Extracto
transferencia de protones de amida de imágenes (APT) es una de la transferencia intercambio químico de saturación (CEST) métodos de imagen que las imágenes del intercambio entre protones de agua en los tejidos libres y los grupos amida (-NH) de endógena proteínas y péptidos móviles. El trabajo previo sugiere la capacidad de formación de imágenes APT para la caracterización de la nota tumoral en el tumor cerebral. En este estudio, hemos probado la viabilidad de
in vivo
imágenes APT de tumor de pulmón e investigó si el método podría diferenciar los tipos tumorales de xenoinjertos de tumores ortotópico a partir de dos líneas celulares de cáncer de pulmón maligno. Los resultados revelaron que las imágenes APT es factible para cuantificar los tumores de pulmón en el pulmón en movimiento. El efecto APT medido fue mayor en el tumor que exhibió proliferación más activo que el otro. El presente estudio demuestra que las imágenes APT tiene el potencial de proporcionar una prueba de caracterización para diferenciar tipos o grado del cáncer de pulmón no invasiva, lo que eventualmente puede reducir la necesidad de biopsia con aguja invasiva o la resección del cáncer de pulmón
Visto:. Togao O , Kessinger CW, Huang G, Soesbe TC, Sagiyama K, Dimitrov I, et al. (2013) Caracterización de cáncer de pulmón por transferencia de protones de amida de imágenes (APT): Un
In-Vivo
Estudio en un modelo de ratón ortotópico. PLoS ONE 8 (10): e77019. doi: 10.1371 /journal.pone.0077019
Editor: Stephanie Filleur, Universidad Tecnológica de Texas Health Sciences Center, Estados Unidos de América
Recibido: 27 Junio, 2013; Aceptado: 27 Agosto 2013; Publicado: 15 Octubre 2013
Derechos de Autor © 2013 Togao et al. Este es un artículo de acceso abierto distribuido bajo los términos de la licencia Creative Commons Attribution License, que permite el uso ilimitado, distribución y reproducción en cualquier medio, siempre que el autor original y la fuente se acreditan
Financiación:. Esta investigación recibió el apoyo de Prevención del cáncer & amp; Instituto de Investigación de Texas (RP101243-P04) y los Institutos Nacionales de Salud (RO1CA129011). Los donantes no tenía papel en el diseño del estudio, la recogida y análisis de datos, decisión a publicar, o la preparación del manuscrito
Conflicto de intereses:.. Los autores han declarado que no existen intereses en competencia
Introducción
el cáncer de pulmón es la causa más común de cáncer y la principal causa de muerte por cáncer en hombres y mujeres en los Estados Unidos. A pesar del mal pronóstico, cuando el cáncer de pulmón se reseca en la etapa 1, la tasa de supervivencia a cinco años es tan alta como 70% [1]. Los progresos técnicos en la tomografía computarizada (TC) han permitido la cobertura volumen más grande con mayor resolución y menor ruido, y en la actualidad TC de alta resolución (TCAR) es la técnica de imagen estándar para evaluar el cáncer de pulmón [2] [3]. Proporciona una excelente detalle anatómico y el número de nódulos pulmonares más pequeñas detectadas ha aumentado [4]. Cuando se detecta un nódulo pulmonar no calcificado en & lt; 10 mm, el seguimiento de los exámenes de TC para controlar el crecimiento del nódulo pulmonar tienen el mandato. Si el nódulo pulmonar crece, se recomienda la posterior biopsia con aguja o resección toracoscópica asistida por video del nódulo pulmonar, aunque todavía hay argumento de la precisión con la que podemos medir el crecimiento del nódulo pulmonar [5]. Esta situación actual retrasa el inicio del tratamiento, incluso cuando se necesita. Además, la exposición acumulativa a la radiación resultante de un uso repetido de la TC aumenta el riesgo de malignidad y el tema de la reducción de la dosis de radiación, en la actualidad, atrae poderosamente la atención [6], [7]. Más importante aún, a pesar de los avances en la evaluación de los nódulos pulmonares solitarios utilizando información hemodinámica de las características bioquímicas de la TC o la tomografía por emisión de positrones (PET), partes sustanciales de los nódulos pulmonares solitarios siguen siendo indeterminada para el diagnóstico específico [8]. Anterior datos de los estudios multicéntricos han demostrado que aproximadamente el 20% -50% de los nódulos pulmonares removido durante la cirugía o biopsia con aguja eran benignos [9], [10]. Estas tasas han sido todavía una preocupación restante [1]. Estos informes revelan claramente que es imperativo desarrollar técnicas de imagen alternativas que están libres de radiación y de rendimiento en la etapa de caracterización para distinguir benigna de nódulo maligno o diferenciar los tipos nodulares o grados [11].
