Krooninen sairaus

tiivistelmä

tavoite

mangaani (Mn) on positiivinen magneettikuvaus (MRI) varjoaine, jota on käytetty saamaan fysiologisia, biokemiallisia ja molekyylitason biologista tietoa. On suurta kiinnostusta laajentamaan sovelluksiin, vaan merkittävä haaste on lisätä havaitsemisen herkkyyttä. Toinen haaste on erottaa alueet Mn liittyvän signaalin parannuksen tausta kudoksen luonteeltaan samanlaista kontrasti. Voittaa nämä rajoitukset, tässä tutkimuksessa selvitetään käytön ultrashort kaikuajan (UTE) ja vähennyslaskua UTE (SubUTE) Imaging herkempiä ja spesifinen määritys Mn kertymistä.

Materiaalit ja menetelmät

Simulaatiot suoritettiin tutkimaan mahdollisuutta UTE ja SubUTE Mn-tehostetun magneettikuvauksen ja optimoida kuvantamisen parametreja. Phantoms sisältävän vesipitoisen Mn liuokset kuvattiin on MRI vahvistaa simulaatioita ennusteita. Rintasyöpä solut, jotka ovat erittäin aggressiivisia (MDA-MB-231 ja aggressiivisemman variantti LM2) ja vähemmän aggressiivisia solulinja (MCF7) leimattiin Mn ja kuvattiin MRI. Kaikki kuvantaminen suoritettiin 3 Tesla skanneri ja verrattiin UTE ja SubUTE tavanomaisiin

T

1-painotettu pilaantunut kaltevuus kaiku (SPGR) kuvantaminen.

Tulokset

simulaatioita ja phantom kuvantaminen osoitti, että UTE ja SubUTE tarjotaan jatkuva ja kasvaa lineaarisesti positiivinen kontrastia laajalla Mn pitoisuudet, kun taas tavanomaiset SPGR näkyvän signaalin tasanne ja lopulta lasku. Korkeammat flip kulmat ovat optimaalisia kuvantamisen suurempia Mn pitoisuudet. Rintasyöpä solukuvauksessa osoittivat, että UTE ja SubUTE edellyttäen suuri herkkyys, jossa SubUTE tarjoaa taustavaimennuksella parempaa spesifisyyttä ja poistaa tarpeen ennalta kontrastin perustason kuvan. SubUTE sekvenssi sallittu parhaan ero aggressiivisen rintasyövän soluja.

Johtopäätökset

UTE ja SubUTE mahdollistaa herkempiä ja erityisiä positiivisia-kontrastitunnistus Mn lisälaite. Tämä kuvantaminen ominaisuus voi mahdollisesti avata monia uusia ovia Mn-tehostetun magneettikuvauksen verisuonten, solu, ja molekyylikuvantaminen.

Citation: Nofiele JT, Cheng H-LM (2013) Ultrashort Echo aika Parannettu Positive-Contrast Mangaani -Enhanced MRI of Cancer. PLoS ONE 8 (3): e58617. doi: 10,1371 /journal.pone.0058617

Editor: Tone Frost Bathen, The Norja University of Science and Technology (NTNU), Norja

vastaanotettu 6 marraskuuta, 2012 Hyväksytty: 05 helmikuu 2013; Julkaistu 4 maaliskuuta, 2013

Copyright: © 2013 Nofiele, Cheng. Tämä on avoin pääsy artikkeli jaettu ehdoilla Creative Commons Nimeä lisenssi, joka sallii rajoittamattoman käytön, jakelun ja lisääntymiselle millä tahansa välineellä edellyttäen, että alkuperäinen kirjoittaja ja lähde hyvitetään.

Rahoitus: Tämä tutkimus tukivat rahoitusta SickKids Foundation ja The Garron Family Cancer Centre Small Grant kilpailun. Rahoittajat ollut mitään roolia tutkimuksen suunnittelu, tiedonkeruu ja analyysi, päätös julkaista tai valmistamista käsikirjoituksen.

Kilpailevat edut: Kirjoittajat ovat ilmoittaneet, etteivät ole kilpailevia intressejä ole.

