Summary
En MR-kompatible spesialdesignede laserbaserte varmeapparatet er utviklet for å gi lokal oppvarming av subkutane svulster for å aktivere frigjøring av midler fra termo liposomer spesielt mot svulsten regionen.
Abstract
Liposomer har vært ansatt som stoffet leveringssystemer for å målrette solide svulster gjennom utnyttelse av den forbedrede permeabilitet og oppbevaring (EPR) effekt resulterer i betydelige reduksjoner i systemisk toksisitet. Likevel har utilstrekkelig frigivelse av innkapslet medikament fra liposomer begrenset deres kliniske effekten. Temperaturfølsomme liposomer har blitt utviklet for å tilveiebringe stedsspesifikk frigivelse av medikament for å overvinne problemet med begrenset tumor medikament biotilgjengelighet. Vår lab har designet og utviklet en varmeaktivert thermo liposomformulering av cisplatin (CDDP), kjent som HTLC, for å gi utløst utgivelsen av CDDP ved solide tumorer. Heat-aktivert levering in vivo ble oppnådd i murine modeller ved hjelp av en spesialbygd laserbaserte varmeapparater som gir en konform oppvarming mønster på svulststedet som bekreftes av MR termometeret (MRT). En fiberoptisk temperaturovervåkningsanordning ble anvendt for å måle temperaturen i sanntidunder hele oppvarmingsperioden med online justering av varmeleveranse ved å alternere laser makt. Medikamentavgivelse ble optimalisert i henhold til magnetisk resonans (MR) image veiledning ved ko-innkapsling av et MR-kontrastmiddel (dvs. gadoteridol) sammen med CDDP i de termo liposomer som et middel for å validere oppvarming protokollen og å vurdere tumor akkumulering. Oppvarmingen protokollen besto av en forvarming tidsrom på 5 minutter før administrering av HTLC og 20 min oppvarming etter injeksjonen. Denne protokollen oppvarming resulterte i effektiv frigjøring av de innkapslede midler med høyest MR signalendring ble observert i den oppvarmede tumoren sammenlignet med den vanlige tumor og muskel. Denne studien viste vellykket bruk av laserbaserte varmeapparater for preklinisk thermo Liposomet utvikling og betydningen av MR-veiledet validering av oppvarmingsprotokoll for optimalisering av levering av legemidler.
Introduction
Patofysiologien av faste tumorer resulterer i forbedret permeabilitet og retensjon (EPR) av nanoskala systemer. Dette har ført til utvikling av mange medikamentleveringssystemer som kan dra nytte av denne effekten for å målrette tumorvevet mens minimere systemiske bivirkninger 1. Liposomalt levering teknologier har vært mye etterforsket for narkotika eller bilde sonder 2. Selv liposomer har redusert systemisk toksisitet sammenlignet med konvensjonell kjemoterapi, har det vært få forbedringer i klinisk effekt 3,4. Studier har vist at det er begrenset effekt på grunn av en mangel på medikamentfrigjøring fra bæreren 4,5. Som et resultat, har utvikling av liposomer som er aktivert for å frigjøre det innkapslede medikamentet i respons på ytre stimuli betydelig oppmerksomhet. Hypertermi har vært ansatt i flere tiår som en relativt trygg behandlingsform for kreftpasienter 6. Derfor utviklerling av termo liposomer med varme som en ekstern trigger har vært en logisk kombinasjon med betydelig potensial for klinisk oversettelse. Faktisk har lysolipid holdige thermo liposomformulering av doxorubicin, kjent som LTSL-DOX, nå nådd klinisk evaluering 7.
Nye kliniske data med LTSL-DOX har vist at protokollen for varmelevering er en kritisk faktor som sterkt kan påvirke pasientens utfall 8. Hos mennesker er radiofrekvens, mikrobølgeovn, laser og ultralyd transdusere brukt til å søke hypertermi lokalt på tumor nettsider 9. I prekliniske studier som krever oppvarming av subkutane svulster, blir oppvarmings katetre 10,11 og vannbad 12,13 oftest ansatt. I dette manuskriptet, introduserer vi en ny metode for oppvarming av subkutane svulster ved hjelp av en spesialdesignet laserbasert oppvarming setup, som igjen gjør at konformal oppvarming av tumorvolumet. Ved hjelp av MR-kompatibel marialer, er oppsettet liten nok til å passe inn i boringen i et lite dyr MR-imager, slik at sanntids overvåkning av endringer i temperaturen på vevet under laser oppvarming.
