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Bioengineering

定制设计的基于激光的加热装置顺铂触发释放的热敏脂质体与磁共振成像制导

doi: 10.3791/53055 Published: December 13, 2015

Summary

的MRI兼容的定制设计的基于激光的加热装置已经开发出来,提供以激活从热敏脂质体释放剂特别在肿瘤区域皮下肿瘤的局部加热。

Abstract

脂质体已被用作药物递送系统通过开发增强的渗透性和造成显著减少全身毒性保留(EPR)效果的靶向实体瘤。尽管如此,从脂质体释放包封的药物的不足限制了它们的临床疗效。温度敏感脂质体已被工程化以提供药物的位点特异性释放为了克服有限肿瘤药物生物利用度的问题。我们的实验室已经设计和开发的顺铂的热活化热敏脂质体剂型(顺铂),被称为HTLC,提供顺铂触发释放的实体肿瘤。 体内热活化递送是使用定制的基于激光的加热装置,它提供了保形加热图案在肿瘤部位证实了磁共振温度(MRT)来实现在鼠模型。一种光纤温度监视装置是用来测量在实时的温度在整个采暖期热传递的在线调整交替的激光功率。药物递送被磁共振(MR)图像引导下优化通过共封装的MR造影剂例如钆特醇)与顺铂入热敏脂质体作为验证加热协议,并评估肿瘤积累的装置。加热协议包括了5分钟之前HTLC施用和20分钟的加热后喷射的预热期。该加热方案导致有效释放在温水肿瘤观察到相比于未加热的肿瘤和肌肉的最高的MR信号变化的包封剂。这项研究表明基于激光的加热装置,用于临床前热敏脂质体的发展和加热协议用于药物递送的优化的MR引导验证的重要性的成功应用。

Introduction

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的实体瘤导致纳米级系统的增强的渗透性和保留(EPR)的病理生理。这导致了许多药物递送系统利用这一效果优点为目标的肿瘤组织,同时最小化的全身副作用1的开发。脂质体递送的技术已被广泛研究用于药物或成像探针2。虽然脂质体已显著降低全身毒性相比常规化疗,已经出现了在临床疗效3,4-一些改进。研究表明,该有限的功效是由于从载体4,5-缺乏药物的释放。其结果是,被激活以释放包封药物响应于外部刺激脂质体的发展已经引起相当大的关注。热疗已经采用了几十年作为一个相对安全的治疗方式对癌症病人6。因此,开发热敏脂质体与热彪作为外部触发已与显著的潜在临床翻译的逻辑组合。事实上,含lysolipid-热敏脂质体多柔比星制剂的,被称为LTSL-DOX,现在已经达到了临床评价7。

与LTSL-Dox最近的临床数据表明,协议热量传输是可以严重影响患者的预后8的关键因素。在人类中,射频,微波,激光和超声换能器被用于局部应用热疗在肿瘤部位9。在临床前研究中,需要皮下肿瘤加热,加热导管10,11和水浴12,13最经常使用的。在该手稿,介绍用于加热使用定制设计的基于激光的加热设置,这使得肿瘤体积的更适形加热皮下肿瘤的新方法。使用MR兼容马terials,设置足够小以适合小动物的MR成像器的孔内,从而允许改变组织温度的实时监测在激光加热过程中。

的MR造影剂,钆特醇(钆-HP-DO3A),被共同封装了CDDP成CDDP(HTLC),称为钆HTLC的热敏脂质体配制剂,用于实时MR图像引导下监测的热和评估活化的药物释放和加热协议的验证。我们的结果表明,基于激光的加热装置中有效地激活包封剂的释放从钆HTLC制剂而经由MR成像监测。

