生物光聲—超聲—磁聲聯(lián)合成像的研究進(jìn)展

孫 正，楊凱旋

(華北電力大學(xué)電子與通信工程系，河北 保定 071003)

生物光聲—超聲—磁聲聯(lián)合成像的研究進(jìn)展

孫 正*，楊凱旋

(華北電力大學(xué)電子與通信工程系，河北 保定 071003)

生物超聲(US)、光聲(PA)和磁聲(MA)成像均以超聲波作為載體，將其結(jié)合可獲得生物組織的組合圖像，充分發(fā)揮各成像手段的優(yōu)勢。與單一成像技術(shù)相比，聯(lián)合成像具有更好的分辨率及更高的對比度和敏感度，可更精準(zhǔn)地定位病變組織，并辨識出其形態(tài)和成分。本文對光聲—超聲、磁聲—超聲及磁光聲聯(lián)合成像，尤其內(nèi)窺式聯(lián)合成像的研究進(jìn)展及應(yīng)用現(xiàn)狀進(jìn)行綜述。

光聲成像；超聲檢查；磁聲成像；內(nèi)窺成像

以超聲波為載體的聲學(xué)成像技術(shù)在準(zhǔn)確定位病變組織，實現(xiàn)疾病的早期、精確診斷方面有重要作用，主要包括超聲(ultrasonic, US)成像、光聲(photoacoustic, PA)成像和磁聲(magnetoacoustic, MA)成像等。US成像具有無輻射、集成性高、便攜、成像時間短、組織穿透力強、在可獲得的合理穿透深度內(nèi)有極好的空間對比度等優(yōu)點，已廣泛應(yīng)用于疾病的臨床診治。US成像可對組織或器官進(jìn)行結(jié)構(gòu)成像，獲得其解剖結(jié)構(gòu)信息。PA和MA屬于功能成像，可反映組織的功能變化，理論上可實現(xiàn)對疾病的早期精確診斷，其中PA成像以生物組織的光聲效應(yīng)為基礎(chǔ)，即組織吸收短脈沖激光進(jìn)而發(fā)熱膨脹產(chǎn)生超聲波(即PA信號)[1]。因正常組織與病變組織的成分不同，因而超聲換能器可檢測到不同強度的超聲波，經(jīng)計算機處理后即可實現(xiàn)組織成像[2]。MA成像以生物組織的MA效應(yīng)為物理基礎(chǔ)，即將介質(zhì)置于交變磁場或?qū)⒔蛔冸娏髦糜陟o磁場中時，介質(zhì)中的帶電粒子由于受洛倫茲力的作用產(chǎn)生機械振動，進(jìn)而發(fā)出與交變磁場或交變電流相同頻率的超聲波。

US、PA和MA成像的原理既相似，又互補，可采用同一成像系統(tǒng)對生物組織同時進(jìn)行光聲和超聲(photoacoustic-ultrasonic, PAUS)、磁聲和超聲(magnetoacoustic-ultrasonic, MAUS)或磁光聲(magneto-photo-acoustic, MPA)聯(lián)合成像，獲得更為詳細(xì)的組織信息，更精確地定位病變組織，辨識其形態(tài)、功能及其成分信息，為疾病的早期診斷提供準(zhǔn)確可靠的信息。

目前，US成像已廣泛應(yīng)用于疾病的臨床診治，PA成像是新發(fā)展起來的生物醫(yī)學(xué)成像技術(shù)，MA成像在臨床研究與實驗中廣泛應(yīng)用，對其中2種或3種成像方式進(jìn)行聯(lián)合復(fù)合成像技術(shù)尚處于研究階段。本文對PAUS、MAUS和MPA聯(lián)合成像，尤其對于聯(lián)合內(nèi)窺成像的研究現(xiàn)狀進(jìn)行綜述。

1 PAUS聯(lián)合成像

1.1體外成像 目前，仿體實驗和動物離體實驗[3]證實了PAUS的可行性和早期診斷病變組織尤其腫瘤組織的能力。PAUS聯(lián)合成像中，超聲的空間分辨力達(dá)55 μm，光聲達(dá)40 μm，方位角分辨率可分別達(dá)3.2°和5.5°[4]，對干細(xì)胞療法和組織工程學(xué)具有潛在的應(yīng)用價值[5]。此外，還可將PA與超聲彈性成像相結(jié)合，同時對組織的解剖結(jié)構(gòu)(US成像)、生物力學(xué)特性(彈性成像)以及由腫瘤引入的血管生成(PA成像)進(jìn)行成像[6]，但為達(dá)到臨床應(yīng)用標(biāo)準(zhǔn)，其成像系統(tǒng)的集成度、操作靈活性和性能方面尚需提高。

