分子成像（精选4篇）
分子成像 篇1
1 概述
1.1 分子影像学概念
分子影像学是近几年在已有的医学影像技术基础上发展起来的一门新学科,广义上是指在细胞和分子水平对生物体进行在体成像[1]。传统的医学影像技术是以生物体本身的物理特性或者生理特性作为成像源进行的诊断显像,这些物理量或者生理量对与疾病或生理功能相关的分子或细胞没有特异性;而分子影像技术则是以这些特定的分子或细胞作为成像源,对生物体内分子水平的变化进行在体成像,获得它们生物体内部实际的分布图像。因此,分子影像技术有助于早期的诊断疾病、促进药物研制和分析生命机理[2,3]。
根据成像的原理不同,可将分子影像学的成像技术分为核医学、光学和磁共振(MRI)等分子成像[4]技术。核医学分子成像主要包括PET和SPECT,它们对体内的放射性核素产生的γ射线进行成像,穿透度深,灵敏度高,但放射性源可引起电离辐射,长期对人体有害。在光学分子成像中,荧光分子成像利用了具有特异性的荧光分子探针标记特定分子或细胞,空间分辨率能达到mm级,其探针是生物学和医学研究中已大量使用的荧光标记物,为生命科学工作者所熟知,在体外成像中已大量应用,很受科学研究人员的欢迎,且具有灵敏度较高、时间分辨率高、快捷简便、费用低、相对高通量等诸多优点[5],因而近几年发展迅猛。荧光分子成像由于穿透距离短,目前主要用于小动物成像。
1.2 荧光产生机理
分子荧光的产生与某些具有特殊光学特性的荧光物质吸收和释放能量有关。当一个分子或者原子吸收了给予的能量后,从一种电子态向另一种能量较低的电子态弛豫引起发光,停止能量供给时发光亦瞬间停止(持续10-8s 10-7s),这样的发光叫做荧光[2]。具体而言,荧光的产生过程是指荧光分子或者原子吸收能量后跃迁到激发态,通过非辐射内转化等方式转移到激发态的最低能级,短暂停留后发出荧光并回到基态。
2 荧光分子探针
在荧光分子成像中,为了对感兴趣的生物分子过程进行辨别,需要借助于荧光分子探针进行观察和定量分析。荧光分子探针按照其成像过程的不同可以分为直接成像型荧光分子探针和间接成像型荧光分子探针[6]。直接成像型荧光分子探针分为活性分子探针和激活型分子探针,都是经过工程处理后可以直接作用于受体或某种特定的酶。其中活性分子探针在没到达靶向目标时也会发出荧光,在检测的过程中背景噪声比较大,扫描器很难将源示踪剂从边界及代谢示踪剂中区分出来,源示踪剂的消失也需要一段时间。为了克服这个缺点,一种被称之为“智能探针”的具有特异性分子成像的激活型分子探针应运而生,不仅可以用于光学成像设备,也可用于核磁共振成像设备中。此类探针只有在靶向目标时才“打开”,因而提高了信噪比。如近红外荧光探针,能被基质金属蛋白酶激活,荧光团在一定的条件下可从载体中释放出来并发出明亮的荧光[7]。间接成像型荧光分子探针是指在间接成像中某些转基因表达的荧光蛋白,它在阐明基因的表达和调控中发挥着很重要的作用。用光学成像法能检测到转基因转录后的产物荧光蛋白,通过对荧光蛋白的可视化和量化就间接地实现了对基因表达的成像[8]。
3 荧光分子成像系统
荧光分子成像系统按照成像方式分为平面成像和断层成像两种。
3.1 平面成像系统
平面成像为直接用照相机采集某一个投影方向的光信号[6],具有开发及操作简单、高通率等优点,因而获得了广泛的应用,在荧光分子成像领域中也取得了较多的进展[9,10,11,12,13,14]。然而由于其检测是来自多个深度的信号的叠加,因而造成图像模糊、分辨率低,只能应用于薄物体的成像。另外平面成像中得到的信号强度与深度及生物组织光学特性之间是非线性关系,定量化相对困难[15]。
3.2 断层成像系统
荧光断层成像系统则可以较好地解决平面成像存在的问题,如FMT(荧光分子断层成像,fluorescence molecular tomography)。FMT又称为诱发荧光断层成像,它采用特定波长的激发光激发荧光分子产生荧光,通过图像重建能够提供目标的深度信息和对目标物进行立体成像,克服了平面成像的局限性[16]。此外,FMT还具有使用低能量的激发光、染料稳定、成本低、无电离辐射、能进行长期定量监测等诸多优点,因而在近几年发展迅速。
2003年开发的平板成像系统,能达到亚毫米级的分辨率[17]。早期的FMT系统一般采用圆柱成像腔,实验时将动物泡在匹配液中,通过光纤接触成像腔导出边界光强分布[18,19]。采用圆柱成像腔的FMT系统的优点为实现简单,重建快速,缺点为采样数目有限,重建质量和分辨率都不高。为此,哈佛大学医学院Nikolaos Deliolanis等人最近建立了360°几何投影自由空间荧光分子断层成像系统[20]。将成像动物放在旋转台上,用一束激光在其横断面上进行扫描,在成像动物的正面放置CCD照相机。小动物旋转一周,可采集360°全视角的信号。清华大学医学院分子影像研究组在解决小动物三维轮廓获取、非接触式光传播模型等关键技术后建立了一种连续动态采集式的360°全景小动物诱发荧光分子成像方法及系统,与静态采集方法相比,避免了器官移位,节约了时间,提高了实验的便利性[21]。由于此系统没有使用匹配液和与组织接触的光纤,因而大大简化了实验装置,可以高质量地采集任何一个投影的数据并可充分利用散射荧光断层的计算方法。此系统还能与其他成像模式无缝融合,因而最有可能为FMT带来最佳的成像性能,并将成为下一代小动物的成像系统。
