Name: in vitro and in vivo delivery of magnetic nanoparticle hyperthermia using a custom-built delivery system
Uploaded: 2020-07-02T14:30:00.000+00:00
Duration: 6 min 45 s
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この研究は、助成金番号(NCI P30 CA023108およびNCI U54 CA151662)によって資金提供されました。

ダートマス大学のアニマルケアおよび使用プログラムは、米国実験動物ケア認定協会(iAAALAC)の認定を受けており、すべてのUDSAおよびNIH(実験動物福祉局)のガイドラインおよび規制に準拠しています。すべてのin vivo研究は、ダートマス大学施設動物管理および使用委員会(IACUC)によって承認されました。安楽死の手順は、動物の安楽死に関する2020年のAVMAガイドラインに準拠しています。
1. システムの計装/設計
<ol><li>カスタムAMFアンテナ(コイル)を閉ループになるように設計し、目的の磁場を作成するための形状を選択します。発電機の選択によるインダクタンス式と特性を使用して、互換性のあるコイルを設計し、目的のフィールドを生成します。in vitro実験とin vivo実験に異なるデザインを使用してください。</li>
	<li>AMFアンテナのインダクタンスが発電機の許容範囲内にあることを確認してください。コンデンサを加算または減算して、アンテナを発電機に一致(調整)します。</li>
	<li>in vitro実験では、内径2 cm、長さ14 cmの14ターンヘリカルコイルを設計し、1.5 mLチューブを含めることができ、複数のサンプルを同時に処理できます。コイルをビニールポリマーで絶縁し、ポリスチレンスペーサーを使用してコイルをチューブから分離します。設計仕様と考慮事項の詳細は、 補足ファイル1に記載されています。</li>
	<li>in vivo実験では、独自の設計情報を持つメーカーからカスタムメイドの全身ヘリカルコイルを入手してください。8 mm角のチューブ(コイルのボア内でより均一な磁場を作成するため)と、目的の治療領域にコンセントレータを使用します。コンセントレーターを長さ5.0cmにし、合計5回転させて内径3.6 cm、外径5.2 cmにし、目的の治療領域にその位置を配置します。コイルをポリカーボネートシェルで囲みます。</li>
	<li>電源として定格10kW以上の調整可能な電力と周波数を備えたAMF発電機を使用してください。インダクタンスは、電源とアンテナ/コイルを0.62〜1.18μHenries(μH)の範囲に一致させ、30〜300kHzの範囲の周波数を可能にします。50psiに調整された圧力ブーストポンプを介してリサイクル水を使用して発電機を冷却します。</li>
	<li>AMFアンテナを介して水で希釈された5.6%エチレングリコールベースの熱伝達流体をポンプで送る25トンの冷却能力チラーでコイルを冷却します。チラーの温度を、アンテナがサンプルを加熱または冷却しないように設定します。</li>
	<li>動物の収容のために、ホルダーとコイル表面の間に0.5cmのエアギャップがあるコイルの中央に吊り下げることができる管状ホルダーを構築します。コイルの周りのシェルを通して空気を循環させる調整可能な調整済みエアポンプを接続し、通常の動物のコア温度を維持するように設定します。麻酔器を動物の頭の近くの管状の動物ホルダーに接続して、麻酔が適切に行われるようにします。</li>
	<li>セル封じ込めのために、水浴からの水をチューブが配置されているスペーサーを通して循環させる装置を作成します。チューブが水に囲まれるようにこのウォーターバスの温度を37°Cに設定します。</li>
	<li>光ファイバープローブを使用して、腫瘍、動物のコア、および動物環境内の温度を監視したり、in vitro研究のために、細胞ペレットの温度とチューブの周囲の水をモニターしたりします。</li>
	<li>すべての実験で100nmサイズの磁性酸化鉄ナノ粒子を使用してください。 注:濃度と比吸収率(SAR)は、可能な加熱と熱線量に直接影響するため、ナノ粒子を選択する際に考慮しなければならない2つの特性です18。</li>
</ol>2.インビトロでの温熱療法
<ol><li>B16F10マウスメラノーマ細胞をRPMI培地で10%FBSおよび1%ペン/連鎖球菌で培養します。150, 000細胞/ウェルを6ウェルプレートにプレートし、2mLの完全培地を入れます。</li>