1.2內(nèi)窺成像 血管內(nèi)超聲(intravascular ultrasound, IVUS)和血管內(nèi)光聲(intravascular photoacoustic, IVPA)成像是將帶有微型超聲探頭的成像導(dǎo)管插入待測血管腔，在緩慢回撤導(dǎo)管的過程中，采集血管壁或斑塊組織反射或產(chǎn)生的超聲波信號，再根據(jù)信號特性分析組織成分或重建圖像。通過對動脈血管仿體和離體兔動脈樣本進(jìn)行實驗[7-8]，發(fā)現(xiàn)血管內(nèi)超聲—光聲(intravascular ultrasound-photoacoustic, IVUP)聯(lián)合成像可行。IVUS可對病變組織的位置和形態(tài)成像，而IVPA可根據(jù)不同組織對光吸收特性的不同區(qū)分組織的功能和成分信息，因而IVUP聯(lián)合成像可同時提供易損粥樣硬化斑塊的位置、結(jié)構(gòu)和功能信息[9]。

有研究[10-12]針對IVUP成像設(shè)計了專門集成化成像導(dǎo)管，即由雙波長激光光源(532 nm和750 nm)、二向色濾光片、用于產(chǎn)生超聲波的薄膜和微環(huán)諧振器組成的光學(xué)激發(fā)IVUP成像導(dǎo)管[10]，基于側(cè)向發(fā)光光纖的IVUP導(dǎo)管，基于鏡面反射的IVUP導(dǎo)管[11]，以及具有超高分辨力(約19.60 μm)且外徑僅1.10 mm的IVUP集成導(dǎo)管[12]；其多項指標(biāo)已接近臨床應(yīng)用標(biāo)準(zhǔn)，進(jìn)一步對易損斑塊的早期識別、診斷及治療引導(dǎo)具有很高的應(yīng)用價值。

此外，近年來PAUS內(nèi)窺成像系統(tǒng)在胃腸道[13]、食管[14]和泌尿生殖道[15]方面的應(yīng)用也取得了較大進(jìn)展。PA成像還可與超聲多普勒成像和彈性成像相結(jié)合[16-17]，除可顯示成像目標(biāo)的形態(tài)結(jié)構(gòu)信息，還可獲得PA成像無法獲取的組織功能信息。但PAUS內(nèi)窺成像中腔體內(nèi)成像設(shè)備的微型化和造價還需深入探討。利用基于超聲和光聲的全光換能器[18]可使成像掃描頭的結(jié)構(gòu)更精簡和微型化，并降低成本；避免了各陣列間的串?dāng)_，還可同時產(chǎn)生和檢測超聲波，對介入成像有重要價值。

2 MAUS聯(lián)合成像

磁動超聲(magneto-motive ultrasound, MMUS)成像是通過外加磁場激發(fā)組織內(nèi)注射的磁性納米粒子，并使其產(chǎn)生機械運動，不同組織對磁場的激發(fā)產(chǎn)生不同的機械運動，磁性納米粒子在組織內(nèi)運動時會產(chǎn)生超聲波，經(jīng)超聲探頭檢測即可實現(xiàn)組織成像[19]。脈沖磁動超聲(pulsed magneto-motive ultrasound, pMMUS)成像是對MMUS成像技術(shù)的改進(jìn)[20]，以短脈沖形式降低磁性標(biāo)記組織和磁性激發(fā)硬件設(shè)備產(chǎn)生的熱量并減少操作時間，pMMUS圖像以組織磁性誘導(dǎo)位移表示磁性納米粒子的存在和位置。

