题名:Advances in Dosimetry and Imaging for 203Pb and 212Pb Radiotheranostics
作者:Keamogetswe Ramonaheng 1, Milani Qebetu 2, Kaluzi Banda 2, 等
出处:Review Semin Nucl Med. 2025 Oct 7:S0001-2998(25)00121-7.
DOI: 10.1053/j.semnuclmed.2025.09.006
摘要
212Pb 靶向α粒子治疗(TAT)正迅速成为一种强大的癌症治疗手段,这是由于α粒子具有高线性能量传递和短射程的特点,能够精准杀灭肿瘤细胞,同时保护周围健康组织。其元素相同的诊疗元素 203Pb 可作为γ射线发射体用于定量 SPECT 成像,为患者特异性剂量学和治疗计划提供关键信息。SPECT 成像技术的进步,从基于碘化钠(铊)的双探头系统到 CZT 多探测器伽马相机,提高了空间分辨率、定量准确性和病灶检测能力,实现了快速患者扫描和更精确的活度定量,以支持剂量学研究。将连续的 203Pb SPECT/CT 采集、药代动力学建模和基于图像的活度定量相结合的临床剂量学工作流程,有助于可靠生成时间-活度曲线和吸收剂量估计。器官水平和体素级剂量学,结合先进的重建和微剂量学建模,进一步完善剂量计算,支持个性化治疗计划。这些进展共同凸显了 203Pb/212Pb 治疗诊断对子在转化应用方面的潜力。本综述旨在全面评估 212Pb-TAT,涵盖临床应用、203Pb 作为替代成像手段、伽马相机性能、剂量学工作流程以及预测活性定量等内容,说明这些进展如何共同实现定量、患者特异性和治疗诊断一体化的放射性核素治疗。1 引言
靶向放射性核素治疗(TRT)已成为癌症治疗领域的革命性手段,其利用放射性药物选择性地向恶性细胞递送细胞毒性辐射,同时最大限度减少对周围健康组织的暴露。这种基于精准性的治疗方法因其能实现强效、局部化的治疗效果而备受关注。在新型显像和治疗用放射性药物研发的推动下,靶向放射性核素治疗正快速发展 1,2。这些创新正在重塑精准肿瘤学的格局,并有望显著改善患者预后 3-16。
在这一快速发展的领域中,靶向α 疗法(TAT)凭借 α 粒子发射体相较于传统 β 粒子放射性核素治疗所具备的独特物理和生物学优势,已引起全球广泛关注 3,5,8,17-19。α 粒子具有高传能线密度(LET)和短路径长度,其产生的密集电离轨迹会导致高度局部化的脱氧核糖核酸(DNA)损伤,且这种损伤难以修复,从而增强辐射诱导的细胞死亡 20,21。俄歇电子的射程仅为纳米级,能在 DNA 附近沉积能量,造成高度局部化且复杂的 DNA 损伤,通常无法修复。这些射线的组织穿透性有限,使得吸收辐射剂量局限于靶向病灶,同时最大限度减少对周围正常组织的照射 22,23,如图 1 所示。
α 粒子的传能线密度(LET)约为 50-230 keV/μm(组织穿透深度为 50-100 μm),其产生的密集电离轨迹会导致高频率的不可修复双链 DNA 断裂 24-26。与发射 β 粒子的放射性核素治疗相比,这一特性使得 α 粒子具有显著更高的相对生物有效性(RBE)22,27-38。这种强效的细胞毒性使 α 发射体特别适合根除微小转移肿瘤,同时最大限度降低对正常组织的辐射毒性 22。值得注意的是,其细胞毒性效率据估计比 β 粒子高数百倍,这凸显了精准递送策略的关键重要性。
利用其独特的放射生物学特性,靶向α 疗法(TAT)中的 α 发射体已展现出强效、高度局部化的抗肿瘤效果,目前正针对多种恶性肿瘤进行研究,包括前列腺癌、乳腺癌、卵巢癌、黑色素瘤、肾癌、肺癌、膀胱癌、脑肿瘤、神经内分泌肿瘤和白血病 39。
靶向α 疗法(TAT)特有的一个关键挑战是核反冲效应:α 衰变过程中产生的子核会获得超过 100 keV 的反冲能量,这比典型的化学键能高出几个数量级,导致化学键不可避免地断裂 40,41。这一过程会导致放射性子核的重新分布,其中许多子核本身就是 α 发射体,从而带来对健康组织意外照射的风险,并使内部剂量学分析和安全性评估变得复杂。目前正在研究的缓解这些影响的策略包括将 α 发射体封装在纳米载体中、快速细胞内隔离以及肿瘤内局部给药 18。
