ПЭТ для визуализации костей

Позитронно-эмиссионная томография для визуализации костей как метод трассировки in vivo позволяет измерять региональную концентрацию радиоактивности, пропорциональную значениям пикселей изображения, усредненным по интересующей области (ROI) в костях. Позитронно-эмиссионная томография - это метод функциональной визуализации, в котором используется радиоактивный индикатор [ ¹⁸ F] NaF для визуализации и количественной оценки регионального костного метаболизма и кровотока. [ ¹⁸ F] NaF использовался для визуализации костей в течение последних 60 лет. В этой статье основное внимание уделяется фармакокинетике [ ¹⁸ F] NaF в костях, а также различным полуколичественным и количественным методам количественной оценки регионального костного метаболизма с использованием изображений [ ¹⁸ F] NaF ПЭТ.

• 1 Почему ПЭТ с [ ¹⁸ F] NaF?
• 2 Фармакокинетика [ ¹⁸ F] NaF
• 3 Измерительный внедорожник
  • 3.1 Определение
  • 3.2 Соответствие
  • 3.3 Известные проблемы
• 4 Измерение K i
  • 4.1 Спектральный метод
  • 4.2 Метод деконволюции
  • 4.3 Модель Хокинса
  • 4.4 Метод Патлака
  • 4.5 Метод Сиддика-Блейка
• 5 SUV против K i
• 6 См. Также
• 7 ссылки

Измерение регионального костного метаболизма имеет решающее значение для понимания патофизиологии метаболических заболеваний костей.

• Биопсия кости считается золотым стандартом для количественной оценки метаболизма костной ткани; тем не менее, это инвазивный, сложный и дорогостоящий метод, в котором возможны значительные ошибки измерения.
• Измерения биомаркеров метаболизма костной ткани в сыворотке или моче являются простыми, дешевыми, быстрыми и неинвазивными методами измерения изменений костного метаболизма, но дают информацию только о глобальном скелете.
• Функциональная визуализация метод динамического [ ¹⁸ F] NaF ПЭТ может количественно оценить региональный оборот костной ткани на определенных участках клинического значения, такие как поясничный отдел позвоночника и бедро и было подтверждена путем сравнения с золотыми стандартом костной биопсии.

Химически стабильный анион, из фтора-18-Фтор является костью -seeking радиотрейсер в скелетной визуализации. [ ¹⁸ F] NaF имеет свойство откладываться в областях, где кость вновь минерализуется. Во многих исследованиях используется ПЭТ с [ ¹⁸ F] NaF для измерения метаболизма в костях бедра, поясничного отдела позвоночника и плечевой кости. [ ¹⁸ F] NaF усваивается экспоненциально, что представляет собой уравновешивание индикатора с внеклеточными и клеточными жидкостными пространствами с периодом полураспада 0,4 часа и почками с периодом полураспада 2,4 часа. Экстракция [ ¹⁸ F] NaF в кости за один проход составляет 100%. Через час в крови остается только 10% введенной активности.

Считается, что ионы ¹⁸ F- занимают пространства внеклеточной жидкости, потому что, во-первых, они уравновешиваются с пространствами трансклеточной жидкости, а во-вторых, они не являются полностью внеклеточными ионами. Фторид находится в равновесии с фтористым водородом, который обладает высокой проницаемостью, позволяя фториду проникать через плазматическую мембрану крови. На циркуляцию фтора в эритроцитах приходится 30%. Однако он свободно доступен на поверхности кости для поглощения, потому что равновесие между эритроцитами и плазмой намного быстрее, чем время прохождения по капиллярам. Это подтверждается исследованиями, в которых сообщается о 100% экстракции за один проход иона ¹⁸ F- из цельной крови костью и о быстром высвобождении ионов ¹⁸ F- из эритроцитов с константой скорости 0,3 в секунду.

[ ¹⁸ F] NaF также поглощается незрелыми эритроцитами в костном мозге, что играет роль в кинетике фторидов. Связывание [ ¹⁸ F] NaF с белками плазмы незначительно. [ ¹⁸ F] Почечный клиренс NaF зависит от диеты и уровня pH из-за его реабсорбции в нефроне, которая опосредуется фтористым водородом. Тем не менее, больших различий в скорости потока мочи можно избежать в контролируемых экспериментах, сохраняя патенты хорошо гидратированными.

Обмениваемый пул и размер метаболически активных поверхностей в костях определяет количество индикатора, накопленного или обмененного с костной внеклеточной жидкостью, хемосорбцию кристаллами гидроксиапатита с образованием фторапатита, как показано в уравнении-1:

${\ displaystyle Ca_ {10} (PO_ {4}) _ {6} (OH) _ {2} + 2F - =gt; Ca_ {10} (PO_ {4}) _ {6} F_ {2} +2. ОЙ-}$ Уравнение-1

Ионы фтора из кристаллического матрикса кости высвобождаются при ремоделировании кости, что позволяет измерить скорость метаболизма кости.