MR kontrastmiddel, gadoteridol (Gd-HP-DO3A), ble co-innkapslet med CDDP inn en thermo liposomformulering av CDDP (HTLC), kjent som Gd-HTLC, for sanntids MR bildestyrt overvåking og vurdering av varmen -aktivert legemiddeldosering og validering av oppvarmingsprotokoll. Våre resultater viser at laserbaserte varmeapparatet effektivt aktivert utgivelsen av innkapslede agenter fra Gd-HTLC formulering mens du blir overvåket gjennom MR.
Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.
Protocol
1. Liposome Forberedelse
- Oppløse lipidene 1,2-Dipalmitoyl- sn -glycero-3-fosfokolin (DPPC), 1-stearoyl-2-hydroksy-sn -glycero-3-fosfatidylcholin (MSPC eller S-lyso-PC) og N - (karbonyl- methoxypolyethyleneglycol 2000) -1,2-distearoyl- sn -glycero-3-phosphoethanolamine (mPEG 2000 -DSPE) i kloroform. For eksempel, for utarbeidelse av 10 ml HTLC, veie 314,4 mg DPPC, 39,4 mg MSPC, og 83,9 mg mPEG 2 000 -DSPE inn et gult hetteglass. Deretter oppløse lipidene i 2 ml kloroform og varme opp glasset i 30 sekunder i et 60 ° C vannbad.
- Fjern kloroformen ved anvendelse av en rotasjonsfordamper. Plasser den resulterende lipidfilmen under høyt trykk vakuum O / N.
- Til 10 ml HTLC, hydratisering av lipidfilmen med 5 ml 0,1 N Tris-buffer (pH 7,4) i 1 time. På samme tid, veie 162,4 mg 1,2-dipalmitoyl- sn -glycero-3-phosphoglycerol (DPPG) lipid og 100 mg CDDP pulver og hydrat wed 5 ml 0,1 N Tris-buffer inneholdende 30% etanol (pH 7,4) i 1 time.
- For Gd-HTLC formulering, veie ut samme mengde av DPPG lipid og 10 mg CDDP pulver, deretter hydrat med 2,5 ml Gd-HP-DO3A-oppløsning (279,3 mg / ml) pluss 2,5 ml 0,1 N Tris-buffer inneholdende 30% etanol ( pH 7,4) i 1 time. Ved hydratisering, må blandingene holdes i ravfargede ampuller og plassert på en kokeplate ved 70 ° C under konstant omrøring og virvling hvert 10 min.
- Kombiner lipidblandingen og lipid-legemiddelblanding, og igjen hydrat i 1 time. Vortex hvert 15-20 min.
- Monter 10-ml ekstruder med to stabler av 200 nm polykarbonat filtre. Koble thermobarrel til ekstruderen i et sirkulerende vannbad ved 70 ° C, og koble ekstruderen til en komprimert nitrogen tank.
- Umiddelbart etter hydrering, overføre blandingen i ekstruderen kammeret. Åpne nitrogenstrømmen (innstilt trykk til 200 psi) for å ekstrudere liposomene gjennom membranene. Samle liposomes i en 50 ml tube. Holde røret i et varmt vannbad (70 ° C) til enhver tid under ekstruderingsprosessen. Gjenta denne prosessen 5 ganger.
- Demontere ekstruderen og endre til to stabler med 100 nm polykarbonat filtre. Monter ekstruderen og sette trykket til 400 psi. Gjenta trinn 5, bortsett fra ekstrudere liposomene 10 ganger. Samle prøven fra den endelige ekstrusjon i et 15 ml rør.
- Kjøl ned liposomer til RT, og sentrifuger ved 1000 xg i 3 min for å felle uløselig CDDP.
