Robert Staruch, BASc

Rajiv Chopra, PhD1,2

Kullervo Hynynen, PhD1,2

核磁共振成像控制的聚焦超聲產(chǎn)生的骨骼高溫：控制戰(zhàn)略與給藥技術(shù)

Robert Staruch, BASc1

Rajiv Chopra, PhD1,2

Kullervo Hynynen, PhD1,2

1. 新寧健康科學(xué)中心 圖像引導(dǎo)治療研究中心，加拿大 多倫多；2. 多倫多大學(xué) 醫(yī)學(xué)生物物理學(xué)系，加拿大 多倫多

目的通過使用核磁共振（MR）成像控制的聚焦超聲產(chǎn)生的高溫以及溫度敏感性脂質(zhì)體，對成像引導(dǎo)的骨骼給藥技術(shù)的可行性進(jìn)行評估。材料與方法本文中實(shí)驗(yàn)均經(jīng)動(dòng)物保護(hù)制度委員會批準(zhǔn)。研究人員通過使用核磁共振測溫技術(shù)進(jìn)行閉路溫度控制，進(jìn)而使用聚焦超聲在9只兔子（受測對象）大腿骨骼與肌肉界面處直徑10 mm的區(qū)域內(nèi)獲取加溫效果。熱敏脂質(zhì)體包裹的阿霉素受到加熱過程的影響而得到系統(tǒng)地釋放。在本實(shí)驗(yàn)中，4只受測對象（兔子）的核磁溫控圖像中心點(diǎn)定位于距離骨骼10 mm處，另5只的圖形則定位于骨骼上，對于所有的受測對象，研究人員均對加溫過程的均一性和藥物的定位載帶進(jìn)行了評估， 并模擬計(jì)算骨骼的溫度變化。通過測量從骨髓和肌肉中提取的阿霉素?zé)晒鈴?qiáng)度，研究人員得以量化測量給藥效果，并通過單側(cè)Wilcoxon符號秩次檢驗(yàn)（Wilcoxon Signed-Rank Test）將處理過的與未經(jīng)處理的對象部位進(jìn)行對比。結(jié)果在超聲聚焦-核磁共振溫控面距離骨骼0 mm和10 mm的情況下，平均目標(biāo)區(qū)域溫度分別為43.1℃和 43.3℃；估測骨骼溫度分別為46.8℃和78.1℃。10 mm測試組的對象體內(nèi)觀測到熱燒蝕；估測骨骼肌肉界面的肌肉溫度為66.1℃。阿霉素濃度在加熱與未加熱的骨髓（增加8.2倍, P =0 .002）和肌肉（增加16.8倍, P = 0.002）中均有顯著差別，意味著骨骼局部給藥可能伴隨著高溫和熱燒蝕。結(jié)論通過使用核磁共振成像控制的聚焦超聲和溫度敏感型藥物載體，可以通過骨骼局部高溫而進(jìn)行成像引導(dǎo)的定位給藥。

大約 70% 乳腺癌和前列腺癌晚期患者[1]會發(fā)生骨轉(zhuǎn)移。 患者的生命質(zhì)量備受病理性骨折、脊髓壓迫、高鈣血癥、虛弱無力等后遺癥的損害。對于骨骼轉(zhuǎn)移性腫瘤引發(fā)的局部疼痛，緩和放療是常規(guī)治療手段，但有 20%～30% 患者的痛苦并未得到充分緩解[2]。對某些患者來說，二磷酸鹽療法減緩骨骼并發(fā)癥及其病痛[3-4]的發(fā)生，在打破腫瘤演化和破骨細(xì)胞介導(dǎo)的骨吸收的惡性循環(huán)方面顯示了潛力。

因病痛過重而難以接受放療和二磷酸鹽療法或系統(tǒng)化療的患者，可以通過超聲或CT成像引導(dǎo)的皮下穿刺射頻燒灼術(shù)去除骨膜的神經(jīng)末梢并減輕腫瘤負(fù)荷[5-6]以緩解疼痛。通過使用核磁共振成像引導(dǎo)的聚焦超聲產(chǎn)生的熱燒蝕證明了由于溶骨和成骨細(xì)胞的腫瘤骨轉(zhuǎn)移加劇的疼痛可得到有效緩解，這些患者已深受其他所有治療方法[7-9]的折磨。聚焦超聲相對于高頻燒蝕術(shù)有諸多優(yōu)勢，最重要的是不會造成更大的灼傷。

