本公開(kāi)涉及一種心電檢測(cè)系統(tǒng)，尤其涉及一種縮短模擬信號(hào)傳遞距離的心電檢測(cè)系統(tǒng)。
背景技術(shù)：
：人體心電信號(hào)的主要頻率范圍為0.05Hz～100Hz，幅度約為0～4mV，信號(hào)十分微弱。由于心電信號(hào)中通常混雜有其它生物電信號(hào)，加之體外以50Hz工頻干擾為主的電磁場(chǎng)的干擾，使得心電噪聲背景較強(qiáng)，測(cè)量條件比較復(fù)雜?，F(xiàn)代心電檢測(cè)系統(tǒng)都分為模擬部分和數(shù)字部分，圖1所示的傳統(tǒng)心電監(jiān)測(cè)系統(tǒng)的模擬部分的模塊示意圖。如圖1所示，通過(guò)帶通濾波(包括高通濾波、50赫茲陷波以及低通率波)，消除原始心電信號(hào)中的大部分噪音，并向模數(shù)轉(zhuǎn)換器(ADC)輸入經(jīng)過(guò)濾波之后的信號(hào)。心電信號(hào)由于頻率低、信號(hào)小，由于供電網(wǎng)絡(luò)無(wú)所不在，通過(guò)周圍儀器設(shè)備以及人體內(nèi)的分布電容混淆在心電信號(hào)之中，以位移電流的形式引入，其強(qiáng)度足以淹沒(méi)有用的心電信號(hào)。因此50Hz的工頻干擾最普遍也特別嚴(yán)重，是心電信號(hào)的主要干擾來(lái)源。為了去除人體或者測(cè)量系統(tǒng)中的工頻50Hz干擾，需要用帶阻濾波器(即陷波器)予以抑制。但是這種模擬前端部分的濾波過(guò)程，尤其是其低通濾波和50赫茲陷波處理會(huì)導(dǎo)致電路復(fù)雜、濾出掉原本屬于心電信號(hào)的有效部分，導(dǎo)致信號(hào)失真和相位失真，并且增加成本。同時(shí)，傳統(tǒng)的心電檢測(cè)系統(tǒng)，使用MCU中自帶(嵌入)的ADC對(duì)來(lái)自心電電極的模擬信號(hào)進(jìn)行模數(shù)轉(zhuǎn)換(ADC)，由于傳統(tǒng)的MCU被安裝在距離電極比較遠(yuǎn)的地方，這導(dǎo)致ADC距離電極也比較遠(yuǎn)，以至于在模擬信號(hào)從被采集開(kāi)始到被傳輸?shù)侥?shù)轉(zhuǎn)換單元之前會(huì)被疊加各種外部噪聲，導(dǎo)致輸入到ADC的信噪比不高，影響了后續(xù)的顯示、處理和心電的監(jiān)測(cè)結(jié)果。而且這些前置的硬件濾波器本身也會(huì)產(chǎn)生電路噪聲疊加在心電信號(hào)中。為此，人們盡可能提高這些前置的硬件濾波器本身性能以避免其自身產(chǎn)生的電路噪聲疊加在心電信號(hào)中，同時(shí)對(duì)包含這些前置的硬件濾波器的前端傳輸路徑進(jìn)行各種屏蔽，以防止周圍的噪聲信號(hào)疊加在心電信號(hào)中。這顯然會(huì)增加心電檢測(cè)系統(tǒng)的制造成本。因此，人們希望獲得一種在進(jìn)行模數(shù)轉(zhuǎn)換之前使得原始采集的心電信號(hào)盡可能不受外界噪聲，特別是工頻干擾，影響的模擬心電信號(hào)，從而為后續(xù)的信號(hào)處理提供良好的信號(hào)輸入。技術(shù)實(shí)現(xiàn)要素：為了解決現(xiàn)有技術(shù)中的上述問(wèn)題，本公開(kāi)的心電檢測(cè)系統(tǒng)提供了一種盡可能縮短數(shù)模轉(zhuǎn)換單元與心電電極的傳輸距離的技術(shù)手段。根據(jù)本公開(kāi)的心電檢測(cè)系統(tǒng)，包括：心電傳感器，感測(cè)用戶的心電信號(hào)；儀表放大器，接收來(lái)自心電傳感器的心電信號(hào)并進(jìn)行放大處理；模數(shù)轉(zhuǎn)換器，接收來(lái)自儀表放大器的輸出信號(hào)并將模擬信號(hào)轉(zhuǎn)換成數(shù)字信號(hào)；以及信號(hào)處理器，接收來(lái)自模數(shù)轉(zhuǎn)換器的心電數(shù)字信號(hào)并進(jìn)行處理后輸出用戶的心電波形圖。