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Protocol

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1.脂质体制备

  1. 溶解脂质1,2- Dipalmitoyl- SN -glycero -3-磷酸胆碱(DPPC),1-硬脂酰-2-羟基- SN -glycero -3-磷脂酰胆碱(MSPC或S-溶血PC)和N - (羰基甲氧基聚乙二醇2000)-1,2- distearoyl- SN -glycero -3-磷酸(MPEG 2000 -DSPE)的氯仿。例如,对于准备以10ml HTLC的,称出314.4毫克DPPC,39.4毫克MSPC,和83.9毫克的mPEG 2000 -DSPE成琥珀色玻璃小瓶中。然后,溶解脂质在2毫升氯仿和加热小瓶30秒在60℃的水浴中。
  2. 除去使用旋转蒸发器将氯仿。放置在真空高压O / N所产生的脂质薄膜。
  3. 10 ml的HTLC的,水合用5ml 0.1N Tris缓冲液(pH7.4)中1小时的脂质膜。与此同时,称量出162.4毫克1,2- dipalmitoyl- SN -glycero -3-磷酸甘油(DPPG)类脂和100mg顺铂粉末和水合物瓦特第i 5 ml的0.1N含30%乙醇(pH7.4)中1小时的Tris缓冲液中。
  4. 对于钆HTLC制剂,称出DPPG脂质和10mg CDDP粉末的相同的量,然后用2.5毫升的Gd-HP-DO3A溶液(279.3毫克/毫升)加2.5含30%乙醇毫升0.1N Tris缓冲液水合( pH7.4)中1小时。期间水合,该混合物必须保持在琥珀色小瓶中,并放置在热板上在70℃下在恒定搅拌下和涡旋每10分钟。
  5. 结合脂质混合物和脂质药物混合物中,并再水合1小时。涡每次15-20分钟。
  6. 组装10毫升挤出机的两个堆栈为200nm的聚碳酸酯过滤器。挤出机的thermobarrel连接到循环水浴在70℃,挤出机连接到一个压缩氮气罐。
  7. 立即水合后,将混合物转移到挤出机腔室。打开氮气流(设定压力至200psi)通过膜挤出脂质体。收集liposomES在50ml管。保持管中的热水浴(70℃)在任何时候都在挤出过程。重复此过程5次。
  8. 拆卸挤出机改为两叠100 nm的聚碳酸酯过滤器。重新组装挤出机压力设为400磅。重复步骤5,除了挤出脂质体10次。从最终挤出的样品收集到15毫升管。
  9. 降温的脂质体至RT,并离心机在1000×g离心3分钟以沉淀不溶CDDP。
  10. 透析脂质体O / N对0.9%的盐水中透析管与15000分子量截留(MWCO)在无菌条件下。
  11. 稀释10微升在990微升蒸馏水中的脂质体。使用动态光散射来测量HTLC和钆HTLC的尺寸分布。进行3次测量各10次。
  12. 稀释40微升3,960微升蒸馏水脂质体。使铂和钆5-6标准溶液在0.1至20微克/毫升的浓度范围。使用电感耦合等离子体原子发射光谱仪(ICP-AES)在3个不同的波长测定铂和钆的浓度。进行3次测量在每个波长平均结果。
  13. 确定凝胶来使用差示扫描热量计(DSC)的HTLC脂质体制剂的液晶相转变温度(T M)。负载5-10毫克HTLC成DSC盘中,并使用空盘作为参比。使用5℃/分钟的扫描速率斜坡上升的温度从0℃至60℃。
  14. 包裹脂质体中铝箔防止光曝光,并储存于4℃。

2.从脂质体体外释放

  1. 准备离心柱。
    1. 孵育在400ml 0.9%的盐水50个克凝胶过滤珠在RT 3-4小时。卷起一块玻璃棉,湿用0.9%的盐水,将其放入1毫升注射器的尖端。按玻璃棉以填充约注射器的0.05-0.1毫升。使用玻璃吸管逐渐添加约1ml的凝胶过滤介质进入注射器。
    2. 将注射器入15ml试管并离心在1000×g离心3分钟。取出旋转柱,并放入15毫升管。
  2. 样品400微升HTLC或Gd-HTLC成8 1英钱玻璃小瓶中并在任一37℃或42℃孵育在恒温水浴中。取出一个小瓶在每个时间点,5,15,30和60分钟),并立即将其置于冰上。
  3. 加入100微升的0.9%盐水到准备好的离心柱,然后孵育(对照)前添加100μl的HTLC或Gd-HTLC的或孵化的水浴到离心柱后。离心在1000×g离心3分钟。从管中取出注射器和稀释在管对于ICP-AES分析的溶液。