- Dialyser liposomene O / N mot 0,9% saltvann i dialyserør med en 15 000 molekylvekt cutoff (MWCO) under sterile betingelser.
- Fortynn 10 ul av liposomene i 990 mL destillert vann. Bruk av dynamisk lysspredning for å måle størrelsesfordelingen for HTLC og Gd-HTLC. Utfør 3 målinger med 10 runs hver.
- Fortynn 40 ul av liposomene i 3,960 mL destillert vann. Gjør 5-6 standardløsninger av platina og gadoliniumi konsentrasjonsområdet på 0,1 til 20 ug / ml. Mål platina og gadolinium konsentrasjoner ved hjelp av induktivt koblet plasma-atom emisjonsspektrometer (ICP-AES) på 3 forskjellige bølgelengder. Utfør 3 målinger på hver bølgelengde for gjennomsnittlig resultat.
- Bestem gelen til flytende krystallinske faseovergangstemperatur (T m) HTLC liposomformulering ved hjelp av et differensial-kalorimeter (DSC). Belastning 5-10 mg HTLC inn en DSC pan og bruke en tom gryte som referanse. Bruk en scan rate på 5 ° C / min til rampen opp temperaturen fra 0 ° C til 60 ° C.
- Pakk liposomer i aluminiumsfolie for å hindre lyseksponering og oppbevares ved 4 ° C.
2. In vitro Løslatelse fra Liposomes
- Forbered spin kolonner.
- Inkuber 50 g gel filtrerings perler i 400 ml 0,9% saltvannsoppløsning ved RT i 3-4 timer. Rulle opp et stykke av glassull, våt med 0,9% saltvann og sett den inn i tuppen av en 1 ml sprøyte. Trykk på glassull for å fylle omtrent 0,05 til 0,1 ml av sprøyten. Bruke et glass-pipette for gradvis å legge til ca. 1 ml gel filtreringsmedier i sprøyten.
- Plasser sprøyten inn i et 15 ml rør og sentrifuger ved 1000 xg i 3 min. Fjern spin kolonne og plassere den i en 15 ml tube.
- Eksempel 400 ul HTLC eller Gd-HTLC til 8 1-dram hetteglass og inkuber i et temperaturkontrollert vannbad ved enten 37 ° C eller 42 ° C. Ta ut en ampulle på hvert tidspunkt (dvs. 5, 15, 30 og 60 min) og plassere den umiddelbart på is.
- Tilsett 100 ul av 0,9% saltløsning i den preparerte spinnkolonne, og deretter tilsett 100 ul HTLC eller Gd-HTLC før inkubering (kontroll) eller etter inkubering i vannbadet inn i spinnkolonne. Sentrifuger ved 1000 x g i 3 min. Fjerne sprøyten fra røret og fortynne oppløsningen i røret for ICP-AES-analyse.
3. Implantasjon av underhudsfett Xenotransplantat av livmorhalsSvulst
- Alle dyrestudier ble gjennomført i henhold til dyre bruk protokoller godkjent av Animal Care komiteen av University Health Network (uhn).
- Utføre alle dyrestudier i et biosikkerhet kabinett (BSC). Autoklav alle kirurgiske verktøy før eventuell operasjon. Etter hver operasjon, tørk av kirurgiske verktøy med 70% etanol og sterilisere igjen med en varm perle sterilisator.
- For dødshjelp, plasserer dyret i en isolert CO 2 kammer, og utfør halshugging.
- For generell anestesi med 100% oksygen, bruk 5% isofluorane for induksjon og 2% for vedlikehold. For å sikre anestesidybden, press med pinsett til palmar overflaten av fotbladet å observere dyret respons. Påfør øye smøremiddel for å unngå tørrhet mens under anestesi.
- For et dyr som har gjennomgått kirurgi, plasserer dyret i et rent bur uten selskap av andre dyr. Overvåke inntil tilstrekkelig bevissthet er gjenvunnet.
- KulturME-180 celler i a-minimalt essensielt medium (α-MEM) supplert med 10% føtalt bovint serum (FBS) og antibiotika.