Johdanto

mangaani (Mn), joka on olennainen metalli kehomme, on yksi varhaisimmista raportoitu paramagneettinen varjoaine magneettikuvaukseen (MRI), koska sen tehokkaan myönteisen kontrastinparannuksen [1], [2]. Toisin gadolinium, paramagneettinen lantanidi ioni hyväksytty kliiniseen käyttöön, mangaani on endogeeninen osatekijä ja käyttäytyy kuin kalsiumionin analoginen että usein toimii sääntelykomiteana kofaktori useita tärkeitä entsyymit ja reseptorit [3]. Sen ainutlaatuinen biologiset ominaisuudet ovat lainanneet itsensä erilaisiin sovelluksiin toiminnallisia ja molekyylikuvantaminen, merkittävimmin kuvantamisen maksassa [4], aivotoiminnan [5], sydänlihaksen elinkelpoisuus [6], ja viime aikoina, syöpäsolut [7], [ ,,,0],8]. Lähes kaikissa sovelluksissa, standardi protokolla on

T

1-painotettu pulssijaksosta saadaan positiivinen signaali kontrastin alueilla Mn kertymistä.

Yksi haaste laajentaa soveltamisen Mn -enhanced MRI on tarve lisätä havaitsemisen herkkyyttä. Toisena haasteena on erottaa alueille positiivisen kontrastin takia Mn kertymistä muista kudoksista luonteeltaan samanlaista signaalin intensiteettiä. Tämä on ongelma, missä tahansa varjoainetehosteisiin kuvantaminen, ja tapaa käyttää ennalta kontrastin kuvan vertailun, monissa tapauksissa epäkäytännöllisiä, etenkin jos kontrasti kertymistä tapahtuu hitaasti ja kuva kohdistusvirhe tulee ongelma. Menetelmä, joka ei edellytä ennalta kontrasti kuvantaminen ja sallii myös vielä herkkä määritys kontrasti kertymistä on toivottavaa.

Ultrashort kaikuajan (UTE) pulssisekvensseistä [9] on sovellettu negatiivinen kontrastia rautaoksidi nanohiukkasten tähän täsmällinen tarkoitus: parantaa havaitsemisen herkkyys ja tarkkuus [10], [11]. Toisin kuin tavanomaiset ”pitkä” kaikuajan sekvenssit, UTE hankkii signaalin hyvin pian sen jälkeen, kun heräte. Tämä on erityisen merkityksellistä raudan oksideja, koska se minimoi

T

2- ja

T

2 * -aiheiset signaali rappeutuminen ja niittää

T

1 liittyvän signaalin laatua siten yhteisestä perinteisten ”dark” kontrasti rautaoksidi osaksi ”kirkas” varjoaine. Toinen ainutlaatuinen piirre UTE on kyky yhdistää

T

1 ja

T

2 * vaikutukset synergistisesti vähentämällä myöhemmin kaikuja UTE kuvan, jolloin muodostuu vähentämällä UTE (SubUTE) kuva. Näin

T

2 * liittyviä signaali hajoamisen myöhemmässä kaiku tehokkaasti muuttamaan ja lisätään

T

1 liittyvää signaalia Kasvua UTE kuva. Tämä vähennys menetelmä paitsi lisää herkkyyttä, mutta tarjoaa myös taustavaimennus, koska vain alueita varjoainetta kertymistä kokisivat suuria

T

1 ja

T

2 * vaikutuksia. Kourallinen tutkinnan UTE on osoittanut hyödyllisyytensä tarkempia ja herkkä kuvantamisen [10], [12], mutta nämä ovat keskittyneet lähinnä negatiivisia kontrastin raudan oksideja. Hyödyllisyyttä UTE kuvantamiseen muita MRI varjoaineiden edelleen paljolti hyödyntämättä.

Tässä tutkimuksessa tavoitteenamme oli tutkia soveltamisesta UTE ja SubUTE saavuttamaan tarkempia ja herkkä positiivisen kontrastitunnistus Mn lisälaite. Vaikka Mn on

T

1-parantavaa ainetta ja ei kärsi samoja asioita kuin negatiivinen kontrastin rautaoksidit, se on hyötyä tarkempia ja herkkyydellä. Joukossa paramagneettinen varjoaine, Mn voidaan yksilöllisesti sopivia hyötyä synergistinen

T

1 ja

T

2 * vaikutukset SubUTE kuvantaminen, koska suhteellisen suuri vaikutus poikittaisella relaksaationopeuteen. Tutkimuksessa selvitetään toteutettavuutta ja optimointi UTE ja SubUTE havaitseminen Mn teoreettisella ja phantom tutkimuksia. Proof-of-concept tutkimus on osoitettu Mn-avusteisen syövän kuvantaminen, joka osoittaa, että UTE kuvantamisen tarjoaa herkkä havaitsemiseen aggressiivinen rintasyöpiä, jossa SubUTE spesifisin.

