Summary
Burada, doğruluk ve verimliliği optimize etmek için şirket içinde geliştirilen algoritmaları kullanarak bir sıçan glioblastoma modelinde preklinik pozitron emisyon tomografisi tabanlı radyoterapi yapmak için bir protokol sunuyoruz.
Abstract
Klinikte insan glioblastomanın kemoterapi-radyasyon tedavisini taklit eden bir sıçan glioblastoma modeli daha önce kurulmuştu. Klinik tedaviye benzer şekilde, tedavi planlama sürecinde bilgisayarlı tomografi (BT) ve manyetik rezonans görüntüleme (MRG) birleştirildi. Pozitron emisyon tomografisi (PET) görüntülemesi daha sonra bir mikro ışınlama sistemi kullanılarak alt hacim güçlendirme uygulamak için eklendi. Bununla birlikte, mikro ışınlama sistemi kullanarak üç görüntüleme modalitesinin (BT, MRI ve PET) birleştirilmesi emek yoğun olduğunu kanıtladı, çünkü multimodal görüntüleme, tedavi planlaması ve doz doğumu preklinik ortamda sırayla tamamlanmalı. Bu aynı zamanda insan hatasına daha yatkın bir iş akışıyla sonuçlanır. Bu nedenle, preklinik multimodal görüntüleme tabanlı radyasyon tedavisi planlamasını daha da optimize etmek için kullanıcı dostu bir algoritma uygulandı. Bu yazılım aracı , bir siliko çalışma tasarımı kullanılarak mikro ışınlama ile doz boyama radyasyon tedavisinin doğruluğunu ve verimliliğini değerlendirmek için kullanılmıştır. Doz boyama radyasyon tedavisi için yeni metodoloji doğruluk, zaman verimliliği ve kullanıcı içi ve kullanıcılararası değişkenlik açısından daha önce açıklanan yöntemden daha üstündür. Ayrıca, klinik sistemlerin aksine ileriye dönük planlamanın hala yaygın olarak kullanıldığı mikro ışınlayıcılarda ters tedavi planlamasının uygulanmasına yönelik önemli bir adımdır.
Introduction
Glioblastoma (GB) kötü huylu ve çok agresif bir primer beyin tümörüdür. GB tipik olarak infiltratif sınırlar, nükleer atipi ve nekroz1 ile karakterize katı heterojen bir tümördür1. Kan-beyin bariyerinin varlığı ve beynin bağışıklık ayrıcalıklı bir site olarak durumu, kemoterapi ve immünoterapi için yeni hedeflerin keşfini göz korkutucu bir görev haline getirir2,3,4. GB hastalarının tedavisinin, 2005 yılında, dış ışın radyasyon tedavisini (RT) eşlik eden temozolomid ile birleştiren Stupp protokolünün piyasaya sürülmesinden bu yana neredeyse hiç değişmediği ve bunu genellikle adjuvan temozolomide5'in izlediği dikkat çekicidir. Tipik olarak, Stupp protokolünden önce maksimal cerrahi rezeksiyon gelir. Bu nedenle alternatif tedavi yaklaşımları çok önemlidir.
Glioblastoma hastaları için mevcut radyasyon tedavisi, tanımlanan tümör hacmine tek tip radyasyon dozu sağlar. Radyasyon onkolojisinde, glioblastoma için normal beyne artan toksisite nedeniyle 60 Gy civarında görünen artan doz ile önemli bir doz-yanıt korelasyonu vardır6,7. Bununla birlikte, tümörler oksijen seviyesi gradyanları ve/ veya hücresel yoğunlukta büyük farklılıklar ile çok (radyobiyolojik olarak) heterojen olabilir. PET gibi metabolik görüntüleme teknikleri bu biyolojik özellikleri görselleştirebilir ve doz reçetesini özelleştirmek için kullanılabilir. Bu yaklaşım doz boyama RT olarak bilinir. Bu terim Ling ve arkadaşları tarafından 2000 yılında tanıtıldı. Yazarlar, DOZ Boyama RT'yi "radyasyon yayılımı ve dağılım kısıtlamaları içinde zarif bir şekilde konformsal doz dağılımları" üretmek olarak tanımladılar 8.
İki tür doz boyama RT, konturlara göre doz boyama (DPBC), bir doz iç içe alt hacimler kümesine reçete edilir ve sayılara göre doz boyama (DPBN), böylece voksel düzeyinde bir doz reçete edilir. DPBN RT için doz dağılımı fonksiyonel görüntülerden çıkarılabilir. Her vokseldeki doz, bir yandan tümörün her yerine yeterli dozun iletildiklerinden emin olmak için alt ve üst sınıra sahip görüntüdeki ilgili vokselin I yoğunluğuna göre belirlenir. Öte yandan, risk altındaki organları korumak ve toksisiteden kaçınmak için dozlar bir üst sınırı aşmaz. En basit yöntem, minimum doz Dmin ve maksimum doz Dmax arasında doğrusal bir enterpolasyondur (bkz. Eş. 1), hedef hacimdeki minimum yoğunluk Imax ve maksimum yoğunluk arasında orantılı olarak değişir9,10
Eş. 1
DPBN RT'nin kalite güvencesi konusunda bazı şüpheler olduğundan, dozun birikmesi klinik öncesi ve klinik araştırmalarla doğrulanmalıdır10. Bununla birlikte, klinik çalışmalardan sadece sınırlı veriler elde edilebilir ve laboratuvar hayvanlarına küçülterek daha fazla içgörü elde edilebileceği varsayılmıştır11,12. Bu nedenle, otoradyografi gibi bazı çok özel tekniklerle bağlantıya izin veren hassas görüntü güdümlü radyasyon araştırma platformlarını kullanan preklinik çalışmalar, açık konuları incelemek ve rt13,14 doz boyama gibi kişiselleştirilmiş tıp ve yeni tedavi stratejilerine giden yolu açmak için uygundur. Ancak, preklinik verilerin yorumlanması dikkatle yapılmalıdır ve bu preklinik kurulumların dezavantajları dikkate alınmalıdır14.
Küçük Hayvan Radyasyon araştırma platformu (SARRP) gibi mikro ışınlama sistemleri, klinik benzerleriyle benzer teknolojilerle donatılmıştır. Bunlar arasında koni-ışın CT (CBCT) görüntüleme, preklinik tedavi planlama sistemi (PCTPS) bulunur ve milimetre altı hassasiyet sağlar. Klinik doz hesaplamaları ters tedavi planlaması ile gerçekleştirilir, böylece biri ışınları yinelemeli bir algoritma ile belirlemek için istenen doz dağılımından başlar. Preklinik ışınlayıcılar genellikle ileriye dönük planlama kullanır. İleriye dönük planlamada, kirişlerin gerekli miktarı ve açısı seçilir ve PCTPS daha sonra doz dağılımını hesaplar. Planların optimizasyonu, emek yoğun olan manuel yineleme ile gerçekleştirilir15.