选择合适的治疗性靶向α 疗法(TAT)核素时,首先需考虑其物理半衰期,该半衰期必须与靶向载体的生物半衰期相匹配,以确保肿瘤的充分滞留和有效的辐射剂量递送 42,43。除物理半衰期外,核素的发射谱也至关重要。同时释放穿透性光子和短射程粒子的核素具有诊疗双重性,可实现无创显像以进行患者特异性剂量学分析,同时递送高度局部化的细胞毒性效应。在这方面,α 粒子的卓越治疗效能尤为突出。因此,大量研究集中于靶向 α 疗法(TAT)的候选 α 发射体,其中铅 - 212(212Pb)、铋 - 212(212Bi)、铋 - 213(213Bi)、锕 - 225(225Ac)、镭 - 224(224Ra)、砹 - 211(211At)、镭 - 223(223Ra)和铽 - 149(149Tb)是主要研究对象。
在候选α 发射体中,Meredith等人首次将 212Pb(半衰期 T1/2=10.6 小时)应用于临床 44,45,该核素凭借其优良的衰变特性(图 2)已成为极具前景的选择。212Pb 通过 β⁻衰变生成 212Bi,随后 212Bi 沿两条不同路径衰变:(1)通过 β⁻衰变生成钋 - 212(212Po),随后快速发射 8.79 MeV 的 α 粒子;(2)直接发射 α 粒子生成铊 - 208(208Tl),释放 6.21 MeV 的 α 粒子 46。这些衰变路径共同产生了具有临床意义的高能 α 粒子链,能够引发复杂且不可修复的 DNA 损伤。此外,212Pb 的 10.6 小时物理半衰期在临床操作可行性和肿瘤有效照射之间取得了实际平衡,使其在物流层面适合用于靶向 α 疗法(TAT)。
203Pb/212Pb 配对是目前唯一可用的元素相同的诊疗组合,独特地整合了诊疗功能。在该配对中,203Pb 作为诊断组件,通过电子俘获衰变为稳定的 203Tl(图 3),并发射丰度为 80.9% 的 279.2 keV 光子 49,非常适合用于定量 SPECT 成像。203Pb 的物理半衰期为 51.9 小时,为监测放射性药物的生物分布和进行定量剂量学分析提供了充足时间,而其治疗对应物 212Pb 则发射高传能线密度(LET)的 α 粒子,能够实现高度局部化的肿瘤细胞杀伤 50。
在诊疗背景下,α 粒子的极强效能与核反冲相关挑战相互制衡。反冲诱导的重新分布程度受药代动力学、螯合剂稳定性、细胞内化和患者间变异性的影响,这强调了需要具有稳定螯合作用、可预测衰变链和可控子核动力学的核素。这些考量与 203Pb 和 212Pb 的放射药物学和放射化学密切相关。
2 203Pb 和 212Pb 的诊疗放射性药物学与放射化学
203Pb 通过质子轰击富集 205Tl 靶,经 205Tl (p, 3n) 203Pb 核反应生成 51。利用自动化系统(如 NEPTIS Mosaic-LC)可获得高纯度的 [203Pb] PbCl₂或 [203Pb] Pb (OAc)₂,该系统采用艾希罗姆铅树脂(Eichrom Pb resin)等铅选择性树脂。用 8 M 盐酸或 1 M 醋酸铵洗脱可得到高比活度、放射性核素杂质极少(201Pb<0.1%)且稳定铅含量 < 0.4 ppm 的产物,适用于直接放射性标记 51。尽管富集 205Tl 的成本较高,但预计 203Pb/212Pb 诊疗配对的需求增长将激励更广泛的生产和优化 51,52。
212Pb 通常从 224Ra-212Pb 发生器中获取。传统的固相离子交换系统利用 AGMP-50 或锶树脂(Sr Resin)等树脂选择性提取 Pb (II),随后进行洗脱和纯化 53,54。近期开发的液基发生器系统允许在兼容放射性标记的缓冲液中原位标记生物分子(如单克隆抗体),并通过凝胶过滤简化分离过程 55。这一系统无需酸洗脱或干燥步骤,支持临床放射性药物制备,但仍存在微量 224Ra 泄漏和一次性使用限制等问题 55。
高效的螯合作用对于减少 212Pbβ⁻衰变后子核素(尤其是 212Bi)的释放至关重要。DOTA(1,4,7,10 - 四氮杂环十二烷 - 1,4,7,10 - 四乙酸)和 TCMC(1,4,7,10 - 四氮杂环十二烷 - 1,4,7,10 - 四 (甲基膦酸))是研究最广泛的 212Pb 螯合剂 55-57。212Pb 的氧化态为 + 2,可与 TCMC 和 DOTA 形成络合物。TCMC 的体内性能更优,包括更高的络合效率、更强的抗酸解离能力以及更低的 212Bi 释放率(DOTA 的释放率约为 30%-36%,而 TCMC 更低),有助于减少肾脏滞留和毒性 57。PIP-DTPA(哌嗪基 - DTPA)和 AZEP-DTPA(氮杂环庚基 - DTPA)是 DTPA 的环状衍生物,已用于 203Pb 的研究,其中 PIP-DTPA 尽管全身清除速度更快,但在 212Bi 的肾脏清除方面表现更优 3。氮杂冠醚(如 NOTA、TETA)和大体积配体由于尺寸不匹配,与 Pb (II) 的配位效果较差,而 NETA 等新型配体则展现出更好的稳定性和生物分布特性 56,58。
