Summary
Здесь мы представляем протокол для выполнения доклинической позитронно-эмиссионной томографии на основе лучевой терапии в модели глиобластомы крыс с использованием алгоритмов, разработанных собственными силами для оптимизации точности и эффективности.
Abstract
Ранее была создана модель глиобластомы крыс для имитации химиолучевого лечения глиобластомы человека в клинике. Подобно клиническому лечению, компьютерная томография (КТ) и магнитно-резонансная томография (МРТ) были объединены в процессе планирования лечения. Впоследствии была добавлена позитронно-эмиссионная томография (ПЭТ) для реализации увеличения субобъема с использованием системы микрооблучения. Тем не менее, объединение трех методов визуализации (КТ, МРТ и ПЭТ) с использованием системы микролучения оказалось трудоемким, поскольку мультимодальная визуализация, планирование лечения и доставка дозы должны быть завершены последовательно в доклинических условиях. Это также приводит к рабочему процессу, который более подвержен человеческим ошибкам. Поэтому был реализован удобный алгоритм для дальнейшей оптимизации доклинического планирования лучевой терапии на основе мультимодальной визуализации. Этот программный инструмент был использован для оценки точности и эффективности лучевой терапии с микролучением с использованием дизайна исследования in silico . Новая методология лучевой терапии дозовым окрашиванием превосходит ранее описанный метод с точки зрения точности, эффективности времени и внутри- и межпользовательской изменчивости. Это также важный шаг на пути к внедрению обратного планирования лечения на микрооблучателях, где по-прежнему широко используется перспективное планирование, в отличие от клинических систем.
Introduction
Глиобластома (ГБ) является злокачественной и очень агрессивной первичной опухолью головного мозга. GB представляет собой твердую гетерогенную опухоль, обычно характеризующуюся инфильтративными границами, ядерной атипией и некрозом1. Наличие гематоэнцефалического барьера и статус мозга как иммунно-привилегированного сайта делает открытие новых мишеней для химио- и иммунотерапии сложной задачей2,3,4. Примечательно, что лечение пациентов с ГБ практически не изменилось с момента введения в 2005 году протокола Ступпа, который сочетает в себе внешнюю лучевую терапию (РТ) с сопутствующим темозоломидом, за которым обычно следует адъювант темозоломид5. Как правило, протоколу Ступпа предшествует максимальная хирургическая резекция. Поэтому альтернативные подходы к лечению имеют решающее значение.
Современная лучевая терапия для пациентов с глиобластомой доставляет однородную дозу облучения к определенному объему опухоли. В радиационной онкологии существует важная корреляция доза-реакция для глиобластомы с увеличением дозы, которая, по-видимому, ограничивается около 60 Гр из-за повышенной токсичности для нормального мозга6,7. Однако опухоли могут быть очень (радиобиологически) гетерогенными, с градиентами уровня кислорода и/или большими различиями в клеточной плотности. Методы метаболической визуализации, такие как ПЭТ, могут визуализировать эти биологические особенности и могут быть использованы для настройки назначения дозы. Этот подход известен как дозовая покраска RT. Этот термин был введен Ling et al. в 2000 году. Авторы определили дозовую живопись RT как производящую «изысканно конформные распределения доз в пределах ограничений распространения и рассеяния радиации»8.
Существует два типа дозовой окраски РТ, роспись дозы контурами (DPBC), с помощью которой доза назначается набору вложенных подтомов, и роспись дозы по числам (DPBN), при которой доза назначается на уровне вокселя. Распределение дозы для DPBN RT может быть извлечено из функциональных изображений. Доза в каждом вокселе определяется интенсивностью I соответствующего вокселя на изображении, с нижним и верхним пределом, чтобы убедиться, что, с одной стороны, достаточная доза доставляется в каждую часть опухоли. С другой стороны, дозы не превышают верхнего предела, чтобы защитить органы, подверженные риску, и избежать токсичности. Наиболее простым методом является линейная интерполяция (см. Экв. 1) между минимальной дозой Dmin и максимальной дозой Dmax, пропорционально варьирующаяся между минимальной интенсивностью Imax и максимальной интенсивностью в пределах целевого объема9,10
Экв. 1
Поскольку существует некоторый скептицизм в отношении обеспечения качества DPBN RT, осаждение дозы должно быть проверено с помощью доклинических и клинических исследований10. Тем не менее, только ограниченные данные могут быть получены из клинических испытаний, и было высказано предположение, что больше информации может быть получено путем уменьшения масштаба до лабораторных животных11,12. Следовательно, доклинические исследования с использованием прецизионных исследовательских платформ излучения с визуальным контролем, которые позволяют сочетаться с некоторыми очень специфическими методами, такими как ауторадиография, подходят для изучения открытых вопросов и прокладывания пути к персонализированной медицине и новым стратегиям лечения, таким как покраска доз RT13,14. Однако интерпретация доклинических данных должна выполняться с осторожностью, а недостатки этих доклинических установок должны быть рассмотрены14.