2009 yılından sonra yeni gelişmeler bu araştırma platformlarında ters planlamanın uygulanmasını mümkün kılmaktadır16,17,18. Klinik yöntemle benzerliği artırmak için, çok yapraklı kolimatörin preklinik bir karşılığı olarak motorlu değişken dikdörtgen kollazatör (MVC) geliştirilmiştir. Değişken kolimatör kullanan iki boyutlu doz boyama yöntemi Cho ve ark.19 tarafından yayınlandı. Bu araştırma grubu bir mikro ışınlayıcı üzerinde üç boyutlu (3D) ters tedavi planlama protokolü uyguladı ve hedef hacim için minimum ve maksimum doz, risk altındaki organlar için maksimum doz belirledi. Bu teknikler esas olarak silikoda değerlendirilmiştir ve preklinik uygulamalarının araştırılması gerekir.
Bu makale, küçük bir hayvan radyasyon araştırma platformu kullanarak BIR GB sıçan modelinde [18F]-floro-etil-L-tirozin ([18F]FET) PET tabanlı doz boyama için iki metodolojiyi karşılaştırmak için siliko çalışması sununda bir çalışma sunun. Bu iki metodoloji (1) önceden tanımlanmış ışın boyutları kullanılarak alt hacim artırıcı ve (2) tümör hacmindeki PET izleyici alımına göre çene boyutlarının değiştirildiği motorlu değişken kolimatör kullanılarak doz boyanır. [18F] FET, beyin tümörlerini tespit etme yeteneği nedeniyle nöro-onkolojide sıklıkla kullanılan bir PET izleyicidir23. [18F] FET, tümöral hücrelere içselleştirilmiş ancak hücre proteinlerine dahil olmayan yapay bir amino asittir. [18F] FET alımı hücre çoğalma hızı, tümör hücre yoğunluğu ve anjiogenez24 ile karşılık gelir. Bu, bu yazarların enstitüsünde en sık kullanılan onkolojik beyin PET izleyicisi olduğundan, bu radyotracer yeni iş akışını değerlendirmek için seçildi.
Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.
Protocol
Çalışma, hayvan deneyleri için yerel etik komitesi tarafından onaylandı (ECD 18/21). Anestezi takibi, bir sensör kullanılarak hayvanların solunum hızının alınmasıyla gerçekleştirilir.
1. F98 GB fare hücresi modeli
- F98 GB hücrelerini Dulbecco'nun %10 baldır serumu, %1 penisilin, %1 streptomisin ve %1 L-glutamin ile desteklenmiş modifiye Eagle Medium'unu kullanarak bir monolayerde kültürlendirin ve bir CO2 inkübatörüne (%5 CO2 ve 37 °C) yerleştirin.
- Glioma hücrelerini dişi Fischer F344 sıçanlarının beynine aşıla (vücut ağırlığı 170 g).
NOT: Steril aletler kullanın ve her zaman steril eldiven giyin.- Sıçanları, burun konisiyle oksijenle (0,3 mL/ dk) karıştırılan izofluranların (% 5 indüksiyon,% 2 bakım) solunması yoluyla uyuşturun. Uzuvların çekilme refleksinin yokluğu ile anesteziyi onaylayın ve burun ve kulaklar için sabitleme noktaları kullanarak sıçanları stereotaktik bir cihazda hareketsiz hale haline getirdiğiz. Anestezi altında göz kuruluğu önlemek için bir karbomer göz jeli uygulayın. Vücut sıcaklığını 37 °C'de bir temoregüle ısıtma yastığı ve rektal prob ile koruyun.
- Sıçanı göz seviyesinden kafatasının arkasına kadar tıraş edin ve cildi izobetadin ile dezenfekte edin. Lokal anestezi için ksylocaine (adrenalin 1:200000, 0.1 mL ile) deri altından enjekte edin.
- Kafatasını orta çizgili bir kafa derisi kesiğinden maruz bırakın ve sağ yarımküredeki bregmaya 3 mm posterior ve 3 mm yanal bir matkap aleti ile küçük bir delik açın.
- Stereotaktik güdümlü bir insülin iğnesi (29 G) takın ve mikrosyringe pompa denetleyicisi kullanarak 3 mm derinliğinde 5 μL hücre süspansiyonu (20.000 F98 GB hücre) enjekte edin. İğneyi 5 dakika yerinde bırakın, hücre süspansiyonuna dokuya yayılması için zaman kazandırın.
- Şırındıcı yavaşça çekin ve kafatasındaki deliği kemik balmumu ile kapatın. Cildi dikin (poliamid 6, kalınlık 4-0) ve meloksikamı deri altı olarak enjekte edin (1 mg/kg, 2 mg/mL). Ksylocaine jel uygulayın.
- Kırmızı bir lamba kullanarak ameliyat sonrası hayvanın vücut sıcaklığını stabilize edin. Yeterli bilinç kazanana kadar sıçanın uyanışını izleyin. Tamamen iyileşene kadar hayvanı diğer hayvanların şirketine iade etmeyin. Tüm hayvanları çevre kontrollü koşullar altında (12 saat açık/karanlık döngü, 20-24 °C ve% 40-70 bağıl nem) yiyecek ve su reklam libitum ile barındırın.
- Hayvanları günlük olarak izlediğinden ve vücut ağırlıklarını, yiyeceklerini, su alımlarını ve aktivitelerini ve davranışlarını kontrol ederek günlük sağlık durumu günlüğünü koruduğunuzdan emin olun. % 20 vücut ağırlığında bir düşüş gözlenirse veya normal davranış ciddi şekilde kötüleştiğinde (örneğin, tımar eksikliği) hayvanları ötenazi yapmak için ölümcül bir pentobarbital sodyum dozu kullanın (160 mg / kg).
2. Tümör büyümesinin onaylanması
- Aşı sonrası 8 gün tümör büyümesini değerlendirin. Sıçanları, burun konisiyle oksijenle (0,3 mL/ dk) karıştırılan izofluranların (% 5 indüksiyon,% 2 bakım) solunması yoluyla uyuşturun. Uzuv yoksunluk refleksinin yokluğu ile anesteziyi onaylayın.
- Gadolinyum içeren bir kontrast maddesini (0,4 mL/kg) yanal kuyruk damarında intravenöz olarak yerleştirilmiş bir borudan enjekte edin. Hayvanı ılık bir su sirkülasyon ısıtma battaniyesi ile örtün ve MRI yatağına yerleştirin. Anestezi altında göz kuruluğu önlemek için bir karbomer göz jeli uygulayın. MRI yatağını bir Tx/Rx Rat beyin hacmi bobini ile tutucuya yerleştirin.
- Tümör büyümesini değerlendirmek için bir lokalizatör taraması ve ardından T2 ağırlıklı spin-echo taraması yapın. Bu T2-MRI sıra ayarlarını kullanın: tekrarlama süresi (TR)/yankı süresi (TE) 3661/37.1 ms, 109 μm izotropik düzlem içi çözünürlük, dilim kalınlığı 600 μm, 4 ortalama, 30 dilim, toplam alım süresi (TA) 9 dk 45 s.
