PET do obrazowania kości

Pozytonowa tomografia emisyjna do obrazowania kości, jako technika śledzenia in vivo , umożliwia pomiar regionalnego stężenia radioaktywności proporcjonalnego do wartości pikseli obrazu uśrednionych w obszarze zainteresowania (ROI) w kościach. Pozytonowa tomografia emisyjna to funkcjonalna technika obrazowania , która wykorzystuje radioznacznik [ ^18F ]NaF do wizualizacji i ilościowego określenia regionalnego metabolizmu kostnego i przepływu krwi. [ ¹⁸ F]NaF był używany do obrazowania kości przez ostatnie 60 lat. Ten artykuł koncentruje się na farmakokinetyce [ ¹⁸ F] NaF w kościach oraz różnych półilościowych i ilościowych metodach ilościowego określania regionalnego metabolizmu kości przy użyciu obrazów PET [ ¹⁸ F] NaF.

Zastosowanie [ ¹⁸ F] NaF PET

Pomiar regionalnego metabolizmu kości ma kluczowe znaczenie dla zrozumienia patofizjologii metabolicznych chorób kości.

Biopsja kości jest uważana za złoty standard do ilościowego określania obrotu kostnego; jest jednak inwazyjny, złożony i kosztowny w wykonaniu oraz obarczony znacznymi błędami pomiarowymi.
Pomiary biomarkerów obrotu kostnego w surowicy lub moczu są proste, tanie, szybkie i nieinwazyjne w pomiarze zmian w metabolizmie kostnym, ale dostarczają jedynie informacji o globalnym szkielecie.
Funkcjonalna technika obrazowania polegająca na dynamicznym skanowaniu [ ^18F ]NaF PET pozwala określić ilościowo regionalny obrót kostny w określonych miejscach o znaczeniu klinicznym, takich jak kręgosłup lędźwiowy i biodro , i została potwierdzona przez porównanie ze złotym standardem biopsji kości.

Farmakokinetyka [ ^18F ]NaF

Chemicznie stabilny anion 18-fluorku jest radioznacznikiem wyszukującym kość w obrazowaniu szkieletu. [ ¹⁸ F] NaF ma powinowactwo do odkładania się w obszarach, w których kość jest na nowo mineralizowana. W wielu badaniach [ ^18F ]NaF PET mierzono metabolizm kości w biodrze , odcinku lędźwiowym kręgosłupa i kości ramiennej . [ ¹⁸ F] NaF jest pobierany w sposób wykładniczy, reprezentujący równowagę znacznika z przestrzeniami pozakomórkowymi i płynami komórkowymi z okresem półtrwania 0,4 godziny, a nerki z okresem półtrwania 2,4 godziny. Ekstrakcja pojedynczego pasażu [ ^18F ]NaF w kości wynosi 100%. Po godzinie tylko 10% wstrzykniętej aktywności pozostaje we krwi .

¹⁸ F- zajmują pozakomórkowe przestrzenie płynowe, ponieważ po pierwsze równoważą się z przestrzeniami płynowymi międzykomórkowymi , a po drugie nie są całkowicie jonami zewnątrzkomórkowymi. Fluor przechodzi w stan równowagi z fluorowodorem , który charakteryzuje się wysoką przepuszczalnością umożliwiającą przenikanie fluoru przez błonę osocza krwi . Krążenie fluoru w krwinkach czerwonych stanowi 30%. Jednak jest swobodnie dostępna dla powierzchni kości do wychwytu, ponieważ równowaga między erytrocytami a osoczem jest znacznie szybsza niż czas przejścia kapilarnego. Potwierdzają to badania wykazujące 100% jednoprzebiegową ekstrakcję ¹⁸ F- krwi pełnej przez kości i szybkie uwalnianie jonów ¹⁸ F- z erytrocytów ze stałą szybkością 0,3 na sekundę.