Transferencia de intercambio químico ( CEST) ha atraído considerable atención como un nuevo mecanismo para producir el contraste en las imágenes de RM. Este nuevo método proporciona información fisiológica y funcional más detallado que la RM convencional y se ha convertido en el campo de la imagen molecular [12], [13]. contraste CEST se consigue aplicando un pulso de presaturación a la frecuencia de resonancia de un sitio lento intermedio intercambio de protones (-NH, -OH, o metal unido molécula de agua) de los agentes endógenos o exógenos. El giro resultante saturado o parcialmente saturado se transfiere al agua a granel a través de intercambio químico. En consecuencia, la información molecular específica se obtiene indirectamente a través de la señal de agua a granel utilizado para el tejido de la imagen. El efecto neto de CEST es reducir la intensidad de la señal de agua a granel detectado en un experimento de formación de imágenes, proporcionando de ese modo contraste negativo en una imagen [14].
Amide transferencia de protones de formación de imágenes (APT) es un subconjunto de la imagen que CEST se refiere específicamente a intercambio químico entre los protones de agua libre de tejido (para cargas masivas de agua) y grupos amida (-NH) de proteínas y péptidos endógenos móviles. Se ha informado de que tales protones intercambiables son más abundantes en los tejidos tumorales que en los tejidos sanos [15]. Cuando se aplica a las ratas implantadas con 9 tumores gliosarcoma L [16], las imágenes APT fue capaz de distinguir entre las regiones confirmado patología de tumor y edema, que no pudieron llevarse a cabo usando formación de imágenes estándar T1 /T2 o difusión ponderada, en que la frontera tumor apareció difusivo. Los informes previos demostraron que los efectos CEST (relaciones APT: APTRs) se encontraron para aumentar en un 3-4% en comparación con el tejido del tumor cerebral peritumoral en un tumor glial de rata experimental en 4,7 T [17] y el tumor de cerebro humano a las 3 T [18] . En este último estudio en pacientes, las APTRs en 6 tumores cerebrales de alto grado (media 2,9 ± 0,6% en el núcleo del tumor y 2,4 ± 0,6% en la periferia del tumor) fueron más altos que los de 3 tumores cerebrales de bajo grado (media 1,2 ± 0,2 %). Se presume que estos resultados son consistentes con el trabajo de Howe et al. [19] que se encontró que estas concentraciones de proteína móviles fueron mayores en los tumores que en la sustancia blanca normal y aumentó con el grado del tumor en el cerebro humano.
A diferencia de las imágenes cerebrales,
in vivo
RM del pulmón es un reto debido a las dificultades inherentes asociados a propiedades del órgano, incluyendo las vías respiratorias y los artefactos de movimiento cardiaco, la susceptibilidad severa campo magnético que surge de las interfaces de partes de aire grandes [20], [21]. En particular, los efectos de susceptibilidad pronunciadas en el pulmón pueden alterar dinámicamente la homogeneidad del campo magnético durante el ciclo respiratorio y por lo tanto puede causar cambios en las frecuencias de resonancia de las diferentes piscinas de protones en el tejido. Los objetivos de nuestro estudio son para probar la viabilidad de las imágenes APT de los tumores de pulmón en un ratón vivo y para investigar si la formación de imágenes APT puede ser una prueba de caracterización de los tumores de pulmón. En este estudio, hemos probado la respiratoria cerrada de imágenes APT bajo ventilación en xenoinjertos de tumor ortotópico a partir de dos líneas celulares de cáncer de pulmón malignos: una es adenocarcinoma de pulmón humano, A549, y el otro es el carcinoma de pulmón de Lewis murino (LLC). Es bien sabido que la LLC es un cáncer muy maligno y muestra la progresión más agresiva que el A549 después del trasplante en el pulmón [22], [23].
