Summary
Här presenterar vi ett protokoll för att utföra prekliniska positron emission tomografi-baserade strålbehandling i en råtta glioblastoma modell med hjälp av algoritmer utvecklat internt för att optimera noggrannheten och effektiviteten.
Abstract
En råtta glioblastoma modell för att efterlikna chemo-strålbehandling av mänskliga glioblastom i kliniken var tidigare etablerad. I likhet med den kliniska behandlingen kombinerades datortomografi (CT) och magnetisk resonanstomografi (MRI) under behandlingsplaneringsprocessen. Positron emission tomography (PET) imaging lades därefter till för att genomföra undervolym öka med hjälp av ett mikro-bestrålningssystem. Kombinera tre bildframställning modaliteter (CT, MRI och PET) med hjälp av en mikro-bestrålning system visade sig vara arbetsintensiva eftersom multimodal imaging, behandling planering och dos leverans måste slutföras sekventiellt i den prekliniska inställningen. Detta resulterar också i ett arbetsflöde som är mer utsatt för mänskliga fel. Därför implementerades en användarvänlig algoritm för att ytterligare optimera preklinisk multimodal bildbehandlingsbaserad strålbehandlingsplanering. Detta mjukvaruverktyg användes för att utvärdera noggrannheten och effektiviteten av dosmålning strålbehandling med mikrobestrålning med hjälp av en i silico studie design. Den nya metoden för dosmålning strålbehandling är överlägsen den tidigare beskrivna metoden när det gäller noggrannhet, tidseffektivitet och variabilitet mellan användare. Det är också ett viktigt steg mot genomförandet av omvänd behandlingsplanering för mikrobestrålningar, där framtidsplanering fortfarande används ofta, till skillnad från kliniska system.
Introduction
Glioblastoma (GB) är en maligna och mycket aggressiva primära hjärnan tumör. GB är en solid heterogen tumör vanligtvis kännetecknas av infiltrative gränser, nukleära atypia och nekros1. Närvaron av blod-hjärnbarriären och hjärnans status som en immunprivilegierad plats gör upptäckten av nya mål för cellgifts- och immunterapi till en skrämmande uppgift2,3,4. Det är anmärkningsvärt att behandlingen av GB-patienter knappt har förändrats sedan införandet, 2005, av Stupp-protokollet som kombinerar extern strålbehandling (RT) med samtidig temozolomid, vanligtvis följt av adjuvant temozolomide5. Vanligtvis föregås Stupp-protokollet av maximal kirurgisk samband. Därför är alternativa behandlingsmetoder av avgörande betydelse.
Nuvarande strålbehandling för glioblastom patienter ger en enhetlig stråldos till den definierade tumörvolymen. Inom strålningsonkologi finns det en viktig dos-respons korrelation för glioblastom med ökande dos, som verkar begränsa runt 60 Gy, på grund av ökad toxicitet till den normala hjärnan6,7. Tumörer kan dock vara mycket (radiobiologiskt) heterogena, med gradienter av syrenivå och/eller stora skillnader i cellulär densitet. Metaboliska avbildningstekniker, såsom PET, kan visualisera dessa biologiska funktioner och kan användas för att anpassa dosreceptet. Detta tillvägagångssätt kallas dosmålning RT. Denna term infördes av Ling et al. år 2000. Författarna definierade dosmålning RT som producerar "utsökt konforma dosfördelningar inom begränsningarna för strålningsutbredning och spridning"8.
Det finns två typer av dosmålning RT, dosmålning efter konturer (DPBC), genom vilken en dos föreskrivs till en uppsättning kapslade delvolymer, och dosmålning i siffror (DPBN), varigenom en dos föreskrivs på voxelnivå. Dosfördelningen för DPBN RT kan extraheras från funktionella bilder. Dosen i varje voxel bestäms av intensiteten I av motsvarande voxel i bilden, med en nedre och övre gräns, för att säkerställa att å ena sidan en tillräcklig dos levereras till varje del av tumören. Å andra sidan överskrider doserna inte en övre gräns för att skydda organ i riskzonen och undvika toxicitet. Den enklaste metoden är en linjär interpolation (se Eq. 1) mellan minsta dos Dmin och maximal dos Dmax, proportionellt varierande mellan minsta intensitet Imax och maximal intensitet inom målvolymen9,10
Eq. 1
Eftersom det finns en viss skepsis mot kvalitetssäkringen av DPBN RT, bör depositionen av dosen verifieras genom preklinisk och klinisk forskning10. Endast begränsade data kan dock förvärvas från kliniska prövningar, och det har antagits att fler insikter kan erhållas genom nedskalning till laboratoriedjur11,12. Därför är prekliniska studier som använder precisionsbildstyrda strålningsforskningsplattformar som möjliggör koppling med vissa mycket specifika tekniker, såsom autoradiografi, lämpliga för att undersöka öppna frågor och bana väg för personlig medicin och nya behandlingsstrategier, såsom dosmålning RT13,14. Tolkningen av prekliniska data måste dock utföras med försiktighet, och nackdelar med dessa prekliniska inställningar måste övervägas14.