Системы микроизлучения, такие как Платформа радиационных исследований мелких животных (SARRP), оснащены технологиями, аналогичными их клиническому аналогу. Они включают в себя бортовую конусно-лучевую КТ (КЛКТ), доклиническую систему планирования лечения (PCTPS) и обеспечивают субмиллиметровую точность. Расчеты клинической дозы выполняются путем обратного планирования лечения, в результате чего инициируется с желаемого распределения дозы определение лучей с помощью итеративного алгоритма. Доклинические облучатели часто используют перспективное планирование. При перспективном планировании выбирается необходимое количество и угол луча, а затем PCTPS рассчитывает распределение дозы. Оптимизация планов выполняется методом ручной итерации, что является трудоемким15.
После 2009 года новые разработки сделали возможной реализацию обратного планирования на этих исследовательских платформах16,17,18. Для увеличения сходства с клиническим методом был разработан моторизованный переменный прямоугольный коллиматор (MVC) в качестве доклинического аналога многолистного коллиматора. Метод двумерной дозовой окраски с использованием переменного коллиматора был опубликован Cho et al.19. Эта исследовательская группа внедрила трехмерный (3D) обратный протокол планирования лечения на микрооблучателе и определила минимальные и максимальные дозы для целевого объема и максимальную дозу для органов риска. Эти методы в основном оценивались in silico, и их доклинические применения должны быть изучены.
В этой статье представлено исследование in silico для сравнения двух методологий для [18F]-фтор-этил-L-тирозина ([18F]FET) пэт-покраски дозы на основе ПЭТ в модели крыс GB20,21,22 с использованием платформы исследования радиации на малых животных. Этими двумя методологиями являются (1) увеличение подобъёма с использованием предопределенных размеров пучка и (2) окраска дозы с использованием моторизованного переменного коллиматора, где размеры челюсти изменяются в зависимости от поглощения ПЭТ-индикатора в объеме опухоли. [18Ф] FET является ПЭТ-индикатором, часто используемым в нейроонкологии из-за его способности обнаруживать опухоли головного мозга23. [18Ф] FET представляет собой искусственную аминокислоту, которая интернализуется в опухолевые клетки, но не включается в клеточные белки. [18Ф] Поглощение FET соответствует скорости пролиферации клеток, плотности опухолевых клеток и ангиогенезу24. Поскольку это наиболее часто используемый онкологический ПЭТ-индикатор мозга в институте этих авторов, этот радиоиндикатор был выбран для оценки нового рабочего процесса.
Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.
Protocol
Исследование было одобрено местным комитетом по этике экспериментов на животных (ECD 18/21). Мониторинг анестезии осуществляется путем получения частоты дыхания животных с помощью датчика.
1. Модель крысиной ячейки F98 GB
- Культивируйте клетки F98 GB в монослое с использованием модифицированной орлиной среды Dulbecco, дополненной 10% сывороткой для телят, 1% пенициллином, 1% стрептомицином и 1% L-глутамином, и поместите их в инкубатор CO2 (5% CO2 и 37 ° C).
- Инокулируют клетки глиомы в мозг самок крыс Fischer F344 (масса тела 170 г).
ПРИМЕЧАНИЕ: Используйте стерильные инструменты и носите стерильные перчатки в любое время.- Обезболивание крыс путем вдыхания изофлурана (5% индукция, 2% поддержания), смешанного с кислородом (0,3 мл/мин) через носовой конус. Подтверждают анестезию отсутствием рефлекса отмены конечности, и обездвиживают крыс в стереотаксическом устройстве с помощью точек фиксации для носа и ушей. Нанесите карбомерный гель для глаз, чтобы предотвратить сухость глаз под анестезией. Поддерживайте температуру тела терморегулируемой грелкой и ректальным зондом при 37 °C.
- Побрейте крысу от уровня глаз до задней части черепа и продезинфицируйте кожу изобетадином. Вводят ксилокаин (с адреналином 1:200000, 0,1 мл) подкожно для местной анестезии.
- Обнажите череп через разрез средней линии головы и сделайте небольшое отверстие с помощью сверлильного инструмента 3 мм сзади и 3 мм латерально к брегме в правом полушарии.
- Вставьте стереотаксически управляемую инсулиновую иглу (29 Г) и введите 5 мкл клеточной суспензии (20 000 клеток F98 GB) глубиной 3 мм с помощью контроллера микрошприцевой помпы. Оставьте иглу на месте на 5 мин, дав клетке время для диффузии в ткани.
- Медленно вынимайте шприц и закрывайте отверстие в черепе костным воском. Зашить кожу (полиамид 6, толщина 4-0) и ввести мелоксикам подкожно (1 мг/кг, 2 мг/мл). Применяют ксилокаиновый гель.
- Стабилизируйте температуру тела животного после операции с помощью красной лампы. Следите за пробуждением крысы до тех пор, пока она не придет в достаточное сознание. Не возвращайте животное в компанию других животных до полного выздоровления. Размещайте всех животных в экологически контролируемых условиях (12-часовой цикл света/темноты, 20-24 °C и относительная влажность 40-70%) с пищей и водой ad libitum.