根據(jù)本公開(kāi)的心電檢測(cè)系統(tǒng)，其中所述心電傳感器包括第一上肢電極、第二上肢電極以及下肢柔性電極，都布置在一個(gè)床墊的三個(gè)分開(kāi)的部分，使得用戶在臥于床墊上時(shí)，第一上肢電極和第二上肢電極與人體上肢接觸采集人體心電信號(hào)，而下肢柔性電極與人體下肢接觸，向右腿驅(qū)動(dòng)電路的輸入端輸入右腿驅(qū)動(dòng)信號(hào)。根據(jù)本公開(kāi)的心電檢測(cè)系統(tǒng)，其中所述下肢柔性電極的寬度可覆蓋人體的全部下肢。根據(jù)本公開(kāi)的心電檢測(cè)系統(tǒng)，其中第一上肢電極、第二上肢電極、以及下肢柔性電極為銀纖維電極。根據(jù)本公開(kāi)的心電檢測(cè)系統(tǒng)，其中第一上肢電極、第二上肢電極、以及下肢柔性電極是長(zhǎng)方形且互相平行，并且第一上肢電極、第二上肢電極、以及下肢柔性電極與所述床墊的頭部平行。根據(jù)本公開(kāi)的心電檢測(cè)系統(tǒng)，其中所述第一上肢電極和第二上肢電極寬度為10厘米至15厘米。根據(jù)本公開(kāi)的心電檢測(cè)系統(tǒng)，其中第一上肢電極、第二上肢電極、以及下肢柔性電極相鄰兩者之間的間隔為15厘米至20厘米，間隔部分由棉織物構(gòu)成。附圖說(shuō)明此處的附圖被并入說(shuō)明書(shū)中并構(gòu)成本說(shuō)明書(shū)的一部分，示出了符合本公開(kāi)的實(shí)施例，并與說(shuō)明書(shū)一起用于解釋本公開(kāi)的原理。圖1所示的是現(xiàn)有心電檢測(cè)系統(tǒng)的模塊示意圖。圖2所示的是根據(jù)本公開(kāi)的心電檢測(cè)系統(tǒng)的原理示意圖。圖3所示的根據(jù)本公開(kāi)的心電檢測(cè)系統(tǒng)的模塊示意圖。圖4所示的基于現(xiàn)有心電檢測(cè)系統(tǒng)和根據(jù)本公開(kāi)的檢測(cè)系統(tǒng)的輸出的信號(hào)中工頻干擾噪音幅值的對(duì)比曲線。圖5所示的是傳統(tǒng)心電信號(hào)檢測(cè)系統(tǒng)所檢測(cè)的ECG信號(hào)的例子。圖6所示的根據(jù)本公開(kāi)心電信號(hào)檢測(cè)系統(tǒng)所檢測(cè)的ECG信號(hào)的例子。。具體實(shí)施方式這里將詳細(xì)地對(duì)示例性實(shí)施例進(jìn)行說(shuō)明，其示例表示在附圖中。下面的描述涉及附圖時(shí)，除非另有表示，不同附圖中的相同數(shù)字表示相同或相似的要素。以下示例性實(shí)施例中所描述的實(shí)施方式并不代表與本公開(kāi)相一致的所有實(shí)施方式。相反，它們僅是與如所附權(quán)利要求書(shū)中所詳述的、本公開(kāi)的一些方面相一致的裝置和方法的例子。在本公開(kāi)使用的術(shù)語(yǔ)是僅僅出于描述特定實(shí)施例的目的，而非旨在限制本開(kāi)。在本公開(kāi)和所附權(quán)利要求書(shū)中所使用的單數(shù)形式的“一種”、“所述”和“該”也旨在包括多數(shù)形式，除非上下文清楚地表示其他含義。還應(yīng)當(dāng)理解，本文中使用的術(shù)語(yǔ)“和/或”是指并包含一個(gè)或多個(gè)相關(guān)聯(lián)的列出項(xiàng)目的任何或所有可能組合。應(yīng)當(dāng)理解，盡管在本公開(kāi)可能采用術(shù)語(yǔ)第一、第二、第三等來(lái)描述各種信息，例如第一心電信號(hào)和第二心電信號(hào)，但這些信息不應(yīng)限于這些術(shù)語(yǔ)，第一心電信號(hào)可被稱為第二心電信號(hào)，反之亦然。