放声-超声双模式同步成像系统
阅读：480发布：2024-01-08
专利汇可以提供放声-超声双模式同步成像系统专利检索，专利查询，专利分析的服务。并且本 发明 公开了一种放声‑超声双模式同步成像系统，包括 放射性 探针单元、一体化多通道超 声换能器 、检测池单元、 电机 驱动单元、发射 电路 单元、接收电路单元、主控电路单元、 数据采集 单元、 数据处理 和图像重建单元、以及计算机，本发明还提供操作该系统的方法。本发明的成像系统既能实现单独用于高对比和高特异的放声成像以及高分辨超声成像，也能完成高分辨、高对比和高度特异的放声‑超声双模式同步成像，实现了 疾病 病灶、病种、进展、转归实时精准 定位 的目标。，下面是放声-超声双模式同步成像系统专利的具体信息内容。
1.一种放声-超声双模式同步成像系统，其包括：
放射性探针单元，用于诱导活体组织产生增强声波信号；
一体化多通道超声换能器，用于将超声发射到活体后再接收活体中的超声回波信号；
检测池单元，用于放置被检测的活体组织；
电机驱动单元，用于三维调节一体化多通道超声换能器位置，能达到提高检测放声效应灵敏度的目的；
发射电路单元，用于发射超声波信号；
接收电路单元，用于接收超声波及放声信号单；
主控电路单元，用于实现主机对放声-超声双模式同步成像系统的控制；
数据采集单元，用于采集放声效应的信号数据；
数据处理和图像重建单元，用于处理信号数据，将数字信号转换为图像信号；
以及计算机，用于处理、查看检测结果及储存检测文件。
2.根据权利要求1所述的放声-超声双模式同步成像系统，其特征在于：所述放射性探针单元选自放射性核素和放射性核素标记特异性分子探针。
3.根据权利要求2所述的放声-超声双模式同步成像系统，其特征在于：所述的放射性核素选自β+发射体11C、18F、68Ga、64Cu，β-发射体131I、90Y、177Lu，γ发射体99mTc、含电子捕集
111In，或α射线发射体211At。
4.根据权利要求2所述的放声-超声双模式同步成像系统，其特征在于：所述放射性核素标记特异性分子探针选自代谢型放射性药物、结合型放射性药物、多靶向多功能纳米放射性药物或复方放射性药物。
5.根据权利要求1所述的放声-超声双模式同步成像系统，其特征在于：所述的检测池单元为对水箱。
6.根据权利要求1所述的放声-超声双模式同步成像系统，其特征在于：所述一体化多通道超声换能器为具有激励超声信号并接收不同频率范围超声与放声信号的多通道宽带超声探头。
7.根据权利要求1所述的放声-超声双模式同步成像系统，其特征在于：所述一体化多通道超声换能器由电机驱动器三维位置调节。
8.一种操作权利要求1所述的放声-超声双模式同步成像系统的方法，方法，包括如下步骤：
步骤一，检测体内注射的放射性探针时，主控电路单元向多通道超声换能器发出激励电信号，放射性探针注射体内一定时间后激发活体组织产生增强的超声信号,即放声信号；
步骤二，多通道超声换能器接收激励电信号后发射超声波照射被测活体组织；
步骤三，体内注射放射性探针前后,多通道超声换能器分别先后接收积聚放射性探针的被测组织反射超声回波信号和增强的超声回波信号即放声信号，并进行信号转换；
步骤四，数据采集部件采集经多通道超声换能器转换后的超声回波信号和放声信号，并发送给数据处理与图像重建单元；
步骤五，数据处理与图像重建单元，分别同时对超声回波信号和放声信号进行图像重建，并对重建后的图像进行横向分辨率和深度信息的优化，得到超声图像和放声双模式图像；
步骤六，计算机接收并实时显示超声图像和放声双模式图像；
步骤七，重复步骤一到步骤六，连续生成并显示被测组织的动态超声和放声双模式图像。
9.根据权利要求8所述的放声-超声双模式同步成像系统的方法，其特征在于步骤五中所述的深度信息是特征提取或定量参数指标选择。
放声-超声双模式同步成像系统