含膦酸酯的螯合剂(如 DOTMP、EDTMP)也能与 Pb (II) 形成稳定络合物,但同样会允许 212Bi 释放。DOTMP 的体内稳定性优于 EDTMP,但仍会导致一定程度的肾脏蓄积。
载体的选择取决于生物靶点、疾病动力学和核素半衰期(图 4)。单克隆抗体(mAbs)具有高特异性和长循环时间,尽管 212Pb 的半衰期相对较短,但仍可能适用于 212Pb 标记 59。肽类和小分子化合物能够快速靶向肿瘤并清除,与 212Pb 的衰变周期高度匹配。在临床上,生长抑素类似物(如 DOTATATE)和 PSMA(前列腺特异性膜抗原)配体已展现出优异的靶向效能 60。DARPins(设计锚蛋白重复蛋白)和微型蛋白等新兴平台在快速动力学和高特异性之间取得了良好平衡,使其成为基于 212Pb 的靶向 α 疗法(TAT)的潜在载体,尽管目前仍处于早期研究阶段 61。
203Pb 的诊疗作用不仅限于肿瘤显像,还可用于个体化剂量学分析和药代动力学表征。作为与 212Pb 化学性质相同的类似物,203Pb 能够无创定量生物分布、最大浓度(Cmax)、达峰时间(Tmax)、肿瘤摄取、不良反应和辐射剂量学,这些对于治疗规划和疗效监测至关重要 51,62。212Pb 已成为具有重要临床意义的核素,在受体靶向 α 疗法(TAT)中展现出强大的治疗潜力 63-65。3 基于 212Pb 的靶向 α 疗法的临床应用
近期使用 212Pb 标记放射性药物的临床试验已展现出令人鼓舞的治疗效果 60,66-69。这些发现进一步激发了人们对 203Pb/212Pb 诊疗配对的关注,将其视为影像引导、基于剂量学的个性化癌症治疗平台 61-65。基于 212Pb 的靶向 α 疗法临床试验概述见表 1,而将 203Pb 纳入结局指标的研究见表 2。
4 用于 212Pb 靶向 α 疗法的 203Pb 替代显像
由于α 粒子无法直接显像且 γ 射线发射丰度低,不足以实现可靠显像,212Pb 靶向 α 疗法(TAT)的临床应用受到限制。可检测信号主要来自伴随的 β⁻射线、γ 光子、衰变过程中产生的特征 X 射线以及子核素。为实现分子显像、预测性剂量学分析和个体化治疗规划,需采用光子发射更丰富且可定量的核素作为替代物。
传统上,替代显像依赖正电子发射体,利用正电子发射断层显像(PET)的高灵敏度、高分辨率和高定量准确性。因此,镓 - 68(68Ga)、氟 - 18(18F)、铜 - 64(64Cu)、锆 - 89(89Zr)和碘 - 124(124I)仍是临床诊疗中广泛使用的显像配对核素。与基于 PET 的替代物不同,SPECT 可直接利用治疗性核素的 γ 射线发射,无需额外显像剂即可持续监测治疗反应 70。
203Pb/212Pb 等元素匹配替代物的合理性得到了对比研究的支持,这些研究表明化学性质不同的同位素配对(如 68Ga 标记肽与 90Y 标记肽)之间存在药代动力学差异 71。作为同一元素的同位素,203Pb 与 212Pb 具有相同的配位化学和生物学行为,同时发射适合定量 SPECT 和 SPECT/CT 显像的 γ 射线(279 keV,丰度 80.9%)10,63,72。其较长的半衰期(51.9 小时)进一步支持了延长药代动力学研究和提高剂量学准确性,这是 68Ga 等短寿命 PET 同位素无法实现的优势。
尽管具有这些优势,但将 203Pb 显像结果转化为 212Pb 治疗时仍存在重要不确定性。其中最主要的是 212Pb - 配体络合物的体内稳定性以及其 α 发射子代核素(212Bi、212Po)的潜在重新分布。这种重新分布可能导致 203Pb 的显像分布与 212Pb 及其子代核素的吸收剂量分布不一致。解决这些不确定性需要系统研究络合物稳定性、子代核素滞留情况以及吸收剂量估算值与生物学结局的相关性。
在这一诊疗模式中,203Pb 为基于 SPECT 的定量剂量学提供了科学可靠的平台,支持 212Pb 标记放射性药物的准确生物分布研究、药代动力学表征和治疗优化。其应用体现了诊疗一体化原则,即元素匹配的诊断配对核素能够提供具有临床指导意义的数据,以指导和个性化靶向 α 疗法(TAT)。图 2 和图 3 总结了 203Pb、212Pb 及其子代核素的关键 γ 射线和 X 射线发射,强调了与剂量学最相关的显像特性。这些衰变发射也为优化 203Pb 和 212Pb 定量 SPECT 显像的推荐采集协议提供了依据。5 临床 SPECTγ 相机:双探头与 CZT 多探测器系统