這些術(shù)語(yǔ)僅用來(lái)將同一類型的信息彼此區(qū)分開(kāi)。取決于語(yǔ)境，如在此所使用的詞語(yǔ)“如果”可以被解釋成為“在……時(shí)”或“當(dāng)……時(shí)”或“響應(yīng)于確定”。為了使本領(lǐng)域技術(shù)人員更好地理解本公開(kāi)，下面結(jié)合附圖和具體實(shí)施方式對(duì)本公開(kāi)作進(jìn)一步詳細(xì)說(shuō)明。圖2所示的是根據(jù)本公開(kāi)的心電檢測(cè)系統(tǒng)的原理示意圖。圖3所示的根據(jù)本公開(kāi)的心電檢測(cè)系統(tǒng)的模塊示意圖。如圖2所示，床墊樣上的上部?jī)蓚€(gè)條狀部分為心電傳感器。在圖3中顯示為心電采集傳感器A和心電采集傳感器B。心電采集傳感器A和心電采集傳感器B可以構(gòu)成一個(gè)電容，二者容性耦合體表的心電電位。當(dāng)使用心電采集墊時(shí)，用戶通常躺臥在使心臟位于心電采集傳感器A和心電采集傳感器B之間的位置，從而使心電采集傳感器A和心電采集傳感器B測(cè)量心臟上、下兩個(gè)位置的電位差。因?yàn)樾碾娦盘?hào)信號(hào)強(qiáng)度弱，易受干擾，所以，采用后面提及的信號(hào)處理器對(duì)心電信號(hào)進(jìn)行進(jìn)一步的處理。例如，首先，將來(lái)自心電采集傳感器A和心電采集傳感器B的心電信號(hào)進(jìn)行放大。然后，將經(jīng)放大的信號(hào)進(jìn)行濾波，以去除干擾噪聲并生成有效的心電信號(hào)。如圖2所示，在心電采集傳感器A和心電采集傳感器B之后各自配置了低通濾波器，即RC濾波器。隨著電子產(chǎn)品日益生活化，各種頻段的無(wú)線電廣播、電視發(fā)射臺(tái)、通訊設(shè)備、雷達(dá)等的工作使空中的電磁波大量增加。這些高頻電磁干擾也可通過(guò)測(cè)量系統(tǒng)與人體連接的導(dǎo)線引入，可能引起測(cè)量結(jié)果的不穩(wěn)定，嚴(yán)重時(shí)會(huì)使測(cè)量系統(tǒng)不能工作。這導(dǎo)致各種場(chǎng)合下電磁干擾越來(lái)越嚴(yán)重，所以心電信號(hào)在采集過(guò)程中不僅有50Hz的工頻干擾和低頻、直流分量的干擾，還有高于人體正常心電高頻部分的頻率的高頻諧波的嚴(yán)重干擾，例如高于100Hz的高頻諧波。此外，信號(hào)處理所采用的電子設(shè)備本身也會(huì)產(chǎn)生儀器噪聲，這類干擾一般具有較高的頻率特性。因此有必要利用RC濾波器進(jìn)行低通濾波。如圖2和3所示，經(jīng)過(guò)RC濾波器進(jìn)行低通濾波后的心電信號(hào)被輸入到儀表放大器進(jìn)行放大處理。儀表放大器通常是前端電路的關(guān)鍵，由于人體的心電信號(hào)具有幅值小、頻率低、易受干擾、不穩(wěn)定、隨機(jī)性強(qiáng)等特點(diǎn)，使得對(duì)心電放大電路的設(shè)計(jì)提出了很嚴(yán)格的要求，尤其是放大器的選擇十分重要。選擇放大器時(shí)需要從增益、頻率響應(yīng)、輸入阻抗、共模抑制比、噪聲、漂移等幾個(gè)方面加以綜合考慮，比如選擇一些高輸入阻抗、低噪聲、低漂移、高增益以及高共模抑制比(CMRR)的差動(dòng)放大器，以防止輸出飽和、使輸出穩(wěn)定、減少共模干擾的傳遞。隨后，如圖2所示儀表放大器的輸出信號(hào)被直接輸出到模數(shù)轉(zhuǎn)換器ADC進(jìn)行模擬信號(hào)向數(shù)字信號(hào)的轉(zhuǎn)換，由此，縮短模擬信號(hào)采集到模數(shù)轉(zhuǎn)換的傳輸距離。