3.3 商业化成像设备
目前,这类商品化的成像系统层出不穷,如Xenogen公司的IVIS 2000成像系统。系统所使用的CCD具有很高的量子效率,光谱范围可以达到400至900nm(生物组织的光谱窗为600至950nm)。将摄像头冷却到零下90℃以下后暗电流可以减小到100(electron/s/cm2)以下而使相关噪声近于可忽略级别[22]。另外,Kodak公司生产的多模态成像设备具有较高的分辨率,GE Healthcare公司生产的成像设备能精确地恢复荧光浓度,可以进行荧光寿命成像[23]。
4 荧光分子成像中图像重建技术
4.1 基于有限元分析的重建技术
由于有限元分析对区域的形状具有较大的适应性并可以编制通用的计算机程序[24],近几年在荧光分子成像中有很多研究人员利用此方法进行图像的重建。如清华大学医学院分子影像研究组建立了几种基于有限元分析方法的荧光断层成像算法[25,26,27,28]。如在非均匀介质中同时重建组织吸收系数和荧光产额分布的方法[26],另外,将二阶预迭代的方法应用于荧光团浓度空间分布的重建中,则可提高了重建速度,适用于数据量较大的荧光成像[27]。同时提出了一种线性与非线性结合的共轭梯度法[29]。
在当前成像系统数据量不断增加的情况下,自适应有限元法和自适应网格技术可有效利用计算资源,它在目标物存在的位置生成细网格,而在其它地方生成粗网格,即降低了数据量,又能达到较高的分辨率。基于有限元方法,清华大学医学院分子影像研究组提出了一个共厄梯度法和landweber结合的自适应重建方法,并应用于考虑了组织非均匀特性的实际小鼠腹部模型[30]。利用在非接触式成像模式下产生的模拟数据,证明了所提算法的计算效率、抗噪性能和分辨率。部分重建结果见图1。在BLT(bioluminescence tomography)的重建中,中国科学院自动化研究所提出了多级自适应有限元算法[31],提高了图像重建的效率和鲁棒性。
为了对较大模型中小目标进行频域法成像(如乳腺癌检测中要求能对0.5cm大小的目标进行成像),Ranadhir Roy等人在正向问题中采用了有限元方法预测边界荧光数据来求解关于模型光学特性的散射方程,在反演问题上用PMBF(penalty-modified barrier function)和CONTN(constrained truncated Newton)方法来更新模型的光学参数值,以使边界测量值与正向计算得出的数据之间的误差最小化[32]。由于采用了Breitfeld和Shanno方法对拉格朗日乘子进行初始化因而不再需要先验信息,只要保证初始值处于上下边界之间,荧光吸收系数的初始猜测就不会对算法的性能产生影响。实验结果表明此算法对图像重建的效果较好,深度达到了2.8cm以上,最小体积单元为0.5cm3。
4.2 基于辐射传输方程的重建技术
在荧光分子成像中,典型的图像重建方法是基于辐射传输方程的重建技术,相关的研究开展较早,近期也有一些新的研究动态。如用于生物自发荧光三维重建的新技术DLIT(diffuse luminescence imaging tomography),它可以对复杂物体的内部光源分布进行三维成像[22]。光子传播模型的正演问题是建立在对均匀组织中散射逼近基础之上,对每个网格单元局部平面分别进行边界的逼近计算,并根据先验知识将组织的吸收和散射特性参数输入到算法中。实验证明此算法能够较好表征复杂物体的表面形状,且因为采用单视角图像进行重建,运算速度非常快,在3.4GHz的计算机上只需一分钟就可以完成800个数据的迭代运算。由于在媒质几何形体很小、吸收系数很大,以及光源与检测器对在分隔单元很小等情况下用漫射方程逼近的方法可能导致重建算法的失败,所以Alexander D.Klose等人直接采用基于辐射传输方程的算法进行图像重建,因而不依赖于漫射近似,可以得到更精确的解[33]。算法中用一个目标函数来描述组织表面实际测得的荧光光与理论预测数据的偏差,对目标函数进行优化迭代找出最小值,从而得出反演问题的解。在每一步迭代中,利用基于辐射传输的光线传播正演模型进行数据预测,算法很好地恢复了在高度散射的生物组织中荧光光源的空间分布。
4.3 其他重建技术
对于平板成像系统,清华大学医学院分子影像研究组首次结合了解析解和自适应网格技术,发展了新的FMT快速重建算法[27]。对于平板系统,解析法求解前向模型比有限元法更为快速准确。而在重建中,自适应网格技术能有效划分网格,二者的结合进一步提高重建的速度,改善重建图像的质量(图2)。
随着计算机计算速度的不断加快,Monte Carlo方法(亦称为随机模拟法)在求解数学、物理、工程技术等方面的问题中的应用越来越广泛。如Mathieu Allard等人利用Monte Carlo方法,根据活体测量中取得的一组光学特性数据来解决光子传播的正向问题[34]。在光学模拟过程中采用POLMC软件中标准Monte Carlo算法产生光子从光源处到老鼠皮肤层的传播路径。在每一次模拟中都产生107条路径,足以有效地消除了统计噪声。
5 应用前景与展望