- Høste celler og holde cellene i komplett medie før vaksinasjon. Telle celler ved hjelp av en hemocytometer.
- Vaksinere hver donor musen til å bære en intramuskulær (im) ME-180 (menneskelivmorhalskreftceller) svulst.
Note: Vekst i im Stedet har blitt valgt for å sikre utvikling av godt vaskulariserte svulster. Kjøp female SCID-mus (i alderen 6-8 uker, ca 20 g) fra en in-house avl anlegget.- Bedøve en kvinnelig SCID mus og injisere 1 x 10 6 ME-180 celler i gastrocnemius muskel av bakben med en 27 G nål.
- Mål tumorstørrelse ved hjelp av en caliper til svulstene har nådd 9-12 mm i sitt lengste dimensjon. Avslutte studiet dersom svulsten har oversteget 12 mm, eller om svulsten masse kompromisser normal oppførsel, ambulation, mat og vann inntak.
- Implant kreft stykker fra giver mus inn resipientmus.
- Anesthetize en donor mus ved hjelp av 5% isofluorane. Avlive musen med halshugging under narkose. Fjern det donor tumor fra donor mus. Skjær svulst i kubikk fragmenter av 2-3 mm 3.
- Anesthetize en mottaker musen med 5% isofluorane. Injisere 100 ul 0,5 mg / ml meloxicam subkutant før operasjonen. Anvende jod kirurgisk kratt løsning, deretter med 70% etanol, og til slutt jod løsning på barbert hud. Barbere venstre bakbenet til mottakeren musen. Gjøre et snitt på nivå med huden. Sett den ene donor svulst stykke subkutant gjennom snittet. Lukk snittet bruker 1-2 såret klippet (e).
- Fjern klipsene 3-5 dager etter implantasjon. Subkutan tumor er nødvendig for bruk av laserbaserte oppvarming oppsett.
- Tillat tumorer til å vokse i 2-3 uker før varmebehandling.
4. Design, Assembly og kalibrering av en konforme Laser Levering Illuminator for In Vivo Oppvarming
- Oppnå vev oppvarming ved anvendelse av en 763 nm laser diode koplet til en konform lyset ved hjelp av en optisk fiber.
- Lampen gir jevn overflate laserbelysning av tumor xenograft. Det består av en 30 x 20 x 17 mm blokk av sterkt reflekterende materiale inneholdende tre gren lett å integrere kammer kuler med ett kammer i midten (16 mm i diameter) og 2 små kamre på hver side (16 mm i lengde og 5 mm i diameter) (figur 1).
- For lett å passere fra et kammer til det andre, ble to små 5 mm diameter hull skjæres mellom de små ytre kamre og større midtre kammer. Lys blir levert fra laseren i de ytre kamre ved hjelp av en 400 um cut-ende fiber som er koblet til den laser som er ført inn i kammeret gjennom en 600 um diameter hull.
- På grunn av beskaffenheten av lys interaction med kammerveggene, lys levert inn i en av de små kammere er romlig homogeniseres deretter passerer gjennom de indre portene inn i det større kammer hvor den blir ytterligere romlig homogenisert. Lys avslutter deretter 10 mm diameter port på den midterste kammeret.
- Kalibrere illuminator lys levering i forhold til laser effektinnstillingen ved hjelp av en NIST kalibrert 50 mm integrere sfære å måle levert strøm.
- Beregn lysfordeling i svulsten ved hjelp av Monte Carlo-simuleringer basert på en forenklet geometri av svulsten. Generer Monte Carlo-koden i en spesialalgoritme er skrevet med en kommersiell programvarepakke beregnings og base på den standard kode av Monte Carlo-modellering av lys transport i flerlags vev i Jacques et al., 14.
- Modellere svulsten som en halvkule ligge på en flat hud tråd med en diameter matchende gjennomsnittlig svulst dimensjon 7 mm på hudens overflate og en hanight av 5 mm. Modell homogen belysning av overflaten ved tilfeldig utsetting fotoner i hele den eksponerte halvkule og direkte i sentrum av sfæren.