盡管圖2所示的心電檢測(cè)系統(tǒng)中儀表放大器直接與ADC相連，但是根據(jù)實(shí)際需要，也可以如圖3所示，在儀表放大器與ADC接入高通濾波器，以便在進(jìn)行模數(shù)轉(zhuǎn)換之前濾除一些低頻部分，消除低頻噪聲。所述高通濾波器濾出頻率為0.05赫茲以下的信號(hào)從而消除基線干擾。例如呼吸引起的基線漂移和ECG(心電信號(hào))幅度改變。呼吸引起的基線漂移可以看成是一個(gè)以呼吸的頻率加入ECG信號(hào)的竇性成分(正弦曲線)。這個(gè)正弦成分的幅度和頻率是變化的。呼吸所引起的ECG信號(hào)的幅值的變化可以達(dá)到15％?；€漂移的頻率約是從0.1Hz一0.3Hz。隨后，數(shù)模轉(zhuǎn)換器ADC將將模擬信號(hào)轉(zhuǎn)換成數(shù)字信號(hào)并輸出進(jìn)行后續(xù)傳輸和處理。如圖2和3所示，信號(hào)處理器MCU接收直接來(lái)自ADC或經(jīng)由電磁隔離電路而來(lái)自ADC的數(shù)字心電信號(hào)并進(jìn)行處理后輸出用戶的心電波形圖。如圖2所示，根據(jù)本公開(kāi)心電檢測(cè)系統(tǒng)床墊狀的心電信號(hào)采集床墊電極。如圖2所示，如圖所示的采集墊從上到下分成五個(gè)部分，第一部分和第三部分為常規(guī)的純棉布作，陰影部分第二部分、第四部分以及第六部分為銀纖維導(dǎo)電布，作為分別作為心電采集傳感器A、心電采集傳感器B、以及下肢柔性電極C，這些電極可以為銀纖維電極。銀纖維導(dǎo)電布A和B可以作為上肢心電電極，下設(shè)置有導(dǎo)電紐扣，可以將纖維導(dǎo)電布的電極部分A和B從人體上采集的電信號(hào)經(jīng)由導(dǎo)聯(lián)檢測(cè)電路傳輸?shù)絻x表放大器。利用心電采集傳感器A和心電采集傳感器B來(lái)測(cè)量人體的心電信號(hào)。為了適應(yīng)人體胸部心電信號(hào)以及腿部信號(hào)的采集，所述心電采集傳感器A和心電采集傳感器B寬度為7厘米至15厘米。這是因?yàn)?，一方面，心電采集傳感器A和心電采集傳感器B在使用時(shí)需要分別位于用戶心臟的兩端，而心臟的上端與肩部的距離是有限的。所以，電極的寬度受到此距離的限制。另一方面，在一定范圍內(nèi)，電極的寬度越寬，則電極與人體的接觸面積越大，波形越清晰，無(wú)雜波。例如，電極的寬度小于7厘米，則床墊所采集的波峰值可能小于1.0伏特，這將給心電信號(hào)參數(shù)的測(cè)量有效性造成困擾。再一方面，電極的寬度越寬，則需要更多的材料來(lái)制造電極，這增加了采集墊的制造成本。權(quán)衡測(cè)量結(jié)果與成本，心電采集傳感器A的寬度和心電采集傳感器B的寬度可選擇為7厘米至15厘米。可選地，心電采集傳感器A的寬度和心電采集傳感器B的寬度相同。發(fā)明人經(jīng)過(guò)實(shí)際測(cè)量發(fā)現(xiàn)，當(dāng)心電采集墊的心電采集傳感器A和心電采集傳感器B寬度為9厘米時(shí)所采集的波峰值約為1.7伏特，而該值對(duì)于心臟生理參數(shù)的測(cè)量來(lái)說(shuō)是足夠的。此外，心電采集傳感器A和心電采集傳感器B的寬度如果從12厘米繼續(xù)增大，波峰值并沒(méi)有相應(yīng)地顯著增加。基于此，優(yōu)選地，心電采集傳感器A的寬度和心電采集傳感器B的寬度為9厘米至12厘米為宜。因此，心電采集傳感器A和心電采集傳感器B的寬度優(yōu)選為12厘米。如圖2所示，心電采集傳感器A、心電采集傳感器B、以及下肢柔性電極相鄰兩者之間的間隔為15厘米至20厘米，所述間隔部分由棉織物構(gòu)成。理論和實(shí)驗(yàn)數(shù)據(jù)表明，心電采集傳感器A與心電采集傳感器B兩者之間的間隔的距離對(duì)于所采集的心電信號(hào)的測(cè)量具有顯著影響。