Определение

Два изображения в верхнем ряду (изображение слева нанесено в логарифмическом масштабе, а справа - в линейном масштабе) показывают результат спектрального анализа, показывающий его частотные составляющие, сгруппированные вокруг трех кластеров, которые называются как высокие, промежуточные и низкие частоты, подтверждая предположение о трех компартментах в модели Хокинса, соответствующих плазме, ECF кости и минеральному компартменту кости соответственно. Изображение в нижней строке показывает IRF, построенную с использованием ранее полученных частотных составляющих.

Стандартизированы поглощение значение (SUV) определяется как тканевой концентрации (кБк / мл), разделенной на активности впрыскиваемого нормализовали по массе тела.

Соответствие

SUV, измеренный по большой ROI, сглаживает шум и, следовательно, более подходит для исследований [ ¹⁸ F] NaF костей, поскольку радиоактивный индикатор довольно равномерно поглощается по всей кости. Измерение SUV выполняется легко, дешево и быстро, что делает его более привлекательным для клинического использования. Он использовался для диагностики и оценки эффективности терапии. Внедорожник можно измерить на одном участке или на всем скелете с помощью серии статических сканирований, ограниченных небольшим полем обзора ПЭТ-сканера.

Известные вопросы

Внедорожник превратился в клинически полезный, хотя и противоречивый, полуколичественный инструмент в ПЭТ-анализе. Стандартизация протоколов визуализации и измерение SUV в одно и то же время после инъекции радиоактивного индикатора необходимы для получения правильного SUV, потому что визуализация до плато поглощения вводит непредсказуемые ошибки до 50% для SUV. Шум, разрешение изображения и реконструкция влияют на точность SUV, но коррекция с помощью фантома может минимизировать эти различия при сравнении SUV для многоцентровых клинических испытаний. SUV может не обладать чувствительностью при измерении реакции на лечение, поскольку это простая мера поглощения индикатора в кости, на которую влияет поглощение индикатора в других конкурирующих тканях и органах в дополнение к целевой ROI.

Количественная оценка динамических ПЭТ-исследований для измерения Ki требует измерения скелетных кривых время-активность (TAC) из интересующей области (ROI) и артериальной входной функции (AIF), которые можно измерить различными способами. Однако наиболее распространенной является корректировка кривых зависимости активности крови от времени на основе изображений с использованием нескольких проб венозной крови, взятых в дискретные моменты времени во время сканирования пациента. Расчет констант скорости или K i требует трех шагов:

• Измерение входной функции артериальной крови (AIF), которая действует как первый вход в математическую модель распределения индикаторов.
• Измерение кривой время-активность (TAC) в интересующей области скелета, которая действует в качестве второго входа в математическую модель распределения трассера.
• Кинетическое моделирование AIF и TAC с использованием математического моделирования для получения чистого плазменного клиренса (K i ) до минерала кости.

ОДУ кости моделируется как свертка измеренной входной функции артерии с IRF. Оценки IRF получаются итеративно, чтобы минимизировать различия между кривой кости и сверткой оцененной IRF с кривой входной функции. Кривая зеленого цвета показывает начальные оценки IRF, а синяя кривая - окончательная IRF, которая минимизирует различия между оцененной кривой кости и истинной кривой кости. K i получается из пересечения линейной аппроксимации с медленной составляющей этой экспоненциальной кривой, которая считается плазменным клиренсом к костному минералу, т.е. когда красная линия пересекает ось y.

Спектральный метод

Метод был впервые описан Cunningham amp; Jones в 1993 году для анализа динамических данных ПЭТ, полученных в головном мозге. Предполагается, что функция импульсного отклика ткани (IRF) может быть описана как комбинация многих экспонент. Так как TAC ткани может быть выражено как свертка измеренной входной функции артерии с IRF, C bone (t) может быть выражена как:

${\ displaystyle C_ {bone} (t) = \ sum _ {k = 1} ^ {n} \ alpha _ {i}. {\ bigl (} C_ {Plasma} (t) \ otimes exp (- \ beta _ {i}.t) {\ bigr)}}$

