡萄糖浓度。 0007 为实现该目的， 本发明对于一种开头所述类型的介质、 尤其是含水介质的温度的 非侵入式光学确定方法教导了， 利用 ( 至少 ) 两个离散的处于吸收最大值不同侧上吸收线 范围内的光波波长对介质进行照射， 根据所测定的两个吸收值的比率确定至少一个取决于 温度的测量值并根据该测量值通过与此前所记录的校准数据进行比较来确定温度。 所测定 的两个吸收值的 “比率” 是指应该应用于这两个测量值的。
13、预给定的 “关系” 。因此特别优选 地是指两个处于最大值两侧的吸收值的差。 0008 在此方面， 本发明首先从(已知)的认识出发， 即水的多条吸收线处于生物学窗口 范围内， 其高度、 并且特别是还有位置 ( 或波长 ) 敏感地取决于含水介质的温度。但在本发 明的框架内现在并不需要完整地测量吸收线和 / 或准确地确定吸收最大值的位置。确切 的说， 在本发明的框架内按照简单方式采用至少两个、 并且优选仅仅两个分别处于吸收最 大值不同侧上的离散的光波波长执行测量。因为本发明认识到在温度由于最大值移动而 改变的情况下最大值两侧的吸收值以非常不同的方式敏感地发生变化， 从而 - 如果例如测 定这两个值的。
14、差的话 - 该差特别敏感地取决于介质的温度。换句话说， 在分析过程中一条 直线穿过这两个固定预给定的波长的这两个吸收点， 并且例如确定这两个吸收值之差进入 (einfliessen)的这条直线的斜率作为测量值。 这条直线的斜率、 并且尤其还有该斜率的符 号现在非常敏感地取决于温度， 从而即使在没有准确确定最大值移动的情况下也可以准确 确定温度。仅需为两个固定预给定的波长测量两个吸收值并对其以所述方式分析。这一点 后面还要在附图说明中进一步介绍。不言而喻， 在测定吸收值以及由此获得的测量值时或 之后的温度确定过程中， 进行与所记录的校准数据的比较。从而可以在实验室中在已知的 温度下执行相应的测量。
15、， 并且已知的差值或斜率可以被存储作为校准数据， 从而它们能在 测量的过程中自动予以考虑。但需要指出的是， 所描述的 “求差” 或确定连接线斜率是在考 虑两个处于最大值两侧的吸收值的情况下进行分析的一种优选实施方式。 本发明原则上包 括处于吸收最大值两侧的两个或更多测量值进入的其他 “关系” 。 0009 优选地， 依据本发明的测量采用波长在 600 到 2500nm 之间、 优选为 800 到 1600nm 的可见光和 / 或红外光实施。实验已经表明， 利用 970nm 左右水吸收带范围内的红外光测 量温度会产生突出的结果。 在这种情况下， 然后使用例如950到970nm之间的至少一个波长 。
16、和例如 975 到 1000nm 之间的至少一个波长。但也存在采用生物学窗口内其他水吸收带工 作的可能性， 例如在 1450nm 左右水吸收带范围内。原则上可以考虑位置 ( 最大值的波长 ) 取决于温度的任何吸收线。测量的最佳范围、 即要使用的两个最佳波长在实践中可以根据 实验来确定。始终分别选择吸收最大值以下的一个波长和吸收最大值以上的一个波长。在 此方面需要注意的是， 与最大值的距离足够大， 从而实际上发生所观察的效果， 即吸收值在 温度变化的情况下以相反的符号变化， 也就是说， 在最大值的一侧上变得更大而在最大值 的另一侧上变得更小。 在温度上升时， 对于这些波长之一的吸收始终增长， 而。
17、对于另一波长 的吸收始终下降。在温度下降时则应当出现相反的现象。但所选取的波长与吸收最大值的 距离不得太远， 因为在那里存在与其它吸或效应重叠的危险。 已经证明是有利的是， 首先确 说 明 书 CN 101981422 A CN 101981431 A3/6 页 5 定特定的温度范围， 例如 30至 43， 并且然后确定平均 ( 典型的 ) 温度 ( 例如 37 ) 并 在那里确定吸收最大值的波长。为测量所选取的波长 1、 2于是应当高于或低于该波长 0例如约 5 至 30nm， 优选为 5 至 15nm。这尤其适于 970nm 时吸收线的范围。在 1450nm 左 右吸收线的情况下， 在可能。
