Summary
Her præsenterer vi en protokol til at udføre præklinisk positronemissionstomografibaseret strålebehandling i en rotteglioblastommodel ved hjælp af algoritmer udviklet internt for at optimere nøjagtigheden og effektiviteten.
Abstract
En rotteglioblastommodel til efterligning af kemostrålebehandling af humant glioblastom i klinikken blev tidligere etableret. I lighed med den kliniske behandling blev computertomografi (CT) og magnetisk resonansbilleddannelse (MRI) kombineret under behandlingsplanlægningsprocessen. Positronemissionstomografi (PET) billeddannelse blev efterfølgende tilføjet for at implementere subvolumenforøgelse ved hjælp af et mikrobestrålingssystem. Kombination af tre billeddannelsesmetoder (CT, MR og PET) ved hjælp af et mikrobestrålingssystem viste sig imidlertid at være arbejdskrævende, fordi multimodal billeddannelse, behandlingsplanlægning og dosislevering skal afsluttes sekventielt i præklinisk indstilling. Dette resulterer også i en arbejdsgang, der er mere tilbøjelig til menneskelige fejl. Derfor blev der implementeret en brugervenlig algoritme til yderligere optimering af præklinisk multimodal billeddannelsesbaseret strålebehandlingsplanlægning. Dette softwareværktøj blev brugt til at evaluere nøjagtigheden og effektiviteten af dosismaling strålebehandling med mikrobestråling ved hjælp af et in silico-undersøgelsesdesign . Den nye metode til dosismalingsstrålebehandling er bedre end den tidligere beskrevne metode med hensyn til nøjagtighed, tidseffektivitet og intra- og interbrugervariation. Det er også et vigtigt skridt i retning af gennemførelsen af omvendt behandlingsplanlægning på mikrobestrålere, hvor fremadrettet planlægning stadig er almindeligt anvendt i modsætning til kliniske systemer.
Introduction
Glioblastom (GB) er en ondartet og meget aggressiv primær hjernetumor. GB er en solid heterogen tumor, der typisk er karakteriseret ved infiltrative grænser, nuklear atypi og nekrose1. Tilstedeværelsen af blod-hjerne-barrieren og hjernens status som et immunprivilegieret sted gør opdagelsen af nye mål for kemo- og immunterapi til en skræmmende opgave2,3,4. Det er bemærkelsesværdigt, at behandlingen af GB-patienter næppe har ændret sig siden introduktionen i 2005 af Stupp-protokollen, der kombinerer ekstern strålebehandling (RT) med samtidig temozolomid, normalt efterfulgt af adjuvans temozolomid5. Typisk går Stupp-protokollen forud for maksimal kirurgisk resektion. Derfor er alternative behandlingsmetoder af afgørende betydning.
Nuværende strålebehandling til glioblastompatienter leverer en ensartet stråledosis til det definerede tumorvolumen. I strålingsonkologi er der en vigtig dosis-respons-korrelation for glioblastom med stigende dosis, som synes at dække omkring 60 Gy på grund af øget toksicitet for den normale hjerne6,7. Tumorer kan dog være meget (radiobiologisk) heterogene med gradienter af iltniveau og / eller store forskelle i cellulær densitet. Metaboliske billeddannelsesteknikker, såsom PET, kan visualisere disse biologiske egenskaber og kan bruges til at tilpasse dosisrecepten. Denne fremgangsmåde er kendt som dosismaleri RT. Dette udtryk blev introduceret af Ling et al. i 2000. Forfatterne definerede dosismaleri af RT som at producere "udsøgt konforme dosisfordelinger inden for rammerne af strålingsudbredelse og spredning"8.
Der er to typer dosismaling RT, dosismaling ved konturer (DPBC), hvorved en dosis ordineres til et sæt indlejrede undervolumener, og dosismaling efter tal (DPBN), hvorved en dosis ordineres på voxelniveau. Dosisfordelingen for DPBN RT kan ekstraheres fra funktionelle billeder. Dosis i hver voxel bestemmes af intensiteten I af den tilsvarende voxel i billedet med en nedre og øvre grænse for at sikre, at der på den ene side leveres en tilstrækkelig dosis til hver del af tumoren. På den anden side overskrider doserne ikke en øvre grænse for at beskytte organer i fare og undgå toksicitet. Den mest enkle metode er en lineær interpolation (se Eq. 1) mellem minimumsdosis Dmin og maksimal dosis Dmax, der forholdsmæssigt varierer mellem minimumsintensitet Imax og maksimal intensitet inden for målvolumen9,10
Eq. 1
Da der er en vis skepsis over for kvalitetssikringen af DPBN RT, bør aflejringen af dosis verificeres gennem præklinisk og klinisk forskning10. Der kan dog kun indhentes begrænsede data fra kliniske forsøg, og det er blevet antaget, at der kan opnås mere indsigt ved nedskalering til forsøgsdyr11,12. Derfor er prækliniske undersøgelser, der anvender præcisionsbilledstyrede strålingsforskningsplatforme, der muliggør kobling med nogle meget specifikke teknikker, såsom autoradiografi, velegnede til at undersøge åbne spørgsmål og bane vejen for personlig medicin og nye behandlingsstrategier, såsom dosismaling RT13,14. Fortolkningen af prækliniske data skal dog udføres med forsigtighed, og ulemper ved disse prækliniske opsætninger skal overvejes14.
Mikrobestrålingssystemer, såsom Small Animal Radiation Research Platform (SARRP), er udstyret med lignende teknologier som deres kliniske modstykke. De omfatter indbygget keglestråle CT (CBCT) billeddannelse, et præklinisk behandlingsplanlægningssystem (PCTPS) og giver submillimeter præcision. Kliniske dosisberegninger udføres ved invers behandlingsplanlægning, hvor man initierer fra den ønskede dosisfordeling for at bestemme strålerne via en iterativ algoritme. Prækliniske bestrålere bruger ofte fremadrettet planlægning. Ved fremadrettet planlægning vælges den krævede mængde og vinkel på bjælkerne, og PCTPS beregner derefter dosisfordelingen. Optimeringen af planerne udføres ved manuel iteration, hvilket er arbejdskrævende15.