如何在早期发现癌症和在分子水平对肿瘤进行观察是临床上长期困扰人们的难题。各种新近红外荧光染料和单色近红外激光器的研制及高灵敏度检测系统的发展,开创了人类对深层次组织进行非侵入式荧光定量和成像的新历史。荧光分子成像结合其他成像技术,如fp VCT(flat panel volumetric computed tomography),将使如何在分子和亚细胞层次上观察肿瘤体积的大小、生长情况等问题迎刃而解[35]。最近,全球关于此类问题的研究依然非常活跃,如Deane NG等人用一种叫NIR-con PK11195的能与PBR(peripheral benzodiazepine receptor)特异结合的荧光分子探针研究老鼠的结肠肿瘤,指出此法是观察结肠肿瘤和区分炎症和癌的有效手段[36]。另外,Hama Y等人用单克隆抗体与另一种叫neutravidin BODIPY-FL的荧光分子探针结合,对肿瘤进行研究,分两步靶向目标,从而产生原先荧光十倍大小的信号。
荧光分子成像技术在神经、心血管和外科疾病等研究领域也具有十分广阔的应用前景,最近也取得了不少的进展。阿尔茨海默病(AD,Alzheimer's disease)是一种以进行性认知障碍和记忆力损害为主的中枢神经系统退行性疾病,以前利用PET和SPECT对AD的研究较多,但是目前也成功地运用NIRF(近红外荧光分子成像)方法检测活体中的斑块[37]。再如在对AIA(急性抗原诱导关节炎,antigen-induced arthritis)的研究中发现了巨噬细胞将会在表面集中发炎部位表达出抗原F4/80。在静脉注射荧光染料(如Cy5.5)标记的单克隆抗体后,荧光分子探针即在老鼠的关节发炎部位不断聚集[38]。
荧光分子成像技术推动了药物的研究。借助荧光分子成像技术开发药物与传统的方法相比具有很多优势。首先,它省去了费时的解剖和组织分析过程,加速了药物的筛选进程;其次,它可以在同一只动物上进行重复实验,减少了实验动物数,也便于纵向研究,提高了统计相关性;最后,借助荧光分子成像技术开发药物可以在实验过程中提供重要的药物剂量及时间等信息。新荧光染料的研制和成像技术的改进将会对药学研究领域带来突破性进展[39]。
荧光分子成像与其他成像模式的融合是未来的一个发展趋势。各种不同的分子成像中没有“all-in-one”的成像模式,相互之间有一定的互补性。在这方面国内外已经开展了较多工作,如清华大学医学院分子影像研究组正建立一个光学CT双模态成像系统,提供解剖和分子影像两种信息,并利用CT提供先验知识,进一步提高成像性能,也更便于定位目标(如肿瘤等)。目前已完成了Micro CT分系统的搭建和初步的仿体、动物实验。荧光分子成像模式与MRI活体分子成像模式的信息融合,也能为荧光分子成像提供高空间分辨率的解剖学信息。在与核医学结合方面,Jorg Peter等人提出了在小动物中同时检测正电子和荧光分子探针的双模断层成像理念,他们在扫描探头小孔内放置一对大视场激发光源光学检测器进行同步成像研究,对双模PET-OT检测系统的断层成像原理进行Monte Carlo模拟。为了处理不断提高的生物医学信息的复杂性,多模态成像信息在将来有可能强制性地与其他包括无图像数据在内的生物信息平台进行整合。另外,未来几年内很多成像算法将很可能会得到进一步的改进,如成像算法的鲁棒性和效率的统一、提高计算速度、各种不同机制的成像方法(时域、频域和连续波)各自将会结合特定的物理化学方法提供新的计算方案等。
目前荧光分子成像大多还处在以小动物为对象的基础研究阶段,但是随着某些效果极佳的荧光分子探针被批准允许人类使用,针对临床研究前期的相关工作已经陆续开展起来,这将会促进现有的荧光分子成像技术在临床上发挥作用。相关研究者通过试验性研究指出,利用荧光分子成像技术可以检测出位于人类乳房10至12cm处的浓度仅仅为100µl的相关荧光团,所以荧光分子成像技术有望在不久的将来对临床实践产生深远的影响[6]。
分子成像 篇2
最近10年,各种影像技术,尤其是多模式分子成像技术进入飞速发展的时期。正电子发射断层显像/计算机断层(positron emission tomography/computed tomography,PET/CT)在短短3年的时间内完成从研制设想到实际应用的过程[1],并很快成为临床广泛认可的先进医学影像技术[2]。几乎同时,单光子发射计算机断层(single photon emission computed tomography,SPECT)与CT的同机融合也完成蜕变[3,4],结束常规核医学解剖定位困难的状况,使这一临床常规功能显像技术焕发出新的活力。将PET与磁共振成像(magnetic resonance imaging,MRI)结合,进行多模式显像的设想也是20世纪90年代中期提出的[5],但由于技术上的困难,其发展远慢于PET/CT。近年来,随着相关关键技术的突破,也由于PET/CT和SPECT/CT临床上的广泛认可及商业上的巨大成功,PET/MRI技术日渐成熟,临床应用前景也逐渐清晰、明朗。
1 PET/MRI的发展