US—pMMUS聯(lián)合成像較單一成像具有更好的成像效果[21-22]：US成像可較清晰顯示目標(biāo)邊界，并定位到組織細(xì)胞中的包含物，但不能顯示納米粒子的形態(tài)，可用于監(jiān)控組織的機械反應(yīng)并顯示磁性區(qū)域范圍；pMMUS成像可檢測到活體組織細(xì)胞內(nèi)磁性納米粒子的存在和形態(tài)分布；聯(lián)合成像則結(jié)合了兩者的優(yōu)點，不僅可精準(zhǔn)定位組織內(nèi)尺寸最小的磁性納米粒子的位置和分布，還可顯示成像目標(biāo)的邊界，獲得組織的形態(tài)和成分信息。通過調(diào)節(jié)納米粒子的磁性還可調(diào)節(jié)超聲探測器接收到的超聲波信號的信噪比和成像靈敏度，并可進(jìn)行2D成像[22]。

3 MPA聯(lián)合成像

MPA聯(lián)合成像綜合了光聲信號發(fā)射階段超聲較高的分辨率，以及感應(yīng)磁聲信號檢測時較高的分辨率和敏感度，其對病變組織精準(zhǔn)地定位和功能成分成像對疾病的臨床診治具有很高的參考價值。

3.1成像原理 在MPA成像系統(tǒng)中，處理單元通過依次控制光學(xué)參量振蕩器(optical parametric oscillator, OPO)脈沖激光器(可產(chǎn)生800 nm的激光脈沖，持續(xù)時間5 ns)、超聲換能器(內(nèi)含超聲發(fā)生器和接收器)及連接圓錐形線圈的磁脈沖發(fā)生器，分別產(chǎn)生短脈沖激光、超聲脈沖和磁脈沖。同時，處理單元通過轉(zhuǎn)動步進(jìn)電機控制樣本旋轉(zhuǎn)對其進(jìn)行三維掃描。3種脈沖分別作用于目標(biāo)組織，因組織成分不同分別產(chǎn)生超聲回波信號、光聲信號和磁聲信號，經(jīng)超聲探頭接收后采用合適的算法進(jìn)行圖像重建，即可獲得成像目標(biāo)的聲阻抗分布圖(US圖像)、光吸收分布圖(PA圖像)、電導(dǎo)率分布圖(MA圖像)以及MPA聯(lián)合圖像，見圖1[23]。

圖1 MPA成像原理框圖[23]

3.2US-PA-MMUS聯(lián)合成像 磁動光聲(magnetomotive photoacoustic, mmPA)成像采用磁性等離子納米粒子(同時具有全光吸收和磁化率特性，比正常生物組織具有更強的磁性特質(zhì)，其產(chǎn)生的磁聲信號可很好地彌補光聲信號所攜帶組織信息的不足)作為對比劑[24]，將脈沖激光和激勵磁場同時施加于組織，并采用同一個超聲信號采集系統(tǒng)獲得時間連續(xù)、空間配準(zhǔn)的US、PA和MMUS信號，可同時對病變組織或器官的解剖形態(tài)、功能和生物力學(xué)特性進(jìn)行細(xì)胞級成像，有效提高單一成像方式的對比度、敏感度、空間分辨率和對比分辨率等[25]。

目前，通過構(gòu)建納米粒子表層，理論上還可實現(xiàn)高對比度和敏感度的分子成像，檢測組織中的磁性等離子納米粒子的精確位置，證明組織彈性及光熱療法的有效性[26-27]。此外，納米顆粒內(nèi)吞作用在分子成像、藥物傳遞和定向治療等方面有廣泛的應(yīng)用，采用mmPA成像技術(shù)，可監(jiān)測細(xì)胞內(nèi)磁性納米粒子的傳遞過程和濃度變化情況、識別內(nèi)吞現(xiàn)象[26]、區(qū)分細(xì)胞附近孤立的納米粒子和細(xì)胞內(nèi)的粒子簇[28]，較單一PA成像或MMUS成像具有更精確的成像效果。

但與單一成像方式相比，mmPA成像的耗時較長，操作步驟繁瑣，需改進(jìn)兩種納米粒子的比例才可提高成像質(zhì)量，且設(shè)備未集成化。同時，由于MMUS成像質(zhì)量依賴于組織內(nèi)磁性微粒的存在與否及其數(shù)量，敏感度受磁性納米粒子的磁化率、組織彈性及組織內(nèi)部納米粒子的激發(fā)的影響[29]，因而尚不能用于臨床。

3.3US—PA—感應(yīng)式磁聲(magnetoacoustic tomography with magnetic induction, MAT-MI)聯(lián)合內(nèi)窺成像

