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1、(19)中华人民共和国国家知识产权局 (12)发明专利 (10)授权公告号 (45)授权公告日 (21)申请号 201510836614.8 (22)申请日 2015.11.26 (65)同一申请的已公布的文献号 申请公布号 CN 105326519 A (43)申请公布日 2016.02.17 (73)专利权人 上海联影医疗科技有限公司 地址 201807 上海市嘉定区嘉定工业区城 北路2258号 (72)发明人 李贵 杨宏成 徐璐 (51)Int.Cl. A61B 6/00(2006.01) (56)对比文件 CN 102090900 A,2011.06.15, 审查员 王炜 (54)发明。
2、名称 X射线图像形成、 散射成分计算以及重建的 方法及装置 (57)摘要 本发明公开了一种X射线图像成像、 X射线图 像散射成分计算、 X射线图像重建的方法及装置， X射线图像成像方法包括： 采集依次经过准直器 和成像对象后的X射线， 形成X射线图像组； 所述 采集是在所述准直器沿第一方向运动时进行的， 所述X射线图像组为一组在准直器运动的不同时 刻采集得到的X射线图像； 提取所述X射线图像组 内各X射线图像的子区域图像； 沿所述第一方向 将所述子区域图像进行组合， 形成调制X射线图 像。 本发明技术方案实现使用准直器对X射线强 度分布进行灵活的调制， 不增加额外硬件， 对X射 线图像中的散射。
3、成分进行计算， 最终减少X射线 图像的散射量。 权利要求书2页 说明书6页 附图8页 CN 105326519 B 2017.03.22 CN 105326519 B 1.一种调制X射线图像的形成方法， 包括： 采集依次经过准直器和成像对象后的X射线， 形成X射线图像组； 其特征在于， 所述采集是在所述准直器沿第一方向运动时进行的， 所述X射线图像组为 一组在准直器运动的不同时刻采集得到的X射线图像； 提取所述X射线图像组内各X射线图像的子区域图像； 沿所述第一方向将所述子区域图像进行组合， 形成调制X射线图像。 2.根据权利要求1所述的形成方法， 其特征在于， 还包括： 所述采集得到X射线图。
4、像组的 采集频率和所述准直器的运动速度为正比例关系。 3.根据权利要求1所述的形成方法， 其特征在于， 所述准直器沿第一方向运动包括： 所 述准直器为多叶准直器， 包括一组准直器叶片； 所述一组准直器叶片长度相同， 共同沿第一 方向运动。 4.一种调制X射线图像的形成方法， 包括： 采集依次经过准直器和成像对象后的X射线， 形成X射线图像； 其特征在于， 所述采集是在所述准直器沿第一方向运动时进行的； 所述准直器包括一对在第一方向上间隔设置的准直器； 在所述运动过程中， 所述准直器保持间隔距离以周期性速度运动。 5.根据权利要求4所述的形成方法， 其特征在于， 所述以周期性速度运动包括： 速度。
5、以 周期性匀速增加、 匀速减少的方式运动。 6.一种X射线图像散射成分的计算方法， 其特征在于， 包括： 根据权利要求1或4任一项所述的调制X射线图像的形成方法获得调制X射线图像； 对所述调制X射线图像进行低通滤波， 得到所述调制X射线图像的低频部分和散射成 分； 对所述调制X射线图像进行高通滤波， 得到所述调制X射线图像的高频部分； 对所述调制X射线图像的高频部分解调制后结合权重， 计算得到所述调制X射线低频部 分的估计值； 将经所述低通滤波后得到的调制X射线图像的低频部分和散射成分， 减去所述调制X射 线低频部分的估计值， 计算得到散射成分。 7.一种X射线图像的重建方法， 其特征在于， 。
6、包括： 采集得到成像对象各投影角度下的X射线投影图像； 根据权利要求6所述的计算方法计算得到所述投影图像的散射成分； 将所述投影图像去掉所述散射成分后进行图像重建， 得到重建图像。 8.一种调制X射线图像的形成装置， 包括： 第一采集单元， 用于采集依次经过准直器和成像对象后的X射线， 形成X射线图像组； 其特征在于， 所述采集是在所述准直器沿第一方向运动时进行的， 所述X射线图像组为 一组在准直器运动的不同时刻采集得到的X射线图像； 提取单元， 用于提取所述X射线图像组内各X射线图像的子区域图像； 组合单元， 用于沿所述第一方向将所述子区域图像进行组合， 形成调制X射线图像。 9.一种X射线。
