Abstract

transferência Amida de prótons de imagem (APT) é uma das transferência de saturação por permuta química (CEST) métodos de imagem que as imagens do intercâmbio entre prótons de água do tecido livre e os grupos amida (NH) de endógeno proteínas e péptidos móveis. trabalho anterior sugeriu a capacidade de imagiologia APT para a caracterização do grau tumoral no tumor cerebral. Neste estudo, foi testada a viabilidade de

in vivo

imagiologia APT de tumor do pulmão e investigaram se o método poderia diferenciar os tipos tumorais em xenoenxertos de tumores ortotópicos a partir de duas linhas celulares de cancro maligno do pulmão. Os resultados revelaram que a imagem APT é viável para quantificar os tumores de pulmão no pulmão em movimento. O efeito medido APT foi maior no tumor que exibiu proliferação mais activo do que o outro. O presente estudo demonstra que a imagem APT tem o potencial de fornecer um teste de caracterização para diferenciar os tipos ou grau de câncer de pulmão de forma não invasiva, o que pode eventualmente reduzir a agulha de biópsia invasiva necessidade ou ressecção para câncer de pulmão

Citation:. Togao O , Kessinger CW, Huang L, Soesbe TC, Sagiyama K, Dimitrov I, et al. (2013) Caracterização de câncer pulmonar por Transferência Amida Proton Imagem (APT): Um

In-Vivo Estudo

em um rato modelo ortotópico. PLoS ONE 8 (10): e77019. doi: 10.1371 /journal.pone.0077019

editor: Stephanie Filleur, Texas Tech University Health Sciences Center, Estados Unidos da América

Recebido: 27 de junho de 2013; Aceito: 27 de agosto de 2013; Publicação: 15 de outubro de 2013

Direitos de autor: © 2013 Togao et al. Este é um artigo de acesso aberto distribuído sob os termos da Licença Creative Commons Attribution, que permite uso irrestrito, distribuição e reprodução em qualquer meio, desde que o autor original ea fonte sejam creditados

Financiamento:. Esta pesquisa foi apoiado pela Prevenção Instituição de Pesquisa do Texas (RP101243-P04) e os Institutos Nacionais de Saúde (RO1CA129011). Os financiadores não tiveram nenhum papel no desenho do estudo, coleta de dados e análise, decisão de publicar ou preparação do manuscrito

CONFLITO DE INTERESSES:.. Os autores declararam que não existem interesses conflitantes

Introdução

o cancro do pulmão é a causa mais comum de câncer ea principal causa de morte relacionada ao câncer em homens e mulheres nos Estados Unidos. Apesar do mau prognóstico, quando o cancro do pulmão é ressecado em estágio 1, a taxa de sobrevivência de cinco anos é tão alta quanto 70% [1]. Os desenvolvimentos técnicos em tomografia computadorizada (TC) permitiram uma cobertura maior volume com maior resolução e menor ruído, e, atualmente, de alta resolução CT (TCAR) é a técnica de imagem padrão para avaliar o câncer de pulmão [2] [3]. Ele oferece excelente detalhe anatômico eo número de nódulos pulmonares menores detectados aumentou [4]. Quando um nódulo pulmonar não calcificada é detectada em 10 mm, acompanhamento exames CT para acompanhar o crescimento do nódulo pulmonar estão mandatados. Se o nódulo do pulmão cresce, biópsia de agulha subsequente ou vídeo-assistida ressecção toracoscópica do nódulo pulmonar é recomendado embora ainda haja argumento a precisão com que podemos medir o crescimento do nódulo pulmonar [5]. Esta situação actual atrasa o início do tratamento, mesmo quando é necessário. Além disso, a exposição à radiação acumulada resultante do uso repetido de CT aumenta o risco de malignidade e a questão da redução da dose de radiação, atualmente, atrai grande atenção [6], [7]. Mais importante ainda, apesar dos avanços na avaliação de nódulos pulmonares solitários usando informações hemodinâmica de características CT ou bioquímicas de tomografia por emissão de positrões (PET), porções substanciais de nódulos pulmonares solitários permanecem indeterminados para diagnóstico específico [8]. os dados anteriores de estudos multicêntricos demonstraram que cerca de 20% -50% dos nódulos pulmonares removidos na cirurgia ou por biópsia por agulha foram benignos [9], [10]. Estas taxas foram ainda uma preocupação restantes [1]. Estes relatórios revelam claramente que é imperativo desenvolver métodos de imagem alternativos que são livres de radiação e o rendimento de segunda etapa de caracterização para distinguir benigna de nódulo maligno ou diferenciar os tipos nodular ou graus [11].