	<li>各ウェル、すなわち、mNPがなくAMFがない細胞、mNPがなくAMFがない細胞、mNPがなくAMFがない細胞、mNPとAMFがある細胞など、適切な治療法を決定します。 注:さらに、温熱療法を別の治療法と組み合わせる場合は、適切なコントロールがあることを確認してください。AMFは、必要な電力および冷却機能を備えた標準的な研究ベンチラボで実行されます。</li>
	<li>めっきの24時間後、前のステップで決定したように、mNPを適切なウェルに追加します。mNPを3 mgの鉄/ mLの濃度に添加します。.ストック培地/mNP溶液を作成するか(古い培地を除去し、この溶液を追加する)、またはmNPを直接穏やかに旋回させるプレートを追加して均質に分配することにより、mNPがウェル全体に分布していることを確認します。</li>
	<li>mNPを添加してから48時間後、ウェルが~80%コンフルエントになったら、培地を除去し、ウェルを新鮮な培地で洗浄して処理を開始します。メディアを取り出します。</li>
	<li>処理する各ウェルに0.5 mLのトリプシンを加え、穏やかに渦巻きます。顕微鏡を使用して、細胞が剥離していることを確認します。</li>
	<li>各ウェルに1 mLの培地を加えて、細胞を1.5 mLチューブに回収します。ウェルからすべての細胞を採取します(~1 x 106 細胞)。ウェルごとに明確にラベル付けされた個別のチューブを使用してください。</li>
	<li>チューブを60 x g で2〜3分間スピンして、細胞をペレット化させます。ペレットを培地に保持します。</li>
	<li>コイル内の水で満たされたスペーサーにチューブを配置します。培地および細胞ペレットが37°Cに維持されるように水浴の温度を設定する。 別々の光ファイバー温度プローブを使用して、チューブとウォーターバス内の温度を監視します。</li>
	<li>チラーの電源を入れ、クーラントがコイルを通って流れていることを確認します。電源をオンにし、目的のフィールドに対する最大値のパーセントを調整します。10 kWの発電機を動力源とする14ターンソレノイドコイルを165 kHzおよび23.87 kA / m(300 Oe)で操作します。</li>
	<li>別の光ファイバー温度プローブをチューブの1つに配置します。以前に決定されたプロトコル熱線量まで細胞を処理する。例は、43°Cで30分です(CEM43の30)。</li>
	<li>チューブ内の培地に細胞を再懸濁し、新しい6ウェルプレートに再プレートします。新しいプレートに明確なラベルを付けます。目標は、収集されたすべての細胞(~1 x 106 セル)を再プレートすることです。 注:新しい6ウェルプレートを使用して、培養する細胞が処理を受けていることを確認する必要があります。古いプレートを使用した場合、トリプシン処理に成功しなかった細胞がプレートに残っている可能性があります。</li>
	<li>必要に応じて、次の実験手順のために、RNAまたはタンパク質発現分析のために細胞を溶解します。</li>
</ol>3.生体内温熱療法
<ol><li>細胞培養と接種<ol><li>B16F10マウスメラノーマ細胞をRPMI培地で10%FBSおよび1%ペン/連鎖球菌で培養します。希望する数の動物を接種するのに十分な細胞を提供するプレート/皿を使用してください。例えば、100, 000細胞で播種された10, 100 mmディッシュは、48時間以内に20匹のマウス注射に十分な細胞とコンフルエントになります。</li>
		<li>細胞をトリプシン処理し、純粋なRPMI培地(FBSまたはペン/連鎖球菌を含まない)を使用して収集します。</li>
		<li>細胞をカウントし、接種量とマウス数に基づいて、所望の細胞濃度の溶液を作成します。</li>
		<li>気化したイソフルランと酸素を使用して、6週齢の雌C57Bl / 6マウスを麻酔します。誘導されるまで、動物を5%イソフルランと95%酸素を含むプレキシガラスボックスに入れます。.誘導されたら、動物を取り除き、2%イソフルランでフェイスコーンを使用して、ステップ3.1.5-3.1.7および3.3.3-3.3.6を完了します。 注:治療中の麻酔には、内蔵の麻酔封じ込めを使用してください。マウス麻酔のための標準的な施設プロトコルに従ってください。動物実験の前に、適切なIACUCの承認を確認してください。麻酔後、動物をケージに戻し、回復を監視して合併症がないことを確認します。</li>
		<li>右反射神経に対する反応の欠如を確認します。</li>
		<li>電気かみそりを使用して右脇腹を剃ります。</li>