Mikrobestrålningssystem, såsom sarrp (Small Animal Radiation Research Platform), är utrustade med liknande teknik som deras kliniska motsvarighet. De inkluderar in-board cone-beam CT (CBCT) imaging, ett prekliniskt behandlingsplaneringssystem (PCTPS), och ger submillimeter precision. Kliniska dosberäkningar utförs genom omvänd behandlingsplanering, varigenom man initierar från önskad dosfördelning för att bestämma strålarna via en iterativ algoritm. Prekliniska bestrålningsare använder ofta framtidsplanering. Vid planering framåt väljs önskad mängd och vinkel på balkarna, och PCTPS beräknar sedan dosfördelningen. Optimeringen av planerna utförs genom manuell iteration, som är arbetsintensiv15.
Efter 2009 har ny utveckling gjort genomförandet av omvänd planering på dessa forskningsplattformar möjligt16,17,18. För att öka likheten med den kliniska metoden utvecklades en motoriserad variabel rektangulär collimator (MVC) som en preklinisk motsvarighet till multibladskollisatorn. En tvådimensionell dosmålningsmetod med hjälp av en variabel kollimator publicerades av Cho et al.19. Denna forskargrupp implementerade ett tredimensionellt (3D) omvänt behandlingsplaneringsprotokoll på en mikrobestrålning och fastställde minimi- och maximidoser för målvolymen och en maximal dos för de organ som är i riskzonen. Dessa tekniker har främst utvärderats i silico, och deras prekliniska tillämpningar måste undersökas.
Detta dokument presenterar en i silico studie för att jämföra två metoder för [18F]-fluoro-etyl-L-tyrosin ([18F]FET) PET-baserad dosmålning i en GB råtta modell20,21,22 med hjälp av en liten djur strålning forskningsplattform. Dessa två metoder är (1) undervolymökning med fördefinierade strålstorlekar och (2) dosmålning med hjälp av en motoriserad variabel kollimator där käftdimensioner ändras baserat på PET-spårupptaget i tumörvolymen. [18F] FET är en PET-spårämne som ofta används i neuro-onkologi på grund av dess förmåga att upptäcka hjärntumörer23. [18F] FET är en konstgjord aminosyra som internaliseras i tumörceller men inte införlivas i cellproteiner. [18F] FET upptag motsvarar cell spridning hastighet, tumör cellen densitet och angiogenesis24. Eftersom detta är den vanligaste onkologiska hjärnan PET tracer i dessa författares institut, valdes denna radiotracer för att utvärdera det nya arbetsflödet.
Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.
Protocol
Studien godkändes av den lokala etikkommittén för djurförsök (ECD 18/21). Anestesiövervakning utförs genom att förvärva djurens andningshastighet med hjälp av en sensor.
1. F98 GB råttcellsmodell
- Odla F98 GB-cellerna i ett monoskikt med Dulbeccos Modified Eagle Medium, kompletterat med 10% kalvserum, 1% penicillin, 1% streptomycin och 1% L-glutamin, och placera dem i en CO2-inkubator (5% CO2 och 37 °C).
- Inokulera gliomcellerna i hjärnan hos kvinnliga Fischer F344 råttor (kroppsvikt 170 g).
OBS: Använd sterila instrument och använd alltid sterila handskar.- Bedöva råttorna genom inandning av isofluran (5% induktion, 2% underhåll) blandat med syre (0,3 ml/min) genom en noskon. Bekräfta bedövningen genom frånvaron av abstinensreflex i lemmen och immobilisera råttorna i en stereotaktisk enhet med fixeringspunkter för näsa och öron. Applicera en carbomer ögongel för att förhindra torra ögon under anestesi. Håll kroppstemperaturen med en termoreglerad värmedyna och rektalsond vid 37 °C.
- Raka råttan från ögonnivån till baksidan av skallen och desinficera huden med isobetadin. Injicera xylocaine (med adrenalin 1:200000, 0,1 mL) subkutant för lokalbedövning.
- Exponera skallen genom ett mittlinje skalp snitt och gör ett litet hål med ett borrverktyg 3 mm bakre och 3 mm lateralt till bregma i höger halvklotet.
- Sätt i en stereotaktiskt styrd insulinnål (29 G) och injicera 5 μL cellfjädring (20 000 F98 GB-celler) 3 mm djup med hjälp av en mikrosyringpumpstyrenhet. Låt nålen vara på plats i 5 minuter, vilket ger cellupphängningen tid att sprida sig in i vävnaden.
- Dra tillbaka sprutan långsamt och stäng hålet i skallen med benvax. Suturera huden (polyamid 6, tjocklek 4-0) och injicera meloxicam subkutant (1 mg/kg, 2 mg/ml). Applicera xylocaine gel.