提高熱療功效的一種方式是溫度控制與抗癌藥物相結(jié)合。多種化療藥物在輕微加熱的情況下結(jié)合使用時(shí)會產(chǎn)生更高的細(xì)胞毒性，并且被長循環(huán)納米物質(zhì)形成的微囊泡（例如聚乙二醇微脂囊）包被載帶，這種載帶效果也同樣可以被微熱[10]加強(qiáng)。熱敏脂質(zhì)體可以在被加熱至 40℃后的 10～20 s[11]內(nèi)釋放其載帶成分，在非致死程度的加熱范圍內(nèi)[12]迅速產(chǎn)生細(xì)胞毒性。在最近的研究中，研究人員聯(lián)用射頻切除技術(shù)與熱敏脂質(zhì)體藥物載體對肝癌進(jìn)行治療，并對其效果進(jìn)行了評估[13]。在使用熱敏脂質(zhì)體的過程中，核磁共振成像引導(dǎo)的聚焦超聲局部加熱技術(shù)被用來實(shí)現(xiàn)藥物定位釋放[14]。

在深受骨轉(zhuǎn)移瘤折磨的患者中，熱緩?fù)唇Y(jié)合局部藥物釋放會在治療區(qū)域中殺死更多細(xì)胞，并減少達(dá)到治療效果所需的能量，潛在地減少了治療時(shí)間和正常組織損傷的風(fēng)險(xiǎn)。通過用超高熱而不是高溫?zé)釤g引導(dǎo)的局部藥物釋放可以減少治療中的疼痛并在不破壞骨骼穩(wěn)定的情況下抑制局部腫瘤。這種非侵害性局部療法的關(guān)鍵在于在給周圍組織加熱量最少的情況下維持目標(biāo)區(qū)域的必要溫度。

核磁共振溫度測定法的閉路反饋控制下的聚焦超聲技術(shù)已被應(yīng)用于軟組織[15-17]的非侵害性精確加熱，核磁共振成像也被應(yīng)用于目標(biāo)定位和骨聚焦超聲[18-19]效果的評估。核磁共振測溫技術(shù)無法準(zhǔn)確獲取骨皮質(zhì)的溫度，這給控溫過程增加了一定困難。在本研究中，研究人員開發(fā)了一種反饋控制系統(tǒng)，該系統(tǒng)包含核磁共振測溫裝置，以便在測量鄰近軟組織溫度的基礎(chǔ)上維持所期望的骨溫。研究人員還評估了該系統(tǒng)為局部藥物傳輸而形成骨骼局部超高溫的能力。

本研究的目的是探討利用核磁共振成像引導(dǎo)的聚焦超聲產(chǎn)生的超高熱和熱敏性微脂囊藥物載體完成成像引導(dǎo)的骨骼藥物定位釋放技術(shù)的可行性。

1 材料與方法

多柔比星脂質(zhì)體（脂質(zhì)體 ；Celsion，勞倫斯維爾，新澤西州）由制造商提供。數(shù)據(jù)的控制和提交出版的信息均由本文作者獨(dú)立完成。

1.1 動(dòng)物樣品

本研究中的實(shí)驗(yàn)已獲 Sunnybrook 研究院動(dòng)物保護(hù)委員會批準(zhǔn)。9 只 3～4 kg 的雄性新西蘭白兔（Charles River Laboratories，舍布魯克市，魁北克省，加拿大）肌肉被注射氯胺酮（50 mg/kg/h）和甲苯噻嗪（10 mg/kg/h）進(jìn)行麻醉。被麻醉的兔子一只耳朵被插入導(dǎo)管，兩條后腿經(jīng)過脫毛處理，被置于核磁共振成像兼容的聚焦超聲系統(tǒng)的脫氣水槽的平臺上（圖 1）。過高熱期間，研究人員通過使用光纖溫度探針（3100；Luxtron, Santa Clara, 加州）來監(jiān)控直腸溫度，并通過手動(dòng)調(diào)節(jié)動(dòng)物身上水熱毯和下面脫氣蓄水池的溫度來維持直腸溫度。

圖1 核磁共振成像定位的聚焦超聲加熱骨骼的實(shí)驗(yàn)裝置。A，沿超聲聲束路徑的軸向定位器核磁共振成像展示了用于磁共振測溫的3個(gè)冠狀面(1,2,3)的位置，其中2個(gè)見B和C。B，骨界 面周邊肌肉的冠狀T2加權(quán)快速自旋回波磁共振成像(重復(fù)時(shí)間ms／回波時(shí)間ms，2000／75)，依靠核磁共振測溫控制升溫過程。C，冠狀T2加權(quán)骨縱切面核磁共振成像，磁共振測溫用來探測鄰近骨骼處的過度加熱。

1.2 聚焦超聲系統(tǒng)