Materiales y Métodos
Protocolo Animal
los animales protocolos fueron aprobados por el Comité de Cuidado y uso de Animales Institucional de UT Southwestern Medical Center, y los experimentos se realizaron de acuerdo con los Institutos nacionales de Salud directrices sobre el uso de animales de laboratorio. Los modelos ortotópico de cáncer de pulmón en ratones se introdujeron por el método se informó anteriormente [22]. Brevemente, los ratones atímicos hembra (25-30 g) se inyectaron por vía intravenosa a través de la vena de la cola con 0,5 x 10 células
6 A549 (n = 6) o células de LLC (n = 6). Los tumores se dejaron crecer para mostrar aproximadamente 1,0 × 10
6-7 intensidad relativa de luz en las imágenes de bio-luminiscencia (BLI) y se sometieron al estudio de resonancia magnética. Todos los animales fueron sacrificados y los pulmones se recogieron después de la sesión de formación de imágenes MR.
Bajo anestesia con 1,5 a 2% de isoflurano (Aerrane, Baxter Healthcare Corporation, IL) mezclada en 100% de oxígeno, endotraqueal a 1 cm no metálicos tubo (calibre 20) se coloca a través de traqueotomía. El animal canulado estaba conectado a un pequeño ventilador para animales (flexiVent, SCIREQ, Quebec, Canadá) con una aproximadamente ~ 3 m de tubo en la posición supina con el tórax centrado en el centro de la bobina de RF como se informó anteriormente [24], [ ,,,0],25]. El animal se ventiló mecánicamente para la amplitud y la frecuencia de la respiración a aproximadamente 32 respiraciones /min en relación de que la inhalación (I): para-espiración (E) (I /E) fue 2/3 (I = 100 mseg, E = 150 constante mseg) y al final de la espiración durante 1,6 s, respectivamente. sensor respiratorio fue colocado en el abdomen del ratón. Además, hemos limitado la presión intrapulmonar en la fase final de la inspiración como de 20 cm H
2O por lo que el pulmón se infla hasta que la presión intrapulmonar se convierte en 20 cm H
2O.
MR Imaging
imágenes de RM se llevó a cabo con un sistema de MR animal pequeño 7 T (Varian, Inc., Palo Alto, CA) con una bobina de 40 mm (ID) de radiofrecuencia (RF). En primer lugar, de baja resolución de imagen de cortes múltiples se realizó en la región torácica para confirmar la ubicación y la orientación del pulmón. Axial ponderada en T2 imágenes rebanada de múltiples que abarcan todo el pulmón a continuación se obtuvieron con una secuencia rápida de espín-eco (tiempo de repetición /tiempo de eco = 2500/40 ms; campo de visión = 30 × 30 mm, matriz = 128 × 128, rebanada espesor = 1 mm, sin espacios en blanco, el número de excitaciones = 8). En un solo 1 mm de corte, la delimitación del tumor (s), imágenes APT se realizó con control del movimiento respiratorio bajo la respiración dirigida anteriormente mediante el uso de un dispositivo compatible MR monitoreo de pequeños animales (SA Instruments, Inc., Stony Brook, Nueva York) . imágenes rápidas de eco de espín se llevaron a cabo después de un impulso de presaturación (pulso de onda continua de bloques, B1 = 1,7 mT, duración = 4 s) que se aplicó a los 25 desplazamientos de frecuencia 6--6 ppm con un intervalo de 0,5 ppm. En este sistema, el pulso de 4 s-presaturación se aplicó sobre 2,5 ciclo de la respiración y la imagen fue adquirida en la fase final de la espiración (Fig. 1) en cada-frecuencia de desplazamiento. Esta secuencia de eco de espín rápido fue adaptado centrada en orden k-espacio para evocar el efecto de la presaturación en la imagen de contraste. Otros parámetros de imagen fueron: TR /TE = 8,94 ms /5400, FOV = 30 × 30 mm, longitud de los trenes de eco = 16, matriz de 128 × 64 = (reconstruido a 256 × 256), NEX = 4. Una imagen del control sin la presaturación pulso también fue adquirida en la fase final de la espiración. El tiempo total de adquisición para cada animal fue de aproximadamente 45 min.