Efter 2009 har nye udviklinger gjort det muligt at gennemføre omvendt planlægning på disse forskningsplatforme16,17,18. For at øge ligheden med den kliniske metode blev en motoriseret variabel rektangulær kollimator (MVC) udviklet som en præklinisk modstykke til flerbladet kollimator. En todimensionel dosismalingsmetode ved hjælp af en variabel kollimator blev offentliggjort af Cho et al.19. Denne forskningsgruppe implementerede en tredimensionel (3D) omvendt behandlingsplanlægningsprotokol på en mikrobestråler og bestemte minimums- og maksimumsdoser for målvolumenet og en maksimal dosis for de organer, der er i fare. Disse teknikker er hovedsageligt blevet evalueret i silico, og deres prækliniske anvendelser skal undersøges.
Dette papir præsenterer en in silico-undersøgelse for at sammenligne to metoder til [18F]-fluor-ethyl-L-tyrosin ([18F]FET) PET-baseret dosismaling i en GB-rottemodel20,21,22 ved hjælp af en forskningsplatform for stråling fra små dyr. Disse to metoder er (1) subvolumenforøgelse ved hjælp af foruddefinerede strålestørrelser og (2) dosismaling ved hjælp af en motoriseret variabel kollimator, hvor kæbedimensioner ændres baseret på PET-sporstofoptagelsen i tumorvolumenet. [18F] FET er et PET-sporstof, der ofte anvendes i neuro-onkologi på grund af dets evne til at detektere hjernetumorer23. [18F] FET er en kunstig aminosyre, der internaliseres i tumorceller, men ikke inkorporeres i celleproteiner. [18F] FET-optagelse svarer til celleproliferationshastighed, tumorcelletæthed og angiogenese24. Da dette er det mest almindeligt anvendte onkologiske hjerne-PET-sporstof i disse forfatteres institut, blev denne radiosporstof valgt til at evaluere den nye arbejdsgang.
Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.
Protocol
Undersøgelsen blev godkendt af den lokale etiske komité for dyreforsøg (ECD 18/21). Anæstesiovervågning udføres ved at erhverve dyrenes respirationshastighed ved hjælp af en sensor.
1. F98 GB rottecellemodel
- F98 GB-cellerne dyrkes i et monolag ved hjælp af Dulbeccos modified Eagle Medium, suppleret med 10% kalveserum, 1% penicillin, 1% streptomycin og 1% L-glutamin, og anbring dem i en CO2-inkubator (5% CO2 og 37 °C).
- Inokulerer gliomcellerne i hjernen hos kvindelige Fischer F344 rotter (kropsvægt 170 g).
BEMÆRK: Brug sterile instrumenter og brug altid sterile handsker.- Anæstesi rotterne gennem indånding af isofluran (5% induktion, 2% vedligeholdelse) blandet med ilt (0,3 ml / min) gennem en næsekegle. Bekræft anæstesien ved fravær af tilbagetrækningsrefleks af lemmen, og immobiliser rotterne i en stereotaktisk enhed ved hjælp af fikseringspunkter for næse og ører. Påfør en carbomer øjengel for at forhindre tørre øjne under anæstesi. Hold kropstemperaturen ved hjælp af en termoreguleret varmepude og rektal sonde ved 37 ° C.
- Barber rotten fra øjenhøjde til bagsiden af kraniet, og desinficer huden med isobetadin. Injicer xylocain (med adrenalin 1:200000, 0,1 ml) subkutant til lokalbedøvelse.
- Udsæt kraniet gennem et midterlinjehovedbundssnit og lav et lille hul med et boreværktøj 3 mm bagud og 3 mm lateralt til bregma på højre halvkugle.
- Indsæt en stereotaktisk styret insulinnål (29 G), og injicer 5 μL cellesuspension (20.000 F98 GB celler) 3 mm dyb ved hjælp af en mikrosprøjtepumperegulator. Lad nålen stå på plads i 5 minutter, hvilket giver cellesuspensionen tid til at diffundere ind i vævet.
- Træk sprøjten langsomt tilbage og luk hullet i kraniet med knoglevoks. Suturere huden (polyamid 6, tykkelse 4-0) og injicere meloxicam subkutant (1 mg/kg, 2 mg/ml). Påfør xylocain gel.
- Stabiliser dyrets kropstemperatur efter operationen ved hjælp af en rød lampe. Overvåg rottens opvågnen, indtil den har genvundet tilstrækkelig bevidsthed. Returner ikke dyret til selskabet med andre dyr, før det er fuldt genoprettet. Huser alle dyr under miljøkontrollerede forhold (12 timers lys/mørk cyklus, 20-24 °C og 40-70 % relativ luftfugtighed) med mad og vand ad libitum.
- Sørg for at overvåge dyrene dagligt og opretholde en daglig sundhedsstatuslog ved at kontrollere deres kropsvægt, mad, vandindtag og deres aktivitet og adfærd. Brug en dødelig dosis pentobarbital natrium til at aflive dyrene (160 mg/kg), hvis der observeres et fald på 20% legemsvægt, eller når den normale adfærd forværres alvorligt (f.eks. Manglende pleje).
2. Bekræftelse af tumorvækst
- Evaluer tumorvækst 8 dage efter podning. Anæstesi rotterne gennem indånding af isofluran (5% induktion, 2% vedligeholdelse) blandet med ilt (0,3 ml / min) gennem en næsekegle. Bekræft anæstesien ved fraværet af tilbagetrækningsrefleks af lemmet.
- Et gadoliniumholdigt kontrastmiddel (0,4 ml/kg) injiceres gennem en intravenøst anbragt slange i den laterale halevene. Dæk dyret med et varmt vand cirkulerende varmetæppe og læg dem i MR-sengen. Påfør en carbomer øjengel for at forhindre tørre øjne under anæstesi. Placer MR-sengen i holderen med en Tx/ Rx Rat hjernevolumenspole.
- Udfør en lokaliseringsscanning efterfulgt af en T2-vægtet spin-ekko-scanning for at vurdere tumorvækst. Brug disse T2-MR-sekvensindstillinger: gentagelsestid (TR)/ekkotid (TE) 3661/37,1 ms, 109 μm isotrop opløsning i plan, skivetykkelse 600 μm, 4 gennemsnit, 30 skiver, samlet anskaffelsestid (TA) 9 min 45 s.
