Summary
МРТ-совместимый специально разработанный на основе лазера нагревательное устройство было разработано, чтобы обеспечить локальный нагрев подкожных опухолей, чтобы активировать высвобождение агентов из термочувствительных липосом, специально в области опухоли.
Abstract
Липосомы были использованы в качестве систем доставки лекарств целевой твердые опухоли через эксплуатации повышенной проницаемости и удерживания (ЭПР) эффекта в результате значительного сокращения системной токсичности. Тем не менее, недостаточно выпуск инкапсулированного лекарственного средства из липосом ограничивается их клиническую эффективность. Чувствительные к температуре липосомы были разработаны для обеспечения сайт-специфического высвобождения лекарственного средства для того, чтобы преодолеть проблему ограничено опухоли наркотиков биодоступность. Наша лаборатория разработан и тепловой активирована термочувствительный липосом формулировку цисплатин (CDDP), известный как HTLC, чтобы обеспечить сработавшей выпуск CDDP на солидных опухолей. Термически активируемый доставка в естественных был достигнут в мышиных моделях с использованием по индивидуальному заказу на основе лазера нагревательное устройство, которое обеспечивает конформное нагрева образец в месте опухоли, что подтверждается MR термометрии (MRT). Волоконно-оптический устройство контроля температуры был использован для измерения температуры в реальном временив течение всего отопительного периода с онлайн регулировки поставки тепловой энергии переменного мощность лазера. Доставка лекарств была оптимизирована под магнитного резонанса (МР) изображение руководства путем совместного капсулирования с контрастным веществом MR (т.е. gadoteridol) вместе с CDDP в термочувствительных липосом в качестве средства для проверки протокол нагрева и оценки накопления опухоли. Протокол нагрева состоит из предварительного нагрева течение 5 мин до введения HTLC и 20 мин нагрева после инъекции. Этот протокол результате нагрева в эффективном выпуска инкапсулированных препаратов с самой высокой изменения МР сигнала, наблюдаемого в нагретой опухоли по сравнению с нетопленном опухоли и мышцы. Это исследование показало, успешное применение лазерного аппарата на основе нагревательного для доклинической разработки термочувствительного липосом и важности МР-управляемой проверки протокола нагрева для оптимизации доставки препарата.
Introduction
Патофизиология солидных опухолей приводит к повышенной проницаемости и удержания (ЭПР) наноразмерных систем. Это привело к развитию многих системах доставки лекарственных средств, которые используют этот эффект для целевой опухолевой ткани при минимизации системных побочных эффектов 1. Технологии доставки Липосомальный были широко исследованы наркотиков или изображений зондов 2. Хотя липосомы существенно снизили системную токсичность по сравнению с традиционной химиотерапией, было мало улучшений в клинической эффективности 3,4. Исследования показали, что ограниченной эффективности из-за отсутствия высвобождения лекарственного средства от носителя 4,5. В результате развития липосом, которые активируются, чтобы освободить инкапсулированное лекарство в ответ на внешние раздражители привлекла значительное внимание. Гипертермия была использована в течение многих десятилетий в относительно безопасном метода лечения для больных раком 6. Поэтому разработкания термочувствительных липосом из с тепла, внешнего триггера была логическая комбинация со значительным потенциалом для клинического перевод. Действительно, lysolipid содержащие термочувствительный липосомы препарат доксорубицин, известный как LTSL-DOX, в настоящее время достигла клиническую оценку 7.
Последние клинические данные с LTSL-DOX показал, что протокол для доставки тепла является критическим фактором, который может в значительной степени повлиять на результаты лечения пациентов 8. В людях, радиочастотные, микроволновая печь, лазерные и ультразвуковые преобразователи используются для применения гипертермии локально на участках опухоли 9. В доклинических исследованиях, требующих нагрева подкожных опухолей, отопление катетеры 10,11 и 12,13 водяные бани наиболее часто используют. В этой рукописи, мы вводим новый метод для нагрева подкожных опухолей, используя специально созданных на основе лазера установки отопления, что позволяет более конформное нагрев объема опухоли. Использование MR, совместимый мариалы, установка достаточно мал, чтобы поместиться в отверстие небольшого животного MR томографа, что позволяет в реальном времени мониторинг изменений температуры тканей при лазерном нагреве.