где, - оператор свертки, C bone (t) - концентрация индикатора активности в костной ткани (в единицах: МБк / мл) за период времени t, C плазма (t) - концентрация индикатора в плазме (в единицах: МБк / мл) в течение периода времени t, IRF (t) равна сумме экспонент, значения β фиксируются между 0,0001 с ⁻¹ и 0,1 с ⁻¹ с интервалами 0,0001, n - количество компонентов α, которые полученный в результате анализа, и β 1, β 2,…, β n соответствуют соответствующим компонентам α 1, α 2,…, α n из полученного спектра. Значения α затем оцениваются на основе анализа путем подгонки многоэкспоненциальной функции к IRF. Пересечение линейной аппроксимации с медленным компонентом этой экспоненциальной кривой считается плазменным клиренсом (K i) до минерала кости. ${\ displaystyle \ otimes}$

Метод деконволюции

Метод был впервые описан Williams et al. в клиническом контексте. Этот метод использовался во многих других исследованиях. Это, пожалуй, самый простой из всех математических методов вычисления K i, но наиболее чувствительный к шуму, присутствующему в данных. TAC ткани моделируется как свертка измеренной входной функции артерии с IRF, оценки IRF получаются итеративно, чтобы минимизировать различия между левой и правой частями следующего уравнения:

${\ Displaystyle C_ {кость} (t) = C_ {плазма} (t) \ otimes IRF (t)}$

где, - оператор свертки, C bone (t) - концентрация индикатора активности в костной ткани (в единицах: МБк / мл) за период времени t, C плазма (t) - концентрация индикатора в плазме (в единицах: МБк / мл) за период времени t, а IRF (t) - это импульсный отклик системы (т. Е. Ткани в данном случае). К я получается из IRF аналогичным образом, полученному для спектрального анализа, как показано на рисунке. ${\ displaystyle \ otimes}$

Модель Хокинса

Схематическое изображение процесса кинетического моделирования с использованием модели Хокинса, используемой для расчета скорости метаболизма костной ткани на участке скелета. C p относится к концентрации индикатора в плазме, C e относится к концентрации индикатора в компартменте ECF, C b относится к концентрации индикатора в минеральном компартменте кости, M1 относится к массе индикатора в компартменте C e, M2 относится к масса индикатора в отсеке C b, C T - общая масса в отсеке C e + C b, PVE относится к коррекции частичного объема, FA относится к бедренной артерии, ROI относится к области интереса, B-Exp относится к биэкспоненциальной,.

Измерение Ki с помощью динамических ПЭТ-сканирований требует кинетического моделирования индикаторов для получения параметров модели, описывающих биологические процессы в кости, как описано Hawkins et al. Поскольку эта модель имеет два тканевых отсека, ее иногда называют двухтканевой компартментной моделью. Существуют разные версии этой модели; однако здесь рассматривается наиболее фундаментальный подход с двумя тканевыми компартментами и четырьмя параметрами обмена индикатора. Весь процесс кинетического моделирования с использованием модели Хокинса можно резюмировать на одном изображении, как показано на правой стороне. Для получения констант скорости решаются следующие дифференциальные уравнения:

${\ displaystyle {\ operatorname {d} \! C_ {e} (t) \ over \ operatorname {d} \! t} = K_ {1} * C_ {p} (t) - (k_ {2} + k_ {3}) * C_ {e} (t) + k_ {4} * C_ {b} (t)}$

${\ displaystyle {\ operatorname {d} \! C_ {b} (t) \ over \ operatorname {d} \! t} = k_ {3} * C_ {e} (t) -k_ {4} * C_ { b} (t)}$

Константа скорости K 1 (в единицах: мл / мин / мл) описывает однонаправленный клиренс фторида из плазмы по всей костной ткани, k 2 (в единицах: мин ^-1) описывает обратный транспорт фторида из ECF. компартмент в плазму, k 3 и k 4 (в единицах мин ^-1) описывают прямую и обратную транспортировку фторида из минерального компартмента кости.

K i представляет собой чистый плазменный клиренс только до минералов кости. K i является функцией как K 1, отражающего кровоток в кости, так и фракции индикатора, которая подвергается специфическому связыванию с минералом кости k 3 / ( k 2 + k 3 ). Следовательно, ${\ displaystyle K_ {i} = \ left ({\ frac {K_ {1} * k_ {3}} {k_ {2} + k_ {3}}} \ right)}$

Хокинс и др. обнаружили, что включение дополнительного параметра, называемого фракционным объемом крови (BV), представляющего сосудистые тканевые пространства в пределах ROI, улучшило проблему подбора данных, хотя это улучшение не было статистически значимым.

Патлак метод

Метод Патлака основан на предположении, что обратный поток индикатора от костного минерала к костному ECF равен нулю (т.е. k 4 = 0). Расчет K i с использованием метода Патлака проще, чем с использованием нелинейной регрессии (NLR), подгоняющей входную функцию артерии и данные кривой зависимости активности ткани от времени для модели Хокинса. Важно отметить, что метод Патлака может измерять только клиренс костной плазмы ( K i ) и не может измерять отдельные кинетические параметры, K 1, k 2, k 3 или k 4.