		<li>アルコールワイプで注射部位を清掃します。1〜2 x 106 細胞を注入し、28 G針を備えた100 μLのガラスシリンジを使用して、麻酔をかけた右脇腹の皮内に50 μLの培地に分散させます。</li>
	</ol></li>
	<li>腫瘍増殖/ナノ粒子注入<ol><li>ノギス(長さ、幅、深さ)を使用して腫瘍を3次元で測定し、(長さx幅x深さx深さx π)/ 6で体積を計算します。</li>
		<li>腫瘍体積が120 mm 3(+/- 20 mm3)に達したら、動物を研究対象にします。併用療法コホート(すなわち、対照、mNPH、放射線、および組み合わせ)を含む適切な対照群と治療群があることを確認して、研究を設計します。</li>
		<li>3.1.4で説明されているように、mNPを投与されるマウスを麻酔します。</li>
		<li>アルコールワイプでその領域をきれいにします。AMF治療の3時間前にmNPを腫瘍に注射します。用量が7.5mgの鉄/ cm3 の腫瘍であるような量を注入する。 注:ラボからの未発表データは、最大mNP取り込みが3〜6時間で起こることを示唆しています。</li>
	</ol></li>
	<li>AMF治療<ol><li>マウスを麻酔し、コア温度を維持するために加熱パッドに置きます。</li>
		<li>右反射神経に対する反応の欠如を確認します。マウスのイヤータグまたはその他の金属物を取り外します。</li>
		<li>潤滑された光ファイバー温度プローブをマウスの直腸にそっと置きます。</li>
		<li>カテーテルを腫瘍に挿入し、針を取り除きます。腫瘍からあまり突き出ないようにカテーテルを切断します。 注:光ファイバー温度カテーテルは、マウスが全身麻酔下にある間、つまり、腫瘍加熱手順中にのみカテーテルが所定の位置にある間に配置および除去されます。マウスには、手順時にNSAID鎮痛薬であるケトプロフェン(5 mg / kg)の単回皮下投与が与えられます。カテーテルの留置に関連する短期または長期の不快感または罹患率は観察されていません。</li>
		<li>3センサーの光ファイバー温度プローブをカテーテルに挿入します。カテーテルは、光ファイバー温度プローブセンサーを保護します。</li>
		<li>直腸および腫瘍内プローブを動物の尾にテープで固定して、それらが所定の位置に留まるようにします。</li>
		<li>マウスを50 mLチューブに入れ、頭を下に向けてください。チューブには、麻酔が接続されて配信される頭の近くに穴が必要です。</li>
		<li>セットアップされたコイル内にチューブを配置し、麻酔を再接続します。</li>
		<li>光ファイバー温度プローブをチューブに緩く配置して、環境温度を測定します。</li>
		<li>チラーの電源を入れ、クーラントが循環していることを確認します。</li>
		<li>コンピュータソフトウェアがさまざまな温度を表示していることを確認し、CEM43計算をリアルタイムで表示できるように記録を開始します。必要なCEM43は、以前に決定された用量です。 注意: 磁石をオンにする前に、金属物が急速に熱くなるため、動物に金属物が付着していないことを確認してください。さらに、部屋の全員がペースメーカーを持っていないこと、そして彼らがそこにいても安全であることを確認してください。</li>
		<li>低電力パーセンテージで磁石をオンにします。</li>
		<li>光ファイバー温度プローブが温度変化を記録していることを確認します。フィールドが増加するにつれてAMFがアクティブになると、温度は上昇します。動物のコア温度が38°Cのままであることを確認してください。 調整されたエアジャケットを使用してコア温度を調整します。</li>
		<li>腫瘍の温度レベルを制御する内蔵の制御ダイヤルを使用して、発電機の電源を変更することにより、磁場の強さを調整します。</li>
		<li>AMFを一度所望の用量で遮断することは、使用者によって予め決定されるように(例えばCEM43 40)、腫瘍内で達成される。</li>
		<li>AMFがシャットダウンしたら、コイルからチューブを取り外します。</li>
		<li>マウスをチューブから取り外し、さまざまなプローブとカテーテルを抽出します。必要に応じて、新しい金属製の耳タグで動物にタグを付けます。</li>
		<li>処理が完了したら、チラーをシャットダウンします。</li>
		<li>動物を麻酔から回復させ、合併症がないことを確認します。彼らの行動を監視して、正常に戻ることを確認します。</li>
	</ol></li>
</ol>

