本发明涉及医学图像处理领域， 特别是涉及一种应用于 PET系统中医 学图像的衰减校正方法及装置。

背景技术

在 PET ( Positron Emission Computed Tomography, 正电子发射型计算 机断层显像）设备扫描过程中， 每个患者一般需要进行两次扫描， 一次是 发射 ( Emissio ) 扫描， 另一次是透射 ( Transmission )扫描。 Emission扫 描釆集到的数据大体上反应了药物在患者体内 的分布情况， 但是没有经过 衰减校正， 所以存在定量不准确的问题； Transmission扫描采集到的数据是 专门用于生成衰减弦图， 以对 Emission扫描得到的数据进行衰减校正的。 使用 PET设备进行心脏检查时， Emission的扫描数据可以反映药在患者体 内的分布， 扫描大约耗时 4分钟； 而 Transmission扫描则会大约耗时 30分 钟， 这样才能得到相对准确的扫描图像。

在现有技术的衰减校正方法中， 为了减少 Transmission扫描的时间却 又得到较为准确的图像， 采用了分割衰减校正算法 （ SAC , Segmented Attenuation Correction ),该方法先† Transmissio 的扫 4 数据进行滤波反投 影 （FBP ) 重建， 再将 FBP的重建图像按照图像像素值的大小划分为組 织 区域、 肺区域、 床板区域和空气区域， 这四个区域的四种密度不同， 也表 示四种不同的衰减系数， 对各区域的像素赋对应的值， 之后再对赋值后的 图像进行正向投影， 利用得到的衰减弦图对 Emission的扫描数据进行衰减 校正。

但是，采用上述的衰减校正方法还是会导致一 个床位需要 10分钟以上 的时间， 而如果对患者进行全身扫描则需要一个小时以 上， 还是存在针对 PET设备扫描的医学图像的衰减校正的效率低下 的问题， 因此， 如何提出 一种创新的医学图像的衰减校正方法， 在减少 Transmission扫描时间的情 况下， 也能够保证衰减校正后的图像精度， 进而提升设备的投入产出比， 并减轻患者因扫描带来的心里和生理方面的不 适感。 发明内容 本发明所要解决的技术问题是， 提供一种 PET 系统中医学图像的衰减 校正方法， 以保证在减少 Transmi ss ion扫描时间的情况下， 也能够保证衰 减校正后的图像精度。

本发明的另一个目的是将上述构思应用于具体 的应用环境中， 提供一 种 PET系统中医学图像的衰减校正装置， 从而保证该方法的实现和应用。

为解决上述技术问题， 本发明实施例提供了一种 PET系统中图像的衰 减校正方法， 包括：

获取当前 PET设备的透射 Transmission扫描弦图数据；

对所述 Transmission扫描弦图数据采用基于贝叶斯模型的 有序子集最 大期望值 OSEM-B方法以及滤波反投影 FBP方法进行重建， 分别得到 OSEM-B衰减图像和第一 FBP衰减图像；

将所述 OSEM-B衰减图像和第一 FBP衰减图像进行加权以获取有效衰 减图像；

采用依据所述有效衰减图像生成的衰减弦图对 所述当前 PET设备的发 射 Emission扫描弦图数据进行衰减校正。

优选的，所述将所述 OSEM-B衰减图像和第一 FBP衰减图像进行加权以 获取有效衰减图像， 具体包括：

, .Final _ OSEM-B ₍ FBP

采用公式^ ^/ 计算所述有效衰减图像的 有效衰减系数； 其中， ^ ^£ΛΜ 为 OSEM-B衰减图像的衰减系数， 为 FBP衰减图像的 衰减系数， "为加权参数。 优选的， 所述"的获取方式具体为：

获取所述当前 PET设备出厂前进行 Transmission设备固有噪声扫描的弦 图数据， 并对所述噪声扫描的弦图数据进行 FBP重建， 以得到第二 FBP衰减 图像；

提取所述有效衰减图像的第一组织区域以及所 述笫二 FBP衰减图像的 第二组织区域；

利用所述第一组织区域和第二组织区域的直方 图计算所述 ^a 。

优选的， 所述利用所述第一組织区域和第二组织区域的 直方图计算所 述"具体为： 中，

区域的直方图。

优选的， 所述对所述 Transmission扫描弦图数据采用基于贝叶斯模型的 有序子集最大期望值 OSEM-B方法进行重建， 具体包括：

采用有序子集最大期望值 OSEM方法获取所述 Transmission扫描弦图数 据的初始衰减图像的初始衰减系数 μ ^{η ραΛ} ； 将所述初始衰减 系数 μ】 - 与 贝 叶斯模型 按照公式

