Extracto
Antecedentes
Para comparar destructiva in vivo y ex vivo tomografía micro-computarizada (μCT) y ex vivo de energía dual de rayos X-absorciometría (DXA) en la caracterización mineralizada respuesta cortical y trabecular del hueso para el cáncer de próstata implica el esqueleto en un modelo de ratón.
Metodología /Principales conclusiones
In vivo μCT se realizó antes y 10 semanas después de la implantación de las células de cáncer de próstata humano (MDA -PCa-2b) o vehículo en los fémures de ratones SCID. Después de la resección, los fémures fueron imágenes no destructivo por ex vivo espécimen μCT en tres tamaños voxel (31 μ, 16 mu, 8 μ) y DXA, y luego seccionado para el análisis histomorfométrico del hueso mineralizado. La densidad mineral ósea (DMO), parámetros trabeculares (número, TbN; separación, cucharada, de espesor entre, TbTh) y el volumen de hueso mineralizado /volumen óseo total (VST /TV) se compararon y correlacionaron entre los métodos de imagen y la histología. Las pruebas estadísticas se consideraron significativas si P & lt; 0,05. Diez semanas después de la inoculación, diafisaria DMO aumentó en el fémur con tumor en comparación con el fémur opuesto por todas las modalidades (p & lt; 0,005, n = 11). Diafisarias BMD por in vivo μCT correlacionada con ex vivo 31 y 16 micras y μCT histomorfometría BV /TV (r = 0,91 hasta 0,94, P & lt; 0,001, n = 11). DXA DMO se correlacionó con menos histomorfometría ósea (r = 0,73, P & lt; 0,001, n = 11) y DXA no distinguió trabéculas de la corteza. Por in vivo ex vivo μCT y, trabecular BMD disminuyó (P & lt; 0,05, n = 11) en oposición a la corteza. A diferencia de la densidad mineral ósea, parámetros morfológicos trabeculares eran umbral dependiente y si se utilizan "-óptimas-umbrales fijos," todos excepto TbTh demostraron pérdida trabecular con el tumor y se correlacionaron con la histomorfometría (r = 0,73 hasta 0,90, P & lt; 0,05, n = 11).
Conclusiones /Importancia
el cáncer de próstata que implica el esqueleto puede provocar una respuesta hueso huésped que afecta diferencialmente la corteza en comparación con trabéculas y que puede cuantificarse de forma no invasiva in vivo y ex vivo de forma no destructiva.
Visto: Ravoori M, Czaplinska AJ, Sikes C, Han L, Johnson EM, Qiao W, et al. (2010) La cuantificación de hueso mineralizado respuesta al cáncer de próstata por no invasiva in vivo μCT y no destructiva ex vivo μCT y DXA en un modelo de ratón. PLoS ONE 5 (3): e9854. doi: 10.1371 /journal.pone.0009854
Editor: Eric J. Bernhard, Instituto Nacional del Cáncer, Estados Unidos de América
Recibido: 3 Noviembre 2009; Aceptado: February 4, 2010; Publicado: 29 Marzo 2010
Derechos de Autor © 2010 Ravoori 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:. Este trabajo fue apoyada por los Institutos nacionales de la Salud Instituto de cáncer /P50 CA090270 Nacional, Universidad de Texas MD Anderson Cancer Center de Programa de Investigación en cáncer de próstata, UT MDACC Core otorgan P30CA16672 y John S. Dunn, Sr., Presidente Distinguido en radiodiagnóstico. 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
carcinoma de próstata es el cáncer más frecuentemente diagnosticado visceral y la segunda causa más común de muerte por cáncer entre los hombres estadounidenses [1], [2]. Tiene una tendencia a hacer metástasis al hueso [3], [4]; y, esto se cree que es debido no sólo a factores hemodinámicos pasivas, sino también el microambiente de la médula ósea [5] - [7]. Hay interacción entre el tumor y el hueso huésped, con cada afectar al otro. Debido a que el pronóstico para los pacientes con cáncer de próstata se deteriora notablemente una vez que la enfermedad se escapa de la glándula, se necesita una mayor comprensión de la interacción de cáncer de próstata con el hueso. Sin embargo, el progreso en este tipo de investigación se ha visto limitado por la necesidad de métodos de formación de imágenes no destructivas, cuantitativos
Debido a los bajos niveles de la metástasis ósea con modelos de cáncer de próstata [8] - [15]., Las técnicas para la inyección directa en hueso se han establecido [16] - [19]. El uso de un tal modelo de ratón, hemos demostrado previamente que la carga del cáncer de próstata con compromiso del hueso puede cuantificarse utilizando MR [20]. , [22] También se necesita la capacidad de forma no destructiva imagen ósea mineralizada en alta resolución en condiciones experimentales controladas en modelos animales [21]. Para los animales pequeños, micro-CT (μCT), que tiene una resolución espacial del orden de micras, pueden ser utilizados. Con la llegada de los equipos de TC clínica de nueva generación, la resolución espacial y temporal han mejorado de forma continua, la evaluación de las trabéculas lo que sugiere pronto será factible con escáneres clínicos. Por lo tanto, es necesario el conocimiento de los parámetros críticos para dicha evaluación.