- Hvis en tumor bekræftes ved den T2-vægtede erhvervelse, skal du udføre en T1-vægtet kontrastforstærket spin-ekkoscanning. Brug disse T1-MRI-sekvensindstillinger: TR/TE 1539/9,7 ms, 0,117 mm isotrop opløsning i plan, skivetykkelse 600 μm, 3 gennemsnit, 30 skiver, TA 4 min 15 s.
- Efter MR-undersøgelsen skal du løbende overvåge dyret, indtil det genvinder fuld bevidsthed.
- Når tumoren når en diameter på 7 til 8 mm, normalt observeret 12 dage efter podning, skal du vælge dyret til behandling.
3. Multimodalitetsbilleddannelse af valg af målvolumen
BEMÆRK: PET/MR-styret bestråling kræver sekventiel erhvervelse af et multimodalt datasæt. Efter intravenøs administration af radioraceren påbegyndes PET-billeddannelse efterfulgt af kontrastforstærket T1-vægtet MR og endelig en behandlingsplanlægningS-CT.
- Anæstesi dyret med isofluran (5% induktion, 2% vedligeholdelse) blandet med ilt (0,3 L / min) ved hjælp af en næsekegle. Bekræft anæstesi, når rotterne ikke udviser nogen tilbagetrækningsrefleks af lemmet. Påfør carbomer øjengel for at forhindre tørre øjne under anæstesi.
- Indsæt slangen intravenøst i den laterale halevene, hvilket muliggør injektion af 10-12 MBq PET radioaktivt sporstof opløst i 200 μL saltvand. Injektion [18F]-FET, 1 time før PET-erhvervelse. Lad dyret genvinde bevidstheden, mens sporstoffet fordeles gennem kroppen.
- Anæstesi dyret igen, som beskrevet i trin 3.1. Placer dyret på en multimodalitetsseng (her lavet internt) og fastgør det ved hjælp af krog-og-løkke fastgørelseselementer, og oprethold en fast position under billeddannelse og mikrobestråling. Fastgør en kapillær fyldt med MR/PET-agenten (se materialetabellen) for lettere samregistrering. Pak dyret ind i bobleplast for at bevare dets kropstemperatur under multimodalitetsbilleddannelse og terapi.
- Udfør en PET-scanning 1 time efter injektionen af PET-sporstoffet. Rekonstruer PET-scanningen til et 3D-volumen (192 x 192 x 384 matrix) med 0,4 mm voxelstørrelse ved at anvende en MLEM-algoritme (Maximum-Probability Expectation-Maximization) ved hjælp af 30 iterationer.
BEMÆRK: Der blev anvendt en særlig PET-scanner til billeddannelse af forsøgsdyr med et aksialt synsfelt på 130 mm og en borediameter på 72 mm. Dette system giver sub-mm (0,85 mm) rumlig opløsning. - Injektion af et MR-kontrastmiddel (0,4 ml/kg) intravenøst i halevenen. Anbring rotten, der stadig er fastgjort på multimodalitetslejet, i dyreholderen af MR-scanneren (Table of Materials). Udfør en lokaliseringsscanning efterfulgt af en kontrastforstærket T1-vægtet spin-ekko-sekvens, analog med trin 2.4.
- Placer dyret, der stadig er fastgjort på multimodalitetsbedet, på en plastikholder, der er fastgjort på det fireaksede robotpositioneringsbord på mikrobestråleren. Udfør en højopløselig behandlingsplanlægning keglestråle CT ved hjælp af en rørspænding på 70 kV, en rørstrøm på 0,4 mA, et 1 mm aluminiumsfilter og en 20 x 20 cm (1024 x 1024 pixel) amorf Si fladpaneldetektor. Få i alt 360 fremskrivninger over 360°. Rekonstruer CT-billederne med en isotrop voxelstørrelse på 0,275 mm (411 x 411 x 251 matrix).
4. Medregistrering af billede
BEMÆRK: Samregistreringen udføres med en halvautomatisk MATLAB-kode, der er udviklet internt. Koden kan findes på Github på https://github.com/sdonche/DosePainting. De forskellige trin er beskrevet nedenfor.
- Placer de tre billedmodaliteter ([18F]FET PET, kontrastforstærket T1-vægtet MR og keglestråle-CT) i en mappe. Konverter DICOM-billeder til NIfTI-formatet ved hjælp af dcm2niix-funktionen fra mricron-billedfremviseren24.
- Importer de konverterede billeder til MATLAB, og filtrer PET-billedet med et gaussisk filter ved hjælp af en Full-Width Half-Max (FWHM) på 1 mm.
- Omorienter billederne, så de kartesiske akser fra alle billeddannelsesmetoder svarer til hinanden.
BEMÆRK: Til denne opsætning blev CT-billedet vendt rundt om Y-aksen; MR-skiven blev vendt rundt om X-aksen, og PET blev vendt rundt om Y-aksen. - Beskær PET-billedet for at forenkle den automatiske samregistrering.
BEMÆRK: Til denne opsætning blev 40 pixels sat til nul fra begge sider af X-aksen (venstre og højre for dyret); på dyrets dorsale og ventrale side (Y-aksen) blev henholdsvis 60 og 40 pixels indstillet til nul; langs længdeaksen (eller Z-aksen) er 170 og 30 pixels indstillet til nul for henholdsvis ringere og overlegen side. - Flyt billedcentrene tæt på hinanden for at forenkle automatisk samregistrering.
- Udfør den faktiske stive krops co-registrering ved hjælp af Statistical Parametric Mapping (SPM) i MATLAB26. Brug følgende registreringsparametre (andre som standard): objektiv funktion: gensidig information; adskillelse: [4 1 0,2]; tolerancer: [0,02 0,02 0,02 0,001 0,001 0,001 0,01 0,01 0,01 0,001 0,001 0,001]; udjævning af histogram: [1 1]; interpolation: trilineær.
5. Planlægning af strålebehandling
BEMÆRK: En MATLAB-app og flere MATLAB-scripts blev skrevet til planlægningen af strålebehandling. Koden kan findes på Github på https://github.com/sdonche/DosePainting. De forskellige trin forklares nedenfor.
- Fremgangsmåde 1
- Indlæs de tre forskellige billedbehandlingsmetoder i MATLAB-appen. Placer en generøs afgrænsningsramme omkring kontrastforbedringen på den T1-vægtede MR-scanning (figur 1). Bestem det kontrastforstærkede volumen ved hjælp af en tærskel (figur 2). Hvis der er valgt flere regioner, skal du kun vælge det største volumen, hvis centrum betragtes som det første isocenter, der leverer en foreskrevet dosis for RT (figur 3).