МР контрастный агент, gadoteridol (Б-HP-DO3A), был одним из инкапсулируется CDDP в термочувствительной липосом формулировке CDDP (HTLC), известный как Gd-HTLC, в режиме реального времени МР изображение наведением мониторинг и оценку тепла -активированную релиз наркотиков и проверка протокола отопления. Наши результаты показывают, что лазер на основе нагревательное устройство эффективно активировать высвобождение инкапсулированных агентов из препарата Б-HTLC будучи контролироваться с помощью МР-томографии.
Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.
Protocol
1. Подготовка липосом
- Растворить липиды 1,2-Dipalmitoyl- Sn глицеро-3-фосфохолин (ДПФХ), 1-стеароил-2-гидрокси-SN глицеро-3-фосфатидилхолин (MSPC или S-лизо ПК) и N - (карбонил methoxypolyethyleneglycol 2000) -1,2-distearoyl- зп глицеро-3-фосфоэтаноламин (MPEG 2000 -DSPE) в хлороформе. Например, для приготовления 10 мл HTLC, взвесить из 314,4 мг DPPC, 39,4 мг MSPC и 83,9 мг MPEG 2000 -DSPE в янтарную стеклянную ампулу. Затем растворить липиды в 2 мл хлороформа и нагревают флакон на 30 сек в водяной бане при 60 °.
- Удалить хлороформ, используя роторный испаритель. Поместите полученную липидную пленку под высоким давлением вакуума O / N.
- В течение 10 мл HTLC, гидрат липидной пленки с 5 мл 0,1 н трис-буфере (рН 7,4) в течение 1 ч. В то же время, взвесить 162,4 мг 1,2-dipalmitoyl- SN глицеро-3-phosphoglycerol (ДППГ) липидов и 100 мг CDDP порошок и гидрата WIth 5 мл 0,1 н Трис-буфер, содержащий 30% этанола (рН 7,4) в течение 1 ч.
- Для формулировки Б-HTLC, взвесить одинаковое количество ДППГ липидов и 10 мг CDDP порошка, то гидрат с 2,5 мл раствора Б-HP-DO3A (279,3 мг / мл) плюс 2,5 мл 0,1 н Трис-буфере, содержащем 30% этанола ( рН 7,4) в течение 1 ч. Во гидратации, смеси должны храниться в непрозрачные сосудики и помещены на плите при 70 ° С при постоянном перемешивании и встряхиванием каждые 10 мин.
- Смешайте липидной смеси и липидный наркотиков смесь, и снова гидрат в течение 1 часа. Вихрь каждый 15-20 мин.
- Соберите 10 мл экструдер с двумя стеками 200 нм поликарбонатные фильтры. Подключение thermobarrel экструдера в баню оборотной воды при 70 ° С, и подсоединить экструдера в сжатый резервуар азота.
- Сразу же после гидратации, переноса смеси в экструдер камеры. Откройте поток азота (набор давление до 200 фунтов на квадратный дюйм), чтобы выталкивать липосом через мембраны. Соберите liposomES в 50 мл пробирку. Держите трубку в ванну с горячей водой (70 ° C) в течение всего времени процесса экструзии. Повторите этот процесс 5 раз.
- Разберите экструдера и изменения в двух стопок 100 нм поликарбонатные фильтры. Соберите экструдера и установить давление до 400 фунтов на квадратный дюйм. Повторите шаг 5, за исключением того, выдавите липосом в 10 раз. Собирают пробу из конечного профиля в 15 мл пробирку.
- Охладить липосом до комнатной температуры, и центрифуги при 1000 мкг в течение 3 мин для осаждения нерастворимого ЦДДП.
- Диализировать липосом O / N против 0,9% физиологического раствора в диализной трубке с 15000 молекулярная масса отсечки (MWCO) в стерильных условиях.
- Развести 10 мкл липосом в 990 мкл дистиллированной воды. Используйте динамического рассеяния света для измерения распределения по размерам HTLC и Gd-HTLC. Выполните 3 измерения с 10 трасс каждый.
