龔小競(jìng) 孟 靜 陳健樺 林日強(qiáng) 白曉淞 鄭加祥 宋 亮*

（中國(guó)科學(xué)院深圳先進(jìn)技術(shù)研究院生物醫(yī)學(xué)光學(xué)與分子影像研究室 深圳 518055）

1 引 言

1.1 光聲成像原理

光聲成像技術(shù)是一種新興的生物醫(yī)學(xué)成像模式，是近十年發(fā)展最快的成像方式之一，因其具有高光學(xué)對(duì)比度和大超聲成像深度等優(yōu)點(diǎn)，已成為目前生物醫(yī)學(xué)成像領(lǐng)域的研究熱點(diǎn)。光聲成像基本原理是：利用脈沖激光照射生物組織，當(dāng)組織吸收光能量后受熱膨脹形成瞬時(shí)壓力，產(chǎn)生一個(gè)寬帶的超聲信號(hào)(通常帶寬在幾十甚至上百 MHz)，即光聲信號(hào)。光聲信號(hào)經(jīng)由重建算法反演得到組織光吸收?qǐng)D像，即光聲圖像。

在激發(fā)光參數(shù)不變的情況下，光聲信號(hào)的強(qiáng)度、頻譜與生物組織的光吸收特性緊密相關(guān)。而不同的組織有不同的光吸收特性，因此光聲成像可以針對(duì)組織中特定成分，選擇特定波長(zhǎng)進(jìn)行高對(duì)比的結(jié)構(gòu)成像。進(jìn)一步地結(jié)合光聲光譜技術(shù)，可以定量地分析各種組織成分的變化，精細(xì)地反映極其微小的組織病變及血紅蛋白濃度、血氧濃度、氧代謝率等一系列重要的生理參數(shù)，實(shí)現(xiàn)功能成像。

1.2 光聲成像的種類(lèi)與應(yīng)用

光聲成像具有可靈活結(jié)合大穿透深度和高分辨成像的特點(diǎn)，使其可以采用不同的成像方式，以獲得與應(yīng)用匹配的更優(yōu)質(zhì)圖像。在實(shí)際應(yīng)用中，有三種常見(jiàn)的光聲成像方式：光聲顯微成像技術(shù)(PAM)、光聲計(jì)算層析成像技術(shù)(PACT)、光聲內(nèi)窺成像技術(shù)(PAE)。其中，光聲顯微成像技術(shù)和光聲內(nèi)窺成像技術(shù)的主要目標(biāo)是在毫米級(jí)的成像深度上實(shí)現(xiàn)微米級(jí)的分辨率。而光聲計(jì)算層析技術(shù)的探測(cè)深度和分辨率可在較大范圍內(nèi)變化，既可實(shí)現(xiàn)顯微成像，也可實(shí)現(xiàn)大深度成像。如圖 1 所示，光聲成像可跨尺度地實(shí)現(xiàn)從細(xì)胞器、細(xì)胞到組織、器官的成像，并且均可獲得相匹配的分辨率[1]。

光聲成像技術(shù)憑借其靈活的成像方式、優(yōu)質(zhì)的成像能力、高度的生物安全性，正越來(lái)越受到生物醫(yī)學(xué)成像領(lǐng)域的關(guān)注。近年來(lái)，光聲成像已被證明在眾多生物醫(yī)學(xué)領(lǐng)域具有重要的應(yīng)用價(jià)值，如腫瘤血管新生成像[2]、血紅蛋白和血氧濃度成像[3]、乳腺癌診斷[4]、心腦血管易損斑塊成像等[5]。

圖1 跨尺度光聲成像代表性結(jié)果圖

本文將主要介紹本課題組在光聲成像新技術(shù)中的研究成果，以及光聲成像技術(shù)在臨床應(yīng)用中的研究進(jìn)展。

2 光聲成像中的新技術(shù)

2.1 光聲成像解卷積技術(shù)

光學(xué)分辨率光聲顯微系統(tǒng)(OR-PAM)是光聲顯微的一種主要形式。它采用聚焦的激光光束作為激發(fā)光聲信號(hào)，具有微米甚至是亞微米級(jí)別的橫向分辨能力，其橫向分辨率幾乎完全由激光聚焦的能力決定。