研究人員通過背面通風(fēng)的球狀聚焦超聲發(fā)射器（基本頻率 ：0.536 MHz ；曲率半徑 ：10 cm ；孔徑 ：5 cm）的連續(xù)聲波法傳輸超聲能量，該換能器是通過任意波形發(fā)生器（33250 A ；Agilent，米西索加，安大略省，加拿大）和射頻放大器（NP2912 ；NP Technologies，紐波利公園，加州）在其第 5 諧波（2.787 MHz）下運(yùn)作的。電能經(jīng)過功率計(jì)（438 A ；Hewlett Packard，帕洛阿爾托，加州）和雙向耦合器（C1373 ；Werlatone，布魯斯特，紐約）測定。發(fā)射器經(jīng)過被動(dòng)耦合電路對放大器阻抗匹配。在基本頻率下，用輻射技術(shù)測量得到的射頻的聲功率為實(shí)用電功率（向前傳遞的總量減去反射量）的 70%，該功率用于計(jì)算在聲波中達(dá)到預(yù)期聲功率所需的電功率。

本研究中，研究人員通過一個(gè)能與核磁共振成像系統(tǒng)兼容的固定裝置（與 Chopra 等人[21]文章中介紹的系統(tǒng)功能類似）安裝超聲發(fā)射器，并將發(fā)射器的移動(dòng)軌跡設(shè)定為直徑 10 mm 的圓形軌跡，移動(dòng)速率設(shè)為周 /s，以保證超聲加熱與核磁成像測溫系統(tǒng)的同步性。除氣水透過 25 μm的聚酰亞胺薄膜（Kapton ；DuPont，威明頓，特拉華州）孔與換能器耦合進(jìn)入目標(biāo)后腿區(qū)域。該腿被固定于某一位置，以便超聲波能夠近似垂直入射穿過表皮并聚焦于骨肉接面上。為避免對側(cè)的后腿受到額外的加熱，研究人員在兔子的兩腿之間[22]放置了生理鹽水袋和聚氨酯橡膠聲學(xué)減 震 器（AptFlex F28; Precision Acoustics， 多 爾 切 斯 特，英格蘭）。

1.3 核磁共振成像控制的聚焦超聲過高熱

研 究 人 員 利 用 臨 床 在 用 的 1.5-T 磁 共 振 儀（Signa ；GE，沃基肖，威斯康星州）中安裝的固定裝置完成該實(shí)驗(yàn)。用核磁共振成像定位的聚焦超聲對骨肉接面處直徑 10 mm區(qū)域的大腿肌肉加熱至 43℃達(dá) 20 min。通過優(yōu)化溫度的提升速度和加熱時(shí)間，研究人員可以在大腿肌肉不導(dǎo)致大面積組織損傷[23]的情況下使熱敏性微脂囊[11]中的藥物得到充分釋放。

一副帶有 85 mm 方形孔的單回路接收線圈被置于動(dòng)物下方聚酰亞胺薄膜孔周圍，以改善加熱區(qū)域的信噪比。在加熱前，研究人員用目標(biāo)清晰度和聲學(xué)耦合確認(rèn)的T1加權(quán)和 T2 加權(quán)（表 1）核磁共振成像技術(shù)獲取了解剖學(xué)影像。加熱后再次獲取這些影像以對組織灌注和/或超聲加熱導(dǎo)致的組織損傷的變化進(jìn)行評估，這些組織被釓強(qiáng)化圈鑒定為信號強(qiáng)度增強(qiáng)或減弱的區(qū)域。研究人員在對耳部血管靜脈注射核磁共振成像造影劑（0.2 mmol/kg 釓雙銨 ；GE，米西索加，安大略，加拿大）前和 1 min 后獲取了聲波法處理后的 T1加權(quán)影像。

在超聲發(fā)射器的機(jī)械掃描期間，冠狀快速導(dǎo)流梯度回波成像是在3個(gè)空間平面連續(xù)截取的：骨骼所在位置，骨下肌和靠近表皮的肌肉（圖 1）。每獲取一張新的圖片后，一個(gè)實(shí)時(shí)獲取界面程序[24-25]會將 K 空間數(shù)據(jù)轉(zhuǎn)移至一臺處理器，該處理器通過使用 Matlab（MathWorks, 納蒂克，馬薩諸塞州）編碼的程序進(jìn)行圖像重建和空間溫度分布的計(jì)算。研究人員通過治療影像[26]和在加熱前發(fā)射器移動(dòng)時(shí)獲取的 5 個(gè)基線影像的平均數(shù)之間的復(fù)合相位減法，計(jì)算出相位差圖譜，通過核磁共振頻移系數(shù)（每攝氏度下降百萬分之 0.010）[26]獲得了溫度圖譜，并加上光纖直腸探頭測得的基線溫度。上述信號減去透過礦物油參照物中 25～35 mm2影像的平均溫度以

