Name: Podejście do modelowania obliczeniowego w celu zbadania wpływu hipertermii na mikrośrodowisko guza (Wideo) | JoVE Journal
Uploaded: 2023-12-01T15:00:00.000+00:00
Duration: 10 min 23 s
Description: Poznaj modelowanie obliczeniowe wpływu hipertermii radiowej na mikrośrodowisko guza. Symulacja ocenia zmiany ciśnienia śródnowotworowego i dystrybucję czynników terapeutycznych.

ai_agent_IP

ai_agent

maintenance

instantTrialDurationMinutes

isBiopharma

enableNewMyJoveSectionDesign

educationFeatures

seoMetaApi

ai_copilot_institution_blacklist

ai_chat_institution_blacklist

freeAccessWindow

ssoRoleCapture

scheduledMaintenanceBanner

joveLabsFeatures

disable_autoplay_for_bots

extended_trial_duration

5 minutes

Badanie było wspierane przez granty z National Science Foundation (nr 2039014) i National Cancer Institute (R37CA269622).

Simulating the Influence of a Bipolar Radiofrequency Hyperthermia System on Tumors

<ol><li>Nia, H. T., Munn, L. L., Jain, R. K. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Physical+traits+of+cancer%5BTitle%5D)+AND+%22Science%22%5BJournal%5D)">Physical traits of cancer.</a> Science. 370 (6516), 546-556 (2020).</li>
<li>Heldin, C. -H., Rubin, K., Pietras, K., Östman, A. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((High+interstitial+fluid+pressure+-+an+obstacle+in+cancer+therapy%5BTitle%5D)+AND+%22Nature+Reviews+Cancer%22%5BJournal%5D)">High interstitial fluid pressure - an obstacle in cancer therapy.</a> Nature Reviews Cancer. 4 (10), 806-813 (2004).</li>
<li>Jain, R. K. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Determinants+of+tumor+blood+flow%3A+a+review%5BTitle%5D)+AND+%22Cancer+Research%22%5BJournal%5D)">Determinants of tumor blood flow: a review.</a> Cancer Research. 48, 2641-2658 (1988).</li>
<li>Stylianopoulos, T., Munn, L. L., Jain, R. K. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Reengineering+the+physical+microenvironment+of+tumors+to+improve+drug+delivery+and+efficacy%3A+from+mathematical+modeling+to+bench+to+bedside%5BTitle%5D)+AND+%22Trends+in+Cancer%22%5BJournal%5D)">Reengineering the physical microenvironment of tumors to improve drug delivery and efficacy: from mathematical modeling to bench to bedside.</a> Trends in Cancer. 4 (4), 292-319 (2018).</li>
<li>Sheth, R. A., Hesketh, R., Kong, D. S., Wicky, S., Oklu, R. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Barriers+to+drug+delivery+in+interventional+oncology%5BTitle%5D)+AND+%22Journal+of+Vascular+and+Interventional+Radiology%22%5BJournal%5D)">Barriers to drug delivery in interventional oncology.</a> Journal of Vascular and Interventional Radiology. 24 (8), 1201-1207 (2013).</li>
<li>Chauhan, V. P., Stylianopoulos, T., Boucher, Y., Jain, R. K. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Delivery+of+molecular+and+nanoscale+medicine+to+tumors%3A+transport+barriers+and+strategies%5BTitle%5D)+AND+%22Annual+Review+of+Chemical+and+Biomolecular+Engineering%22%5BJournal%5D)">Delivery of molecular and nanoscale medicine to tumors: transport barriers and strategies.</a> Annual Review of Chemical and Biomolecular Engineering. 2 (1), 281-298 (2011).</li>
<li>Li, R., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Interstitial+flow+promotes+macrophage+polarization+toward+an+M2+phenotype%5BTitle%5D)+AND+%22Molecular+Biology+of+the+Cell%22%5BJournal%5D)">Interstitial flow promotes macrophage polarization toward an M2 phenotype.</a> Molecular Biology of the Cell. 29 (16), 1927-1940 (2018).</li>
<li>Stine, C. A., Munson, J. M. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Autologous+gradient+formation+under+differential+interstitial+fluid+flow+environments%5BTitle%5D)+AND+%22Biophysica%22%5BJournal%5D)">Autologous gradient formation under differential interstitial fluid flow environments.</a> Biophysica. 2 (1), 16-33 (2022).</li>
<li>Provenzano, P. P., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Enzymatic+targeting+of+the+stroma+ablates+physical+barriers+to+treatment+of+pancreatic+ductal+adenocarcinoma%5BTitle%5D)+AND+%22Cancer+Cell%22%5BJournal%5D)">Enzymatic targeting of the stroma ablates physical barriers to treatment of pancreatic ductal adenocarcinoma.</a> Cancer Cell. 21 (3), 418-429 (2012).</li>
<li>Pal, K., Sheth, R. A. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Engineering+the+tumor+immune+microenvironment+through+minimally+invasive+interventions%5BTitle%5D)+AND+%22Cancers%22%5BJournal%5D)">Engineering the tumor immune microenvironment through minimally invasive interventions.</a> Cancers. 15 (1), 196(2022).</li>
<li>Dunne, M., Regenold, M., Allen, C. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Hyperthermia+can+alter+tumor+physiology+and+improve+chemo-+and+radio-therapy+efficacy%5BTitle%5D)+AND+%22Advanced+Drug+Delivery+Reviews%22%5BJournal%5D)">Hyperthermia can alter tumor physiology and improve chemo- and radio-therapy efficacy.</a> Advanced Drug Delivery Reviews. 163-164, 98-124 (2020).</li>
<li>Vaupel, P., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((From+localized+mild+hyperthermia+to+improved+tumor+oxygenation%3A+physiological+mechanisms+critically+involved+in+oncologic+thermo-radio-immunotherapy%5BTitle%5D)+AND+%22Cancers%22%5BJournal%5D)">From localized mild hyperthermia to improved tumor oxygenation: physiological mechanisms critically involved in oncologic thermo-radio-immunotherapy.</a> Cancers. 15 (5), 1394(2023).</li>
<li>Stapleton, S., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Radiation+and+heat+improve+the+delivery+and+efficacy+of+nanotherapeutics+by+modulating+intratumoral+fluid+dynamics%5BTitle%5D)+AND+%22ACS+Nano%22%5BJournal%5D)">Radiation and heat improve the delivery and efficacy of nanotherapeutics by modulating intratumoral fluid dynamics.</a> ACS Nano. 12 (8), 7583-7600 (2018).</li>
<li>Li, Q., Zhou, Y., Zhang, F., McGregor, H., Yang, X. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Radiofrequency+hyperthermia+enhances+locally+delivered+oncolytic+immuno-virotherapy+for+pancreatic+adenocarcinoma%5BTitle%5D)+AND+%22CardioVascular+and+Interventional+Radiology%22%5BJournal%5D)">Radiofrequency hyperthermia enhances locally delivered oncolytic immuno-virotherapy for pancreatic adenocarcinoma.</a> CardioVascular and Interventional Radiology. 45 (12), 1812-1821 (2022).</li>
<li>Mpekris, F., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Combining+microenvironment+normalization+strategies+to+improve+cancer+immunotherapy%5BTitle%5D)+AND+%22Proceedings+of+the+National+Academy+of+Sciences%22%5BJournal%5D)">Combining microenvironment normalization strategies to improve cancer immunotherapy.</a> Proceedings of the National Academy of Sciences. 117 (7), 3728-3737 (2020).</li>
<li>Netti, P. A., Baxter, L. T., Boucher, Y., Skalak, R., Jam, R. K. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Time-dependent+behavior+of+interstitial+fluid+pressure+in+solid+tumors%3A+implications+for+drug+delivery%5BTitle%5D)+AND+%22Cancer+Research%22%5BJournal%5D)">Time-dependent behavior of interstitial fluid pressure in solid tumors: implications for drug delivery.</a> Cancer Research. 15 (55), 5451-5458 (1995).</li>