在过去的20余年里,PET和MRI各自的发展都非常迅速。在PET方面,主要的技术进展包括速度更快、灵敏度更高、晶体更小,以及可实现深度校正和飞行时间(time of flight,TOF)测量等[6],硬件的进步结合更好的数据重建和衰减校正算法,最终使我们可在更短的采集时间内得到更优质的图像;MRI的技术进展则包括更大的采集视野、更多更快的采集序列和全身扫描技术等。但将2者结合的PET/MRI技术仍面临着很多技术难题。
PET与MRI的组合是极具挑战的,其中最主要的是实现PET与MRI系统的相容,即一方面使PET探测器在极不友好的MRI强磁场、高频环境中有效工作,另一面也要使得PET的介入尽量不影响MRI的正常性能。此外,建立利用MRI进行PET衰减校正的方法也极为重要。目前,以上对应的硬件和软件成本均很高,PET/MRI的设计要综合考虑技术实现的可能性和揭示病理生理过程的准确性,以及如何更好地满足临床需求。
2006年10月有第一幅人脑PET/MRI图像[6,7]。当时西门子公司的PET/MRI原型机仅能提供脑部或四肢的横断图像,无法真正实现临床全身显像的要求,且其解剖显像效果不佳,功能显像的灵敏度低。然而,这一技术结合PET和MRI 2种技术优势,可同时提供MR]的解剖信息(特别是对软组织的显像非常清晰)和PET的功能代谢信息,其临床应用前景较好,因此仍得到较多的商业性关注。随后,西门子和飞利浦等公司都投入大量的资金进行研制,2008年又有多台PET/MRI原型机进入临床试用。2010年,飞利浦公司和西门子公司先后发布各自基本成型的PET/MRI产品,标志着这一技术已有重大突破,即将正式进入临床使用。
2 PET/MRI的实现方式
PET与MRI的组合方式可按2个采集系统的相对位置分为以下3种情况(见表1):(1)将2个图像采集系统完全分离,2个机架分别位于2个检查室或在同一检查室用活动门隔开,患者完成1次显像后穿过活动门或进入第2个检查室进行第2次显像。2个系统的具体位置和2次检查的时间间隔相对较灵活,采集操作彼此无影响,因此也可以分别用于单独的PET或MRI扫描。但总的检查时间较长,融合对位对软件的要求很高,且往往会由于位移难以实现精确对位。利用软件行图像融合容易受空间分辨率、旋转角度、位移距离、失真程度、部分容积效应、非刚性器官的形变等影响,大量图像数据的处理对计算机硬件和软件都有更高的要求。实际上,这一模式并非真正意义上的PET/MRI。
(2) PET和MRI的2套探头保持一定距离,2个采集系统由共用的可快速移动检查床(“梭”)连接。飞利浦公司的原型机正是采用此种设计。2个探头相距约2.5m,大于PET/CT探头间的常规距离(50～100cm)。PET和MRI图像采集先后进行,检查时间稍长。根据PET和MRI采集系统的相对空间位置完成数据的位置校正,但患者的自主或非自主移动仍会造成图像失真。实际上2次数据采集的时间间隔越短,患者移动的可能性就越小,数据的空间匹配就越好。
(3)真正的同机融合,PET和MRI的采集探头合二为一。西门子公司推出的PET/MRI采用这一设计。这在技术实现上需要硬件的大幅替换与改进。首先要将PET探头光电倍增管替换为不受磁场影响的雪崩光电二极管[8]。理论上雪崩光电二极管提供的最佳图像质量要稍逊色于光电倍增管。西门子公司PET/MRI原型机的雪崩光电二极管探头迭代重建图像空间分辨率半高宽为3mm,时间分辨率为4ns。此外,雪崩光电二极管在非恒温工作环境会出现信号飘移,会造成伪影和探头敏感性下降,这一特性对冷却系统提出更高要求。改良探头由雪崩光电二极管、硅酸镥晶体和相关电子原件组成,为减小PET和MR的相互干扰,使其相互适应,PET探头内的晶体需要紧密有序地排列,MRI射频线圈也要采用专门设计的型号。由MRI线圈的电子原件造成的正电子衰减可通过将各个线圈的MRI扫描数据带入重建算法来解决。此种设计真正实现PET和MRI同时采集,对于显像时间要求严格的某些药代动力学研究,此种PET/MRI可以提供其他任何影像学方法难以获得的宝贵信息。
3 衰减校正
以上3种设计的共同难题是图像重建时PET数据的衰减校正[9,10,11]。正电子在机体组织的衰减是PET图像信息弱化的主要原因,如能模拟出衰减情况的空间分布,就可逆推出放射性示踪剂在组织中的真实分布,这是正确进行图像重建的先决条件。不同于CT数据直接提供组织密度信息,MRI提供的信息为质子密度和弛豫时间,与组织对正电子的衰减能力无直接关联。例如骨骼和空气分别有着最高和最低的正电子衰减系数,在MRI上却同为低信号。现有的利用MRI数据进行PET衰减校正的方案综合利用局部数据信息的模式识别和整体数据库图像的匹配,由MRI信号强度及其空间位置关联出对应部位的组织密度,构造“伪CT”图像数据,然后间接通过“组织密度”进行衰减校正。这就需要将组织器官按不同的衰减特性分为不同的区域,然后给相应的区域分配衰减系数。而如何分区是研究的难点和热点[12]。目前仍悬而未决的技术难点是某些患者的解剖结构与标准范围相去甚远,与数据库的比照可能失败;此外,所谓的标准数据库能否真的用于预测不同个体的组织分布也是个问题。