transferência de permuta química ( CEST) chamou a atenção considerável como um novo mecanismo para produzir o contraste em ressonância magnética. Este novo método fornece informações fisiológicas e funcional mais detalhada do que a RM convencional e surgiu no campo da imagiologia molecular [12], [13]. CET contraste é conseguido através da aplicação de um impulso de pré-saturação à frequência de ressonância de um lento-intermediária local de protões troca (-NH, -OH, ou metal molécula de água ligada) de agentes endógenos ou exógenos. A rotação resultante saturado ou parcialmente saturado é transferido para a água através de grandes quantidades de permuta química. Consequentemente, a informação molecular específica é obtido indiretamente através do sinal de água bruta usada para o tecido da imagem. O efeito líquido da CET é reduzir a intensidade do sinal água bruta detectado em um experimento de imagem, proporcionando assim contraste negativo em uma imagem [14].

Amida transferência de prótons (APT) de imagem é um subconjunto de imagens CEST que refere-se especificamente à troca química entre prótons de água livre de tecido (bulk-água) e grupos amida (NH) de proteínas celulares endógenos e peptídeos. Tem sido relatado que tais protões permutáveis ​​são mais abundantes em tecidos tumorais do que em tecidos normais [15]. Quando aplicado a ratos implantados com 9 tumores L gliossarcoma [16], a imagem latente APT foi capaz de distinguir entre regiões confirmou-patologia do tumor e edema, que não poderiam ser realizadas usando ponderada em T2 ou ponderada em difusão de imagens padrão T1 /, em que a fronteira tumor apareceu difusora. Relatórios anteriores demonstraram que os efeitos CEST (índices APT: APTRs) foram encontrados para aumentar em 3-4% no tumor em comparação com o tecido peritumoral cérebro de um tumor glial rato experimental em 4.7 T [17] e tumor cerebral humano em 3 T [18] . Neste último estudo em pacientes, os APTRs em 6 tumores cerebrais de alto grau (média de 2,9 ± 0,6% no núcleo do tumor e de 2,4 ± 0,6% na periferia do tumor) foram maiores do que aqueles em 3 tumores cerebrais de baixo grau (média de 1,2 ± 0,2 %). Presume-se que estes resultados são consistentes com o trabalho, por Howe et al. [19] que descobriu que estas concentrações de proteínas celulares foram mais elevados em tumores do que na substância branca normal, e aumenta com o grau do tumor no cérebro humano.

Ao contrário de imagens do cérebro,

in vivo

RM do pulmão é um desafio devido às dificuldades inerentes associadas com as propriedades do órgão, incluindo respiratória e artefactos de movimento cardíacas, grave susceptibilidade do campo magnético resultantes de grandes interfaces de ar dos tecidos [20], [21]. Em particular, os efeitos de susceptibilidade pronunciada no pulmão pode alterar dinamicamente a homogeneidade do campo magnético durante um ciclo respiratório e, portanto, podem causar mudanças nas frequências de ressonância dos protões diferentes piscinas no tecido. Os objetivos do nosso estudo são para testar a viabilidade de imagiologia APT de tumores pulmonares em um rato vivo e para investigar se imaging APT pode ser um teste caracterização de tumores pulmonares. Neste estudo, testou-se a respiratória fechado imagiologia apropriada sob ventilação em xenoenxertos de tumores ortotópicos a partir de duas linhas celulares de cancro maligno do pulmão: um é adenocarinoma pulmão humano, A549, e o outro é o carcinoma murino do pulmão de Lewis (LLC). É bem conhecido que a LLC é um câncer altamente maligno e mostra a progressão mais agressivo do A549 após o transplante do pulmão [22], [23].