對于第 n 幅溫度成像，溫度 T1,…8（8 個(gè)預(yù)設(shè)的 1 mm2控制區(qū)域）與目標(biāo)溫度 Tgoal之間的差異，以及之前每一幅的溫度成像 i與目標(biāo)溫度的差異，通過比例積分常數(shù) KP和 KI加權(quán)之后，作為每個(gè)預(yù)設(shè)區(qū)域聲功率的調(diào)整標(biāo)準(zhǔn)，P1,…P8。數(shù)據(jù)傳送、重建和控制器更新的平均延遲時(shí)間不到 1 s。

研究人員研究了兩種溫度控制方案：第一種，將溫度信號采集區(qū)域定位于距離骨骼界面 10 mm 處，采用的比例積分常數(shù)（K=4.5，K=0.03）[14]為之前研究中報(bào)道的肌肉

PI控溫參數(shù)設(shè)定；第二種，將溫度信號采集區(qū)域定位于骨骼界面上（ 距 離 為 0 mm），采用的比例積分常數(shù)（KP=3.0，KI=0.0）（附錄 E1[網(wǎng)上可見 ]）通過計(jì)算機(jī)模擬聚焦超聲加熱實(shí)驗(yàn)獲取。對上述兩種方案，計(jì)算機(jī)模擬還被用來估算骨骼和骨髓的溫度變化數(shù)據(jù)。

要評估時(shí)間和空間加熱的一致性，每個(gè)采樣區(qū)域，每個(gè)時(shí)間點(diǎn)上，需要測得以下 3 組溫度數(shù)據(jù) ：平均溫度、T90（90% 目標(biāo)區(qū)域超過的溫度）和 T10（10% 目標(biāo)區(qū)域超過的溫度）。當(dāng)測量區(qū)域的溫度變化達(dá)到預(yù)設(shè)變化值的95%之后，在所有觀測區(qū)域，上述3組參數(shù)的穩(wěn)態(tài)平均值和方差均需要實(shí)時(shí)觀測記錄。測量范圍內(nèi)的加熱計(jì)量可以用 Sapareto和 Dewey 時(shí)間 - 溫度方程式以 43℃下累積受熱以分鐘數(shù)為單位進(jìn)行計(jì)算。

1.4 藥物注入和組織采集

研究人員用等量溶解性阿霉素?zé)崦糁|(zhì)體稀釋為 2.5 mg/kg的阿霉素溶液和5%的葡萄糖無菌溶液，在過加熱操作過程中目標(biāo)區(qū)域平均溫度達(dá)到 43℃時(shí)，以 1.2 mL/min 的速度輸入兔子的耳部血管。每只實(shí)驗(yàn)對象加熱一條腿；另一條腿作為實(shí)驗(yàn)對照。其中4只兔子用來對照的聚焦和成像平面定位于距大腿骨 10 mm 處，另 5 只兔子定位于 0 mm 處。獲取磁場中的信號偏移[26]。隨后計(jì)算時(shí)長 30 s 的移動(dòng)時(shí)間窗口的平均溫度，該移動(dòng)時(shí)間窗口在減少成像過程中[14]循環(huán)發(fā)射器的移動(dòng)引發(fā)的周期敏感性相位偏移的影響的功效已得到驗(yàn)證。

研究人員利用沿掃描的加熱軌道的8個(gè)獨(dú)立比例積分反饋控制器控制與骨骼相接的肌肉的空間溫度分布，快速地按照沿軌道掃描軌跡測算的功率調(diào)整發(fā)射器的功率，并按照下列方程在每次獲得圖像之后進(jìn)行控制器輸出的更新：

表1 核磁共振成像參數(shù)

在輸注溶解性阿霉素?zé)崦糁|(zhì)體 2 h 后，研究人員在采集組織樣本前，通過輸注生理鹽水沖洗未被吸收的脂質(zhì)體以免影響對藥物釋放的評估。動(dòng)物死亡后，研究人員從處理過的實(shí)驗(yàn)對象大腿的目標(biāo)區(qū)域和未處理的相應(yīng)部位采集 10 mm厚的大腿骨（包括骨髓）軸向切片和 50～100 mg 相鄰肌肉的樣本，并迅速放入液氮中在 -80℃下冷凍儲存。