<li>Andreozzi, A., Iasiello, M., Netti, P. A. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Effects+of+pulsating+heat+source+on+interstitial+fluid+transport+in+tumour+tissues%5BTitle%5D)+AND+%22Journal+of+The+Royal+Society+Interface%22%5BJournal%5D)">Effects of pulsating heat source on interstitial fluid transport in tumour tissues.</a> Journal of The Royal Society Interface. 17 (170), 612-626 (2020).</li>
<li>Leunig, M., Goetz, A. E., Messmer, K. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Interstitial+fluid+pressure+in+solid+tumors+following+hyperthermia%3A+possible+correlation+with+therapeutic+response%5BTitle%5D)+AND+%22Cancer+Research%22%5BJournal%5D)">Interstitial fluid pressure in solid tumors following hyperthermia: possible correlation with therapeutic response.</a> Cancer Research. 52, 487-490 (1992).</li>
<li>Muñoz, N. M., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Immune+modulation+by+molecularly+targeted+photothermal+ablation+in+a+mouse+model+of+advanced+hepatocellular+carcinoma+and+cirrhosis%5BTitle%5D)+AND+%22Scientific+Reports%22%5BJournal%5D)">Immune modulation by molecularly targeted photothermal ablation in a mouse model of advanced hepatocellular carcinoma and cirrhosis.</a> Scientific Reports. 12 (1), 14449(2022).</li>
<li>Bottiglieri, A., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((RF-hyperthermia+to+modulate+tumor+interstitial+fluid+pressure%3A+an+in+vivo+pilot+study%5BTitle%5D)+AND+%2238th+Annual+Society+for+Thermal+Medicine+Meeting%22%5BJournal%5D)">RF-hyperthermia to modulate tumor interstitial fluid pressure: an in vivo pilot study.</a> 38th Annual Society for Thermal Medicine Meeting. , (2023).</li>
<li>Baxter, L. T., Jain, R. K. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Transport+of+fluid+and+macromolecules+in+tumors.+I.+Role+of+interstitial+pressure+and+convection%5BTitle%5D)+AND+%22Microvascular+Research%22%5BJournal%5D)">Transport of fluid and macromolecules in tumors. I. Role of interstitial pressure and convection.</a> Microvascular Research. 37 (1), 77-104 (1989).</li>
<li>Stapleton, S., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((A+mathematical+model+of+the+enhanced+permeability+and+retention+effect+for+liposome+transport+in+solid+tumors%5BTitle%5D)+AND+%22PLoS+ONE%22%5BJournal%5D)">A mathematical model of the enhanced permeability and retention effect for liposome transport in solid tumors.</a> PLoS ONE. 8 (12), 1-10 (2013).</li>
<li>Rossmann, C., Haemmerich, D. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Review+of+temperature+dependence+of+thermal+properties%2C+dielectric+properties%2C+and+perfusion+of+biological+tissues+at+hyperthermic+and+ablation+temperatures%5BTitle%5D)+AND+%22Critical+Reviews+in+Biomedical+Engineering%22%5BJournal%5D)">Review of temperature dependence of thermal properties, dielectric properties, and perfusion of biological tissues at hyperthermic and ablation temperatures.</a> Critical Reviews in Biomedical Engineering. 42 (6), 467-492 (2014).</li>
<li>Song, C. W., Lokshina, A., Rhee, J. G., Patten, M., Levitt, S. H. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Implication+of+blood+flow+in+hyperthermic+treatment+of+tumors%5BTitle%5D)+AND+%22IEEE+Transactions+on+Biomedical+Engineering%22%5BJournal%5D)">Implication of blood flow in hyperthermic treatment of tumors.</a> IEEE Transactions on Biomedical Engineering. 31 (1), 9-16 (1984).</li>
<li>Tompkins, D. T., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Temperature-dependent+versus+constant-rate+blood+perfusion+modelling+in+ferromagnetic+thermoseed+hyperthermia%3A+results+with+a+model+of+the+human+prostate%5BTitle%5D)+AND+%22International+Journal+of+Hyperthermia%22%5BJournal%5D)">Temperature-dependent versus constant-rate blood perfusion modelling in ferromagnetic thermoseed hyperthermia: results with a model of the human prostate.</a> International Journal of Hyperthermia. 10 (4), 517-536 (1994).</li>
<li>Andreozzi, A., Iasiello, M., Netti, P. A. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((A+thermoporoelastic+model+for+fluid+transport+in+tumour+tissues%5BTitle%5D)+AND+%22Journal+of+The+Royal+Society+Interface%22%5BJournal%5D)">A thermoporoelastic model for fluid transport in tumour tissues.</a> Journal of The Royal Society Interface. 16 (154), 0030-0046 (2019).</li>
<li>Hasgall, P. A., et al. <a target="_blank" href="http://scholar.google.com/scholar?hl=en&safe=off&q=author%3aHasgall%2C+PA+%22IT%27IS+Database+for+thermal+and+electromagnetic+parameters+of+biological+tissues%22">IT'IS Database for thermal and electromagnetic parameters of biological tissues</a>. , (2022).</li>
<li>Cavagnaro, M., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Influence+of+the+target+tissue+size+on+the+shape+of+ex+vivo+microwave+ablation+zones%5BTitle%5D)+AND+%22International+Journal+of+Hyperthermia%22%5BJournal%5D)">Influence of the target tissue size on the shape of ex vivo microwave ablation zones.</a> International Journal of Hyperthermia. 31 (1), 48-57 (2015).</li>
<li>Munson, J., Shieh, A. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Interstitial+fluid+flow+in+cancer%3A+implications+for+disease+progression+and+treatment%5BTitle%5D)+AND+%22Cancer+Management+and+Research%22%5BJournal%5D)">Interstitial fluid flow in cancer: implications for disease progression and treatment.</a> Cancer Management and Research. 19 (6), 317-328 (2014).</li>
<li>Muñoz, N. M., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Influence+of+injection+technique%2C+drug+formulation+and+tumor+microenvironment+on+intratumoral+immunotherapy+delivery+and+efficacy%5BTitle%5D)+AND+%22Journal+for+ImmunoTherapy+of+Cancer%22%5BJournal%5D)">Influence of injection technique, drug formulation and tumor microenvironment on intratumoral immunotherapy delivery and efficacy.</a> Journal for ImmunoTherapy of Cancer. 9 (2), 0018-0027 (2021).</li>
<li>Swartz, M. A., Lund, A. W. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Lymphatic+and+interstitial+flow+in+the+tumour+microenvironment%3A+linking+mechanobiology+with+immunity%5BTitle%5D)+AND+%22Nature+Reviews+Cancer%22%5BJournal%5D)">Lymphatic and interstitial flow in the tumour microenvironment: linking mechanobiology with immunity.</a> Nature Reviews Cancer. 12 (3), 210-219 (2012).</li>
<li>Mehta, A., Oklu, R., Sheth, R. A. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Thermal+ablative+therapies+and+immune+checkpoint+modulation%3A+can+locoregional+approaches+effect+a+systemic+response%5BTitle%5D)+AND+%22Gastroenterology+Research+and+Practice%22%5BJournal%5D)">Thermal ablative therapies and immune checkpoint modulation: can locoregional approaches effect a systemic response.</a> Gastroenterology Research and Practice. 2016, 1-11 (2016).</li>
<li>Song, C. W., Park, H., Griffin, R. J. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Improvement+of+tumor+oxygenation+by+mild+hyperthermia%5BTitle%5D)+AND+%22Radiation+Research%22%5BJournal%5D)">Improvement of tumor oxygenation by mild hyperthermia.</a> Radiation Research. 155 (4), 515-528 (2001).</li>
<li>Dewhirst, M. W., Oleson, J. R., Kirkpatrick, J., Secomb, T. W. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Accurate+three-dimensional+thermal+dosimetry+and+assessment+of+physiologic+response+are+essential+for+optimizing+thermoradiotherapy%5BTitle%5D)+AND+%22Cancers%22%5BJournal%5D)">Accurate three-dimensional thermal dosimetry and assessment of physiologic response are essential for optimizing thermoradiotherapy.</a> Cancers. 14 (7), 1701(2022).</li>
</ol>