absorciometría dual de rayos X (DXA) se utiliza comúnmente clínicamente para medir la densidad mineral ósea DMO [23], [24]. Sin embargo, 2D DXA proporciona una resolución espacial relativamente baja en comparación con μCT y no distingue trabéculas. histomorfometría de hueso se puede utilizar para evaluar la estructura trabecular en los animales, pero es invasiva y destructiva, así como la mano de obra y tiempo intensivo.
μCT proporciona (3D) representaciones tridimensionales de los huesos y ahora está disponible en diversas resoluciones [25]. Sin embargo, el efecto de umbral en las medidas brutas tales como la densidad mineral ósea y los parámetros morfológicos trabeculares aún no está claro. La mayoría del trabajo μCT ha utilizado técnicas de fijación de umbrales automatizados que normalizan con la densidad ósea dentro de la región de interés, pero la densidad puede ser alterado en condiciones patológicas tales como osteopenia, y más aún con la enfermedad localizada, como el cáncer de próstata. La hipótesis de que fijos "umbrales óptimos" serían superiores a los de uso común "umbrales" automatizados, que varían según cada objeto analizado, en una respuesta trabecular cuantificar el cáncer de próstata. Con enfermedad localizada, la hipótesis de que el efecto de tumor de próstata en el hueso trabecular mineralizado puede variar de hueso cortical mineralizado ya que el cáncer en general, implica en primer lugar la médula. Tal evaluación puede ser acordada por la naturaleza tridimensional de μCT. Desde μCT también se puede realizar de forma no invasiva in vivo, es deseable, ya que permite estudios longitudinales de la respuesta del hueso mineralizado de cáncer de próstata; sin embargo, comúnmente se ofrece una menor resolución espacial que los ex vivo μCT; Por lo tanto, es necesaria la comparación con los análisis ex vivo.
Se comparó la capacidad de μCT in vivo, ex vivo espécimen μCT, y ex vivo DXA para caracterizar la corteza mineralizada y trabéculas en un modelo de ratón de cáncer de próstata con compromiso del hueso.
Materiales y Métodos
1.1. Cell Cultura y
MDA-PCa-2b se cultivaron células de cáncer de próstata humana [20] en BRFF-HPC1 medio (Facultad de Investigaciones Biológicas y de las instalaciones, Athena Servicios Medioambientales, Baltimore, MD, EE.UU.) suplementado con 20% de bovino fetal suero (Life Technologies, Inc., Gaithersburg, MD, EE.UU.), 91 U /ml de penicilina, 91 mg /ml de estreptomicina, y glutamina 2 mM. Las células MDA-PCa-2b se ha demostrado que injertar en la cavidad de la médula de los huesos, para ser sensibles a las hormonas, y para producir el antígeno específico de la próstata [26] - [29]
1.2.. Animales
Ocho semanas de edad inmunodeficiencia combinada severa (SCID) los ratones machos (n = 14) fueron adquiridos de Charles River Laboratories (Wilmington, MA, EE.UU.) y alojados en condiciones específicas libres de patógenos. Ellos se cuidaron de acuerdo con las directrices establecidas por la Asociación para la Evaluación y Acreditación de Laboratorio Animal Care y la Política de Servicio de Salud Pública de EE.UU. humana de Cuidado y Uso de Animales de Laboratorio. La Universidad de Comité de Cuidado y Uso de Animales institucional de Texas MD Anderson Cancer Center de aprobado todos los estudios.