- Обязательно ежедневно следите за животными и ведите ежедневный журнал состояния здоровья, проверяя их массу тела, пищу, потребление воды, а также их активность и поведение. Используйте смертельную дозу пентобарбитала натрия для усыпления животных (160 мг / кг), если наблюдается снижение массы тела на 20% или когда нормальное поведение сильно ухудшается (например, отсутствие груминга).
2. Подтверждение роста опухоли
- Оцените рост опухоли через 8 дней после инокуляции. Обезболивание крыс путем вдыхания изофлурана (5% индукция, 2% поддержания), смешанного с кислородом (0,3 мл/мин) через носовой конус. Подтверждают анестезию отсутствием абстинентного рефлекса конечности.
- Вводят гадолиний-содержащий контрастное вещество (0,4 мл/кг) через внутривенно помещенную трубку в боковую хвостовую вену. Накройте животное теплым водооборотным нагревательным одеялом и поместите их в кровать МРТ. Нанесите карбомерный гель для глаз, чтобы предотвратить сухость глаз под анестезией. Поместите кровать МРТ в держатель с объемной катушкой мозга Tx/Rx Rat.
- Выполните сканирование локализатора, а затем Т2-взвешенное спин-эхо сканирование для оценки роста опухоли. Используйте следующие настройки последовательности T2-MRI: время повторения (TR)/время эха (TE) 3661/37,1 мс, изотропное плоскостное разрешение 109 мкм, толщина среза 600 мкм, 4 средних значения, 30 срезов, общее время сбора (TA) 9 мин 45 с.
- Если опухоль подтверждена на Т2-взвешенном приобретении, выполните Т1-взвешенное контрастно-усиленное спиновое эхо-сканирование. Используйте следующие настройки последовательности T1-MRI: TR/TE 1539/9,7 мс, изотропное плоскостное разрешение 0,117 мм, толщина среза 600 мкм, 3 средних, 30 срезов, TA 4 мин 15 с.
- После МРТ непрерывно наблюдайте за животным, пока оно не придет в полное сознание.
- Когда опухоль достигает диаметра от 7 до 8 мм, обычно наблюдается через 12 дней после прививки, выбирают животное для терапии.
3. Мультимодальная визуализация выбора целевого объема
ПРИМЕЧАНИЕ: Облучение под управлением ПЭТ/МРТ требует последовательного получения мультимодального набора данных. После внутривенного введения радиоиндикатора начинается ПЭТ-визуализация, за которой следует контрастно-усиленная Т1-взвешенная МРТ и, наконец, КТ планирования лечения.
- Обезболить животное изофлураном (5% индукция, 2% поддерживающий), смешанный с кислородом (0,3 л/мин) с помощью носового конуса. Подтвердите анестезию, когда крысы не проявляют никакого рефлекса отмены конечности. Нанесите карбомерный гель для глаз, чтобы предотвратить сухость глаз под наркозом.
- Вставьте трубку внутривенно в боковую хвостовую вену, что позволит ввести 10-12 МБк радиоактивного индикатора ПЭТ, растворенного в 200 мкл физиологического раствора. Вводить [18F]-FET за 1 ч до приобретения ПЭТ. Пусть животное придет в сознание, пока индикатор распределяется по телу.
- Снова обезболить животное, как описано в шаге 3.1. Поместите животное на мультимодальную кровать (здесь, изготовленную собственными силами) и закрепите ее с помощью крючково-петлевых креплений, сохраняя фиксированное положение во время визуализации и микроизлучения. Зафиксируйте капилляр, заполненный агентом МРТ/ПЭТ (см. Таблицу материалов) для облегчения совместной регистрации. Оберните животное в пузырьковую пленку, чтобы сохранить температуру его тела во время мультимодальной визуализации и терапии.
- Выполните ПЭТ-сканирование через 1 ч после инъекции ПЭТ-индикатора. Реконструируйте ПЭТ-сканирование в 3D-том (матрица 192 x 192 x 384) с размером вокселя 0,4 мм, применив алгоритм максимизации максимальной вероятности (MLEM) с использованием 30 итераций.
ПРИМЕЧАНИЕ: Был использован специальный ПЭТ-сканер для визуализации лабораторных животных с осевым полем зрения 130 мм и диаметром отверстия 72 мм. Эта система обеспечивает пространственное разрешение менее мм (0,85 мм). - Внутривенно вводят контрастное вещество МРТ (0,4 мл/кг) в хвостовую вену. Поместите крысу, все еще закрепленную на мультимодальной кровати, в держатель для животных МРТ-сканера (Таблица материалов). Выполните сканирование локализатора, за которым последует контрастно-взвешенная T1-взвешенная последовательность спин-эхо, аналогичная шагу 2.4.