Autorzy nie mają do ujawnienia żadnych konfliktów interesów.
<fo:block><fo:external-graphic src="/files/ftp_upload/65870/65870eq01.jpg"></fo:external-graphic> </fo:block>
<fo:block><fo:external-graphic border-style="dotted" border-width="thin" content-height="3.5cm" content-width="5.0cm" height="6.0cm" src="sunflower.jpg" width="9.0cm"></fo:external-graphic> </fo:block>

Przedstawiamy protokół modelowania obliczeniowego w celu połączenia przejściowych symulacji elektryczno-termicznych z symulacjami dynamiki płynów w celu zbadania wpływu hipertermii RF na profile ciśnienia płynu termicznego i śródmiąższowego w nowotworach. Kluczowym aspektem jest zbudowanie numerycznego przepływu pracy zdolnego do uchwycenia zależności istniejącej między temperaturą a ciśnieniem naczyniowym, co z kolei napędza zmiany ciśnienia płynu śródmiąższowego.
Wykorzystaliśmy związek międ...

Podwyższone ciśnienie płynu śródmiąższowego (IFP) jest cechą charakterystyczną guzów litych1. Przeciek płynu do przestrzeni śródmiąższowej z nadprzepuszczalnych naczyń krwionośnych nie jest równoważony przez odpływ płynu z powodu uciśniętych żył wewnątrznowotworowych oraz braku naczyń limfatycznych1,2,3. W połączeniu z innymi nieprawidłowymi parametrami biofizycznymi w mikrośrodowisku guza (TME), w tym z naprężeniem litym i sztywnością, podwyższone IFP obniża skuteczność dostarczania leków zarówno drogą systemową, jak i miejscową4,5,6. Ciśnienie płynu śródmiąższowego w guzach litych waha się od 5 mmHg (glejak wielopostaciowy i czerniak) do 30 mmHg (rak jasnokomórkowy nerki) w porównaniu do 1-3 mmHg w tkance prawidłowej2. Wysokie IFP odpowiada za zwiększenie przepływu płynu w kierunku marginesu guza i naraża komórki zrębu, komórki naciekające oraz inne komponenty zewnątrzkomórkowe na naprężenia ścinające1,4. Zmiany mechanobiologiczne podtrzymują immunosupresyjne TME, na przykład poprzez zwiększenie kiełkowania śródbłonka, co wspomaga angiogenezę, migrację i inwazję komórek nowotworowych, ekspresję czynnika wzrostu transformującego-β (TGF-β) oraz usztywnienie zrębu7,8,9.
Wiele badań analizowało terapie oparte na energii w celu obniżenia IFP, w tym ultradźwięki o niskiej intensywności, skoncentrowane ultradźwięki o wysokiej intensywności, impulsowe pola elektryczne oraz terapie termiczne5,10,11. Wykazano, że podgrzewanie do temperatur w zakresie 40-43 °C, określane jako łagodna hipertermia, zwiększa perfuzję krwi w guzie, co może przyczyniać się do rozszerzenia uciśniętych żył i redukcji ciśnienia naczyniowego poprzez ułatwienie intrawazacji i drenażu płynu śródmiąższowego11,12. Niektóre niedawne badania wykazały potencjał hipertermii w obniżaniu IFP, a w konsekwencji ułatwianiu dystrybucji leków lub środków kontrastowych w obrębie guza13,14. Badania te wykazują również zwiększoną infiltrację limfocytów T po zastosowaniu hipertermii w porównaniu z grupami kontrolnymi bez leczenia13.
Obiecujące wyniki eksperymentów in vivo na małych zwierzętach motywują do prowadzenia dalszych badań z wykorzystaniem podejść obliczeniowych, aby pogłębić zrozumienie tego, w jaki sposób parametry fizyczne w TME są modyfikowane przez interwencje fizyczne4,15,16,17. Wyniki z modeli obliczeniowych mogą uzupełniać badania eksperymentalne in vivo w celu ujawnienia związku przyczynowo-skutkowego leżącego u podstaw lokalnego ogrzewania (lub innych zewnętrznych źródeł energii) i IFP. Może to być szczególnie pouczające w obliczu trudności z pomiarem przestrzennych zmienności IFP za pomocą przetworników ciśnienia opartych na cewnikach i igłach, które zazwyczaj dostarczają pomiarów punktowych9,16,18,19. W kontekście dostarczania leków zrozumienie kluczowych mechanizmów biofizycznych jest niezbędne do zdefiniowania odpowiedniego protokołu ogrzewania, a także okna czasowego dla iniekcji leku, aby zwiększyć prawdopodobieństwo jego efektywnego rozprowadzenia. Ilościowe informacje dotyczące zmian w charakterystyce biofizycznej TME, w tym między innymi IFP, mogłyby również dostarczyć wglądu w interpretację odpowiedzi immunologicznej (np. infiltracji limfocytów T) na bodźce zewnętrzne.
Przedstawiamy protokół modelowania obliczeniowego zmian w profilach IFP guza wywołanych termicznie. W szczególności protokół szczegółowo opisuje sposób modelowania niestandardowego urządzenia dla małych zwierząt do dostarczania kontrolowanej terapii termicznej za pomocą prądu o częstotliwości radiowej, symulowania przejściowych profili temperatury po ogrzewaniu oraz łączenia symulacji dynamiki płynów w celu obliczenia czasowo-przestrzennych zmienności IFP guza w odpowiedzi na terapię termiczną. Model ten odzwierciedla kluczowe cechy układu eksperymentalnego, którego użyliśmy w modelu guza podskórnego (McArdle RH7777, ATCC) w poprzednim badaniu eksperymentalnym20.
Rysunek 1 przedstawia zaimplementowany przez nas model obliczeniowy służący do wyznaczania termicznie indukowanych zmian IFP w guzie otoczonym przez prawidłową tkankę. Para igieł podskórnych wprowadzonych do guza została zamodelowana w celu dostarczenia ciepła za pomocą&#160;prądu o częstotliwości radiowej 500 kHz. W domenie guza przyjęto materiał porowaty, składający się z dwóch faz: fazy stałej, reprezentującej stałą macierz zewnątrzkomórkową, oraz fazy ciekłej, reprezentującej płyn śródmiąższowy. W przypadku zmiany ciśnienia lub deformacji macierzy wynikającej z bodźca zewnętrznego, na przykład wzrostu temperatury, komponenty stałe i ciekłe ulegają reorganizacji. Powoduje to ruch płynu śródmiąższowego przez stałą macierz zewnątrzkomórkową16,17,21.
Zgodnie z teorią poroelastyczności, tensor naprężeń S (Pa) (równanie [1]) stanowi kombinację składnika sprężystego, opisującego zmianę objętości komponentu stałego względem warunków początkowych, oraz składnika porowatego, opisującego naprężenie wywołane ciśnieniem hydrostatycznym komponentu płynnego.
<img alt="Równanie 1" src="/files/ftp_upload/65870/65870eq01.jpg" style="margin: auto;" />&#160; &#160; &#160;(1)
Gdzie λ, μ (Pa) to parametry Lamégo, E to tensor odkształcenia, e to tensor odkształcenia objętościowego, Pi (Pa) to ciśnienie płynu śródmiąższowego (I to macierz jednostkowa). Dla komponentu stałego poddanego naprężeniom poroelastycznym przyjmuje się warunki stanu stacjonarnego, co oznacza, że składowe tensora naprężeń są ortogonalne, <img alt="Równanie 15" src="/files/ftp_upload/65870/65870eq15.jpg" style="margin: auto;" />.