3.3.1成像原理 MAT-MI成像的原理是將目標(biāo)體置于靜磁場，并在與靜磁場的相同方向施加磁脈沖激勵，一般施加的脈沖磁場強度小于靜磁場強度，目標(biāo)體中感應(yīng)出的渦電流與靜磁場作用產(chǎn)生洛倫茲力，帶電粒子在洛倫茲力下產(chǎn)生振動，從而發(fā)射超聲波，再經(jīng)超聲探頭接收后成像[30]。Wang等[31]采用有限元分析軟件對電導(dǎo)率連續(xù)變化的單層圓柱模型進(jìn)行數(shù)值仿真實驗，為生物組織邊界處電導(dǎo)率突變的MAT-MI成像的研究和磁聲信號的分析提供了參考。目前，關(guān)于MAT-MI成像的研究僅限于在生物體外接收磁聲信號，即將超聲換能器置于生物體四周。相對于內(nèi)窺成像，該方式不能及時有效地對生物腔體組織(如消化道、腸道、血管等)進(jìn)行觀察和診斷。

MAT-MI是在被測組織內(nèi)部產(chǎn)生渦流，既消除了生物組織的屏蔽效應(yīng)，又提高了檢測的敏感度[32]，若與US和PA內(nèi)窺成像技術(shù)相結(jié)合，則可準(zhǔn)確定位腔道內(nèi)的病變組織，并確定其成分信息。US—PA—MAT-MI聯(lián)合內(nèi)窺成像可通過一種集成度很高的全光超聲探頭(內(nèi)含超聲換能器，可分時發(fā)射超聲脈沖和激光脈沖，又可接收組織產(chǎn)生的反饋信號)、二向色濾光鏡和腔體外的激勵磁場(脈沖磁場和靜磁場)實現(xiàn)，采用同一超聲換能器分時接收腔體組織產(chǎn)生的超聲回波、光聲和磁聲信號(圖2)，最后對采集的超聲波信號進(jìn)行圖像重建，該聯(lián)合內(nèi)窺成像具有極高的空間分辨率、對比度、敏感度和對比分辨率，可準(zhǔn)確定位腔道內(nèi)病變組織的位置形態(tài)及功能成分。

3.3.2問題與技術(shù)難點 對于PA內(nèi)窺成像，通常在相對理想的條件下設(shè)計成像算法，如假設(shè)在單一入射光波長的情況下，待測組織的光學(xué)特性各向同性；將位于成像導(dǎo)管頂端的超聲探測器作為理想的點探測器；假設(shè)光能量在待測組織的表面均勻分布；將激光脈沖照射組織作為在平行于成像平面的二維空間中進(jìn)行，忽略激光脈沖在腔體軸向上的影響等。而實際應(yīng)用中需考慮情況的復(fù)雜性，包括組織Gruneisen系數(shù)的變化、超聲波在組織中的非勻速傳播、光在組織表面的非均勻分布以及噪聲等。

圖2 US—PA—MAT-MI聯(lián)合內(nèi)窺成像示意圖

生物組織的電磁特性非常復(fù)雜，為更接近真實情況，建立組織電導(dǎo)率模型時，需綜合考慮組織電導(dǎo)率的各向異性和介質(zhì)邊界處電導(dǎo)率的突變。同時，在重建電導(dǎo)率分布圖時，需考慮組織聲學(xué)特性的不均勻、二次磁場干擾及腔道內(nèi)有限角度掃描等對成像質(zhì)量的影響。此外，根據(jù)MAT-MI成像原理，激勵靜磁場和脈沖磁場必須覆蓋待成像部位，且方向沿腔體的軸向，因此對于彎曲和扭曲程度較大的腔體組織，如冠狀動脈血管等，施加激勵磁場的難度較大。

人體的腔道組織對成像設(shè)備軟硬件技術(shù)要求較高，成像設(shè)備的集成化、微型化、可移動性、靈活的可操作性及成像的高效性和可靠性等是目前面臨的挑戰(zhàn)。同時作為對比機制的納米粒子的選取、配比和濃度等也需通過大量的實驗改進(jìn)。

4 小結(jié)