. . new \ . . new part , , ,

j = Uj ) j ~ 进行结合， 以获取 OSEM-B衰减图像 的衰减系数；

其中， 所述 ^w 。^为水的衰减系数。

本发明还提供了一种 PET系统中图像的衰减校正装置， 包括： 获取源数据模块， 用于获取当前 PET设备的透射 Transmission扫描弦图 数据；

OSEM-B重建模块， 用于对所述 Transmission扫描弦图数据采用基于贝 叶斯模型的有序子集最大期望值 OSEM-B方法进行重建，得到 OSEM-B衰减 图像；

FBP重建模块， 用于对所述 Transmission扫描弦图数据釆用滤波反投 影 FBP方法进行重建， 得到第一 FBP衰减图像；

加权计算模块， 用于将所述 OSEM-B衰减图像和第一 FBP衰减图像进 行加权以获取有效衰减图像；

衰减校正模块， 用于采用依据所述有效衰减图像生成的衰减弦 图对所 述当前 PET设备的发射 Emission扫描弦图数据进行衰减校正。 优选的， 所述加权计算模块， 具体用于：

..Final _ OSEM-B ₍ 、 FBP

采用公式^ ^/ — + ^ ~ θί)μ 计算所述有效衰减图像的 有效衰减系数； 其中， — 为 OSEM-B衰减图像的衰减系数， 为 FBP衰减图像 的衰减系数， "为加权参数。

优选的， 采用如下模块获取所述 "：

获取模块， 用于获取所述当前 PET设备出厂前进行 Transmission设备固 有噪声扫描的弦图数据， 并对所述噪声扫描的弦图数据进行 FBP重建， 以 得到第二 FBP衰减图像；

提取模块， 用于提取所述有效衰减图像的第一组织区域以 及所述第二 FBP衰减图像的第二组织区域；

计算模块， 用于利用所述第一组织区域和第二组织区域的 直方图计算 所述 。

优选的， 所述计算模块， 具体用于采用最小均方误差的计算公式 mm ^Hlst Final ~ ^Hist Lang

计算"， 其中， 所述 ^Hist ^为所述第一组织区 域的直方图， 所述 ^Ηί 为所述第二組织区域的直方图。

优选的， 所述 OSEM-B重建模块， 具体包括：

第一获取子模块， 用于采用有序子集最大期望值 OSEM方法获取所述

, ^ 、 - .new part

Transmission短时扫描弦图数据的初始衰减图像 的初始哀减系数 ^ ― ； 第二获取子模块， 用于将所述初始衰减系数 与贝叶斯模型 a)

. .new 1 -, \ . .new part

按照公式 ^ ⁼ { ^[ ~ ^a j ) j ― + · ^。 进行结合， 以获取 0SEM-B 衰减图像的衰减系数；

其中， 所述^" ^为水的衰减系数。

从上述的技术方案可以看出， 本发明实施例不仅采用 FBP方法对 Transmission短时间内的扫描弦图数据进行重建， 还采用 OSEM-B对 Transmission短时间内的扫描弦图数据进行重建， 并将两者的重建结果做加 权和， 最终得到的有效衰减系数再对 Emission扫描弦图数据进行衰减校正 时， 在同时使得衰减图像质量达到较长时间进行 Transmission扫描的质量精 度， 可以减少 Transmission的扫描时间， 例如本发明实施例一开始只需要执 行 4分钟的 Transmission扫描， 即可使最终衰减校正后的图像精度达到现有 技术中采用分割衰减校正进行 8分钟 Transmission扫描的精度。 附图说明 为了更清楚地说明本申请实施例或现有技术中 的技术方案， 下面将对 实施例或现有技术描述中所需要使用的附图作 简单地介绍， 显而易见地， 下面描述中的附图仅仅是本申请中记载的一些 实施例， 对于本领域普通技 术人员来讲， 在不付出创造性劳动的前提下， 还可以根据这些附图获得其 他的附图。