Концентрация индикатора в интересующей области ткани может быть представлена ​​как сумма концентраций в ECF кости и минерале кости. Математически это можно представить как

${\ Displaystyle {\ frac {C_ {bone} (T)} {C_ {плазма} (T)}} = K_ {i} * {\ frac {\ int \ limits _ {0} ^ {T} C_ {плазма } (t) dt} {C_ {плазма} (T)}} + V_ {o}}$

где в пределах области ткани, представляющей интерес из изображения ПЭТ, C кость (T) - это концентрация индикатора активности костной ткани (в единицах: МБк / мл) в любой момент времени T, C в плазме (T) - концентрация в плазме индикатора (в единицах: МБк / мл) в момент времени T, V o - это доля ROI, занятая компартментом ECF, а площадь под кривой плазмы - это чистая доставка индикатора в интересующую область ткани (в единицах: MBq.Sec / ml) с течением времени T. Уравнение Патлака является линейным уравнением вида ${\ displaystyle \ int \ limits _ {0} ^ {T} C_ {плазма} (t) dt}$${\ displaystyle Y = m * X + c}$

Анализ Патлака, при котором линейная регрессия подбирается между данными по осям y и x для получения оценок Ki, который представляет собой наклон подобранной линии регрессии.

Таким образом, линейная регрессия аппроксимируется данными, нанесенными на оси Y и X в промежутке от 4 до 60 минут для получения значений m и c, где m - наклон линии регрессии, представляющей K i, а c - точка пересечения оси Y линия регрессии, представляющая V o.

Метод Сиддика-Блейка

Расчет Ki с использованием артериальной входной функции, кривой время-активность и модели Хокинса был ограничен небольшой областью скелета, покрытой узким полем обзора ПЭТ-сканера при получении динамического сканирования. Однако Сиддик и др. показали в 2012 году, что можно измерить значения K i в костях с помощью статического [ ¹⁸ F] NaF ПЭТ-сканирования. Блейк и др. позже в 2019 году показал, что K i, полученный с помощью метода Сиддика-Блейка, имеет погрешности точности менее 10%. Подход Сиддика-Блейка основан на сочетании метода Патлака, функции артериального ввода на основе полупопуляций и информации о том, что V o существенно не меняет после лечения. Этот метод использует информацию о том, что линия линейной регрессии может быть построена с использованием данных минимум из двух временных точек, чтобы получить m и c, как описано в методе Патлака. Однако, если V o известно или фиксировано, требуется только одно статическое изображение ПЭТ для получения второй временной точки для измерения m, представляющей значение K i. Этот метод следует применять с большой осторожностью в других клинических областях, где эти предположения могут не соответствовать действительности.

Наиболее фундаментальное различие между значениями SUV и K i заключается в том, что SUV - это простая мера поглощения, которая нормируется на массу тела и инъекционную активность. Внедорожник не принимает во внимание доставку индикатора в интересующую локальную область, откуда производятся измерения, поэтому на него влияет физиологический процесс, потребляющий [ ¹⁸ F] NaF в других частях тела. С другой стороны, K i измеряет плазменный клиренс до минералов кости, принимая во внимание поглощение индикатора в других частях тела, влияющее на доставку индикатора в интересующую область, из которой были получены измерения. Различия в измерении K i и SUV в костной ткани с использованием [ ¹⁸ F] NaF более подробно объяснены Blake et al.

Важно отметить, что большинство методов расчета K i требуют динамического ПЭТ-сканирования в течение часа, за исключением методов Сиддика-Блейка. Динамическое сканирование сложно и дорого. Однако для расчета SUV требуется одно статическое сканирование ПЭТ, выполняемое примерно через 45–60 минут после введения индикатора в любую область, отображаемую в пределах скелета.

Многие исследователи показали высокую корреляцию между значениями SUV и K i на различных участках скелета. Однако методы SUV и K i могут противоречить оценке ответа на лечение. Поскольку SUV не был подтвержден гистоморфометрией, его полезность в исследованиях костей, измеряющих реакцию на лечение и прогрессирование заболевания, остается неопределенной.

• Кость
• Позитронно-эмиссионная томография
• Кривая время-активность
• Функция артериального ввода
• Медицинская визуализация
• Радиология
• Молекулярная визуализация
• Медицинская визуализация
• Сцинтиграфия костей

Библиотечные ресурсы о ПЭТ

Ресурсы в вашей библиотеке