【技术领域】
[0001] 本发明涉及医疗器械技术领域，特别是一种用于检测放声效应的放声-超声双模式同步成像系统，以及操作该放声-超声双模式同步成像系统的方法。【背景技术】
[0002] 近年来，共振能量转移分子显像(RETI)已发展为分子显像研究的热门领域，但是，如何提高光信号强度和组织穿透性是制约RETI发展的瓶颈，这样共振能量转化分子显像将成为RETI发展的必然趋势[1]。光声成像(PAI)是一种在脉冲激光照射下由光能转化为热能、再转化为机械能并激发产生光声信号的共振能量转化分子显像技术，可显著改善RETI的光信号强度和组织穿透性，是目前分子影像学最前沿研究领域之一，已用于肿瘤早期检测和治疗监控研究[1,2]。基于X射线(光子)照射诱导声波的光声效应也有初步研究，其临床应用价值还有待更进一步探索[3-5]。然而，PAI需要外部脉冲激光源或X射线的激发，研发内部源激发或增强的新型共振能量转化分子显像将会具有巨大应用前景。
[0003] PAI可提供深层组织的高分辨率和高对比度的组织图像。但是，PAI除了需要外部脉冲激光源或X射线的诱发外，其灵敏度和特异性有待进一步提高，且超声显像很难精准定位摄取放射性探针的病变组织。放射性药物(放射性探针)主要是由发射β射线(粒子)、γ射线(光子)和/或α〔射线〕发射体放射性核素构成的、用于医学诊断和治疗的一类特殊制剂。假设放射性药物内照射可诱导活体组织产生增强声波信号，那么检测这些增强声波信号便可实现活体组织分子显像，从而可获得滞留放射性探针病变组织的精准定位，并可提高其灵敏度和特异性。这种由放射性核素衰变时发出射线诱导活体组织产生声波或增强声信号的现象，称为放声效应(Radioactive-acoustic effect,RAE)。检测放声效应的活体分子显像方法，即为放声成像(Radioactive-acoustic imaging,RAI)，它是由一种内部源激发产生增强声波信号的分子显像技术。目前，放声效应的检测设备尚无文献报道。
[0004] 参考文献:
[0005] [1]聂大红，唐刚华.共振能量转移分子显像在生物医学中的应用.同位素，2016，29(4):248-256
[0006] [2]Nie L,Chen X.Structural and functional photoacoustic molecular tomography aided by emerging contrast agents.ChemSoc Rev,2014,43(20):7132-7170.
[0007] [3]Xiang L,Tang S,Ahmad M,Xing L.High resolution X-ray-induced acoustic tomography.Sci Rep,2016,6:26118
[0008] [4]Xiang L,Han B,Carpenter C,Pratx G,Kuang Y,Xing L.X-ray acoustic computed tomography with pulsed x-ray beam from a medical linear accelerator.Med Phys,2013,40(1):010701
[0009] [5]Hickling S,Lei H,Wang X,El Naqa I.Experimental evaluation of x-ray acoustic computed tomography for radiotherapy dosimetry applications.Med Phys,2017,44(2):608-617.【发明内容】