Rycina 2 przedstawia system równań matematycznych zaimplementowany w opisanym modelu poroelastycznym oraz współzależności między komponentami zaprezentowanego modelu wielofizycznego. Schemat symulacji obliczeniowych obejmuje:
Równania problemu elektrycznego. Rozwiązanie równań problemu elektrycznego pozwala wyznaczyć uśrednione w czasie źródło ciepła RF Q (ogrzewanie dżulowskie). W tym celu zastosowano przybliżenie kwazistatyczne równań Maxwella, aby obliczyć rozkład uśrednionego w czasie pola elektrycznego E (V/m) (Rysunek 2, blok 1).
Równania problemów termicznych. Rozwiązanie równania biocieplnego Pennesa (Rysunek 2, blok 2) określa zmienność przestrzenną i czasową temperatury T (°C) będącą wynikiem działania źródła ciepła (Q) związanego&#160;z absorbowaną energią elektromagnetyczną, pasywnego ogrzewania związanego z przewodnictwem cieplnym tkanek (<img alt="Równanie 16" src="/files/ftp_upload/65870/65870eq16.jpg" style="margin: auto;" />) oraz efektu odprowadzenia ciepła przez perfuzję krwi w tkance (cWb(T) (T - Tb)). Człon odprowadzania ciepła przybliża wymianę cieplną między krwią płynącą w mikrokrążeniu a przyległą tkanką, w której absorbowana jest moc elektromagnetyczna. Równanie transportu ciepła obejmuje również człon adwekcji (<img alt="Równanie 17" src="/files/ftp_upload/65870/65870eq17.jpg" style="margin: auto;" />), który opisuje zmianę temperatury spowodowaną ruchem płynu śródmiąższowego przez macierz pozakomórkową modelu poroelastycznego. Jednakże człon ten ma pomijalny wpływ na profil temperatury w porównaniu z pozostałymi mechanizmami odpowiedzialnymi za zmianę temperatury.
Równania problemu hydrodynamiki. Równanie zachowania masy (Rysunek 2, blok 3) w połączeniu z prawem Darcy'ego (Rysunek 2, blok 4) pozwala wyznaczyć zmienność przestrzenną i czasową ciśnienia płynu śródmiąższowego Pi wynikającą z równowagi między źródłem (<img alt="Równanie 2" src="/files/ftp_upload/65870/65870eq02.jpg" style="vertical-align: middle;" />) a ujściem (<img alt="Równanie 03" src="/files/ftp_upload/65870/65870eq03.jpg" style="vertical-align: middle;" /> ) płynu. Przejściowy człon ciśnienia po lewej stronie równania zachowania masy, <img alt="Równanie 4" src="/files/ftp_upload/65870/65870eq04.jpg" style="margin: auto;" /> , opisuje reorganizację komponentów ciekłych i stałych w materiale poroelastycznym. Jest ona powodowana przez zmienność ciśnienia płynu śródmiąższowego, Pi, indukowaną zmianami ciśnienia naczyniowego Pv w funkcji temperatury.
różnica między ciśnieniem naczyniowym (Pv) oraz ciśnienie płynu śródmiąższowego (Pi) jest źródłem płynu przepływającego przez macierz zewnątrzkomórkową. Termin ujścia jest powiązany z różnicą ciśnień między naczyniami limfatycznymi (PL) oraz przestrzeń śródmiąższową (Pi). W tkance prawidłowej ciśnienie w naczyniach limfatycznych (~ -6-0 mmHg) jest do dwóch razy niższe niż ciśnienie płynu śródmiąższowego13Ta różnica ciśnień zapewnia skuteczność naczyń limfatycznych w odprowadzaniu nadmiaru płynu przesączającego się ze ściany&#160;naczyń krwionośnych do przestrzeni śródmiąższowej. W zaprezentowanym tutaj modelu nowotworu pominięto wpływ układu limfatycznego4,16,22.
Wyrażenia matematyczne z równań (2) do (5) są wykorzystywane do opisania zależności przewodności elektrycznej i cieplnej tkanki oraz perfuzji krwi w tkance od temperatury23,24. Dwa różne modele matematyczne służą do opisania zależności perfuzji krwi od temperatury odpowiednio w obszarach tkanki zdrowej i tkanki nowotworowej24,25. Modele te wykazują, że perfuzja krwi wzrasta wraz z temperaturą do dziewięciokrotności wartości bazowej w tkance zdrowej i tylko około dwukrotnie w obszarze nowotworowym. W obu modelach wzrost perfuzji krwi jest ograniczony do temperatur w zakresie łagodnej hipertermii (poniżej 45 °C). Warto wspomnieć, że wyrażenia matematyczne, równania (4) i (5), nie opisują w pełni mechanizmów leżących u podstaw zależnych od temperatury zmian perfuzji krwi w dwóch różnych typach tkanek. Pomagają one jednak przedstawić ograniczoną perfuzję, która zazwyczaj charakteryzuje mikrośrodowisko nowotworu w porównaniu z tkankami zdrowymi.
<img alt="Równanie 5" src="/files/ftp_upload/65870/65870eq05.jpg" style="margin: auto;" />&#160; &#160;&#160; (2)
<img alt="Równanie 6" src="/files/ftp_upload/65870/65870eq06.jpg" style="margin: auto;" />&#160; &#160; &#160;(3)
<img alt="Równanie 7" src="/files/ftp_upload/65870/65870eq07.jpg" style="margin: auto;" /> (4)
<img alt="Równanie 8" src="/files/ftp_upload/65870/65870eq08.jpg" style="margin: auto;" /> (5)
<img alt="Równanie 9" src="/files/ftp_upload/65870/65870eq09.jpg" style="margin: auto;" />&#160; &#160; &#160;(6)
<img alt="Równanie 10" src="/files/ftp_upload/65870/65870eq10.jpg" style="margin: auto;" />&#160; &#160; &#160;(7)
W niniejszym badaniu wykorzystano równania (6) i (7) do modelowania ciśnienia naczyniowego jako funkcji perfuzji krwi zarówno dla modeli tkanki prawidłowej, jak i nowotworowej26. Z równań (4) i (5) wynika, że szybkość przepływu krwi można wyrazić jako stosunek perfuzji krwi do gęstości krwi. Zależność między przepływem krwi a ciśnieniem naczyniowym jest dobrze opisana w literaturze3: szybkość przepływu krwi oraz oporność geometryczna (lub przewodność, Lp) naczyń krwionośnych determinują różnicę ciśnień wewnątrz naczynia krwionośnego. Wykorzystując tę zależność oraz model perfuzji krwi zależny od temperatury (równania (4) i (5)), ciśnienie naczyniowe można wyrazić jako funkcję temperatury (równania (6) i (7)).
Implementacja przepływu pracy obliczeniowej (Rysunek 2) a właściwości modeli tkankowych zależne od temperatury zostały szczegółowo opisane w następnej sekcji. Wszystkie właściwości materiałów wraz z ich opisami i wartościami bazowymi (tj. w temperaturze ciała) wymieniono w Tabela 1Zobacz Tabela materiałów w celu uzyskania szczegółowych informacji na temat oprogramowania COMSOL Multiphysics zainstalowanego na komputerze wykorzystanym do implementacji niniejszego protokołu obliczeniowego. Problem elektryczny zamodelowano przy użyciu modułu AC/DC, transport biocieplny za pomocą fizyki transportu ciepła, a problem dynamiki płynów przy użyciu interfejsu Mathematics.