1.3. Estudios in vivo
Para los procedimientos de formación de imágenes in vivo, los ratones SCID fueron anestesiados por inhalación de isoflurano al 2%. El fémures (n = 14 ratones) fueron primero escanea utilizando in vivo μCT como se describe a continuación. Después de formación de imágenes de referencia, 5 × 10
5 células-2b MDA-PCA [26], [29] en 5 l de medio de crecimiento se inyectaron en la epífisis distal del fémur derecho de cada ratón [26], [29] . La epífisis distal del fémur contralateral se inyectó con 5 l de vehículo (fosfato de solución tampón (PBS)) para servir como control. Tres ratones murieron inmediatamente después de la inyección del tumor.
Diez semanas después de la inoculación del tumor, los fémures fueron de nuevo de captación de imagen in vivo por μCT (n = 11). Los animales fueron sacrificados y se extrajeron los fémures. El fémures desarticulada sin músculo se fijaron en formalina y se almacena en 10% de etanol durante ex vivo espécimen μCT y ex vivo DXA. Los fémures fueron procesados para histología ósea.
1.4. En Vivo μCT
Para los análisis in vivo, los ratones SCID se obtuvieron imágenes en decúbito supino usando un escáner μCT en un tamaño de vóxel isotrópico 91 mm (modelo RS-9, General Electric Médica, London, Ontario, Canadá). El escáner tiene un ánodo de tungsteno fija con un tamaño de punto focal de 50 × 30 m. Las imágenes de los fémures fueron adquiridas a un tamaño de vóxel isotrópico de 91 × 91 × 91 micras utilizando los siguientes parámetros de análisis:. 80 kVp, 450 mu, 100 milisegundos por cuadro, y 3 fotogramas por
vista
Un patrón de calibración fue colocado en el campo de visión de exploración para permitir la conversión de unidades Hounsfield (UH) en los valores de DMO. Se utiliza para ver las imágenes y calcular la densidad mineral ósea (en mg /cm
3) de cada diáfisis femoral;: software de MicroView (General Electric Médico 2.1.1 versión). Para este cálculo, un cilindro de medición estándar (2,5 × 2,5 × 5 mm) se colocó de forma que su parte inferior era de 1,5 mm por encima de la placa de crecimiento del hueso. La DMO se calcula para el derecho y el fémur izquierdo, y la diferencia absoluta en los valores de DMO entre la derecha y la izquierda se determinó fémures. Otro cilindro (1,5 × 1,5 × 0,6 mm) se centró en los tres planos dentro de la metáfisis (con exclusión de hueso cortical) con la parte inferior en el comienzo de la placa de crecimiento para la medición de la densidad mineral ósea y los parámetros morfométricos trabecular. Estos parámetros (TBN, número de trabéculas /mm; cucharada, la separación trabecular /mm; TbTh, trabecular espesor /mm; y BV /TV, el volumen de hueso mineralizado por volumen total de hueso /%) se midieron a los umbrales fijados y en los umbrales automáticos ( con valores determinados por el software) de hueso mineralizado. La DMO, TbTh, TbN, cucharadas, y BV /TV obtenido por μCT se correlacionaron con los valores obtenidos por la histomorfometría ósea. "Umbral óptima" se define como el umbral que resultó en la máxima correlación entre el parámetro trabecular por μCT y que por histomorfometría ósea.
1,5. Ex Vivo espécimen μCT
Ex vivo espécimen μCT de la misma fémures se realizó a través de 31 micras, 16 micras, y de 8 micras tamaños voxel en una Explora escáner muestra preclínica Locus SP (General Electric Médica). Este escáner tiene un sistema CT volumen de haz cónico que utiliza un tubo de rayos X fuente de tungsteno que opera a 80 kV y 80 mu. El objeto en el escáner se gira en incrementos de 0,4 grados en un soporte entre la fuente de rayos X y el detector a base de dispositivo de carga acoplada. Cada espécimen de hueso requieren aproximadamente 4 horas para la adquisición de datos. Después de imágenes en bruto se normalizaron y se corrigieron los píxeles del detector defectuosos, un volumen explorador de baja resolución fue reconstruido utilizando una modificación del método utilizado por Feldkamp et al. se utilizó [25] El volumen del explorador para seleccionar las coordenadas para un volumen de fémur distal de interés, que fue reconstruida en el 31-m, 16 m, y de 8 micras voxels isotrópicos. Las imágenes fueron vistos y analizados para la DMO, TbTh, TbN, cucharadas, y BV /TV con el programa de MicroView como se ha descrito anteriormente. También obtuvimos en escala de grises valores máximos de umbral fijo tanto para la diáfisis y metáfisis de cada fémur. Debido a su limitado campo de visión, la adquisición de 8 micras cubría sólo la metáfisis.