图 1为本发明方法实施例的流程图；

图 2为本发明方法实施例中 0SEM-B重建的流程图；

图 3为本发明方法实施例中步骤 103的流程图；

图 4为 NEMA测试的图像质量曲线示意图；

图 5为 NEMA测试的肺错误率曲线示意图；

图 6为本发明装置实施例的结构示意图；

图 7为本发明装置实施例中 OSEM-B重建模块 602的结构示意图； 图 8为本本发明装置实施例中计算加权参数"的结� ��示意图。 具体实施方式 为了使本技术领域的人员更好地理解本发明方 案， 下面将结合本发明 实施例中的附图， 对本发明实施例中的技术方案进行清楚、 完整地描述， 显然， 所描述的实施例仅是本发明一部分实施例， 而不是全部的实施例。 基于本发明中的实施例， 本领域普通技术人员在没有做出创造性劳动前 提 下所获得的所有其他实施例， 都属于本发明保护的范围。

参见图 1， 示出了本发明的一种应用于 PET系统中医学图像的衰减校 正方法实施例的流程图， 可以包括以下步骤：

步骤 101 : 获取当前 PET设备的透射 Transmission扫描弦图数据。 针对一台 PET设备， 本发明实施例需要针对其透射（ Transmission )扫 描弦图数据进行衰减校正，首先在该 PET设备进行 Transmission扫描之后， 获取其 Transmission扫描弦图数据。 在本实施例中， 本步骤中的扫描弦图 数据可以是很短时间内进行 Transmission扫描得到的。 例如， 可以只进行 4 分钟的 Transmission扫 4 即可。

步骤 102:分别对所述 Transmission扫描弦图数据釆用基于贝叶斯模型 的有序子集最大期望值 OSEM-B方法以及滤波反投影 FBP方法进行重建， 分别得到 OSEM-B衰减图像和第一 FBP衰减图像。

本实施例与现有技术不同的是， 本实施例中对 Transmission扫描弦图数 据不仅要进行滤波反投影 （FBP ) 方法进行重建， 还需要采用基于贝叶斯 模型的有序子集最大期望值 ( Ordered Subset Expectation Maximization- Bayesian, OSEM-B ) 方法对其进行重建。

其中， OSEM-B是一种在 Emission重建或者 Transmission重建时经常使 用的迭代方法， 该方法分别通过前向和后向投影并结合贝叶斯 模型约束， 可以重建出准确而均匀的衰减图像。参考图 2所示，本步驟中对 Transmission 扫描弦图数据采用 OSEM-B方法进行重建， 具体可以包括以下步驟：

步骤 201 :采用 OSEM方法获取所述 Transmission扫描弦图数据的初始衰 减图像的初始衰减系数 。

本实施例中所介绍的 OSEM-B算法分为两个部分，首先进行 OSEM方法 的计算， 再与贝 式 （ 1 ) 所示：

其中， 表示得到的初始衰减图像的初始衰减系数， y表示某奈响应线 上的衰减量， 表示某条响应线穿过某个像素的长度， 即是响应线 i与像素 1的相交长度； s表示角度子集， 下标 J分别表示哪条响应线和哪个像素。 这里的响应线指的是一对像素之间的连线， 例如一条响应线穿过的图像像 素值从 100减少为 90， 那该条响应线上的衰减量就是 1-00; 角度子集指的 是图像在各个方向上的子集， 例如图像有 256个方向上的投影， 共分 8个 子集， 那么一个子集就有 32个投影。 此外， 在公式 （ 1 ) 中， 上一次 进行重建的迭代结果， 而 y可以是测量值， 是系统矩阵。

, .new part ,

步骤 202: 将所述初始衮减系数 与贝叶斯模型 按照公式

, , new 1 \ _fi new part . „, . ,

Mj = ^ ^[ ~ j) j ^{+ <} ¾ ^«ter进行结合， 以获取 OSEM-B衰减图 像的衰减系数； 其中， 所述 ^为水的衰减系数。

在本实施例中， 贝叶斯模型如公式 （2) 所示：

a j = ₀ exp[-(/; ^w - f I β ² ] ₍₂₎ 公式 （2)是一个类似高斯函数形式的模型， 其中， " [01]是一个参 数， 可以看出， 当^ ^¾ 越接近^" ^时， °·越趋近于"。。 而 PET设备的光子能量为 511KeV,其衰减图中除了肺部和骨骼之外， 其他部分的衰减值与水非常接近， OSEM可以与贝叶斯模型按照公式 （3) 结合起来：