<ol>
	<li>Chen, X., Tan, L., Liu, T., Meng, X. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Micro-Nanomaterials+for+Tumor+Microwave+Hyperthermia:+Design,+Preparation,+and+Application.">Micro-Nanomaterials for Tumor Microwave Hyperthermia: Design, Preparation, and Application.</a> Current Drug Delivery. 14 (3), 307-322 (2016).</li><li>Luo, W., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Effects+of+radiofrequency+ablation+versus+other+ablating+techniques+on+hepatocellular+carcinomas:+A+systematic+review+and+meta-analysis.">Effects of radiofrequency ablation versus other ablating techniques on hepatocellular carcinomas: A systematic review and meta-analysis.</a> World Journal of Surgical Oncology. 15 (1), 126 (2017).</li><li>Ter Haar, G. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Heat+and+sound:+Focused+ultrasound+in+the+clinic.">Heat and sound: Focused ultrasound in the clinic.</a> International Journal of Hyperthermia. 31 (3), 223-224 (2015).</li><li>Salunkhe, A. B., Khot, V. M., Pawar, S. H. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Magnetic+Hyperthermia+with+Magnetic+Nanoparticles:+A+Status+Review.">Magnetic Hyperthermia with Magnetic Nanoparticles: A Status Review.</a> Current Topics in Medicinal Chemistry. 14 (5), 572-594 (2014).</li><li>Dewhirst, M. W., Viglianti, B. L., Lora-Michiels, M., Hanson, M., Hoopes, P. J. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Basic+principles+of+thermal+dosimetry+and+thermal+thresholds+for+tissue+damage+from+hyperthermia.">Basic principles of thermal dosimetry and thermal thresholds for tissue damage from hyperthermia.</a> International Journal of Hyperthermia. 19 (3), 267-294 (2003).</li><li>Roizin-Towle, L., Pirro, J. P. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=The+response+of+human+and+rodent+cells+to+hyperthermia.">The response of human and rodent cells to hyperthermia.</a> International Journal of Radiation Oncology, Biology, Physics. 20 (4), 751-756 (1991).</li><li>Hergt, R., Dutz, S., M&#252;ller, R., Zeisberger, M. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Magnetic+particle+hyperthermia:+Nanoparticle+magnetism+and+materials+development+for+cancer+therapy.">Magnetic particle hyperthermia: Nanoparticle magnetism and materials development for cancer therapy.</a> Journal of Physics Condensed Matter. 18 (38), (2006).</li><li>Kumar, C. S. S. R., Mohammad, F. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Magnetic+nanomaterials+for+hyperthermia-based+therapy+and+controlled+drug+delivery.">Magnetic nanomaterials for hyperthermia-based therapy and controlled drug delivery.</a> Advanced Drug Delivery Reviews. 63 (9), 789-808 (2011).</li><li>Stigliano, R. V., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Mitigation+of+eddy+current+heating+during+magnetic+nanoparticle+hyperthermia+therapy.">Mitigation of eddy current heating during magnetic nanoparticle hyperthermia therapy.</a> International Journal of Hyperthermia. 32 (7), 735-748 (2016).</li><li>Johannsen, M., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Clinical+hyperthermia+of+prostate+cancer+using+magnetic+nanoparticles:+Presentation+of+a+new+interstitial+technique.">Clinical hyperthermia of prostate cancer using magnetic nanoparticles: Presentation of a new interstitial technique.</a> International Journal of Hyperthermia. 21 (7), 637-647 (2005).</li><li>Horsman, M. R., Overgaard, J. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Hyperthermia:+a+Potent+Enhancer+of+Radiotherapy.">Hyperthermia: a Potent Enhancer of Radiotherapy.</a> Clinical Oncology. 19 (6), 418-426 (2007).</li><li>Petryk, A. A., Giustini, A. J., Gottesman, R. E., Kaufman, P. A., Hoopes, P. J. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Magnetic+nanoparticle+hyperthermia+enhancement+of+cisplatin+chemotherapy+cancer+treatment.">Magnetic nanoparticle hyperthermia enhancement of cisplatin chemotherapy cancer treatment.</a> International Journal of Hyperthermia. 29 (8), 845-851 (2013).</li><li>Peeken, J. C., Vaupel, P., Combs, S. E. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Integrating+hyperthermia+into+modern+radiation+oncology:+What+evidence+is+necessary.">Integrating hyperthermia into modern radiation oncology: What evidence is necessary.</a> Frontiers in Oncology. 7, 132 (2017).</li><li>Petryk, A. A., Giustini, A. J., Gottesman, R. E., Trembly, B. S., Hoopes, P. J. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Comparison+of+magnetic+nanoparticle+and+microwave+hyperthermia+cancer+treatment+methodology+and+treatment+effect+in+a+rodent+breast+cancer+model.">Comparison of magnetic nanoparticle and microwave hyperthermia cancer treatment methodology and treatment effect in a rodent breast cancer model.</a> International Journal of Hyperthermia. 29 (8), 819-827 (2013).</li><li>Stigliano, R. V., Shubitidze, F., Petryk, A. A., Tate, J. A., Hoopes, P. J. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Magnetic+nanoparticle+hyperthermia:+predictive+model+for+temperature+distribution.">Magnetic nanoparticle hyperthermia: predictive model for temperature distribution.</a> Energy-based Treatment of Tissue and Assessment VII. 8584, 858410 (2013).</li><li>Dewhirst, M., Viglianti, B. L., Lora-Michiels, M., Hoopes, P. J., Hanson, M. A. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Thermal+dose+requirement+for+tissue+effect:+experimental+and+clinical+findings.">Thermal dose requirement for tissue effect: experimental and clinical findings.</a> Thermal Treatment of Tissue: Energy Delivery and Assessment II. 4954, 37 (2003).</li><li>Duval, K. E. A., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Immunogenetic+effects+of+low+dose+(CEM43+30)+magnetic+nanoparticle+hyperthermia+and+radiation+in+melanoma+cells.">Immunogenetic effects of low dose (CEM43 30) magnetic nanoparticle hyperthermia and radiation in melanoma cells.</a> International Journal of Hyperthermia. 36, 37-46 (2019).</li><li>Giustini, A. J., Petryk, A. A., Cassim, S. M., Tate, J. A., Baker, I., Hoopes, P. J. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Magnetic+Nanoparticle+Hyperthermia+in+Cancer+Treatment.">Magnetic Nanoparticle Hyperthermia in Cancer Treatment.</a> Nano LIFE. 01, 17-32 (2010).</li><li>Hoopes, P. J., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Intratumoral+iron+oxide+nanoparticle+hyperthermia+and+radiation+cancer+treatment.">Intratumoral iron oxide nanoparticle hyperthermia and radiation cancer treatment.</a> Thermal Treatment of Tissue: Energy Delivery and Assessment IV. 6440, (2007).</li><li>Semiatin, S. L., Zinn, S. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Coil+design+and+fabrication+basic+design+and+modifications.">Coil design and fabrication basic design and modifications.</a> Heat Treating. , 32-41 (1988).</li><li>Maxwell, J. C. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=On+physical+lines+of+force.">On physical lines of force.</a> The London, Edinburgh, and Dublin Philosophical Magazine and Journal of Science. 21 (139), 161-175 (1861).</li></ol>