- T2 ağırlıklı alımda bir tümör doğrulanırsa, T1 ağırlıklı kontrastla geliştirilmiş spin eko taraması yapın. Bu T1-MRI sıra ayarlarını kullanın: TR/TE 1539/9.7 ms, 0.117 mm izotropik düzlem içi çözünürlük, dilim kalınlığı 600 μm, 3 ortalama, 30 dilim, TA 4 dk 15 s.
- MR'dan sonra, tam bilinci yerine gelene kadar hayvanı sürekli olarak denetleyin.
- Tümör, genellikle aşılamadan 12 gün sonra gözlenen 7 ila 8 mm çapa ulaştığında, tedavi için hayvanı seçin.
3. Hedef hacim seçiminin multimodalite görüntülemesi
NOT: PET/MRI destekli ışınlama, multimodal veri kümesinin sırayla alınmasını gerektirir. Radyotracer intravenöz uygulamadan sonra PET görüntülemeye başlanır, ardından kontrastla geliştirilmiş T1 ağırlıklı MR ve son olarak tedavi planlama CT'si yapılır.
- Bir burun konisi kullanarak oksijenle karıştırılan izofluran (%5 indüksiyon, %2 bakım) ile hayvanı uyuşturun. Sıçanlar uzuvların herhangi bir çekilme refleksi sergilemediğinde anesteziyi onaylayın. Anestezi altında göz kuruluğu önlemek için karbomer göz jeli uygulayın.
- Boruyu yanal kuyruk damarına intravenöz olarak yerleştirin ve 200 μL salinde çözünmüş 10-12 MBq PET radyoaktif izleyici enjeksiyonunu mümkün kılın. Enjekte [18F]-FET, PET alımından önce 1 saat. İzleyici vücuda dağıtılırken hayvanın bilincini geri kazanmasına izin verin.
- 3.1 adımında açıklandığı gibi hayvanı tekrar uyuşturun. Hayvanı çok yönlü bir yatağa yerleştirin (burada, şirket içinde yapılmış) ve görüntüleme ve mikro ışınlama sırasında sabit bir konum koruyarak kanca ve halka bağlantı elemanları kullanarak sabitleyin. Daha kolay ortak kayıt için MRI/PET aracı ile doldurulmuş bir kılcal damarı sabitleyin ( Malzeme Tablosuna bakın). Multimodality görüntüleme ve tedavi sırasında vücut sıcaklığını korumak için hayvanı kabarcık sargısına sarın.
- PET izleyicinin enjeksiyonundan 1 saat sonra PET taraması yapın. PET taramasını, 30 yineleme kullanarak Maksimum Olasılık Beklenti-Maksimizasyonu (MLEM) algoritması uygulayarak 0,4 mm voksel boyutuna sahip 3D birime (192 x 192 x 384 matris) yeniden yapılandırın.
NOT: Laboratuvar hayvan görüntüleme için özel bir PET tarayıcı, 130 mm eksenel görüş alanı ve 72 mm delik çapı ile kullanılmıştır. Bu sistem alt mm (0,85 mm) uzamsal çözünürlük sağlar. - Kuyruk damarına intravenöz olarak bir MRI kontrast maddesi (0,4 mL/kg) enjekte edin. Hala multimodality yatağına sabitlenmiş olan sıçanı MRI tarayıcısının hayvan tutucusuna (Malzeme Masası) yerleştirin. 2.4 adımına benzer şekilde kontrastla geliştirilmiş T1 ağırlıklı spin-echo dizisi ile yerelleştirici taraması gerçekleştirin.
- Hayvanı, hala multimodality yatağına sabitlenmiş, mikro ışınlayıcıdaki dört eksenli robotik konumlandırma masasına sabitlenmiş plastik bir tutucuya yerleştirin. 70 kV'lık bir tüp voltajı, 0,4 mA'lık bir tüp akımı, 1 mm alüminyum filtre ve 20 x 20 cm (1024 x 1024 piksel) amorf Si düz panel dedektörü kullanarak yüksek çözünürlüklü bir tedavi planlama koni kirişi CT gerçekleştirin. 360°'nin üzerinde toplam 360 projeksiyon elde edin. CT görüntülerini 0,275 mm (411 x 411 x 251 matris) izotropik voksel boyutuyla yeniden yapılandırın.
4. Resim ortak kaydı
NOT: Ortak kayıt, şirket içinde geliştirilen yarı otomatik MATLAB kodu ile gerçekleştirilir. Kod github'da https://github.com/sdonche/DosePainting bulunabilir. Farklı adımlar aşağıda açıklanmıştır.
- Üç görüntü modalitesini ([18F]FET PET, kontrast artırılmış T1 ağırlıklı MRI ve koni ışını CT) tek bir klasöre yerleştirin. MRICRON image viewer24'ten dcm2niix işlevini kullanarak DICOM görüntülerini NIfTI formatına dönüştürün.
- Dönüştürülen görüntüleri MATLAB'a içe aktarın ve PET görüntüsünü 1 mm'lik Tam Genişlikli Yarım Maksim (FWHM) kullanarak Gauss filtresiyle filtreleyin.
- Görüntüleri, tüm görüntüleme yöntemlerinden kartezyen eksenlerin birbiriyle uyuşması için yeniden yönlendirin.
NOT: Bu kurulum için CT görüntüsü Y ekseni etrafında çevrilmiş; MRI X ekseni etrafında çevrildi ve PET Y ekseni etrafında çevrildi. - Otomatik ortak kaydı basitleştirmek için PET görüntüsünü kırpın.
NOT: Bu kurulum için X ekseninin her iki tarafından (hayvanın sol ve sağında) 40 piksel sıfıra ayarlandı; hayvanın dorsal ve ventral tarafında (Y ekseni), sırasıyla 60 ve 40 piksel sıfıra ayarlandı; boyuna eksen (veya Z ekseni) boyunca, 170 ve 30 piksel sırasıyla alt ve üstün taraf için sıfıra ayarlanır. - Otomatik birlikte kaydı basitleştirmek için görüntü merkezlerini birbirine yaklaştırın.
- MATLAB26'da İstatistiksel Parametrik Eşleme (SPM) kullanarak gerçek katı gövde ortak kaydını gerçekleştirin. Aşağıdaki kayıt parametrelerini kullanın (varsayılan olarak diğerleri): nesnel işlev: karşılıklı bilgi; ayırma: [4 1 0.2]; toleranslar: [0,02 0,02 0,02 0,001 0,001 0,001 0,01 0,01 0,01 0,001 0,001]; histogram yumuşatma: [1 1]; enterpolasyon: trilinear.
5. Radyasyon tedavisi planlaması
NOT: Radyasyon tedavisi planlaması için bir MATLAB uygulaması ve birden fazla MATLAB betiği yazılmıştır. Kod github'da https://github.com/sdonche/DosePainting bulunabilir. Farklı adımlar aşağıda açıklanmıştır.