El animal se ventiló mecánicamente para la amplitud y la frecuencia de la respiración constante a 32 respiraciones /min en el que la inhalación y la final de la espiración fue de 0,2 s y 1,6 s, respectivamente. El pulmón se infla hasta que la presión intrapulmonar se convierte en 20 cm H
2O. Fast imágenes de eco de espín se obtuvieron después de un impulso de presaturación (pulso bloque de onda continua, B1 = 1,7 mT, duración = 4 s) en la fase de fin de espiración.
MR Imaging Análisis de Datos
Todos los datos de imagen se analizaron con un programa escrito en un lenguaje de datos interactivo (IDL; Systems Research, Inc., Boulder, CO) [18] y ImageJ (versión 1.43 u; Institutos nacionales de Salud, Bethesda, MD). Las definiciones y la terminología utilizada en este estudio son equivalentes a los trabajos anteriores [18], [26]. En pocas palabras, la relación de transferencia de magnetización (MTR) se define como: MTR = 1-S
sentado /S
0, donde S
sentó y S
0 son las intensidades de señal con y sin pulso presaturación , respectivamente. En el tratamiento de la información, las imágenes obtenidas en 25 desplazamientos de frecuencia fueron los primeros organizado para dirigir el z-espectro. Entonces, el Z-espectro fue equipado sobre una base de pixel por pixel de acuerdo con el procedimiento utilizando un accesorio Gaussian seguido de la 12
th-fin ajuste polinómico en lados positivo y negativo de desplazamientos de frecuencia, respectivamente, como se describe en literatura anterior [17], [18]. Posteriormente, el original z espectro se corrigió pixel-sabia para el B efecto
0 falta de homogeneidad a través de la interpolación y centrado de la z de espectro. MTR asimetría (MTR
asym) se define como: MTR
asim = MTR (+ offset) - MTR (-offset) = S
SAT (-offset) /S
0-S
sAT (+ offset) /S
0.
MTR
asym calculado al desplazamiento de ± 3,5 ppm refleja la relación APT (APTR) y por lo tanto el MTR
mapa asym a ± 3,5 ppm se llama imagen-APT ponderado A. Se generaron las imágenes ponderadas-APT: MTR
asym (3,5 ppm) = MTR (3,5 ppm) - MTR (-3,5 ppm) = S
se sentó (-3,5 ppm) /S
0-S
sAT (3,5 ppm) /S
0. Para medir el MTR locales
asym, región de interés circular (ROI, tamaño típico = 0,34 mm
2, Fig. 2B) se colocaron cuidadosamente sobre los tumores. Cuando hubo múltiples tumores en la imagen, un promedio de los resultados para tomar un valor representativo para el animal. Los ROIs también se colocaron en la médula espinal para una referencia. En consecuencia, se ha calculado corregido MTR
asym en el tumor mediante la normalización utilizando MTR
asym en el tejido normal (medido MTR
asym en el tumor resta por esto que en la médula espinal) como es habitual en los estudios del cerebro [17] , [18] y en comparación con las tarifas de terminación
asym entre dos tipos diferentes de tumores de pulmón, A549 y LLC.
imágenes ponderadas en T2 representativas corregidos (izquierda) y las imágenes ponderadas-APT (derecha, MTR
mapa asym a 3,5 ppm) de A549 (a) y LLC (B), donde los tumores (flechas abiertas) se delinean más brillante que los tejidos circundantes, incluyendo la médula espinal (flechas cerradas) y los músculos esqueléticos. Una región típica de interés para medir la intensidad de la señal en un tumor se demuestra (B).