- Поместите животное, все еще закрепленное на кровати мультимодальности, на пластиковый держатель, закрепленный на четырехосевом роботизированном позиционирующем столе на микрооблучателе. Выполните конусно-лучевую КТ с высоким разрешением с использованием лампового напряжения 70 кВ, тока трубки 0,4 мА, алюминиевого фильтра 1 мм и аморфного плоскопанельного детектора Si размером 20 x 20 см (1024 x 1024 пикселя). Получите в общей сложности 360 проекций на 360°. Реконструируйте КТ-изображения с изотропным размером вокселя 0,275 мм (матрица 411 x 411 x 251).
4. Совместная регистрация изображений
ПРИМЕЧАНИЕ: Совместная регистрация осуществляется с помощью полуавтоматического кода MATLAB, разработанного собственными силами. Код можно найти на Github по адресу https://github.com/sdonche/DosePainting. Различные шаги описаны ниже.
- Поместите три модальности изображения ([18F]FET PET, контрастно-взвешенная Т1-взвешенная МРТ и конусно-лучевая КТ) в одну папку. Конвертируйте изображения DICOM в формат NIfTI с помощью функции dcm2niix из средства просмотра изображений mricron24.
- Импортируйте преобразованные изображения в MATLAB и отфильтруйте ПЭТ-изображение с помощью гауссовского фильтра, используя Full-Width Half-Max (FWHM) 1 мм.
- Переориентируйте изображения так, чтобы декартовые оси из всех модальностей визуализации соответствовали друг другу.
ПРИМЕЧАНИЕ: Для этой настройки изображение КТ было перевернуто вокруг оси Y; МРТ была перевернута вокруг оси X, а ПЭТ была перевернута вокруг оси Y. - Обрежьте изображение ПЭТ, чтобы упростить автоматическую совместную регистрацию.
ПРИМЕЧАНИЕ: Для этой установки 40 пикселей были установлены равными нулю с обеих сторон оси X (слева и справа от животного); на спинной и вентральной стороне животного (ось Y) 60 и 40 пикселей были установлены на ноль соответственно; вдоль продольной оси (или оси Z) 170 и 30 пикселей установлены равными нулю для нижней и верхней стороны соответственно. - Перемещайте центры изображений близко друг к другу, чтобы упростить автоматическую совместную регистрацию.
- Выполните фактическую совместную регистрацию твердого тела с помощью статистического параметрического картирования (SPM) в MATLAB26. Используйте следующие параметры регистрации (другие по умолчанию): целевая функция: взаимная информация; разделение: [4 1 0,2]; допуски: [0,02 0,02 0,02 0,001 0,001 0,001 0,01 0,01 0,01 0,001 0,001 0,001]; сглаживание гистограммы: [1 1]; интерполяция: трилинейная.
5. Планирование лучевой терапии
ПРИМЕЧАНИЕ: Приложение MATLAB и несколько скриптов MATLAB были написаны для планирования лучевой терапии. Код можно найти на Github по адресу https://github.com/sdonche/DosePainting. Различные шаги описаны ниже.
- Способ 1
- Загрузите три различных метода обработки изображений в приложение MATLAB. Поместите щедрую ограничительную рамку вокруг контрастного усиления на Т1-взвешенном МРТ-сканировании (рисунок 1). Определите контрастный объем с помощью порогового значения (рисунок 2). Если было выбрано несколько областей, выберите только самый большой объем, центр которого считается первым изоцентром, доставляющим предписанную дозу для РТ (рисунок 3).
- Разверните ранее определенное усиление контрастности МРТ на 10 пикселей в каждом направлении. При обнаружении нескольких областей сохраняют только наибольший объем ПЭТ, центр которого считается вторым изоцентром для доставки предписанной дозы для РТ.
ПРИМЕЧАНИЕ: В этом томе ПЭТ громкость усиления определяется пикселями с более высокой интенсивностью сигнала, чем 0,90 × максимальной интенсивностью сигнала (в ограничительной рамке) в этом объеме. - Используйте следующие параметры облучения для вычисляемых изоцентров (рисунок 4 и таблица 1).
- Для первого изоцентра (МРТ) введите предписанную дозу 2000 сГр, используя 3 некопланарные дуги в положениях дивана 0°, -45° и -90° с портальным вращением 120°, 120° и 60° соответственно. Используйте фиксированный размер коллиматора 10 x 10 мм, но используйте соответствующий коллиматор (например, коллиматор 5 x 5 мм), когда необходимо облучать опухоль меньших размеров. Будьте осторожны при рассмотрении благополучия животного, когда объемы опухоли превышают 10 мм.
- Для второго изоцентра (ПЭТ) вводят предписанную дозу 800 сГр, используя 3 некопланарные дуги в положениях дивана 0°, -45° и -90° с вращением порта 120°, 120° и 60° соответственно. Используйте фиксированный коллиматор размером 3 х 3 мм.
- Рассчитайте распределение дозы внутри животного и параметры подачи луча.
- Способ 2
- Загрузите три различных метода обработки изображений в приложение MATLAB. Поместите щедрую ограничительную рамку вокруг усиления контрастности на ПЭТ-изображении [18F]FET, аналогично шагу 5.1.1.