[0010] 外部脉冲激光源或X射线激发的PAI是一种外部源激发的共振能量转化分子显像技术，目前已用于临床前研究，显示较好应用前景。但是，由内部源激发共振能量转化或增强声波信号的分子显像技术尚无文献报道。最近，发明者意外发现：注射18F-氟代脱氧葡萄糖(18F-FDG)后，荷瘤模型肿瘤组织超声信号明显高于未注射18F-FDG荷瘤模型肿瘤组织超声信号。由于超声成像依赖于反射和散射的回声超声波信号的接收、分析和显示，而给予体内的18F-FDG是微剂量放射性示踪剂，不属于超声造影剂，其增强超声信号可能由内部放射性探针激发肿瘤组织引起的，因此，发明者将其称作为放声效应(Radioactive-acoustic effect,RAE)。
[0011] 产生放声效应的基本原理可能是：当体内给予放射性探针后，吸收体(组织器官、病变组织、肿瘤)会得到放射性核素内照射，吸收体接受放射性物质衰变时产生的衰变能后，导致吸收体内能量发生变化。当吸收体积聚到一定能量时，吸收体分子的电子从低能级跃迁到高能级而处于激发态，而处于激发态的电子极不稳定，当电子从高能级向低能级跃迁时，会以光或热量的形式释放能量。这时，吸收体分子吸收的能量转化为热能,吸收的热量导致吸收体局部温度升高，引起吸收体内部形状结构发生变化，从而可激发产生增强声学信号(声波)现象，这就是放声效应(图1A)。放声信号的产生涉及“衰变能”－“热能”－“机械能”的转化过程。检测放声效应引起增强放声信号的影像学方法称为放声成像(Radioactive-acoustic imaging,RAI)，它是一种检测内部源激发放声效应的新型能量转化分子显像技术，能够获得活体组织的二维断层图像或者三维立体图像。
[0013] 本发明是这样实现的。
[0014] 为解决上述技术问题，本发明第一方面提供了用于检测放声效应的放声-超声双模式同步成像系统包括放射性探针单元、一体化多通道超声换能器、检测池单元、电机驱动单元、发射电路单元、接收电路单元、主控电路单元、数据采集单元、数据处理和图像重建单元、以及计算机。
[0015] 进一步的，所述放射性探针单元选自多种放射性核素和放射性核素标记特异性分子探针。
[0016] 进一步的，所述的放射性核素选自β+发射体(11C、18F、68Ga、64Cu)、β-发射体(131I、90 177 99m 111 211
Y、 Lu)、γ发射体( Tc、含电子捕集 In)或α〔射线〕发射体 At。
Y、 Lu)、γ发射体( Tc、含电子捕集 In)或α〔射线〕发射体 At。
[0017] 进一步的，所述放射性核素标记特异性分子探针选自代谢型放射性药物、结合型放射性药物、多靶向多功能纳米放射性药物或复方放射性药物。放射性药物内照射可诱导活体组织产生增强声波信号，那么检测这些声波信号便可实现活体组织能量转化分子显像，从而可获得滞留放射性探针病变组织的精准定位，并可提高其灵敏度和特异性。
[0018] 进一步的，所述检测池单元为水箱。水对声衰影响很小。对声衰影响很小的水箱可以减少其它信号干扰，更特异地检测放声信号；既能单独用于高对比和高特异的放声成像以及高分辨超声成像，也能完成高分辨、高对比和高度特异的放声-超声双模式同步成像。
[0019] 进一步的，所述一体化多通道超声换能器为具有激励超声信号并接收不同频率范围超声与放声信号的多通道宽带超声探头。超声换能器的作用是将超声发射到活体后再接收活体中的超声回波信号。超声换能器是超声成像仪主体部分，主要由压电晶片组成。压电晶片受电信号激发发射超声，进入活体组织，遇不同声阻界面产生反射与散射；晶片又接收回声信号，转换成电信号，送入电子仪器。晶片将电能转换成声能(发射)，又能将声能转换成电能(接收)，称之为声电换能器。
[0021] 本发明第二方面，提供一种操作放声-超声双模式同步成像系统的方法，所述方法操作步骤如下：
[0022] 检测体内注射的放射性探针时，主控电路单元向多通道超声换能器发出激励电信号，放射性探针注射体内一定时间(一般为10分钟到2小时内)后激发活体组织产生增强的超声信号,即放声信号；