- Развести 40 мкл липосом в 3960 мкл дистиллированной воды. Сделайте 5-6 стандартных растворов платины и гадолинияв диапазоне концентраций от 0,1 до 20 мкг / мл. Измерьте концентрации платины и гадолиния с помощью индуктивно-связанной плазмой атомно-эмиссионный спектрометр (ICP-AES) в 3 различных длин волн. Выполните 3 измерения на каждой длине волны для среднего результата.
- Определить гель жидкокристаллической фазы температуры перехода (T) м липосомной состава HTLC использованием дифференциального сканирующего калориметра (ДСК). Нагрузка 5-10 мг HTLC в ДСК и использовать пустую кастрюлю в качестве ссылки. Использование скорости сканирования 5 ° С / мин, чтобы нарастить температуру от 0 ° С до 60 ° С.
- Оберните липосом в алюминиевую фольгу, чтобы предотвратить попадания света и хранить при 4 ° С.
2. В пробирке освобождение от липосом
- Подготовка спин колонки.
- Инкубируют 50 г шарики гелевые фильтрационные в 400 мл 0,9% физиологического раствора при комнатной температуре в течение 3-4 ч. Сверните листок стекловаты, мокрый 0,9% физиологического раствора и поместите его в кончик 1 мл шприц, Нажмите стекловату, чтобы заполнить приблизительно 0,05-0,1 мл шприца. Использование стеклянной пипетки, чтобы постепенно добавлять около 1 мл гель-фильтрации в шприц.
- Поместите шприц в 15 мл пробирку и центрифугируют при 1000 х г в течение 3 мин. Удалить столбец спин и поместите его в 15 мл трубки.
- Образец 400 мкл HTLC или Gd-HTLC в 8 стеклянных флаконах 1 драхмы и инкубировать на водяной бане с контролируемой температурой на обоих 37 ° С или 42 ° С. Вынуть один флакон в каждый момент времени (т.е., 5, 15, 30 и 60 мин) и сразу поместить его на льду.
- Добавить 100 мкл 0,9% физиологического раствора в подготовленную колонку спина, затем добавить 100 мкл HTLC или Gd-HTLC до инкубации (контроль), либо после инкубации в водяной бане в колонке спина. Центрифуга при 1000 мкг в течение 3 мин. Удалите шприц из трубки и разбавить раствор в трубке для анализа ICP-AES.
3. Имплантация подкожного ксенотрансплантата рака шейкиОпухоль
- Все исследования на животных проводились в соответствии с протоколами животных пользования, утвержденных Комитетом по уходу животное сети здравоохранения университета (иНп) по.
- Выполните все исследования на животных в Кабинете обеспечения биобезопасности (BSC). Автоклав все хирургические инструменты перед любой хирургической операции. После каждого хирургического вмешательства, протрите хирургические инструменты с 70% этанола и стерилизуют еще раз, используя горячий шарик стерилизатор.
- Для эвтаназии, поместите животное в изолированном СО 2 камеры, а затем выполните шейки дислокации.
- Для общей анестезии с использованием 100% кислорода, использовать 5% изофлуораном для индукции и 2% для обслуживания. Для обеспечения глубины анестезии, применять давление щипцами в ладонной поверхности подушечки наблюдать реакцию животных. Применить глаз смазку, чтобы предотвратить сухость под наркозом.
- Для животных, которые подверглись операции, поместите животное в клетке чистой, без компании других животных. Монитор до достаточно сознание не восстанавливается.
- КультураME-180 клеток в альфа-минимальной поддерживающей среде (MEM α-), дополненной 10% фетальной бычьей сыворотки (FBS) и антибиотики.
- Урожай клетки и сохранить клетки в полной среде, прежде чем прививки. Граф клеток с использованием гемоцитометра.
- Привить каждого донора мышь нести внутримышечной (IM) ME-180 (человека рака шейки матки клеток) опухоли.
Примечание: Рост на месте им была выбрана для того, чтобы обеспечить развитие имеют хорошо развитую сосудистую опухолей. Покупка женщина SCID мышей (в возрасте 6-8 недель, примерно 20 г), поступающих от Питомника в доме.- Обезболить женский SCID мышь и ввести 1 х 10 6 МЕ-180 клеток в икроножной мышце задней конечности с помощью иглы 27 G.