3.颈椎植入皮下异种瘤

  1. 所有的动物研究,根据批准的大学健康网络的动物保健委员会(UHN)动物使用的协议进行的。
  2. 请在生物安全柜(BSC)的所有动物研究。高压灭菌所有手术工具的任何手术前。每个手术后,擦拭用70%乙醇的外科手术工具和消毒用热珠灭菌一次。
  3. 对于安乐死,将动物放在一个绝缘的CO 2室中,然后执行颈椎脱位。
  4. 对于使用100%的氧气全身麻醉,用5%异氟烷诱导和维持2%。为了确保麻醉深度,施加压力钳的足垫掌面,观察动物反应。敷眼润滑剂,以防止干燥,而在麻醉下。
  5. 对于已经经历手术的动物,放置在一个干净笼子的动物没有其他动物的公司。监视直到有足够的意识正在苏醒。
  6. 文化在ME-180细胞中的α-极小必需培养基(α-MEM),补充有10%胎牛血清(FBS)和抗生素。
  7. 收获细胞,并保持细胞的完全培养基接种前。计数使用血球细胞。
  8. 每个接种供体小鼠承担肌肉注射(IM)ME-180(人宫颈癌细胞)肿瘤。
    注:生长在即时通讯站点,以便确保良好的血管瘤的发展被选择。购买雌性SCID小鼠(6〜8周龄,约20克)从内部养殖基地。
    1. 麻醉雌性SCID小鼠和注射1×10 6个ME-180细胞进入后肢的腓肠肌用27G的针。
    2. 使用卡尺,直到肿瘤达到9-12毫米,其最大尺寸测量肿瘤的大小。终止研究如果肿瘤已经超过12mm时,或者如果肿瘤块损害正常行为,行走,食物和水的摄入。
  9. 植入肿瘤块从供体小鼠到受体小鼠。
    1. 麻醉用5%异氟烷供体小鼠。使用麻醉下颈椎脱臼安乐死鼠标。取下供体小鼠供体肿瘤。切肿瘤为2-3毫米的3立方米的碎片。
    2. 麻醉,用5%异氟烷接受者小鼠。注入0.5毫克100微升/毫升昔康皮下手术前。适用的碘手术擦洗溶液,然后70%的乙醇,最后碘溶液的剃光皮肤上。剃须的受体小鼠的左后肢。做一个切口处的皮肤的水平。将一个供体肿瘤块皮下通过切口。关闭使用1-2伤口剪辑(S)的切口。
    3. 植入后取下夹子3-5天。皮下肿瘤需要使用基于激光的加热设置。
    4. 允许肿瘤的加热处理之前生长2-3周。

4.设计,设备与供应一个形激光传输照明的体内暖气布莱和校准

  1. 使用763纳米二极管激光器耦合到使用光纤的共形照明器实现组织加热。
    1. 照明提供了异种移植瘤的均匀表面的激光照射。它由含有三个零距离接触光积分腔室球与一个腔室中的中间(直径16mm)和图2的小室在任一侧(16毫米长和5毫米高反射材料30×20×17毫米的块的在直径)( 图1)。
    2. 为了让光从一个腔室传递到另一个,两个小直径5毫米的孔,​​小的外室和较大的中间室之间切割。光从激光输送到使用400微米的切断端光纤连接到通过一个600微米的直径的孔传递到腔室中的激光的外腔室。
    3. 由于光的int性质eraction与腔室壁,光递送到的小室中的一个在空间上均匀化之后,通过内部端口进入较大的腔室,其中它是进一步空间上均匀化。光然后退出上中间室的直径10毫米的端口。
  2. 校准照明光传输相对于采用NIST的激光功率设置校准50毫米积分球测量的输出功率。
    1. 计算使用基于肿瘤的简化几何Monte Carlo模拟的光分布的肿瘤。产生在写入用市售的计算软件包和基座上的光传输蒙特卡洛模拟在Jacques14的多层组织的标准代码的自定义算法的蒙特卡洛代码。
    2. 模拟肿瘤为半球躺在平皮肤线的直径在皮肤表面和一个匹配的7毫米的平均肿瘤尺寸,他飞行的5毫米。表面通过随机发射的光子在整个暴露的半球和直接在球的中心模型均匀照明。
    3. 使用的光学性能,包括吸收,μ 一个 = 0.025毫米-1,散射,μS = 10个毫米-1,各向异性因子克= 0.9和折射率,n = 1.4。在计算中使用百万光子。
    4. 执行前,任何在体内的加热实验初始校准后没有进一步的修改,这些测量。

使用自定义设计的激光室设置肿瘤的5形加热

  1. 连接一个激光光纤到激光装置上,另一端向所述照射器的一端。
  2. 麻醉,用5%异氟烷的动物。将一个27G的注射导管插入侧尾静脉鼠标。插入一个22克导管进入肿瘤的中心。将光纤温度公关OBE入空心导管监测温度的变化。
  3. 覆盖与照明器( 图2)整个肿瘤。首先将电源为0.8-1 W.打开激光,等待温度上升。通过手动调节0.1-0.8 W之间的激光功率维持肿瘤的在42℃的温度