- Bruke optiske egenskaper, inkludert absorpsjon, g a = 0,025 mm -1, spredning, μ s = 10 mm -1, anisotropi faktor, g = 0,9 og brytningsindeks, n = 1,4. Bruk en million fotoner i beregningen.
- Utføre disse målingene før noen in vivo oppvarming eksperimenter uten videre modifikasjoner etter første kalibrering.
5. Conformal Oppvarming av Tumor hjelp Skreddersydd Laser Chamber Setup
- Den ene enden av en laser fiber til laser-enheten og den andre enden til belysnings.
- Bedøve dyret ved hjelp av 5% isofluorane. Sett inn en 27 G injeksjon kateter inn i side nålevenen av musen. Sette inn et 22 G kateter inn til sentrum av tumoren. Plasser en fiberoptisk temperatur probe inn i den hule kateteret for å overvåke temperaturendringer.
- Dekk hele svulsten med lys (figur 2). Først satt makt til 0,8-1 W. Slå på laseren og vent til temperaturen å stige. Opprettholde temperaturen av svulsten ved 42 ° C ved manuelt å justere lasereffekten mellom 0,1 til 0,8 W.
6. temperaturfordeling evalueres gjennom MR temperaturmåler (MRT)
- Måle temperaturen fordeling av den oppvarmede tumor ved hjelp av laser-baserte varme installasjon gjennom protonresonansfrekvensskift (PRF-shift) MRT på en 7 Tesla preklinisk MR-avbildningssystem 15 i forbindelse med de fiberoptiske temperatursondemålingene.
- Erverve termometeret bilder ved 10 sek intervaller ved bruk av et 2D-BLINK pulssekvens (ekkotids 4,5 msek; repetisjonstids 156,25 millisek) med 312 x 312 mikrometer i planet oppløsning og 2 mm skivetykkelse i ett enkelt stykke ved nivået for den fiberoptiske Temperaturen provære.
7. MR Overvåking av Agent Slipp
- Utfør T en vektet imaging før og 20 minutter etter administrering av Gd-HTLC.
- Implantat to tumorer, en på hver av baklemmene, av en kvinnelig SCID-mus ved anvendelse av metoden beskrevet ovenfor i avsnitt 3 for implantering. Forvarm tumor på venstre bakbenet i 5 minutter ved 42 ° C før injeksjon av Gd-HTLC i en dose på 66,3 mg / kg Gd-HP-DO3A og 1,4 mg / kg CDDP, deretter oppvarme svulsten for ytterligere 20 min post-injeksjon. Utføre injeksjon under oppvarming behandling. Bruk svulst på høyre bakben som et uoppvarmet kontroll.
- Erverve dynamiske MR-bilder (36 x 20 mm felt-of-view, 200 x 200 mikrometer in-plane oppløsning, 2 mm skive tykkelse, MR sekvens protokoll) for å overvåke Gd-HP-DO3A utgivelse på 12 sek mellomrom for hele 20 min etter administrering av Gd-HTLC, begynner 30 sekunder før injeksjon.
- Contour svulsten (oppvarmet og ikke oppvarmet) og muskelvolum.Beregne gjennomsnittet MR-signalet over alle voksler innenfor hver kontur volum.
Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.
Representative Results
De HTLC liposomer er produsert ved hjelp av vanlige metoder, inkludert lipid filmdannelse, hydrering, ekstrudering og dialyse. Under trinn involverer CDDP, bør man vise forsiktighet for ikke å utsette CDDP til noen aluminium materiale, som CDDP deaktiveres gjennom dannelsen av en svart innskudd. En illustrasjon av HTLC er vist i Figur 3. De fysisk-kjemiske egenskapene til HTLC ble oppsummert i et manuskript nylig publisert i Journal of Controlled Release 16. Gadolinium og platina konsentrasjoner av Gd-HTLC formulering er 1,87 ± 0,28 mg / ml og 0,10 ± 0,02 mg / ml, henholdsvis.