- Udvid den tidligere bestemte MR-kontrastforbedring med 10 pixels i hver retning. Hvis der opdages flere regioner, skal du kun beholde det største PET-volumen, hvis centrum betragtes som det andet isocenter, der leverer en foreskrevet dosis til RT.
BEMÆRK: I denne PET-lydstyrke defineres PET-boostvolumenet af pixels med en højere signalintensitet end 0,90 × maksimal signalintensitet (i afgrænsningsboksen) i dette volumen. - Brug følgende bestrålingsindstillinger for de beregnede isocentre (figur 4 og tabel 1).
- For det første isocenter (MRI) skal du give en foreskrevet dosis på 2000 cGy ved hjælp af 3 ikke-coplanarbuer i sofapositioner 0 °, -45 ° og -90 ° med en portalrotation på henholdsvis 120 °, 120 ° og 60 °. Brug en fast kollimatorstørrelse på 10 x 10 mm, men brug en passende kollimator (f.eks. En 5 x 5 mm kollimator), når mindre tumorstørrelser skal bestråles. Vær forsigtig med at overveje dyrets velfærd, når tumorvolumenerne er større end 10 mm.
- For det andet isocenter (PET) skal du give en foreskrevet dosis på 800 cGy ved hjælp af 3 ikke-coplanære buer i sofapositioner 0 °, -45 ° og -90 ° med en portalrotation på henholdsvis 120 °, 120 ° og 60 °. Brug en fast kollimatorstørrelse på 3 x 3 mm.
- Beregn dosisfordelingen i dyret og stråleleveringsparametrene.
- Fremgangsmåde 2
- Indlæs de tre forskellige billedbehandlingsmetoder i MATLAB-appen. Anbring en generøs afgrænsningsramme omkring kontrastforbedringen på [18F]FET PET-billedet, analogt med trin 5.1.1.
- Bestem de volumener, der er defineret af pixels med en signalintensitet højere end A × maksimal signalintensitet (i ovennævnte afgrænsningsramme), med A lig med 0,50, 0,60, 0,70, 0,80 og 0,90. Navngiv disse bind V50, V60, V70, V80 og V90.
- Bestem isocentrene og kæbedimensionerne for hver stråle, der kræves for at styre den motoriserede variable kollimator ved hjælp af MATLAB-scriptet (se figur 5).
- Brug følgende indstillinger for de beregnede isocentre og kæbedimensioner:
- For V50 skal du give en foreskrevet dosis på 2000 cGy fordelt på 16 bjælker (hver 125 cGy; sofa- og portalpositioner i tabel 2). Brug de beregnede kæbedimensioner for MVC.
BEMÆRK: Her er en ekstra margen på 1 mm inkluderet for at tage højde for mikroskopisk tumorinfiltration. - For V60-V90 skal du give en foreskrevet dosis på 800 cGy fordelt på 40 bjælker (hver 20 cGy; sofa- og portalpositioner i tabel 2). Brug de beregnede kæbedimensioner for MVC.
- For V50 skal du give en foreskrevet dosis på 2000 cGy fordelt på 16 bjælker (hver 125 cGy; sofa- og portalpositioner i tabel 2). Brug de beregnede kæbedimensioner for MVC.
- Beregn dosisfordelingen i dyret og stråleleveringsparametrene.
6. Evaluering af planen
BEMÆRK: For at sammenligne de to metoder skal du beregne dosisvolumenhistogrammer (DVH) og Q-volumenhistogram (QVH) i V50 PET-volumenet. Her blev der brugt et MATLAB-script, udviklet internt. Koden kan findes på Github på https://github.com/sdonche/DosePainting.
- Dosis-volumen histogram
- Generer DVH ud fra den dosisfordeling, der blev opnået fra SARRP.
- Bestem maksimums-, gennemsnits- og minimumsdoserne fra DVH ved at beregne D10, D50 og D90, hvor Dx står for den modtagne dosis med x% af volumenet.
- Histogram med Q-volumen
- Beregn en ideel dosis for hver pixel ved hjælp af Eq. 1, som er en lineær interpolation mellem minimums- og maksimumsdoserne, der forholdsmæssigt varierer mellem den mindste PET-intensitet og den maksimale PET-intensitet inden for målvolumenet for at give et ideelt dosiskort.
- Beregn Q-værdien Qp for hver pixel ved hjælp af følgende ligning (Eq. 2):
Eq. 2
Da Dp er den dosis, der opnås ved planlægning og Di, dosismålet for planlægning. - Generer QVH ud fra de opnåede Q-værdier.
- Beregn kvalitetsfaktoren (Q-faktor, QF) for at evaluere forskellen mellem de planlagte og påtænkte doser ved hjælp af Eq.
Eq. 3
Eq. 2
Eq. 3Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.
Representative Results
Gennemførligheden af PET- og MR-styret bestråling i en glioblastomrottemodel, der bruger SARRP til at efterligne den humane behandlingsstrategi, er tidligere beskrevet20,21,22. Mens dyret blev fastgjort på en multimodalitetsseng lavet internt, var det muligt at oprette en acceptabel strålebehandlingsplan, der kombinerede tre billeddannelsesmetoder: PET, MR og CT. I disse metoder blev en ekstern softwarepakke (se materialetabellen) brugt til at co-registrere billederne ved hjælp af stive kropstransformationer manuelt. De kontrastforstærkede T1-vægtede MR- og PET-billeder blev visuelt vurderet, hvorfra isocentrene blev valgt manuelt. Denne metode viste sig imidlertid at være arbejdskrævende og har bestemt indflydelse på dyrene, da de skal forblive under generel anæstesi under multimodalitetsbilleddannelsen og oprettelsen af en behandlingsplan. Derfor har den nye metode til formål at automatisere specifikke trin i denne proces for at reducere den samlede varians og tid, der kræves for at oprette en strålebehandlingsplan.
I dette papir sammenlignes to metoder. Metode 1 minder meget om den tidligere offentliggjorte metode20,21,22 med enkelte justeringer (tabel 1). I modsætning til den tidligere offentliggjorte metode automatiseres det meste af processen imidlertid ved hjælp af en MATLAB-kode, der er udviklet internt. Metode 2 er en mere sofistikeret metode, hvor en række isocentre og kæbedimensioner for MVC vil blive bestemt på grundlag af [18F]FET PET-optagelsen (figur 5). Isokonturerne for V50, V60, V70, V80 og V90 er vist i figur 6.