Histología
Después de la eutanasia, los pulmones de ratones fueron inflados en la condición de tórax cerrado por instilación traqueal de 10% de fosfato tamponada de formaldehído. Después de la fijación in situ, se extrajeron los pulmones y se sumergieron en 10% de formalina. El tejido pulmonar fue incrustada en el compuesto temperatura óptima de corte y flash congelado. El tejido se seccionó en un criostato Leica 3050S a 8 micras. rebanadas patológicos se obtuvieron en un plano axial y se tiñeron para hematoxilina-eosina (HE) para el examen microscópico. Ki67 tinción inmunohistoquímica se realizó con el protocolo estándar [27]. Un aumento en la expresión de Ki67 indica un aumento en la actividad mitótica de las células y la proliferación.
Análisis estadístico
Todos los valores se expresan como media ± desviación estándar (SD). MTR
asym se comparó entre A549 y grupos LLC por la t de Student pruebas en cada frecuencia dada. Todos los análisis estadísticos se realizaron mediante el uso de un software disponible comercialmente (Prism 5.0, GraphPad Software, Inc., San Diego, CA), y
P
. & Lt; 0,05 fue considerado para indicar una diferencia estadísticamente significativa
Resultados
Imágenes APT
los animales mostraron aproximadamente 1,0 × 10
6-7 intensidad de la luz relativa en el BLI en 5-7 semanas (A549) o 3 semanas (LLC ) después de las inyecciones de células cancerosas, y fueron sometidos a la RM APT. En la rebanada de múltiples imágenes ponderadas en T2 localizador, el número, forma y tamaño de los tumores fueron variadas, lo que indica la progresión de la heterogeneidad de estos tipos de cáncer. Se seleccionó una sola losa axial (1 mm) que delinea el área máxima del tumor más grande para la formación de imágenes MR más APT en cada animal. En la imagen seleccionada, los tamaños promedio (diámetro máximo) de los tumores que estuvieron involucrados en la medición APT fueron 2,0 ± 0,5 mm en el grupo A549 y 2,6 ± 1,4 mm en el grupo LLC donde no se encontró significancia de tamaño entre los grupos (P = 0,35). Todos los animales fueron cerrada con éxito con la respiración y ninguna imagen se degradan por artefactos de movimiento respiratorias en cualquier desplazamiento de frecuencia dado.
Figura 2 muestra los casos representativos de los dos grupos LLC A549 y. imágenes ponderadas en T2 muestran nódulos solitarios simples o múltiples (flechas abiertas) en el pulmón en el A549 (2A, izquierda Fig.) o LLC (Fig. 2B, izquierda) grupos, respectivamente. En las imágenes-APT ponderado (MTR
mapa asym en ± 3,5 ppm) de A549 (Fig. 2A, derecha) y LLC (Fig. 2B, derecha), los tumores apareció más brillante que los tejidos circundantes, incluyendo la médula espinal (cerrado flechas) y los músculos esqueléticos. El z-espectro de la LLC (n = 6) fue más asimétrica que el de la A549 (n = 6) en el que el S
0 /S
SAT (%) fue menor en desplazamientos positivos que aquella a la negativa offsets (Fig. 3A, B). En consecuencia, el MTR
asym en células LLC fue consistentemente más alta que en el A549 (AT & gt; 1 ppm) y se observaron las diferencias significativas entre los grupos con 2 ppm (6,0 ± 1,8% frente a 2,9 ± 1,5%,
P
= 0,01) y en 3,5 ppm (3,2 ± 2,9% frente a 0,7 ± 1,3%,
P Hotel & lt; 0,05). El MTR corregido
asym (Fig. 3C) entre los dos tipos de tumores se convirtió en el máximo a 3-3,5 ppm y mostró diferencia significativa en 3,5 ppm (7,8 ± 3,9% frente a 2,7 ± 1,9%,
P
& lt; 0,05, Fig 3D)
Z-espectros de A549 (a) y LLC tumores (B) en comparación con la de la médula espinal como una presentación de referencia que el tumor LLC tiene un efecto CEST más grande.. de tumor A549. Corregido MTR
espectros asym de A549 y LLC (C) y se corrige MTR
asym en 3,5 ppm (D) muestran que LLC tiene un efecto más grande que APT A549, que puede estar relacionado con la malignidad de los tumores. *,
P
≤0.05; **, P≤0.01; ***, P≤0.001 mediante la prueba t de Student.