靶向α 疗法(TAT)中 SPECT 显像的采集协议主要由 γ 相机性能决定。能量分辨率、空间分辨率和灵敏度等关键系统参数直接影响图像质量、定量准确性和临床可行性。高能量分辨率可实现更窄的能量窗,从而改善散射鉴别;而更高的空间分辨率有助于检测接近系统分辨率极限的微小临床相关病灶 73。灵敏度决定了采集时间,这对于个体化剂量学所需的全身 SPECT/CT 研究尤为关键 —— 优化的系统可缩短扫描时间,提高患者舒适度和临床通量。
传统的基于 NaI (Tl) 的闪烁探测器虽然成本效益高且应用广泛,但受限于其对光电倍增管(PMTs)的依赖。多次光子 - 电子转换过程会导致能量测量和空间定位的统计不确定性,从而限制定量准确性和空间保真度 74。SPECT/CT 系统的关键性能特征总结于表 3。
碲锌镉(CZT)固态探测器在一定程度上克服了这些限制(图 5),其通过光电效应和康普顿效应产生的电荷感应将入射 γ 光子直接转换为电信号。无需光电倍增管(PMTs)减少了统计不确定性,将空间分辨率提高至约 23 mm79。像素化 CZT 探测器设计有效减少了死时间损失和信号饱和,同时允许探测器更靠近患者。通过消除边缘畸变和扩大可用视野,这些系统显著提高了病灶检出率和定量可靠性,使其特别适用于 203Pb 和 212Pb 的治疗后显像 75。
商用 3D 环形 CZT SPECT/CT 系统(如光谱动力学公司的 Veriton 和通用电气医疗集团的 StarGuide)将早期心脏 CZT 设计扩展至全身显像,能够为诊疗应用提供动态和快速采集 80,81。Veriton-CT 200 系列采用 12 个独立旋转的数字探测器柱,排列成完整的 360° 环形,通过自适应人体轮廓调整最小化探测器与患者的距离,最大化灵敏度和空间分辨率。Veriton 的 SPECT 能量范围为 40-200 keV,每个探测器柱可径向移动、沿机架旋转和摆动,支持灵活的患者适应性采集协议。
StarGuide SPECT/CT 系统同样采用 12 个探测器柱,每个探测器柱包含 7 个 16×16 CZT 像素化模块(2.46×2.46 mm²,厚度 7.25 mm),每个像素均配有双间距钨平行孔准直器。StarGuide 的能量范围更广(40-279 keV),分为两种模式:“低能量” 模式(通道 = 0.5 keV)适用于能量高达 200 keV 的射线,“中能量” 模式(通道 = 1 keV)适用于能量超过 200 keV 的峰,可容纳 203Pb 的主要 γ 射线(279 keV,80.9%)和 212Pb 的主要 γ 射线(238.6 keV,43.3%)。其扩展能量范围还可支持高达 500 keV 的光子能量扫描。每个探测器柱可独立进行径向、旋转(每个床位 2-6 步,旋转角度最大 25°)和摆动(±15°)运动,实现高时间分辨率和患者适应性采集。
Veriton 和 StarGuide 均提供高分辨率、定量显像、快速全身 SPECT、动态采集协议和患者友好的扫描时间,满足 203Pb/212Pb 靶向 α 疗法(TAT)中个体化剂量学和治疗后监测的需求。必须根据相机系列仔细选择采集所用的能量范围,因为这直接影响每种核素的主要 γ 射线和特征 X 射线的准确检测。尽管目前这两种系统均不支持准直器更换,但必须考虑隔片穿透效应,并在适当时在图像重建过程中进行校正,以维持定量准确性。
如表 3 所示,不同设计的 SPECT 系统性能差异显著,这对剂量学采集协议具有直接影响。传统基于 NaI (Tl) 的 SPECT 系统使用 MEGP 准直器时的空间分辨率约为 22 mm。Kastner等人 77 报告,对于 203Pb 的 279 keV 光电峰,MELP 准直器的灵敏度为 78.8 cps/MBq,HE 准直器为 43.2 cps/MBq;对于 212Pb 的 239 keV 光电峰,MELP 准直器的灵敏度为 1148.9 cps/MBq,HE 准直器为 622.7 cps/MBq。这些系统的全身采集通常需要 30-40 分钟,定量准确性在 ±10% 以内。数字双探头 CZT SPECT 和多探测器 3D CZT SPECT/CT 系统则有显著改进,空间分辨率(FWHM)分别约为 10 mm 和 3 mm。