為了進(jìn)一步提高橫向分辨率，一個(gè)簡(jiǎn)單而直接的方法是通過(guò)增加聚焦物鏡的數(shù)值孔徑來(lái)提高系統(tǒng)的光聚焦能力。然而，此方法存在幾個(gè)缺點(diǎn)：第一，高數(shù)值孔徑物鏡對(duì)微小的光學(xué)像差十分敏感，在實(shí)際應(yīng)用中必須在系統(tǒng)中通過(guò)光學(xué)器件進(jìn)行正確的補(bǔ)償；第二，由于聚焦深度反比于數(shù)值孔徑的平方，這意味著增大數(shù)值孔徑的同時(shí)也會(huì)急劇地縮短系統(tǒng)的有效成像深度范圍；第三，物鏡的工作距離會(huì)隨著數(shù)值孔徑的增大而減小。因此，采用增大數(shù)值孔徑的方法雖然可提高成像分辨率，但會(huì)導(dǎo)致成像靈活度的下降。

信號(hào)處理的方法為提高系統(tǒng)分辨率提供了另一種有效途徑。為了提高成像的對(duì)比度與分辨率，解卷積(Deconvolution)算法被廣泛應(yīng)用于多種光學(xué)成像當(dāng)中。本課題組所采用的是常用的 Lucy-Richardson 解卷積算法，將其應(yīng)用于迭代模式下的盲解卷積過(guò)程時(shí)，有效地提高了 OR-PAM 圖像的橫向分辨率和對(duì)比度。與此同時(shí)，由于在系統(tǒng)硬件上沒(méi)有進(jìn)行改動(dòng)，仍然保持了較大的成像深度，有利于對(duì)活體血管精細(xì)結(jié)構(gòu)進(jìn)行光聲成像。

本課題組對(duì)遠(yuǎn)小于系統(tǒng)成像分辨率的石墨烯納米顆粒(直徑約 200 nm)進(jìn)行光聲成像，并對(duì)成像結(jié)果進(jìn)行了解卷積處理。解卷積前后，圖像中的微粒直徑分別為 5.78 μm、3.04 μm，證明該算法有效地實(shí)現(xiàn)了近2 倍的分辨率改善[6]。

接下來(lái)，該算法被用于活體小鼠耳部毛細(xì)血管網(wǎng)絡(luò)的成像改善，對(duì)比結(jié)果如圖 2(a)、(b)所示，從圖中可看出圖像細(xì)節(jié)有了明顯的呈現(xiàn)。在圖 2(c)中，對(duì)比了圖(a)、(b)中 B 處放大后的代表性區(qū)域解卷積前后的情況。經(jīng)對(duì)比發(fā)現(xiàn)毛細(xì)血管經(jīng)過(guò)解卷積處理之后，原先的模糊狀態(tài)得到了有效的消除。而在圖 2(d)和(e)中，可以看出一對(duì)相鄰血管之間的間隔，在解卷積后得到了更為明顯的區(qū)分[6]。

圖2 用 OR-PAM 對(duì)小鼠耳部活體成像結(jié)果

以上結(jié)果表明，結(jié)合盲解卷積算法，能夠在保留成像深度的情況下，進(jìn)一步提高 OR-PAM 的分辨能力。這使其作為一種可對(duì)精細(xì)結(jié)構(gòu)成像并可獲得三維深度信息的成像技術(shù)，可獲得更精準(zhǔn)的生物體細(xì)節(jié)信息，具備更為廣泛的生物醫(yī)學(xué)研究和臨床應(yīng)用前景。

2.2 光聲成像壓縮感知技術(shù)

光聲計(jì)算層析成像易于實(shí)現(xiàn)較大區(qū)域和深層組織成像，具有廣闊的臨床應(yīng)用前景。PACT 成像一般采用超聲陣列獲取光聲信號(hào)，然而為了獲得高質(zhì)量圖像，需要多陣元密集排布，且陣元數(shù)量較大。這種大數(shù)據(jù)量的多路數(shù)據(jù)采集，對(duì)采集系統(tǒng)提出了非?？量痰囊?。目前在多路復(fù)用技術(shù)下，數(shù)據(jù)采集和成像速度較慢，限制了該成像方式的應(yīng)用。

如果能夠降低數(shù)據(jù)空間采樣率，可有效提高光聲數(shù)據(jù)采集和成像速度。此外，高頻超聲陣列價(jià)格昂貴，因此若降低數(shù)據(jù)空間采樣率，可以降低對(duì)超聲陣列的要求，從而減少系統(tǒng)成本。然而，這種基于稀疏陣元的采集方式不能滿(mǎn)足內(nèi)奎斯特采樣定理，傳統(tǒng)方法無(wú)法重建出滿(mǎn)足實(shí)際需要的高質(zhì)量光聲圖像。