- Stabilisera kroppstemperaturen hos djuret efter operationen med hjälp av en röd lampa. Övervaka råttans uppvaknande tills den har återfått tillräckligt medvetande. Återför inte djuret till sällskap med andra djur förrän det är helt återställt. Hysa alla djur under miljökontrollerade förhållanden (12 h ljus/mörk cykel, 20-24 °C och 40-70% relativ luftfuktighet) med mat och vatten ad libitum.
- Var noga med att övervaka djuren dagligen och upprätthålla en daglig hälsostatuslogg genom att kontrollera deras kroppsvikt, mat, vattenintag och deras aktivitet och beteende. Använd en dödlig dos pentobarbital natrium för att avliva djuren (160 mg/kg) om en minskning med 20% kroppsvikt observeras eller när det normala beteendet allvarligt försämras (t.ex. brist på grooming).
2. Bekräftelse av tumörtillväxt
- Utvärdera tumör tillväxt 8 dagar efter inokulering. Bedöva råttorna genom inandning av isofluran (5% induktion, 2% underhåll) blandat med syre (0,3 ml/min) genom en noskon. Bekräfta bedövningen genom frånvaron av abstinensreflex i lemmen.
- Injicera ett gadoliniuminnehållande kontrastmedel (0,4 ml/kg) genom en intravenöst placerad slang i den laterala svansvenen. Täck djuret med ett varmt vatten som cirkulerar värmefilt och placera dem i MR-sängen. Applicera en carbomer ögongel för att förhindra torra ögon under anestesi. Placera MR-sängen i hållaren med en Tx/Rx Rat hjärnvolymspole.
- Utför en localizer skanning följt av en T2-viktad spin-eko skanning för att bedöma tumör tillväxt. Använd dessa T2-MRI-sekvensinställningar: repetitionstid (TR)/ekotid (TE) 3661/37,1 ms, 109 μm isotropisk upplösning i planet, segmenttjocklek 600 μm, 4 medelvärden, 30 skivor, total förvärvstid (TA) 9 min 45 s.
- Om en tumör bekräftas på T2-viktade förvärv, utför en T1-viktad kontrast-förbättrad spin eko skanning. Använd dessa T1-MRI-sekvensinställningar: TR/TE 1539/9,7 ms, 0,117 mm isotropisk upplösning i plan, skivtjocklek 600 μm, 3 medelvärden, 30 skivor, TA 4 min 15 s.
- Efter MRI, kontinuerligt övervaka djuret tills det återfår fullt medvetande.
- När tumören når en diameter av 7 till 8 mm, vanligtvis observerad 12 dagar efter inokulering, välj djuret för terapi.
3. Multimodalitetsavbildning av val av målvolym
OBS: PET/MRI-guidad bestrålning kräver sekventiellt förvärv av en multimodal datauppsättning. Efter intravenös administrering av radiotracer, PET imaging startas, följt av kontrast-förbättrad T1-viktad MRI och slutligen en behandling-planering CT.
- Bedöva djuret med isofluran (5% induktion, 2% underhåll) blandat med syre (0,3 L/min) med en noskon. Bekräfta bedövning när råttorna inte uppvisar någon abstinensreflex i lemmen. Applicera carbomer ögongel för att förhindra torra ögon under anestesi.
- Sätt in slangen intravenöst i den laterala svansvenen, vilket möjliggör injektion av 10-12 MBq PET-radioaktivt spårämne upplöst i 200 μL saltlösning. Injicera [18F]-FET, 1 h före PET-förvärv. Låt djuret återfå medvetandet medan spårämnet distribueras genom kroppen.
- Bedöva djuret igen, enligt beskrivningen i steg 3.1. Placera djuret på en multimodalitetsbädd (här, tillverkad internt) och säkra den med hjälp av krok-och-slinga fästelement, upprätthålla en fast position under avbildning och mikrobestrålning. Fixa en kapillär fylld med MR/PET-agenten (se tabellen över material) för enklare samregistrering. Linda djuret i bubbelplast för att bevara dess kroppstemperatur under multimodalitet imaging och terapi.
- Utför en PET-skanning 1 h efter injektionen av PET-spåraren. Rekonstruera PET-skanningen till en 3D-volym (192 x 192 x 384 matris) med 0,4 mm voxelstorlek genom att tillämpa en MLEM-algoritm (Maximum-Probability Expectation-Maximization) med 30 iterationer.
OBS: En särskild PET-skanner för laboratoriedjursavbildning användes med ett axiellt synfält på 130 mm och en borrdiameter på 72 mm. Detta system ger rumslig upplösning under mm (0,85 mm). - Injicera ett MRT-kontrastmedel (0,4 ml/kg) intravenöst i svansvenen. Placera råttan, som fortfarande är fastsatt på multimodalitetsbädden, i djurhållaren på MR-skannern (Materialtabell). Utför en localizer-skanning följt av en kontrastförbättrad T1-viktad spin-ekosekvens, analog med steg 2.4.