1.6. DXA
Conjunto combinado de pares de fémur izquierdo y derecho de los 11 ratones SCID fueron escaneadas ex vivo en un plano sagital utilizando un escáner DEXA (Norland Medical Systems, Inc., Nueva York, NY USA). A rectangular (2.5 × 5 mm) región de interés que abarca la diáfisis se colocó sobre cada fémur para obtener la BMD (en g /cm
2). Debido a que las trabéculas no eran distinguibles de hueso cortical, trabéculas no se analizaron con DXA.
1.7. La histomorfometría ósea
representativas secciones sagitales de 5 micras de espesor a través de todo el ancho del fémur se obtuvieron en tres niveles diferentes (derecha, mediados, ya la izquierda) para las mediciones de histomorfometría ósea. Las tres secciones histológicas por fémur se analizaron después de Von Kossa tinción de hueso mineralizado [25]. El grosor cortical se evaluó visualmente y se compara con las evaluaciones visuales de μCT, DXA, y histomorfometría datos. El uso de un sistema de análisis de trabecular (Osteometrics, TAS, versión 20.8, Atlanta, GA, EE.UU.), las imágenes obtenidas a partir de las secciones sagitales fueron vistos, y una región rectangular de interés se coloca sobre cada diáfisis del fémur (2,5 × 5 mm) o metáfisis (1,5 x 0,6 mm) con el fin de medir TbTh, TbN, cucharadas, y BV /TV. hueso mineralizado se calculó en términos de BV /TV, como se ha descrito anteriormente. Se tuvo cuidado para que coincida con el tamaño y la colocación de la región rectangular de interés con el tamaño y la colocación de la región cilíndrica utilizada en el programa MicroView para evaluar los conjuntos de datos μCT.
1.8. Análisis estadístico de regresión
lineal se realizó para analizar las correlaciones entre los valores obtenidos in vivo y ex vivo μCT, DXA, y estudios histomorfometría ósea utilizando el software Excel (2003 SP2, Microsoft, Bellevue, WA, EE.UU.). La prueba t de Student (dos caras) se utilizó para comparar los valores entre la derecha y la izquierda fémures. coeficiente de correlación de Pearson se calculó para las diferencias entre las técnicas de imagen, y se empleó la transformación Z de Fisher del coeficiente de correlación utilizando el software SAS (SAS Institute, Cary, NC, EE.UU.). Para todas las pruebas, P & lt; 0,05 se consideró significativo un
Resultados
2.1.. Cambio en la DMO de la diáfisis con cáncer de próstata Participación
Cualitativamente, in vivo μCT no mostró ninguna diferencia aparente en el espesor cortical entre la izquierda y la derecha fémures antes de la inyección del tumor; mientras que, la diáfisis corticales y trabeculares espesantes alteraciones se observaron utilizando in vivo y ex vivo μCT 10 semanas después de la inoculación del fémur derecho con células de cáncer de próstata, pero no el control hacia la izquierda fémur inyectados con vehículo (Figura 1). Cuantitativamente (Figura 2), no hubo diferencia en la DMO entre las diáfisis femorales izquierda y derecha antes de la inyección del tumor in vivo por μCT. La diferencia absoluta media (MAD) en la DMO entre el bien y diáfisis femoral izquierda fue de 6,9 ± 4,3 mg /cm
3. Diez semanas después de la inoculación del tumor, la BMD de los fémures con tumores aumentó (P & lt; 0,003), con un MAD de 65,91 ± 57,6 mg /cm
3. Los resultados fueron concordantes entre in vivo μCT y ex vivo espécimen μCT con tamaños de voxel de 31 mm (P & lt; 0,005, n = 11, MAD = 182,9 ± 168,7 mg /cm
3) y 16 mm (P & lt; 0,005, n = 11, MAD = 167,5 ± 163,4 mg /cm
3). Las variaciones en las desviaciones estándar se deben a diferencias biológicas en el crecimiento del tumor y la respuesta del huésped en animales individuales, sin embargo, diferencias significativas (P & lt; 0,01) se observaron. Imágenes representativas muestran que todos los métodos (in vivo μCT a 91 micras de tamaño de voxel, ex vivo espécimen μCT en 31, 16, y 8-M tamaños de voxel, DXA, y la histología del hueso) demostraron la respuesta del hueso anfitrión del cáncer de próstata (Figura 3) , incluyendo engrosamiento cortical de la diáfisis (P & lt; 0,01, n = 11, por 91, 31, y 16-m CT tamaño voxel, DXA, y la histomorfometría ósea, la Figura 2 y datos no mostrados). Sin embargo, DXA no distinguía el cambio trabecular, mientras que, μCT y histomorfometría ósea hicieron.