<table><tbody><tr><td>COMSOL Multiphysics (v. 6.0)</td><td>COMSOL AB, Sztokholm, Szwecja</td><td></td><td>Oprogramowanie służące do realizacji obliczeniowego przepływu pracy opisanego w protokole</td></tr><tr><td>Dell 1.8.0, 11th Gen Intel(R) Core(TM) i7-11850H @ 2.50GHz, 2496 Mhz, 8 Core(s), 16 Procesor(y) logiczny(e), 32 GB RAM</td><td>Dell Inc.&nbsp;</td><td></td><td>Laptop używany do przeprowadzania symulacji obliczeniowych</td></tr></tbody></table>

podejście do modelowania obliczeniowego w celu zbadania wpływu hipertermii na mikrośrodowisko guza

A Computational Modeling Approach to Investigate the Influence of Hyperthermia on the Tumor Microenvironment

Właściwości biofizyczne mikrośrodowiska guza różnią się znacznie od normalnych tkanek. Konstelacja cech, w tym zmniejszone unaczynienie, brak drenażu limfatycznego i podwyższone ciśnienie śródmiąższowe, zmniejsza przenikanie leków do nowotworów. Miejscowa hipertermia w obrębie guza może zmieniać właściwości mikrośrodowiskowe, takie jak ciśnienie płynu śródmiąższowego, potencjalnie prowadząc do poprawy penetracji leku. W tym kontekście, wielofizyczne modele obliczeniowe mogą dostarczyć informacji na temat wzajemnych oddziaływań między parametrami biofizycznymi w mikrośrodowisku guza i mogą kierować projektowaniem i interpretacją eksperymentów, które testują bioskutki hipertermii miejscowej.
Ten artykuł opisuje krok po kroku proces pracy dla modelu obliczeniowego łączącego równania różniczkowe cząstkowe opisujące rozkład prądu elektrycznego, transfer biociepła i dynamikę płynów. Głównym celem jest zbadanie wpływu hipertermii dostarczanej przez bipolarne urządzenie o częstotliwości radiowej na ciśnienie płynu śródmiąższowego w guzie. Przedstawiono system wyrażeń matematycznych łączących dystrybucję prądu elektrycznego, przenoszenie biociepła i ciśnienie płynu śródmiąższowego, podkreślając zmiany w rozkładzie ciśnienia płynu śródmiąższowego, które mogą być wywołane przez interwencję termiczną.

Homogeniczna dystrybucja wysokiego ciśnienia płynu śródmiąższowego wewnątrz guza oraz spadek do wartości prawidłowych (0-3 mmHg) na obwodzie są charakterystycznymi cechami TME. Rysunek 4 oraz Rysunek 5 przedstawiają warunki początkowe&#160;(t = 0 min) temperatury (A), ciśnienia płynu śródmiąższowego (B) oraz prędkości płynu (C). Przed rozpoczęciem grzania, gdy temperatura początkowa wynosi 33 °C, wartość ciśnienia płynu śródmiąższowego wewnątrz guza wynosi około...

Artykuł opisuje protokół do symulacji przejściowych profili temperatury i sprzężonej czasoprzestrzennej zmienności ciśnienia płynu śródmiąższowego po ogrzewaniu dostarczanym przez dipolarny system hipertermii o częstotliwości radiowej. Protokół może być wykorzystany do oceny odpowiedzi parametrów biofizycznych charakteryzujących mikrośrodowisko guza na techniki hipertermii interwencyjnej.

Podejście do modelowania obliczeniowego w celu zbadania wpływu hipertermii na mikrośrodowisko guza

The biophysical properties of the tumor microenvironment differ substantially from normal tissues. A constellation of features, including decreased ...