Materiais e Métodos

Protocolo animal

os protocolos animais foram aprovados pelo Comitê Cuidado e Uso Institucional animal da UT Southwestern Medical Center, e os experimentos foram realizados de acordo com os Institutos Nacionais de Diretrizes de Saúde sobre o Uso de Animais de laboratório. Os modelos ortotópicos de cancro do pulmão em camundongos foram introduzidas pelo método relatado anteriormente [22]. Resumidamente, ratinhos atímicos fêmea (25-30 g) foram injectados por via intravenosa através da veia da cauda com 0,5 x 10 células

6 A549 (n = 6) ou células de LLC (n = 6). Os tumores foram deixados crescer para mostrar aproximadamente 1,0 × 10

6-7 intensidade relativa de luz em imagens de bio-luminescência (BLI) para ser submetido ao estudo de ressonância magnética. Todos os animais foram sacrificados e os pulmões foram retirados após a sessão de ressonância magnética.

Sob anestesia com 1,5-2% isoflurano (AERRANE, Baxter Healthcare Corporation, IL) misturado em 100% de oxigênio, endotraqueal de 1 cm não-metálicos tubo (calibre 20) foi colocado através de traqueostomia. O animal foi canulado em seguida, ligada a um ventilador pequeno de animais (flexiVent, SCIREQ, Quebec, Canadá) com um tubo de cerca de ~ 3 m na posição supina com o tórax centrada para o centro da bobina RF como relatado anteriormente [24], [ ,,,0],25]. O animal era ventilado mecanicamente em amplitude constante e frequência da respiração em cerca de 32 respirações /min em que a inalação (I) -para-expiração (E) razão (E /E) foi 2/3 (I = 100 ms, E = 150 ms) e no fim-de expiração para 1,6 s, respectivamente. Sensor respiratória foi colocado no abdómen do rato. Além disso, limita a pressão intrapulmonar na fase final da inspiração de 20 cm H

2O para que o pulmão foi inflado até que a pressão intrapulmonar torna-se 20 cm H

2O.

MR Imaging

ressonância magnética foi realizada com um sistema MR animal pequeno 7 T (Varian, Inc., Palo Alto, CA) com uma bobina de 40 mm (ID) de radiofrequência (RF). Em primeiro lugar, de baixa resolução de imagem multi-fatia foi realizada na região torácica para confirmar a localização e a orientação do pulmão. Axial T2-weighted imagens multi-slice, abrangendo todo o pulmão foram obtidas com uma sequência fast spin-echo (tempo de repetição /tempo de eco = 2500/40 ms; campo de visão = 30 × 30 mm, matriz = 128 × 128, fatia = espessura de 1 mm, sem intervalos, número de excitações = 8). Em uma única mm de fatia 1, delineando o tumor (s), imagiologia APT foi realizada com gating respiratório sob a respiração dirigida de cima usando um dispositivo de monitorização MR compatível pequenos animais (SA Instruments, Inc., Stony Brook, NY) . imagens de fast spin-eco foram realizadas após um pulso de pré-saturação (pulso de onda contínua bloco, B1 = 1,7 microTesla, duração = 4 s) que foi aplicado em 25 desvios de frequência de 6 a -6 ppm com um intervalo de 0,5 ppm. Neste sistema, o impulso de 4 s-pré-saturação foi aplicada ao longo de 2,5 ciclo de respiração e a imagem foi adquirida na fase final da expiração (Fig. 1) em cada deslocamento de frequência. Esta sequência de spin-eco rápido foi adaptado centrada ordenação K-espaço para evocar o efeito do pré-saturação no contraste de imagem. Outros parâmetros de imagem foram: TR /TE = 5400 /8.94 ms, FOV = 30 × 30 mm, comprimento do comboio echo = 16, matrix = 128 × 64 (reconstruída a 256 × 256), NEX = 4. Uma imagem de controle sem o pré-saturação de pulso também foi adquirida na fase final da expiração. O tempo total de aquisição para cada animal foi de aproximadamente 45 min.

O animal era ventilado mecanicamente em amplitude constante e frequência da respiração em 32 respirações /min em que inalação e final da expiração foi de 0,2 s e 1,6 s, respectivamente. O pulmão foi inflado até que a pressão intrapulmonar torna-se 20 cm H

2O. imagens fast spin-echo foram obtidos após um pulso de pré-saturação (pulso bloco de onda contínua, B1 = 1,7 microTesla, duração = 4 s) na fase expiratória final.