尽管 CZT 系统上 203Pb 和 212Pb 的灵敏度数据仍在研究中,但其灵敏度性能可能优于基于 NaI (Tl) 的相机,尤其是在 3D 环形结构中。这些进步使得双探头 CZT 的采集时间缩短至约 20 分钟,3D CZT SPECT/CT 的采集时间缩短至 12-15 分钟,同时定量准确性提高至 ±5% 以内。空间分辨率、灵敏度和采集速度等这些性能特征共同为优化采集协议提供了关键依据。因此,无论是传统 SPECT、CZT SPECT 还是多探测器 3D SPECT,均是临床剂量学工作流程的重要组成部分,其中准确的定量显像支持靶向 α 疗法(TAT)中的患者特异性规划和治疗优化。6 临床剂量学工作流程
准确的临床剂量学对于优化患者结局、减少常规临床实践和临床试验中的不确定性至关重要。通过实现患者特异性治疗规划,剂量学能够在维持正常组织安全剂量范围的同时最大化肿瘤剂量递送,从而克服固定活度协议的局限性—— 在固定活度协议中,每单位给药活度对应的正常组织暴露可能相差高达 5 倍 82。基于剂量学的靶向放射性核素治疗(TRT)不仅能提高生存率和治疗效果,还能提供关键数据以确定吸收剂量阈值,并定义肿瘤和器官特异性剂量 - 反应关系。此外,它有助于在患者群体中跨不同放射性药物进行比较,最终为循证靶向放射性核素治疗(TRT)规划奠定坚实基础。靶向放射性核素治疗(TRT)的剂量学工作流程包括一系列基本步骤,旨在为目标病灶和正常器官提供准确的患者特异性吸收剂量估算值(图 6)。
该过程首先使用剂量校准器进行准确的活度测量,然后对γ 相机进行校准,以建立核素和采集协议特异性校准因子(CFs)。这依赖于系列 SPECT/CT 显像,以更高的定量准确性捕捉活度的时空分布,确保可靠的剂量学评估。对生成的图像进行重建,包括衰减校正、散射校正、准直器 - 探测器响应校正和部分容积效应校正,并在适当时进行死时间校正,以实现绝对活度定量。随后对多个时间点的感兴趣区(VOIs)进行配准和分割,这一过程越来越多地得到人工智能(AI)工具的支持。根据这些数据生成时间 - 活度曲线(TACs),并进行拟合和积分以确定时间积分活度(TIA),同时需严格控制外推以最小化误差。最后,采用以下方法之一进行吸收剂量计算:基于医学内照射剂量(MIRD) formalism 的 S 值法,或基于患者特异性的方法(如体素水平法和直接蒙特卡罗(MC)模拟),后者通过考虑组织异质性和非均匀活度分布,提供了最高水平的准确性。基于图像的剂量学工作流程中这些基本步骤的详细描述已在我们之前的出版物中全面阐述 83。
在剂量学工作流程中,后续章节将重点关注靶向α 疗法(TAT)剂量学的关键方面 84,尤其侧重于 203Pb 和 212Pb:(1)药代动力学和活度定量:准确的活度定量对于获得可靠的药代动力学数据至关重要,因为生物分布测量中的误差会直接影响吸收剂量估算值;(2)子核素:准确的剂量学需要考虑放射性子核素的重新分布和迁移;(3)小规模和微剂量学:由于 α 粒子的短射程和异质性能量沉积,需要进行小规模剂量学分析,以量化组织、器官或细胞水平的非均匀剂量分布,从而提高对生物学效应的预测准确性。6.1 药代动力学与图像活度定量
药代动力学决定了活度在肿瘤和正常器官中的滞留时间,因此需要进行系列定量显像以构建时间 - 活度曲线(TACs)。使用 203Pb 或 212Pb 的 SPECT/CT 可在多个时间点提供活度的三维分布,据此可回顾性计算吸收剂量,并前瞻性应用于治疗规划。203Pb 和 212Pb 的图像采集协议总结于表 4,包括制造商推荐设置和文献中报道的用于配备 CZT 多探测器或 NaI (Tl) 探测器的临床 γ 相机的协议 47,77。这些指南考虑了 γ 相机的性能特征(包括能量分辨率)以及适合可显像辐射能量的推荐准直器类型。尽管使用多探测器 CZTγ 相机进行 203Pb 和 212Pb 临床显像的数据尚未发表,但已有多项研究探讨了最佳采集参数,包括中能量(ME)与高能量(HE)准直器的选择 47,77。