[0023] 多通道超声换能器接收激励电信号后发射超声波照射被测活体组织；
[0024] 多通道超声换能器分别先后接收积聚放射性探针的被测组织反射超声回波信号和增强的超声回波信号(即放声信号)，并进行信号转换；
[0025] 数据采集部件采集经多通道超声换能器转换后的超声回波信号和放声信号，并发送给数据处理与图像重建单元；
[0026] 数据处理与图像重建单元，分别同时对超声回波信号和放声信号进行图像重建，并对重建后的图像进行横向分辨率和深度信息(如特征提取、定量参数指标选择等)的优化，得到超声图像和放声双模式图像；
[0027] 计算机接收并实时显示超声图像和放声双模式图像；
[0028] 重复以上步骤，连续生成并显示被测组织的动态超声和放声双模式图像。
[0029] 本发明用于检测放声效应的放声-超声双模式同步成像系统不仅可显著改善现有超声成像仪检测放声效应的灵敏度和特异性，且可同时实时行体内放射性分子探针高分辨超声成像定位和功能代谢分子成像检查，其临床转化应用也相对简单。
[0030] 本发明用于检测放声效应的放声-超声双模式同步成像系统及其操作方法具有以下显著优势：
[0032] 第二，用简单超声成像仪或放声-超声双模式同步成像系统，替代昂贵和复杂的正电子发射断层(PET)和单光子发射断层(SPECT)扫描仪，检测放射性探针引起的增强声学信号，同样能获取活体放射性探针体内生物分布，实现活体代谢和功能核医学显像技术上的飞跃。
[0033] 第三，放声效应将具有良好分辨率的超声形态定位与高度灵敏、特异的放射性探针功能代谢成像有机结合起来，能直接实现放射性探针活体精准定位和功能代谢特异显像，克服了传统超声和核医学双模式成像依靠图像融合、不能精准定位病变组织中放射性探针的缺陷。
[0034] 第四，多种放射性核素和特异性放射性药物的使用，可增强其激发产生的声信号并提高与病变组织的特异性结合，从而达到提高检测肿瘤等病变的灵敏度和特异性。多靶向多功能放射性探针放声效应和PET-放声效应双模式成像可进一步提高放声效应的灵敏度、分辨率、特异性和准确性，能克服光声显像的缺陷(如声学特性不均匀组织对光声成像影响以及光声成像深度限制等)。放射性药物有可能发展成为一类新型的放射和超声双模式探针。
[0035] 第五，放声-超声双模式同步成像系统的研制，不仅赋予其可使用不同放射性探针，而且增加了对声衰减影响很少的水箱和一体化多通道超声换能器，能减少其它信号干扰，更特异地检测放声信号；既能单独用于高对比和高特异的放声成像以及高分辨超声成像，也能完成高分辨、高对比和高度特异的放声-超声双模式同步成像，真正实现了对疾病实时精准定位和术中导向精准治疗的目标；放声效应比PAI更有利于临床转化应用。【附图说明】
[0036] 图1为本发明放声-超声双模式同步成像系统示意图。
[0037] 图2为典型超声成像仪系统结构组成示意图。
[0038] 图3为生理盐水、葡萄糖和18F-FDG(FDG)注射液的体外超声信号检测结果。
[0039] 图4为正常裸鼠注射FDG后不同时间裸鼠右肾的超声信号检测结果。
[0040] 图5为正常裸鼠注射FDG后不同时间裸鼠心脏的超声信号检测结果。
[0041] 图6为正常裸鼠注射FDG后不同时间裸鼠肝脏的超声信号检测结果。
[0042] 图7为正常裸鼠注射FDG后不同时间裸鼠右侧股骨肌肉的超声信号检测结果。
[0043] 图8为荷a549肺癌皮下肿瘤裸鼠注射生理盐水0.15mL后不同时间肿瘤组织的超声信号检测结果。
[0044] 图9为荷mcf7乳腺癌皮下移植裸鼠注射葡萄糖溶液0.15mL后不同时间时肿瘤组织的超声信号检测结果。
[0045] 图10为荷肝癌SMCC-7721皮下移植裸鼠注射FDG 0.15mL后不同时间肿瘤组织的超声信号检测结果。