MR análise de imagem de dados

Todos os dados de imagem foram analisados ​​com um programa escrito em linguagem interativa de dados (IDL; Systems Research, Inc., Boulder, CO) [18] e ImageJ (versão 1.43 u; National Institutes of Health, Bethesda, MD). As definições e terminologias utilizadas neste estudo são equivalentes aos trabalhos anteriores [18], [26]. Resumidamente, a taxa de transferência de magnetização (MTR) é definido como: MTR = 1-S

sat /S

0, em que S

sat e S

0 são as intensidades de sinal com e sem pulso de pré-saturação , respectivamente. No processamento de dados, as imagens obtidas em 25 desvios de frequência foram pela primeira vez organizada a liderar o z-espectro. Em seguida, o Z-espectro foi montado numa base de pixel-a-pixel de acordo com o procedimento usando uma montagem de Gauss seguido do 12

th-ordem polinomial em lados positivos e negativos de desvios de frequência, respectivamente, tal como descrito em literatura anterior [17], [18]. Posteriormente, o z-spectrum original foi corrigido de pixel-wise para o B efeito

0 inhomogeneity através da interpolação e centralização do z-espectro. MTR assimetria (MTR

asym) foi definida como: MTR

asym = MTR (+ offset) – MTR (-offset) = S

sentou (-offset) /S

0-S

sentou-se (+ offset) /S

0.

MTR

asym calculado no deslocamento de ± 3,5 ppm reflete rácio APT (APTR) e, portanto, o

mapa asym MTR em ± 3,5 ppm é chamado imagem APT-ponderação. imagens APT ponderada foram gerados: MTR

asym (3,5 ppm) = MTR (3,5 ppm) – MTR (-3,5 ppm) = S

sentou-se (-3,5 ppm) /S

0-S

sentou (3,5 ppm) /S

0. Para medir o MTR locais

asym, região de participações circular (ROIs, tamanho típico = 0,34 mm

2, Fig. 2B) foram cuidadosamente colocada sobre os tumores. Quando havia múltiplos tumores na imagem, que em média os resultados para fazer um valor representativo para o animal. Os ROIs também foram colocados na medula espinal, para uma referência. Consequentemente, foi calculado corrigido MTR

asym no tumor pela normalização usando MTR

asym no tecido normal (medido MTR

asym no tumor subtraído pelo que, na medula espinhal), como de costume nos estudos do cérebro [17] [18], e compararam o MTR

asym entre dois tipos diferentes de tumor de pulmão, A549 e LLC.

imagens ponderadas em T2 representativos corrigidos (esquerda) e imagens APT ponderada (à direita, MTR

mapa asym em 3,5 ppm) de A549 (a) e LLC (B), onde os tumores (setas abertas) são delineadas mais brilhante do que os tecidos circundantes, incluindo medula espinhal (setas fechados) e nos músculos esqueléticos. A região típica de interesse para medir a intensidade de sinal em um tumor é demonstrado (B).

Histologia

Após a eutanásia, os pulmões de rato foram inflados na condição tórax fechado por instilação traqueal de 10% de formaldeído tamponada com fosfato. Após a fixação in situ, os pulmões foram removidos e imersos em 10% de formalina. O tecido pulmonar foi incorporado no composto temperatura de corte ideal e flash congelado. O tecido foi seccionado num criostato Leica 3050S a 8 um. fatias patológicos foram obtidas num plano axial e coradas para hematoxilina-eosina (HE) para exame microscópico. coloração imuno-histoquímica de Ki67 foi realizada com o protocolo padrão [27]. Um aumento na Ki67-expressão indica um aumento na atividade das células mitóticas e proliferação.

Análise Estatística

Todos os valores foram expressos como média ± desvio padrão (SD). MTR

asym foi comparada entre A549 e grupos LLC pelos testes t de Student em cada dada frequência. Todas as análises estatísticas foram realizadas utilizando um software comercialmente disponível (Prism 5.0, GraphPad Software, Inc., San Diego, CA), e

P

. 0,05 foi considerado para indicar uma diferença estatisticamente significativa

Resultados

Imagem APT

os animais apresentaram aproximadamente 1,0 × 10

6-7 intensidade de luz relativa no BLI em 5-7 semanas (A549) ou 3 semanas (LLC ) após as injecções de células de cancro, e foram submetidos a imagiologia MR APT. Nas multi-slice imagens ponderadas em T2 localizador, o número, forma e tamanho dos tumores foram variadas, indicando a progressão heterogênea destes cancros. Foi selecionada uma única laje axial (1 mm), que delineou a área máxima da maior tumor para a ressonância magnética ainda APT em cada animal. Na imagem selecionada, o tamanho médio (diâmetro máximo) dos tumores que estavam envolvidos na medição APT foram de 2,0 ± 0,5 mm no grupo A549 e 2,6 ± 1,4 mm no grupo LLC, onde não foi encontrada significância de tamanho entre os grupos (P = 0,35). Todos os animais foram fechado com sucesso com a respiração e nenhuma imagem foi degradada por artefatos de movimento respiratório em qualquer desvio de frequência.