18、的情况下可以采用与最大值更大的距离进行测量。 0010 采用依据本发明的方法首先存在这样的可能性， 即在确定的地点、 例如在实验室 内或在体外执行液体的温度测量， 而那里不会出现其他干扰效应。但具有特别重要意义的 是这样的事实， 即依据本发明的方法尤其还适于在活体上或活体内 “现场” 测量温度。尤其 地， 测量也可以在深处区域中进行， 例如可以测量体内血管中流动的血液的温度。 对此本发 明提出， 有针对性地通过适当地措施对需要进行温度测量的部位进行标记。这例如借助于 超声波辐射实现， 如例如在DE 103 11 408 B3和DE 10 2006 036 920中所介绍的那样。 这 样， 可以。
19、利用超声波辐射对要检查的组织或血管 “进行标记” ， 方法是(脉动的)超声波辐射 被聚焦在该部位或血管上。在用于温度测量的光吸收 ( 或反向散射 ) 的测量过程中， 然后 仅考虑入射到探测器中的光的在时间上与超声波辐射相关的分量， 从而可以完全有针对性 地在身体的深处区域内执行光学测量并因此确定温度。 0011 为了考虑例如通过超声波辐射标记的光分量不仅取决于所观察部位的温度， 而且 也取决于体表与所观察部位之间的温差这一事实， 本发明在一优选的进一步构成方案中建 议首先在身体表面上进行温度测量。这种基准测量同样可以按照依据本发明的方式进行， 其中， 借助超声波辐射的标记在那里也可以是适当的。。
20、但在体表上也可以例如利用温度传 感器进行传统的基准测量。 在表面上， 被表面反向散射的光的强度仅取决于表面的温度， 因 为光不必通过其它中间层。因此， 首先明确确定表面的温度。随后可以进行体内的测量， 其 中， 然后相对于体表的温度确定温差或温度梯度。因此， 在体表范围内的测量形成基准测 量， 以便在随后的体内测量中消除温度梯度的可能的依赖性。 0012 此外， 可能适当的是考虑各种因素对人体组织光谱学测量的影响， 例如肤色、 皮肤 湿度、 处于中间的组织部分的厚度和结构、 血球密度值 ( 其可能因人而异 ) 以及血液中的 在血液中每小时变化的脂肪水平。出于这一原因， 可能适当的是除了所介绍的。
21、吸收测量和 在可能的情况下的在体表上的基准测量之外， 还进行校正测量， 利用该教正测量可以消除 所述效应， 并且尤其是中间层上的各种散射效应。为此有利的是， 将具有所谓 “等吸收的 (isosbestisch) 波长” 的光射入体内、 例如组织内， 并测量吸收和反向散射。这种等吸收的 波长的特征在于， 吸收或反向散射仅取决于中间层中的各种散射效应， 而与介质 ( 例如水 ) 的吸收特性无关。利用这种在等吸收波长时的测量， 因此可以补偿或滤出与吸收无关的散 射效应， 从而总体上来说即使在身体的深层中也实现特别准确的测量。在含水介质的情况 下， 例如可以使用约 808nm 的等吸收波长。 0013。
22、 总而言之， 利用依据本发明的方法可以按照简单方式特别准确地 ( 例如精确度为 0.01 ) 确定介质的温度。体表温度或者特别优选地还有体内的温度可以被确定， 而且 是按照非侵入式和光学的方式。这些措施例如使得也能够实现对血液成分的浓度、 并且尤 其还有血液中葡萄糖浓度的准确确定， 因为在浓度的已知测量过程中 ( 同时 ) 也可以进行 非侵入式的测量， 而且是在也确定浓度的部位上进行。但依据本发明的方法在其他领域中 也可以具有优点地被使用， 例如在加护病房中的病人的温度监测和在冷疗法以及医学肿瘤 治疗时的温度监测。此外， 可以进行新生儿的温度监测或者还有对于暴露在热环境中工作 说 明 书 CN。
23、 101981422 A CN 101981431 A4/6 页 6 的人员的温度监测。其它应用情况有睡眠诊断时、 在透析期间的温度监护或者还有运动员 的温度监测。工业应用中的温度测量、 例如确定服装制造业中确定热分布也是一种可能的 应用情况。 附图说明 0014 下面借助仅示出一个实施例的附图对本发明进行详细说明。其中 ： 0015 图 1 示出用于实施依据本发明的方法的试验装置 ； 0016 图 2 示意性示出约 660nm 至约 2400nm 波长范围内的水吸收谱 ； 0017 图 3 示出在 970nm 左右水吸收带范围内两种不同温度下的水吸收 ； 0018 图 4 示出用于依据图 3。