Belysnings av laserbaserte varme- oppsett anvender tre små, forbundet kammer som gir en homogen lysfordeling (± 15%) ved 10 mm diameter utgangsåpning. Avhengig av effektinnstilling av laser, blir effekt levert innenfor området 0,5 til 1,7 W / cm 2, som målerd med en kalibrert integrere sfære. Resultatene er vist i figur 4 som et tverrsnitt gjennom tumoren. Forutsatt en total effekt av en W, er den maksimale fluence hastighet på noe punkt i svulsten 70 mW / cm2. Lasereffekten reduseres med en faktor på to på huden nivå i forhold til toppen like under innflytelse tumoroverflaten.
Oppvarming ved hjelp av laser-basert oppvarming oppsett genererer en relativt jevn temperaturfordeling kart, som bekreftes av PRF-shift MRT (figur 5). PRF-shift MRT sporer relative temperaturendring fra en absolutt baseline måling ervervet før oppvarming av punktkilde (dvs. fiberoptisk temperatursensor).
Fra MR signalanalyse (figur 6C), viser den oppvarmede tumor den høyeste relative signal økning i forhold til vanlige tumor og muskler etter administrering av Gd-HTLC, som opprettholdes frem til sluttenav oppvarmingsperioden.
Figur 1. Design av lyset. (A) Dimensjoner på lyset. (B) Mål av de indre kamrene. Klikk her for å se en større versjon av dette tallet.
Figur 2. Illustrasjon av laserbaserte oppvarming oppsett sammen med en temperaturovervåking enhet. En laserfiber (blå linje) leverer lys til lyset. En fiberoptisk temperaturføler (gul linje) ble plassert i sentrum av tumoren gjennom en 22 G kateter for å overvåke temperaturendringer. Sanntids temperamentature målinger vises på dataskjermen. Modifisert fra Journal of Controlled Release 2014, 178, 69-78. 16 Klikk her for å se en større versjon av dette tallet.
Figur 3. Skjematisk tegning av HTLC formulering (ikke i målestokk). Er Lipid-komposisjoner, CDDP konsentrasjon og størrelse på HTLC liposomer illustrert. Modifisert fra Journal of Controlled Release 2014, 178, 69-78. 16 Klikk her for å se en større versjon av dette tallet.
Figur 4. Modeling lys levering til tumor ved hjelp av små integrere sfære. (A) Skjematisk modell som viser tumor hevet over det normale underliggende vev. Røde piler representerer dekning og retning av innledende fotoner i beregningen. Belysning dekker hele overflatearealet av det hevede tumor. (B) Resultater av beregning som viser lys fluence fordeling i tumoren. (C) Tverrsnitt plott av lys fluence som funksjon av dybden langs den hvite stiplet linje vist i (B). Fluence rate i svulsten på huden dybden er 50% av maksimal innflytelse rate. Klikk her for å se en større versjon av dette tallet.
Figur 5. Temperatur distribusjon evalueres gjennom MR termometeret. &# 160;. (A) T 2 vektet bilde som viser den anatomiske plasseringen av de to bilateralt implantert svulster (B) Temperatur distribusjon kart generert fra oppvarming venstre svulsten til 42 ° C ved hjelp av laser-basert oppvarming oppsett, mens den høyre svulst forble uoppvarmet. Data re-analysert fra Journal of Controlled Release 2014, 178, 69-78. 16 Klikk her for å se en større versjon av dette tallet.
Figur 6. MR overvåking av gadoteridol frigjøring fra Gd-HTLC liposomer ved varmeaktivering. T en vektet MR-bilder (samme vindu nivå påført) av en mus som bærer to subkutane ME-180 tumorer, med en på hver av baklemmene ( A) pre-injeksjon av Gd-HTLC og(B) 20 min post-injeksjon av Gd-HTLC (dvs. etter at hele oppvarmingsperioden). (C) Relativ MR-signalet endres normalisert til den første tidspunktet for den dynamiske MR kjøpet av mus er vist i (A) og ( B). Data representerer gjennomsnittet + SD. Data re-analysert fra Journal of Controlled Release 2014, 178, 69-78. 16 Klikk her for å se en større versjon av dette tallet.
Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.