6.温度分布的评估通过磁共振温度(MRT)

  1. 测量通过质子谐振频率偏移(PRF移)MRT 7特斯拉临床前MR成象系统 15上结合的光纤温度探针测量使用基于激光的加热设置加热肿瘤的温度分布。
  2. 以10秒的间隔用2D-FLASH脉冲序列(回波时间4.5毫秒;重复时间156.25毫秒)取得测温图像312 x 312μm的平面分辨率和光纤的水平2毫米层厚在一个片温度亲是。

代理发行的七,监测

  1. 执行Ť1 -加权成像之前和钆HTLC给药后20分钟。
  2. 植入物2的肿瘤使用在第3上述用于植入的方法的雌性SCID小鼠的,各有一个后肢,。预热的左后肢5分钟的肿瘤在42℃在注射前的Gd-HTLC的66.3毫克/公斤的Gd-HP-DO3A和1.4毫克/千克CDDP的剂量,然后加热该肿瘤为额外的20分钟后注射。期间加热处理进行注射。使用上的右后肢肿瘤作为未加热的控制。
  3. 获取动态磁共振图像(36×20毫米的视场的,200×200微米的面内分辨率,2毫米切片厚度; MR序列协议)来监视的Gd-HP-DO3A释放在12秒的间隔在整个20分钟后期管理钆类水滑石的,刚开始30秒前注射。
  4. 轮廓肿瘤(加热和不加热)和肌肉体积。每个轮廓体积内计算所有体素的平均MR信号。

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Representative Results

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的HTLC脂质体使用的是普通的方法,包括脂质膜的形成,水化,挤出和透析制造。在涉及顺铂的步骤,应谨慎采取不暴露CDDP任何铝材,如顺铂将通过一个黑色沉积物的形成被停用。 HTLC的图示于图3。HTLC所述的物理化学性质总结在最近发表在杂志控释 16手稿。的钆HTLC制剂的钆和铂浓度为1.87±0.28毫克/ ml和0.10±0.02毫克/毫升。

基于激光的加热设置的照明器使用三个小,连接腔室,提供了一个均匀的光分布(±15%)的直径为10mm出口。根据激光的功率设置,功率为0.5的范围内输送到1.7瓦/厘米2,如测量d。使用校准的积分球。结果示图4中的横截面通过肿瘤。假设1瓦的总功率,最大注量率在肿瘤的任何点为70毫瓦/厘米2。激光功率由因子2在皮肤水平相比只是肿瘤表面低于峰值注量减小。

使用基于激光的加热设置加热产生相对均匀的温度分布图,证实了该PRF移MRT(图5)。 PRF-转移轨道捷运从点源( 光纤温度传感器)加热前获得的绝对基线测量相对温度变化。

从MR信号分析图6C),加热的肿瘤显示在比较最高相对信号提高到未加热的肿瘤和肌肉的Gd-HTLC,它一直保持到结束的给药后采暖期。

图1
图发光器1的设计。 (A)外形尺寸照明的。(B)的内室尺寸。 请点击此处查看该图的放大版本。

图2
图2图示了基于激光的加热设置连同一个温度监视装置。激光纤维(蓝线)开光的照明器。一种光纤温度探头(黄线)置于肿瘤的中心通过一个22克导管监测温度变化。实时脾气ATURE读数显示在计算机屏幕上。从杂志受控 2014 ,178,69-78。16修改请点击此处查看该图的放大版本。

图3
的HTLC制剂(不按比例)的图3示意图。脂质组合物中,HTLC脂质体顺铂的浓度和尺寸示出。从杂志受控 2014 ,178,69-78。16修改请点击此处查看该图的放大版本。

图4
图4. Modelin克光线传递到肿瘤用小积分球。(A)模型显示肿瘤的正常皮下组织上面提出的原理图。红色箭头表示覆盖率和在计算初始光子的方向。照明覆盖凸起肿瘤的整个表面积。(B)的计算结果示出在肿瘤光注量分布。(C)的光注量相对于深度的横断面图,沿虚线白在(B)中所示的线。注量率在肿瘤处皮肤的深度是最大通量率的50%。 请点击此处查看该图的放大版本。