24、 的测量的校准数据 ； 以及 0019 图 5 示出用于确定体内温度的方法的示意图。 具体实施方式 0020 图 1 中示出用于按照光学方式确定含水介质的温度 T 的试验装置。利用这种装置 可以实施含水介质 M 上的光学吸收谱。含水介质 M 在该试验装置中被设置在容器 1 内。利 用可调红外激光器 2 将所期望波长的激光通过耦合器 3 和输入光波导 4 射入介质 M 内。在 容器 1 的相对侧上出现的光通过输出光波导 5 输出耦合并发送到探测器 6。探测器 6 与可 以包括计算机和 / 或示波器的分析单元 7 连接。在计算机内存储有下面还要详细探讨的所 述分析算法。此外， 在可能的情况下， 在。
25、计算机内还存储有先前所确定的校准数据， 这些数 据同样可以进入分析中。对此还将探讨。示波器的触发器输入端上连接 TTL 频率发生器 8。此外设置有功率测量仪 9， 该测量仪同样一端与计算机 7 相连、 另一端与耦合器 3 连接。 为证明依据本发明的方法的功能作用并例如还为了记录校准数据， 在图 1 中示出了温度计 10， 其准确地测量含水介质的实际温度， 从而可以验证按照依据本发明的方式获得的温度 数据。在此方面需要指出的是， 这是首先用于证明依据本发明的方法的功能作用的实验室 装置的一种示意性表示。实践中， 温度 T 的光学确定通过将激光射入体内而以类似的方式 进行。 但有利的是， 不是像在。
26、实验室中那样在透射中测量， 而是测量被反向散射的光， 其中， 被反向散射的分量也表明介质的吸收特性。本发明在任何情况下既包括透射中的测量， 也 包括反向散射方向上的测量。 0021 现在借助图 2 至 4 介绍依据本发明的方法的物理关系和工作原理。 0022 图 2 首先以概览方式示例性地且仅示意性地示出了水在约 700nm 至 2400nm 波长 范围内的常见吸收谱。在 0 970nm 的波长范围内就已经能识别出水吸收带 B。正如在 本说明书中介绍的那样， 该吸收线 B 无论是位置 0还是高度 A0均取决于水的温度 T。0 因此是指在特定温度下吸收最大值的波长， 也就是说， 0取决于温度。对。
27、此例如参照图 3， 图 3 为两个不同温度 T1 33和 T2 43示出了该吸收线 B 范围内的吸收 A。可以看出， 在较高温度下， 吸收线 B 向短波长移动。在本发明的框架内， 现在测量该吸收线 B 范围内的 吸收， 而且仅对两个处于吸收最大值 (A0， 0) 不同侧上的固定预给定的波长 1和 2。这 些波长在图 3 中同样被标注。在此方面需要注意的是， 最大值的位置、 并且因此 0本身取 决于温度。波长 1和 2在考虑到所选择的温度范围的情况下因此要被选择为使得其对 于该范围的全部温度始终处于 ( 移动的 ) 最大值的不同侧上。现在从图 3 中可以看出， 在 说 明 书 CN 101981。
28、422 A CN 101981431 A5/6 页 7 波长 1的范围内， 对于较高温度 T2的吸收明显大于温度 T1。在吸收最大值 0的另一侧 上则是另一种情况。在那里对于较高温度 T2的吸收小于温度 T1。这种效应可以通过用一 条直线 G 穿过在温度 T 时的这两个测量点而被进一步说明。图 3 现在示出该直线 G 的斜率 A/ 非常敏感地取决于介质的温度 T。这同样适用于对于这两个波长 1和 2在特 定温度T1或T2时吸收值之间的差A， 因为该差AA(1)-A(2)确定所绘制直线G的 斜率。 在本发明的框架内， 现在因此在特定温度下射入红外光， 而且仅两种分别设置在吸收 最大值 0不同侧上。