Histología
Figura 4 demuestra las microfotografías típicos manchados por HE y Ki67 en ambos tipos de tumores. LCC (Fig. 4C) muestra una mayor densidad celular y núcleos de las células más grandes en comparación con A549 (Fig. 4A) en la tinción HE. Ki-67 tinción revela mayor fracción de células positivas, que se encuentra en el LCC (Fig. 4D) más que en el A549 (Fig. 4B). Esto indica que LLC posee un mayor número de células en las fases activas del ciclo de división celular (G
1, S, G
2, y mitosis) y por lo tanto es más activa que la proliferación de A549.
hematoxilina-eosina (aumento original x 400) demuestra que LCC (C) tiene una mayor densidad celular y núcleos de las células más grandes en comparación con A549 (a). Ki-67 tinción (aumento original x 200) revela mayor fracción de células positivas observadas en LCC (D) que en A549 (B). Esto indica la presencia de un mayor número de células en las fases activas del ciclo celular (G
1, S, G
2, y mitosis) y por lo tanto la naturaleza agresiva de LCC.
Discusión
en el presente estudio, hemos demostrado la viabilidad de la
in vivo
imágenes APT de los tumores de pulmón en el modelo de ratón ortotópico y que el método cuantitativo distinguido dos tipos diferentes de cáncer de pulmón tumores. Nuestra mayor preocupación era si el largo (4 s) de onda continua de impulsos preparación lo largo de varios ciclos respiratorios podría saturar la señal de protón de amida intercambio con la de agua a granel de forma homogénea en cada desplazamiento sobre el tórax incluyendo tumores de frecuencia. Con un simple control del movimiento respiratorio, TR real depende de la frecuencia respiratoria que a menudo cambia bajo respiración libre, la modulación de la intensidad de la señal de RM líder. Más importante aún, la alteración de la frecuencia respiratoria y la amplitud causa distinta excursión de los tumores en el pulmón [28], [29], donde los tumores podrían estar expuestos a diferentes niveles de la falta de homogeneidad de campo o el efecto de impulso de presaturación en cada adquisición de la señal. Para minimizar estos efectos, se utilizó un pequeño ventilador para animales para introducir la frecuencia y la amplitud de la respiración de modo que el pulso de preparación y posterior adquisición se llevaron a cabo en un tiempo fijo constante completamente durante la respiración (Fig. 1). También seleccionamos un espacio k centrada ordenó secuencia de eco de espín rápido ya que es menos sensible a los efectos de susceptibilidad. En estas condiciones, el obtenido z-espectros exhibió razonablemente pequeñas variaciones entre los animales en cualquier desplazamiento de frecuencia dada (Fig. 3A y B) y podía distinguir los diferentes tipos de los tumores en el pulmón (Fig. 3C y D).