准直器选择是影响 203Pb 和 212Pb 显像灵敏度、图像质量和定量准确性的关键因素。研究观察到一种矛盾现象:尽管 212Pb 的 γ 射线和 X 射线发射概率较低,但测得的灵敏度通常高于 203Pb。这一现象归因于准直器诱导的铅 X 射线、隔片穿透以及高能子代核素发射(尤其是 208Tl 的 2.6 MeV 光子)的向下散射 77。现有数据表明,203Pb/212Pb 诊疗配对的显像存在权衡:MELP 准直器提供更高的灵敏度,但更容易受到隔片穿透和死时间损失的影响;而 HE 准直器虽然灵敏度较低,但在治疗活度水平下对 212Pb 的定量显像更可靠 47,77,86。对于 203Pb,MELP 准直器仍适用于临床使用;而对于 212Pb,通常推荐使用 HE 准直器以最小化定量误差。此外,研究发现 X 射线能量窗中的死时间损失高于光电峰,这强调了仔细选择能量窗的重要性。
从表 4 可见,203Pb 发射丰度为 80.9% 的 279 keV 光子,高能污染物极少(401.3 keV 的丰度为 3.4%,低丰度 X 射线 < 100 keV),使其非常适合定量 SPECT82。作为 212Pb 的替代物,203Pb 的另一个关键优势是其足够长的物理半衰期,超过其治疗对应物的 4 个半衰期。这些特性使 203Pb 高度适用于定量显像、活度定量和吸收剂量估算 62,87,88。
212Pb 在衰变为 212Bi 的过程中也会产生可测量的光子发射,最显著的是 238.6 keVγ 射线(丰度 43.3%)和 75.1-87.7 keV 范围的特征 X 射线(丰度 36%)。这些发射已成功应用于临床前和临床研究 89,90,证明了 212Pb 定量显像的可行性。
对于 203Pb,研究报告显示,在活度高达约 900 MBq 时,探测器响应接近线性,计数损失 < 10%,覆盖了 200-500 MBq 的诊断活度范围 62,86。相比之下,212Pb 受死时间影响较大,根据准直器选择的不同,在活度低至 20-40 MBq 时计数损失约为 20%91。因此,在给药后第一个显像时间点(活度最高),死时间校正尤为关键,且应根据特定 γ 相机系统的计数率性能进行调整。
图 7 对比了使用 203Pb 和 212Pb 的图像采集结果,突出显示了 SPECT/CT 横断层图像以及全身平面扫描中图像质量的差异。观察到的图像质量差异可归因于上述物理衰变特性和探测器特异性特征的综合作用。212Pb 及其子代核素的高能发射产生的隔片穿透和铅 X 射线导致背景增加和空间模糊 92。此外,高能光子(如 208Tl 的 2.6 MeV 发射)的大量向下散射污染了低能窗,进一步降低了对比度。在早期时间点,高活度水平还可能导致死时间损失和脉冲堆积,导致计数恢复非线性和光谱畸变(尤其是在窄 X 射线窗中),与 203Pb 相比,造成图像模糊和对比度降低 77。这些观察结果得到体模研究的支持,表明 HE 准直器为 212Pb 提供了灵敏度和图像质量的最佳平衡。尽管衰减效应更大,但 HE 准直器的 79 keV 图像能够在较低活度浓度下最可靠地显示体模球体 77。综上,这些发现证实,当通过适当校正和最佳准直器选择考虑所有图像质量下降因素时,212Pb 的临床采集是可行的 47。
6.2 203Pb 和 212Pb 的最佳显像时间点
203Pb 的最佳显像时间点:准确的剂量学依赖于在多个时间点量化器官和肿瘤的活度,以捕捉放射性药物分布和清除的动态变化。203Pb 剂量学的最佳显像通常在注射后 1-4 小时进行,此时肿瘤对比度、信噪比和图像质量达到最佳平衡 92。早期采集(<1 小时)可捕捉初始生物分布,而后期时间点(24-48 小时)可增强肿瘤与肝脏的对比度,但受限于更高的噪声和降低的病灶检出率 93。研究表明,1.5-2 小时和 22 小时的中间扫描可可靠反映药代动力学,并为后续 212Pb 治疗提供规划支持 34。这些发现支持灵活的显像方案,常规剂量学强调早期至中期时间点,后期采集可选择性用于低对比度病灶或详细药代动力学分析。
212Pb 的最佳显像时间点:212Pb 剂量学的体模研究表明,在给药后 1、24 和 48 小时可实现可靠的活度定量,迭代重建收敛可确保定量准确性 95。在 60 MBq 212Pb-ADVC001 输注后,已成功在 1.5、5、20 和 28 小时进行临床 SPECT/CT 显像,为剂量学提供了实用可行的时间点 50。这些发现支持灵活的显像方案,强调早期至中期扫描以优化靶向 α 疗法(TAT)的定量评估。此外,结合对所有主要物理图像质量下降效应(衰减、散射和准直器 - 探测器响应)校正的 212Pb 定量 SPECT/CT 显像方法的开发,证明了 212Pb 准确定量显像的可行性。6.3 累积活度计算
在配准和分割后,对离散显像时间点的源区域活度进行定量,进而计算每个区域的累积活度(Ãrs)。为了从这些离散测量值生成连续的时间 - 活度曲线(TACs)[即 Ars (t)],通常采用解析拟合(常用指数和)或线性插值(梯形法)96:
其中,Aj (0) 是第 j 个组分的初始活度,λ 是核素的物理衰变常数,λj 是生物消除常数,λ+λj 代表有效消除常数。
在第一个和最后一个图像时间点之外进行适当的外推对于准确估算时间积分活度(TIA)至关重要,欧洲核医学协会(EANM)建议外推区间的贡献应低于总时间积分活度(TIA)的 20%97。积分可在器官水平进行(假设动力学均匀),或在体素水平进行(以捕捉与微剂量学相关的异质性分布)。这种方法构成了利用 203Pb SPECT 显像进行 212Pb 预测性剂量学的基础。6.4 利用 203Pb SPECT/CT 显像进行 212Pb 预测性剂量学
212Pb 通过 β 发射衰变为 212Bi,赋予子核相对较低的反冲能量,从而降低其与螯合剂解离的可能性 87。尽管如此,212Bi 从 212Pb 衰变位点的迁移仍是剂量学准确性的关键决定因素,因为 212Bi 和 212Po 的 α 发射贡献了大部分治疗剂量。实证数据表明,高达约 36% 的 212Bi 可能会从靶向载体上脱落 98,这强调了在从 203Pb 衍生的药代动力学外推时,需要考虑子核素重新分布的影响。
关于不同螯合剂 - 配体系统中 212Bi 的动力学稳定性的研究有限。体外数据表明,在某些缺乏肽配体的 DOTA 衍生物中,约 30% 的 212Pb 衰变会释放 212Bi,这为基于 203Pb 显像的治疗前剂量学带来了显著的不确定性 9。结合人体铋生物动力学的药代动力学建模进一步表明,释放的 212Bi 可能快速重新分布到血浆、肝脏和肾脏,如果忽略这一点,可能导致肿瘤剂量高估和正常组织剂量低估。
为了应对这些挑战,已提出了通用校正形式,其中利用实验或模型得出的铋释放分数(f)和器官特异性衰变概率 ψ(ri←rs),对 203Pb 衍生的时间积分活度(TIA)进行子核素重新分布校正。此类方法能够更准确地预测 212Pb 的时间积分活度(TIA),并改善患者特异性剂量学,同时保持肿瘤与正常组织剂量的空间保真度。基于时间 - 活度曲线(TACs)的时间积分活度(TIA)必须校正由 212Pb 产生的 212Bi 的潜在重新分布。
如果已知释放的铋离子分数(f),则可通过通用形式校正 203Pb 衍生的时间积分活度(TIA):
其中,Araw (ri) 是未进行重新分布效应校正的特定器官(ri)的时间积分活度(TIA),A (ri) 是该器官的校正后时间积分活度(TIA)。f 与 ψ(ri←rs) 的乘积代表从特定源器官(rs)到目标器官(ri)的时间积分活度(TIA)分数转移,其中 ψ(ri←rs) 描述了从 rs 释放的铋离子在 ri 中衰变的概率。附加校正项∑rs Araw (rs)ψ(ri←rs) 允许时间积分活度(TIA)在包括肿瘤在内的所有软组织中均匀分布。
整合微剂量学校正和亚器官药代动力学模型,能够在考虑子核素迁移、重新分布和螯合剂稳定性的同时,细化吸收剂量估算值。通过连续时间 - 活度曲线(TAC)拟合和外推,生成所有器官的校正后时间积分活度(TIA)。利用这些数据,可根据医学内照射剂量(MIRD)原则进行患者特异性剂量学分析 100。6.5 吸收剂量估算
存在多种将累积活度(Ãrs)转换为吸收剂量的方法。由核医学协会医学内照射剂量(MIRD)委员会建立的医学内照射剂量(MIRD)形式主义是第一个被广泛采用的剂量学框架。它通过将时间积分活度(TIA)与预先计算的 S 值相结合,计算源区域和目标区域的平均吸收剂量,其中 S 值代表从源区域到目标区域的单位累积活度的平均剂量 100:
其中,D (rT) 代表递送至目标区域 rT 的吸收剂量,Ãrs 是源区域 rs 的时间积分活度(TIA),S (rT←rs)(或 S 值)表示 rs 中每单位活度在 rT 中产生的平均吸收剂量。
计算 S 值的方法包括局部能量沉积(LDM)、剂量点核(DPK)和蒙特卡罗(MC)模拟。尽管经典医学内照射剂量(MIRD)方法假设活度分布均匀且组织均质,但由于其速度快且能够整合平面显像数据,仍被广泛使用。患者特异性剂量学方法利用体素化 S 值和剂量图,生成器官和病灶的剂量 - 体积直方图(DVHs)。