著者は開示するものは何もありません。

このシステムの設計と実装は、正確で再現性のあるin vitroおよびin vivo磁性ナノ粒子ハイパーサーミア実験を実施する能力を提供します。AMFの周波数と電界強度が磁性ナノ粒子の種類、濃度、および組織の位置と温度に適切に一致するようにシステムを設計することが重要です。さらに、リアルタイムで温度を正確に監視することは、安全性と正確な熱線量(43°C/ CEMでの累積等価分)の計算にと?...

温熱療法は歴史的に、単独で、または他の治療法と組み合わせて、癌治療に使用されてきました。それは長い使用の歴史を持っていますが、この治療を提供するための最も有利な方法はまだ議論されており、病気の部位と場所に依存します。温熱伝導の方法には、マイクロ波、高周波、集束超音波、レーザー、および金属ナノ粒子(金や酸化鉄など)が含まれます1,2,3,4。これらの送達方法は、発熱レベルから数百°Cまでの範囲の治療温度につながる可能性があります。温熱療法の生物学的効果は、主に使用される温度と治療期間に依存します5。この論文と目的のために、磁性ナノ粒子ハイパーサーミア(mNPH)に焦点を当てています。この方法では、毒性のないFDA承認の酸化鉄ナノ粒子を使用して、焦点を絞って局所化し、十分に監視し、制御した温度変化を可能にします。
他の温熱療法の落とし穴の1つは、正確な細胞ターゲティングの欠如です。温熱療法は本質的に高い治療比を持たないため、慎重な体温測定とターゲティングが必要です6。mNPHは、mNPの全身的または腫瘍内注射を可能にし、mNPが位置する場所でのみ熱が発生するため、腫瘍に直接治療を標的にします。mNPHは、磁性ナノ粒子が細胞の内側または外側にある場合に有効です。癌治療の場合、mNPHの一般的な概要は、磁性ナノ粒子が注入され(腫瘍内または静脈内に)、次に交番磁場が印加され、ナノ粒子磁極が絶えず再整列し、ナノ粒子に関連する細胞および組織の局所的な加熱をもたらすことです7,8.ナノ粒子の体積と交流磁場(AMF)の周波数/強度を調整することにより、組織内で発生する温度を注意深く制御することができます。
この治療法は、より深い腫瘍がより強いAMFを必要とするため、渦電流加熱のリスクが高まるため、体表面近くの腫瘍でうまく機能します9。ハイパーサーミアが単剤療法として臨床的に使用されているという証拠がありますが、多くの場合、ハイパーサーミアは放射線療法または化学療法と組み合わされ、より標的を絞った抗がん効果につながります10,11,12。放射線療法と組み合わせて機能する温熱療法の臨床的証拠は、以前の出版物でレビューされています13。私たちの研究室では、mNPH法12,14,15を用いて、マウスからブタ、イヌの自然がんまで、さまざまな動物の治療に成功しています。このプロトコルは、単独で、または他の治療法と組み合わせて、局所的な温熱療法の効果を調査することに関心のある人のために設計されています。
温熱療法の最も重要な要素の1つは、標的/腫瘍組織に送達される熱線量をリアルタイムで測定および理解できることです。線量を計算および比較する標準的な方法は、43°Cでの加熱の累積等価分数のデモンストレーションによるものです。このアルゴリズムは、送達システム、最高温度および最低温度(特定の範囲内)、および加熱/冷却パラメータ5,16とは無関係の用量の比較を可能にする。CEM計算は、39〜57°C5の温度に最適です。たとえば、私たちが実施したいくつかの研究では、CEM43 30(つまり、43°Cで30分)の熱線量を選択しました。この線量を選択することで、単独で、または単回線量の放射線と組み合わせて、in vitroで安全で効果的な免疫遺伝学的効果を調べることができました17。
磁性ナノ粒子温熱療法では、適切な送達システムを構築する際に考慮する必要があるいくつかの要因があります。計装設計には、高電力で動作している場合でも磁場供給装置を冷却するためのチラーの使用や、すべての温度、電力評価、および制御システムがアクティブになっていない場合にシステムの電源がオンにならないようにするフェイルセーフ手順など、重要な安全要素が含まれています。さらに、in vivoとin vitroの両方の状況で考慮する必要がある重要な生物学的要因があります。培養細胞を使用する場合、結果に影響を与える可能性のある生理学的変化を避けるために、増殖培地で処理し、一定の生菌温度に維持する必要があります。個々のナノ粒子タイプについては、AMFベースの加熱パラメータを計算する際に比吸収率(SAR)を知ることが重要です。同様に、所望の加熱を達成するために必要な細胞および組織中のmNP/Fe濃度を知ることも重要である。in vivo法では、治療中は動物を麻酔下で維持し、治療中は動物の深部体温を正常なレベルに維持する必要があるため、細部にさらに注意を払う必要があります。麻酔下で起こるように、動物の体温を下げることを許容することは、治療される組織の熱線量に関して、全体的な結果に影響を与える可能性があります。
この原稿では、汎用性の高い磁性ナノ粒子ハイパーサーミアシステムの設計と構築に使用される方法と、考慮する必要のある重要な使用要因について説明します。記載されたシステムは、磁性ナノ粒子温熱療法の堅牢で、一貫性があり、生物学的に適切で、安全で、十分に制御された送達を可能にする。最後に、私たちが実施するmNPH研究には、放射線療法、化学療法、免疫療法などの他の治療法が含まれることが多いことに注意してください。これらの結果が意味のあるものであるためには、供給された熱が他のモダリティの有効性および/または安全性毒性(またはその逆)および動物の幸福にどのように影響するかを判断することが重要です。このため、前述の線量測定および治療状況のために、磁性ナノ粒子温熱療法の投与精度と連続的なコアおよびターゲット温度測定に厳密に注意を払うことが不可欠です。このプロトコルの目標は、安全で効果的な磁性ナノ粒子温熱療法の送達のための簡単で一貫した方法と説明を提供することです。