- Yöntem 1
- Üç farklı görüntüleme modalitesini MATLAB uygulamasına yükleyin. T1 ağırlıklı MRI taramasındaki kontrast geliştirmesinin etrafına cömert bir sınırlayıcı kutu yerleştirin (Şekil 1). Bir eşik kullanarak karşıtlıkla geliştirilmiş birimi belirleyin (Şekil 2). Birden çok bölge seçilmişse, merkezi RT için öngörülen bir doz veren ilk izomerkezci olarak kabul edilen yalnızca en büyük hacmi seçin (Şekil 3).
- Önceden belirlenmiş MRI kontrastı geliştirmeyi her yönde 10 piksel genişletin. Birden fazla bölge tespit edilirse, merkezi RT için öngörülen bir doz veren ikinci izomerkezci olarak kabul edilen en büyük PET hacmini koruyun.
NOT: Bu PET hacminde PET boost hacmi, bu ses birimindeki maksimum sinyal yoğunluğundan (sınırlayıcı kutuda) 0,90 × daha yüksek sinyal yoğunluğuna sahip pikseller tarafından tanımlanır. - Hesaplanan izomerler için aşağıdaki ışınlama ayarlarını kullanın (Şekil 4 ve Tablo 1).
- İlk izomerör (MRG) için, sırasıyla 120°, 120° ve 60° gantry dönüşü ile 0°, -45° ve -90° koltuk pozisyonlarında 3 konaner olmayan yay kullanarak 2000 cGy öngörülen bir doz verin. 10 x 10 mm'lik sabit bir kolimatör boyutu kullanın, ancak daha küçük tümör boyutlarının ışınlanmaları gerektiğinde uygun bir kolimatör (örneğin, 5 x 5 mm kolimatör) kullanın. Tümör hacimleri 10 mm'den büyük olduğunda hayvanın refahını göz önünde bulundururken dikkatli olun.
- İkinci izomer için (PET), sırasıyla 120°, 120° ve 60° gantry dönüşü ile 0°, -45° ve -90° koltuk pozisyonlarında 3 koklanar olmayan yay kullanarak 800 cGy öngörülen bir doz verin. 3 x 3 mm sabit kolimatör boyutu kullanın.
- Hayvan içindeki doz dağılımını ve ışın dağıtım parametrelerini hesaplayın.
- Yöntem 2
- Üç farklı görüntüleme modalitesini MATLAB uygulamasına yükleyin. [18F]FET PET görüntüsündeki kontrast geliştirmenin etrafına, 5.1.1 adımına benzer cömert bir sınırlayıcı kutu yerleştirin.
- A × maksimum sinyal yoğunluğundan (yukarıda belirtilen sınırlayıcı kutuda) daha yüksek bir sinyal yoğunluğuna sahip pikseller tarafından tanımlanan birimleri, A'ya eşit 0,50, 0,60, 0,70, 0,80 ve 0,90 ile belirleyin. Bu birimleri sırasıyla V50, V60, V70, V80 ve V90 olarak adlandırın.
- MATLAB bezini kullanarak motorlu değişken kolimatörünü yönlendirmek için gereken her kiriş için izomeranları ve çene boyutlarını belirleyin (bkz. Şekil 5).
- Hesaplanan izomerler ve çene boyutları için aşağıdaki ayarları kullanın:
- V50 için, 16 kirişe dağılmış 2000 cGy'lik reçeteli bir doz verin (her biri 125 cGy; Tablo 2'deki kanepe ve gantry pozisyonları). MVC için hesaplanan çene boyutlarını kullanın.
NOT: Burada mikroskobik tümör infiltrasyonunu hesaba katmak için 1 mm'lik ek bir marj eklenmiştir. - V60-V90 için, 40 ışına dağılmış 800 cGy'lik reçeteli bir doz verin (her biri 20 cGy; Tablo 2'deki kanepe ve gantry pozisyonları). MVC için hesaplanan çene boyutlarını kullanın.
- V50 için, 16 kirişe dağılmış 2000 cGy'lik reçeteli bir doz verin (her biri 125 cGy; Tablo 2'deki kanepe ve gantry pozisyonları). MVC için hesaplanan çene boyutlarını kullanın.
- Hayvan içindeki doz dağılımını ve ışın dağıtım parametrelerini hesaplayın.
6. Plan değerlendirmesi
NOT: İki yöntemi karşılaştırmak için, V50 PET hacmindeki doz hacmi histogramlarını (DVH) ve Q-volume histogramı (QVH) hesaplayın. Burada, şirket içinde geliştirilen bir MATLAB betiği kullanıldı. Kod github'da https://github.com/sdonche/DosePainting bulunabilir.
- Doz hacmi histogramı
- SARRP'den elde edilen doz dağılımından DVH oluşturun.
- Dx'in hacmin %x'i tarafından alınan dozu temsil ettiği D10, D50 ve D90'ı hesaplayarak DVH'den maksimum, ortalama ve minimum dozları belirleyin.
- Q-volume histogram
- İdeal bir doz haritası vermek için hedef hacimdeki minimum PET yoğunluğu ve maksimum PET yoğunluğu arasında orantılı olarak değişen, minimum ve maksimum dozlar arasında doğrusal bir enterpolasyon olan Eq. 1'i kullanarak her piksel için ideal bir doz hesaplayın.
- Aşağıdaki denklemi kullanarak her piksel için Q-değer Qp'sini hesaplayın (Eş. 2):
Eş. 2
Dp planlama ile elde edilen doz ve Di ile, planlama için doz amacı. - Elde edilen Q değerlerinden QVH oluşturun.
- Eq. 3 kullanarak planlanan ve amaçlanan dozlar arasındaki farkı değerlendirmek için kalite faktörünü (Q faktörü, QF) hesaplayın:
Eş. 3
Eş. 2
Eş. 3Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.
Representative Results
İnsan tedavi stratejisini taklit etmek için SARRP kullanan glioblastoma sıçan modelinde PET ve MRI güdümlü ışınlamanın fizibilitesi daha önce 20.21,22 olarak tanımlanmıştır. Hayvan, şirket içinde yapılan çok moddaliteli bir yatağa sabitlenirken, üç görüntüleme modalitesini birleştiren kabul edilebilir bir radyasyon tedavi planı oluşturmak mümkündü: PET, MRI ve BT. Bu yöntemlerde, görüntüleri sert gövde dönüşümlerini manuel olarak kullanarak birlikte kaydetmek için harici bir yazılım paketi (Bkz. Malzeme Tablosu) kullanılmıştır. Kontrastla geliştirilmiş T1 ağırlıklı MRI ve PET görüntüleri, izomerlerin manuel olarak seçildiği görsel olarak değerlendirildi. Bununla birlikte, bu metodolojinin emek yoğun olduğu kanıtlanmıştır ve multimodalite görüntüleme ve bir tedavi planının oluşturulması sırasında genel anestezi altında kalmak zorunda oldukları için hayvanlar üzerinde kesinlikle bir etkisi vardır. Bu nedenle, yeni metodoloji, radyasyon tedavi planı oluşturmak için gereken genel varyansı ve zamanı azaltmak için bu süreçteki belirli adımları otomatikleştirmeyi amaçlamaktadır.