Begge metoder blev anvendt på tre forskellige tilfælde (figur 7). Disse tilfælde kan opdeles i to forskellige typer: [18F]FET PET-optagelse i den infiltrative tumorfront og tilstedeværelsen af tumornekrose og [18F]FET PET-optagelse, der indikerer ingen tumornekrose. Tilfælde 1 kan beskrives som en sfærisk homogen PET-optagelse, mens tilfælde 2 og 3 har en ringformet optagelse, hvor den reducerede PET-optagelse sandsynligvis er nekrotisk væv. Case 3 viser også en yderligere region, der vokser ud mod den dorsale region.
Efter beregning af opsætningsparametrene for begge metoder blev dosisfordelingerne for hvert tilfælde (figur 8) bestemt ved hjælp af SARRP's PCTPS. DVH'erne (figur 9) kan opnås ved hjælp af dosisfordelingerne i de volumener, der er defineret af pixels med signalintensitet på over 0,50 × maksimal PET-signalintensitet (i afgrænsningsrammen). Man kan observere, at DVH'erne for metode 2 systematisk er tættere på den ideelle dosisfordeling end dem for metode 1. Et betydeligt tumorvolumen modtager utilstrækkelig bestråling i tilfælde 2 og 3, når det behandles med metode 1. Tabel 3 bekræfter disse konklusioner: Værdierne D90 og D50 er betydeligt lavere for metode 1 end for metode 2. QVH'erne (figur 10) kan også fås fra disse dosisfordelinger. Ideelt set gør disse kurver et kraftigt fald ved en Q-værdi svarende til en. Metode 2 resulterer altid i dosisfordelinger, der er tættere på dosismålet. Tabel 4 viser også overlegne overordnede Q-faktorer for metode 2. Den minimale dosis (D90) på 2000 cGy er opnået for alle tilfælde med metode 2, mens den ikke blev opnået med metode 1 i 2 tilfælde. Dette betyder, at tumorvolumenet modtog utilstrækkelig bestråling ved anvendelse af metode 1.
Figur 1: Placering af afgrænsningsboks. Den T1-vægtede kontrastforbedring er synlig i F98 GB rottemodellen, og en generøs afgrænsningsramme placeres omkring tumoren ved hjælp af MATLAB-koden, der er udviklet internt. Klik her for at se en større version af denne figur.
Figur 2: T1-vægtet kontrastforstærkende tumorafgrænsning: trin 1. Tumorvolumenet er afgrænset på den kontrastforstærkede T1-vægtede MR ved hjælp af tærskelværdi. Forkortelse: MR = magnetisk resonansbilleddannelse. Klik her for at se en større version af denne figur.
Figur 3: T1-vægtet kontrastforstærkende tumorafgrænsning: trin 2. Hvis der registreres flere volumener under tærskeltrinnet, bevares det største volumen til videre behandling. Klik her for at se en større version af denne figur.
Figur 4: Isocenterberegning for metode 1. Kontrastforstærkede T1-vægtede MR-, CT- og PET-billeder er afbildet. De blå og røde cirkler repræsenterer henholdsvis de MR- og PET-baserede isocentre. Forkortelser: MR = magnetisk resonansbilleddannelse; CT = computertomografi; PET = positronemissionstomografi. Klik her for at se en større version af denne figur.
Figur 5: Forklaring af beregning af kæbeopsætning. Trin 1: Tumorvolumenet bestemmes (blå prikker, øverste billede). Trin 2: Et plan (sort gitter) oprettes vinkelret på den indfaldende stråle (magentalinje, øverste billede) ved bestemte sofa- og portalpositioner. Trin 3: Tumorvoxels (blå prikker, øverste billede) projiceres vinkelret på det førnævnte plan, hvilket resulterer i et sæt projicerede voxeller (røde prikker). Trin 4: Bestem isocenter- og kæbedimensionerne (grønne linjer, nederste billede), så alle de projicerede voxeller er inkluderet i den rektangulære stråle defineret af de to symmetriske kæber i den variable kollimator (nederste billede). Disse tal blev genereret i MATLAB. Klik her for at se en større version af denne figur.
Figur 6: Tumorisokonturer. Transaksiale, koronale og sagittale skiver gennem hjernetumoren med tumorvolumener V50, V60, V70, V80 og V90 bestemt af isokonturerne svarende til 50%, 60%, 70%, 80% og 90% af den maksimale tumoroptagelse i PET-billederne. Forkortelser: TV = transaksial; COR = koronal; SAG = sagittal; PET = positronemissionstomografi. Klik her for at se en større version af denne figur.
Figur 7: [18F]FET PET-billeddannelse for de tre tilfælde. Sagittal-, tvær- og frontvisningerne vises for alle tre tilfælde. Klik her for at se en større version af denne figur.
Figur 8: Dosisfordelinger for begge metoder. Sagittale, tværgående og frontale visninger for alle tre tilfælde vises for både metode 1 og metode 2. Dosisfordelingen vises sammen med keglestråle-CT-billeddannelsen fra SARRP. Forkortelser: CT = computertomografi; SARRP = forskningsplatform for stråling fra små dyr. Klik her for at se en større version af denne figur.
Figur 9: DVH-kurver for alle tilfælde. DVH-kurver (i cGy) vises for metode 1, metode 2 og det ideelle dosiskort. Forkortelse: DVH = dosis-volumen histogram. Klik her for at se en større version af denne figur.