壓縮感知理論(Compressed Sensing，CS)由美國(guó)斯坦福大學(xué)的 Candés 和 Donoho 教授于 2006 年正式提出，其核心思想是在遠(yuǎn)低于內(nèi)奎斯特采樣定理的數(shù)據(jù)采樣率下，高質(zhì)量恢復(fù)信號(hào)。近幾年，CS 技術(shù)已經(jīng)廣泛應(yīng)用于信號(hào)處理、醫(yī)學(xué)影像和模式識(shí)別等領(lǐng)域。其中，CS 技術(shù)在磁共振快速成像領(lǐng)域的成功應(yīng)用，體現(xiàn)出其巨大的價(jià)值和潛力。針對(duì)光聲計(jì)算層析成像的數(shù)據(jù)采集和成像速度問(wèn)題，自 2009 年開(kāi)始，許多科研工作者進(jìn)行了壓縮感知光聲成像的探索性研究，并取得了一些有意義的研究成果。

本課題組首先進(jìn)行了基于部分已知支撐(Partially Known Support，PKS)新型壓縮感知理論的在體人手和小動(dòng)物成像[7]。在時(shí)、頻域重建結(jié)果基礎(chǔ)上，將部分已知支撐信息融入重建過(guò)程，實(shí)驗(yàn)對(duì)三倍稀疏采樣下的反投影(Back-Projection，BP)重建結(jié)果、傳統(tǒng) CS結(jié)果和 CS-PKS 重建結(jié)果做了詳細(xì)的比較和分析。分析結(jié)果表明在三倍稀疏采樣下，傳統(tǒng) CS 方法可以獲得更高質(zhì)量的重建圖像，但不能很好地抑制欠采樣噪聲，而 CS-PKS 重建方法獲得了幾乎與原始圖像相同的圖像質(zhì)量和重建精度。

圖3 在體 OR-PACT 小鼠耳血管分布圖

進(jìn)一步地，首次將 CS-PKS 用于光學(xué)分辨率光聲計(jì)算層析系統(tǒng)(OR-PACT)[8]。實(shí)驗(yàn)過(guò)程中，成像系統(tǒng)采用 48 單元線性超聲陣列(配合 8 通道數(shù)據(jù)采集卡)采集光聲信號(hào)。此 OR-PACT 系統(tǒng)與傳統(tǒng) PACT 系統(tǒng)的主要區(qū)別在于光照明是聚焦的，系統(tǒng)用微透鏡陣列實(shí)現(xiàn)對(duì)成像組織的聚焦光線照射(共 20 條聚焦光線，兩條相鄰光線間隔 250 μm，單條光線的聚焦光斑大小為 10 μm)，超聲陣列在組織的另一側(cè)實(shí)現(xiàn)透射式信號(hào)采集。

該系統(tǒng)對(duì)一個(gè)長(zhǎng) 5 mm 的斷面區(qū)域成像需要 25次光照掃描和 25 次數(shù)據(jù)采集，因此數(shù)據(jù)采集量非常大。而本課題組基于 CS-PKS 方法實(shí)現(xiàn)了三倍稀疏欠采樣下的高質(zhì)量在體小動(dòng)物成像(圖 3)，將 ORPACT 的數(shù)據(jù)采集多路復(fù)用比由 6:1 降為 2:1，成像速度與傳統(tǒng)光學(xué)分辨率光聲顯微成像系統(tǒng)相比，大約提高了 10 倍[8]。

壓縮感知理論已經(jīng)成功應(yīng)用于光聲計(jì)算層析成像系統(tǒng)，實(shí)現(xiàn)了時(shí)域和頻域的在體光聲圖像重建。小動(dòng)物和人的在體成像結(jié)果表明：壓縮感知技術(shù)在降低系統(tǒng)成本、提高數(shù)據(jù)采集速度方面有巨大的應(yīng)用潛力。壓縮感知光聲成像的研究將進(jìn)一步促進(jìn)光聲成像技術(shù)在各種生物醫(yī)學(xué)臨床疾病診斷、檢測(cè)和治療中的廣泛應(yīng)用。