- Измерение размера опухоли с использованием суппорт до опухоли не достигнут 9-12 мм в их наибольшему размеру. Завершить изучение, если опухоль превысил 12 мм, или, если масса опухоли компрометирует нормальное поведение, передвигаться, продовольствия и воды потребление.
- Имплантаты частей опухоли мышей-доноров в мышей-реципиентов.
- Обезболить доноров мышь, используя 5% изофлуораном. Эвтаназии мыши с помощью шейки дислокации под наркозом. Удалить опухоль доноров из мыши-донора. Вырезать опухоль в кубических фрагментов 2-3 мм 3.
- Обезболить мышь получатель, используя 5% изофлуораном. Вводят 100 мкл 0,5 мг / мл мелоксикам подкожно перед операцией. Применение йода хирургического решения скраб, затем 70% этанола и, наконец, раствор йода к выбритой коже. Бритье левую заднюю конечность мыши-реципиента. Сделать надрез на уровне кожи. Вставьте один донор опухоли кусок подкожно через разрез. Закрыть разрез с помощью 1-2 раны клип (ы).
- Снимите зажимы 3-5 дней после имплантации. Подкожные опухоли требуется для использования лазерной установки на основе нагрева.
- Разрешить опухоли расти в течение 2-3 недель, прежде чем термообработки.
4. Проектирование, АсемБлай и калибровка конформного Лазерная доставки осветитель для in vivo на отопление
- Достичь ткани нагрев с помощью диодного лазера с 763 нм, соединенный с конформной осветитель с помощью оптического волокна.
- Подсветка обеспечивает равномерное поверхностное лазерное освещение опухоли ксенотрансплантата. Она состоит из мм блока сильно отражающего материала, содержащего три примыкает свет интеграции камеры сферы с одной камеры в середине (16 мм в диаметре) и 2 маленьких камер по обе стороны (16 мм в длину и 5 мм 30 х 20 х 17 в диаметре) (рис 1).
- Для того, чтобы свет, чтобы пройти из одной камеры в другую, два небольших отверстия диаметром 5 мм были вырезаны между малым наружным камер и большей средней камеры. Свет подается из лазера в внешних камер с использованием вырез конца волокна 400 мкм, подключенный к лазеру, который передается в камеру через отверстие диаметром 600 мкм.
- Из-за природы света Interaction с стенок камеры, свет доставлен в одну из маленьких камер пространственно гомогенизированный затем проходит через внутренние порты в большей камере, где она дополнительно пространственно гомогенизации. Свет затем выходит из диаметром 10 мм, порт на средней камеры.
- Калибровка свет подсветки доставку по отношению к установленной мощности лазерного использованием NIST откалиброван 50 мм интегрирующую сферу для измерения передаваемой мощностью.
- Рассчитать распределение света в опухоли с помощью Монте-Карло моделирования, основанные на упрощенной геометрии опухоли. Создание код Монте-Карло в пользовательском алгоритме письменного с коммерческой вычислительной пакета программного обеспечения и базы на стандартную код Монте-Карло моделирования света транспорта в многослойных тканей Жака и др. 14.
- Модель опухоли, как полусфера, лежащей на плоской линии кожи диаметром соответствие средний размер опухоли на 7 мм на поверхности кожи и онпролета 5 мм. Модель равномерное освещение поверхности случайным запуска фотоны по всей открытой полусфере и прямой в центре шара.
- Используйте оптические свойства, включая поглощения, мкА = 0,025 мм -1, рассеяние, μ S = 10 мм -1, коэффициент анизотропии, г = 0,9 и показатель преломления, N = 1,4. Используйте один миллион фотоны в расчет.
- Выполните эти измерения перед любыми в естественных отопления экспериментов без каких-либо дополнительных модификаций после первоначальной калибровки.
5. Конформная Отопление опухоли с помощью специально разработанной программы установки лазерной камеры
- Подключите один конец волоконного лазера в лазерном устройстве, а другой конец к осветителя.
- Обезболить животное, используя 5% изофлуораном. Вставьте 27 G впрыска катетер в боковой хвостовой вены мыши. Вставка 22 г катетер в центре опухоли. Поставьте температуры пр волоконно-оптическийOBE в полый катетер для контроля изменения температуры.