- Определите объемы, определяемые пикселями, с интенсивностью сигнала выше A × максимальной интенсивностью сигнала (в вышеупомянутой ограничительной рамке), с A, равным 0,50, 0,60, 0,70, 0,80 и 0,90. Назовите эти тома V50, V60, V70, V80 и V90 соответственно.
- Определите изоцентры и размеры челюсти для каждого луча, необходимые для направления моторизованного переменного коллиматора с помощью скрипта MATLAB (см. рисунок 5).
- Используйте следующие параметры для вычисляемых изоцентров и размеров челюсти:
- Для V50 вводят предписанную дозу 2000 сГр, распределенную по 16 пучкам (каждый по 125 сГр; диванные и портальные положения в таблице 2). Используйте рассчитанные размеры челюсти для MVC.
ПРИМЕЧАНИЕ: Здесь было включено дополнительное поле в 1 мм для учета микроскопической инфильтрации опухоли. - Для V60-V90 дают предписанную дозу 800 сГр, распределенную по 40 пучкам (каждый по 20 сГр; диванные и козловые положения в таблице 2). Используйте рассчитанные размеры челюсти для MVC.
- Для V50 вводят предписанную дозу 2000 сГр, распределенную по 16 пучкам (каждый по 125 сГр; диванные и портальные положения в таблице 2). Используйте рассчитанные размеры челюсти для MVC.
- Рассчитайте распределение дозы внутри животного и параметры подачи луча.
6. Оценка плана
ПРИМЕЧАНИЕ: Чтобы сравнить два метода, рассчитайте гистограммы дозы-объема (DVH) и Гистограмму Q-объема (QVH) в объеме V50 PET. Здесь использовался скрипт MATLAB, разработанный собственными силами. Код можно найти на Github по адресу https://github.com/sdonche/DosePainting.
- Доза-объемная гистограмма
- Генерировать DVH из распределения дозы, которое было получено из SARRP.
- Определите максимальную, среднюю и минимальную дозы от DVH путем расчета D10, D50 и D90, где Dx означает дозу, полученную x% от объема.
- Гистограмма Q-объема
- Рассчитайте идеальную дозу для каждого пикселя, используя Eq. 1, который представляет собой линейную интерполяцию между минимальной и максимальной дозами, пропорционально варьирующуюся между минимальной интенсивностью ПЭТ и максимальной интенсивностью ПЭТ в пределах целевого объема, чтобы получить идеальную карту доз.
- Вычислите значение Q Qp для каждого пикселя, используя следующее уравнение (экв. 2):
Экв. 2
При этом Dp является дозой, полученной при планировании, а Di - целью дозы для планирования. - Сгенерируйте QVH из полученных Q-значений.
- Рассчитайте коэффициент качества (Q-фактор, QF) для оценки разницы между запланированной и предполагаемой дозами с помощью Eq. 3:
Экв. 3
Экв. 2
Экв. 3Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.
Representative Results
Ранее была описана возможность облучения под руководством ПЭТ и МРТ на крысиной модели глиобластомы с использованием SARRP для имитации стратегии лечения человека20,21,22. В то время как животное было закреплено на мультимодальной кровати, сделанной собственными силами, можно было создать приемлемый план лучевой терапии, сочетающий три метода визуализации: ПЭТ, МРТ и КТ. В этих методах использовался внешний программный пакет (см. Таблицу материалов) для совместной регистрации изображений с использованием преобразований твердого тела вручную. Были визуально оценены контрастно-взвешенные Т1-взвешенные изображения МРТ и ПЭТ, из которых изоцентры были выбраны вручную. Тем не менее, эта методология оказалась трудоемкой и, безусловно, оказывает влияние на животных, поскольку они должны оставаться под общим наркозом во время мультимодальной визуализации и создания плана лечения. Поэтому новая методология направлена на автоматизацию конкретных шагов в этом процессе, чтобы уменьшить общую дисперсию и время, необходимое для создания плана лучевой терапии.
В настоящем документе сравниваются две методологии. Метод 1 очень похож на ранее опубликованную методологию20,21,22 с некоторыми корректировками (табл. 1). Однако, в отличие от ранее опубликованной методологии, большая часть процесса автоматизирована с использованием кода MATLAB, разработанного собственными силами. Метод 2 является более сложным методом, в котором ряд изоцентров и размеров челюсти для MVC будет определен на основе поглощения ПЭТ [18F] FET (рисунок 5). Изоконтуры для V50, V60, V70, V80 и V90 показаны на рисунке 6.
Оба метода были применены к трем различным случаям (рисунок 7). Эти случаи можно разделить на два различных типа: [18F] поглощение ПЭТ FET на фронте инфильтративной опухоли и наличие некроза опухоли и [18F] поглощение ПЭТ FET, что указывает на отсутствие некроза опухоли. Случай 1 может быть описан как сферическое однородное поглощение ПЭТ, в то время как Случаи 2 и 3 имеют кольцеобразное поглощение, где уменьшенное поглощение ПЭТ, скорее всего, является некротической тканью. Случай 3 также показывает дополнительный регион, растущий в сторону дорсальной области.