las curvas de asimetría medidos en ambos tipos de tumores muestran que el MTR
asym aumentó desde el respeto de resonancia a granel de agua (0 ppm) y alcanzó el máximo a 2 ppm y luego disminuye con el aumento de compensación (2- 5 ppm). Esto es consistente con el MTR
asym observado en los tejidos del cerebro [16], [17], [30]. Se informó en un estudio de RMN que los protones amida de móvil proteína /péptido cadenas laterales (Gln, Asn) y cadenas principales resuenan a 6,8 ppm (2 ppm campo abajo de la señal de agua) y en el 8.2 hasta 8.4 ppm (3,5 campo abajo de el rango de ppm señal de agua), respectivamente [31]. Estos también se observan en los tejidos normales, y por lo tanto el efecto de fondo MT no es simétrica con respecto a la resonancia del agua en el rango de frecuencia de alifático (2-5 ppm). Este efecto inherente asimétrica MT, el intramolecular y efectos intermoleculares nucleares Overhauser (NOE) de protones alifáticos de macromoléculas y metabolitos móviles contaminan el efecto medido CEST (APT) en el MTR observado
asym [16], [32]. Para eliminar estos efectos, la magnitud de APTR es a menudo determinado por la diferencia de MTR
asym en la lesión y las regiones contralateral en los estudios cerebrales anteriores [15], [17]. Nuestro estudio en el modelo ortotópico de cáncer de pulmón no tiene un pañuelo dicha referencia desde contralateral parénquima pulmonar normal no tiene casi ninguna señal. Por lo tanto, se intentó utilizar la médula espinal como un tejido de referencia (Fig. 3A y B). El MTR
asym en la médula espinal era -4 a -1%, que era mismo nivel y en consonancia con los reportados en los tejidos normales del cerebro [16], [17] aproximadamente. El MTR corregido
asym (el MTR
asym restado por que en la médula espinal) en ambos grupos aumentar de 1 ppm y alcanzó el máximo a 3,5 ppm y mostró significación estadística entre los grupos de A549 y LLC en 1.5 a 3.5 ppm (Fig. 3C). El MTR
asym corregida a 3,5 ppm podría discriminar entre los dos tipos de tumores; fue mayor en LLC que en A549 (Fig. 3D).
estudio anterior demostró que BLI ofreció una técnica simple y rápida para evaluar el crecimiento tumoral en modelos de roedores de tumor cerebral no invasiva, que se correlaciona bien con MRI [33 ]. BLI también fue demostrado ser un enfoque fiable para supervisar el crecimiento de células de cáncer de pulmón humano ortotópico en modelos murinos [23]. Por lo tanto hemos utilizado BLI para decidir el momento para poner en práctica la formación de imágenes APT en cada animal. Los horarios para mostrar 1,0 × 10
6-7 intensidad relativa de luz después de la inyección de las células del cáncer variada y eran algo diferentes entre los grupos (5-7 semanas para el A549 y 3 semanas para LLC). A pesar de que es difícil asegurar si la etapa de desarrollo fue equivalente entre los grupos, el tamaño de los tumores que medimos APT no fue diferente entre los grupos (p = 0,14). Se reveló que la LLC mostró celularidad más densa y la proliferación más activo en el examen histológico (Fig. 4). Nuestros resultados fueron consistentes con el resultado de que se hace referencia al LLC muestra el perfil más agresivo que A549 [22], [23]. Puesto que no hay modelo animal ortotópico de nódulo pulmonar benigna, que previamente medidas APTR con el protocolo de formación de imágenes idénticos en varios tipos de líneas celulares in vitro [34]. En el estudio, la APTR en una línea celular de pulmón normal (HSAEC1-KT) fue mucho menor que la de las líneas de células tumorales malignas (A549 y H1299). Además, el APTR en la línea celular normal aumentó notablemente después de la celda fue impulsado oncogénesis. Basándose en estos resultados, creemos que el APTR corregido observada entre los grupos podría reflejar concentración tisular diferente de los teléfonos proteínas /péptidos. Por lo tanto, se postula que los resultados serían revelar el potencial de las imágenes APT para la caracterización de tipos tumorales que poseen diferentes características histológicas, especialmente entre benignas y malignas. Para dilucidar si imágenes APT podía diferenciar entre los tipos específicos de tumores de pulmón, por ejemplo entre los no pequeñas carcinomas de pulmón de células o entre el carcinoma de pulmón de células no pequeñas y el carcinoma de pulmón de células pequeñas, son necesarios para cuantificar relación entre APTR y 'malignidad' usando varios tipos /grados de los tumores de pulmón diferentes estudios adicionales.