sagital in vivo exploraciones μCT longitudinales obtenidos a 91 micras de tamaño de voxel antes y 10 semanas después de (a) la inyección intrafemoral de control del vehículo ( las imágenes izquierda) o células de cáncer de próstata humana MDA-PCa-2b (imágenes de la derecha) muestran engrosamiento cortical (flecha) en los fémures que contienen tumores. Ex vivo exploraciones espécimen μCT de fémures extirpado en tamaños voxel de 31 mm (B), 16 mm (C), y 8 mm (D) también muestran engrosamiento cortical del fémur derecho con tumor. En el tamaño de vóxel de 8 micras, sólo el aspecto distal del fémur fue cubierto por las exploraciones.
diáfisis DMO se midió en los dos fémures por μCT in vivo antes de la inyección (A) y 10 semanas después inyección (B) del vehículo (a la izquierda fémures) o células de cáncer de próstata (fémures derecha), y luego por ex vivo espécimen μCT a 31 micras (C) y 16 tamaños micras (D) voxel.
sagital in vivo y ex vivo μCT imágenes espécimen μCT de fémures 10 semanas después de la inyección de vehículo (izquierda) o las células del cáncer de próstata (derecha). (A) En vivo μCT (tamaño de voxel 91-m); (B) ex vivo espécimen μCT a 31-m, 16 m, y tamaños de voxel de 8 micras; (C) ex vivo absorciometría dual de rayos X (DXA); y se presentan (D) imágenes histomorfometría ósea. L, fémur izquierdo; R, fémur derecho con tumor; flecha, engrosamiento cortical.
2.2. La correlación de los valores de DMO obtenidos por las diáfisis En vivo y ex vivo μCT, ex vivo DXA, y Hueso La histomorfometría
Hubo una alta correlación de la diáfisis in vivo μCT DMO y ex vivo μCT DMO y DMO entre los ex vivo a 31 de μCT -μm- y 16 micras en voxel tamaño (Figura 4, Tabla 1). En comparación, la densidad mineral ósea moderada correlación entre DXA e in vivo μCT, o ex vivo μCT (Figura 4, Tabla 1).
(A) En vivo μCT a 91 micras-vs ex vivo μCT en voxel de 31 micras tamaño. (B) En vivo μCT a 91 micras-vs ex vivo μCT al 16 micras de tamaño de voxel. (C) En vivo μCT a 91 micras-vs ex vivo DXA. (D) Ex vivo μCT a 16 micras-vs ex vivo DXA.
diáfisis DMO por μCT in vivo o ex vivo μCT en tamaño de 31 μm- ó 16 micras en voxel correlacionada altamente con BV /TV por histomorfometría ósea (Figura 5, Tabla 1). En comparación, la densidad mineral ósea DXA moderadamente correlacionado con la histomorfometría ósea BV /TV (Figura 5, Tabla 1). Además, las correlaciones entre in vivo y ex vivo μCT μCT, en 31-micras o 16-m, fueron mayores que las existentes entre DXA y ex vivo μCT, en 31-micras o 16 mm (Tabla 1).
In vivo μCT (91-m, A), ex vivo espécimen μCT (31-m, B; 16-m, C), y DXA (D) mediciones de la densidad mineral ósea (DMO) se correlacionan con las mediciones histomorfométricos de el volumen de hueso mineralizado /volumen óseo total (VST /TV).
2.3. Parámetros metafisarias y umbral fijo
Debido a que las trabéculas se encuentra principalmente en la metáfisis, nos centramos en la metáfisis para las evaluaciones trabeculares. Se compararon los parámetros de DMO y morfométricos obtenidos por trabeculares in vivo o ex vivo μCT en diferentes umbrales con histomorfometría ósea. Umbralización no afectó trabecular DMO obtenida usando in vivo o ex vivo μCT, pero afectó a los parámetros morfométricos derivados de μCT como TbN, BV /TV, cucharadas (Figura 6, las Tablas 2 y 3), y TbTh (Tablas 2 y 3) . μCT realizado en cada voxel tamaño tenía estrechos rangos individuales para mejores umbrales de máxima correlación de parámetros trabeculares si se compara con la histomorfometría ósea y estos rangos estrechos solapan para TbN, BV /TV, y cdas. En todos los tamaños voxel y umbrales, derivado de μCT TbTh no se correlaciona bien con TbTh por histomorfometría ósea (r & lt; 0,17; p & gt; 0,47, n = 11)., Que probablemente artefactos volumen de promediado debido al pequeño tamaño de las trabéculas causado
Las variaciones en el coeficiente de correlación (r) de la densidad mineral del hueso metafisario (DMO, A), el número trabecular (TBN, B) la densidad de volumen óseo (BV /TV, C), y la separación trabecular (cucharadas, D) por μCT en diferentes umbrales y la histomorfometría ósea. Inserciones: el uso de umbrales óptimos, in vivo μCT a 91-m de tamaño de voxel muestra diferencias significativas en la metáfisis DMO (densidad mineral ósea, A), TBN (TBN, B), BV /TV (BV /TV, C) y cucharadas (cucharada, D ) entre el fémur izquierdo y derecho 10 semanas después de la inoculación del tumor.