7、图像散射成分计算装置， 其特征在于， 包括： 权利要求8所述的调制X射线图像形成装置， 用于获得调制X射线图像； 权 利 要 求 书 1/2 页 2 CN 105326519 B 2 低通滤波单元， 用于对所述调制X射线图像进行低通滤波， 得到所述调制X射线图像的 低频部分和散射成分； 高通滤波单元， 用于对所述调制X射线图像进行高通滤波， 得到所述调制X射线图像的 高频部分； 低频部分估计单元， 用于对所述调制X射线图像的高频部分解调制后结合权重， 计算得 到所述调制X射线低频部分的估计值； 散射计算单元， 用于将经所述低通滤波后得到的调制X射线图像的低频部分和散射成 分， 减去所述调制X射。
8、线低频部分的估计值， 计算得到散射成分。 10.一种X射线图像重建装置， 其特征在于， 包括： 第二采集单元， 用于采集得到成像对象各投影角度下的投影图像； 权利要求9所述的X射线图像散射成分计算单元， 用于计算所述投影图像的散射成分； 重建单元， 用于将所述投影图像去掉所述散射成分后进行图像重建， 得到重建图像。 权 利 要 求 书 2/2 页 3 CN 105326519 B 3 X射线图像形成、 散射成分计算以及重建的方法及装置 技术领域 0001 本发明涉及医学图像领域， 特别涉及一种X射线图像的形成、 散射成分计算以及重 建的方法及装置。 背景技术 0002 在X射线图像中， 散射线。
9、一直都是导致图像质量不理想的一个重要因素。 特别是对 于有较大探测器面积的X射线系统来说， 例如放射治疗设备， 用到的锥束CT(cone beam computed tomography)采用的是电子射野影像装置(EPID， Electronic Portal Imaging Device)作为接收X射线的探测器， 在其接收到的X射线中散射线占了很大的比例。 散射线在 图像上引起杯状伪影， 降低了图像的对比度， 极大降低了重建图像的图像精度。 在放射治疗 过程中， 锥束CT用来实时获得病人图像， 对放射治疗进行图像引导， 图像精度的降低导致了 放射治疗的位置误差， 无法达到对肿瘤区域精确放疗的。
10、目的。 0003 目前对图像中散射线的矫正方法主要有两种， 一种是硬件矫正， 是指在X射线影像 系统中添加若干硬件工具， 减少达到探测器的散射线， 从而达到散射矫正目的。 常用的硬件 矫正工具包括X射线准直器、 防散射滤线栅等。 第二种是软件矫正方法， 是指对已经采集到 的X射线投影图像通过对投影图像的分析和被照射物体的估计， 得到一个散射分布图， 由散 射分布图对X射线投影图像进行散射矫正。 发明内容 0004 本发明要解决的问题是提供一种减少散射线、 提高X射线图像质量的方法和装置。 0005 为解决上述问题， 本发明提供了一种调制X射线图像形成方法， 包括： 采集依次经 过准直器和成像对。
11、象后的X射线， 形成X射线图像组； 所述采集是在所述准直器沿第一方向 运动时进行的， 所述X射线图像组为一组在准直器运动的不同时刻采集得到的X射线图像； 提取所述X射线图像组内各X射线图像的子区域图像； 沿所述第一方向将所述子区域图像进 行组合， 形成调制X射线图像。 0006 优选的， 所述采集得到X射线图像组的采集频率和所述准直器的运动速度为正比 例关系。 0007 优选的， 所述准直器沿第一方向运动包括： 所述准直器为多叶准直器， 包括一组准 直器叶片； 所述一组准直器叶片长度相同， 共同沿第一方向运动。 0008 为解决上述问题， 本发明还提供了一种调制X射线图像的形成方法， 其特征在。
12、于， 包括： 采集依次经过准直器和成像对象后的X射线， 形成X射线图像； 所述采集是在所述准直 器沿第一方向运动时进行的； 所述准直器包括一对在第一方向上间隔设置的准直器； 在所 述运动过程中， 所述准直器保持间隔距离以周期性速度运动。 0009 优选的， 所述以周期性速度运动包括： 速度以周期性匀速增加、 匀速减少的方式运 动。 0010 为解决上述问题， 本发明还提供了一种X射线图像散射成分的计算方法， 包括： 根 说 明 书 1/6 页 4 CN 105326519 B 4 据上述调制X射线图像的形成方法获得调制X射线图像； 对所述调制X射线图像进行低通滤 波， 得到所述调制X射线图像的。