圖4 Nano- rGO 尾靜脈注射后，在腫瘤區(qū)域聚焦的光聲成像圖

2.3 光聲分子影像技術(shù)

光聲分子影像是近期發(fā)展起來(lái)的新型無(wú)創(chuàng)在體影像技術(shù)。該技術(shù)結(jié)合了光聲層析成像和分子影像的特點(diǎn)，具有成像深度深、分辨率高和特異性強(qiáng)等優(yōu)點(diǎn)，擁有廣闊的應(yīng)用前景。

兼具診斷和治療功能的光聲分子影像對(duì)比劑在個(gè)性化醫(yī)療領(lǐng)域展現(xiàn)出了極大的應(yīng)用潛力。本課題組設(shè)計(jì)并制備了具有高穩(wěn)定性和低毒性的納米還原氧化石墨烯顆粒(nano-rGO)。利用自主研制的光聲/超聲波雙模成像和光熱治療的平臺(tái)，研究該顆粒光聲成像和光熱治療性質(zhì)[9]。

圖5 在不同條件下，小鼠紅外熱成像分布和不同實(shí)驗(yàn)條件下的腫瘤組織切片染色圖，本圖片的使用得到原作者[9]的授權(quán)

在實(shí)驗(yàn)過(guò)程中，通過(guò)對(duì)小鼠尾靜脈注射 nanorGO，然后比較注射前后的光聲圖像(圖 4(c-f))，結(jié)果發(fā)現(xiàn)注射 nano-rGO 后的信號(hào)顯著增強(qiáng)。由此可證明，該納米顆?？捎行岣吖饴曅盘?hào)強(qiáng)度[9]。

在此基礎(chǔ)之上，進(jìn)一步進(jìn)行了光熱治療實(shí)驗(yàn)，結(jié)果見(jiàn)圖 5。從圖 5 可看出，注射 nano-rGO 后，激光照射 5 分鐘后，注射區(qū)域溫度高達(dá) 60 攝氏度，可以有效殺死腫瘤細(xì)胞。圖 5 中 (A)圖比較了三種情況下小鼠腫瘤區(qū)域的溫度情況。與 (A)圖對(duì)應(yīng)的(B)圖中的腫瘤組織切片表明，只有注射 nano-rGO 的腫瘤細(xì)胞死亡。以上實(shí)驗(yàn)表明，靜脈注射 nano-rGO 的腫瘤小鼠在腫瘤區(qū)域表現(xiàn)出快速和顯著的光聲信號(hào)增強(qiáng)。同時(shí)，光熱治療結(jié)果顯示，由于材料的光熱效應(yīng)，小鼠體內(nèi)的癌細(xì)胞都被有效地?zé)g。因此，nano-rGO能很好的結(jié)合腫瘤成像和治療，是非常有前景的光聲成像和光熱治療對(duì)比劑[9]。

由于采用了光學(xué)對(duì)比、超聲探測(cè)的技術(shù)，光聲分子影像技術(shù)可以在保持高空間分辨率的同時(shí)對(duì)深層的活體組織進(jìn)行成像，可以對(duì)分子影像對(duì)比劑在各臟器的動(dòng)力學(xué)代謝和三維分布等進(jìn)行分析。這對(duì)于純光學(xué)手段來(lái)說(shuō)是不可比擬的優(yōu)勢(shì)。

3 光聲成像技術(shù)的臨床研究

3.1 乳腺癌光聲成像技術(shù)

圖6 浸潤(rùn)性導(dǎo)管癌成像結(jié)果圖

在中國(guó)，對(duì)乳腺癌的臨床檢測(cè)通常用超聲作為初篩，再輔以 X 射線鉬靶成像，但是其靈敏度和特異性無(wú)法滿(mǎn)足臨床早期檢測(cè)的需求。光聲成像技術(shù)以腫瘤的血管新生作為內(nèi)源性對(duì)比劑，實(shí)現(xiàn)癌癥疾病的早期檢測(cè)，同時(shí)光聲光譜方法可以實(shí)現(xiàn)腫瘤的氧飽和度功能成像。因此，該成像方式與傳統(tǒng)乳腺檢查手段相比，具有靈敏度高、價(jià)格低、非電離輻射和不受乳腺組織致密性影響等優(yōu)點(diǎn)，在乳腺癌篩查方面具有很好的應(yīng)用前景。