Bu yazıda iki metodoloji karşılaştırılmıştır. Yöntem 1, daha önce yayınlanan metodolojiye çok benzer20,21,22 birkaç ayarlama ile (Tablo 1). Ancak, daha önce yayınlanan metodolojinin aksine, işlemin çoğu şirket içinde geliştirilen bir MATLAB kodu kullanılarak otomatikleştirilmiştir. Yöntem 2, MVC için bir dizi izomera ve çene boyutunun [18F]FET PET alımına göre belirleneceği daha sofistike bir yöntemdir (Şekil 5). V50, V60, V70, V80 ve V90 için izokonturlar Şekil 6'da gösterilmiştir.
Her iki yöntem de üç farklı olguya uygulanmıştır (Şekil 7). Bu olgular iki farklı tipe ayrılabilir: [18F]fet pet infiltive tümör cephesinde alımı ve tümör nekrozu varlığı ve tümör nekrozu olmadığını gösteren [18F]FET PET alımı. Olgu 1 küresel homojen PET alımı olarak tanımlanabilirken, Vaka 2 ve 3,azaltılmış PET alımının büyük olasılıkla nekrotik doku olduğu halka şeklinde bir alıma sahiptir. Olgu 3 ayrıca dorsal bölgeye doğru büyüyen ek bir bölge göstermektedir.
Her iki yöntem için kurulum parametreleri hesaplandıktan sonra, SARRP'nin PCTPS'si kullanılarak her vaka için doz dağılımları (Şekil 8) belirlendi. DVH'ler (Şekil 9), sinyal yoğunluğu 0,50'den yüksek olan piksellerin tanımladığı hacimlerdeki doz dağılımlarından × maksimum PET sinyal yoğunluğundan (sınırlayıcı kutuda) elde edilebilir. Yöntem 2 için DVH'lerin sistematik olarak ideal doz dağılımına Yöntem 1'e göre daha yakın olduğu gözlemlenebilir. Yöntem 1 ile tedavi edildiğinde olgu 2 ve 3'te önemli bir tümör hacmi yetersiz ışınlama alır. Tablo 3 bu sonuçları doğrular: D90 ve D50 değerleri Yöntem 1 için Yöntem 2'den önemli ölçüde daha düşüktür. QVH'ler (Şekil 10) bu doz dağılımlarından da elde edilebilir. İdeal olarak, bu eğriler bir Q değerinde bire eşit keskin bir düşüş sağlar. Yöntem 2 her zaman doz hedefine daha yakın doz dağılımları ile sonuçlanır. Tablo 4 ayrıca Yöntem 2 için üstün genel Q faktörlerini gösterir. Yöntem 2 ile tüm olgular için 2000 cGy minimal doz (D90) elde edilirken, 2 olguda Yöntem 1 ile elde edilmiştir. Bu, tümör hacminin Yöntem 1 kullanılarak yetersiz ışınlama aldığı anlamına gelir.
Şekil 1: Sınırlayıcı kutu yerleşimi. T1 ağırlıklı kontrast geliştirme F98 GB sıçan modelinde görülebilir ve şirket içinde geliştirilen MATLAB kodu kullanılarak tümörün etrafına cömert bir sınırlayıcı kutu yerleştirilir. Bu rakamın daha büyük bir sürümünü görüntülemek için lütfen buraya tıklayın.
Şekil 2: T1 ağırlıklı kontrast arttırıcı tümör tanımlaması: adım 1. Tümör hacmi kontrastla geliştirilmiş T1 ağırlıklı MRG'de eşik kullanılarak tanımlanır. Kısaltma: MRI = manyetik rezonans görüntüleme. Bu rakamın daha büyük bir sürümünü görüntülemek için lütfen buraya tıklayın.
Şekil 3: T1 ağırlıklı kontrast arttırıcı tümör tanımlaması: adım 2. Eşikleme adımı sırasında birden çok birim algılanırsa, daha fazla işlem için en büyük birim korunur. Bu rakamın daha büyük bir sürümünü görüntülemek için lütfen buraya tıklayın.
Şekil 4: Yöntem 1 için izomerkörü hesaplaması. Kontrastla geliştirilmiş T1 ağırlıklı MR, CT ve PET görüntüleri tasvir edilir. Mavi ve kırmızı daireler sırasıyla MRI ve PET tabanlı izomerleri temsil eder. Kısaltmalar: MRI = manyetik rezonans görüntüleme; CT = bilgisayarlı tomografi; PET = pozitron emisyon tomografisi. Bu rakamın daha büyük bir sürümünü görüntülemek için lütfen buraya tıklayın.
Şekil 5: Çene kurulum hesaplamasının açıklaması. Adım 1: tümör hacmi belirlenir (mavi noktalar, üst görüntü). Adım 2: belirli kanepe ve gantry pozisyonlarında olay kirişine (macenta çizgisi, üst görüntü) dik bir düzlem (siyah ızgara) oluşturulur. Adım 3: tümör vokselleri (mavi noktalar, üst görüntü) yukarıda belirtilen düzleme dik olarak yansıtılır ve bu da bir dizi yansıtılmış voksel (kırmızı nokta) ile sonuçlanır. Adım 4: İzomerkez ve çene boyutlarını (yeşil çizgiler, alt görüntü) belirleyin, böylece yansıtılan tüm vokseller değişken kolimatörnün iki simetrik çenesi (alt görüntü) tarafından tanımlanan dikdörtgen kirişe dahil edilir. Bu rakamlar MATLAB'da oluşturulmuştır. Bu rakamın daha büyük bir sürümünü görüntülemek için lütfen buraya tıklayın.
Şekil 6: Tümör izokonturları. Pet görüntülerinde maksimum tümör alımının %50, %60, %70, %80 ve %90'ına karşılık gelen izokonturlar tarafından belirlenen V50, V60, V70, V80 ve V90 tümör hacimlerine sahip beyin tümöründen transaksiyel, koronal ve sagittal dilimler. Kısaltmalar: TV = transaksiyel; COR = koronal; SAG = sagittal; PET = pozitron emisyon tomografisi. Bu rakamın daha büyük bir sürümünü görüntülemek için lütfen buraya tıklayın.
Şekil 7: [18F]FET PET görüntüleme üç olgu için. Sagittal, enine ve ön görünümler her üç kasa için de görüntülenir. Bu rakamın daha büyük bir sürümünü görüntülemek için lütfen buraya tıklayın.
Şekil 8: Her iki yöntem için doz dağılımları. Her üç durum için sagittal, enine ve frontal görünümler hem Yöntem 1 hem de Yöntem 2 için görüntülenir. Doz dağılımı SARRP'den koni ışını CT görüntülemesi ile birlikte gösterilir. Kısaltmalar: CT = bilgisayarlı tomografi; SARRP = küçük hayvan radyasyon araştırma platformu. Bu rakamın daha büyük bir sürümünü görüntülemek için lütfen buraya tıklayın.
Şekil 9: Tüm durumlar için DVH eğrileri. Yöntem 1, Yöntem 2 ve İdeal Doz Haritası için DVH eğrileri (cGy olarak) gösterilir. Kısaltma: DVH = doz hacmi histogramı. Bu rakamın daha büyük bir sürümünü görüntülemek için lütfen buraya tıklayın.