13、低频部分和散射成分； 对所述调制X射线图像进行高通滤波， 得到所述调制X射线图像的高频部分； 对所述调制X射线图像的高频部分解调制后结合权 重， 计算得到所述调制X射线低频部分的估计值； 将经所述低通滤波后得到的调制X射线图 像的低频部分和散射成分， 减去所述调制X射线低频部分的估计值， 计算得到散射成分。 0011 为解决上述问题， 本发明还提供了一种X射线图像的重建方法， 包括： 采集得到成 像对象各投影角度下的投影图像； 根据上述计算方法计算得到所述投影图像的散射成分； 将所述投影图像去掉所述散射成分后进行图像重建， 得到重建图像。 0012 为解决上述问题， 在本发明调制X射线图像形成。
14、方法、 X射线图像散射成分计算方 法以及X射线图像重建方法的基础上， 还提供了对应的装置。 0013 与现有技术相比， 本发明技术方案实现使用准直器对X射线强度分布进行灵活的 调制， 不增加额外硬件， 形成明暗相间的条纹状X射线图像， 以便对X射线图像中的散射成分 进行计算， 最终减少X射线图像的散射量。 更进一步的， 由于准直器安装在治疗头， 在成像时 机械稳定性好， 不会产生因几何位置抖动引起的图像运动模糊。 附图说明 0014 图1是一种放射治疗系统的结构图； 0015 图2是放射治疗系统治疗头的结构图； 0016 图3是放射治疗系统治疗头内次级准直器的结构图； 0017 图4是本发明X。
15、射线图像散射成分计算方法的流程图； 0018 图5a-5d是本发明次级准直器运动时的状态示意图； 0019 图6a、 6b是本发明由X射线图像组形成调制X射线图像的示意图； 0020 图7是本发明对投影图像进行去散射处理的示意图； 0021 图8是放射治疗系统的多叶准直器的结构图； 0022 图9是本发明X射线图像重建的流程图； 0023 图10是本发明X射线图像重建装置的结构图； 0024 图11是本发明形成调制X射线图像的示意图。 具体实施方式 0025 为使本发明的上述目的、 特征和优点能够更为明显易懂， 下面结合附图对本发明 的具体实施方式做详细的说明。 在以下描述中阐述了具体细节以便。
16、于充分理解本发明。 但 是本发明能够以多种不同于在此描述的其它方式来实施， 本领域技术人员可以在不违背本 发明内涵的情况下做类似推广。 因此本发明不受下面公开的具体实施方式的限制。 0026 图1是一种放射治疗系统的结构图， 如图1所示， 放射治疗系统100包括固定部分 101和旋转部分102， 旋转部分102安装在固定部分101上， 旋转部分101可以绕中心轴106进 行旋转， 从而实现在不同角度对患者进行放射治疗。 0027 旋转部分102的一侧是治疗头103， 治疗头103可以产生高能级的X射线(通常为兆 伏级)， 对在病床105上的患者进行放射治疗。 对于同源双束的放射治疗系统， 治疗。
17、头103还 可以产生低能级的X射线(通常为千伏级)， 低能级X射线可以用来对患者进行成像， 利用得 说 明 书 2/6 页 5 CN 105326519 B 5 到的患者图像对患者进行图像引导放射治疗(Image Guided Radiation Therapy)。 0028 在由低能级X射线进行成像时， 治疗头103发出锥束X射线， 旋转部分102另一侧的 EPID104接收到穿过患者的X射线， 形成该角度下的投影图像(projection image)。 治疗头 103在不同角度照射， 从而形成多个角度的投影图， 再对投影图进行图像重建(image reconstruction)得到患者的。
18、CT(computed tomography)图像。 0029 治疗头103内部结构如图2所示， 其通常包括： X射线靶(X-ray target)、 初级准直 器(primary collimator)、 均整器(flattening filter)、 电离室(ion chamber)、 次级准直 器(secondary collimator)、 楔形块(wedge)等。 首先， 直线加速器(图中未示出)发出的电 子束(electron beam)打到X射线靶上， 产生X射线。 X射线经过初级准直器得到方向、 范围一 定的X射线， 之后经过均整器对X射线进行均整， 由电离室对X射线的能量进行。