Materiaalit ja menetelmät

teoreettinen Tutkimukset

UTE sekvenssi on pilaantunut kaltevuus kaiku (SPGR) hankinta, jossa signaali-intensiteetti on kuvata seuraavat vakaan tilan yhtälöä: (1) missä toistoaika (TR), kaikuajan (TE), ja flip kulma (θ) on säädettävissä kuvantamisen parametreja; S

o on maailmanlaajuinen herkkyys tekijä; ja

T

1 ja

T

2 * ovat pituus- ja tehokkaita poikittaismagnetointia rentoutumista kertaa erityisiä kudokseen. Ute signaali voidaan mallintaa asettamalla TE nollaan, mikä luo puhtaasti

T

1-painotettu, jossa ei ole

T

2 * -aiheiset signaali rappeutuminen. Jos kuva hankittu myöhemmin kaikuajan vähennetään UTE kuvan eli SubUTE (TE) = S (UTE) – S (TE), tuloksena saatu erotus kuvan tarjoaa synergistisen

T

1 ja

T

2 * kontrastia.

läsnä ollessa MRI-varjoaine, kuten Mn,

T

1 ja

T

2 * approksimoidaan: (2) missä alaindeksi ”o” tarkoittaa lähtötilanteessa (eli ei varjoainetta),

r

1 ja

r

2 * ovat varjoainetta relaksiviteetit, ja [CA] on varjoaine keskittyminen. Kontrasti, tai signaali erotuksen aiheuttamien nämä

T

1 ja

T

2 * muutoksia, voidaan määrittää kaa- valla. [1] ja [2], seuraavasti:

(3) Kontrasti arvioitiin UTE kuvantaminen käyttäen hyvin lyhyt TE, käyttämällä pidempää TE tyypillinen tavanomainen SPGR kuvantamisen, ja käyttäen SubUTE. Optimaalinen asetukset TR, TE, ja θ tutkittiin eri kudoksissa eri lähtötilanteessa

T

1o ja

T

2o * rentoutumista kertaa. Tämä suoritettiin vaihtelemalla TR (6-100 ms), UTE (8-150 us), pitkä TE (0,01-100 ms),

T

1o (300-3000 ms),

T

2o * (25-100 ms) arvioida eri Mn pitoisuudet (0,001-10 mM).

Phantom Studies

mangaanikloridilla (MnCl

2) liuokset valmistettiin liuottamalla mangaani (II) kloridi-tetrahydraattia (Sigma-Aldrich Canada Inc., Oakville, oN, Kanada) vedessä eri pitoisuuksina. Liuokset laitettiin borosilikaattilasista putket, joiden halkaisija on 6 mm ja korkeus 50 mm. Haamut olivat kuvatuksi 3 Tesla MRI (Achieva 3.0T TX, Philips Medical Systems, Best, Alankomaat) käyttäen 32-kanava vain vastaanottava pää kela.

r

1 ja

r

2 relaksiviteetit of MnCI

2 määritettiin mittaamalla

T

1 ja

T

2 rentoutumista kertaa eri MnCl

2 pitoisuuksia ja laskemalla regressio rinteessä.

T

1 mitattiin käyttämällä 2D inversio-elpyminen turbo spin-kaiku (TSE) järjestyksessä: inversio kertaa (TI) = [50, 100, 250, 500, 750, 1000, 1250, 1500 , 2000, 2500] ms, TR = 3000 ms, TE = 18,5 ms, TSE kerroin = 4, 60 mm field-of-view (FOV), 3 mm leikkeen paksuus, ja 0,5 x 0,5 mm-resoluution.