Figura 2 mostra os casos representativos de ambos os grupos LLC A549 e. imagens ponderadas em T2, nódulos solitários únicos ou múltiplos (setas abertas) no pulmão na (2a, esquerda Fig.) ou LLC (Fig. 2B, à esquerda) grupos A549, respectivamente. Nas imagens APT-weighted (MTR

mapa asym em ± 3,5 ppm) de A549 (Fig. 2A, direita) e LLC (Fig. 2B, à direita), os tumores apareceram mais brilhante do que os tecidos circundantes, incluindo medula espinhal (fechado setas) e músculos esqueléticos. O Z-espectro da LLC (n = 6) foi mais assimétrica do que a do A549 (n = 6), em que o S

0 /S

sat (%) foi mais baixa em deslocamentos positivos do que a que está em negativo índices (Fig. 3A, B). Consequentemente, o MTR

asym na LLC foi consistentemente superior ao A549 (at 1 ppm) e as diferenças significativas entre os grupos foram observados em 2 ppm (6,0 ± 1,8% vs. 2,9 ± 1,5%,

P

= 0,01) e a 3,5 ppm (3,2% ± 2,9 vs 0,7 ± 1,3%,

P

0,05). O MTR corrigido

Asym (Fig. 3C) entre os dois tipos de tumores tornou-se o máximo de 3-3,5 ppm e apresentou diferença significativa em 3,5 ppm (7,8% ± 3,9 vs 2,7 ± 1,9%,

P

0,05, figura 3D)

Z-espectros de A549 (a) e tumores LLC (B) em comparação com a da medula espinal como uma apresentação de referência que o tumor LLC tem um efeito maior CET.. de tumor A549. Corrigido MTR

Asym espectros de A549 e LLC (C) e corrigida MTR

Asym em 3,5 ppm (D) mostram que a LLC tem um efeito maior do que o APT A549, a qual pode estar relacionada com a malignidade de tumores. *,

P

≤0.05; **, P≤0.01; ***, P≤0.001 pelo teste t de Student.

Histologia

Figura 4 demonstraram as microfotografias típicos corados pelo HE e Ki67 em ambos os tipos de tumores. LCC (Fig. 4C) mostra mais elevada densidade de células e núcleos de células maior em comparação a A549 (Fig. 4A) em coloração HE. Ki-67 revela coloração maior fracção de células positivas, que é encontrado em LCC (Fig. 4D) mais do que em A549 (Fig. 4B). Isto indica que LLC possui um maior número de células em fases activas do ciclo de divisão celular (L

1, S, G

2, e mitose) e, portanto, é mais activa do que a proliferação A549.

hematoxilina-eosina (ampliação original × 400) demonstra que a LCC (C) têm maior densidade de células e núcleos de células maiores em comparação com A549 (a). Ki-67 de coloração (ampliação original x 200) revela maior fracção de células positivas observadas em LCC (D) do que em A549 (B). Isto indica a presença de um maior número de células em fases activas do ciclo celular (L

1, S, G

2, e mitose) e, portanto, a natureza agressiva do LCC.