[0046] 图11为荷肝癌SMCC-7721皮下移植裸鼠注射FDG 0.15mL后60min时肿瘤组织的超声信号检测结果。
[0047] 图12为荷Mcf 7乳腺癌皮下移植裸鼠注射FDG 0.15mL后不同时间肿瘤组织的超声信号检测结果。
[0048] 图13为注射FDG 2mCi和500μCi时荷瘤模型体内生物分布。【具体实施方式】
[0049] 实施例1
[0050] 请参阅图1，本发明放声-超声双模式同步成像系统包括：包括放射性探针单元，用于诱导活体组织产生增强声波信号；一体化多通道超声换能器，用于将超声发射到活体后再接收活体中的超声回波信号；检测池单元，用于放置被检测的活体组织；电机驱动单元，用于三维调节一体化多通道超声换能器位置，能达到提高检测放声效应灵敏度的目的；发射电路单元，用于发射超声波信号；接收电路单元，用于接收超声波及放声信号；主控电路单元，用于实现主机对超声-放声双模式成像系统的的控制；数据采集单元，用于采集放声效应的信号数据；数据处理和图像重建单元，用于处理信号数据，将数字信号转换为图像信号；以及计算机。放声-超声双模式同步成像系统是在改进常规超声成像仪基础上研制而成的。
[0051] 图2是常规超声成像仪基本组成。超声成像仪由超声换能器(探头)和电子仪器两大部分组成。超声换能器的作用是将超声发射到活体后再接收活体中的超声回波信号。超声换能器是超声成像仪主体部分，主要由压电晶片组成。压电晶片受电信号激发发射超声，进入活体组织，遇不同声阻界面产生反射与散射；晶片又接收回声信号，转换成电信号，送入电子仪器。晶片将电能转换成声能(发射)，又能将声能转换成电能(接收)，称之为声电换能器。
[0052] 超声成像依赖于反射和散射的回声超声波信号的接收、分析和显示，而葡萄糖及其类似物不是超声造影剂，因而超声成像仪检测的增强超声信号只能来自于内部放射性探针18F-FDG作用于活体组织。因而，本发明使用的放声-超声双模式同步成像系统可同时行放声效应检测和高分辨超声成像，是检测放声效应最为简单的成像仪。
[0053] 作为本发明的一种改进，本发明中放射性探针单元包括多种放射性核素和放射性核素标记特异性分子探针。
[0054] 放射性核素包括β+发射体(11C、18F、68Ga、64Cu)、β-发射体(131I、90Y、177Lu)、γ发射体(99mTc、含电子捕集111In)、以及α〔射线〕发射体211At。放射性核素标记特异性分子探针包括代谢型放射性药物、结合型放射性药物、多靶向多功能纳米放射性药物和复方放射性药物。放射性药物内照射可诱导活体组织产生增强声波信号，那么检测这些增强声波信号便可实现活体组织能量转化分子显像，从而可获得滞留放射性探针病变组织的精准定位，并可提高其灵敏度和特异性
[0055] 检测池单元为对声衰影响很小的水箱，对声衰影响很小的水箱可以减少其它信号干扰，更特异地检测放声信号；既能单独用于高对比和高特异的放声成像以及高分辨超声成像，也能完成高分辨、高对比和高度特异的放声-超声双模式同步成像。
[0056] 一体化多通道超声换能器为具有激励超声信号并接收不同频率范围超声与放声信号的多通道宽带超声探头。超声换能器的作用是将超声发射到活体后再接收活体中的超声回波信号。超声换能器是超声成像仪主体部分，主要由压电晶片组成。压电晶片受电信号激发发射超声，进入活体组织，遇不同声阻界面产生反射与散射；晶片又接收回声信号，转换成电信号，送入电子仪器。晶片将电能转换成声能(发射)，又能将声能转换成电能(接收)，称之为声电换能器。
[0057] 一体化多通道超声换能器位置由电机驱动器三维调节。使用电机驱动器对一体化多通道超声换能器位置进行三维调节，可以让一体化多通道超声换能器更加精准地检测放声信号和超声信号。
[0058] 操作放声-超声双模式同步成像系统的方法，其操作步骤如下：