<table><tbody><tr><td>.25% Trypsin</td><td>Corning</td><td>45000-664</td><td>available from many companies</td></tr><tr><td>1.5 mL tubes</td><td>Eppendorf</td><td>Eppendorf 22363204</td><td>available from many companies</td></tr><tr><td>B16F10 murine melanoma cells</td><td>American Type Culture Collection</td><td>CRL-6475</td><td></td></tr><tr><td>C57/Bl6 mice</td><td>Charles river</td><td>027C57BL/6</td><td>6-week-old female mice</td></tr><tr><td>Chiller</td><td>Thermal Care</td><td>NQ 5 series</td><td>chiller that cools the coil</td></tr><tr><td>Coolant fluid</td><td>Dow Chemical Company</td><td>Dowtherm SR-1</td><td>antenna cooling fluid</td></tr><tr><td>Fetal Bovine serum</td><td>Hyclone</td><td>SH30071</td><td>available from many companies</td></tr><tr><td>fiber optic probes, software and chassis</td><td>FISO</td><td></td><td>FISO evolution software used to read the temperatures</td></tr><tr><td>IR camera</td><td>Flir</td><td></td><td>infrared camera to monitor unintentional heating</td></tr><tr><td>iron oxide nanoparticles</td><td>micromod Partikeltechnologie GmbH</td><td>Bionized NanoFerrite</td><td>dextran coated iron oxide nanoparticles</td></tr><tr><td>mouse coil, solenoid</td><td>Fluxtrol</td><td>custom built</td><td></td></tr><tr><td>penicillin/streptomycin</td><td>Corning</td><td>45000-652</td><td>available from many companies</td></tr><tr><td>RF generator</td><td>Huttinger</td><td>TIG 10/300</td><td>power source</td></tr><tr><td>RPMI media</td><td>Corning</td><td>45000-396</td><td>available from many companies</td></tr></tbody></table>

in vitro and in vivo delivery of magnetic nanoparticle hyperthermia using a custom-built delivery system

温熱療法は癌の治療に長い間使用されてきました。技術は、高温の鉄棒の腫瘍内挿入から、39°C(発熱レベル)から1,000°C(電気焼灼)の温度および数秒から数時間の治療時間での全身送達腫瘍抗体標的磁性ナノ粒子までさまざまです。温度-時間関係(熱線量)は、組織のアブレーションをもたらす高熱線量と、血流の増加、薬物の蓄積、免疫刺激などの亜致死効果をもたらす低熱線量での効果を決定します。現在最も有望な治療法の1つは、磁性ナノ粒子温熱療法(mNPH)です。この技術は、非侵襲的、非毒性の交流磁場で全身的または腫瘍内に送達され得る磁性ナノ粒子を活性化することを含む。磁性ナノ粒子のサイズ、構造、会合、および磁場の周波数と電界強度は、主要な加熱決定要因です。私たちは、大小動物モデルや培養細胞に再現性のある磁性ナノ粒子ハイパーサーミアを提供するための高度な機器と技術を開発しました。このアプローチは、複数の場所で継続的なリアルタイムの温度モニタリングを使用して、非標的組織の加熱を制限しながら、標的組織(腫瘍)または細胞に明確に定義された熱線量を送達することを可能にします。複数のサイトでの温度の正確な制御と監視、および業界標準のアルゴリズム(43°C/CEM43での累積等価分)の使用により、熱線量の正確な決定と定量化が可能になります。さまざまな温度、熱線量、生物学的効果を可能にする当社のシステムは、商業的買収と社内のエンジニアリングおよび生物学の開発を組み合わせて開発されました。このシステムは、エキソビボ、インビトロ、およびインビボ技術間の迅速な変換を可能にする方法で最適化されています。このプロトコルの目的は、再現性のある正確な磁性ナノ粒子療法(mNP)温熱療法を提供するための効果的な技術とシステムを設計、開発、および実装する方法を実証することです。