19、测量， 次级准 直器进一步对X射线的强度和/或形状进行调整， 最后由楔形块对X射线的能量分布进行调 整， 最终X射线从治疗头103的出口发出。 0030 图3是沿X射线发射方向看到的次级准直器结构图， 其具体由两组次级准直器构 成， 每组次级准直器又由两块在某一方向上相对设置的次级准直器构成。 X射线可以不被遮 挡的穿过区域205， 或者穿过由准直器覆盖的区域从而射线强度被衰减。 其中， 一组次级准 直器201、 次级准直器202相对设置， 均可由电机控制沿a方向移动。 另一组次级准直器203、 次级准直器204也是相对设置， 可沿b方向运动。 0031 结合以上描述的结构， 下面对本发明X射。
20、线图像散射成分的计算方法进行说明， 参 见图4， 其具体包括以下步骤： 0032 S401， 获得调制X射线图像。 0033 具体获得调制X射线图像的方法结合图5a-5d和图6a-6b进行说明。 图5a是由X射线 进行成像的示意图， X射线502由X射线源501(可以认为是X射线靶)发出。 在X射线502穿过成 像对象(图中未示出， 通常为患者， 也可以是动物或者水模)前， 通过在a方向上运动的次级 准直器(201、 202)对X射线502的射线强度分布进行调制。 X射线502的发射方向和a方向大致 垂直， 因为X射线502本身有一定的发射角度， 而且通常也不用将次级准直器的运动方向做 成和X。
21、射线发射方向完全垂直。 0034 在本发明技术方案的一种实施方式中， 参见图5a、 图5b， 由于次级准直器结构是由 两组次级准直器构成， 此时一组次级准直器203、 次级准直器204(未在图中示出)全开野。 全 开野指的是准直器完全打开， 不在X射线的发射路径上对X射线产生遮蔽。 另一组次级准直 器中， 次级准直器201全开野， 次级准直器202沿a方向远离次级准直器201运动。 0035 在图5a状态下， 探测器104上形成的如503所示的X射线图像， 其中黑色表示由于次 级准直器对X射线有遮挡， 图像强度相对较暗。 而白色表示由于未被准直器遮挡， 图像强度 相对较亮。 并且由于次级准直器。
22、端处206(参见图3)的截面为矩形， 因此在X射线图像503内 的仅有一条窄亮条。 0036 当次级准直器202运动到图5b中的位置时， 探测器104采集到的如504所示的X射线 图像。 由于次级准直器202沿a方向远离次级准直器201运动了一段距离， 因此图像上的亮条 的宽度增加。 0037 为了形成最终图像， 在次级准直器202沿a方向(也可称为第一方向)运动的过程 中， 采集得到多张X射线图像形成X射线图像组， 每张X射线图像对应次级准直器运动过程的 说 明 书 3/6 页 6 CN 105326519 B 6 不同时刻采集到的X射线图像。 之后在每张X射线图像中对应移动准直器的边缘区域。
23、附近， 提取出一个子区域图像， 子区域图像包含一个亮条纹和一个暗条纹。 例如对于图像503， 得 到子区域图像601， 子区域图像601包含一个亮条纹6011和一个暗条纹6012。 对于图像504， 得到子区域图像602。 各子区域图像601、 602、 603从a方向上进行组合， 得到最终的X射线图 像600。 X射线图像600是明暗相间条纹的图像， 其是在普通X射线图像的基础上通过准直器 的移动和图像处理方法进行了调制， 便于后续对图像的散射成分进行计算， 在这里称为调 制X射线图像。 0038 采集X射线图像组的采集频率可以根据准直器的移动速度， 以及探测器的宽度、 最 终调制X射线图像。
24、内明暗相间条纹的间隔距离来确定。 准直器移动速度和采集频率成正比 例关系， 准直器移动速度越快， 则需要的采集频率越高。 0039 在本发明技术方案的另一种实施过程中， 如图5c、 图5d所示， 次级准直器201、 次级 准直器202在a方向上保持固定距离205， 共同沿a方向运动。 为了形成调制X射线图像， 如图 6b所示， 从各X射线图像505、 X射线图像506中分别提取得到子区域图像604、 子区域图像 605。 将多个子区域图像(604、 605、 606等)从a方向上进行组合， 形成最终的X射线图像600。 0040 在本发明技术方案的另一种实施过程中， 次级准直器201、 次级准。