[0059] 活体注射放射性探针时，主控电路单元向多通道超声换能器发出激励电信号，放射性探针注射一定时间后激发活体组织产生增强的超声信号,即放声信号；
[0060] 多通道超声换能器接收激励电信号后发射超声波照射被测活体组织；
[0061] 多通道超声换能器分别先后接收被测组织注射放射性探针前后的反射超声回波信号和增强的超声回波信号(放声信号)，并进行信号转换；
[0062] 数据采集部件采集经多通道超声换能器转换后的超声回波信号和放声信号，并发送给数据处理与图像重建单元；
[0063] 数据处理与图像重建单元，分别同时对超声回波信号和放声信号进行图像重建，并对重建后的图像进行横向分别率和深度信息的优化，得到超声图像和放声双模式图像；
[0064] 计算机接收并实时显示超声图像和放声双模式图像；
[0065] 重复以上步骤，连续生成并显示被测组织的动态超声和放声双模式图像。
[0066] 应用实施例1体外超声检测
[0067] 以生理盐水和葡萄糖注射液为对照组，以18F-氟代脱氧葡萄糖(18F-FDG，FDG)为被测样品，体积数为0.2ml，用透明塑料薄膜密封包裹。18F-FDG放射性剂量为0.100mCi、0.200mCi、0.500mCi、以及大于1.0mCi。用动物超声仪检测对照组和被测样品回声信号强度，研究不同溶剂与超声成像回声强度相关性。
[0068] 以生理盐水和葡萄糖注射液为对照组，以18F-氟代脱氧葡萄糖(18F-FDG)为被测样品，超声仪检测超声信号结果见图3。与生理盐水和葡萄糖相比，代表性18F-FDG超声信号没有明显增强现象。
[0069] 应用实施例2体内超声检测
[0070] 实验对象为正常裸鼠7只，荷7721肝癌裸鼠模型1只，荷a549肺癌裸鼠模型1只，荷mcf7乳腺癌裸鼠模型5只。采用Vevo 2100小动物超声成像仪对裸鼠和模型动物行超声成像，探头频率30Hz。裸鼠经异氟烷吸入麻醉后，仰卧位固定四肢。在未注射前、注射生理盐水和18F-FDG0.15mL后10min、20min、30min、40min、50min和60min时，采集心脏、肝脏、肾脏(右肾)、肌肉(右侧股骨处)图像。对于荷瘤模型，在未注射前、注射生理盐水、葡萄糖注射液和18F-FDG0.15mL后10min、20min、30min、40min、50min、60min和70min时，采集心脏长轴、肝脏、肾脏(右肾)、肌肉(右侧股骨处)、肿瘤等最大切面图像存储。
[0071] 正常裸鼠注射FDG 0.15mL后不同时间右肾的超声表现示于图4。与未经生理盐水和FDG处理的右肾超声(图4A)比较，注射FDG 10min(图4B)时未见超声回声改变；注射FDG20min(图4C)、30min(图4D)和40min(图4E)时超声回声逐渐增强，而注射FDG 50min(图4F)和60min(图4G)时超声回声稍降低。
[0072] 正常裸鼠注射FDG 0.15mL后不同时间心脏超声表现示于图5。与未经生理盐水和FDG处理的心脏超声(图5A)比较，注射FDG10min(图5B)、20min(图5C)、30min(图5D)、40min(图5E)、50min(图5F)和60min(图5G)时超声未见回声改变。
[0073] 正常裸鼠注射FDG 0.15mL后不同时间肝脏超声表现示于图6。与未经生理盐水和FDG处理的肝脏超声(图6A)比较，注射FDG 10min(图6B)、20min(图6C)、30min(图6D)、40min(图6E)、50min(图6F)和60min(图6G)时超声未见回声改变。
[0074] 正常裸鼠注射FDG 0.15mL后不同时间右侧股骨肌肉超声表现示于图7。与未经生理盐水和FDG处理的肝脏超声(图7A)比较，注射FDG 10min(图7B)、20min(图7C)、30min(图7D)、40min(图7E)、50min(图7F)和60min(图7G)时超声未见回声改变。