Figur 10: Q-volumenhistogram for alle tilfælde. QVH-kurver er vist for metode 1, metode 2 og det ideelle dosiskort. Ideelt set skal den beregnede QVH have et kraftigt fald ved Q-værdi = 1 (Ideelt dosiskort, blå linje). Forkortelse: QVH = Q-volumen histogram. Klik her for at se en større version af denne figur.
| Forrige metode | Fremgangsmåde 1 | Fremgangsmåde 2 | ||
| Tumor | Diameter | 5 mm | 7-8 mm | 7-8 mm |
| KÆLEDYR | Opløsning (mm) | 1.2 | 0.85 | 0.85 |
| Basebestråling | Dosis (cGy) | 2000 | 2000 | 2000 |
| Mål | CE T1 tumor | CE T1 tumor | V50 | |
| Kollimator (mm²) | 5x5 | 10x10 | MVC | |
| Levering | 3 ikke-coplanar buer | 3 ikke-coplanar buer | 16 bjælker | |
| Sofa positioner | -45°, 0°, 45° | 0°, -45°, -90° | 0°, -45°, -90° | |
| Bestråling boost eller dosis maling | Dosis (cGy) | 500 | 800 | 800 |
| Mål | Maksimal PET-optagelse | Maksimal PET-optagelse | V60-V90 | |
| Kollimator (mm²) | 1x1 | 3x3 | MVC | |
| Levering | 3 ikke-coplanar buer | 3 ikke-coplanar buer | 40 bjælker | |
| Sofa positioner | -45°, 0°, 45° | 0°, -45°, -90° | 0°, -45°, -90° |
Tabel 1: Metode sammenligning. Denne tabel præciserer yderligere metode 1, metode 2 og den foregående metode (med henvisning til den metode, der allerede er offentliggjort)20,21,22. Metode 1 og 2 anvender en præklinisk PET-scanner27 med submillimeter rumlig opløsning, hvilket gør det muligt at visualisere tumorheterogeniteten tydeligere. I sofaposition -90° er det kun muligt at bruge 60° ud af 120° for at undgå kollision med dyret. På trods af denne ulempe har denne sofaposition lettere adgang til tumoren, fordi den er placeret på højre halvkugle. De andre sofapositioner kan foretage de fulde 120° rotationer. Forkortelser: CE T1 = kontrastforstærket T1-vægtet; MVC = motoriseret variabel kollimator; PET = positronemissionstomografi.
| Sofa position | Portalstilling | ||||||
| 0° | - | 20° | 40° | 60° | 80° | 100° | 120° |
| -45° | - | 20° | 40° | 60° | 80° | 100° | 120° |
| -90° | 0° | 20° | 40° | 60° | - | - | - |
Tabel 2: Stråleopsætning for metode 2. Portal- og sofapositionerne for alle de forskellige bjælker vises. V50 bruger alle konfigurationer, mens V60-V90 kun bruger de konfigurationer, der vises med fed skrift.
| D90 | D50 | D10 | ||
| Sag 1 | Ideelt dosiskort | 2336.94 | 2461.21 | 2745.63 |
| Fremgangsmåde 1 | 2024.47 | 2389.75 | 2796.82 | |
| Fremgangsmåde 2 | 2164.21 | 2490.18 | 2747.64 | |
| Sag 2 | Ideelt dosiskort | 2391.76 | 2540.55 | 2752.56 |
| Fremgangsmåde 1 | 1894.93 | 2127.86 | 2606.48 | |
| Fremgangsmåde 2 | 2322.11 | 2597.31 | 2848.03 | |
| Sag 3 | Ideelt dosiskort | 2377.47 | 2556.7 | 2761.38 |
| Fremgangsmåde 1 | 1874.58 | 2103.78 | 2691.69 | |
| Fremgangsmåde 2 | 2354.03 | 2602.64 | 2907.41 |
Tabel 3: DVH-værdier. D10, D50 og D90 blev beregnet som erstatninger for henholdsvis maksimale, gennemsnitlige og minimale doser. Dx står for den dosis, der modtages med x% af volumenet. Forkortelse: DVH = dosis-volumen histogram.
| Q-faktor | Sag 1 | Sag 2 | Sag 3 |
| Fremgangsmåde 1 | 0.0898 | 0.1573 | 0.1773 |
| Fremgangsmåde 2 | 0.0572 | 0.057 | 0.0778 |
Tabel 4: Q-faktorer. Tabellen viser de overordnede Q-faktorer for metode 1 og metode 2 for hvert enkelt tilfælde. Q-faktoren vil være nul, hvis den leverede dosis og den foreskrevne dosis er ens.
Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.
Discussion
En rotte GB-model til at efterligne kemo-strålebehandlingen i klinikken for glioblastompatienter blev tidligere beskrevet20. I lighed med den kliniske metode blev CT og MR kombineret under behandlingsplanlægningsprocessen for at opnå mere præcis bestråling. En multimodalitetsseng for at minimere (hoved) bevægelse blev brugt, når dyret blev flyttet fra et billeddannelsessystem til et andet. Efterfølgende blev PET-billeddannelse føjet til behandlingsplanlægningsprocessen, og PET-baseret styrke af undervolumen kunne gennemføres med succes21,22. Inkluderingen af en funktionel billedmodalitet, såsom PET, i behandlingsplanlægningsprocessen muliggør visualisering af den (biologiske) tumorheterogenitet. Dette letter målretningen af aggressive og / eller strålingsresistente tumorregioner. Selvom denne metode er gennemførlig, viste den sig at være meget arbejdskrævende, fordi multimodal billeddannelse, behandlingsplanlægning og dosislevering skal afsluttes sekventielt i en præklinisk indstilling. Desuden skal dyrene under denne proces forblive under generel anæstesi22. Derfor er det vigtigt at forbedre effektiviteten af den prækliniske behandlingsplanlægningsproces.
Dette papir præsenterer en brugervenlig halvautomatisk algoritme til yderligere optimering af præklinisk multimodal billeddannelsesbaseret strålebehandlingsplanlægning. Samregistrering mellem planlægnings-CT, MR og PET blev automatiseret i kombination med påvisning af målisocentrene. Bemærk, at softwareværktøjet ikke bør betragtes som en sort boks, og det er afgørende at udføre korrekt kvalitetskontrol. Det mest kritiske skridt i hele denne proces er at evaluere resultaterne af den automatiske medregistrering af planlægnings-CT, MR og PET, som skal være så nøjagtige som muligt. Algoritmens output består af positionerne af målisocentrene og MVC's kæbedimensioner for de forskellige strålingsstråler. Disse værdier kan importeres til den nyeste version af PCTPS.