[ ^18F ]NaF jest również wychwytywany przez niedojrzałe erytrocyty w szpiku kostnym , co odgrywa rolę w kinetyce fluorków. Wiązanie [18F]NaF z białkami osocza ^jest nieistotne. Na klirens nerkowy [ ¹⁸ F] NaF wpływa dieta i poziom pH , ze względu na jego ponowne wchłanianie w nefronie, w którym pośredniczy fluorowodór. Jednak w kontrolowanych eksperymentach unika się dużych różnic w szybkości przepływu moczu , utrzymując pacjentów dobrze nawodnionych.

Wymienna pula i wielkość metabolicznie aktywnych powierzchni w kościach określa ilość znacznika zgromadzonego lub wymienionego z płynem zewnątrzkomórkowym kości , chemisorpcja na kryształach hydroksyapatytu z wytworzeniem fluoroapatytu, jak pokazano w równaniu-1:

${\ Displaystyle Ca_ {10} (PO_ {4}) _{6}(OH)_{2}+2F-=>Ca_{10}(PO_{4})_{6}F_{2}+2.OH-}$ Równanie-1

Jony fluoru z krystalicznej matrycy kości są uwalniane podczas przebudowy kości, dostarczając w ten sposób miarę tempa metabolizmu kości.

Pomiar SUV-a

Definicja

Dwa obrazy w górnym rzędzie (obraz po lewej stronie jest wykreślony w skali logarytmicznej, a po prawej w skali liniowej) przedstawiają wynik analizy spektralnej przedstawiający składowe częstotliwości zgrupowane wokół trzech klastrów, o których mowa w jako wysokie, średnie i niskie częstotliwości, co potwierdza założenie trzech przedziałów w modelu Hawkinsa odpowiadających odpowiednio osoczu, ECF kości i przedziałowi mineralnemu kości. Obraz w dolnym rzędzie pokazuje IRF wykreślony przy użyciu składowych częstotliwości uzyskanych wcześniej.

Standaryzowaną wartość wychwytu (SUV) definiuje się jako stężenie w tkankach (KBq/ml) podzielone przez wstrzykniętą aktywność znormalizowaną względem masy ciała .

Stosowność

Wartość SUV mierzona na podstawie dużego obszaru ROI wygładza szum i dlatego jest bardziej odpowiednia w badaniach kości [18F]NaF, ^ponieważ radioznacznik jest dość równomiernie wychwytywany w całej kości. Pomiar SUV jest łatwy, tani i szybszy do wykonania, co czyni go bardziej atrakcyjnym do użytku klinicznego. Stosowano ją w diagnostyce i ocenie skuteczności terapii. SUV można zmierzyć w jednym miejscu lub w całym szkielecie za pomocą serii skanów statycznych i ograniczonych przez małe pole widzenia skanera PET.

Znane problemy

SUV okazał się użytecznym klinicznie, choć kontrowersyjnym, półilościowym narzędziem w analizie PET. Standaryzacja protokołów obrazowania i pomiar SUV w tym samym czasie po wstrzyknięciu znacznika promieniotwórczego jest konieczne, aby uzyskać prawidłowy SUV, ponieważ obrazowanie przed osiągnięciem plateau wychwytu wprowadza nieprzewidywalne błędy do 50% w przypadku SUV-ów. Szumy, rozdzielczość obrazu i rekonstrukcja wpływają na dokładność SUV-ów, ale korekcja za pomocą fantomu może zminimalizować te różnice podczas porównywania SUV-ów w wieloośrodkowych badaniach klinicznych. SUV może nie mieć czułości w pomiarze odpowiedzi na leczenie, ponieważ jest to prosta miara wychwytu znacznika w kości, na który oprócz docelowego ROI wpływa wychwyt znacznika w innych konkurencyjnych tkankach i narządach.