После расчета параметров установки для обоих методов распределение доз для каждого случая (рисунок 8) было определено с использованием PCTPS SARRP. DVH (рисунок 9) могут быть получены из распределения доз в объемах, определенных пикселями с интенсивностью сигнала выше 0,50 × максимальной интенсивностью сигнала ПЭТ (в ограничительной рамке). Можно заметить, что DVH для Метода 2 систематически ближе к идеальному распределению дозы, чем для Метода 1. Значительный объем опухоли получает недостаточное облучение в случаях 2 и 3 при лечении Методом 1. Таблица 3 подтверждает эти выводы: значения D90 и D50 значительно ниже для Метода 1, чем для Метода 2. QVH (рисунок 10) также могут быть получены из этих распределений доз. В идеале эти кривые делают резкое падение при значении Q, равном единице. Метод 2 всегда приводит к распределению доз, которые ближе к целевому показателю дозы. Таблица 4 также демонстрирует превосходные общие Q-факторы для Метода 2. Минимальная доза (D90) 2000 сГр была достигнута для всех случаев с помощью Метода 2, в то время как она не была достигнута с помощью Метода 1 в 2 случаях. Это означает, что объем опухоли получил недостаточное облучение с использованием Метода 1.
Рисунок 1: Размещение ограничительной рамки. T1-взвешенное контрастное усиление видно в модели крыс F98 GB, а вокруг опухоли размещена щедрая ограничительная рамка с использованием кода MATLAB, разработанного собственными силами. Пожалуйста, нажмите здесь, чтобы просмотреть увеличенную версию этого рисунка.
Рисунок 2: Т1-взвешенное контрастно-усиливающее очерчение опухоли: шаг 1. Объем опухоли очерчивается на контрастно-усиленной Т1-взвешенной МРТ с использованием пороговых значений. Аббревиатура: МРТ = магнитно-резонансная томография. Пожалуйста, нажмите здесь, чтобы просмотреть увеличенную версию этого рисунка.
Рисунок 3: Т1-взвешенное контрастно-усиливающее разграничение опухоли: шаг 2. Если на этапе пороговых значений обнаруживается несколько томов, наибольший объем сохраняется для дальнейшей обработки. Пожалуйста, нажмите здесь, чтобы просмотреть увеличенную версию этого рисунка.
Рисунок 4: Расчет изоцентра для метода 1. Показаны контрастно-взвешенные Т1-взвешенные изображения МРТ, КТ и ПЭТ. Синие и красные круги представляют изоцентры на основе МРТ и ПЭТ соответственно. Сокращения: МРТ = магнитно-резонансная томография; КТ = компьютерная томография; ПЭТ = позитронно-эмиссионная томография. Пожалуйста, нажмите здесь, чтобы просмотреть увеличенную версию этого рисунка.
Рисунок 5: Объяснение расчета настройки челюсти. Шаг 1: определяется объем опухоли (синие точки, верхнее изображение). Шаг 2: создается плоскость (черная сетка), перпендикулярная падающему лучу (пурпурная линия, верхнее изображение) в определенных положениях дивана и портала. Шаг 3: вокселы опухоли (синие точки, верхнее изображение) перпендикулярно проецируются на вышеупомянутую плоскость, в результате чего образуется набор проецируемых вокселей (красных точек). Шаг 4: определите размеры изоцентра и челюсти (зеленые линии, нижнее изображение) таким образом, чтобы все проецируемые вокселы были включены в прямоугольный луч, определенный двумя симметричными челюстями переменного коллиматора (нижнее изображение). Эти цифры были получены в MATLAB. Пожалуйста, нажмите здесь, чтобы просмотреть увеличенную версию этого рисунка.
Рисунок 6: Изоконтуры опухолей. Трансаксиальные, корональные и сагиттальные срезы через опухоль головного мозга с опухолевыми объемами V50, V60, V70, V80 и V90 определяются изоконтурами, соответствующими 50%, 60%, 70%, 80% и 90% максимального поглощения опухоли на ПЭТ-изображениях. Сокращения: TV = трансаксиальный; COR = корональный; SAG = сагиттальный; ПЭТ = позитронно-эмиссионная томография. Пожалуйста, нажмите здесь, чтобы просмотреть увеличенную версию этого рисунка.
Рисунок 7: [18F]ПЭТ-визуализация FET для трех случаев. Сагиттальный, поперечный и фронтальный виды отображаются для всех трех случаев. Пожалуйста, нажмите здесь, чтобы просмотреть увеличенную версию этого рисунка.
Рисунок 8: Распределение доз для обоих методов. Сагиттальный, поперечный и фронтальный виды для всех трех случаев отображаются как для Способа 1, так и для Метода 2. Распределение дозы показано вместе с конусно-лучевой компьютерной томографией из SARRP. Сокращения: КТ = компьютерная томография; SARRP = платформа для исследования радиации мелких животных. Пожалуйста, нажмите здесь, чтобы просмотреть увеличенную версию этого рисунка.