- Placera djuret, som fortfarande är fastsatt på multimodalitetsbädden, på en plasthållare som är fastsatt på det fyraxliga robotpositionsbordet på mikrofasadjäratorn. Utför en högupplöst behandlingsplanerings-konbalk CT med en rörspänning på 70 kV, en rörström på 0,4 mA, ett 1 mm aluminiumfilter och en 20 x 20 cm (1024 x 1024 pixel) amorf Si platt paneldetektor. Få totalt 360 prognoser över 360°. Rekonstruera CT-bilderna med en isotrop voxelstorlek på 0,275 mm (411 x 411 x 251 matris).
4. Medregistrering av bild
OBS: Samregistreringen utförs med en halvautomatisk MATLAB-kod utvecklad internt. Koden finns på Github på https://github.com/sdonche/DosePainting. De olika stegen beskrivs nedan.
- Placera de tre bildmodaliteterna ([18F]FET PET, kontrastförbättrad T1-viktad MRI och konstråle CT) i en mapp. Konvertera DICOM-bilder till NIfTI-formatet med hjälp av funktionen dcm2niix från mricronbildvisaren24.
- Importera de konverterade bilderna till MATLAB och filtrera PET-bilden med ett Gaussiskt filter med en fullbreddshalv max (FWHM) på 1 mm.
- Omorientera bilderna så att de cartesiska axlarna från alla bildframställningsmetoder motsvarar varandra.
OBS: För den här inställningen vändes CT-bilden runt Y-axeln. MRI vändes runt X-axeln, och PET vändes runt Y-axeln. - Beskär PET-bilden för att förenkla automatisk samregistrering.
OBS: För den här inställningen var 40 pixlar inställda på noll från båda sidor av X-axeln (vänster och höger om djuret); på djurets dorsala och ventrala sida (Y-axeln) var 60 respektive 40 pixlar inställda på noll. längs längs den längsgående axeln (eller Z-axeln) är 170 respektive 30 pixlar inställda på noll för sämre respektive överlägsen sida. - Flytta bildcentren nära varandra för att förenkla automatisk samregistrering.
- Utför den faktiska styvkroppsregistreringen med hjälp av Statistisk parametrisk kartläggning (SPM) i MATLAB26. Använd följande registreringsparametrar (andra som standard): objektiv funktion: ömsesidig information; Separation: [4 1 0.2]. Toleranser: [0,02 0,02 0,02 0,001 0,001 0,001 0,01 0,01 0,01 0,001 0,001 0,001]. Histogramutjämning: [1 1]; interpolation: trilinear.
5. Planering av strålbehandling
OBS: En MATLAB-app och flera MATLAB-skript skrevs för strålbehandlingsplaneringen. Koden finns på Github på https://github.com/sdonche/DosePainting. De olika stegen förklaras nedan.
- Metod 1
- Läs in de tre olika bildframställningsmetoderna i MATLAB-appen. Placera en generös begränsningsram runt kontrastförstärkningen på den T1-viktade MR-skanningen (bild 1). Bestäm den kontrastförbättrade volymen med hjälp av ett tröskelvärde (bild 2). Om flera regioner har valts väljer du endast den största volymen, vars centrum anses vara det första isocentrumet som levererar en föreskriven dos för RT (bild 3).
- Expandera den tidigare bestämda MR-kontrastförbättringen med 10 pixlar i varje riktning. Om flera regioner upptäcks behåller du endast den största PET-volymen, vars centrum anses vara det andra isocentrumet för att leverera en föreskriven dos för RT.
OBS: I denna PET-volym definieras PET-boostvolymen av pixlarna med en högre signalintensitet än 0,90 × maximal signalintensitet (i begränsningsramen) i denna volym. - Använd följande bestrålningsinställningar för de beräknade isocentrumen (figur 4 och tabell 1).
- För det första isocentrumet (MRT), ge en föreskriven dos på 2000 cGy med 3 icke-coplanarbågar vid soffpositionerna 0°, -45° och -90° med en gantryrotation på 120°, 120° respektive 60°. Använd en fast kollimatorstorlek på 10 x 10 mm, men använd en lämplig kollimator (t.ex. en 5 x 5 mm kollimator) när mindre tumörstorlekar måste bestrålas. Var försiktig med att ta hänsyn till djurets välbefinnande när tumörvolymerna är större än 10 mm.
- För det andra isocentrumet (PET), ge en föreskriven dos på 800 cGy med 3 icke-coplanarbågar vid soffpositionerna 0°, -45° och -90° med en gantryrotation på 120°, 120° respektive 60°. Använd en fast kollimatorstorlek på 3 x 3 mm.