29、的离散的波长 1和 2。所测得的吸收值被联系起来， 例如像在本实 施例中彼此相减， 其中， 所得到的差形成敏感地取决于温度的所确定的测量值。 将这个在本 实施例中体现吸收值的差或通过这两个测量点所绘制的直线 G 的斜率的测量值与此前所 记录的校准数据进行比较。图 4 中为大量温度示出了该校准数据。在那里， 在波长 1和 2时分别为不同温度绘制吸收值。此外， 为了进行说明， 同样有直线穿过各自成对分配的 点。图 4 现在特别明确地表明， 测量值的差、 并因此还有直线的斜率敏感地取决于温度， 因 为随着温度的上升或下降尤其是还导致符号改变。因此， 在温度未知的情况下在这两个波 长 1和 2下执行根。
30、据图 2 的测量， 并随后形成吸收值的差或确定外推直线 G 的斜率， 使 得可以通过与根据图4的校准数据的比较准确地确定温度T， 而不必测量吸收线B的最大值 的移动。 0023 图1至4图示说明了依据本发明的方法的基本工作原理并说明了在实验室内的实 施。 因为这是一种光学的且非侵入式的测量方法， 所以也可以类似的方式测量体内的温度， 例如确定平躺身体 K 内的组织、 例如血液的温度。 0024 为此有利的是， 利用超声波辐射标记测量的目标区。这样的方法在 DE 10311 408 B3中在另一上下文中被介绍。 那里所介绍的体内区域的标记可以相应的方式也用于在温度 测量的过程中来标记区域。对此例。
31、如参照图 5。激光器 2 的红外光以所述方式 ( 波长为 1 和 2) 射入身体 K 的内部， 并利用探测器 6 测量体现吸收的反向散射光子。探测器 6 现在 不仅记录在血管 11 区域内被反向散射的光子， 而且也记录在其它区域内被散射的大量其 他光子。标记或选择现在通过利用图 5 中所示的超声波辐射源 12 射入超声波辐射 13 来实 现。 该辐射聚焦在目标区、 即血管11上。 在此方面， 例如在流动的血液的情况下例如利用多 普勒效应， 如在 DE 103 11 408 B3 中所介绍的那样。超声波辐射源 12 产生脉冲长度固定 且重复时间固定的脉动的超声波辐射。通过分析单元， 然后可以在考。
32、虑到该脉冲特性的情 况下从探测器 6 中提取实际上对超声波焦点体积有贡献的光分量。详细内容在 DE 103 11 408 B3 和 DE 10 2006 036 920 中有所介绍， 但它们不是研究温度确定， 而是研究非侵入式 测量血液成分的浓度。此外， 依据本发明的方法于是也可与血液成分浓度的这种非侵入式 测量相组合。 因此进行血液成分浓度的非侵入式测量， 例如测量含糖量， 其中同时也可以进 行温度确定。 0025 因为通过超声波所标记的光分量在实践中可能不仅取决于所观察部位的温度， 而 且在一定程度上也取决于表面和所观察部位的温度的梯度， 所以可以有利的是， 事先在测 量体的表面、 例如皮。
33、肤上进行基准测量， 其中， 在那里， 借助于超声波焦点的标记也可能是 有利的。在那里所进行的测量仅取决于那里的温度， 而与可能的中间层的温度或者温度梯 度无关， 从而随后可以在所期望的身体深度进行温度测量并且在此进行温差测量。 0026 最后作为对校正的补充， 可以有利的是利用等吸收的波长进行校正测量。具体情 说 明 书 CN 101981422 A CN 101981431 A6/6 页 8 况， 附图对此没有示出。 这种等吸收的波长的特征在于， 被反向散射的光子流仅受中间层内 以及所观察部位内散射效应的影响， 而与水的 ( 光学 ) 吸收能力完全无关。散射特性因此 可以从所进行的测量中被 。
34、“校正出来” 。 这些基准和校正测量在实践中可与所实施的温度测 量直接 ( 在时间上 ) 相互联系地进行并立即进入分析中， 使得用于实施依据本发明的方法 的装置似乎自动校准。 说 明 书 CN 101981422 A CN 101981431 A1/5 页 9 图 1 说 明 书 附 图 CN 101981422 A CN 101981431 A2/5 页 10 图 3 说 明 书 附 图 CN 101981422 A CN 101981431 A3/5 页 11 图 2 说 明 书 附 图 CN 101981422 A CN 101981431 A4/5 页 12 图 4 说 明 书 附 图 CN 101981422 A CN 101981431 A5/5 页 13 图 5 说 明 书 附 图 CN 101981422 A 。