1.5 大量組織樣本的藥物濃度分析

研究人員通過從經(jīng)均質(zhì)化的組織樣本[28]中提取的阿霉素的熒光亮度，測出組織中阿霉素的主要聚積區(qū)域。在用組織磨碎器（PYREX Ten Broeck ；康寧公司，紐約）均質(zhì)化前，組織樣本經(jīng)過稱重并置于 20 倍體積的酸化乙醇萃取劑（0.3N 鹽酸與 50% 乙醇混合溶液）中，隔夜后在酸化乙醇溶劑中冷藏，離心分離（16000 克，30 min）并在無光條件，-20℃下存儲上清液。研究人員在 3 mL 的熒光測定皿中的 0.5 mL 上清液中加入共計(jì) 1.5 mL 酸化乙醇，用激發(fā)波長 480 nm、吸收波長590nm 的臺式熒光計(jì)（VersaFluor；Bio-Rad 實(shí)驗(yàn)室，赫克里斯，加州）測定熒光強(qiáng)度，并通過加入到 1.5 mL 酸化乙醇中的 0.5 mL 空白組織勻漿中的游離阿霉素（鹽酸阿霉素 ；Teva Novopharm，多倫多，安大略，加拿大）連續(xù)稀釋的校正曲線，衡量與阿霉素聚積點(diǎn)熒光強(qiáng)度對應(yīng)的阿霉素濃度。

1.6 統(tǒng)計(jì)學(xué)分析

2 結(jié)果

2.1 核磁共振成像控制的聚焦超聲過高熱

圖 2 中 A 和 B 展示了在加熱開始后選定的 10 min 內(nèi)，對應(yīng)圖 1B，C 所描述的相同冠狀成像平面上溫度超過37℃時(shí)，相應(yīng)部位的溫度分布。在圖 2，B 中，由于信噪比過低而無法精確測溫的骨骼像素點(diǎn)均被消去，未予顯示。在本實(shí)驗(yàn)中，研究人員將聚焦點(diǎn)與置于骨骼下方用于溫控的厚度 5 mm 的成像平面的頂端，設(shè)在肌骨連接面上?？刂破矫娴?10 mm 目標(biāo)區(qū)域內(nèi)的溫度變化以及應(yīng)用于每個(gè)控制點(diǎn)的聲波能量的實(shí)時(shí)變化，見圖3。在每個(gè)時(shí)間點(diǎn)上，實(shí)驗(yàn)人員均測得平均溫度值、T90和 T10數(shù)值，相當(dāng)于距循環(huán)目標(biāo)邊緣 10～12.5 mm 未加熱區(qū)域的平均 溫 度， 控 制 器 設(shè) 定 溫 度 Tgoal， 以 及 輸 注 可 溶 性 阿 霉 素?zé)崦糁|(zhì)體的始終時(shí)間。圖4（）的格式展示了受測骨骼區(qū)域和對照區(qū)域的徑向穩(wěn)態(tài)溫度分布以及目標(biāo)平面上的中心加熱計(jì)量結(jié)果。表2總結(jié)了所有超高熱實(shí)驗(yàn)數(shù)據(jù)，表明穩(wěn)態(tài)平均溫度值、T90和 T10值分別為 43.2℃、42.0℃ 和 44.4℃， 在 整 個(gè) 實(shí) 驗(yàn) 持 續(xù) 過 程 中 溫 度 測 量 標(biāo) 準(zhǔn)差為 0.4℃。制的肌肉溫度信號；B圖：實(shí)驗(yàn)區(qū)域溫度信號，其中骨骼信號由于強(qiáng)度過弱而被剔除。圖像采集于開始加熱后10 min。FOA=視野寬度。

圖2 通過核磁共振成像定位的聚焦超聲引發(fā)的的（兔子大腿）肌肉-骨界面的過高熱的溫度分布快速成像。感興趣的控制區(qū)域，感興趣的圓形未加熱區(qū)域，以及高于37℃的溫度均被覆蓋在冠狀快速變質(zhì)梯度回波圖像上。A圖:用于反饋控

表2 分別以肌肉和骨骼為目標(biāo)在兔腿內(nèi)行體內(nèi)MRI控制的聚焦超聲超高溫試驗(yàn)參數(shù)

圖3 在與圖2所示同一組實(shí)驗(yàn)中通過核磁共振成像定位的聚焦超聲在兔子大腿的肌肉-骨界面造成的溫度變化隨時(shí)間變化曲線。上方圖表顯示的是相關(guān)區(qū)域平均溫度、T90和T10（在溫控平面的直徑10 mm的目標(biāo)區(qū)域測得）。灰色區(qū)域表示脂質(zhì)體輸注的持續(xù)時(shí)間。

下圖：8個(gè)控制區(qū)域中每個(gè)區(qū)域在每個(gè)時(shí)間段的聲功率。LTLD=可溶性阿霉素?zé)崦糁|(zhì)體。

圖4 與圖2/3所示同一組實(shí)驗(yàn)中，（a）對照組和（b）骨骼加熱平面的加熱當(dāng)量和穩(wěn)態(tài)溫度的徑向分布圖。該數(shù)據(jù)中骨骼溫度數(shù)據(jù)被剔除，感興趣區(qū)域中未被加熱部分被陰影標(biāo)出。CEM43=43℃下每分鐘加熱產(chǎn)生的熱當(dāng)量。

