上篇我们讲述了RPT的机制和生物学效应以及适用于RPT的放射性核素，有兴趣的小伙伴可以翻到下面查看之前的链接。本节我们来说一下对RPT剂量学。有兴趣的小伙伴也可以私信小编获取全文。
剂量学
疗效和*性预测对于癌症治疗计划的合理实施至关重要。放射性核素治疗的生物学效应由明确定义的物理量（吸收剂量（D））介导的，吸收剂量（D）定义为单位质量的组织所吸收的能量。放疗所积累的丰富癌症治疗经验为放射性核素治疗剂量提供参考依据64。而在化疗，以及靶向生物疗法和免疫疗法中，都没有剂量学相关的参数设置。剂量测定分析可以作为患者治疗的一部分进行，以计算肿瘤与正常器官吸收剂量之间的关系，从而预测治疗成功的可行性。
随着时间的推移，计算机技术和可用于进行剂量测定的工具不断迭代发展。估算吸收剂量的最初目的是评估核医学诊断成像剂的潜在风险，而剂量学的风险评估仅针对患者的平均剂量，而不是根据某个特定患者进行的剂量估算。框1中列举了用于计算这些值的方案。这些方案为RPT剂量测定提供了基础，但该计算的目的仅用于评估放射线因诊断成像而诱发的风险，因此不适用于与RPT相关的*性和抗肿瘤功效评估。方框2总结了剂量学方法适用于RPT的方案。下面简要介绍采用这种方案和扩展含义（方框2中未进行概述）。
方框1适用于显像剂的剂量测定和风险评估方案建立适用于放射性核素的风险评估的剂量学形式的最早进展之一是对吸收剂量D的基本定义（公式1）的重新表述，D是由放射性物质（ε）的平均能量之差除以吸收的质量（m）得到：
公式1由内照射剂量医学委员会重新定义为两个量的乘积，一个量是放射性核素在体内的药代动力学，另一个为放射性核素和患者的解剖结构特性81，：
公式2从放射性核素变为衰变的总数得到目标区域rT的吸收剂量D。，发生在放射源区域rS内。公式3.它是通过从放射性药物注入时间t=0开始到一定时间后以rS（以A（rS，t）表示）的放射性积分来获得的，特定组织中的放射性都已从组织中清除或衰减（在几乎所有的诊断核医学和放射性药物治疗方案中，都设置为无穷大）：
图的a部分说明了计算给定源区域的时间积分活动所涉及的不同元素。圆圈对应于所选择的源区域中在不同时间点的放射性测量（例如，通过成像）。穿过圆圈的线对应于最匹配测量数据的方程的拟合。图中所示的指数方程式通常用于组织，这些组织会迅速累积所施用活动的一部分，然后随时间清除。甲（?小号，吨）可以等同于表示从与清除率是生物清除率（的总和特定源组织中的放射性的清除的指数函数λ乙）和物理衰减率（λP）。λ乙?+λP?=λ?，有效（e）中的清除率;甲0和?F小号是所施用的活性和馏分在源组织（S），分别在t=0（即，背面从拟合外推至y轴）。时间相对活动度曲线下的面积是崩解总数，正式称为时间积分活度（TIA）。
图a部分说明了计算给定放射源区域的时间积分活度所涉及的不同元素。圆圈对应于所选择的放射源区域中在不同时间点的放射性测量（例如，通过成像）。穿过圆圈的线对应于通过方程计算的数值。图中所示的指数方程式通常用于计算组织中迅速累积的随时间呗清除的那部分活度。A（rS，t）可以代表从特定组织清除放射性的指数函数，该清除率即为生物清除率（λB）和物理衰减率（λP）的总和。λB+λP=λe，有效（e）清除率；A0和fS分别是在t=0时在源组织中的给药活度和分数。时间相对活动度曲线下的面积是衰变总数，正式称为时间积分活度（TIA）。
如何定量这些测量值的方法已经公开80，83，。
第二个量，即S值，提供了组织中每个衰变放射性核素被靶组织吸收的能量。图的b部分的公式2.中各符号的定义，该小号值包含反映核素衰变发射的总数，Δ，从放射源区域发射的能量总量（rs），被靶标区域吸收的量（rs）,∮(rt←rs)，以及目标区域质量M（rs)。通常，有关此数量和基于S值的剂量学的其他计算细节，请参见参考文献81。