25、直器202在a方向 上保持固定距离205， 以周期性速度共同沿a方向运动， 沿a方向从左侧运动到右侧， 如图11 所示。 由于单位时间内X射线的的脉冲数目一定， 准直器运动速度较慢时， 对应的探测器区 域所形成的X射线图像上， X射线的脉冲数目多； 而准直器运动较快时， 对应的探测器区域所 形成的X射线图像上， X射线的脉冲数目少。 因此在准直器运动过程中进行采集， 可以得到一 张明暗相间条纹的调制X射线图像600。 优选的， 速度以周期性的匀速增加、 匀速较少的方 式。 优选的， 运动速度还可以为一定比例的匀速进行， 例如以速度为3v匀速运动时间t， 之后 以速度为v匀速运动时间3t， 之后。
26、再以速度为3v匀速运动时间t， 这种周期性的方式运动， 形 成调制X射线图像。 0041 若采用静态采集方式， 与亮条纹投影区域相比， 暗条纹投影区域的泊松量子噪声 增大， 图像信噪比较低。 而在准直器运动过程中进行图像采集形成调制X射线图像， 图像暗 条纹部分信噪比的明显提高。 0042 之后的步骤S402至步骤S405可以参考公开号为US7463712B2的美国专利说明书记 载内容。 以下结合图7， 仅作简单描述说明。 0043 对X射线图像600在计算时， 可以对每个明暗条纹的中心线处进行下采样， 避免图 像中准直器边缘处的边缘效应对图像上X射线强度产生的影响。 0044 S402， 对。
27、调制X射线图像进行低通滤波， 得到经调制X射线图像的低频部分和散射 成分。 0045 由于X射线图像中散射成分的特性， 步骤S401获取的调制X射线图像中散射成分主 要分布在图像数据的低频部分。 当对投影图701(这里的投影图是指一定投影角度下的调制 X射线图像600)进行低通滤波后， 可以得到图像的低频部分和散射成分之和702的图像数 据。 0046 S403， 对所述调制X射线图像进行高通滤波， 得到所述调制X射线图像的高频部分。 0047 而对投影图701进行高通滤波， 由于散射成分几乎不包含在调制X射线图像的高频 部分， 可以得到图像不包含散射成分的高频部分704。 说 明 书 4/6。
28、 页 7 CN 105326519 B 7 0048 S404， 对所述高频部分进行解调制并结合权重， 计算得到所述调制X射线低频部分 的估计值。 0049将高频部分数据704解调制后乘以权重系数其中为准直器对X射线的透射 系数， 从而计算得到低频部分的估计值705。 0050 S405， 将所述低通滤波后得到的调制X射线图像的低频部分和散射成分， 减去所述 调制X射线低频部分的估计值， 计算得到散射成分。 0051 由步骤S402低通滤波后得到的低频部分和散射成分702之和， 减去步骤S404计算 得到的低频部分估计， 得到散射成分估计706。 0052 在本发明的一种技术方案中， 可以采用。
29、多叶准直器替代次级准直器。 多叶准直器 结构如图8所示， 多叶准直器800包括多组相对设置的叶片， 叶片组801和叶片组802相对设 置， 当进行对X射线调制时， 一侧叶片组的长度可变为相同， 从而实现类似次级准直器的作 用。 0053 当采用多叶准直器时， 由于多叶准直器的透射率几乎为0， 因此步骤S404中的权重 系数为1。 0054 本发明还提供了一种X射线图像的重建方法， 如图9所示， 包括： 0055 S901， 采集得到各投影角度下的X射线投影图像。 0056 如图1所示的放射治疗设备在进行成像时， 旋转机构102旋转， 治疗头103发出低能 级X射线， 探测器104接收多个旋转角。
30、度下成像对象的X射线投影图像， 此时采集到的投影图 像是常用X射线成像方法采集得到的投影图像。 0057 S902， 由上述X射线图像散射成分的计算方法计算得到投影图像的散射成分。 0058 由前述的X射线图像散射成分计算方法， 首先采集到成像对象的调制X射线图像， 之后计算得到调制X射线图像的散射成分， 由于成像对象相同， 散射情况也相同， 所以该方 法计算得到的散射成分也是步骤S901得到的X射线投影图像的散射成分。 0059 S903， 将所述投影图像去掉所述散射成分后进行图像重建， 得到重建图像。 0060 将步骤S901得到的投影图像减去步骤S902计算得到的散射成分， 完成对投影图。