采集心電信號(hào)的心電采集傳感器A和心電采集傳感器B分別位于心臟的上、下兩端獲得的信號(hào)質(zhì)量最好。間隔過(guò)寬或者過(guò)窄會(huì)導(dǎo)致信號(hào)雜波太多或者波幅太小。心電采集墊的電極之間的間隔優(yōu)選距離為15厘米比較適應(yīng)于大多數(shù)人的心臟大小，在這種距離下，采集的心電信號(hào)的波形的波峰明顯，信噪比大。此外，所述心電采集傳感器A、心電采集傳感器B、以及下肢柔性電極的長(zhǎng)度為70厘米至100厘米，優(yōu)選為90厘米長(zhǎng)度。如上所述，人體心電信號(hào)是一種弱電信號(hào)。心電信號(hào)通常會(huì)受到各種噪聲的干擾，例如人體運(yùn)動(dòng)的干擾。本實(shí)施例中，心電采集傳感器A和心電采集傳感器B是長(zhǎng)方形并且分別是一個(gè)整體。這允許人體在采集墊上翻身，同時(shí)保持人體與心電采集傳感器A和心電采集傳感器B具有較大面積接觸。心電采集傳感器A和心電采集傳感器B相互平行，并且心電采集傳感器A和心電采集傳感器B與采集墊的頭部平行。這使得心電采集傳感器A和心電采集傳感器B之間的間隔保持不變。這樣在普通用戶在這種采集墊上睡覺(jué)的時(shí)候翻身也不會(huì)影響到心電信號(hào)的采集。有效保證了測(cè)量結(jié)果的準(zhǔn)確性。第六部分C可以作為腿部驅(qū)動(dòng)電極。作為心電采集電路的銀纖維導(dǎo)電布A、B和C具有較大面積，因此，采集的信號(hào)強(qiáng)度將更大且信號(hào)更穩(wěn)定。此外，心電采集傳感器A和心電采集傳感器B可以包括銀纖維導(dǎo)電織物，也可以銅鎳合金類纖維導(dǎo)電織物。導(dǎo)電織物是導(dǎo)體，可以起到電位差信號(hào)測(cè)量的作用。導(dǎo)電織物不僅可以與人體容性耦合，而且因?yàn)閷?dǎo)電織物相對(duì)較薄，并且具有韌性，其還可以在物理上與采集墊本體較好地貼合，可以使得采集墊更具舒適性。為了使得用戶躺在該采集墊上更舒適，心電采集傳感器A、心電采集傳感器B、下肢柔性電極以及所述主體導(dǎo)電布的銀纖維導(dǎo)電布的厚度為0.5毫米至1.2毫米，優(yōu)選為1毫米，既能保持電極的導(dǎo)電性又能夠保持床單的柔軟度。發(fā)明人對(duì)同一批志愿測(cè)試參與者進(jìn)行了同時(shí)采用兩種系統(tǒng)進(jìn)行了對(duì)比測(cè)試，下面表1顯示了這種測(cè)試結(jié)果。圖4所示的曲線基于下面表1所示的數(shù)據(jù)繪制而成。表1受試者BSBBSB(E)BSB(F)A噪聲幅值(mm)1.120.79B噪聲幅值(mm)5.583C噪聲幅值(mm)1.470.75D噪聲幅值(mm)0.80.77E噪聲幅值(mm)1.971.22F噪聲幅值(mm)2.470.9G噪聲幅值(mm)2.651.68H噪聲幅值(mm)1.421.43I噪聲幅值(mm)1.441.22J噪聲幅值(mm)0.590.65K噪聲幅值(mm)1.131.03M噪聲幅值(mm)0.680.79N噪聲幅值(mm)0.730.85O噪聲幅值(mm)0.90.84P噪聲幅值(mm)0.931Q噪聲幅值(mm)1.741.44表1明顯顯示了采用本公開(kāi)的心電信號(hào)檢測(cè)系統(tǒng)，能顯著降低數(shù)字信號(hào)中的工頻噪聲幅值BSB(F)的高度。圖5所示的是傳統(tǒng)心電信號(hào)檢測(cè)系統(tǒng)所檢測(cè)的ECG信號(hào)的例子。圖6所示的根據(jù)本公開(kāi)心電信號(hào)檢測(cè)系統(tǒng)所檢測(cè)的ECG信號(hào)的例子。比較兩者可以發(fā)現(xiàn)，工頻噪聲幅值顯著降低。