Dette softwareværktøj blev brugt til at evaluere nøjagtigheden og effektiviteten af PET-baseret dosismaling på mikrobestråleren ved hjælp af et in silico-undersøgelsesdesign. Den optimerede behandlingsplanlægningsproces var bedre end den tidligere beskrevne metode21,22 med hensyn til tidseffektivitet, intra- og interbrugervariation og nøjagtighed. Mens konventionel præklinisk behandlingsplanlægning, herunder multimodal billeddannelse, kan kræve op til 180 min22, kan denne tid reduceres til ~ 80 minutter med begge de halvautomatiske metoder, der præsenteres i dette manuskript. Desuden er menneskelige fejl mere sandsynlige i den konventionelle behandlingsplanlægningsproces under manuel medregistrering og visuel bestemmelse af isocentrene, hvilket resulterer i større intra- og inter-user variabilitet. Algoritmens automatiske medregistrering og detektion af målisocentrene vil reducere disse variationer inden for og mellem brugerne. Derudover giver den optimerede og automatiserede arbejdsgang mere præcis bestråling af tumorvolumenet. Dette illustreres af de lavere Q-faktorer (tabel 4), som vurderer forskellen mellem den dosis, der beregnes/leveres af PCTPS, og den foreskrevne dosis.
Det er også bemærkelsesværdigt, at brugen af en MVC resulterer i en reduceret dosis til det omgivende normale hjernevæv sammenlignet med kollimatorer med en fast strålestørrelse. Dette er illustreret i figur 7 og er vigtigt for at indsnævre kløften mellem kliniske forsøg, der evaluerer DPBN RT-strategien (hvor flerbladskollimatorer anvendes) og laboratoriedyrs strålingsforskning. Vi antager dog, at dosislevering kan være lidt langsommere, når du bruger en MVC til at skifte mellem strålepositioner og justere kæbedimensionerne for hver enkelt stråle. Endelig udføres præklinisk behandlingsplanlægning oftest ved fremadrettet planlægning. Den metode, der er beskrevet i dette papir, er et afgørende skridt i retning af omvendt planlægning, som generelt anvendes i klinikken, og indsnævrer yderligere kløften mellem præklinisk strålingsforskning og klinikken.
Denne undersøgelse har også nogle begrænsninger. Til de eksperimenter, der er beskrevet i dette manuskript, blev den mest almindeligt anvendte aminosyre PET-sporstof [18F]FET anvendt. Når der anvendes andre PET-sporstoffer til at styre strålebehandlingen, bør den halvautomatiske arbejdsgang undersøges ordentligt, fordi samregistreringen kan være mindre nøjagtig. Endvidere bør virkningen af at anvende en anden voxelstørrelse til PET og/eller MR på behandlingsplanlægning og dosislevering undersøges nærmere. Afslutningsvis har den metode, der er beskrevet her for at optimere den prækliniske behandlingsplanlægningsproces, mange fordele i forhold til den tidligere beskrevne metode21,22. Ved hjælp af et in silico-undersøgelsesdesign blev det bevist, at den nye arbejdsgang for præklinisk multimodal behandlingsplanlægning er mere præcis med hensyn til dosislevering, mere tidseffektiv og viser mindre intra- og interbrugervariabilitet. Disse forbedringer er afgørende for at mindske kløften mellem klinisk og præklinisk strålingsforskning og for udviklingen af nye terapeutiske og/eller strålebehandlingsprocedurer for glioblastom.
Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.
Disclosures
Forfatterne har ingen interessekonflikter at oplyse.
Acknowledgments
Forfatterne vil gerne takke Lux Luka Foundation for at støtte dette arbejde.
Materials
| Name | Company | Catalog Number | Comments |
| Cell culture | |||
| F98 Glioblastoma Cell Line | ATCC | CRL-2397 | https://www.lgcstandards-atcc.org/products/all/CRL-2397 |
| Dulbeco's Modified Eagle Medium | Thermo Fisher Scientific | 22320-030 | |
| Cell culture flasks | Thermo Fisher Scientific | 178883 | 75 cm² |
| FBS | Thermo Fisher Scientific | 10270106 | |
| L-Glutamine | Thermo Fisher Scientific | 25030-032 | 200 mM |
| Penicilline-Streptomycin | Thermo Fisher Scientific | 15140-148 | 10,000 U/mL |
| Phosphate-Buffered Saline (PBS) | Thermo Fisher Scientific | 14040-224 | |
| Trypsin-EDTA | Thermo Fisher Scientific | 25300-062 | 0.05% |
| GB Rat Model | |||
| Ball-shaped burr | Foredom | A-228 | 1.8 mm |
| Bone Wax | Aesculap | 1029754 | https://www.aesculapusa.com/en/healthcare-professionals/or-solutions/or-solutions-cranial-closure/hemostatic-bone-wax.html |
| Ethilon | Ethicon | 662G/662H | FS-2, 4-0, 3/8, 19 mm |
| Fischer F344/Ico crl Rats | Charles River | - | |
| Insulin Syringe Microfine | Beckton-Dickinson | 320924 | 1 mL, 29 G |
| IR Lamp | Philips | HP3616/01 | |
| Meloxicam (Metacam) | Boehringer Ingelheim | - | 2 mg/mL |
| Micromotor rotary tool | Foredom | K.1090-22 | |
| Micropump system | Stoelting Co. | 53312 | Stoelting Stereotaxic Injector |
| Stereotactic frame | Stoelting Co. | 51600 | |
| Xylocaine (1%, with adrenaline 1:200,000) | Aspen | - | 1%, with adrenaline 1:200,000 |
| Xylocaine gel (2%) | Aspen | - | 2% |
| Animal Irradiation | |||
| Micro-irradiator | X-Strahl | SARRP | Version 4.2.0 |
| Software | X-Strahl | Muriplan | Preclinical treatment planning system (PCTPC), version 2.2.2 |
| Small Animal PET | |||
| [18F]FET | Inhouse made | - | PET tracer; along with Prohance: MRI/PET agent |
| Micro-PET | Molecubes | Beta-Cube | https://www.molecubes.com/b-cube/ |
| Small Animal MRI | |||
| Micro-MRI | Bruker Biospin | Pharmascan 70/16 | https://www.bruker.com/products/mr/preclinical-mri/pharmascan.html |
| 30 G Needle for IV injection | Beckton-Dickinson | 305128 | |
| PE 10 Tubing | Instech Laboratories Inc | BTPE-10 | BTPE-10, polyethylene tubing 0.011 x 0.024 in (0.28 x 60 mm), non sterile, 30 m (98 ft) spool, Instech laboratories, Inc Plymouth meeting PA USA- (800) 443-4227- http://www.instechlabs.com |
| Prohance contrast agent | Bracco Imaging | - | 279.3 mg/mL, gadolinium-contrast agent (along with [18F]FET: MRI/PET agent) |
| Tx/Rx Rat Brain - Mouse Whole Body Volumecoil | Bruker Biospin | - | 40 mm diameter |
| Water-based Heating Unit | Bruker Biospin | MT0125 | |
| Consumables | |||
| Isoflurane | Zoetis | B506 | Anesthesia |
| Insulin Syringe Microfine | Beckton-Dickinson | 320924 | 1 mL, 29 G |
| Image Analysis | |||
| MATLAB | Mathworks | - | Version R2019b |
| PMOD | PMOD technologies LLC | Preclinical and molecular imaging software |
References
- Louis, D. N., et al. The 2016 World Health Organization classification of tumors of the central nervous system: a summary. Acta Neuropathologica. 131 (6), 803-820 (2016).