Şekil 10: Tüm olgular için Q-volume histogram. QVH eğrileri Yöntem 1, Yöntem 2 ve İdeal Doz Haritası için gösterilir. İdeal olarak, hesaplanan QVH'nin Q-değeri = 1'de keskin bir düşüş olması gerekir (İdeal doz haritası, mavi çizgi). Kısaltma: QVH = Q-volume histogram. Bu rakamın daha büyük bir sürümünü görüntülemek için lütfen buraya tıklayın.
| Önceki Yöntem | Yöntem 1 | Yöntem 2 | ||
| Tümör | Çap | 5 mm | 7-8 mm | 7-8 mm |
| EVCİL HAYVAN | Çözünürlük (mm) | 1.2 | 0.85 | 0.85 |
| Temel ışınlama | Doz (cGy) | 2000 | 2000 | 2000 |
| Hedef | CE T1 tümörü | CE T1 tümörü | V50 | |
| Kolimatör (mm²) | 5x5 | 10x10 | MVC | |
| Teslim | 3 koah olmayan yay | 3 koah olmayan yay | 16 kiriş | |
| Kanepe pozisyonları | -45°, 0°, 45° | 0°, -45°, -90° | 0°, -45°, -90° | |
| Işıtlama takviyesi veya doz boyama | Doz (cGy) | 500 | 800 | 800 |
| Hedef | Maksimum PET alımı | Maksimum PET alımı | V60-V90 | |
| Kolimatör (mm²) | 1x1 | 3x3 | MVC | |
| Teslim | 3 koah olmayan yay | 3 koah olmayan yay | 40 kiriş | |
| Kanepe pozisyonları | -45°, 0°, 45° | 0°, -45°, -90° | 0°, -45°, -90° |
Tablo 1: Yöntem karşılaştırması. Bu tablo ayrıca Yöntem 1, Yöntem 2 ve Önceki Yöntemi (zaten yayımlanmış olan yönteme atıfta bulunarak)20,21,22'yi açıklığa kavuşturuyor. Yöntem 1 ve 2, milimetre altı mekansal çözünürlüğe sahip preklinik pet tarayıcı27 kullanarak tümör heterojenliğini daha net bir şekilde görselleştirmeyi mümkün hale getirir. Kanepe pozisyonunda -90°, hayvanla çarpışmayı önlemek için sadece 120 ° üzerinden 60 ° kullanmak mümkündür. Bu dezavantaja rağmen, bu kanepe pozisyonu tümöre daha kolay erişime sahiptir, çünkü sağ yarımkürede bulunur. Diğer kanepe pozisyonları tam 120 ° dönüş yapabilir. Kısaltmalar: CE T1 = kontrast artırılmış T1 ağırlıklı; MVC = motorlu değişken kolimatör; PET = pozitron emisyon tomografisi.
| Kanepe Pozisyonu | Gantry konumu | ||||||
| 0° | - | 20° | 40° | 60° | 80° | 100° | 120° |
| -45° | - | 20° | 40° | 60° | 80° | 100° | 120° |
| -90° | 0° | 20° | 40° | 60° | - | - | - |
Tablo 2: Yöntem 2 için ışın kurulumu. Tüm farklı kirişlerin gantry ve kanepe konumları görüntülenir. V50 tüm yapılandırmaları kullanırken, V60-V90 yalnızca kalın olarak gösterilen yapılandırmaları kullanır.
| D90 | D50 | D10 | ||
| Durum 1 | İdeal Doz Haritası | 2336.94 | 2461.21 | 2745.63 |
| Yöntem 1 | 2024.47 | 2389.75 | 2796.82 | |
| Yöntem 2 | 2164.21 | 2490.18 | 2747.64 | |
| Vaka 2 | İdeal Doz Haritası | 2391.76 | 2540.55 | 2752.56 |
| Yöntem 1 | 1894.93 | 2127.86 | 2606.48 | |
| Yöntem 2 | 2322.11 | 2597.31 | 2848.03 | |
| Vaka 3 | İdeal Doz Haritası | 2377.47 | 2556.7 | 2761.38 |
| Yöntem 1 | 1874.58 | 2103.78 | 2691.69 | |
| Yöntem 2 | 2354.03 | 2602.64 | 2907.41 |
Tablo 3: DVH değerleri. D10, D50 ve D90 sırasıyla maksimum, ortalama ve minimum dozların yerine hesaplandı. Dx , hacmin% x'i tarafından alınan dozu temsil eder. Kısaltma: DVH = doz hacmi histogramı.
| Q faktörü | Durum 1 | Vaka 2 | Vaka 3 |
| Yöntem 1 | 0.0898 | 0.1573 | 0.1773 |
| Yöntem 2 | 0.0572 | 0.057 | 0.0778 |
Tablo 4: Q faktörleri. Tablo, her durum için Yöntem 1 ve Yöntem 2 için genel Q faktörlerini görüntüler. Teslim edilen doz ve öngörülen doz eşitse Q faktörü sıfır olacaktır.
Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.
Discussion
Glioblastoma hastaları için klinikte kemoterapi-radyasyon tedavisini taklit eden bir sıçan GB modeli daha önce tanımlanmıştır20. Klinik yönteme benzer şekilde, tedavi-planlama sürecinde BT ve MRI birleştirilerek daha hassas ışınlama elde edildi. Hayvan bir görüntüleme sisteminden diğerine taşındığında (kafa) hareketi en aza indirmek için çok yönlü bir yatak kullanıldı. Daha sonra, PET görüntüleme tedavi planlama sürecine eklendi ve PET tabanlı alt hacim güçlendirme başarıyla uygulanabilir21,22. PET gibi fonksiyonel bir görüntü modalitesinin tedavi planlama sürecine dahil edilmesi, (biyolojik) tümör heterojenliğinin görselleştirilmesine izin verir. Bu, agresif ve/veya radyasyona dayanıklı tümör bölgelerinin hedeflenerek hedeflendir. Bu yöntem uygulanabilir olmasına rağmen, multimodal görüntüleme, tedavi planlaması ve doz doğumu preklinik bir ortamda ardışık olarak tamamlanması gerektiğinden çok emek yoğun olduğu kanıtlanmıştır. Ayrıca, bu işlem sırasında hayvanlar genel anestezi altında kalmak zorunda22. Bu nedenle, klinik öncesi tedavi planlama sürecinin verimliliğini artırmak esastır.
Bu makale, klinik öncesi multimodal görüntüleme tabanlı radyasyon tedavisi planlamasını daha da optimize etmek için kullanıcı dostu bir yarı otomatik algoritma sürmektedir. Planlama CT, MRI ve PET arasındaki ortak kayıt, hedef izomerlerin tespiti ile birlikte otomatikleştirildi. Not olarak, yazılım aracı bir kara kutu olarak düşünülmemelidir ve uygun kalite kontrolleri yapmak çok önemlidir. Tüm bu süreçteki en kritik adım, planlama CT, MRI ve PET'in mümkün olduğunca doğru olması gereken otomatik birlikte kaydının sonuçlarını değerlendirmektir. Algoritmanın çıkışı, hedef izomerlerin konumlarından ve farklı radyasyon ışınları için MVC'nin çene boyutlarından oluşur. Bu değerler PCTPS'nin en son sürümüne aktarılabilir.