- Покройте всю опухоль с осветителем (рис 2). Сначала установите власть 0,8-1 В. Включите лазер и подождите, пока температура повышаться. Поддерживают температуру опухоли при 42 ° С с ручной регулировкой мощности лазера от 0,1-0,8 Вт
6. Распределение температуры Оценивается Через MR термометрии (МРТ)
- Измерьте распределение температуры в отапливаемом опухоли с использованием лазерной установки на основе нагревательного через протонов сдвигу резонансной частоты (ПРФ-смены) МРТ на системе формирования доклинической MR 7 Тесла 15 в сочетании с волоконно-оптических измерений датчиков температуры.
- Приобретение термометрии изображения в 10 интервалах сек с использованием последовательности 2D-импульса вспышки (эхо времени 4,5 мс; время повторения 156,25 мс) с 312 х 312 мкм в плоскости разрешения и 2 мм толщина среза в одном срезе на уровне оптического волокна Температура пробыть.
7. Г-н Мониторинг Agent версии
- Выполните Т 1 -weighted изображений до и через 20 мин после введения Gd-HTLC.
- Имплантат две опухоли, по одной на каждой из задних конечностей, женского SCID мыши с использованием способа, описанного выше в разделе 3 для имплантации. Предварительный нагрев опухоли на левой задней конечности в течение 5 мин при 42 ° С перед введением Gd-HTLC в дозе 66,3 мг / кг Б-HP-DO3A и 1,4 мг / кг CDDP, то нагревать опухоли в течение дополнительных 20 мин после инъекции. Выполните инъекции во время термообработки. Используйте опухоль на правой задней конечности, как неотапливаемом контроля.
- Приобретать динамические изображения MR (36 х 20 мм поле-обзора, 200 х 200 мкм в плоскости разрешение, 2 мм толщина среза; протокол последовательность МР), чтобы контролировать Б-HP-DO3A выпуск на 12-секундными интервалами в течение всего 20 мин Сообщение администрация Gd-HTLC, начиная 30 сек до инъекции.
- Контур опухоль (отапливаемых и неотапливаемых) и объемы мышц.Вычислить среднее MR сигнал всех вокселей внутри каждого фасонной объема.
Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.
Representative Results
Липосомы HTLC производятся с использованием общих методов, в том числе формирование липидная пленка, гидратации, экструзии и диализа. Во шагов, связанных с CDDP, следует соблюдать осторожность, чтобы не подвергать CDDP любому алюминиевого материала, а CDDP будет отключена через образовании черной депозита. Иллюстрация HTLC показано на рисунке 3. Физико-химические свойства HTLC были обобщены в рукописи недавно опубликованной в журнале Controlled Release 16. Гадолиний и платины концентрации препарата Б-HTLC являются 1,87 ± 0,28 мг / мл и 0,10 ± 0,02 мг / мл, соответственно.
Подсветка лазерного основе установки отопления использует три небольших, соединенных камер, которые обеспечивают однородную распределение света (± 15%) на 10 мм диаметр выходного отверстия. В зависимости от мощности лазера, мощность передается в диапазоне от 0,5 до 1,7 Вт / см 2, а мерыd с помощью калиброванного интегрирующую сферу. Результаты показаны на фиг.4 как поперечное сечение опухоли. Если предположить, что суммарная мощность 1 Вт, максимальная плотность потока в любой точке опухоли 70 мВт / см 2. Мощность лазера уменьшается в 2 раза на уровне кожи по сравнению с пиковой плотности энергии чуть ниже поверхности опухоли.
Отопления с использованием лазерной установки на основе нагрева генерирует относительно однородную карта распределения температуры, как это было подтверждено PRF-сдвига MRT (рисунок 5). Пруф-сдвиг МРТ отслеживает относительное изменение температуры от абсолютного базового измерения, приобретенных до нагрева точечного источника (т.е. датчика температуры оптического волокна).
Из анализа МР сигнала (рис 6C), нагретый опухоли отображает высокий относительный прирост сигнала по сравнению с неотапливаемом опухоли и мышцы после введения Gd-HTLC, который не поддерживается до концаотопительного периода.