インビトロ研究 細胞は、磁性ナノ粒子/鉄とAMFの量と濃度が適切に一致している場合にのみ、所望の温度と熱線量を達成および維持します。磁性ナノ粒子を使用してin vitro(およびin vivo)で細胞を加熱する場合、内部化された磁性ナノ粒子を有する細胞で温熱を達成するためには、特定のレベルの細胞内mNP / Feが必要であり、mNP負荷細胞の数と近接性が必要になることに注意して?...

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In Vitro and In Vivo Delivery of Magnetic Nanoparticle Hyperthermia Using a Custom-Built Delivery System

このプロトコルは、高度な送達および監視システムを使用して、磁性ナノ粒子温熱の正確な送達に必要な技術と方法論を提示します。

特注送達システムを用いた磁性ナノ粒子温熱療法のin vitroおよびin vivo送達

Hyperthermia has long been used in the treatment of cancer. Techniques have varied from the intra-tumoral insertion of hot iron rods, to systemically ...

in-vitro-vivo-delivery-magnetic-nanoparticle-hyperthermia-using

Universidad de Cartagena UDEC

Research

JoVE Journal

Medicine

4.2K ビュー.  Dartmouth College. このプロトコルは、高度な送達および監視システムを使用して、磁性ナノ粒子温熱の正確な送達に必要な技術と方法論を提示します。

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Ex Vivo Culture of Patient Tissue &amp; Examination of Gene Delivery

This video describes the use of patient tissue as an ex vivo model for the study of gene delivery. Fresh patient tissue obtained at the time of surgery is sliced and maintained in culture. The ex vivo model system allows for the physical delivery of genes into intact patient tissue and gene expression is analysed by bioluminescence imaging using the IVIS detection system. The bioluminescent detection system demonstrates rapid and accurate quantification of gene expression within individual slices without the need for tissue sacrifice. This slice tissue culture system may be used in a variety of tissue types including normal and malignant tissue and allows us to study the effects of the heterogeneous nature of intact tissue and the high degree of variability between individual patients. This model system could be used in certain situations as an alternative to animal models and as a complementary preclinical mode prior to entering clinical trial.

Ex Vivo Culture of Patient Tissue & Examination of Gene Delivery

This article describes the culture of patient tissue slices for gene delivery studies and subsequent analysis of gene expression using IVIS bioluminescence imaging.

遺伝子デリバリーの患者の組織及び審査のex vivoでの文化

This video describes the use of patient tissue as an ex vivo model for the study of gene delivery.  Fresh patient tissue obtained at the time of surgery ...

医学

Multi-modal Imaging of Angiogenesis in a Nude Rat Model of Breast Cancer Bone Metastasis Using Magnetic Resonance Imaging, Volumetric Computed Tomography and Ultrasound

Angiogenesis is an essential feature of cancer growth and metastasis formation. In bone metastasis, angiogenic factors are pivotal for tumor cell proliferation in the bone marrow cavity as well as for interaction of tumor and bone cells resulting in local bone destruction. Our aim was to develop a model of experimental bone metastasis that allows in vivo assessment of angiogenesis in skeletal lesions using non-invasive imaging techniques.
For this purpose, we injected 105 MDA-MB-231 human breast cancer cells into the superficial epigastric artery, which precludes the growth of metastases in body areas other than the respective hind leg1. Following 25-30 days after tumor cell inoculation, site-specific bone metastases develop, restricted to the distal femur, proximal tibia and proximal fibula1. Morphological and functional aspects of angiogenesis can be investigated longitudinally in bone metastases using magnetic resonance imaging (MRI), volumetric computed tomography (VCT) and ultrasound (US).
MRI displays morphologic information on the soft tissue part of bone metastases that is initially confined to the bone marrow cavity and subsequently exceeds cortical bone while progressing. Using dynamic contrast-enhanced MRI (DCE-MRI) functional data including regional blood volume, perfusion and vessel permeability can be obtained and quantified2-4. Bone destruction is captured in high resolution using morphological VCT imaging. Complementary to MRI findings, osteolytic lesions can be located adjacent to sites of intramedullary tumor growth. After contrast agent application, VCT angiography reveals the macrovessel architecture in bone metastases in high resolution, and DCE-VCT enables insight in the microcirculation of these lesions5,6. US is applicable to assess morphological and functional features from skeletal lesions due to local osteolysis of cortical bone. Using B-mode and Doppler techniques, structure and perfusion of the soft tissue metastases can be evaluated, respectively. DCE-US allows for real-time imaging of vascularization in bone metastases after injection of microbubbles7.
In conclusion, in a model of site-specific breast cancer bone metastases multi-modal imaging techniques including MRI, VCT and US offer complementary information on morphology and functional parameters of angiogenesis in these skeletal lesions.