- Wadajkar, A. S., et al. Tumor-targeted nanotherapeutics: Overcoming treatment barriers for glioblastoma. Wiley Interdisciplinary Reviews. Nanomedicine & Nanobiotechnology. 9 (4), (2016).
- Lim, M., Xia, Y., Bettegowda, C., Weller, M. Current state of immunotherapy for glioblastoma. Nature Reviews. Clinical Oncology. 15 (7), 422 (2018).
- McGranahan, T., Li, G., Nagpal, S. History and current state of immunotherapy in glioma and brain metastasis. Therapeutic Advances in Medical Oncology. 9 (5), 347-368 (2017).
- Stupp, R., et al. Radiotherapy plus concomitant and adjuvant temozolomide for glioblastoma. The New England Journal of Medicine. 352 (10), 987-996 (2005).
- Von Neubeck, C., Seidlitz, A., Kitzler, H. H., Beuthien-Baumann, B., Krause, M. Glioblastoma multiforme: Emerging treatments and stratification markers beyond new drugs. The British Journal of Radiology. 88 (1053), 20150354 (2015).
- Mann, J., Ramakrishna, R., Magge, R., Wernicke, A. G.
- Ling, C. C., et al. Towards multidimensional radiotherapy (MD-CRT): Biological imaging and biological conformality. International Journal of Radiation Oncolology, Biology, Physics. 47 (3), 551-560 (2000).
- Bentzen, S. M., Gregoire, V. Molecular imaging-based dose painting: a novel paradigm for radiation therapy prescription. Seminars in Radiation Oncology. 21 (2), 101-110 (2011).
- Bentzen, S. M. Theragnostic imaging for radiation oncology: Dose-painting by numbers. The Lancet. Oncology. 6 (2), 112-117 (2005).
- Wong, J., et al. High-resolution, small animal radiation research platform with X-ray tomographic guidance capabilities. International Journal of Radiation Oncolology, Biology, Physics. 71 (5), 1591-1599 (2008).
- Van Hoof, S. J., Granton, P. V., Verhaegen, F. Development and validation of a treatment planning system for small animal radiotherapy: SmART-Plan. Radiotherapy and Oncology. 109 (3), 361-366 (2013).
- Verhaegen, F., Granton, P., Tryggestad, E. Small animal radiotherapy research platforms. Physics in Medicine & Biology. 56 (12), 55-83 (2011).
- Butterworth, K. T., Prise, K. M., Verhaegen, F. Small animal image-guided radiotherapy: Status, considerations and potential for translational impact. The British Journal of Radiology. 88 (1045), 20140634 (2015).
- Nasr, A., Habash, A. Dosimetric analytic comparison of inverse and forward planned IMRT techniques in the treatment of head and neck cancer. Journal of the Egyptian National Cancer Institute. 26 (3), 119-125 (2014).
- Matinfar, M., Iyer, S., Ford, E., Wong, J., Kazanzides, P. Image guided complex dose delivery for small animal radiotherapy. IEEE International Symposium on Biomedical Imaging: From Nano to Macro. , 1243-1246 (2009).
- Matinfar, M., Iordachita, I., Wong, J., Kazanzides, P. Robotic delivery of complex radiation volumes for small animal research. IEEE International Conference on Robotics and Automation. , 2056-2061 (2010).
- Balvert, M., et al. A framework for inverse planning of beam-on times for 3D small animal radiotherapy using interactive multi-objective optimisation. Physics in Medicine & Biology. 60 (14), 5681-5698 (2015).
- Cho, N. B., Wong, J., Kazanzides, P. Dose Painting with a Variable Collimator for the Small Animal Radiation Research Platform (SARRP). The Midas Journal. , 1-8 (2014).
- Bolcaen, J., et al. MRI-guided 3D conformal arc micro-irradiation of a F98 glioblastoma rat model using the Small Animal Radiation Research Platform (SARRP). Journal of Neuro-oncology. 120 (2), 257-266 (2014).
- Bolcaen, J., Descamps, B., Boterberg, T., Vanhove, C., Goethals, I. PET and MRI guided irradiation of a glioblastoma rat model using a micro-irradiator. Journal of Visualized Experiments: JoVE. (130), e56601 (2017).
- Verhoeven, J., et al. Technical feasibility of [18F]FET and [18F]FAZA PET guided radiotherapy in a F98 glioblastoma rat model. Radiation Oncology. 14 (1), 89 (2019).
- Hutterer, M., et al. FET PET: a valuable diagnostic tool in neuro-oncology, but not all that glitters is glioma. Neuro-oncology. 15 (3), 341-351 (2013).
- Stockhammer, F., Plotkin, M., Amthauer, H., Landeghem, F. K. H., Woiciechowsky, C. Correlation of F-18-fluoro-ethyl-tyrosin uptake with vascular and cell density in non-contrast-enhancing gliomas. Journal of Neuro-oncology. 88 (2), 205-210 (2008).
- Rorden, C., Karnath, H. O., Bonhilha, L. Mricron dicom to nifti converter. neuroimaging informatics tools and resources clearinghouse (nitrc). , Available from: https://www.nitrc.org/projects/mricron (2015).
- Ashburner, J., et al. SPM12 Manual. , Available from: https://www.fil.ion.ucl.ac.uk/spm/doc/spm12_manual.pdf (2014).
- España, S., Marcinkowski, R., Keereman, V., Vandenberghe, S., Van Holen, R. DigiPET: Sub-millimeter spatial resolution small-animal PET imaging using thin monolithic scintillators. Physics in Medicine & Biology. 59 (13), 3405-3420 (2014).