因此，根據(jù)本公開(kāi)的分離式ADC在放置在儀表放大器的簡(jiǎn)單處理之后，隔離電路之前，相對(duì)于MCU內(nèi)置ADC，放置在最后級(jí)，更靠近心電采集端，模擬信號(hào)受到干擾途徑顯著變短，使得心電信號(hào)可以更早通過(guò)ADC變?yōu)閿?shù)字信號(hào)，明顯提高了信號(hào)與噪聲之比，從而提高了波形質(zhì)量。綜上所述，與之前的心電監(jiān)測(cè)電路使用集成在微控制器MCU中的ADC對(duì)心電電極信號(hào)進(jìn)行模數(shù)轉(zhuǎn)換不同，本公開(kāi)使用獨(dú)立于MCU的ADC，即在前置心電模擬電路簡(jiǎn)潔處理之后，進(jìn)行模數(shù)轉(zhuǎn)換，使得心電電極輸出的模擬數(shù)據(jù)盡快得以被模數(shù)轉(zhuǎn)換為數(shù)字信號(hào)，這樣在電極和ADC和MCU之間傳輸?shù)闹饕菙?shù)字信號(hào)，這樣的電路布局抗干擾能力強(qiáng)，可以得出更加準(zhǔn)確的心電監(jiān)測(cè)結(jié)果。因此，使用獨(dú)立于MCU，或者叫外掛的ADC，使得其盡可能靠近心電電極，這樣MCU的輸入信號(hào)由之前的模擬心電電極信號(hào)變?yōu)锳DC輸出的數(shù)字信號(hào)，因此提高了心電監(jiān)測(cè)結(jié)果的準(zhǔn)確性。以上結(jié)合具體實(shí)施例描述了本公開(kāi)的基本原理，但是，需要指出的是，對(duì)本領(lǐng)域的普通技術(shù)人員而言，能夠理解本公開(kāi)的方法和裝置的全部或者任何步驟或者部件，可以在任何計(jì)算裝置(包括處理器、存儲(chǔ)介質(zhì)等)或者計(jì)算裝置的網(wǎng)絡(luò)中，以硬件、固件、軟件或者它們的組合加以實(shí)現(xiàn)，這是本領(lǐng)域普通技術(shù)人員在閱讀了本公開(kāi)的說(shuō)明的情況下運(yùn)用他們的基本編程技能就能實(shí)現(xiàn)的。因此，本公開(kāi)的目的還可以通過(guò)在任何計(jì)算裝置上運(yùn)行一個(gè)程序或者一組程序來(lái)實(shí)現(xiàn)。所述計(jì)算裝置可以是公知的通用裝置。因此，本公開(kāi)的目的也可以僅僅通過(guò)提供包含實(shí)現(xiàn)所述方法或者裝置的程序代碼的程序產(chǎn)品來(lái)實(shí)現(xiàn)。也就是說(shuō)，這樣的程序產(chǎn)品也構(gòu)成本公開(kāi)，并且存儲(chǔ)有這樣的程序產(chǎn)品的存儲(chǔ)介質(zhì)也構(gòu)成本公開(kāi)。顯然，所述存儲(chǔ)介質(zhì)可以是任何公知的存儲(chǔ)介質(zhì)或者將來(lái)所開(kāi)發(fā)出來(lái)的任何存儲(chǔ)介質(zhì)。還需要指出的是，在本公開(kāi)的裝置和方法中，顯然，各部件或各步驟是可以分解和/或重新組合的。這些分解和/或重新組合應(yīng)視為本公開(kāi)的等效方案。并且，執(zhí)行上述系列處理的步驟可以自然地按照說(shuō)明的順序按時(shí)間順序執(zhí)行，但是并不需要一定按照時(shí)間順序執(zhí)行。某些步驟可以并行或彼此獨(dú)立地執(zhí)行。上述具體實(shí)施方式，并不構(gòu)成對(duì)本公開(kāi)保護(hù)范圍的限制。本領(lǐng)域技術(shù)人員應(yīng)該明白的是，取決于設(shè)計(jì)要求和其他因素，可以發(fā)生各種各樣的修改、組合、子組合和替代。任何在本公開(kāi)的精神和原則之內(nèi)所作的修改、等同替換和改進(jìn)等，均應(yīng)包含在本公開(kāi)保護(hù)范圍之內(nèi)。當(dāng)前第1頁(yè)1 2 3