Pomiar _Ki

Kwantyfikacja dynamicznych badań PET w celu pomiaru Ki wymaga pomiaru szkieletowych krzywych czas-aktywność (TAC) z obszaru zainteresowania (ROI) oraz funkcji wejścia tętniczego (AIF), które można zmierzyć na różne sposoby. Jednak najczęściej stosuje się korygowanie krzywych czas-aktywność krwi opartych na obrazie przy użyciu kilku próbek krwi żylnej pobranych w oddzielnych punktach czasowych podczas skanowania pacjenta. Obliczenie stałych szybkości lub K _i wymaga trzech kroków:

Pomiar funkcji wejściowej tętnicy (AIF), która działa jako pierwsza wartość wejściowa do matematycznego modelu rozkładu znacznika.
Pomiar krzywej czas-aktywność (TAC) w interesującym regionie szkieletu, który działa jako drugie wejście do matematycznego modelu rozkładu znacznika.
Modelowanie kinetyczne AIF i TAC przy użyciu modelowania matematycznego w celu uzyskania klirensu osoczowego netto (Ki ₎ dla minerału kostnego.

TAC kości jest modelowany jako splot zmierzonej funkcji wejścia tętniczego z IRF. Szacunki dla IRF uzyskuje się iteracyjnie, aby zminimalizować różnice między krzywą kostną a splotem oszacowanej IRF z krzywą funkcji wejściowej. Krzywa zaznaczona na zielono przedstawia wstępne oszacowania IRF, a niebieska krzywa to końcowa IRF, która minimalizuje różnice między oszacowaną krzywą kostną a rzeczywistą krzywą kostną. Ki otrzymuje _się z punktu przecięcia dopasowania liniowego ze składową wolną tej krzywej wykładniczej, która jest uważana za klirens osocza względem minerału kostnego, tj. tam, gdzie czerwona linia przecina oś y.

Metoda spektralna

Metoda została po raz pierwszy opisana przez Cunningham & Jones w 1993 roku do analizy danych dynamicznych PET uzyskanych w mózgu. Zakłada się, że funkcję odpowiedzi impulsowej tkanki (IRF) można opisać jako kombinację wielu wykładników. Ponieważ TAC tkanki można wyrazić jako splot zmierzonej funkcji wejściowej tętnicy z IRF, _{kość C} (t) można wyrazić jako:

${\ Displaystyle C_ {kość} (t) = \ suma _ {k = 1} ^ {n} \ alfa _$

gdzie jest operatorem splotu, C $kość$ _{( t) to} znacznika aktywności tkanki kostnej (w jednostkach: MBq / ml) w okresie czasu t, C _osocze (t) to osocze stężenie znacznika (w jednostkach: MBq/ml) w czasie t, IRF(t) jest równe sumie wykładników, wartości β są ustalone między 0,0001 s-1 a 0,1 s-1 w ^{przedziałach} 0,0001 ^, n to liczba składowych α, które wynikają z analizy i β ₁ , β ₂ ,..., β _n odpowiada odpowiednim składowym α ₁ , α ₂ ,..., α _n otrzymanego widma. Wartości α są następnie szacowane na podstawie analizy poprzez dopasowanie wielowykładnicze do IRF. Punkt przecięcia dopasowania liniowego ze składową wolną tej krzywej wykładniczej uważa się za klirens osoczowy (Ki ₎ dla minerału kostnego.

Metoda dekonwolucji

Metoda została po raz pierwszy opisana przez Williamsa i in. w kontekście klinicznym. Metoda została wykorzystana w wielu innych badaniach. Jest to prawdopodobnie najprostsza ze wszystkich matematycznych metod obliczania K _i , ale najbardziej wrażliwa na szum obecny w danych. TAC tkanki jest modelowany jako splot zmierzonej funkcji wejścia tętniczego z IRF, oszacowania IRF są uzyskiwane iteracyjnie, aby zminimalizować różnice między lewą i prawą stroną następującego równania:

${\ Displaystyle C_ {kość} (t) = C_ {plazma} (t) \ czasami IRF ($

gdzie jest operatorem splotu, C $kość$ _{( t) to} znacznika aktywności tkanki kostnej (w jednostkach: MBq / ml) w okresie czasu t, C _osocze (t) to osocze stężenie znacznika (w jednostkach: MBq/ml) w okresie czasu t, a IRF(t) to odpowiedź impulsowa układu (tj. w tym przypadku tkanki). Ki _{się z IRF w podobny sposób jak w przypadku analizy spektralnej} , jak pokazano na rysunku.