31、像 的散射去除， 之后对投影图像进行图像重建， 重建得到成像对象的CT图像。 具体图像重建过 程为本领域技术人员已知， 这里不再赘述。 0061 对应于上述的调制X射线图像形成方法本发明还提供了一种调制X射线图像的形 成装置， 参见图10， 调制X射线图像的形成装置1010包括： 0062 第一采集单元1011， 用于采集依次经过准直器和成像对象后的X射线， 形成X射线 图像组； 所述采集是在所述准直器沿第一方向运动时进行的， 所述X射线图像组为一组在准 直器运动的不同时刻采集得到的X射线图像。 0063 提取单元1012， 用于提取所述X射线图像组内各X射线图像的子区域图像。 0064 组合。
32、单元1013， 用于沿所述第一方向将所述子区域图像进行组合， 形成调制X射线 图像。 0065 在上述X射线图像散射成分计算方法的基础上， 本发明还提供了一种X射线图像散 射成分计算装置， 参见图10， X射线图像散射成分计算装置1020包括： 0066 调制X射线图像形成装置1010， 用于获得调制X射线图像； 说 明 书 5/6 页 8 CN 105326519 B 8 0067 低通滤波单元1021， 用于对所述调制X射线图像进行低通滤波， 得到所述调制X射 线图像的低频部分和散射成分； 0068 高通滤波单元1022， 用于对所述调制X射线图像进行高通滤波， 得到所述调制X射 线图像的。
33、高频部分； 0069 低频部分估计单元1023， 用于对所述调制X射线图像的高频部分解调制后结合权 重， 计算得到所述调制X射线低频部分的估计值； 0070 散射计算单元1024， 用于将经所述低通滤波后得到的调制X射线图像的低频部分 和散射成分， 减去所述调制X射线低频部分的估计值， 计算得到散射成分。 0071 在本发明X射线图像重建方法的基础上， 本发明还提供了一种X射线图像重建装 置， 参见图10， X射线图像重建装置1030包括： 0072 第二采集单元1031， 用于采集得到成像对象各投影角度下的投影图像； 0073 射线图像散射成分计算单元1020， 用于计算所述投影图像的散射成。
34、分； 0074 重建单元1032， 用于将所述投影图像去掉所述散射成分后进行图像重建， 得到重 建图像。 0075 本发明调制X射线图像的形成装置、 X射线图像散射成分计算装置以及X射线图像 重建装置的实施方式可以分别参考对应方法的实施方式， 这里不再赘述。 0076 本发明技术方案实现使用准直器对X射线强度分布进行灵活的调制， 不增加额外 硬件， 形成明暗相间的条纹状X射线图像， 以便对X射线图像中的散射成分进行计算， 最终减 少X射线图像的散射量。 更进一步的， 由于准直器安装在治疗头， 在成像时机械稳定性好， 不 会产生因几何位置抖动引起的图像运动模糊。 0077 本发明虽然已以较佳实施。
35、例公开如上， 但其并不是用来限定本发明， 任何本领域 技术人员在不脱离本发明的精神和范围内， 都可以利用上述揭示的方法和技术内容对本发 明技术方案做出可能的变动和修改， 因此， 凡是未脱离本发明技术方案的内容， 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、 等同变化及修饰， 均属于本发明技术方案 的保护范围。 说 明 书 6/6 页 9 CN 105326519 B 9 图1 图2 说 明 书 附 图 1/8 页 10 CN 105326519 B 10 图3 图4 图5a 说 明 书 附 图 2/8 页 11 CN 105326519 B 11 图5b图5c 图5d 说 明 书 附 图 3/8 页 12 CN 105326519 B 12 图6a 说 明 书 附 图 4/8 页 13 CN 105326519 B 13 图6b 说 明 书 附 图 5/8 页 14 CN 105326519 B 14 图7 图8 图9 说 明 书 附 图 6/8 页 15 CN 105326519 B 15 图10 说 明 书 附 图 7/8 页 16 CN 105326519 B 16 图11 说 明 书 附 图 8/8 页 17 CN 105326519 B 17 。