Badania te mają na celu wykorzystanie modelowania obliczeniowego do zbadania wpływu lokalnej interwencji termicznej o częstotliwości radiowej na biomechanikę guza. Skupimy się w szczególności na wysokim ciśnieniu wewnątrznowotworowym spowodowanym nieprawidłowym przepływem krwi w obrębie guza, co jest jedną z głównych barier w skutecznej dystrybucji środków terapeutycznych. Interwencje, takie jak hipertermia o częstotliwości radiowej, zostały ostatnio zbadane jako potencjalne narzędzie do zaburzania mikrośrodowiska guza, na przykład zwiększając przepływ krwi, a tym samym zmniejszając ciśnienie wewnątrznowotworowe.Może to prowadzić do korzystniejszych warunków do dystrybucji środków terapeutycznych i potencjalnie poprawić odpowiedź pacjenta na leczenie terapeutyczne. Obecnie dostępne do pomiaru ciśnienia wewnątrznowotworowego opierają się na technikach inwazyjnych, które dostarczają informacji ilościowych tylko w kilku lokalizacjach w obrębie guza. Model obliczeniowy może dostarczyć środków do oceny szczególnego profilu zmiennych biofizycznych w całym guzie.Protokół to opis obliczeniowego przepływu pracy, który ujmuje związek między temperaturą tkanek a perfuzją krwi napędzającą zmiany ciśnienia wewnątrznowotworowego. Protokół opisuje geometrię modelu, która w zasadzie odzwierciedla warunki eksperymentalne in vivo zaprojektowane w celu przybliżenia klinicznej interwencji termicznej. Perspektywa wykorzystania modeli obliczeniowych do pogłębienia naszej wiedzy na temat tego, w jaki sposób na parametry fizyczne mikrośrodowiska guza, takie jak ciśnienie wewnątrznowotworowe, mogą wpływać lokalne interwencje termiczne.Aby rozpocząć wybór pól i prądów elektrycznych z fizyki prądu przemiennego/stałego, wymiany ciepła i ciał stałych z fizyki wymiany ciepła oraz interfejsów PDE z fizyki matematycznej, zdefiniuj geometrie, wybierając geometrię z górnej wstążki. Przejdź do zdefiniowania dwóch stożków o wymiarach wyświetlanych w tabeli na ekranie. Ustaw stożki w odległości wskazanej w tabeli.Te dwa stożki modelują dwie igły podskórne używane do budowy bipolarnego systemu częstotliwości radiowych. Zduplikuj dwa stożki, aby zamodelować izolację igieł, modyfikując rozmiar stożka. Następnie wybierz cylinder o odpowiedniej wysokości i średnicy, aby modelować tło tkanki mięśniowej umieszczonej przy wartości Z wynoszącej minus dziewięć milimetrów, przy jednoczesnym utrzymaniu wartości X i Y na poziomie zerowym.Wybierz inny walec o odpowiednich wymiarach, aby zamodelować cienką warstwę warstwy warstwy umieszczoną przy wartości Z wynoszącej cztery milimetry z wartościami X i Y wyzerowanymi. Następnie należy wybrać kulę o odpowiedniej średnicy, aby zamodelować guza podskórnego umieszczonego na wartości Z minus 0,5 milimetra z wartościami X i Y na zero. Następnie kliknij prawym przyciskiem myszy definicje i wybierz funkcje, a następnie po kawałku.Określ nazwę funkcji i określ temperaturę T jako argument funkcji. Wpisz wyrażenie matematyczne dla każdego przedziału temperatur zgodnego z wyświetlanymi równaniami. Powtórz kroki, używając wartości nominalnych wymienionych w wyświetlonej tabeli, aby dodać zależne od temperatury funkcje obfitości krwi i ciśnienia naczyniowego dla każdego modelu tkanki.Aby utworzyć połączenie z elektromagnetyczną symulacją termiczną, wyraź ciśnienie naczyniowe PV jako funkcję temperatury. Aby przypisać właściwości materiałów do komponentów geometrii, przejdź do sekcji Materiały i kliknij prawym przyciskiem myszy, aby wybrać więcej materiałów, a następnie materiał porowaty. Kliknij prawym przyciskiem myszy porowaty materiał, aby wybrać płynne i stałe składniki.Wybierz węzeł płynu, a następnie w obszarze Właściwości płynu wybierz pozycję krew. Wybierz węzeł bryły, a następnie w obszarze Właściwości bryły wybierz pozycję guza. W węźle bryły określ ułamek objętościowy zdefiniowany jako ciało stałe theta.Włącz wybór ręczny i wybierz element geometryczny odpowiadający określonemu materiałowi. Aby postępować zgodnie z tym protokołem, załóżmy, że obszar guza jest domeną poroelastyczną. Po zbudowaniu bipolarnego modelu hipertermii o częstotliwości radiowej przystąp do konfiguracji problemu elektrycznego.Kliknij prawym przyciskiem myszy węzeł prądów elektrycznych. Dla elektrycznych warunków brzegowych na wyświetlonym rysunku wybierz zacisk i uziemienie jako obwiednie. W przypadku terminala ręcznie wybierz proksymalny koniec górnej części jednej z dwóch igieł.Zidentyfikowana igła zapewni napięcie wejściowe. Następnie w obszarze terminal