公式 （3)得到的就是 OSEM-B算法重建出的 OSEM-B衰减图像的衰 减系数， 但是不能直接用于衰减校正。 因为 OSEM-B衰减图像组织部分的 衰减值过于平滑， 而正常的人体都会有波动， 但是公式（3)算出来的衰减 值没有波动，这就失去了很多由于系统噪声和 校正算法所产生的图像细节。 这样一来， Transmission扫描和 Emission扫描的图像噪声分布就不匹配， 如果用公式 （3) 直接进行 Emission扫描弦图数据的衰减校正， 就会放大 系统噪声。 实际上， PET设备采集的弦图数据中噪声比较多， 弦图数据本来就不 会特别均匀， 可以认为是系统特性。 如果经过公式（3 )过度的平滑处理之 后， 会造成 Transmission和 Emission弦图数据的分布不一致， 直接用于衰 减校正可能会使图像定量不准或者出现伪影， 所以要执行步骤 103 的加权 步骤， 以减少系统噪声的引入， 使得衰减系数更为真实。

步骤 103： 将所述 O SEM-B衰减图像和第一 FBP衰减图像进行加权以 获取有效衰减图像。

本步骤釆用公式（4 ) 中 OSEM-B与 FBP重建结果加权的形式计算所 述有效衰减图像的有效衰减系数；

μ ^Μηαί = αμ醒- ^Β + (1 - α)μ ^ΡΒΡ ( ₄ ) 其中， μ 为 OSEM-B衰减图像的衰减系数， 为 FBP衰减图像 的衰减系数， "为加权参数， 即为有效衰减系数。 其中， "的取值范围为大于 0且小于 1， 因为 FBP重建的 FBP衰减图 像的噪声较多， 优选情况下， 为了不引入太多噪声， 可以使 更贴近

. .OSEM-B ^

〃 ， 所以 ^a 可以取靠近 1的小数。

其中， 参考图 3 , 所述"的获取方式具体可以包括以下步骤： 步骤 301 : 获取所述当前 PET设备出厂前进行 Transmission设备固有 噪声扫描的弦图数据， 并对所述设备固有噪声扫描的弦图数据进行 FBP重 建， 以得到第二 FBP衰减图像。 对于加权过程中的参数"的选择， 本发明实施例提供了一种如下所示 的自适应选择方法。 因为 PET设备比较复杂， 每一台的 PET系统噪声的分 布都有区别，所以，在每台 PET出厂前，都会进行一次长时间的 Transmission 设备固有噪声扫描， 利用 Transmission设备固有噪声扫描的弦图数据， 并 对设备固有噪声扫描的弦图数据进行 FBP重建，可以得到第二 FBP衰减图 像。 步骤 302: 提取所述有效衰减图像的第一组织区域以及所 述第二 FBP 衰减图像的第二组织区域。 那么每次在进行步骤 101 的短时间 Transmission扫描时， 就可以先将 组织区域从有效衰减图像和第二 FBP衰减图像中分割出来。 步驟 303 : 利用所述第一组织区域和第二组织区域的直方 图计算所述 a 然后分别统计两个图像中组织区域的直方图 ^,„。,和^ ^。 因为图像 中一个区域的噪声比较多时， 直方图就会比较宽， 所以为了使最后的有效 衰减图像和第二 FBP衰减图像更接近， 所以建立公式（ 5 ) 所示的目标函 数： a - mm ^Hist Final ~ ^Hist Long ( 5 ) 其中， 所 i^ Hist _Fmai 为所述第一组织区域的直方图， 所述 为所述第 二组织区域的直方图。

公式 （ 5 ) 利用的是最小均方误差拟合法， 因为公式（ 5 ) 中的 Hist _Final 和公式（4 ) 中的 ^ηα '都是关于有效衰减图像的参数， 所以将公式 （4 ) 和 公式 （5 ) 进行结合可以消去有效衰减图像的特征， 即可求出"的值。

步驟 104:采用依据所述有效衰减图像生成的衰减弦� �对所述当前 PET 设备的发射 Emission扫描弦图数据进行衰减校正。

在步骤 103得到有效衰减图像的有效衰减系数之后， 可以对其进行正 向投影以生成有效衰减弦图， 再使用该有效衰减弦图对上述 PET设备的发 射 （Emission ) 扫描弦图数据进行衰减校正。