el umbral automático o umbral máximo de escala de grises por lo general no devolvieron el umbral óptimo (Tabla 2). El umbral automático osciló desde 550 hasta 975 HU en el fémur izquierdo y 350-1250 HU en el fémur derecho, y los valores varió entre los animales y los tamaños de voxel. Del mismo modo, los valores máximos de umbral de escala de grises variaron desde 706 hasta 855 HU en el fémur izquierdo y 744-915 HU en el fémur derecho, y estos valores también variaron entre los animales y los tamaños de voxel. Las correlaciones entre los valores cda μCT y histomorfométrico TbN, BV /TV, y eran más altas usando umbrales óptimos fijos de utilizar umbrales automáticos (Tabla 2). parámetros trabeculares (TBN, BV /TV y amp; cucharadas) derivan usando umbrales óptimos correlacionados entre in vivo y ex vivo μCT (Tabla 4), y entre in vivo o ex vivo μCT y histomorfometría (Tabla 2). Aunque no hemos encontrado una buena correlación entre los valores TbTh obtenidos por μCT y histomorfometría ósea, TbTh moderada correlación entre la in vivo y ex vivo μCT a los 16, 31, o tamaños de voxel de 8 m, y entre los ex vivo μCT en los tres tamaños de voxel ( Tabla 4). umbrales óptimos, por lo tanto, hemos utilizado fija en diferentes tamaños voxel para comparar los parámetros trabeculares en μCT con los de histomorfometría ósea.
2.4. BMD de trabéculas de Metáfisis
in vivo y ex vivo μCT demostraron disminuciones en la DMO de las trabéculas metafisaria en fémures con tumores en comparación con el control de los fémures en todos los tamaños de vóxel (P & lt; 0,05, n = 11, la Figura 6A, Tabla 3). La densidad mineral ósea de las trabéculas en las metáfisis fue altamente correlacionado entre μCT in vivo y ex vivo μCT en todos los tamaños de voxel (Tabla 1).
2.5. Morfométrico trabecular Parámetros
trabéculas aparecieron mejor definidos con la disminución de tamaño de vóxel de μCT, y adelgazamiento trabecular, engrosamiento y pérdida podrían ser identificados (Figuras 1 y 3). Con umbrales automáticos o optimizados, las correlaciones de los parámetros trabecular por μCT y la histomorfometría ósea mostraron una tendencia hacia el aumento como el tamaño del voxel se redujo de 91 micras a 8 micras (Tabla 2), pero las correlaciones fueron bajos (datos no mostrados). Diez semanas después de la inoculación, una diferencia significativa en todos los parámetros excepto trabeculares TbTh se observó entre los fémures izquierdo y derecho en μCT in vivo y ex vivo μCT en todos los tamaños de voxel utilizando umbral óptimo, concordante con la histología. Hubo descensos en TbN y BV /TV, y el aumento de la cucharada en los fémures con tumores en comparación con el control de los fémures de in vivo μCT o ex vivo μCT en todos los tamaños de voxel (Figura 6 B, C y inserciones D, Tabla 3) utilizando umbral óptimo, consistente con pérdida global trabecular. Esto no fue visto con umbralización automática para TbN y BV /TV por μCT in vivo o ex vivo a 31 micras o con cucharadas por in vivo o ex vivo μCT en cualquier tamaño de voxel; Este resultado demuestra la importancia de usar umbral óptimo fijo en lugar de umbral automático. Fija de umbral óptimo demostró que el cáncer de próstata con compromiso del hueso trabecular alteración de la morfología.