Рисунок 1. Дизайн осветителя. (A) Размеры осветителя. (B) размеры внутренних камер. Пожалуйста, нажмите здесь, чтобы посмотреть большую версию этой фигуры.
Рисунок 2. Иллюстрация на основе лазера установки отопления вместе с устройством контроля температуры. Волоконного лазера (синяя линия) подает свет прожектора. Волоконно-оптический датчик температуры (желтая линия) помещали в центр опухоли через 22 G катетером для контроля изменения температуры. В режиме реального времени характерратура показания отображаются на экране компьютера. Измененный журнал Controlled Release 2014, 178, 69-78. 16 Пожалуйста, нажмите здесь, чтобы посмотреть большую версию этой фигуры.
Рисунок 3. Схематическое изображение композиции HTLC (не в масштабе). Липидные композиции, концентрация ЦДДП и размер липосом HTLC проиллюстрированы. Измененный журнал Controlled Release 2014, 178, 69-78. 16 Пожалуйста, нажмите здесь, чтобы посмотреть большую версию этой фигуры.
Рисунок 4. Modelinг легкого поставки опухоли с использованием небольшой интегрирующую сферу. (А) Схема модели, показывая опухоль поднят выше нормального основной ткани. Красные стрелки показывают направление и охват исходных фотонов в расчете. Освещение охватывает всю площадь поверхности повышенной опухоли. (Б) Результаты расчета, показывающие распределение плотности энергии света в опухоли. (C) в поперечном сечении участок легкой флюенса от глубины, а белый пунктирной линии, показанной в позиции (В). Скорость Fluence в опухоли на глубине кожи составляет 50% от максимальной плотности мощности. Пожалуйста, нажмите здесь, чтобы посмотреть большую версию этой фигуры.
Рисунок 5. Распределение температуры оценивается через MR термометрии. &# 160;. (А) Т 2 -weighted изображение, показывающее анатомическое расположение двух двусторонней основе имплантированных опухолей (Б) Распределение температуры карта генерируется из нагрева левую опухоль 42 ° С с использованием лазерной установки на основе отопления, в то время как правой опухоли остались без подогрева. Данные повторно проанализированы с Журнале Controlled Release 2014, 178, 69-78. 16 Пожалуйста, нажмите здесь, чтобы посмотреть большую версию этой фигуры.
Рисунок 6. Контроль МР из gadoteridol освобождения из липосомы Б-HTLC после тепловой активации. Т 1 -weighted МРТ-изображений (применяется тот же уровень окна) мыши, несущего два подкожные ME-180 опухоли, с одной на каждого из задних конечностей ( А) предварительно инъекции Gd-HTLC и(Б) 20 мин после инъекции Gd-HTLC (т.е. после того, как весь период нагрева). (С) Относительная сигнала МР изменяет нормализованы к первой временной точке динамического периода получения МР мыши, показанной на (а) и ( Б). Данные представляют собой среднее + SD. Данные повторно проанализированы с Журнале Controlled Release 2014, 178, 69-78. 16 Пожалуйста, нажмите здесь, чтобы посмотреть большую версию этой фигуры.
Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.
Discussion
Липосомы были впервые разработаны в 1960-х годах, как средств доставки лекарств, которые несут гидрофильные препараты в своем внутреннем водном объеме и гидрофобные препараты в их липидного бислоя 2. Кроме того, чтобы использовать в терапевтических применений липосомы были изучены в диагностических применений, когда помечены радионуклидов или загружены изображения контрастных агентов 17. В последние годы, тераностики и лечебно-диагностическая пар были преследовали, чтобы обеспечить возможности для работы с изображениями, руководствуясь стратификации пациента и доставки лекарств 17,18. В настоящее время исследование основывается на концепции изображения наведением доставки лекарств, чтобы оценить сработавшей высвобождения лекарства из термочувствительных липосом с использованием специально разработанный на основе лазера установки отопления под руководством MR.
Как упоминалось выше, водные ванны или нагревательные катетеры широко используются для нагрева подкожных опухолей. Метод водяной бане требует погружение всей конечности в горячей WАтер, в результате чего неспецифической высвобождения лекарственного средства, по всей конечности в дополнение к выпуску в области опухоли. Использование нагревательного катетера требует размещение на 18 г катетера в центре опухоли, и было показано, что требует нагрева в течение относительно длительного периода времени (15 мин), чтобы достичь устойчивого состояния тепловой 11.