- Beräkna dosfördelningen inom djuret och stråltillförselparametrarna.
- Metod 2
- Läs in de tre olika bildframställningsmetoderna i MATLAB-appen. Placera en generös begränsningsram runt kontrastförbättringen på [18F]FET PET-bilden, analog med steg 5.1.1.
- Bestäm de volymer som definieras av pixlarna med en signalintensitet som är högre än A × maximal signalintensitet (i ovannämnda begränsningsram), med A lika med 0,50, 0,60, 0,70, 0,80 och 0,90. Namnge dessa volymer V50, V60, V70, V80 respektive V90.
- Bestäm isocentrumen och käftmåtten för varje balk som krävs för att styra den motoriserade variabeln kollimator med hjälp av MATLAB-skriptet (se figur 5).
- Använd följande inställningar för beräknade isocenter och käftdimensioner:
- För V50, ge en föreskriven dos på 2000 cGy fördelad på 16 balkar (varje 125 cGy; soffa och gantry positioner i tabell 2). Använd de beräknade käftdimensionerna för MVC.
OBS: Här har en ytterligare marginal på 1 mm inkluderats för att ta hänsyn till mikroskopisk tumör infiltration. - För V60-V90, ge en föreskriven dos på 800 cGy fördelad på 40 balkar (varje 20 cGy; soffa och gantry positioner i tabell 2). Använd de beräknade käftdimensionerna för MVC.
- För V50, ge en föreskriven dos på 2000 cGy fördelad på 16 balkar (varje 125 cGy; soffa och gantry positioner i tabell 2). Använd de beräknade käftdimensionerna för MVC.
- Beräkna dosfördelningen inom djuret och stråltillförselparametrarna.
6. Utvärdering av planen
OBS: För att jämföra de två metoderna, beräkna dosvolym histogram (DVH) och Q-volym histogram (QVH) i V50 PET-volymen. Här användes ett MATLAB-manus, utvecklat internt. Koden finns på Github på https://github.com/sdonche/DosePainting.
- Histogram med dosvolym
- Generera DVH från dosfördelningen som erhölls från SARRP.
- Bestäm de maximala, genomsnittliga och lägsta doserna från DVH genom att beräkna D10, D50 och D90, där Dx står för den dos som tas emot med x% av volymen.
- Histogram med Q-volym
- Beräkna en idealisk dos för varje pixel med hjälp av Eq. 1, som är en linjär interpolation mellan minsta och högsta dos, som varierar proportionellt mellan den minsta PET-intensiteten och den maximala PET-intensiteten inom målvolymen för att ge en idealisk doskarta.
- Beräkna Q-värdet Qp för varje pixel med följande ekvation (Eq. 2):
Eq. 2
Med Dp som den dos som erhålls genom planering och Di, dosmålet för planering. - Generera QVH från de erhållna Q-värdena.
- Beräkna kvalitetsfaktorn (Q-faktor, QF) för att utvärdera skillnaden mellan de planerade och avsedda doserna med hjälp av Eq. 3:
Eq. 3
Eq. 2
Eq. 3Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.
Representative Results
Genomförbarheten av PET- och MRI-guidad bestrålning i en glioblastoma råtta modell med sarrp för att efterlikna strategin för mänsklig behandling har tidigare beskrivits20,21,22. Medan djuret var fixerat på en multimodalitet säng görs internt, var det möjligt att skapa en acceptabel strålbehandling plan som kombinerar tre bildframställning modaliteter: PET, MRI och CT. I dessa metoder användes ett externt programvarupaket (se tabellen över material) för att samregistrera bilderna med hjälp av styvkroppsomvandlar manuellt. Kontrast-förbättrad T1-viktade MRI och PET bilder bedömdes visuellt från vilka isocenters valdes manuellt. Denna metod visade sig dock vara arbetsintensiv och har verkligen en inverkan på djuren eftersom de måste stanna under generell anestesi under multimodalitetsavbildningen och skapandet av en behandlingsplan. Den nya metoden syftar därför till att automatisera specifika steg i denna process för att minska den totala variansen och tiden som krävs för att skapa en strålbehandlingsplan.
I detta dokument jämförs två metoder. Metod 1 liknar mycket den tidigare offentliggjorda metoden20,21,22 med några justeringar (tabell 1). Men i motsats till den tidigare publicerade metoden automatiseras det mesta av processen med hjälp av en MATLAB-kod som utvecklats internt. Metod 2 är en mer sofistikerad metod där en serie isocenter och käftdimensioner för MVC kommer att bestämmas baserat på [18F]FET PET-upptaget (figur 5). Isokontourerna för V50, V60, V70, V80 och V90 visas i figur 6.