Discusión
El cáncer de próstata que implica los resultados esqueleto en una respuesta hueso del huésped que pueden ser cuantificadas por in vivo y ex vivo en un μCT modelo de ratón. Aunque no hubo heterogeneidad en las trabéculas afectada por el cáncer (con adelgazamiento, engrosamiento y pérdida), en general no hubo pérdida trabecular en el fémur con el tumor como se ejemplifica por la disminución TbN, BV /TV, y la DMO, así como una mayor cucharadas; en contraste, la corteza diafisaria engrosada. Además del efecto de factores de crecimiento, los datos con el modelo actual de ratón sugieren que un mecanismo probable para los resultados es la pérdida inducida por el tumor del hueso trabecular que causa tanto una reacción de hueso trabecular y engrosamiento cortical para estabilizar la pérdida de resistencia mecánica de la hueso. Esto puede ser probado en futuros estudios. Los resultados también sugieren que es importante para evaluar tanto el hueso cortical y el hueso trabecular, ya que estos pueden ser discordante, especialmente en el cáncer. Esto sugiere que será importante para evaluar los parámetros trabeculares como la resolución espacial de la TC clínica mejora en un grado que permite que dicha evaluación
Se compararon las capacidades de los tres métodos de imagen para evaluar la respuesta del tumor al hueso:. In vivo μCT , ex vivo espécimen μCT y ex vivo DXA. Los tres métodos de imagen fueron capaces de distinguir los aumentos de la DMO en las diáfisis, que consiste principalmente en el hueso cortical, de los fémures con tumores. En comparación con la densidad mineral ósea derivada de μCT, derivados de DXA BMD tenía un menor coeficiente de correlación con la histomorfometría ósea. Esto es coherente con las conclusiones de Barou et al. quien también señaló baja correlación entre DXA y la histomorfometría ósea en un modelo de rata [23]. Además, DXA fue incapaz de separar el hueso cortical del hueso trabecular, mientras que μCT podía. Una limitación de ex vivo μCT en el tamaño de vóxel 8-m fue su pequeño campo de vista que dio lugar a la evaluación de solamente la metáfisis. También requiere un tiempo relativamente más largo de computación. Ex vivo μCT en el 31 o 16-m tamaño de vóxel de imágenes permitido de todo el fémur. Con el aumento de la resolución, se observó una tendencia hacia una mayor correlación de los parámetros trabeculares con la histología, pero la tendencia no fue estadísticamente significativa. Sorprendentemente, incluso con relativamente baja resolución espacial, trabeculares parámetros podrían ser evaluados por μCT in vivo, por lo tanto, lo que permite la evaluación longitudinal. Esto sugiere que in vivo μCT se puede usar para evaluar el cambio en la densidad de mineralización ósea y la arquitectura trabecular con el tiempo, que puede ser causada por una enfermedad o la terapia, por ejemplo, en modelos animales. In vivo y ex vivo μCT μCT cuantificado la DMO de la corteza y trabéculas bien. En la comparación de diferentes modalidades de imagen /máquinas para la evaluación de la densidad mineral ósea, que es comúnmente necesario añadir un factor de corrección [30]. BMD determinado por ex vivo μCT fue 2,2 veces más alta que la BMD determinado por in vivo μCT y porque la correlación entre estas modalidades fue alta, un factor de corrección de 2,2 podría aplicarse al comparar in vivo μCT BMD con ex vivo μCT BMD.
En vivo o ex vivo μCT parámetros morfométricos trabecular (TBN, cucharadas, y BV /TV) una buena correlación con la histología del hueso. La mayoría de los estudios μCT de huesos han utilizado muestras de ratas [21], [23], [31] o los seres humanos [32] - [34], que tienen huesos y trabéculas que los ratones más grandes. Debido a las diferencias de tamaño entre las especies, tamaño de vóxel se debe considerar. Muller et al. [35] encontraron altas correlaciones de BV /TV (r = 0,91) y la cucharada (r = 0,91) de las muestras de biopsia ósea humanos por parte de 14 micras 3D μCT y la histología. Por BV /TV, TbN, y TbTh del hueso ilíaco humana, Uchiyama, et al. [36] informó de correlaciones de r = 0.95, 0.75, 0.86, respectivamente, comparando 2D μCT (resolución espacial, de 26 micras) y la histología del hueso. Por BV /TV, TbN, cucharadas, y TbTh de vértebras humanas, Peyrin et al. alta correlación observado (r & gt; 0,93) entre 6,6 micras Sincrotrón TC y la histología [33]. También se encontró que deriva de TbTh in vivo μCT moderadamente correlacionado con ex vivo μCT en todos los tamaños de voxel; sin embargo, se observó mala correlación entre TbTh por histomorfometría ósea y por in vivo o ex vivo μCT. Esto puede ser debido a varios factores, entre ellos un promedio de volumen de la pequeña trabéculas de ratón [37], [38] y el error de muestreo, ya que sólo tres secciones de hueso (derecha, media y planos sagital izquierda /fermur) por fémur fueron evaluados por histomorfometría ósea y la pérdida ósea en la metáfisis era de esperar no homogénea en el modelo de tumor. Las correlaciones de TbTh fueron mayores entre los métodos μCT. El uso de un modelo de rata de osteoporosis por desuso, Barou, et al. [23] encontró poca correlación para TbTh por μCT frente histomorfometría ósea y sugirió que 3D- μCT puede ser más sensible que la histomorfometría en la detección de cambios en la DMO y trabéculas.