蒙特卡罗(MC)模拟明确模拟了基于 CT 的患者特异性几何结构内的衰变位置和辐射传输,提供准确的体素水平能量沉积。剂量点核(DPK)可在源体素和目标体素上离散化,通过与累积活度卷积生成剂量图,而体素 S 值(VSVs)则将医学内照射剂量(MIRD)原则扩展至体素水平。局部能量沉积(LDM)假设源体素内能量完全吸收,适用于 α 粒子或短射程 β 粒子发射体。尽管剂量点核(DPK)和体素 S 值(VSV)可能低估异质组织中的剂量,但根据图像分辨率和计算资源,蒙特卡罗(MC)模拟或局部能量沉积(LDM)可能是更优选择。这些方法的详细描述已在我们之前的出版物中提供 83。这些方法共同实现了 212Pb 靶向 α 疗法(TAT)的剂量学估算,考虑了物理、生物学和微剂量学因素。该框架为患者特异性剂量学提供了坚实基础,并且当活度分布异质时,可扩展至体素水平或微剂量学分析。6.6 小规模和微剂量学:侧重于基于 212Pb 的靶向 α 疗法
对于 212Pb 靶向 α 疗法(TAT),基于医学内照射剂量(MIRD)形式主义的传统器官水平剂量学仅能提供初步估算,不足以捕捉短射程、高传能线密度(LET)α 粒子的生物学效应。微剂量学致力于解决微米尺度上能量沉积的随机性问题。在这一框架中,比能(z)作为吸收剂量的微剂量学对应物 101,定义为电离辐射赋予的能量(e)与小目标体积质量(m)的比值。与代表平均量的吸收剂量不同,比能本质上是随机的,反映了微观尺度上个体辐射相互作用的概率分布。
因此,微剂量学对于评估治疗效果和正常组织毒性至关重要。在细胞和亚细胞水平,活度的定位(如细胞膜上、细胞质内或细胞核内)决定了细胞核中的能量沉积和 DNA 损伤概率。这使得 212Pb 对亚细胞药代动力学的假设尤为敏感,因为其 α 发射子代核素(212Bi、212Po)会产生高度局部化的剂量。
212Pb 微剂量学的计算方法包括适用于简单几何结构的解析形式主义和适用于真实细胞和组织结构的全蒙特卡罗(MC)模拟(如 Geant4-DNA、MCNPX、GATE)。这些方法能够评估细胞簇内的自剂量和交叉剂量、肿瘤中的剂量 - 体积直方图(DVHs)以及微米尺度上比能的随机分布。此类建模表明,在靶向 α 疗法(TAT)中,剂量异质性而非平均器官剂量通常是肿瘤控制和毒性的相关预测因子 96。
将小规模和微剂量学模型整合到 203Pb/212Pb 剂量学框架中,能够弥合宏观时间 - 活度曲线(TAC)衍生的滞留时间与决定 212Pb 靶向 α 疗法(TAT)治疗结局的微观能量沉积模式之间的差距。这些发现总结于表 5,并在图 8 中展示。
7 人工智能在靶向 α 疗法中的新兴影响
人工智能(AI),特别是深度学习(DL),正越来越多地应用于放射性药物治疗剂量学,提高患者特异性工作流程的效率和准确性 112,113。对于 203Pb/212Pb 诊疗,人工智能(AI)有助于实现器官和肿瘤的自动分割,减少操作者变异性并加快剂量计算 114。深度学习(DL)模型可通过去噪、超分辨率重建和从早期采集的 PET 或替代显像图像合成图像来提高图像质量,实现定量显像并降低患者负担。
至关重要的是,人工智能(AI)能够从治疗前替代显像(203Pb)生成体素水平剂量图,以预测治疗性(212Pb)分布,解决靶向 α 疗法(TAT)中常见的器官内异质性和非均匀辐射剂量沉积挑战 115。生成式模型和基于卷积神经网络(CNN)的模型已展示出改进的剂量预测和器官分割准确性,同时保持临床可接受的误差 116。
尽管取得了这些进展,但仍存在局限性,包括缺乏全面的多中心训练数据集、显像协议的变异性以及需要考虑α 发射体衰变链中子核素重新分布的问题。标准化、严格验证以及将基于生理学的药代动力学建模与人工智能(AI)整合,对于在 203Pb/212Pb 诊疗中充分实现可靠、患者友好的剂量学至关重要。8 结论
新兴的 203Pb/212Pb 诊疗配对为定量显像和个性化靶向 α 疗法(TAT)提供了强大平台。203Pb 通过高质量 SPECT/CT 显像和可靠的药代动力学建模实现准确的治疗前剂量学分析,而向 212Pb 的转化则需要仔细考虑子核素迁移、螯合剂稳定性以及所发射 α 粒子的短射程和高传能线密度(LET)特性。图像重建、时间 - 活度曲线(TAC)拟合和时间积分活度(TIA)估算的进步,结合体素水平和微剂量学方法,正在细化吸收剂量计算的准确性。最终,将这些方法整合到患者特异性剂量计算中,为个体化治疗规划奠定了基础。定量显像的持续发展,加上微剂量学建模,有望将 212Pb 剂量学从概念框架转变为临床适用工具,实现更安全、更有效和个性化的 α 粒子治疗。
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