[0075] 应用实施例3荷瘤模型超声检测
[0076] 1、荷a549肺癌裸鼠注射生理盐水后不同时间肿瘤组织超声表现
[0077] 荷a549肺癌裸鼠注射生理盐水0.15mL后不同时间肿瘤组织超声表现示于图8。与未经生理盐水处理的肿瘤组织回声(图8A)比较，注射生理盐水10min(图8B)、20min(图8C)、30min(图8D)、40min(图8E)、50min(图8F)、60min(图8G)和70min(图8H)时超声未见回声改变。
[0078] 2、荷Mcf 7乳腺癌裸鼠注射葡萄糖后不同时间肿瘤组织超声表现
[0079] 荷Mcf 7乳腺癌裸鼠注射葡萄糖溶液0.15mL后不同时间肿瘤组织超声表现示于图9。与未经射葡萄糖溶液处理的肿瘤组织超声(图9A)比较，注射葡萄糖溶液10min(图9B)、
20min(图9C)、30min(图9D)、40min(图9E)、50min(图9F)、60min(图9G)和70min(图9H)时超声未见回声改变。
20min(图9C)、30min(图9D)、40min(图9E)、50min(图9F)、60min(图9G)和70min(图9H)时超声未见回声改变。
[0080] 3、荷肝癌SMCC-7721皮下肿瘤模型注射FDG 1min、10min、20min、30min、40min、50min和60min时超声表现
[0081] 荷肝癌SMCC-7721皮下移植裸鼠注射FDG 0.15mL后不同时间肿瘤组织的超声表现示于图10。与未注射FDG前低回声实性肿块超声表现(图10A)比较，注射FDG 1min(图10B)和10min(图10C)时超声未见回声改变；注射FDG 20min(图10D)、30min(图10E)、40min(图10F)和50min(图10G)时超声回声逐渐增强，而注射FDG 60min(图10H)时超声见回声增强减弱。
[0082] 图11为荷肝癌SMCC-7721皮下移植裸鼠注射FDG 0.15mL后60min时肿瘤组织的超声表现。与未注射FDG前低回声实性肿块超声(图11A)比较，注射FDG 60min(图11B)时肿瘤组织部分回声增强。
[0083] 4、荷Mcf 7乳腺癌裸鼠(5只)注射FDG5min、10min、20min、30min、40min、50min、60min和70min时超声表现
[0084] 荷Mcf 7乳腺癌皮下移植裸鼠注射FDG 0.15mL后不同时间肿瘤组织的超声显像示于图12。与未注射FDG前低回声实性肿块超声(图12A)比较，注射FDG 5min(图12B)和10min(图12C)时未见超声回声改变；注射FDG 20min(图12D)、30min(图12E)、40min(图12F)和50min(图12G)时超声见回声逐渐增强，而注射FDG 60min(图12H)和70min(图12I)时超声见回声增强减弱。
[0085] 显示，与正常组织比，肿瘤组织有增强的超声信号，即为放声信号；与此同时，大多数正常组织摄取放射性较低，超声信号较弱，即不产生放声信号；而与正常组织比，肿瘤组织有增强的超声信号，即为放声信号。
[0086] 应用实施例4体内生物分布
[0087] 上述裸鼠模型行超声成像后，解剖肝、肾、心脏、肌肉和肿瘤组织，行γ放射性计数，计算肿瘤/正常组织摄取比值，研究放射性摄取与超声成像回声强度的相关性。
[0088] 注射FDG 2mCi和500μCi时，荷瘤模型中心脏、肝脏、肾脏、肌肉和肿瘤组织摄取值(％ID/g)示于图13。由图13可知，心脏具有最高FDG放射性摄取，其次为肿瘤，其它组织具有较低摄取。
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