Рисунок 9: Кривые DVH для всех случаев. Кривые DVH (в сГр) показаны для Метода 1, Метода 2 и Карты идеальной дозы. Аббревиатура: DVH = доза-объемная гистограмма. Пожалуйста, нажмите здесь, чтобы просмотреть увеличенную версию этого рисунка.
Рисунок 10: Q-объемная гистограмма для всех случаев. Кривые QVH показаны для Метода 1, Метода 2 и Карты идеальной дозы. В идеале рассчитанный QVH должен иметь резкое падение при значении Q = 1 (идеальная карта доз, синяя линия). Аббревиатура: QVH = Q-объемная гистограмма. Пожалуйста, нажмите здесь, чтобы просмотреть увеличенную версию этого рисунка.
| Предыдущий метод | Способ 1 | Способ 2 | ||
| Опухоль | Диаметр | 5 мм | 7-8 мм | 7-8 мм |
| ДОМАШНЕЕ ЖИВОТНОЕ | Разрешение (мм) | 1.2 | 0.85 | 0.85 |
| Базовое облучение | Доза (кГр) | 2000 | 2000 | 2000 |
| Цель | Опухоль CE T1 | Опухоль CE T1 | В50 | |
| Коллиматор (мм²) | 5х5 | 10х10 | МВК | |
| Доставка | 3 некопланарные дуги | 3 некопланарные дуги | 16 балок | |
| Положение дивана | -45°, 0°, 45° | 0°, -45°, -90° | 0°, -45°, -90° | |
| Усиление облучения или покраска дозы | Доза (кГр) | 500 | 800 | 800 |
| Цель | Максимальное поглощение ПЭТ | Максимальное поглощение ПЭТ | В60-В90 | |
| Коллиматор (мм²) | 1х1 | 3х3 | МВК | |
| Доставка | 3 некопланарные дуги | 3 некопланарные дуги | 40 лучей | |
| Положение дивана | -45°, 0°, 45° | 0°, -45°, -90° | 0°, -45°, -90° |
Таблица 1: Сравнение методов. В этой таблице дополнительно разъясняются Способ 1, Способ 2 и Предыдущий метод (относящийся к методу, который уже был опубликован)20,21,22. В способах 1 и 2 используется доклинический ПЭТ-сканер27 с субмиллиметровым пространственным разрешением, что позволяет более четко визуализировать гетерогенность опухоли. В положении дивана -90° можно использовать только 60° из 120°, чтобы избежать столкновения с животным. Несмотря на этот недостаток, это положение кушетки имеет более легкий доступ к опухоли, потому что она расположена в правом полушарии. Другие положения дивана могут делать полные повороты на 120 °. Сокращения: CE T1 = контрастно-усиленный T1-взвешенный; MVC = моторизованный переменный коллиматор; ПЭТ = позитронно-эмиссионная томография.
| Положение дивана | Портальная позиция | ||||||
| 0° | - | 20° | 40° | 60° | 80° | 100° | 120° |
| -45° | - | 20° | 40° | 60° | 80° | 100° | 120° |
| -90° | 0° | 20° | 40° | 60° | - | - | - |
Таблица 2: Настройка луча для способа 2. Отображаются козловые и диванные положения всех различных лучей. V50 использует все конфигурации, тогда как V60-V90 использует только конфигурации, выделенные жирным шрифтом.
| Д90 | Д50 | Д10 | ||
| Случай 1 | Карта идеальной дозы | 2336.94 | 2461.21 | 2745.63 |
| Способ 1 | 2024.47 | 2389.75 | 2796.82 | |
| Способ 2 | 2164.21 | 2490.18 | 2747.64 | |
| Случай 2 | Карта идеальной дозы | 2391.76 | 2540.55 | 2752.56 |
| Способ 1 | 1894.93 | 2127.86 | 2606.48 | |
| Способ 2 | 2322.11 | 2597.31 | 2848.03 | |
| Случай 3 | Карта идеальной дозы | 2377.47 | 2556.7 | 2761.38 |
| Способ 1 | 1874.58 | 2103.78 | 2691.69 | |
| Способ 2 | 2354.03 | 2602.64 | 2907.41 |
Таблица 3: Значения DVH. D10, D50 и D90 были рассчитаны как заменители максимальных, средних и минимальных доз соответственно. Dx означает дозу, полученную на х% от объема. Аббревиатура: DVH = доза-объемная гистограмма.
| Q-фактор | Случай 1 | Случай 2 | Случай 3 |
| Способ 1 | 0.0898 | 0.1573 | 0.1773 |
| Способ 2 | 0.0572 | 0.057 | 0.0778 |
Таблица 4: Q-факторы. В таблице отображаются общие Q-факторы для Метода 1 и Метода 2 для каждого случая. Q-фактор будет равен нулю, если доставленная доза и предписанная доза равны.
Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.