方框2放射性药物治疗的剂量学评估方案方框插文1中提出的剂量学形式包含许多隐含假设，这些假设不适用于评估潜在*性或治疗功效的剂量学计算。已经建立了使用来自正电子发射断层扫描/计算机断层扫描（CT）或单光子发射断层扫描/CT技术测量患者体内活度分布的更直接方法，该分布融合CT扫描数据来获得的解剖定位结构。这种体素化剂量接近使用蒙特卡洛和点核的方法来计算的吸收剂量的空间分布，，。这些技术使我们可以根据患者实际的解剖结构（包括肿瘤）来计算吸收剂量，而不是根据参考人群平均几何形状来计算吸收剂量。通用方法如下所示。该图描绘了在解剖成像上融合的活度值积分，以及使用点核获得吸收剂量。
图a显示了一组3D矩阵，它们表示多个时间（A（x，y，z，t）的放射性分布。随着时间的流逝，按体素（即体素或更大的离散结构）进行积分。这将生成一个3D图像集，表示每个体素（在图b部分中由TIAi表示）中随时间的活度积分，其中TIA为随时间的总活度。特定体素（在此示例中为肾脏）的吸收剂量是TIAi的总和一种?（x，y，?）A~(x,y,z)乘以每单位TIA的源到目标距离相关的吸收剂量（也称为剂量点内核）。所有放射源体素的总和给出目标元素的总剂量。
或者，可以颠倒顺序，对活度分布图像执行剂量计算，对剂量率而不是活度分布图像进行积分。剂量计算本身可以直接利用蒙特卡洛技术进行。后者的优点是适合存在密度和组份差异的组织。这对于空气或骨骼组织界面附近的剂量估算（例如，肺或骨髓剂量计算）尤其重要。
基于诊断的剂量学评估，患者特定的剂量测定法可以量化该药物在肿瘤和正常器官中的分布65。可以通过增加注射活度来增加集中在肿瘤中的RPT剂的量，这势必会影响肿瘤吸收的剂量。例如，在放疗中，为了实现肿瘤骨转移患者超过3年的肿瘤控制，60-70戈瑞的吸收剂量是非常必需的66，67。尽管可以通过较高的给药活度来达到如此高的平均肿瘤吸收剂量，但研究表明，肿瘤内变异性可能非常大，导致肿瘤的某些部分达到并超过了该剂量范围，但总体平均水平远低于治疗功效68。这些观察结果也推动合理的吸收剂量驱动的放疗与RPT69结合的联合疗法的发展。
在RPT中，器官*性通常不是由整个器官的吸收剂量决定的而是通过吸收剂量的“热点”来反映。如果某个高吸收剂量的区域对应于对器官功能至关重要的器官子区域，则尤是如此。例如，一些RPT药剂（主要是肽）会浓缩并保留在肾皮质中，因此，与整个肾脏体积中的吸收剂量相比，肾皮质中的吸收剂量可更好地预测其对整个器官的*性70。对于某些RPT剂，所述生物学相关的区域可以是微观的（例如，肾单位71或唾液腺的毛细管72，73）。反之亦然。在一项关键的随机临床试验中，接受二氯化镭（Xofigo）的患者观察到的3级或4级血液学*性，包括中性粒细胞减少症（2％），血小板减少症（3％），白细胞减少症（3％）和全血细胞减少症（1％）56。这种差异可能是镭在骨髓中的微观分布造成的，这些数据表明，由于α粒子短的发射范围，并且这些RPT剂仅存在与在骨小梁表面，因此它们仅能辐照骨表面80μm内的造血（骨髓）细胞，这意味着大部分骨髓细胞并不早射程范围内，因此，平均骨髓吸收剂量并不能准确预测对整个骨髓细胞的*性74。
就当前的成像技术并不具解决微观尺度上的活度分布所需的分辨率。但是，通过在人体中进行的全器官宏观测量与从临床前研究中获得的微观信息配对，我们就可以从宏观测量中获得微观信息。比如利用在诸如PET/CT或SPECT/CT之类的患者成像模式获得的图像上绘制轮廓，该图像涵盖整个器官（例如肾脏）或器官内的宏观子隔间（例如肾皮质）。利用这些宏观等值线可绘制时间与活度曲线（TAC）。通过使用这些度量，可以为每个子隔间定义一系列分配因子。然后，这些临床前衍生的分配因子可用于将人类全器官放射性核素崩解转换为人类每个器官子间隔相应数量的放射性核素崩解。
对RPT剂量测定有大量的文献可以参考，包括技术方面53，54，78，79，80，81，82，83，84，85，86，剂量反应研究87，88，89，90，91和用于在RPT结合剂量学92。
放射性药物在癌症临床治疗中的进展和挑战（一）
放射性药物在癌症临床治疗中的进展和挑战（二）
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