a pesar de que no cuantificó la falta de homogeneidad de campo que puede alterar durante la respiración en el pulmón, nuestros resultados indicaron que las imágenes APT es factible cuantificar los tumores de pulmón en el pulmón en movimiento cuando el pulso preparación y adquisición fueron completamente sincronizados con la respiración constante. Como es difícil controlar la respiración en los pacientes, hay que evaluar más a fondo cómo los efectos de movimiento en señal de APT y cómo podemos superar este problema. Hemos demostrado que el control del movimiento respiratorio ayudaría a poner en práctica la formación de imágenes en CEST riñón humano [35]. Si el método se podría ejecutar en virtud de retención de la respiración (~ 20 s) con una secuencia de imágenes rápidas tales como ojo de la cerradura CEST [36], esto también ayudará a reducir al mínimo las dificultades relacionadas con el movimiento respiratorio. Estas ideas, en relación con los paradigmas de tratamiento del movimiento [37] pueden avanzar traducción clínica del método en el pulmón.
A medida que todavía se confunde para extraer efecto APT, la medición podría ser mejorado por las ideas sólidas para futuros estudios. En primer lugar, z-espectros se puede interpolar con más precisión por aumento del número de desplazamientos de frecuencia medidos realmente, en particular para las gamas de frecuencia que muestran los picos de APT (± 2-5 ppm) y agua a granel (± ~ 1 ppm). número adecuado de compensaciones debe decidirse teniendo en cuenta el tiempo total de exploración, en particular, para el estudio humano. El desplazamiento del pico de agua a granel por B
0 falta de homogeneidad se estima de manera más eficaz y se corrige mediante la recopilación de B
0 mapa [38]. Si el desplazamiento químico objetivo está más cerca de resonancia del agua y el pico de agua en el z-espectro es más amplio (efecto de saturación de agua directa es prominente), B
0 corrección puede ser eficaz mediante el uso de WASSR método [(saturación de agua de cambio de referencia) ,,,0],39] a pesar de que no era el caso en el estudio actual. Para reducir los efectos de fondo MT y la falta de homogeneidad de campo, Scheidegger et al. informaron APT-SAFARI (saturación esquema de sobresaturación con irradiación de RF de frecuencia alterna) con un módulo de saturación fuera de resonancia pulsado seguido de un segmento único PAI de lectura en el que ± 3,5 ppm están saturados de forma simultánea [40]. Para tener un tejido referencia a los tumores pulmonares descritos anteriormente, el desarrollo de la secuencia CEST conjuntamente con tiempo de eco ultracorto (UTE) MRI [24], [25] o SWIFT (imágenes por barrido con transformada de Fourier) -CEST [41] que permite la producción de señal de RM del parénquima pulmonar puede ser eficaz.
En resumen, el presente estudio demuestra que las imágenes APT es factible y tiene el potencial de proporcionar imágenes específica del cáncer para caracterizar tipos o grado del cáncer de pulmón no invasiva. El método puede ser una prueba de caracterización de los tumores de pulmón y, finalmente, puede reducir la necesidad de biopsia de aguja invasiva o la resección. Podemos ser capaces de decidir el tratamiento adecuado, iniciar un tratamiento precoz y seguimiento de la progresión de tumores o para evaluar la respuesta al tratamiento.
Reconocimientos
Los autores agradecen a los Dres. Zhou y van Zijl en la Universidad Johns Hopkins para proporcionar un programa de análisis de espectros-z y los Dres. Lenkinski en el Centro Médico UT Southwestern y Hatabu en el Hospital Brigham y de Mujeres útil para el debate.