В настоящем исследовании, недавно разработанный на основе лазера установки отопления обеспечивает конформное способ доставки тепла в объеме опухоли, как показано на МР основе оценки распределения температуры карте (рис 5). Неоднородность в карте ПРФ-сдвига в неотапливаемом правой задней конечности и правой опухоли конечностей на рисунке 5, возможно, отражает сочетание низкой сигнал-шум в непосредственной близости от восприимчивости артефактов и небольшими физиологических или отопления, вызванной движений, которые могут непосредственно компромисс отопление и регистрация базовый образ, а также ввести небольшие изменения в наведенных полей вокругрегионы офсетной магнитной восприимчивости. Кроме того, было установлено, что тепловое устойчивое состояние может быть достигнуто в течение 1-2 мин инициирования нагрева. Кроме того, датчик температуры оптоволоконный балльную разрешено для регулировки в реальном времени мощности лазера для того, чтобы поддерживать температуру на уровне 42 ° С, и свести к минимуму колебания температуры. Тем не менее, очень важно, чтобы поместить датчик температуры оптоволоконного в относительно центральной позиции в опухоли. МРТ может быть использована для проверки точки разреза для датчика. Во время нагревания мощность лазера должна быть тщательно регулировать, чтобы поддерживать температуру при 42 ° С с начальной мощностью 0,8 Вт
Протокол отопление была оптимизирована с помощью мониторинга в режиме реального времени Б-HP-DO3A-релизе как суррогат CDDP наркотиков. Эффективная выпуск инкапсулированных агентов из липосомы HTLC переведены на улучшение эффективности, с нагретый группа HTLC в результате значительного терапевтического AdvanТаге над другими группами лечения и контроля 16.
Подсветка отопительного аппарата был разработан, чтобы нагреть опухоли 5-7 мм в наибольшем измерении. Конструкция осветителя может быть изменен, чтобы нагреть большие опухоли и множественные датчики температуры оптического волокна может быть включен в течение всего объема опухоли, чтобы контролировать температуру по сравнению с измерением тока, основанной одноточечной. Кроме того, поскольку портативное устройство делается из МР-совместимых материалов, 3-мерные МР термометрии может быть выполнена, чтобы оценить распределение температуры по всему объему опухоли.
В заключение, на основе лазера нагревательное устройство обеспечивает ценный инструмент для доклинической разработки термочувствительных липосом составов. Image-руководствуясь подходы доставки лекарств, таких как той, которая используется в этом исследовании, имеют значительный потенциал для клинического перевод и реализации персонализированной медицины, включая реальном Тиме мониторинг терапевтического лечения.
Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.
Materials
| Name | Company | Catalog Number | Comments |
| Rotary evaporator | Heidolph Instruments GmbH & Co.KG | Laborota 4000 | |
| High pressure extruder | Northern Lipids Inc. | T.001 | 10 ml thermobarrel |
| Heating circulator | VWR International LLC. | 11305 | Connected to extruder |
| Polycarbonate membrane filter | Whatman | 110605;110606 | |
| Differential scanning calorimeter (DSC) | TA Instruments | Q100 | |
| Inductively coupled plasma-atomic emission spectrometer (ICP-AES) | PerkinElmer | Optima 7300DV | |
| Zetasizer | Malvern Instruments Ltd. | Nano-ZS | |
| Cell incubator | NuAire Inc. | NU-5800 | |
| Autoclip wound clip applier | Becton Dickinson | 427630 | |
| Autoclip wound clip remover | Becton Dickinson | 427637 | |
| Wound clips | Becton Dickinson | 427631 | 9 mm |
| 763 nm Laser device | Biolitec | Ceralas CD 403 laser | |
| Laser probe | Thorlabs Inc. | FT400EMT | With SMA and flat cleave connectors |
| Spectralon (illuminator) | Labsphere Inc. | FAST-SL-5CMX5CM | |
| CSTM-SL-5CMX5CM | |||
| 7 Tesla prelinical magnetic resonance (MR) imaging system | Bruker Corporation | Biospec 70/30 | |
| Fiber optic temperature sensor | LumaSense Technologies Inc. | Luxtron FOT Lab Kit | |
| Integrating sphere | Newport Corporation | 819C | |
| Optical power meter | Newport Corporation | 1830-R |
References
- Maeda, H., Wu, J., Sawa, T., Matsumura, Y., Hori, K. Tumor vascular permeability and the EPR effect in macromolecular therapeutics: a review. J Control Releas. 65 (1-2), 271-284 (2000).