Discussão

no presente estudo, demonstramos a viabilidade do

in-vivo

imagem APT de tumores pulmonares no modelo ortotópico do rato e que o método quantitativamente distintos dois tipos diferentes de pulmão tumores. Nossa maior preocupação era se o comprimento (4 s) de onda contínua preparação de pulso ao longo de vários ciclos respiratórios poderia saturar o sinal de amida de protões troca com o de água bruta homogeneamente em cada compensado ao longo do tórax, incluindo tumores de frequência. Com uma gating respiratório simples, real TR depende da freqüência respiratória que muitas vezes muda sob a respiração livre, modulação da intensidade do sinal MR líder. Mais importante ainda, a alteração de frequência respiratória e amplitude que provoca a excursão diferente dos tumores no pulmão [28], [29], onde os tumores podem ser expostos a diferentes níveis de falta de homogeneidade do campo ou efeito de pré-saturação de pulso em cada aquisição de sinal. Para minimizar estes efeitos, utilizou-se um pequeno ventilador animal para introduzir uma frequência constante e amplitude da respiração de modo que o impulso de preparação e subsequente aquisição foram executadas num tempo fixo durante a respiração completamente (Fig. 1). Nós também seleccionado um K-espaço centrada sequência ordenada de spin-eco rápido, uma vez que é menos sensível ao efeito de susceptibilidade. Sob estas condições, o obtido z espectros exibiu razoavelmente pequenas variações entre os animais em qualquer deslocamento de frequência (Fig. 3A e B) e podiam distinguir os diferentes tipos de tumores no pulmão (Fig. 3C e D).

as curvas de assimetria medidos em ambos os tipos de tumores mostram que o MTR

asym aumento da relação de ressonância para aumentar a massa em água (0 ppm) e atingiu o máximo a 2 ppm e depois diminui com o aumento offset (2- 5 ppm). Isto é consistente com o MTR

Asym observada nos tecidos cerebrais [16], [17], [30]. Foi relatado num estudo de RMN que os protões amida de móvel proteína /péptido cadeias laterais (Gln, Asn) e esqueletos de ressonância a 6,8 ppm (2 ppm a jusante a partir do sinal de água) e na 8,2-8,4 ppm (3,5 jusante a partir de a gama ppm sinal de água), respectivamente [31]. Estes também são observadas nos tecidos normais e, assim, o efeito de fundo MT não é simétrica com respeito à ressonância da água na gama de alifático (2-5 ppm) frequência. Este efeito inerente assimétrica MT, o intramolecular e os efeitos intermoleculares nuclear de Overhauser (NOE) de protões alifáticos de macromoléculas celulares e metabolitos contaminar o CEST medida de efeito (APT) na MTR observado

asym [16], [32]. Para eliminar estes efeitos, a magnitude de APTR é muitas vezes determinada a partir da diferença de MTR

Asym na lesão e as regiões contralateral, nos estudos anteriores cerebrais [15], [17]. Nosso estudo no modelo de cancro do pulmão ortotópico não tinha um tal tecido de referência desde o parênquima pulmonar normal contralateral não tem quase nenhum sinal. Assim, tentou-se usar a medula espinhal como um tecido de referência (Fig. 3A e B). O MTR

asym na medula espinhal foi -4 a -1%, que foi aproximadamente o mesmo nível e consistentes com os relatados nos tecidos normais do cérebro [16], [17]. O MTR corrigido

asym (MTR

asym subtraído pelo que na medula espinhal) em ambos os grupos aumentará de 1 ppm e alcançou o máximo de 3,5 ppm e mostrou significância estatística entre os grupos A549 e LLC em 1,5-3,5 ppm (Fig. 3C). O corrigida MTR

asym em 3,5 ppm poderia discriminar entre dois tipos de tumores; foi maior no LLC do que em A549 (Fig. 3D).

estudo anterior demonstrou que BLI ofereceu uma técnica simples e rápida para avaliar o crescimento tumoral em modelos de roedores de tumor no cérebro de forma não invasiva, que se correlacionou bem com MRI [33 ]. BLI também foi demonstrado ser uma abordagem fiável para monitorizar o crescimento de células de cancro do pulmão humano em modelos murinos ortotópicos [23]. Portanto utilizou-se BLI para decidir o momento para implementar a imagem APT em cada animal. As temporizações para mostrar 1,0 × 10