Bu yazılım aracı, pet bazlı doz boyamanın mikro ışınlayıcı üzerindeki doğruluğunu ve verimliliğini siliko çalışma tasarımı kullanılarak değerlendirmek için kullanılmıştır. Optimize edilmiş tedavi planlama süreci, zaman verimliliği, kullanıcı içi ve kullanıcılararası değişkenlik ve doğruluk açısından daha önce açıklanan yöntem21,22'den daha üstündü. Multimodal görüntüleme de dahil olmak üzere konvansiyonel preklinik tedavi planlaması 180 dk22'ye kadar gerektirebilirken, bu yazıda sunulan her iki yarı otomatik yöntemle bu süre ~80 dk'ya düşürülebilir. Ayrıca, izomerlerin manuel birlikte kayıt ve görsel tespiti sırasında geleneksel tedavi planlama sürecinde insan hataları daha olasıdır ve bu da daha büyük kullanıcı içi ve kullanıcılararası değişkenlik ile sonuçlanır. Hedef izomerlerin algoritma tarafından otomatik olarak birlikte kaydedilması ve algılanmasının bu kullanıcı içi ve kullanıcılararası değişkenlikleri azaltacağı belirtildi. Ek olarak, optimize edilmiş ve otomatik iş akışı tümör hacminin daha doğru ışınlanması sağlar. Bu, PCTPS tarafından hesaplanan / teslim edilen doz ile öngörülen doz arasındaki farkı değerlendiren alt Q faktörleri (Tablo 4) ile gösterilmiştir.
Ayrıca, bir MVC kullanımının, sabit ışın boyutuna sahip kolimatörlere kıyasla, çevredeki normal beyin dokusuna daha az dozda sonuçlanması dikkat çekicidir. Bu Şekil 7'de gösterilmiştir ve DPBN RT stratejisini değerlendiren klinik çalışmalar (çok yapraklı kolimatörlerin kullanıldığı) ve laboratuvar hayvan radyasyonu araştırmaları arasındaki boşluğu daraltmak için önemlidir. Bununla birlikte, ışın pozisyonları arasında geçiş yapmak ve her bir ışın için çene boyutlarını ayarlamak için bir MVC kullanırken doz teslimatının biraz daha yavaş olabileceğini varsayıyoruz. Son olarak, preklinik tedavi planlaması en sık ileriye dönük planlama ile yapılır. Bu makalede açıklanan metodoloji, genellikle klinikte kullanılan ters planlamaya yönelik önemli bir adımdır ve klinik öncesi radyasyon araştırmaları ile klinik arasındaki boşluğu daha da daraltır.
Bu çalışmanın bazı sınırlamaları da vardır. Bu yazıda açıklanan deneyler için en sık kullanılan amino asit PET izleyici [18F]FET kullanılmıştır. Radyasyon tedavisine rehberlik etmek için diğer PET izleyicileri kullanılırken, yarı otomatik iş akışı düzgün bir şekilde incelenmelidir, çünkü ortak kayıt daha az doğru olabilir. Ayrıca PET ve/veya MRG için farklı bir voksel boyutu kullanmanın tedavi planlaması ve doz teslimi üzerindeki etkisi daha fazla araştırılmalıdır. Sonuç olarak, klinik öncesi tedavi-planlama sürecini optimize etmek için burada açıklanan metodoloji, daha önce açıklanan yöntem21,22'ye kıyasla birçok avantaja sahiptir. Siliko çalışma tasarımı kullanılarak, preklinik multimodal tedavi planlaması için yeni iş akışının doz teslimi açısından daha doğru, daha zaman verimli olduğu ve daha az kullanıcı içi ve kullanıcılararası değişkenlik gösterdiği kanıtlanmıştır. Bu gelişmeler klinik ve preklinik radyasyon araştırmaları arasındaki boşluğu daraltmak ve glioblastoma için yeni terapötikler ve/veya radyasyon tedavisi prosedürlerinin geliştirilmesi için gereklidir.
Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.
Disclosures
Yazarların açıklayacak çıkar çatışmaları yoktur.
Acknowledgments
Yazarlar bu çalışmayı desteklenerek Lux Luka Vakfı'na teşekkür ediyor.
Materials
| Name | Company | Catalog Number | Comments |
| Cell culture | |||
| F98 Glioblastoma Cell Line | ATCC | CRL-2397 | https://www.lgcstandards-atcc.org/products/all/CRL-2397 |
| Dulbeco's Modified Eagle Medium | Thermo Fisher Scientific | 22320-030 | |
| Cell culture flasks | Thermo Fisher Scientific | 178883 | 75 cm² |
| FBS | Thermo Fisher Scientific | 10270106 | |
| L-Glutamine | Thermo Fisher Scientific | 25030-032 | 200 mM |
| Penicilline-Streptomycin | Thermo Fisher Scientific | 15140-148 | 10,000 U/mL |
| Phosphate-Buffered Saline (PBS) | Thermo Fisher Scientific | 14040-224 | |
| Trypsin-EDTA | Thermo Fisher Scientific | 25300-062 | 0.05% |
| GB Rat Model | |||
| Ball-shaped burr | Foredom | A-228 | 1.8 mm |
| Bone Wax | Aesculap | 1029754 | https://www.aesculapusa.com/en/healthcare-professionals/or-solutions/or-solutions-cranial-closure/hemostatic-bone-wax.html |
| Ethilon | Ethicon | 662G/662H | FS-2, 4-0, 3/8, 19 mm |
| Fischer F344/Ico crl Rats | Charles River | - | |
| Insulin Syringe Microfine | Beckton-Dickinson | 320924 | 1 mL, 29 G |
| IR Lamp | Philips | HP3616/01 | |
| Meloxicam (Metacam) | Boehringer Ingelheim | - | 2 mg/mL |
| Micromotor rotary tool | Foredom | K.1090-22 | |
| Micropump system | Stoelting Co. | 53312 | Stoelting Stereotaxic Injector |
| Stereotactic frame | Stoelting Co. | 51600 | |
| Xylocaine (1%, with adrenaline 1:200,000) | Aspen | - | 1%, with adrenaline 1:200,000 |
| Xylocaine gel (2%) | Aspen | - | 2% |
| Animal Irradiation | |||
| Micro-irradiator | X-Strahl | SARRP | Version 4.2.0 |
| Software | X-Strahl | Muriplan | Preclinical treatment planning system (PCTPC), version 2.2.2 |
| Small Animal PET | |||
| [18F]FET | Inhouse made | - | PET tracer; along with Prohance: MRI/PET agent |
| Micro-PET | Molecubes | Beta-Cube | https://www.molecubes.com/b-cube/ |
| Small Animal MRI | |||
| Micro-MRI | Bruker Biospin | Pharmascan 70/16 | https://www.bruker.com/products/mr/preclinical-mri/pharmascan.html |
| 30 G Needle for IV injection | Beckton-Dickinson | 305128 | |
| PE 10 Tubing | Instech Laboratories Inc | BTPE-10 | BTPE-10, polyethylene tubing 0.011 x 0.024 in (0.28 x 60 mm), non sterile, 30 m (98 ft) spool, Instech laboratories, Inc Plymouth meeting PA USA- (800) 443-4227- http://www.instechlabs.com |
| Prohance contrast agent | Bracco Imaging | - | 279.3 mg/mL, gadolinium-contrast agent (along with [18F]FET: MRI/PET agent) |
| Tx/Rx Rat Brain - Mouse Whole Body Volumecoil | Bruker Biospin | - | 40 mm diameter |
| Water-based Heating Unit | Bruker Biospin | MT0125 | |
| Consumables | |||
| Isoflurane | Zoetis | B506 | Anesthesia |
| Insulin Syringe Microfine | Beckton-Dickinson | 320924 | 1 mL, 29 G |
| Image Analysis | |||
| MATLAB | Mathworks | - | Version R2019b |
| PMOD | PMOD technologies LLC | Preclinical and molecular imaging software |
References
- Louis, D. N., et al. The 2016 World Health Organization classification of tumors of the central nervous system: a summary. Acta Neuropathologica. 131 (6), 803-820 (2016).