A diferencia de la evaluación de la DMO, donde no era umbral un factor, la elección del umbral afectada significativamente la evaluación de parámetros morfométricos trabecular. umbralización automática y el máximo de umbral de escala de grises llevaron a la variabilidad en los valores morfométricos entre los animales y los fémures con y sin tumores. Además, ni una buena correlación con parámetros trabeculares como se evaluó por histomorfometría. En comparación, las correlaciones de los parámetros morfométricos trabeculares (TBN, BV /TV, y cucharadas) por histomorfometría con μCT se utilizan una alta fijo "umbral óptimo". Hemos encontrado que μCT en cada voxel tamaño tenía un umbral separado "óptima" fija. Hasta donde sabemos, estos hallazgos no han sido reportados previamente. Apoyando a nuestros datos, Ruegsegger et al. [32], [37] demostraron en un modelo de muestra de biopsia de cresta ilíaca humana que un cambio del 10% en el umbral de como resultado un cambio del 5% en BV /TV usando 28 CT micras. Bouxsein et al. [39] se describe trabecular y cambios de hueso cortical de cepas puras de ratones utilizando μCT con un umbral de 22% del valor máximo de la escala de grises para las vértebras y de la tibia y el 30% para el hueso cortical mid-femoral. En la configuración actual, se encontró que los valores máximos de escala de grises pueden variar y pueden no coincidir con "umbrales óptimos", especialmente cuando el tumor está presente. El uso de umbralización automática, las diferencias entre los parámetros trabeculares morfológicas eran difíciles de distinguir entre los fémures con y sin tumor; mientras que, dichas diferencias se aprecian claramente el uso de umbrales "óptimas" fijos y por histomorfometría ósea. Por lo tanto, nuestros datos sugieren que el uso de umbrales óptimos fijos es importante para obtener valores de los parámetros robustos trabecular morfométrico.
Los resultados de este estudio utilizando μCT para caracterizar cuantitativamente el componente mineralizado de fémures de ratón pueden ser aplicables a otros estudios de huesos en pequeños animales y seres humanos. Por ejemplo, se puede evaluar la respuesta del hueso a las estrategias dirigidas a la prevención o el tratamiento de metástasis de hueso, próstata tumor óseo primario, o metástasis de otros tumores primarios. Los resultados también tienen el potencial de ser generalizado a otros modelos óseos, tales como la enfermedad metabólica ósea.
equipos de TC multicorte clínicos se están acercando a las resoluciones lo suficientemente fino como para la evaluación de las trabéculas. Nuestros datos implican que cada tamaño de voxel utiliza requerirá la optimización de umbralización. umbralización automática o máximo de umbral de escala de grises se necesitan validación, ya que pueden ser demasiado variable para lograr resultados consistentes clínicamente. Un umbral óptimo fijo puede ser superior para evaluar los parámetros morfométricos. Debido a que 70% de los efectos de la enfermedad ósea metabólica se reflejan primero en las trabéculas y sólo 30% en la corteza [40] y porque las metástasis óseas comienzan en la médula ósea, la evaluación de las trabéculas puede detectar la enfermedad ósea metabólica y sospechamos también enfermedad metastásica antes de la evaluación de la corteza. Desde BMD era independiente del tamaño del voxel y de umbral en el estudio actual y dado el tamaño de sub-milímetro voxel de nuevos escáneres clínicos, es factible que clínico CT multicorte pronto se puede usar para determinar la densidad mineral ósea de las trabéculas para evaluar metabólica y neoplásica enfermedad en pacientes. Esto requiere un mayor estudio.