此种方法已成功应用于脑部PET/MRI[10,13,14]。但脑部基本上为均质组织,而躯干及四肢组织密度差异明显,所以全身PET/MRI的衰减校正无法借助同样的方法实现,亟需发展新算法和新的专门软件。对于全身PET/MRI显像的衰减校正,不仅不同区域的划分和不同密度值的赋予成为难题,更为棘手的是有些组织器官的密度会持续变化。最有代表性的是肺,它的衰减校正一直是难题,其密度与呼吸方式、年龄、呼吸道疾病等因素密切相关。MRI的多序列采集可以为区别不同组织提供额外信息。例如,T1加权图像有很好的软组织对比度,T2加权图像能清晰显示骨性结构。新的MRI序列和序列的优化有可能促成PET衰减校正量化方法的飞跃,然而这样也会延长MRI的采集时间,使实施的可行性降低。
4 PET/MRI临床应用的优势
4.1 与PET/CT的比较
PET/CT作为已广泛应用的成熟影像工具,相较于单独的PET或CT,诊断准确性提高10%～1 5%[15],尤其适用于肿瘤患者的诊断、随访和治疗决策。在全球范围内,PET/CT的设备数量还在不断上升[16]。不同于PET/MRI系统,PET与CT不会相互影响,更重要的是CT数据可以直接用于PET衰减校正,所以发展MRI替换CT尚有争议。但PET/MRI可以拓宽对分子影像的认识,实现许多PET/CT无法实现的功能(见表2),因此有理由相信,即使在PET/CT飞速发展的今天,PET/MRI仍有较大的价值和足够的市场。
4.2 PET/MRI的临床前和初步临床应用
PET/MRI首先应用于科研,在小动物显像的实践中逐步改进完善[6,7]。micro-PET探头与MRI探头可以在7T强磁场中互不影响地同时采集,图像质量与分别采集几乎相同[8]
目前已有的PET/MRI临床应用主要集中在头颈部显像,所用机型多为第3种设计。此类原型机包括4个脑部扫描专用探头,一个鸟笼状的发射-接收线圈,梯度磁场为3T[7]。对霍夫曼模型、志愿者和脑肿瘤患者的脑部及颅底PET/MRI显像均未发现任何可见的失真或伪影,质量可与单独采集的图像相媲美[18]。
轻度认知障碍的志愿者脑部T2加权MRI图像上可以看到皮质和基底节区散在的密度减低灶,相应的PET图像表现为FDG摄取轻度减低[18]。8名患有头颈部恶性肿瘤的患者在行全身18F-FDG PET/CT后行头颈部PET/MRI显像,MRI图像质量良好,无任何可见的由PET造成的伪影;PET图像与PET/CT中PET图像相比,有更佳的图像对比度和更清晰的细节显示;融合图像上生理性摄取和肿瘤摄取清晰可见,有助于更好地进行视觉判断和半定量分析[19]。
在Catana等研究中提到一种新的算法,使得MRI数据还可用于跟踪较长时间PET采集时患者头部的不自主运动,并用霍夫曼模型和人体显像初步证明其可行性[20]。此外,有研究证明PET/MRI精确的空间融合定位对改进神经系统肿瘤的放疗和活检意义重大[21]。
5 PET/MR的未来发展
PET/MRI未来发展应该会侧重于发挥其天然优势,包括脑、心血管、肝脏、前列腺等部位病变的诊断,系统性疾病的诊断、早期肿瘤的发现和隐秘转移灶的探测等。PET/fMRI可能还对阐明微环境、单个细胞代谢和细胞对治疗的反应等具有明显的优势[22,23]。此外,PET/MRI还是新药研发的理想工具,也必将成为转化医学的重要手段之一[24]。
分子成像 篇3
1 肿瘤磁共振分子探针概述
肿瘤靶向性分子探针由靶向性配体、转运体和对比剂三部分组成[4],为实现机体内目标靶点的特异性显影,这就要求分子探针在体内具有放大效应、较强的穿透能力、较长的半衰期以及较快的排出能力,而靶分子具有高分泌或者高表达、高亲和力等特点,并且能很好地代表靶点生物特性。
常用的分子探针按成像材料可分为两大类:一类是以钆(gadolinium,Gd)和锰(manganese,Mn)元素为基础的顺磁性对比剂,在T1弥散加权成像(T1WI)上表现为高信号;另一类是含有或包裹氧化铁的超顺磁性对比剂,在T2WI上表现为低信号[5]。
1.1 钆类分子探针
钆类对比剂是一种顺磁性物质,具有7个不成对电子。不成对电子在磁场作用下产生较大的磁场波动,使得组织纵向(T1)与横向(T2)弛豫时间缩短,从而改变组织的磁共振信号。钆浓度在临床剂量内(约0.1 mmol/kg),以影响T1弛豫时间为主,用于T1WI[6]。当钆对比剂使用超过临床剂量时,T2的增强作用超过T1增强作用,在部分组织中T1WI显示为低信号,称之为阴性造影[7]。但有研究发现,对于肾功能不全患者(除急性肾损伤外),特别是肾小球滤过率小于30 m L/(min·1.73m2)的患者,钆对比剂剂量加大会加重肾功能损害[8]。目前临床上应用的钆螯合物对比剂GdDTPA(MagnevistR)及Gd-DOTA(DotaremR)等为离子型非特异性细胞外液对比剂,因具有非特异性分布、化学毒性、检查剂量高、滞留时间长等不足,限制了其在临床上的广泛应用。
自Ehrlich提出药物靶向治疗的设想[9],其理念便被迅速运用到磁共振靶向检测领域,且在肿瘤领域广泛应用。根据肿瘤组织器官特点,磁共振靶向可分为被动和主动两种方式。被动靶向是根据肿瘤所在组织器官的病理生理特性,设计粒子直径大小合适、特异性高的钆螯合物对比剂,使分子探针在特定细胞内凝聚并识别靶点,其中就包括针对Kupffer细胞的钆类对比剂,主要应用在肝脏系统,能鉴别肝细胞来源肿瘤和正常肝组织[10]。肿瘤高通透性和滞留效应亦是肿瘤被动靶向成像的因素之一。Betancourt等[11]根据这一原理设计含钆类高分子化合物的纳米颗粒对比剂,发现其可以在乳腺癌部位高度聚集,从而区分乳腺癌组织和正常组织。