學(xué)術(shù)界和工業(yè)界均在光聲成像用于乳腺癌的檢測(cè)方面做了很多研究。荷蘭 Twente 大學(xué)生物醫(yī)學(xué)光學(xué)研究室 2012 年發(fā)表了該研究組在光聲乳腺成像系統(tǒng)方面的最新臨床研究進(jìn)展[10]。該小組在臨床實(shí)驗(yàn)中發(fā)現(xiàn)，基于光聲成像技術(shù)的乳腺檢查方式與超聲成像相比具有更好的成像對(duì)比度；與 CT 相比不受組織致密性影響；與 MRI 相比，系統(tǒng)成本低，成像速度快；且光聲成像方式可以區(qū)分乳腺癌和囊腫性疾病，成像結(jié)果見(jiàn)圖 6。該研究成果充分展示了光聲成像技術(shù)在乳腺癌檢測(cè)方面的可行性和應(yīng)用潛力。該研究小組目前正在開(kāi)展一項(xiàng)包括 100 位病人的光聲乳腺癌成像臨床研究。

圖7 用光聲對(duì)覆蓋在雞肉下方的老鼠前哨淋巴結(jié)進(jìn)行成像

工業(yè)界也在積極推動(dòng)將光聲成像技術(shù)應(yīng)用于乳腺癌的檢測(cè)。目前包括 OptoSonics、Seno Medical Instruments、TomoWave Labs 在內(nèi)的數(shù)家初創(chuàng)公司正在開(kāi)展光聲乳腺癌成像技術(shù)的產(chǎn)業(yè)化。他們的臨床試驗(yàn)表明，光聲系統(tǒng)具備乳腺組織血管新生的成像能力，在乳腺癌診斷方面具有很強(qiáng)的應(yīng)用潛力[11]。

3.2 前哨淋巴結(jié)光聲成像技術(shù)

前哨淋巴結(jié)作為原發(fā)腫瘤發(fā)生淋巴結(jié)轉(zhuǎn)移的第一批淋巴結(jié)，其臨床意義已受到人們的重視。然而，當(dāng)前臨床上對(duì)前哨淋巴結(jié)的活檢，仍會(huì)給患者帶來(lái)一定創(chuàng)傷，并有可能會(huì)造成淋巴水腫甚至致殘，且70%～90% 病人結(jié)果均為陰性。

光聲成像技術(shù)通過(guò)對(duì)美國(guó)食品藥品管理局(FDA)批準(zhǔn)的臨床外源性對(duì)比劑(吲哚菁綠或亞甲基藍(lán))的成像，可以無(wú)損地在體外精確定位前哨淋巴結(jié)的位置，并通過(guò)活檢針，把手術(shù)轉(zhuǎn)化為活檢取樣的微創(chuàng)過(guò)程，這樣不僅極大地減少了病人的創(chuàng)傷和痛苦，也給醫(yī)生帶來(lái)極大的便利，并有望顯著地減少醫(yī)療費(fèi)用、降低手術(shù)創(chuàng)傷。國(guó)際醫(yī)學(xué)界和國(guó)際醫(yī)療影像公司對(duì)此也抱有極大的研究熱情。

美國(guó)圣路易斯華盛頓大學(xué)小組以亞甲基藍(lán)(Methylene blue)作為光聲對(duì)比劑，對(duì)大鼠體內(nèi) 2.5 厘米深處(用覆蓋雞肉的方法增加了厚度)的前哨淋巴結(jié)進(jìn)行了成像。從圖 7 可以看出，成像效果非常地明顯(見(jiàn)圖 7 中上圖白色箭頭標(biāo)注的區(qū)域)。光聲成像得到的前哨淋巴結(jié)位置與成像結(jié)束后將大鼠解剖后看到前哨淋巴結(jié)(圖 7 中下圖)位置一致[12]。目前圣路易斯華盛頓大學(xué)生物醫(yī)學(xué)工程系和醫(yī)學(xué)院正在開(kāi)展光聲前哨淋巴結(jié)的臨床研究，最初的二十余例病人成像均獲得較好的結(jié)果。

3.3 光聲血管內(nèi)窺成像技術(shù)

臨床上使用的血管內(nèi)超聲(IVUS)和血管內(nèi)光學(xué)相干層析技術(shù)(IVOCT)相較體外成像，大幅提高了對(duì)斑塊成像的精確性和敏銳度。但是 IVUS 的分辨率不足以分辨薄纖維帽，而 IVOCT 穿透深度太淺，且IVUS和 IVOCT 都只能獲得形態(tài)學(xué)信息，無(wú)法獲得斑塊成分、炎性反應(yīng)等重要的生理信息，因此還存在明顯的不足。