modelu Hawkinsa

Diagramowy widok procesu modelowania kinetycznego z wykorzystaniem modelu Hawkinsa użytego do obliczenia tempa metabolizmu kostnego w miejscu szkieletu. Cp odnosi się do stężenia znacznika w osoczu, Ce _{odnosi się}_do stężenia znacznika w przedziale ECF, Cb _odnosi się do stężenia znacznika w kompartmencie mineralnym kości, M1 odnosi się do masy znacznika w kompartmencie Ce _, M2 odnosi się do masa znacznika w komorze C _b , _CT jest całkowitą masą w komorze C _e + C _b , PVE odnosi się do częściowej korekty objętości, FA odnosi się do tętnicy udowej, ROI odnosi się do obszaru zainteresowania, B-Exp odnosi się do dwuwykładniczego, .

Pomiar Ki z dynamicznych skanów PET wymaga modelowania kinetyki znacznika w celu uzyskania parametrów modelu opisujących procesy biologiczne w kości , jak opisali Hawkins i in. Ponieważ ten model ma dwa przedziały tkankowe, jest czasem nazywany modelem z dwoma przedziałami tkankowymi. Istnieją różne wersje tego modelu; jednak rozważa się tutaj najbardziej podstawowe podejście z dwoma przedziałami tkankowymi i czterema parametrami wymiany znacznika. Cały proces modelowania kinetycznego z wykorzystaniem modelu Hawkinsa można podsumować na jednym obrazie widocznym po prawej stronie. Następujące równania różniczkowe są rozwiązywane w celu uzyskania stałych szybkości:

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

$\ Displaystyle {\ nazwa operatora {d} \! C_ {b} (t) \ nad \ nazwa operatora {$

Stała szybkości K ₁ (w jednostkach: ml/min/ml) opisuje jednokierunkowy klirens fluoru z osocza do całej tkanki kostnej, k ₂ (w jednostkach: min ⁻¹ ) opisuje odwrotny transport fluoru z ECF kompartment do osocza, k ₃ i k ₄ (w jednostkach min ^-1 ) opisują transport fluoru do przodu i do tyłu z kompartmentu mineralnego kości.

Ki _reprezentuje klirens netto w osoczu tylko dla minerału kostnego. Ki _, jest funkcją zarówno K1 , odzwierciedlającą przepływ krwi w kości _/ jak i frakcji znacznika, która ulega swoistemu wiązaniu z k2 _minerałem_kostnym k3 ( + k3 ₎ . Dlatego ${\ Displaystyle K_ {i} = \ lewo ({\ Frac {K_ {1} * k_ {3}} {k_ {2} + k_ {3}}} \ prawej)}$

Hawkinsa i in. stwierdzili, że włączenie dodatkowego parametru zwanego ułamkową objętością krwi (BV), reprezentującego przestrzenie tkanki naczyniowej w ROI, poprawiło problem dopasowania danych, chociaż ta poprawa nie była statystycznie istotna.

metoda Patlaka

Metoda Patlaka opiera się na założeniu, że wsteczny przepływ znacznika z minerału kostnego do kości ECF wynosi zero (tj. k ₄ = 0). Obliczenie Ki _przy użyciu metody Patlaka jest prostsze niż przy użyciu regresji nieliniowej (NLR) dopasowującej funkcję wejścia tętniczego i dane krzywej czas-aktywność tkanki do modelu Hawkinsa. Należy zauważyć, że metodą Patlaka można mierzyć jedynie klirens z osocza kostnego ( K _i ), a nie można mierzyć poszczególnych parametrów kinetycznych K ₁ , k ₂ , k ₃ lub k ₄ .