肿瘤主动方式主要是借助机体内配体和受体特异性结合原理[12]。靶点可为肿瘤细胞、肿瘤血管或间质细胞。Zhang等[13]将羟基化纳米中孔二氧化硅(hydroxylated mesoporous nano-silica,HMNS)涂覆聚乙烯亚胺再加钆和叶酸,可以显著增强磁共振对比效果;加上叶酸能特异地与乳腺癌细胞表面上的叶酸受体结合,使得整个系统具有很高的靶向性能。
将荧光探针与钆剂整合于同一分子探针中,也可用于肿瘤迁移、侵袭功能成像的基础研究;特异性干扰基因或药物与钆剂构建于同一体系内,使其具备诊断和治疗一体化。当前,有学者将钆类分子探针应用于肿瘤靶向药物的疗效评估[14],引起了许多研究者的注意。
1.2 锰类分子探针
锰也是一种顺磁性金属,二价锰具有比较好的T1弛豫增强效果。相比其他对比剂,锰对比剂种类多样化,锰离子螯合物在生物学上是钙离子的类似物,它本身就具有分子探针的特性[15]。
锰福地匹三钠(mangafodipir trisodium,Mn-DPDP)由Mn2+和2个磷酸吡哆醛基对称性螯合而成,被肝脏摄取后,与胞内功能蛋白分子相互作用,结构异构化,使其T1明显缩短,从而使肝组织特异性显影,能够有效鉴别诊断肝脏病变[16,17]。
将顺磁性锰离子与纳米粒子结合起来制备探针具有稳定性好、易于化学修饰、生物兼容性好、可药物靶向传递等特点。Chen等[18]制备包裹有多柔比星的二氧化硅涂层的中孔空心氧化锰纳米粒子对比剂,在小鼠肝脏中T1像增强效果明显,此种复合锰对比剂在体内还具有药物传递的优点。
1.3 超氧化铁类分子探针
含铁金属纳米颗粒粒径小,易观察,且可塑性大,弛豫率高。近年来,高温热分解法制备磁性纳米晶体较为常用,高温下合成的纳米粒子具有良好的生物特性、磁反应性和兼容性,副作用轻。目前常用的磁性氧化铁纳米颗粒探针主要分为粒径大小在50 nm以上的超顺磁氧化铁纳米粒子(super-small particle of iron oxide nanparticles,SPIONs)和粒径在50 nm以下的超微顺磁氧化铁纳米粒子(ultrasmall particle of iron oxide nanoparticles,USPIONs)[19]。SPIONs对比剂缩短T2时间远远超过其缩短T1时间的效应,主要用于T2WI增强扫描;USPIONs对比剂缩短T1时间效应比SPI-ONs显著,故常用于T1WI增强扫描[20]。
新型的超顺磁性纳米探针,多在原SPIONs基础上通过纳米颗粒表面靶向性结合配体,如蛋白质[21]、多肽[22]、小分子物质(如叶酸[23]、糖类[24])等,与体内组织细胞受体特异性结合,在微观水平上辅助肿瘤诊断。Ma等[25]将叶酸修饰到SPIONs表面制备成叶酸-SPIONs靶向探针,显著提高肿瘤对叶酸-SPIONs的摄取,从而提高MRI对肿瘤的检出率。在一项研究中[26],SPIONs涂覆葡聚糖(DSPIONs)并与铃蟾肽(BBN)结合形成靶向对比剂,结果显示,DSPION-BBN结合T47D乳腺癌细胞,能够检测出过度胃泌素释放肽受体的靶向能力。
针对表皮生长因子[27]、αvβ3整合素、ERK和AKT信号通路等信号受体,制备携带有超氧化铁的分子探针,在肿瘤早期诊断与鉴别方面有着巨大优势[28,29]。Melemenidis等[30]利用环状精氨酸-甘氨酸-天冬氨酸(RGD)与USPION偶联,检测表达于肿瘤活化血管内皮细胞表面的αvβ3整合素。RGD-USPIONs可直观显示肿瘤血管内皮αvβ3整合素活化型的表达情况。
2 总结与展望
磁共振分子探针技术可以在细胞未出现结构改变的超早期从分子层面探测到疾病的变化,从而使活体内微环境改变导致疾病发生发展的动态过程研究成为可能。
钆类对比剂在体内长期滞留有可能造成肾源性系统性纤维化(nephrogenic systemic fibrosis,NSF)[31],锰螯合物对比剂在高浓度使用时会引起大脑基底节、黑质等神经系统不可逆损害以及以铁离子为基础的磁共振分子探针表面修饰复杂、颗粒形状不规则、制备参数难控等不足,影响着三类对比剂在临床的广泛使用。因此,还需进一步优化对比剂的制备参数和生物特性,以减轻临床毒副作用。
新型的超氧化铁类纳米探针更加注重特定的生物亲和力及靶向性,减少对非靶点部位的影响。新型纳米铁探针也正快速向包括贵金属纳米颗粒、纳米碳管、富勒烯等领域拓展。
目前各类纳米探针表面化学性质、偶联配体生物活性、显像效果、生物安全性等诸多因素影响着临床进一步的应用。动物研究成果转向临床还需要深入研究,而多模态成像联合核素显像、光学成像、等分子影像技术相互取长补短,对实现不同模式下的多重显像具有重要的现实意义,而分子探针在这一领域有着巨大的发展潜力。
摘要：分子影像学利用肿瘤微环境中特异性生物靶点的分子探针,借助磁共振分子成像超高空间分辨率、靶向性强等优点,能够较好地获取肿瘤三维解剖结构及生理、病理等信息,可为肿瘤早期、精准诊断和治疗提供重要的参考依据。
分子成像 篇4