- Wadajkar, A. S., et al. Tumor-targeted nanotherapeutics: Overcoming treatment barriers for glioblastoma. Wiley Interdisciplinary Reviews. Nanomedicine & Nanobiotechnology. 9 (4), (2016).
- Lim, M., Xia, Y., Bettegowda, C., Weller, M. Current state of immunotherapy for glioblastoma. Nature Reviews. Clinical Oncology. 15 (7), 422 (2018).
- McGranahan, T., Li, G., Nagpal, S. History and current state of immunotherapy in glioma and brain metastasis. Therapeutic Advances in Medical Oncology. 9 (5), 347-368 (2017).
- Stupp, R., et al. Radiotherapy plus concomitant and adjuvant temozolomide for glioblastoma. The New England Journal of Medicine. 352 (10), 987-996 (2005).
- Von Neubeck, C., Seidlitz, A., Kitzler, H. H., Beuthien-Baumann, B., Krause, M. Glioblastoma multiforme: Emerging treatments and stratification markers beyond new drugs. The British Journal of Radiology. 88 (1053), 20150354 (2015).
- Mann, J., Ramakrishna, R., Magge, R., Wernicke, A. G.
- Ling, C. C., et al. Towards multidimensional radiotherapy (MD-CRT): Biological imaging and biological conformality. International Journal of Radiation Oncolology, Biology, Physics. 47 (3), 551-560 (2000).
- Bentzen, S. M., Gregoire, V. Molecular imaging-based dose painting: a novel paradigm for radiation therapy prescription. Seminars in Radiation Oncology. 21 (2), 101-110 (2011).
- Bentzen, S. M. Theragnostic imaging for radiation oncology: Dose-painting by numbers. The Lancet. Oncology. 6 (2), 112-117 (2005).
- Wong, J., et al. High-resolution, small animal radiation research platform with X-ray tomographic guidance capabilities. International Journal of Radiation Oncolology, Biology, Physics. 71 (5), 1591-1599 (2008).
- Van Hoof, S. J., Granton, P. V., Verhaegen, F. Development and validation of a treatment planning system for small animal radiotherapy: SmART-Plan. Radiotherapy and Oncology. 109 (3), 361-366 (2013).
- Verhaegen, F., Granton, P., Tryggestad, E. Small animal radiotherapy research platforms. Physics in Medicine & Biology. 56 (12), 55-83 (2011).
- Butterworth, K. T., Prise, K. M., Verhaegen, F. Small animal image-guided radiotherapy: Status, considerations and potential for translational impact. The British Journal of Radiology. 88 (1045), 20140634 (2015).
- Nasr, A., Habash, A. Dosimetric analytic comparison of inverse and forward planned IMRT techniques in the treatment of head and neck cancer. Journal of the Egyptian National Cancer Institute. 26 (3), 119-125 (2014).
- Matinfar, M., Iyer, S., Ford, E., Wong, J., Kazanzides, P. Image guided complex dose delivery for small animal radiotherapy. IEEE International Symposium on Biomedical Imaging: From Nano to Macro. , 1243-1246 (2009).
- Matinfar, M., Iordachita, I., Wong, J., Kazanzides, P. Robotic delivery of complex radiation volumes for small animal research. IEEE International Conference on Robotics and Automation. , 2056-2061 (2010).
- Balvert, M., et al. A framework for inverse planning of beam-on times for 3D small animal radiotherapy using interactive multi-objective optimisation. Physics in Medicine & Biology. 60 (14), 5681-5698 (2015).
- Cho, N. B., Wong, J., Kazanzides, P. Dose Painting with a Variable Collimator for the Small Animal Radiation Research Platform (SARRP). The Midas Journal. , 1-8 (2014).
- Bolcaen, J., et al. MRI-guided 3D conformal arc micro-irradiation of a F98 glioblastoma rat model using the Small Animal Radiation Research Platform (SARRP). Journal of Neuro-oncology. 120 (2), 257-266 (2014).
- Bolcaen, J., Descamps, B., Boterberg, T., Vanhove, C., Goethals, I. PET and MRI guided irradiation of a glioblastoma rat model using a micro-irradiator. Journal of Visualized Experiments: JoVE. (130), e56601 (2017).
- Verhoeven, J., et al. Technical feasibility of [18F]FET and [18F]FAZA PET guided radiotherapy in a F98 glioblastoma rat model. Radiation Oncology. 14 (1), 89 (2019).
- Hutterer, M., et al. FET PET: a valuable diagnostic tool in neuro-oncology, but not all that glitters is glioma. Neuro-oncology. 15 (3), 341-351 (2013).
- Stockhammer, F., Plotkin, M., Amthauer, H., Landeghem, F. K. H., Woiciechowsky, C. Correlation of F-18-fluoro-ethyl-tyrosin uptake with vascular and cell density in non-contrast-enhancing gliomas. Journal of Neuro-oncology. 88 (2), 205-210 (2008).
- Rorden, C., Karnath, H. O., Bonhilha, L. Mricron dicom to nifti converter. neuroimaging informatics tools and resources clearinghouse (nitrc). , Available from: https://www.nitrc.org/projects/mricron (2015).
- Ashburner, J., et al. SPM12 Manual. , Available from: https://www.fil.ion.ucl.ac.uk/spm/doc/spm12_manual.pdf (2014).
- España, S., Marcinkowski, R., Keereman, V., Vandenberghe, S., Van Holen, R. DigiPET: Sub-millimeter spatial resolution small-animal PET imaging using thin monolithic scintillators. Physics in Medicine & Biology. 59 (13), 3405-3420 (2014).