Båda metoderna tillämpades i tre olika fall (figur 7). Dessa fall kan delas in i två olika typer: [18F]FET PET upptag i infiltrative tumör fronten och förekomsten av tumör nekros och [18F]FET PET upptag som anger ingen tumör nekros. Fall 1 kan beskrivas som en sfärisk homogen PET upptag, medan fall 2 och 3 har en ring-formad upptag där den minskade PET-upptag är mest sannolikt necrotic vävnad. Fall 3 visar också en ytterligare region som växer ut mot dorsala regionen.
Efter beräkning av installationsparametrarna för båda metoderna fastställdes dosfördelningarna för varje enskilt fall (figur 8) med hjälp av SARRP:s PCTPS. DVHs (figur 9) kan erhållas från dosfördelningarna i de volymer som definieras av pixlarna med en signalintensitet som är högre än 0,50 × maximal PET-signalintensitet (i begränsningsramen). Man kan konstatera att DVHs för metod 2 systematiskt är närmare den ideala dosfördelningen än de för metod 1. En betydande tumör volym får otillräcklig bestrålning i fall 2 och 3 när behandlas med metod 1. I tabell 3 bekräftas dessa slutsatser: värdena D90 och D50 är betydligt lägre för metod 1 än för metod 2. QVHs (figur 10) kan också erhållas från dessa dosfördelningar. Helst gör dessa kurvor en kraftig nedgång vid ett Q-värde som är lika med ett. Metod 2 resulterar alltid i dosfördelningar som ligger närmare dosmålet. Tabell 4 visar också överlägsna övergripande Q-faktorer för metod 2. Den minimala dosen (D90) av 2000 cGy har uppnåtts för alla fall med metod 2, medan det inte uppnåddes med metod 1 i 2 fall. Detta innebär att tumörvolymen fick otillräcklig bestrålning med metod 1.
Bild 1: Placering av begränsningsramar. Den T1-viktade kontrastförbättringen är synlig i F98 GB råttmodellen, och en generös begränsningsram placeras runt tumören med hjälp av MATLAB-koden som utvecklats internt. Klicka här för att se en större version av den här figuren.
Figur 2: T1-viktad kontrasthöjande tumör avgränsning: steg 1. Tumör volym avgränsas på kontrast-förbättrad T1-viktad MRI med hjälp av tröskelvärde. Förkortning: MRI = magnetisk resonanstomografi. Klicka här för att se en större version av den här figuren.
Figur 3: T1-viktad kontrastförbättrande tumör avgränsning: steg 2. Om flera volymer upptäcks under tröskelvärdet behålls den största volymen för vidare bearbetning. Klicka här för att se en större version av den här figuren.
Bild 4: Isocenterberäkning för metod 1. Kontrastförbättrade T1-viktade MRI-, CT- och PET-bilder visas. De blå och röda cirklarna representerar MRI- respektive PET-baserade isocenter. Förkortningar: MRI = magnetisk resonanstomografi; CT = datortomografi; PET = positron emissionstomografi. Klicka här för att se en större version av den här figuren.
Bild 5: Förklaring av beräkningen av käftinställningar. Steg 1: tumörvolymen bestäms (blå prickar, toppbild). Steg 2: ett plan (svart rutnät) skapas vinkelrätt mot infallande strål (magentalinje, toppbild) vid specifika soff- och gantrypositioner. Steg 3: tumör voxels (blå prickar, toppbild) projiceras vinkelrätt på ovannämnda plan, vilket resulterar i en uppsättning projicerade voxels (röda prickar). Steg 4: bestäm isocentrum- och käftdimensionerna (gröna linjer, bottenbild) så att alla projicerade voxels ingår i den rektangulära strålen som definieras av de två symmetriska käftarna på den variabla kollimatorn (bottenbild). Dessa siffror genererades i MATLAB. Klicka här för att se en större version av den här figuren.
Figur 6: Tumöriskontours. Transaxial, koronal och sagittal skivar genom hjärntumören med tumör volymer V50, V60, V70, V80 och V90 bestäms av isocontours motsvarande 50%, 60%, 70%, 80% och 90% av den maximala tumör upptaget i PET bilder. Förkortningar: TV = transaxial; COR = koronal; SAG = sagittal; PET = positron emissionstomografi. Klicka här för att se en större version av den här figuren.
Figur 7: [18F]FET PET imaging för de tre fallen. De sagittala, tvärgående och frontal vyerna visas för alla tre fallen. Klicka här för att se en större version av den här figuren.
Figur 8: Dosfördelningar för båda metoderna. Sagittal-, tvär- och frontalvyer för alla tre fodralen visas för både metod 1 och metod 2. Dosfördelningen visas tillsammans med ct-avbildningen från sarrp. Förkortningar: CT = datortomografi; SARRP = forskningsplattform för smådjursstrålning. Klicka här för att se en större version av den här figuren.
Bild 9: DVH-kurvor för alla fall. DVH-kurvor (i cGy) visas för metod 1, metod 2 och den ideala doskartan. Förkortning: DVH = histogram med dosvolym. Klicka här för att se en större version av den här figuren.