而光聲成像既可利用組織自身的光吸收對(duì)比和光聲光譜的方法檢測(cè)斑塊的化學(xué)成分(如易損斑塊的脂質(zhì)核心和纖維帽)，亦可借助生物分子探針對(duì)活動(dòng)性炎癥(如巨噬細(xì)胞浸潤(rùn))等細(xì)胞和分子層面的生物活動(dòng)進(jìn)行探測(cè)。因此，光聲成像可為研究斑塊破損的機(jī)理和炎癥等重要生物過(guò)程提供新的方法和手段。而把光聲成像發(fā)展為血管內(nèi)窺成像技術(shù)將更加有利于對(duì)易損斑塊的早期發(fā)現(xiàn)。

荷蘭伊拉茲馬斯醫(yī)療中心的 Krista Jansen 等開(kāi)發(fā)了血管內(nèi)光聲成像系統(tǒng)，組裝了外徑 1.25 mm 的光聲/超聲成像導(dǎo)管[13]。利用該系統(tǒng)獲得了冠狀動(dòng)脈的離體光聲、超聲圖像，如圖 8 所示。圖 8(a)為富含脂質(zhì)核并有鈣化的斑塊染色病理切片照片；圖(b)為 IVUS 圖像；圖(c)和圖(d)均為血管內(nèi)光聲圖像，分別于 1210 nm 波長(zhǎng)和1230 nm 波長(zhǎng)照射獲得。由于脂肪在 1210 nm 激光處有一個(gè)較強(qiáng)的吸收峰，而在 1230 nm 處的吸收變?nèi)?，所以可以通過(guò)對(duì)不同波長(zhǎng)的光聲圖像進(jìn)行差異對(duì)比，準(zhǔn)確探測(cè)動(dòng)脈粥樣硬化樣品的脂質(zhì)區(qū)域。

圖8 冠狀動(dòng)脈(男性，56 歲)樣品圖

此外還有德州大學(xué)奧斯汀分校、普度大學(xué)、南加州大學(xué)、圣路易華盛頓大學(xué)等多個(gè)光聲醫(yī)學(xué)成像小組在開(kāi)展光聲血管內(nèi)成像的研究工作，通過(guò)光聲光譜成像、光聲光譜定量分析等多種方法，研究光聲技術(shù)在體血管內(nèi)檢測(cè)斑塊的可行性。

4 總 結(jié)

光聲成像技術(shù)作為一種兼具光學(xué)對(duì)比度與超聲大成像深度的新型生物醫(yī)學(xué)成像技術(shù)，具有獨(dú)特的優(yōu)勢(shì)。其可利用不同組織的波長(zhǎng)選擇性高對(duì)比顯示特定組織，又可利用組織的光吸收譜對(duì)組織進(jìn)行光譜分析，實(shí)現(xiàn)功能成像，這些已被證明在眾多生物醫(yī)學(xué)領(lǐng)域具有重要的應(yīng)用價(jià)值。同時(shí)，光聲成像可進(jìn)行跨尺度的成像，并可實(shí)現(xiàn)與之相匹配的分辨率，這使得光聲成像可根據(jù)成像對(duì)象靈活的選擇成像方式，為光聲成像的應(yīng)用提供了極大的便利。

為進(jìn)一步拓展光聲成像技術(shù)的應(yīng)用范圍，本課題組在提高分辨率、加快成像速度以及提高信噪比等方面也作了相應(yīng)的研究，包括發(fā)展光聲成像解卷積技術(shù)、光聲成像壓縮感知技術(shù)以及光聲分子成像技術(shù)等。研究取得了良好的結(jié)果，為推動(dòng)該技術(shù)的臨床應(yīng)用提供了新的機(jī)遇。

同時(shí)，為了推動(dòng)光聲成像技術(shù)的發(fā)展，研究人員針對(duì)癌癥、心腦血管病等重大疾病開(kāi)展了多項(xiàng)臨床研究。研究結(jié)果進(jìn)一步展示了光聲成像技術(shù)在生物醫(yī)學(xué)成像領(lǐng)域的重要應(yīng)用價(jià)值和廣闊前景。

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