2.2 核磁共振成像控制超高溫期間骨骼升溫的數(shù)字模擬

研究人員通過數(shù)字模擬技術(shù)（附錄 E1 [網(wǎng)上可見 ]）計(jì)算了聚焦于骨骼界面以及該界面 10 mm 處的聚焦超聲加熱信號在圖 5，A所示部位引起的骨骼部位溫度變化。同一平面中計(jì)算得到的溫度數(shù)據(jù)的平均值也被算出。圖 5，B展示的是對照平面中，聚焦平面距離骨骼0 mm 和 10 mm 時(shí)該平面中的溫度分布，控制區(qū)域的平均溫度接近 43℃，近似于活體樣本的測試結(jié)果。圖 5，B 中相應(yīng)的箭頭狀圖像顯示出聚焦平面位于距骨骼 10 mm 處的實(shí)驗(yàn)中，骨骼和鄰近軟組織的溫度均有所升高。包含骨密質(zhì)、骨髓和肌肉（5 mm 區(qū)域，位于骨骼界面 以下 2.5 和 12.5 mm 處）的超 聲束軸線 周圍直徑 10 mm 區(qū)域中的溫度平均值、T90和 T10值，見表 3，其中聚焦平面距離骨骼界面 10 mm 的加熱方案中，實(shí)驗(yàn)樣本的骨骼升溫效應(yīng)比對照樣品高出 4.2～4.7 倍，聚焦平面距離骨骼界面 0 mm 的方案中實(shí)驗(yàn)樣本的骨骼升溫效應(yīng)高出對照 樣本的 1.1～1.8 倍。通過后處理 T2 加 權(quán)核磁成像以及對照加強(qiáng) T1加權(quán)核磁成像的結(jié)果判斷，聚焦平面距離骨骼界面 10 mm 的加熱方案中產(chǎn)生的高溫造成了周圍組織的熱損傷。骨密質(zhì)中溫度的變化是沿掃描軌道的高溫造成的，該軌道不斷調(diào)整通過傳導(dǎo)加熱中心區(qū)域的應(yīng)用功率，如圖6所示的模擬射線溫度分布。

圖5 核磁共振成像地暖為的聚焦超聲在肌肉-骨界面產(chǎn)生的過高熱的數(shù)值模擬試驗(yàn)結(jié)果。A，模擬樣品組成展示，包括水分，肌肉，骨密質(zhì)和骨小梁的圖層，使用的組織參數(shù)見表E1（網(wǎng)上可見）；B，左側(cè)，聚焦面設(shè)在距骨界面0 mm處時(shí)模擬獲得的平均穩(wěn)態(tài)溫度，由（上圖）距界面0 mm的控制平面和（下圖）矢狀平面測出。右側(cè)，聚焦面設(shè)在距骨界面10 mm處時(shí)模擬獲得的平均穩(wěn)態(tài)溫度，由（上圖）距界面10 mm的控制平面和（下圖）矢狀平面測出。

表3 核磁共振成像控制的聚焦超聲骨過高熱的數(shù)值模擬，在2種距肌肉-骨界面不同距離的支管處調(diào)整聚焦

圖6 2種控制方案中數(shù)字模擬得到的的穩(wěn)態(tài)溫度平均值的徑向分布：控制平面設(shè)在距骨界面0 mm處（空心點(diǎn)）和控制平面支管設(shè)在距骨界面10 mm處（實(shí)心點(diǎn)）。對于每個(gè)方案，都由骨密質(zhì)，骨髓，與骨相連的肌肉和距骨界面10 mm處肌肉測出平均穩(wěn)態(tài)溫度。每隔4個(gè)數(shù)據(jù)點(diǎn)選取一個(gè)顯示于圖中曲線上。

2.3 阿霉素在骨髓與肌肉中的濃度

表4展示了在每只兔子的組織樣本中測得的阿霉素濃度，這些組織樣本采集自已處理大腿的目標(biāo)區(qū)域和未處理對側(cè)大腿相應(yīng)區(qū)域的骨髓和相鄰肌肉?？偟貋碚f，每只動(dòng)物樣品加熱中阿霉素濃度的增加分別是未加熱骨髓和肌肉的（8.2±3.7）倍和（16.8±6.9）倍。圖 7a 是的（所有實(shí)驗(yàn)中每種組織的）阿霉素濃度；對每一種組織（骨髓，P=0.002；肌肉P=0.002；單向 Wilcoxon 符號秩和檢驗(yàn)）來說，其配對差異在統(tǒng)計(jì)學(xué)上都是顯著的。