超聲、光聲和磁聲聯(lián)合成像結(jié)合了超聲成像較高的空間分辨率及光聲和磁聲成像較高的圖像對比度，根據(jù)不同組織的聲阻抗、光吸收特性和電阻抗特性成像，可準(zhǔn)確獲取組織的形態(tài)特征、成分和功能變化信息，充分發(fā)揮各成像手段的優(yōu)勢，實現(xiàn)對疾病的早期精確診斷。尤其對于內(nèi)窺式聯(lián)合成像，可實現(xiàn)多種成像手段的高度集成化，具有很好的臨床應(yīng)用前景，有望成為新的研究熱點。

[1] Vanderlaan D, Karpiouk AB, Yeager D, et al. Real-Time intravascular ultrasound and photoacoustic imaging. IEEE Trans Ultrason Ferroelectr Freq Control, 2017,64(1):141-149.

[2] Jansen K, Wu M, van der Steen AF, et al. Photoacoustic imaging of human coronary atherosclerosis in two spectral bands. Photoacoustics, 2013,2(1):12-20.

[3] Alqasemi U, Li H, Yuan G, et al. Interlaced photoacoustic and ultrasound imaging system with real-time coregistration for ovarian tissue characterization. J Biomed Opt, 2014,19(7):76020.

[4] Emelianov SY, Aglyamov SR, Karpiouk AB, et al. 1E-5 synergy and applications of combined ultrasound, elasticity, and photoacoustic imaging//IEEE. Proceedings of IEEE Ultrasonics Symposium. Vancouver: IEEE, 2006:405-415.

[5] Nam SY, Chung E, Suggs LJ, et al. Combined ultrasound and photoacoustic imaging to noninvasively assess burn injury and selectively monitor a regenerative tissue-engineered construct. Tissue Eng Part C Methods, 2015,21(6):557-566.

[6] Park S. Integrated system for ultrasonic, elasticity and photoacoustic imaging. Austin: University of Texas, 2008:1.

[7] Bui NQ, Hlaing KK, Nguyen VP, et al. Intravascular ultrasonic-photoacoustic (IVUP) endoscope with 2.2-mm diameter catheter for medical imaging. Comput Med Imaging Graph, 2015,45:57-62.

[8] Piao Z, Ma T, Li J, et al. High speed intravascular photoacoustic imaging with fast optical parametric oscillator laser at 1.7 μm. Appl Phys Lett, 2015,107(8):083701.

[9] Jansen K, van Soest G, van der Steen AF. Intravascular photoacoustic imaging: A new tool for vulnerable plaque identification. Ultrasound Med Biol, 2014,40(6):1037-1048.

[10] Hsieh BY, Chen SL, Ling T, et al. All-optical scanhead for ultrasound and photoacoustic imaging-Imaging mode switching by dichroic filtering. Photoacoustics, 2014,2(1):39-46.

[11] Karpiouk AB, Wang B, Emelianov SY. Development of a catheter for combined intravascular ultrasound and photoacoustic imaging. Rev Sci Instrum, 2010,81(1):014901.

[12] Bai X, Gong X, Hau W, et al. Intravascular optical-resolution photoacoustic tomography with a 1.1 mm diameter catheter. PLoS One, 2014,9(3):e92463.

[13] Yang JM, Li C, Chen R, et al. Catheter-based photoacoustic endoscope. J Biomed Opt, 2014,19(6):066001.

[14] Yang JM, Favazza C, Yao J, et al. Three-dimensional photoacoustic endoscopic imaging of the rabbit esophagus. PLoS One, 2015,10(4):e0120269.

[15] Li C, Yang JM, Chen R, et al. Urogenital photoacoustic endoscope. Opt Lett, 2014,39(6):1473-1476.

[16] Xia J, Wang YH, Wan HY. Recent progress in multimodal photoacoustic tomography. X Acoust: Imaging and Sensing, 2015-09-10. https://doi.org/10.1515/phto-2015-0008.

[17] Costopoulos C, Brown AJ, Teng Z, et al. Intravascular ultrasound and optical coherence tomography imaging of coronary atherosclerosis. Int J Cardiovasc Imaging, 2016,32(1):189-200.

[18] Vanderlaan D, Karpiouk A, Yeager D, et al. System and integrated catheter for Real-Time intravascular ultrasound and photoacoustic imaging//IEEE. 2014 IEEE Int Ultrason Symp. Chicago: IEEE, 2014:1591-1594.