7/6 intensidade relativa de luz após a injecção de células de cancro variado e eram um pouco diferente entre os grupos (5-7 semanas para A549 e 3 semanas para LLC). Embora seja difícil de assegurar se o estádio de desenvolvimento era equivalente entre os grupos, o tamanho dos tumores que medimos APT não foi diferente entre os grupos (p = 0,14). Foi revelado que a LLC mostrou mais denso celularidade e mais proliferação activa no exame histológico (Fig. 4). Os resultados eram consistentes com o resultado referente ao que mostra LLC perfil mais agressivo do que A549 [22], [23]. Como não há modelo animal ortotópico de nódulo pulmonar benigno, que anteriormente medido APTR com o protocolo de imagem idêntica em vários tipos de linhas de células in vitro [34]. No estudo, o APTR em uma linha de células de pulmão normal (HSAEC1-KT) foi muito menor do que a das linhas de células tumorais malignas (A549 e H1299). Além disso, o APTR na linha celular normal marcadamente aumentada após a célula foi conduzido oncogénese. Com base nestes resultados, acreditamos que a APTR corrigido observada entre os grupos pode refletir diferentes concentrações de tecido de proteínas /peptídeos móveis. Deste modo, postula-se que os resultados revelam que o potencial de imagiologia APT para a caracterização de tipos tumorais que possuem diferentes características histológicas, especialmente entre benigna e maligna. Para elucidar se imaging APT poderia diferenciar entre tipos específicos de tumores de pulmão, por exemplo, Entre os carcinomas do pulmão de células não-pequenas ou entre o carcinoma do pulmão de células não pequenas e carcinoma do pulmão de pequenas células, são necessários mais estudos para quantificar a relação entre APTR e “neoplasia” usando vários tipos /graus de tumores pulmonares diferentes.

embora nós não quantificar não homogeneidade campo que pode alterar durante a respiração no pulmão, os nossos resultados indicaram que a imagem APT é possível quantificar os tumores pulmonares no pulmão em movimento quando o pulso de preparação e de aquisição foram completamente sincronizado com uma respiração constante. Como é difícil controlar a respiração em pacientes, devemos avaliar melhor como efeitos de movimento em sinal de APT e como podemos superar esse problema. Nós demonstramos que gating respiratório ajudaria a implementar a imagem CET no rim humano [35]. Se o método poderia ser executada sob preensão respiração (~ 20 s) com uma sequência de imagens rápido, como key-hole CET [36], isso também vai ajudar a minimizar as dificuldades relativas ao movimento respiratório. Estas ideias em conjunto com paradigmas de gestão de movimento [37] pode avançar tradução clínica do método no pulmão.

Como ainda é confundida para extrair efeito APT, a medição pode ser melhorada através de idéias sólidas para futuros estudos. Em primeiro lugar, Z-espectros pode ser interpolada com mais precisão por aumento do número de desvios de frequência efectivamente medidos, em especial, para as gamas de frequência, que mostra os picos para o APT (± 2-5 ppm) e água grandes quantidades (± ~ 1 ppm). número adequado de compensações deve ser decidida tendo em consideração o tempo total de verificação, em especial para estudo humano. O deslocamento do pico de água bruta por B

0 não homogeneidade é mais eficaz estimado e corrigida através da recolha de B

0 mapa [38]. Se o deslocamento do alvo química está mais perto de ressonância da água e do pico de água no z-espectro é amplo (efeito de saturação de água direto é proeminente), B

0 correção pode ser eficaz usando WASSR método [(saturação de água mudança de referência) ,,,0],39], embora não foi o caso no estudo atual. Para reduzir os efeitos de MT de fundo e não homogeneidade campo, Scheidegger et al. relatado APT-SAFARI (saturação esquema de saturação com irradiação RF frequência alternada) com um módulo de saturação pulsava fora de ressonância seguido por um único-slice EPI ler-out em que ± 3,5 ppm são simultaneamente saturada [40]. Para que o tecido de referência a tumores pulmonares discutidos acima, o desenvolvimento de sequência CET em conjunção com ultra-curto tempo de eco (UTE) RM [24], [25] ou SWIFT (imagiologia de varrimento com transformada de Fourier) -CEST [41] que permite a produção sinal de MR de parênquima pulmonar pode ser eficaz.

Em resumo, o presente estudo demonstra que a imagem APT é viável e tem o potencial para fornecer imagens específico do cancro caracterizar tipos ou grau de câncer de pulmão de forma não invasiva. O método pode ser um ensaio de caracterização de tumores do pulmão e pode eventualmente reduzir a necessidade de biópsia de agulha invasiva ou ressecção. Nós podemos ser capazes de decidir o tratamento adequado, iniciar o tratamento mais cedo e monitorar a progressão do tumor ou para avaliar a resposta à terapia.

Reconhecimentos

Autores agradecer Drs. Zhou e van Zijl na Universidade Johns Hopkins para a prestação de um programa para análise de z-espectros e Drs. Lenkinski na UT Southwestern Medical Center e Hatabu no Hospital Brigham and Women para discussão útil.