图5
通过磁共振温度图5.温度分布进行评估。 从加热左侧肿瘤至42℃,用基于激光的加热设置产生(A)的 T2加权图像,其显示两个双侧植入肿瘤的解剖位置(B)的温度分布图,而右肿瘤仍然不加热。数据从控制 2014 ,178 杂志 ,69-78重新分析。16 请点击此处查看该图的放大版本。

图6
从在热活化的钆HTLC脂质体钆特醇释放的图6的MR监测:T 1 -加权的小鼠带有两个皮下ME-180的肿瘤,与一个在每个后肢MR图像(同一窗口级别应用)( A)预注入钆类水滑石和(B)的 20分钟后注射钆HTLC的在整个加热周期后)。(C)相对的MR信号变化归一动态磁共振采集鼠标中所示(A)和在第一时间点( B)。数据表示平均值±SD表示。数据从控制 2014 ,178 杂志 ,69-78重新分析。16 请点击此处查看该图的放大版本。

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Discussion

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脂质体首先在20世纪60年代作为药物递送载体携带亲水性药物在其内部的水的体积和疏水性药物内的脂质双分子层2开发。除了 ​​在治疗性应用中使用,当标记的放射性核素或装入成像造影剂的脂质体17已探索用于诊断应用。在最近几年,治疗诊断学和治疗诊断对已被进行,以提供用于图像引导的患者分层和药物输送17,18的机会。目前的研究基础上图像引导的药物递送的概念,以评估来自使用MR引导下定制设计的基于激光的加热设置热敏脂质体触发药物释放。

如上所述,水浴或加热导管有常见的是用于加热皮下肿瘤。水浴方法需要整个肢体在热瓦特浸渍亚特,导致非特异性药物释放,在整个除了肢体以释放在肿瘤部位。使用一个加热导管的需要18G的导管在肿瘤的中心放置,并已显示出以达到热稳定状态11必要加热在相对 ​​长的时间(15分钟)期间。

在本研究中,新设计的基于激光的加热装置提供了递送热量至肿瘤体积就证明了的温度分布图图5)的MRI基于评估的共形方式。异质性在未加热的右后肢和右肢肿瘤在图5的PRF-换档图谱可能反映低信号对噪声的敏感性工件和轻微生理或加热引起的运动的附近的组合,其可以直接折衷加热和基线图像配准,而且各地的诱导领域引进的微小变化偏移磁化率的区域。此外,人们发现,热稳定状态可在提出的加热1-2分钟来实现。此外,基于点的光纤温度传感器,以保持在42℃的温度,并尽量减少温度波动允许实时调整激光功率。然而,关键是要放置光纤温度传感器中的肿瘤内的相对中心的位置。磁共振成像可以使用,以验证切口点传感器。在加热过程中,激光功率应仔细调节,以保持在42℃的温度与0.8 W的初始功率

加热协议通过的Gd-HP-DO3A释放的实时监测来替代药物顺铂进行了优化。从HTLC脂质体有效释放包封的药物的翻译成改善的功效,与被加热的HTLC组产生了显著治疗ADVAN踏歌比其他治疗组和对照组16。

所述加热装置的照明器被设计成加热5-7毫米的肿瘤中的最大尺寸。照明器的设计进行修改以加热较大的肿瘤和多个光纤温度传感器在整个肿瘤体积监测温度相比于当前的单点基础的测量可以插入。此外,由于便携式装置从MR-相容材料,制成的3维磁共振温度测量可以进行,以评估在整个肿瘤体积的温度分布。

最后,基于激光的加热装置提供的热敏脂质体配制剂的临床前开发的宝贵工具。图像引导的药物递送的方法,如在本研究中所使用的,有显著潜力临床翻译和执行个性化药物的包括真实添E监测治疗的。

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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

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References

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Cite this Article

Dou, Y. N., Weersink, R. A., Foltz, W. D., Zheng, J., Chaudary, N., Jaffray, D. A., Allen, C. Custom-designed Laser-based Heating Apparatus for Triggered Release of Cisplatin from Thermosensitive Liposomes with Magnetic Resonance Image Guidance. J. Vis. Exp. (106), e53055, doi:10.3791/53055 (2015).More

Dou, Y. N., Weersink, R. A., Foltz, W. D., Zheng, J., Chaudary, N., Jaffray, D. A., Allen, C. Custom-designed Laser-based Heating Apparatus for Triggered Release of Cisplatin from Thermosensitive Liposomes with Magnetic Resonance Image Guidance. J. Vis. Exp. (106), e53055, doi:10.3791/53055 (2015).

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