- Simard, P., Leroux, J. C., Allen, C., Meyer, O. Liposomes for Drug Delivery. Nanoparticles for Pharmaceutical Application. , American Scientific Publishers. (2007).
- O'Brien, M. E. R., et al. Reduced cardiotoxicity and comparable efficacy in a phase III trial of pegylated liposomal doxorubicin HCl (CAELYX (TM)/Doxil (R)) versus conventional doxorubicin for first-line treatment of metastatic breast cancer. Ann Onco. 15 (3), 440-449 (2004).
- White, S. C., et al. Phase II study of SPI-77 (sterically stabilised liposomal cisplatin) in advanced non-small-cell lung cancer. Br J Cancer. 95 (7), 822-828 (2006).
- Laginha, K. M., Verwoert, S., Charrois, G. J. R., Allen, T. M. Determination of doxorubicin levels in whole tumor and tumor nuclei in murine breast cancer tumors. Clin Cancer Res. 11 (19), 6944-6949 (2005).
- Baronzio, G. F., Hager, E. D. Hyperthermia in cancer treatment: a primer. , Springer Science. (2006).
- Landon, C. D., Park, J. Y., Needham, D., Dewhirst, M. W. Nanoscale Drug Delivery and Hyperthermia: The Materials Design and Preclinical and Clinical Testing of Low Temperature-Sensitive Liposomes Used in Combination with Mild Hyperthermia in the Treatment of Local Cancer. Open Nanomed. 3, 38-64 (2011).
- Celsion Corporation. , Celsion Announces Updated Overall Survival Data from HEAT Study of ThermoDox http://investor.celsion.com/releasedetail.cfm?ReleaseID=862248 (2014).
- Koning, G. A., Eggermont, A. M., Lindner, L. H., ten Hagen, T. L. Hyperthermia and thermosensitive liposomes for improved delivery of chemotherapeutic drugs to solid tumors. Pharm Res. 27 (8), 1750-1754 (2010).
- Viglianti, B. L., et al. In vivo monitoring of tissue pharmacokinetics of liposome/drug using MRI: illustration of targeted delivery. Magn Reson Me. 51 (6), 1153-1162 (2004).
- Ponce, A. M., et al. Magnetic resonance imaging of temperature-sensitive liposome release: drug dose painting and antitumor effects. J Natl Cancer Ins. 99 (1), 53-63 (2007).
- Kong, G., et al. Efficacy of liposomes and hyperthermia in a human tumor xenograft model: importance of triggered drug release. Cancer Res. 60 (24), 6950-6957 (2000).
- Yarmolenko, P. S., et al. Comparative effects of thermosensitive doxorubicin-containing liposomes and hyperthermia in human and murine tumours. Int J Hyperthermia. 26 (5), 485-498 (2010).
- Wang, L. H., Jacques, S. L., Zheng, L. Q. MCML-Monte Carlo modeling of photon transport in multi-layered tissues. Comput Meth Prog Bio. 47, 131-146 (1995).
- Rieke, V., Butts Pauly, K. MR thermometry. J Magn Reson Imaging. 27 (2), 376-390 (2008).
- Dou, Y. N., et al. Heat-activated thermosensitive liposomal cisplatin (HTLC) results in effective growth delay of cervical carcinoma in mice. J Control Release. 178, 69-78 (2014).
- Lammers, T., Kiessling, F., Hennink, W. E., Storm, G. Nanotheranostics and image-guided drug delivery: current concepts and future directions. Mol Pharm. 7 (6), 1899-1912 (2010).
- Lee, H., et al. A novel 64Cu-liposomal PET agent (MM-DX-929) predicts response to liposomal chemotherapeutics in preclinical breast cancer models. Thirty-Fifth Annual CTRC-AACR San Antonio Breast Cancer Symposium. , (2012).