根据世界卫生组织于2014年2月4日世界癌症日发布的2014年《世界癌症报告》[1],癌症已经成为全世界人类的最大致死原因,而中国的癌症发病率已经居于世界首位。随着环境污染,食品安全等各种问题的涌现,人类健康受到很多来自外部环境的威胁,无疑加剧了各种癌症发生的可能。因此如果能实现癌症的早期诊断和个性化的诊疗是非常重要的,可以大大降低癌症的死亡率,同时也提高病人的生存质量。生物医学成像技术在癌症的各个临床阶段中正在发挥越来越重要的作用,包括癌症预测、筛选、指导活检、癌症的分期、转移、预后、治疗计划和复发等各个阶段[2]。目前采用的癌症成像技术有无创的X射线断层扫描(CT),磁共振成像(MRI),超声(US)、正电子发射断层扫描(PET)、单光子发射断层显像(SPECT)和光学成像(Optical imaging)等多种影像手段进行检测。然而,这些成像技术大多数不能用于微观层面上的检测。
与此同时,随着纳米技术的快速发展,越来越多的研究工作者开始利用纳米颗粒作为多模态分子影像探针的载体。以纳米材料作为多模态分子影像探针的载体具有下述几方面的优点:①高的比表面积,可以同时装载生物靶向分子和影像探针分子;②通过负载于纳米颗粒,可以有效改善生物靶向性分子的体内稳定性和探针分子的药代动力学;③适宜的尺寸,可以利用肿瘤组织的高通透性和滞留效应(EPR效应)被动靶向肿瘤,提高影像探针的利用率。目前人们已将现有的光学成像技术与先进的纳米粒子为基础的光学对比剂相结合,实现了高分辨率的活体肿瘤成像。其中,可发射荧光的光学纳米颗粒——量子点,已经应用于多种生物医学成像研究中。本文将主要介绍量子点在癌症成像和早期检测中的应用。
2 量子点的定义以及在成像方面的优势
量子点(Quantum Dots,QDs)是一类由Ⅱ/Ⅵ族或Ⅲ/Ⅴ族元素组成的,直径为2～10 nm,能够接受激光激发产生荧光的半导体纳米微晶体,具有纳米颗粒典型的量子效应和独特的光学特性。与传统的有机染料和荧光蛋白相比,量子点具有荧光强度高,不容易淬灭的特点;此外,其发射的荧光波长可以通过量子点的尺寸,化学组成和晶格结构改变,能够在可见光和红外区的大范围波段进行调制,因此,量子点在生物成像领域有着很多的应用,并且被广泛应用于癌症成像和早期诊断[3]。
3 量子点在癌症成像和检测方面的应用
3.1 细胞成像的应用
研究人员应用量子点在体外检测,标记固定的细胞和组织标本,以及活细胞成像等方面做了很多工作。通过将量子点进行不同类型的功能化,如耦合链霉亲和素,抗体,受体配体如表皮生长因子(EGF)或血清素,识别肽等,可以将量子点靶向标记到细胞表面的蛋白。比如,在很多乳腺癌中都有高表达的HER2受体,将HER2受体的抗体加入已固定的乳腺癌细胞SK-BR-3,就可以用连接了免疫球蛋白IgG抗体的量子点进行成像。也可以将量子点标记在链霉亲和素上,可以靶向结合了生物素的一抗,对乳腺癌细胞进行成像[4]。王贺宁等在量子点表面耦合了透明质酸,通过透明质酸和CD44受体的靶向作用,实现了对CD44受体高表达的乳腺癌细胞MD-MB-231和MCF-7的特异性成像[5]。
除了对固定细胞的成像,量子点的长时间稳定性和高荧光效率,也使得量子点在活细胞成像方面有很大的优势。阮刚等人使用Tat肽结合的量子点(TAT-量子点)来进行活细胞成像,观察了活细胞摄取纳米颗粒以及在细胞内的转运。实验结果表明,该肽偶联的量子点通过巨吞噬作用内化。Tat-量子点首先束缚到囊泡的内表面上,继而被细胞器捕获。此外,他们还发现,TAT-量子点可以与细胞膜上的结构,例如丝状伪足结合,而且包含QD的囊泡能够从丝状伪足的前端夹断。这些结果不仅为Tat肽介导的传送机制提供了新的解释,也可用于纳米粒子探针作为细胞内靶向和成像的发展[6]。
3.2 早期癌症检测
除了用于细胞成像,生物偶联的量子点也用于靶向标记生物组织样本,进行生物标志物的成像。特别是在免疫组织化学中使用的多色量子点探针,是临床上非常重要的应用。将4种不同颜色波长的量子点(565,605,655和705 nm)分别与4种不同的骨转移行为的肿瘤标志物N-钙粘蛋白,EF (延伸因子)-1,E-钙粘蛋白和波形蛋白进行耦合,可以对FFPE前列腺癌的病理组织切片进行多色染色。用图像处理软件分析CCD采集到的图像,通过分析不同颜色量子点的荧光强度,就可以得到对应的病理切片中不同的肿瘤标记物浓度[7]。
3.3 在体成像
肿瘤的在体成像面临着很大的挑战,需要敏感性好,特异性高的探针分子。目前的成像机制一方面是造影剂的被动靶向,即利用肿瘤诱导生成的血管通常结构都不稳定,并且有很大的内皮空隙。这些空隙可以允许大分子通过(≤400 nm),并且由于缺乏有效的淋巴引流,这些大分子可以在肿瘤的微环境聚集。这种增强的渗透保留效应,也叫EPR效应,使得纳米颗粒和纳米治疗剂在肿瘤成像中发挥了很多的作用。
另一方面,癌细胞表面表达的一些特异性的生物分子,如表面受体等,可以用做探针分子主动靶向的分子靶标。在成像探针的研究中,癌抗原(分子成像)的主动靶向在医学领域有了很多的发展,可以用来检测早期癌症及其转移。由于量子点具有很强的荧光信号,并且可以偶联多个分子,可以与多种抗原进行高敏感性和特异性的癌症成像。