wybierz moc i określ odpowiednią wartość. Dla tego protokołu wybierz 0,5 wata dla łagodnej hipertermii na podstawie wstępnych eksperymentów ex vivo.Następnie wybierz masę i ręcznie wybierz bliższą powierzchnię drugiej igły, działającą jako elektroda powrotna dla powracającej ścieżki prądu elektrycznego. Nałożyć izolację elektryczną na pozostałą powierzchnię zewnętrzną modelu. Aby skonfigurować problem termiczny, wybierz węzeł wymiany ciepła i ciał stałych i określ 33 stopnie Celsjusza jako początkową wartość temperatury.Aby modelować efekt radiatora spowodowany przepływem krwi, kliknij prawym przyciskiem myszy wymianę ciepła w ciałach stałych, dodaj domenę źródła ciepła i wybierz geometrię, w której należy wziąć pod uwagę efekty radiatora, czyli guz i normalną tkankę. Wybierz źródło ogólne, a następnie zdefiniowane przez użytkownika i wpisz wyrażenie dla radiatora. Dla termicznych warunków brzegowych na wyświetlonym rysunku kliknij prawym przyciskiem myszy na wymianę ciepła, dodaj strumień ciepła jako warunek brzegowy i określ powierzchnie zewnętrzne, do których stosowany jest strumień ciepła.Jako typ strumienia wybierz konwekcyjne strumienie ciepła. Jako współczynnik przenikania ciepła należy użyć H równego 15 watów na metr kwadratowy na kelwin, aby zamodelować mechanizm naturalnej wymiany ciepła między skórą a powietrzem. Określ temperaturę zewnętrzną.Użyj T równa się 20 stopni Celsjusza do modelowania temperatury otoczenia w środowisku laboratoryjnym. Aby skonfigurować problem z dynamiką płynów, wybierz współczynnik z węzła PDE i określ ciśnienie jako zmienną zależną. Na tym etapie automatycznie przypisywana jest jednostka pascal.Określ jednostkę przewodności płynu jeden na sekundę jako ilość terminu źródłowego. Zdefiniuj nazwę, aby zidentyfikować zmienną PI lub ciśnienie płynu śródmiąższowego w tym badaniu. Następnie kliknij prawym przyciskiem myszy węzeł współczynnika PDE i wybierz domenę postaci współczynnika.Określ jednostkę geometryczną, do której odnosi się równanie, jako guza. Powtórz te same kroki i wybierz pozostałą tkankę jako normalną tkankę, do której należy nałożyć inny PDE. Dla modelu guza określ wyświetlane współczynniki w warunkach uzyskania równania zachowania masy.W przypadku modelu guza należy pominąć wkład układu limfatycznego. Ustaw wszystkie inne współczynniki na wartość równą zero. Podobnie, dla modelu tkanki normalnej, określ wyświetlane współczynniki pod względem uzyskania równania zachowania masy.W przypadku normalnej tkanki należy wziąć pod uwagę wkład układu limfatycznego. Ustaw wszystkie inne współczynniki na wartość równą zero. Następnie kliknij prawym przyciskiem myszy współczynnik z PDE i wybierz wartości początkowe.Wybierz domenę geometryczną jako guz i powtórz ten sam krok dla normalnego modelu tkankowego. Określ PI0 dla guza i normalnej tkanki zgodnie z wartościami podanymi w wyświetlonej tabeli. Dla warunków brzegowych związanych z badaniem dynamiki płynów pokazanym na wyświetlonym rysunku, należy kliknąć prawym przyciskiem myszy na współczynnik z PDE i wybrać warunki brzegowe Dirichleta.Wybierz zewnętrzną powierzchnię normalnej domeny tkankowej i przypisz początkową wartość ciśnienia śródmiąższowego, oznaczoną jako PI0, odpowiadającą normalnej tkance. Na koniec, aby uruchomić symulacje, należy wybrać stan przejściowy częstotliwości z węzła badania. Określ jednostkę czasu w sekundach i ustaw częstotliwość na 500 kiloherców.Po 15 minutach symulowanego ogrzewania za pomocą 0,5 wata przyłożonej mocy, ponad 50% objętości guza osiągnęło stan łagodnej hipertermii, przy czym temperatura w okolicy guza najbliżej igły przekraczała 45 stopni Celsjusza. W porównaniu z warunkami początkowymi, ciśnienie płynu śródmiąższowego stopniowo spadało z dziewięciu milimetrów rtęci w centrum guza do zera na krawędzi. Prędkość płynu nie przekraczała 0,2 mikrona na sekundę w całej domenie guza, w tym na obrzeżach.Ciśnienie płynu śródmiąższowego w czasie zmieniało się różnie w różnych odległościach promieniowych od źródła ciepła. W promieniu trzech milimetrów od igieł ciśnienie płynu reagowało na gwałtowny wzrost temperatury, ale ostatecznie nie wykazało żadnych zmian pod koniec ogrzewania. Jednak ciśnienie w pozostałej części guza stale spadało.

a-computational-modeling-approach-to-investigate-influence

Research

JoVE Journal

Bioengineering

Bioinżynieria

Niniejszy artykuł opisuje protokół hipertermii całego ciała u myszy, który może stymulować stany przypominające gorączkę przez okres od 12 do 24 hr.