表4 通過組織樣本(采集自兔子大腿肌肉和骨髓的加熱與未加熱區(qū)域)中的熒光強(qiáng)度測得的阿霉素濃度

圖 7b展示了劃分成對比試驗(yàn)（聚焦平面距離骨骼界面10～15 mm 對比 0 mm）的阿霉素濃度數(shù)據(jù)。研究人員用骨界面上的控制平面測得，加熱時(shí)阿霉素濃度的增加分別是未加熱的骨髓和肌肉的（9.9±3.3）倍（P=0.03）和（18.2±8.7）倍（P=0.03） 甚至更高。聚焦 平面置于 距骨界面 10～15 mm。時(shí)倍數(shù)有所增加，但對于骨髓來說只增加（6.1±3.3）倍（P=0.06），對于肌肉增加（15.1±4.1）倍（P=0.06），在統(tǒng)計(jì)學(xué)上并不顯著。

圖7 通過組織樣本（取自兔子大腿肌肉和骨髓的加熱與未加熱區(qū)域）的熒光強(qiáng)度測得的阿霉素平均濃度。圖表顯示通過所有實(shí)驗(yàn)得出的平均數(shù)據(jù)（a）和聚焦面距離骨骼10 mm和0 mm 兩個(gè)實(shí)驗(yàn)的數(shù)據(jù)(b)。誤差線=標(biāo)準(zhǔn)差。

3 討論

在本研究中，研究人員通過使用核磁共振成像定位的聚焦超聲加熱和熱敏微脂囊完成了非侵入式的骨骼中成像定位的藥物釋放，通過掃描聚焦超聲使一個(gè)骨界面上的直徑 10 mm 圓形區(qū)域的溫度達(dá)到 43℃，并通過控制超聲功率（根據(jù)相鄰軟組織的核磁共振成像溫度測量）將此溫度維持 20 min。加熱期間對實(shí)驗(yàn)樣本注入可溶性阿霉素?zé)崦糁|(zhì)體溶液導(dǎo)致了骨髓和骨界面處肌肉局部藥物沉積的增加。

研究人員推薦通過質(zhì)子共振頻移核磁共振測量相鄰軟組織的溫度來控制自動(dòng)反饋控制環(huán)路中的局部骨骼加熱。質(zhì)子共振頻移技術(shù)是基于水質(zhì)子周圍的局部磁場中溫度變化的關(guān)系，在含水量低的組織，如骨骼、脂肪和肺方面的應(yīng)用也有限。相位減法對于成像區(qū)域周圍的組織位移和組織移動(dòng)引起的磁場扭曲同樣具有敏感性，這使得該技術(shù)對穩(wěn)態(tài)溫度測量僅限于固定的含水組織周邊的部分。Sprinkhuizen 等人[29]已論證了，溫度相關(guān)的脂肪磁化率的變化（0.0094 ppm/℃）會影響周圍水分的質(zhì)子共振頻移場強(qiáng)躍變；我們計(jì)算出骨磁化系數(shù)對溫度的依賴性大大降低（相對于磁化系數(shù)為-8.86 ppm[30]，0.0007 ppm/℃，每攝氏度線性熱膨脹系數(shù)降低 0.27×10-4[31]），而且在加熱過程中不會影響鄰近的軟組織區(qū)域。通過將聚焦超聲加熱的范圍擴(kuò)大，研究人員發(fā)現(xiàn)該方法只能用于在軟組織中帶有超聲窗口的目標(biāo)區(qū)域。在高頻（3 MHz）下，超聲在貼近骨界面處產(chǎn)生升溫效應(yīng)，并可以通過測量相鄰軟組織的溫度估算骨密質(zhì)的溫度。此方法已在本研究的 2.787 MHz的模擬實(shí)驗(yàn)中被證實(shí)有效。肌肉的模擬溫度也證明了該方法與活體樣本核磁共振溫度測量值有良好的一致性。在較低的頻率（1 MHz）上，骨骼的最高溫度將超過相鄰軟組織的最高溫度，并在距離骨界面更遠(yuǎn)的位置[32-33]產(chǎn)生，這在對成骨細(xì)胞損害病例中的厚骨密質(zhì)層進(jìn)行加熱時(shí)可以有所幫助。包括侵入性射頻加熱裝置在內(nèi)的使用其他能源的核磁共振成像定位骨加熱系統(tǒng)，會受到電磁加熱裝置與核磁共振成像的沖突的限制，并受制于骨骼的弱導(dǎo)電性（進(jìn)而削弱加熱效果）[34]。