Discussion
Liposomer ble først utviklet på 1960-tallet for eksempel narkotika levering kjøretøy som frakter hydrofile legemidler i deres interne vannvolum og hydrofobe legemidler innenfor deres lipidbilag to. I tillegg til bruk i terapeutiske anvendelser, har liposomer vært utforsket for diagnostiske programmer når merket med radionuklider eller lastet med midler bildebehandling kontrast 17. I de senere årene, theranostics og terapeutiske Diagnostisk parene har blitt forfulgt for å gi muligheter for bildestyrt pasientutvelgelse og levering av legemidler 17,18. Den aktuelle studien bygger på konseptet av bildestyrt levering av legemidler til å evaluere utløst legemiddelmeldingen fra termo liposomer ved hjelp av en spesialdesignet laserbasert oppvarming Setup under MR veiledning.
Som nevnt ovenfor, har vannbad eller oppvarmings katetere vanligvis blitt brukt til å varme subkutane tumorer. Vannbad metoden krever nedsenkning av hele lem i varm water, som resulterer i ikke-spesifikk medikamentfrigjøring, gjennom lem i tillegg til å gi ut på tumorstedet. Anvendelse av et varme kateter krever plassering av en 18 G kateter i sentrum av tumoren, og har vist seg å nødvendiggjøre oppvarming i en relativt lang tidsperiode (15 min) for å oppnå termisk stabil tilstand 11.
I den foreliggende undersøkelse, gir den nylig utviklet laserbaserte varme- setup en konform måte å levere varme til tumorvolumet som demonstrert ved MR-baserte vurdering av temperaturfordelingen over (figur 5). Heterogenitet i PRF-skift kartet i uoppvarmede høyre bakben og venstre lem tumor i figur 5 kan reflektere en kombinasjon av lavt signal-til-støy i nærheten av resistens gjenstander og små fysiologiske eller varmeinduserte bevegelser, som kan direkte kompromiss oppvarming og baseline bilderegistrering, men også introdusere små variasjoner i induserte felt rundtregioner i offset magnetisk susceptibilitet. I tillegg ble det funnet at termisk stabil tilstand kan oppnås i løpet av 1-2 min for å initiere oppvarming. Også den fiberoptiske sensorpunktet basert temperatur tillates for sanntids tilpasning av lasereffekt for å opprettholde temperaturen ved 42 ° C, og for å minimere temperatursvingninger. Imidlertid er det viktig å plassere den fiberoptiske følertemperaturen på en forholdsvis sentral posisjon inne i svulsten. MR-avbildning kan anvendes for å validere innsnitt punktet for sensoren. Under oppvarming, bør lasereffekten justeres nøye for å holde temperaturen ved 42 ° C med en første kraft på 0,8 W.
Oppvarmingen protokollen ble optimalisert gjennom sanntids overvåking av Gd-HP-DO3A utgivelsen som et surrogat for stoffet CDDP. Den effektive frigjøring av innkapslede stoffer fra liposomene HTLC settes til forbedret effekt, sammen med den oppvarmede HTLC gruppe som resulterer i en signifikant terapeutisk fortrinntage fremfor andre behandlings- og kontrollgrupper 16.
Belysnings av varmeapparatet er konstruert for å varme tumorer i 5-7 mm i den største dimensjon. Utformingen av belysnings kan bli endret for å varme større svulster og flere fiberoptiske temperatursensorer kan bli satt inn hele tumorvolumet for å overvåke temperaturen i forhold til det aktuelle enkeltpunkt-baserte måling. I tillegg, siden den bærbare enheten er laget av MR-kompatible materialer, tre-dimensjonal MR termometeret kan bli utført for å evaluere temperaturfordelingen i hele tumorvolumet.
I konklusjonen, gir laserbaserte varmeapparatet et verdifullt verktøy for preklinisk utvikling av termo liposomformuleringene. Bildeveiledet stoffet leverings tilnærminger, slik som den som brukes i denne studien, har betydelig potensial for klinisk oversettelse og implementering av personlig medisin inkludert real-time overvåkning av terapeutisk behandling.
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).