Protokół długotrwałej hipertermii całego ciała u myszy

Dostosowaliśmy przepuszczalną mikroporowatą wkładkę membranową do naśladowania mikrośrodowiska guza (TME). Model składa się z mieszanej hodowli komórek, pozwala na uproszczone generowanie wysoce wzbogaconych pojedynczych populacji komórek bez użycia znakowania fluorescencyjnego lub sortowania komórek oraz pozwala na badanie komunikacji międzykomórkowej w obrębie TME w warunkach normalnych lub stresowych.

Naśladownictwo mikrośrodowiska guza: prosta metoda generowania wzbogaconych populacji komórek i badania komunikacji międzykomórkowej

Ten protokół opisuje obrazowanie intrażyciowe transgenicznych myszy wykazujących ekspresję specyficznych dla komórek markerów fluorescencyjnych. Obrazowanie przyżyciowe zapewnia nieinwazyjną metodę obserwacji w wysokiej rozdzielczości u żywych zwierząt za pomocą wszczepialnych okien, przez które możliwa jest mikroskopowa wizualizacja procesów. Ta metoda jest szczególnie przydatna do badania procesów podłużnych.

Mikroskopia przyżyciowa naczyń krwionośnych związanych z nowotworem przy użyciu zaawansowanych komór okiennych grzbietowych fałdów skórnych na transgenicznych myszach fluorescencyjnych

Prezentowany tutaj jest protokół wytwarzania mikropęcherzyków z nanocząsteczkami tlenku żelaza (NSM) poprzez samoorganizację, synergię reakcji magnetycznej, akustycznej i optycznej w jednej nanoterapeutycznej platformie do hipertermii magnetycznej i fototermicznej terapii przeciwnowotworowej.

Mikropęcherzyki reagujące na magnesy, akustycznie i optycznie do hipertermii magnetycznej i potototermicznej skojarzonej terapii nowotworów

W dobie immunoterapii i profilowania genomu pojedynczej komórki, biologia nowotworów wymaga nowatorskich narzędzi in vitro i obliczeniowych do badania interfejsu nowotworowo-immunologicznego we właściwym kontekście czasoprzestrzennym. Opisujemy protokoły wykorzystania kokultur mikroprzepływowych immunologicznych z nowotworami w warunkach 2D i 3D, kompatybilnych z dynamicznym, wieloparametrycznym monitorowaniem funkcji komórkowych.

Mikroprzepływowe modele kohodowli do analizy odpowiedzi immunologicznej w mikrośrodowiskach nowotworowych in vitro

Prezentowany tutaj jest protokół do użycia kontrolowanej hipertermii, generowanej przez ultradźwięki o wysokiej intensywności sterowane rezonansem magnetycznym, do wywołania uwalniania leku z liposomów wrażliwych na temperaturę w modelu myszy mięsaka prążkowanokomórkowego.

Hipertermia ultradźwiękowa o wysokiej intensywności sterowana rezonansem magnetycznym: wykonalna metoda leczenia w modelu mysiego mięsaka prążkowanokomórkowego

Ten protokół przedstawia fizjologicznie istotny model guza na chipie do przeprowadzenia wysokoprzepustowych podstawowych i translacyjnych badań nad rakiem u ludzi, postępu w badaniach przesiewowych leków, modelowania chorób i spersonalizowanych podejść medycznych z opisem procedur ładowania, konserwacji i oceny.

Ustanowienie fizjologicznego unaczynionego modelu mikroguza człowieka do badań nad rakiem

W protokole tym przedstawiono techniki i metodologię niezbędne do celowanej terapii hipertermicznej w modelach guzów litych. Podejście to wykorzystuje fototermiczną konwersję światła w bliskiej podczerwieni przez wstrzykiwane domięśniowo złote nanopręty w celu wywołania miejscowego ogrzewania w mikrośrodowisku guza.

Indukowanie ukierunkowanej łagodnej hipertermii w mysich modelach nowotworów poprzez fototermiczną konwersję światła w bliskiej podczerwieni za pomocą wewnątrznowotworowych nanoprętów złota

Przedstawiamy procedurę wykonania i obsługi urządzenia mikrofluidycznego, które odtwarza heterogeniczne mikrośrodowiska nowotworowe in vitro. Zmienność apoptozy w obrębie tkanki nowotworowej została określona ilościowo przy użyciu barwników fluorescencyjnych, a następnie oceniono efektywny współczynnik dyfuzji leku chemioterapeutycznego, doksorubicyny, do tkanki nowotworowej.

Urządzenie mikrofluidyczne do odtwarzania mikrośrodowiska nowotworu in vitro

Zaprojektowano cykliczny bioreaktor ciśnieniowy, który umożliwia poddawanie tkanki zastawek serca fizjologicznym oraz patologicznym warunkom ciśnieniowym. Program LabVIEW pozwala użytkownikom na kontrolowanie wartości, amplitudy oraz częstotliwości ciśnienia. Urządzenie to może być wykorzystywane do badania mechanobiologii tkanki zastawek serca lub izolowanych komórek.

Projekt cyklicznego bioreaktora ciśnieniowego do badań ex vivo zastawek tętniczych serca

Poznaj modelowanie obliczeniowe wpływu hipertermii radiowej na mikrośrodowisko guza. Symulacja ocenia zmiany ciśnienia śródnowotworowego i dystrybucję czynników terapeutycznych.

Podejście do modelowania obliczeniowego w celu zbadania wpływu hipertermii na mikrośrodowisko guza

Przeglądaj więcej filmów