其他使用熱敏微脂囊的臨床前研究已經(jīng)證實(shí)，在組織樣本（采集自動(dòng)物腫瘤）和（經(jīng)過水[35-36]，微波加熱[12]和超聲[14-37]加熱的）肌肉中，藥物濃度增加了 10～20 倍。通過使用射頻燒灼術(shù)[38]，非熱敏性微脂囊在腫瘤、腎臟和肝臟的燒灼損傷周圍也產(chǎn)生了相似的增倍效果。我們的研究結(jié)果表明在骨髓和（與骨相鄰）肌肉中，加熱區(qū)域比未加熱相應(yīng)區(qū)域的藥物濃度分別增加 6.1 倍和 15.1 倍，進(jìn)而證明了影像定位骨骼附近藥物釋放的可行性。在研究中，我們在加熱期間注射微脂囊，并利用被均勻化的骨髓肌肉樣本中釋放的阿霉素的熒光強(qiáng)度對藥物沉積進(jìn)行量化。臨床藥物代謝動(dòng)力學(xué)數(shù)據(jù)顯示，如果在輸注后實(shí)施 30～60 min 加熱[13]，藥物沉積效果可能更顯著。萬一發(fā)生熱損傷，血管可能關(guān)閉以免微脂囊進(jìn)入目標(biāo)區(qū)域同時(shí)阻止組織中釋放的藥物返回脈管系統(tǒng)，再次凸顯了輸注時(shí)間的選擇和目標(biāo)溫度的重要性。未來的研究將集中于藥物注入和加熱方式的優(yōu)化以及組織學(xué)檢查的執(zhí)行，以便根據(jù)加熱組織熱損傷確定阿霉素的空間分布。

實(shí)際應(yīng)用：在核磁共振成像引導(dǎo)的聚焦超聲骨熱燒蝕的臨床研究中，磁共振測溫被應(yīng)用于治療期間監(jiān)控軟組織的溫度升高，以幫助臨床醫(yī)生調(diào)整治療參數(shù)，以及避免對周圍組織的額外熱損傷[7-9,19]?，F(xiàn)有系統(tǒng)能夠通過閉路磁共振測溫控制軟組織中的溫度[39]，也能對骨骼的控制即時(shí)加熱采取本文所提供的方法。我們得出的結(jié)果表明，將聚焦平面定位于骨界面時(shí)，研究人員可通過測量相鄰軟組織的溫度，在臨床治療中估計(jì)骨骼的溫度并將其控制在安全的范圍內(nèi)。研究結(jié)果還證明了多圖層變換溫度測定法對觀察超聲聚焦平面之外的加熱狀況的重要性，該技術(shù)現(xiàn)已實(shí)現(xiàn)商業(yè)化[40]。

通過使用高頻燒蝕產(chǎn)生的熱燒蝕治療肝細(xì)胞癌[41]和通過微波過高熱產(chǎn)生的輕微加熱治療周期性胸壁乳腺癌[42]結(jié)合阿霉素?zé)崦糁|(zhì)體的臨床試驗(yàn)?zāi)壳叭蕴幱谄鸩诫A段。在研究中，聚焦平面定位于距離骨骼界面 10 mm 處時(shí)，周邊組織觀察到的熱損傷范圍較大，而將該平面定位于距離骨骼界面 0 mm 處時(shí)，損傷范圍明顯減小。在上述兩種加熱方案中，骨髓和肌肉中的藥物濃度均有顯著提高。這意味醫(yī)生可以在臨床上在不影響藥物濃度的情況下通過降低加熱程度來避免額外的熱損傷。下一步研究需要關(guān)注的是優(yōu)化藥物輸注方案；在單一聚焦平面無法覆蓋的大面積目標(biāo)區(qū)域中進(jìn)行藥物定位釋放需要的持續(xù)加熱時(shí)間，以及確定在沒有軟組織的熱量聚集效應(yīng)時(shí)，對骨骼的局部藥物釋放能否達(dá)到局部鎮(zhèn)痛或腫瘤控制的效果。

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10.3969/j.issn.1674-1633.2012.08.001

1674-1633(2012)08-0001-09

本文英文原版出自Radiology雜志2012年第263卷4月刊第117-127頁。翻譯及轉(zhuǎn)載均經(jīng)過北美放射學(xué)會許可。北美放射學(xué)會對在翻譯過程中出現(xiàn)的譯文不準(zhǔn)確現(xiàn)象概不負(fù)責(zé)。

2011-06-14

修稿通知發(fā)出日期：2011-08-05

修回日期：2011-08-26

通過審核日期：2011-09-29

定稿日期：2011-11-20

本文受加拿大國立癌癥研究院以及加拿大安大略政府基金項(xiàng)目支持。

聯(lián)系人：R．S．(e-mail: staruchr@sri．utoronto．ca)．

?RSNA，2012