Bild 10: Histogram med Q-volym för alla fall. QVH-kurvor visas för metod 1, metod 2 och den ideala doskartan. Helst måste den beräknade QVH ha en kraftig minskning vid Q-värde = 1 (Ideal doskarta, blå linje). Förkortning: QVH = Q-volume histogram. Klicka här för att se en större version av den här figuren.
| Föregående metod | Metod 1 | Metod 2 | ||
| Tumör | Diameter | 5 mm | 7-8 mm | 7-8 mm |
| SÄLLSKAPSDJUR | Upplösning (mm) | 1.2 | 0.85 | 0.85 |
| Basbestrålning | Dos (cGy) | 2000 | 2000 | 2000 |
| Mål | CE T1 tumör | CE T1 tumör | V50 | |
| Collimator (mm²) | 5x5 | 10x10 | MVC | |
| Leverans | 3 icke-samplansbågar | 3 icke-samplansbågar | 16 balkar | |
| Soffpositioner | -45°, 0°, 45° | 0°, -45°, -90° | 0°, -45°, -90° | |
| Bestrålning öka eller dosmålning | Dos (cGy) | 500 | 800 | 800 |
| Mål | Max PET-upptag | Max PET-upptag | V60-V90 | |
| Collimator (mm²) | 1x1 | 3x3 | MVC | |
| Leverans | 3 icke-samplansbågar | 3 icke-samplansbågar | 40 balkar | |
| Soffpositioner | -45°, 0°, 45° | 0°, -45°, -90° | 0°, -45°, -90° |
Tabell 1: Metodjämförelse. I denna tabell klargörs vidare metod 1, metod 2 och föregående metod (med hänvisning till den metod som redan har publicerats)20,21,22. Metoder 1 och 2 använder en preklinisk PET-skanner27 med submillimeter rumslig upplösning, vilket gör det möjligt att visualisera tumör heterogeniteten tydligare. Vid soffläge -90° är det endast möjligt att använda 60° av 120° för att undvika kollision med djuret. Trots denna nackdel har denna soffposition lättare tillgång till tumören eftersom den ligger på rätt halvklot. De andra soffpositionerna kan göra hela 120° rotationer. Förkortningar: CE T1 = kontrastförstärkt T1-viktad; MVC = motoriserad variabel collimator; PET = positron emissionstomografi.
| Soffans position | Gantry position | ||||||
| 0° | - | 20° | 40° | 60° | 80° | 100° | 120° |
| -45° | - | 20° | 40° | 60° | 80° | 100° | 120° |
| -90° | 0° | 20° | 40° | 60° | - | - | - |
Tabell 2: Strålinställning för metod 2. Gantry- och soffpositionerna för alla olika balkar visas. V50 använder alla konfigurationer, medan V60-V90 bara använder de konfigurationer som visas i fetstil.
| D90 | D50 | D10 | ||
| Fall 1 | Perfekt doskarta | 2336.94 | 2461.21 | 2745.63 |
| Metod 1 | 2024.47 | 2389.75 | 2796.82 | |
| Metod 2 | 2164.21 | 2490.18 | 2747.64 | |
| Fall 2 | Perfekt doskarta | 2391.76 | 2540.55 | 2752.56 |
| Metod 1 | 1894.93 | 2127.86 | 2606.48 | |
| Metod 2 | 2322.11 | 2597.31 | 2848.03 | |
| Fall 3 | Perfekt doskarta | 2377.47 | 2556.7 | 2761.38 |
| Metod 1 | 1874.58 | 2103.78 | 2691.69 | |
| Metod 2 | 2354.03 | 2602.64 | 2907.41 |
Tabell 3: DVH-värden. D10, D50 och D90 beräknades som substitut för maximala, genomsnittliga respektive minimala doser. Dx står för den dos som tas emot med x% av volymen. Förkortning: DVH = histogram med dosvolym.
| Q-faktor | Fall 1 | Fall 2 | Fall 3 |
| Metod 1 | 0.0898 | 0.1573 | 0.1773 |
| Metod 2 | 0.0572 | 0.057 | 0.0778 |
Tabell 4: Q-faktorer. Tabellen visar de övergripande Q-faktorerna för metod 1 och metod 2 för varje enskilt fall. Q-faktorn kommer att vara noll om den levererade dosen och den föreskrivna dosen är lika.
Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.