2002年Akerman等人最早开展了这方面的工作。他们将量子点与肿瘤细胞和肿瘤血管的亲和性肽进行偶联,通过静脉将这些探针注射进入负载乳腺癌肿瘤的小鼠后,组织切片的显微荧光成像表明量子点可以特异性标记宿主的肿瘤血管系统[8]。之后Gao等人将量子点靶向肿瘤,进行了动物全身尺度的成像。通过将量子点与针对前列腺特异性膜抗原(PSMA)的抗体偶联,静脉注射到荷人类前列腺癌的小鼠皮下,成像结果显示注射了主动靶向量子点的的肿瘤荧光比注射非靶向量子点的荧光信号显著增强[9]。用同样的方法,Yu等人将甲胎蛋白抗体偶联至量子点,能够主动靶向小鼠的肝癌模型[10]。Cai等则采用量子点标记了整合素靶向肽RGD,显著增强了人脑胶质瘤肿瘤对量子点的摄取[11]。
细胞毒性和量子点在标记细胞过程中对细胞和动物体潜在的干扰是目前量子点的应用过程中的主要问题。目前最常使用的量子点的化学成分中含镉等有毒重金属原子[12],而二价镉是有肾毒性的,因此利用量子点进行活细胞和动物的成像具有很大的争议。虽然这些重金属元素被掺入到量子点的核里,外层包裹了生物惰性的硫化锌和稳定的聚合物,但这些在临床上使用作为造影剂是否安全,还需要进一步的考察。由于发表的文章中用了多种不同的合成,增溶和功能化的方法,因此量子点的毒性问题比较复杂。很多文献当中并没有发现量子点在使用的浓度和实验过程中对细胞活力、形态、功能或发育不良的影响(从数小时至数天)。然而也有一些研究工作在较高浓度时,观测到了对胚胎发育的影响[13]。因此,量子点并不能说是完全无害的,但应该存在一个安全剂量范围,使得量子点的应用过程中不影响生物体活性。现在有很多工作通过改变量子点的成分,合成出了不含镉等有毒重金属的量子点,如Ag2S,CuInS2量子点等,大大降低了量子点的毒性,生物相容性有了很大的提高。
4 未来趋势
在临床应用中,往往需要对多个诊断指标的联合分析,才能够对疾病进行比较精确的诊断。而单一模态无法提供病灶的全面信息,若单独进行各个模态的成像则需要对患者分别注射影像制剂,进行多次成像,对患者将是一系列的痛苦。如果能有一体化的多模态的分子影像探针,仅需注射一次影像制剂,就可在多模态的成像仪器上一次性得到多个模态的影像结果,充分发挥不同成像模态的优势,获得全方位的更精确的疾病信息。这将大大减少患者的痛苦,对医生也省去了很多工作。因此发展一体化的多模态探针是分子影像探针领域的一个新趋势。
近年来,已经陆续有一些结合了不同成像模态的分子影像探针被报道。例如2010年,Kimura等人将Cy5.5近红外染料和64Cu-DOTA共价连接到Knotiin Peptide上,实现了整合素的特异性标记和小鼠的全身成像[14]。Ting等人将18F和近红外染料结合到Lymphoseek即DTPA修饰的右旋糖苷上,实现了受体特异性的前哨淋巴结(SLN)的成像[15]。将耦合血卟啉的组氨酸螯合99Tcm则可做成荧光/同位素双模态探针的活体成像[16]。
与小的有机荧光分子比较,量子点具有大表面积,因此可以通过多功能的化学修饰来做成双模态或多模态的探针。比如将量子点与其他成像剂(例如,放射性核素或顺磁性探针)和治疗剂(例如,抗癌药物),通过化学连接或通过简单的物理方法连接,从而可以得到多功能纳米结构,实现多模态成像和成像治疗一体化。目前利用量子点制备的双模态探针已有报道。2007年,Schipper等人用64Cu标记800 nm和625 nm波长的氨基-PEG商业化的量子点,量化地研究了量子点在小鼠体内的全身性的分布,实现了PET和荧光的双模态成像[17]。2008年,Ducongé等人将18F标记在磷脂胶束的量子点表面,实现小鼠全身的双模态成像[18]。这两个工作作为将PET同位素和量子点结合的双模态探针最早的尝试,提供了双模态在体成像的可能。也有研究者将InP/ZnS量子点作为核,外围连接MRI分子探针Gd,做成MRI/荧光量子点双模态探针,细胞穿透肽的连接则促进了纳米颗粒进入细胞进行双模态成像[19]。Farokhzad等人报道了将量子点,核酸适体,和小分子抗癌药物阿霉素(DOX)结合的的三元体系,实现了在体外的靶向成像,治疗和传感药物的释放[20],从而使量子点可以作为成像治疗一体化的探针。
此外,由于传统量子点含有有毒重金属成分,因此发展新型的低毒性量子点也是未来的趋势。王强斌课题组合成了量子产率更高、生物相容性更好、尺寸均匀可控的Ag2S近红外量子点,细胞成像实验结果表明,通过在量子点表面修饰不同的特异性生物分子,可实现对不同细胞系进行特异性标记。通过系统的细胞生物安全性评价,包括细胞增殖、坏死和凋亡、活性氧和DNA损伤实验等结果表明,Ag2S近红外量子点几乎没有细胞毒性[21]。此外,高明远等人合成出了CuInS2等量子点,也提高了量子点的生物相容性。同时还合成出了掺Mn的量子点,从而可以进行MRI和荧光的双模态成像,实现了低毒量子点的双模态成像应用[22]。
5 总结
作为一种新型的荧光探针,量子点已经在生物医学成像和癌症检测的领域有了很多的应用。量子点不会取代传统的荧光分子或荧光蛋白融合技术,但量子点的多种优良特性比如更好的耐光性,近红外区域的光谱,以及长时间的单分子灵敏度,将很好地补充传统荧光技术的不足。量子点技术的发展,将可以大大地提高生物成像和检测的能力。
致谢