Discussion
Ранее была описана модель ГБ крысы для имитации химиолучевого лечения в клинике для пациентов с глиобластомой20. Подобно клиническому методу, КТ и МРТ были объединены в процессе планирования лечения для получения более точного облучения. Мультимодальная кровать для минимизации движения (головы) использовалась, когда животное перемещалось из одной системы визуализации в другую. Впоследствии к процессу планирования лечения была добавлена ПЭТ-визуализация, и увеличение подобъема на основе ПЭТ может быть успешно реализовано21,22. Включение функциональной модальности изображения, такой как ПЭТ, в процесс планирования лечения позволяет визуализировать (биологическую) гетерогенность опухоли. Это облегчает нацеливание на агрессивные и / или радиационно-устойчивые опухолевые области. Хотя этот метод осуществим, он оказался очень трудоемким, потому что мультимодальная визуализация, планирование лечения и доставка дозы должны быть завершены последовательно в доклинических условиях. Более того, во время этого процесса животные должны находиться под общим наркозом22. Поэтому важно повысить эффективность процесса доклинического планирования лечения.
В данной статье представлен удобный полуавтоматический алгоритм для дальнейшей оптимизации доклинического мультимодального планирования лучевой терапии на основе визуализации. Совместная регистрация между планирующими КТ, МРТ и ПЭТ была автоматизирована в сочетании с обнаружением целевых изоцентров. Следует отметить, что программный инструмент не следует рассматривать как черный ящик, и крайне важно выполнять надлежащие проверки качества. Наиболее важным шагом во всем этом процессе является оценка результатов автоматической совместной регистрации планирования КТ, МРТ и ПЭТ, которые должны быть максимально точными. Вывод алгоритма состоит из положений целевых изоцентров и размеров челюсти MVC для различных пучков излучения. Эти значения можно импортировать в самую последнюю версию PCTPS.
Этот программный инструмент использовался для оценки точности и эффективности дозирования на основе ПЭТ на микрооблучателе с использованием дизайна исследования in silico. Оптимизированный процесс планирования лечения превосходил ранее описанный метод21,22 с точки зрения эффективности времени, внутри- и межпользовательской изменчивости и точности. В то время как обычное доклиническое планирование лечения, включая мультимодальную визуализацию, может потребовать до 180 мин22, это время может быть сокращено до ~ 80 мин с помощью обоих полуавтоматических методов, представленных в этой рукописи. Кроме того, человеческие ошибки более вероятны в традиционном процессе планирования лечения во время ручной совместной регистрации и визуального определения изоцентров, что приводит к большей внутри- и межпользовательской изменчивости. Автоматическая совместная регистрация и обнаружение целевых изоцентров алгоритмом уменьшит эти внутри- и межпользовательские вариации. Кроме того, оптимизированный и автоматизированный рабочий процесс обеспечивает более точное облучение опухолевого объема. Это иллюстрируется более низкими Q-факторами (таблица 4), которые оценивают разницу между дозой, рассчитанной/доставленной PCTPS, и предписанной дозой.
Также примечательно, что использование MVC приводит к снижению дозы для окружающих нормальных тканей мозга, по сравнению с коллиматорами с фиксированным размером пучка. Это проиллюстрировано на рисунке 7 и важно для сокращения разрыва между клиническими испытаниями, оценивающими стратегию DPBN RT (где используются многолистные коллиматоры) и лабораторными исследованиями радиации на животных. Тем не менее, мы предполагаем, что доставка дозы может быть немного медленнее при использовании MVC для переключения между положениями луча и регулировки размеров челюсти для каждого отдельного луча. Наконец, планирование доклинического лечения чаще всего осуществляется путем перспективного планирования. Методология, описанная в этой статье, является важным шагом на пути к обратному планированию, которое обычно используется в клинике, и еще больше сокращает разрыв между доклиническими исследованиями радиации и клиникой.
Это исследование также имеет некоторые ограничения. Для экспериментов, описанных в этой рукописи, использовался наиболее часто используемый аминокислотный ПЭТ-индикатор [18F]FET. При использовании других ПЭТ-индикаторов для руководства лучевой терапией полуавтоматический рабочий процесс должен быть должным образом изучен, поскольку совместная регистрация может быть менее точной. Кроме того, следует дополнительно изучить влияние использования другого размера воксела для ПЭТ и/или МРТ на планирование лечения и доставку дозы. В заключение, описанная здесь методика оптимизации процесса доклинического планирования лечения имеет множество преимуществ по сравнению с ранее описанным методом21,22. Используя дизайн исследования in silico, было доказано, что новый рабочий процесс для доклинического планирования мультимодального лечения является более точным с точки зрения доставки дозы, более эффективным по времени и показывает меньшую внутрипользовательскую и межпользовательскую изменчивость. Эти улучшения необходимы для сокращения разрыва между клиническими и доклиническими исследованиями радиации и для разработки новых терапевтических и / или лучевых процедур терапии для глиобластомы.
Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.
Disclosures
У авторов нет конфликта интересов для раскрытия.
Acknowledgments
Авторы хотели бы поблагодарить Фонд Lux Luka за поддержку этой работы.
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).