Stężenie znacznika w obszarze zainteresowania tkanki można przedstawić jako sumę stężenia w ECF kości i minerale kostnym. Można to matematycznie przedstawić jako

$do$

gdzie w obszarze tkanki będącym przedmiotem zainteresowania z obrazu PET, Ckość ₍ T) to stężenie znacznika w tkance kostnej (w jednostkach: MBq/ml) w dowolnym momencie T, C _osocze (T) to stężenie w osoczu znacznika (w jednostkach: MBq / ml) w czasie T , V _o to ułamek ROI zajmowany przez przedział ECF i ${\ Displaystyle \ int \ limits _{0}^{T}C_{plazma}(t)dt}$ to pole pod krzywą plazmy, to dostarczanie znacznika netto do obszaru tkanki będącej przedmiotem zainteresowania (w jednostkach: MBq.Sec/ml) w czasie T. Równanie Patlaka jest równaniem liniowym postaci $Y=m*X+c$

Analiza Patlaka, w której regresja liniowa jest dopasowywana między danymi na osiach y i x w celu uzyskania szacunków Ki, które jest nachyleniem dopasowanej linii regresji.

Dlatego regresja liniowa jest dopasowywana do danych wykreślonych na osiach Y i X między 4–60 minutami, aby uzyskać wartości m i c, gdzie m to nachylenie linii regresji reprezentującej Ki _i c to punkt przecięcia z osią Y linia regresji reprezentująca V _o .

Metoda Siddique-Blake'a

Obliczenie Ki przy użyciu funkcji wejścia tętniczego, krzywej czas-aktywność i modelu Hawkinsa było ograniczone do małego obszaru szkieletu objętego wąskim polem widzenia skanera PET podczas uzyskiwania dynamicznego skanu. Jednak Siddique i in. wykazali w 2012 r., że możliwy jest pomiar wartości K _i w kościach za pomocą statycznych skanów [ ¹⁸ F]NaF PET. Blake i in. później pokazał w 2019 roku, że K _i uzyskany metodą Siddique-Blake'a ma błędy dokładności mniejsze niż 10%. Podejście Siddique-Blake'a opiera się na połączeniu metody Patlaka, funkcji wejścia tętniczego opartej na półpopulacji oraz informacji, że V _o nie zmienia się istotnie po leczeniu. Ta metoda wykorzystuje informację, że można wykreślić linię regresji liniowej przy użyciu danych z co najmniej dwóch punktów czasowych, aby otrzymać m i c , jak wyjaśniono w metodzie Patlaka. Jednakże, jeśli V _o jest znane lub ustalone, wymagany jest tylko jeden statyczny obraz PET, aby uzyskać drugi punkt czasowy do pomiaru m , reprezentujący wartość _Ki . Metodę tę należy stosować z dużą ostrożnością w innych obszarach klinicznych, w których te założenia mogą nie być prawdziwe.

SUV kontra K _i

Najbardziej fundamentalna różnica między wartościami SUV i Ki _polega na tym, że SUV jest prostą miarą wychwytu, który jest znormalizowany do masy ciała i wstrzykniętej aktywności. SUV nie uwzględnia dostarczania znacznika do lokalnego obszaru zainteresowania, z którego uzyskuje się pomiary, a zatem wpływa na to proces fizjologiczny zużywający [ ¹⁸ F] NaF w innym miejscu ciała. Z drugiej strony _K mierzy klirens osocza do minerału kostnego, biorąc pod uwagę wychwyt znacznika w innych częściach ciała, wpływający na dostarczanie znacznika do obszaru zainteresowania, z którego uzyskuje się pomiary. Różnicę w pomiarze Ki _i SUV w tkance kostnej przy użyciu [ ^18F ]NaF wyjaśnili bardziej szczegółowo Blake i in.

Należy zauważyć, że większość metod obliczania Ki _wymaga dynamicznego skanowania PET w ciągu godziny, z wyjątkiem metod Siddique-Blake'a. Skanowanie dynamiczne jest skomplikowane i kosztowne. Jednak obliczenie SUV wymaga pojedynczego statycznego skanu PET wykonanego około 45–60 minut po wstrzyknięciu znacznika w dowolnym obszarze zobrazowanym w szkielecie.

Wielu badaczy wykazało wysoką korelację między wartościami SUV i K _i w różnych miejscach szkieletu. Jednak metody SUV i K _i mogą być sprzeczne przy pomiarze odpowiedzi na leczenie. Ponieważ SUV nie został zwalidowany na podstawie histomorfometrii, jego przydatność w badaniach kości mierzących odpowiedź na leczenie i postęp choroby jest niepewna.

Zobacz też