T

2 mitattiin usean kaiku spin-kaiku sekvenssi: TR = 2000 ms, 32 kaiut TE = [7,63, 15,3, …, 244] ms, 60 mm FOV, 3 mm leikkeen paksuus, ja 0,5 x 0,5 mm-resoluution. Relaksiivisuus

r

2 korvattiin

r

2 * yhtälössä. [2] on ensimmäinen approksimaatio phantom tutkimuksessa. On tärkeää huomata, että vaikka tämä olettamus on totta vapaasti hiukkaset [13], [14], voimme odottaa

r

2 * on suurempi kuin

r

2, kun Mn on ryhmitelty solujen sisällä, saatuun näyttöön rautaoksidin kirjallisuudessa, että

r

2 *

r

2 upon solun sisäistäminen [ ,,,0],15] – [17]. Tätä seikkaa käsitellään tarkemmin keskusteluun.

UTE sekvenssi ajettiin haamut käyttäen 3D vakaan tilan kaltevuus kaiku sekvenssi vaihtelemalla TE (90 mikrosekuntia 10 ms) ja θ (10, 30, 50, ja 70 °) kanssa TR vahvistetaan 30 ms. Koska valmiste vaiheessa kaltevuus kanavia oli huolellisesti kalibroitu minimoida off-resonanssi esineistöä, ja virittää viive kelan leimasi lyhimmän kytkentäaika. Multi-kaiku tietoja radial lukema sitten hankittu seuraavia parametreja: 60 mm kuutio FOV, 3 mm leikkeen paksuus, ja 0,5 x 0,5 mm-resoluution, ja yksi signaali keskimäärin. Vertailun, perinteisen 3D SPGR hankinta suoritettiin myös käyttäen samaa TR ja θ kuin UTE hankintaan ja asettamalla TE = 2,83 ms (lyhin).

Breast Cancer Cell Studies

tutkia arvo UTE positiivisille-kontrastin kuvantaminen Mn biologisissa järjestelmissä, me merkitty kolme eri rintasyövän solulinjoissa MnCl

2. Kolme rintasyöpiä olivat 231 /LM2-4, MDA-MB-231, ja MCF-7. Kaksi ensimmäistä ovat aggressiivisempia kuin MCF-7, jossa 231 //LM2-4 ollessa erittäin metastaattinen variantti MDA-MB-231 syntyy Kerbel laboratoriossa [18]. Kaksi muuta solulinjat saatiin ATCC: ltä (American Tissue Culture Collection, Manassas, VA, USA). Nämä solulinjat käytetään jäljempänä nimitystä LM2, MDA ja MCF7. Kaikki solut kasvatettiin 1640-RPMI-väliainetta (Sigma-Aldrich Canada Inc., Oakville, ON, Kanada) täydennettynä 10% naudan sikiön seerumia ja 0,5% PENISILLIINIT streptomicin. Solut otettiin talteen pesemällä 80-90% konfluentteja pulloja PBS: llä ja lisäämällä 0,05% trypsiiniä EDTA (Gibco, Carlsbad, CA, USA). Soluja inkuboitiin 1 tunnin ajan väliaineessa, joka sisälsi erilaisia ​​pitoisuuksia MnCl

2, kun he olivat eksponentiaalisessa kasvuvaiheessa, minkä jälkeen ne huuhdottiin tuoreella alustalla ja trypsiinillä edellä kuvatulla tavalla. Sitten solupelletit valmistettiin sentrifugoi 440 g: ssä 10 minuutin ajan samassa borosilikaattilasista putkia käytetään phantom kuvantaminen. Välittömästi sen jälkeen, MRI suoritettiin rintasyöpäsolujen pellettien 3 Teslan MRI kuten aikaisemmin on kuvattu, käyttämällä erilaisia ​​TEt (90 mikrosekuntia 10 ms) ja θ (10, 30, 50, ja 70 °).

data Analysis

MRI tiedot siirrettiin itsenäinen työasema kvantitatiivista tietojen analysoinnin in-house-ohjelmisto on kehitetty Matlab (v.7.8) (MathWorks, Natick, MA). Laskea

r

1 ja

r

2 relaksiviteetit of MnCI

2, kiinnostavat alueet (ROI) on esitetty keskelle kunkin lasipulloon päälle jokaisen kuvan ja signaalin voimakkuus käyrä saadaan jokaista pikseliä paikkaan ROI funktiona TI (varten

T

1 mittaus) tai TE (varten

T

2 mittaus).

T

1 relaksaatioaika kvantifioitiin pikseli-viisasta pohjalta sovittamalla signaalin intensiteetin toiminnon

×