本发明实施例通过将 OSEM-B衰减图像和 FBP衰减图像进行加权， 并釆 取加权之后获得的有效衰减系数 μ ^ηα1 进行衰减校正， 这样可以使得即便是在 步骤 101中进行 Transmission扫描的时间很短 (现有技术是 8分钟， 而本发明 实施例可以仅为 4分钟） ， 也能使衰减校正后的 Emission扫描弦图数据的系 统噪声更小， 图像精度也与现有技术中进行 8分钟 Transmission扫描的图像精 度很接近。 可见， 本发明实施例可以通过加权的方式， 达到使用很短时间的 Transmission扫描弦图数据就能得到和长时间 Transmission扫描极为近似的结 果的目的。

为了验证本发明实施例相对于现有技术中 SAC方法的优势， 下面给出分 别采用相同时间的 Transmission 扫描弦图数据对本方法与 SAC 方法进行 NEMA (美国电气制造商协会） 测试的效果示意图。 其中， 图 4为 NEMA图 像质量曲线示意图， 在图 4中， 横坐标代表 Transmission扫描时间， 纵坐标代 表质量值， 实线代表本发明实施例的曲线， 而虚线则是现有技术中的 SAC方 法的曲线， 图中的 d表示脑膜体的热源的直径， 分别给出了 d为 10、 13、 17、 22、 28和 37的六个曲线。从图 4中可以看出，当脑膜体的热源的直径大于 PET 的分辨率时，使用本发明实施例对较短扫描时 间的数据重建出的图像质量优于 SAC的结果。

图 5为 NEMA的肺错误率曲线示意图， 在肺部没有药品分布， 为冷区， 并且根据本发明实施例的计算方式可知非错误 率的曲线越低则说明效果越好。 而在图 5中， 横坐标代表 Transmission扫描时间， 纵坐标为肺错误率， 图 5中 分別给出了衰减校正后的图像切片序号（slice )为 27、 30、 33、 36和 39时的 肺错误率曲线。 可以从图 5中看出， 使用本发明实施例进行衰减校正， 可以看 出肺错误率大幅度低于现有技术中的 SAC方法， 200s的数据已经明显优于现 有技术的 SAC方法进行 Transmission长时间扫描的数据。

通过以上的方法实施例的描述， 所属领域的技术人员可以清楚地了解到 本发明可借助软件加必需的通用硬件平台的方 式来实现， 当然也可以通过硬 件， 但很多情况下前者是更佳的实施方式。基于这 样的理解， 本发明的技术方 案本质上或者说对现有技术做出贡献的部分可 以以软件产品的形式体现出来， 该计算机软件产品存储在一个存储介盾中，包 括若干指令用以使得一台计算机 设备（可以是个人计算机， 服务器， 或者网络设备等）执行本发明各个实施例 所述方法的全部或部分步骤。 而前述的存储介质包括： 只读存储器（ROM )、 随机存取存储器（ RAM )、 磁碟或者光盘等各种可以存储程序代码的介质 。

相应于上面的方法实施例， 本发明实施例还提供一种 PET系统中医学 图像的衰减校正装置。 参见图 6, 示出了一种 PET系统中医学图像的衰减 校正装置实施例的结构示意图， 可以包括：

获取源数据模块 601， 用于获取当前 PET设备的透射 Transmission扫 描弦图数据；

OSEM-B重建模块 602,用于对所述 Transmission扫描弦图数据釆用基 于贝叶斯模型的有序子集最大期望值 OSEM-B 方法进行重建， 得到 OSEM-B衰减图像；

其中， 所述 OSEM-B重建模块 602, 参考图 7所示， 具体可以包括： 第一获取子模块 701 , 用于采用有序子集最大期望值 OSEM方法获取所 述 Transmission短时扫描弦图数据的初始衰减图像的 初始衰减系数

- .new _ part

〃7 一 ；

part

第二获取子模块 702,用于将所述初始衰减系数 与贝叶斯模型 a〗按照公式 μ 二 0— )μ^ ^η - ^ραη + ^ _water 进行结合， 以获取

0SEM-B衰减图像的衰减系数； 其中， 所述 ^μ 为水的衰减系数。

FBP重建模块 603 ,用于对所述 Transmission扫描弦图数据采用滤波反 投影 FBP方法进行重建， 得到第一 FBP衰减图像； 加权计算模块 604 , 用于将所述 OSEM-B衰减图像和 FBP衰减图像进 行加权以获取有效衰减图像； 所述加权计算模块 404 , 具体可以用于：

..Final _ OSEM-B ι FBP

釆用公式 — + ί-^)μ 计算所述有效衰减图像的 有效衰减系数； 其中， ^ ^为 OSEM-B衰减图像的衰减系数， ™ ³ 为 FBP 衰减图像的衰减系数， "为加权参数。