Discussion
En råtta GB modell för att efterlikna chemo-strålbehandling i kliniken för glioblastoma patienter beskrevs tidigare20. I likhet med den kliniska metoden kombinerades CT och MRI under behandlingsplaneringsprocessen för att få mer exakt bestrålning. En multimodalitet säng för att minimera (huvud) rörelse användes när djuret flyttades från ett bildsystem till ett annat. Därefter lades PET-avbildning till behandlingsplaneringsprocessen och PET-baserad undervolymökning kunde genomföras framgångsrikt21,22. Införandet av en funktionell bild modalitet, såsom PET, i behandlingsplaneringsprocessen möjliggör visualisering av (biologisk) tumör heterogenitet. Detta underlättar inriktningen av aggressiva och/eller strålningsresistenta tumörregioner. Även om denna metod är genomförbar, visade det sig vara mycket arbetskrävande eftersom multimodal imaging, behandling planering och dos leverans måste slutföras sekventiellt i en preklinisk inställning. Dessutom måste djuren under denna process stanna under generell anestesi22. Därför är det viktigt att förbättra effektiviteten i den prekliniska behandlingsplaneringsprocessen.
Detta dokument presenterar en användarvänlig halvautomatisk algoritm för att ytterligare optimera prekliniska multimodala bildbehandlingsbaserad strålbehandlingsplanering. Samregistrering mellan planering CT, MRI och PET automatiserades, i kombination med detektion av målet isocenters. Observera att programvaruverktyget inte bör betraktas som en svart låda, och det är viktigt att utföra ordentliga kvalitetskontroller. Det mest kritiska steget i hela denna process är att utvärdera resultaten av den automatiska samregistreringen av planering CT, MRI och PET som bör vara så exakt som möjligt. Algoritmens utdata består av målisocentrumens positioner och MVC:s käftdimensioner för de olika strålningsstrålarna. Dessa värden kan importeras till den senaste versionen av PCTPS.
Detta mjukvaruverktyg användes för att utvärdera noggrannheten och effektiviteten hos PET-baserad dosmålning på mikro-irradatorn med hjälp av en in silico studie design. Den optimerade behandlingsplaneringsprocessen var överlägsen den tidigare beskrivna metoden21,22 när det gäller tidseffektivitet, variabilitet inom och mellan användare och noggrannhet. Medan konventionell preklinisk behandlingsplanering, inklusive multimodal avbildning, kan kräva upp till 180 min22, kan denna gång minskas till ~ 80 min med båda de halvautomatiska metoderna som presenteras i detta manuskript. Dessutom är mänskliga fel mer sannolika i den konventionella behandlingsplaneringsprocessen under manuell samregistrering och visuell bestämning av isocenter, vilket resulterar i större variabilitet inom och mellan användare. Den automatiska samregistreringen och identifieringen av målisocenter av algoritmen kommer att minska dessa variabiliteter inom och mellan användare. Dessutom ger det optimerade och automatiserade arbetsflödet mer exakt bestrålning av tumörvolymen. Detta illustreras av de lägre Q-faktorerna (tabell 4), som bedömer skillnaden mellan den dos som beräknas/levereras av PCTPS och den föreskrivna dosen.
Det är också anmärkningsvärt att användningen av en MVC resulterar i en minskad dos till den omgivande normala hjärnvävnaden, jämfört med kollimatorer med en fast strålstorlek. Detta illustreras i figur 7 och är viktigt för att minska klyftan mellan kliniska prövningar som utvärderar DPBN RT-strategin (där multibladskollimatorer används) och laboratorieforskning av djurstrålning. Vi antar dock att dostillförseln kan vara något långsammare när du använder en MVC för att växla mellan strålpositioner och justera käftdimensionerna för varje enskild stråle. Slutligen görs preklinisk behandlingsplanering oftast genom framåtplanering. Den metodik som beskrivs i detta dokument är ett avgörande steg mot omvänd planering, som vanligtvis används i kliniken, och ytterligare minskar klyftan mellan preklinisk strålningsforskning och kliniken.
Denna studie har också vissa begränsningar. För de experiment som beskrivs i detta manuskript användes den vanligaste aminosyran PET tracer [18F]FET. När du använder andra PET-spårämnen för att styra strålbehandlingen bör det halvautomatiska arbetsflödet undersökas ordentligt eftersom samregistreringen kan vara mindre exakt. Vidare bör effekten av att använda en annan voxelstorlek för PET och/eller MRT på behandlingsplanering och dosleverans undersökas ytterligare. Sammanfattningsvis har den metod som beskrivs här för att optimera den prekliniska behandlingsplaneringsprocessen många fördelar jämfört med den tidigare beskrivna metoden21,22. Med hjälp av en i silico studie design, det bevisades att det nya arbetsflödet för preklinisk multimodal behandling planering är mer exakt när det gäller dos leverans, mer tidseffektiv, och visar mindre intra- och inter-user variabilitet. Dessa förbättringar är nödvändiga för att minska klyftan mellan klinisk och preklinisk strålning forskning och för utvecklingen av nya terapeutiska och/eller strålbehandling förfaranden för glioblastoma.
Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.
Disclosures
Författarna har inga intressekonflikter att avslöja.
Acknowledgments
Författarna vill tacka Lux Luka Foundation för att ha stött detta arbete.
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).