[19] Mehrmohammadi M, Yoon KY, Qu M, et al. Enhanced pulsed magneto-motive ultrasound imaging using superparamagnetic nanoclusters. Nanotechnology, 2011,22(4):045502.

[20] Yoon KY, Mehrmohammadi M, Borwankar AA, et al. Synthesis of Iron oxide nanoclusters with enhanced magnetization and their applications in pulsed magneto-motive ultrasound imaging. Nano, 2015,10(5):1550073.

[21] Mehrmohammadi M, Shin TH, Qu M, et al. In vivo pulsed magneto-motive ultrasound imaging using high-performance magnetoactive contrast nanoagents. Nanoscale, 2013,5(22):11179-11186.

[22] Mehrmohammadi M, Ma LL, Chen YS, et al. Combined photothermal therapy and magneto-motive ultrasound imaging using multifunctional nanoparticles. Proceedings of SPIE, 2010,7574(5):247-252.

[23] Qu M, Kim S, Mehrmohammadi M, et al. Combined photoacoustic and magneto-motive ultrasound imaging//SPIE. Proceedings of SPIE International Conference. California: SPIE, 2010:756433-756441.

[24] Li J, Arnal B, Wei CW, et al. Magneto-optical nanoparticles for cyclic magnetomotive photoacoustic imaging. ACS Nano, 2015,9(2):1964-1976.

[25] Qu M, Mallidi S, Mehrmohammadi M, et al. Magneto-photo-acoustic imaging. Biomed Opt Express, 2011,2(2):385-396.

[26] Qu M, Mehrmohammadi M, Emelianov S. Detection of nanoparticle endocytosis using magneto-photoacoustic imaging. Small, 2011,7(20):2858-2862.

[27] Mariappan L, Shao Q, Jiang C, et al. Magneto acoustic tomography with short pulsed magnetic field for in-vivo imaging of magnetic Iron oxide nanoparticles. Nanomedicine, 2016,12(3):689-699.

[28] Qu M, Mehrmohammadi M, Emelianov SY. Sensing the delivery and endocytosis of nanoparticles using magneto-photo-acoustic imaging. Photoacoustics, 2015,3(3):107-113.

[29] Arnal B, Wei CW, Li J, et al. Highly sensitive magneto-motive photoacoustic and ultrasound (PAUS) imaging with cyclic excitations. J Opt, 2016,18(2):024009.

[30] Zhou YQ, Wang JW, Sun XD, et al. Transducer selection and application in magnetoacoustic tomography with magnetic induction. J Appl Phys, 2016,119(9):094903.

[31] Wang J, Zhou Y, Sun X, et al. Acoustic source analysis of magnetoacoustic tomography with magnetic induction for conductivity Gradual-Varying tissues. IEEE Trans Biomed Eng, 2016,63(4):758-764.

[32] Becher T, Vogt B, Kott M, et al. Functional regions of interest in electrical impedance tomography: A secondary analysis of two clinical studies. PLoS One, 2016,11(3):e0152267.

Progresses of biological combined photoacoustic—ultrasonic—magnetoacoustic imaging

SUN Zheng*, YANG Kaixuan

(Department of Electronic and Communication Engineering, North China Electric Power University, Baoding 071003, China)

Biological ultrasonic (US), photoacoustic (PA) and magnetoacoustic (MA) imaging techniques had similar imaging principles and complementary characteristics. Combined US, PA or MA imaging can provide joint images of biological tissues which present complementary information for more comprehensive characterization of tissues in contrast to single imaging technique. The pathological tissues could be precisely located and their morphology and composition could be accurately identified. This review presented current progresses in combined PA—US, MA—US and US—PA—MA imaging techniques, espeically endoscopic imaging, focusing on the technical aspects of integration and their applications in biomedicine.

Photoacoustic imaging; Ultrasonography; Magnetoacoustic imaging; Endoscopic imaging

國家自然科學(xué)基金(61372042)、中央高校基本科研業(yè)務(wù)費專項資金(2014ZD31)。

孫正(1977—)，女，河北保定人，博士，教授。研究方向：醫(yī)學(xué)成像和圖像處理。

孫正，華北電力大學(xué)電子與通信工程系，071003。

E-mail: sunzheng_tju@163.com

2017-01-12 [

] 2017-07-18

10.13929/j.1003-3289.201701066

R318, TP301

A

1003-3289(2017)09-1407-05