参考图 8所示， 是在实际应用中计算所述 的结构示意图， 包括： 获取模块 801 , 用于获取所述当前 PET设备出厂前进行 Transmission 设备固有噪声扫描的弦图数据， 并对所述噪声扫描的弦图数据进行 FBP重 建， 以得到第二 FBP衰减图像；

提取模块 802 ,用于提取所述有效衰减图像的第一组织区域� �及所述第 二 FBP衰减图像的笫二组织区域；

计算模块 803 ,用于利用所述第一组织区域和第二组织区域� �直方图计 算所述 。

所述计算模块 803， 具体可以用于采用最小均方误差的计算公式

"=ι ίη||^¾„。/ - ' ¾J|计算"， 其中， 所述 H^ _F 为所述第一组织区 域的直方图， 所述 ^His 为所述第二組织区域的直方图。

衰减校正模块 605 , 用于采用依据所述有效衰减图像生成的衰减弦 图对所 述当前 PET设备的发射 Emission扫描弦图数据进行衰减校正。

本发明实施例的衰减校正装置， 可以通过加权计算模块 604将 OSEM-B 衰减图像和 FBP 衰减图像进行加权， 并釆取加权之后获得的有效衰减系数 μ ^Ρίηα1 进行衰减校正， 这样可以使得即便是进行 Transmission扫描的时间很短 (现有技术是 8分钟， 而本发明实施例可以仅为 4分钟 )， 也能使衰减校正后 的 Emission扫描弦图数据的系统噪声更小， 图像精度也与现有技术中进行 8 分钟 Transmission扫描的图像精度很接近。 可见， 本发明实施例可以通过加权 的方式， 达到使用 4艮短时间的 Transmission扫描弦图数据就能得到和长时间 Transmission扫描极为近似的结果的目的。

可以理解的是， 本发明可用于众多通用或专用的计算系统环境 或配置中。 例如： 个人计算机、 服务器计算机、 手持设备或便携式设备、 平板型设备、 多 处理器系统、 基于微处理器的系统、 置顶盒、 可编程的消费电子设备、 网络 PC、 小型计算机、 大型计算机、 包括以上任何系统或设备的分布式计算环境 等等。

本发明可以在由计算机执行的计算机可执行指 令的一般上下文中描述，例 如程序模块。一般地，程序模块包括执行特定 任务或实现特定抽象数据类型的 例程、 程序、 对象、 组件、 数据结构等等。 也可以在分布式计算环境中实践本 发明，在这些分布式计算环境中， 由通过通信网络而被连接的远程处理设备来 执行任务。在分布式计算环境中，程序模块可 以位于包括存储设备在内的本地 和远程计算机存储介质中。

需要说明的是， 在本文中，诸如第一和第二等之类的关系术语 仅仅用来将 一个实体或者操作与另一个实体或操作区分开 来，而不一定要求或者暗示这些 实体或操作之间存在任何这种实际的关系或者 顺序。 而且， 术语 "包括'，、 "包 含"或者其任何其他变体意在涵盖非排他性的� �含，从而使得包括一系列要素 的过程、 方法、 物品或者设备不仅包括那些要素， 而且还包括没有明确列出的 其他要素， 或者是还包括为这种过程、 方法、 物品或者设备所固有的要素。 在 没有更多限制的情况下， 由语句 "包括一个…… " 限定的要素， 并不排除在包 括所述要素的过程、 方法、 物品或者设备中还存在另外的相同要素。

对于装置实施例而言， 由于其基本对应于方法实施例， 所以相关之处 参见方法实施例的部分说明即可。 以上所描述的装置实施例仅仅是示意性 的， 其中所述作为分离部件说明的单元可以是或者 也可以不是物理上分开 的， 作为单元显示的部件可以是或者也可以不是物 理单元， 即可以位于一 个地方， 或者也可以分布到多个网络单元上。 可以根据实际的需要选择其 中的部分或者全部模块来实现本实施例方案的 目的。 本领域普通技术人员 在不付出创造性劳动的情况下， 即可以理解并实施。

以上所述仅是本发明的具体实施方式， 应当指出， 对于本技术领域的 普通技术人员来说， 在不脱离本发明原理的前提下， 还可以做出若干改进 和润饰， 这些改进和润饰也应视为本发明的保护范围。