In the pathogenesis of bone metastasis, angiogenesis is a crucial process and therefore represents a target for imaging and therapy. Here, we present a rat model of site-specific breast cancer bone metastasis and describe strategies to non-invasively image angiogenesis in vivo using magnetic resonance imaging, volumetric computed tomography and ultrasound.

磁気共鳴イメージング、体積CT画像と超音波を用いた乳がんの骨転移のヌードラットモデルにおける血管新生のマルチモーダルイメージング

Angiogenesis is an essential feature of cancer growth and metastasis formation. In bone metastasis, angiogenic factors are pivotal for tumor cell ...

Custom-designed Laser-based Heating Apparatus for Triggered Release of Cisplatin from Thermosensitive Liposomes with Magnetic Resonance Image Guidance

Liposomes have been employed as drug delivery systems to target solid tumors through exploitation of the enhanced permeability and retention (EPR) effect resulting in significant reductions in systemic toxicity. Nonetheless, insufficient release of encapsulated drug from liposomes has limited their clinical efficacy. Temperature-sensitive liposomes have been engineered to provide site-specific release of drug in order to overcome the problem of limited tumor drug bioavailability. Our lab has designed and developed a heat-activated thermosensitive liposome formulation of cisplatin (CDDP), known as HTLC, to provide triggered release of CDDP at solid tumors. Heat-activated delivery in vivo was achieved in murine models using a custom-built laser-based heating apparatus that provides a conformal heating pattern at the tumor site as confirmed by MR thermometry (MRT). A fiber optic temperature monitoring device was used to measure the temperature in real-time during the entire heating period with online adjustment of heat delivery by alternating the laser power. Drug delivery was optimized under magnetic resonance (MR) image guidance by co-encapsulation of an MR contrast agent (i.e.,&#160;gadoteridol) along with CDDP into the thermosensitive liposomes as a means to validate the heating protocol and to assess tumor accumulation. The heating protocol consisted of a preheating period of 5 min prior to administration of HTLC and 20 min heating post-injection. This heating protocol resulted in effective release of the encapsulated agents with the highest MR signal change observed in the heated tumor in comparison to the unheated tumor and muscle. This study demonstrated the successful application of the laser-based heating apparatus for preclinical thermosensitive liposome development and the importance of MR-guided validation of the heating protocol for optimization of drug delivery.

AN MRI-compatible&#160;custom-designed laser-based heating apparatus has been developed to provide local heating of subcutaneous tumors in order to activate release of agents from thermosensitive liposomes specifically at the tumor region.

磁気共鳴画像誘導による感熱リポソームからのシスプラチンのトリガリリースのためのカスタム設計されたレーザーベースの加熱装置

Liposomes have been employed as drug delivery systems to target solid tumors through exploitation of the enhanced permeability and retention (EPR) effect ...

生物工学

Magnetic Resonance-Guided High Intensity Focused Ultrasound Generated Hyperthermia: A Feasible Treatment Method in a Murine Rhabdomyosarcoma Model

Magnetic resonance-guided high intensity focused ultrasound (MRgHIFU) is an established method for producing localized hyperthermia. Given the real-time imaging and acoustic energy modulation, this modality enables precise temperature control within a defined area. Many thermal applications are being explored with this noninvasive, nonionizing technology, such as hyperthermia generation, to release drugs from thermosensitive liposomal carriers. These drugs can include chemotherapies such as doxorubicin, for which targeted release is desired due to the dose-limiting systemic side effects, namely cardiotoxicity. Doxorubicin is a mainstay for treating a variety of malignant tumors and is commonly used in relapsed or recurrent rhabdomyosarcoma (RMS). RMS is the most common solid soft tissue extracranial tumor in children and young adults. Despite aggressive, multimodal therapy, RMS survival rates have remained the same for the past 30 years. To explore a solution for addressing this unmet need, an experimental protocol was developed to evaluate the release of thermosensitive liposomal doxorubicin (TLD) in an immunocompetent, syngeneic RMS mouse model using MRgHIFU as the source of hyperthermia for drug release.

Presented here is a protocol to use controlled hyperthermia, generated by magnetic resonance-guided high intensity focused ultrasound, to trigger drug release from temperature-sensitive liposomes in a rhabdomyosarcoma mouse model.

磁気共鳴ガイド下高強度集束超音波生成温熱療法:マウス横紋筋肉腫モデルにおける実行可能な治療法

Magnetic resonance-guided high intensity focused ultrasound (MRgHIFU) is an established method for producing localized hyperthermia. Given the real-time ...

がん研究

<meta charset="utf8"></head><body>転移性乳がん治療のための発がん性miRNA-10bを標的とするナノドラッグ

Monitoring of Nanodrug Accumulation in Murine Breast Cancer Metastases

Metastatic breast cancer is a devastating disease with very limited therapeutic options, calling for new therapeutic strategies. Oncogenic miRNAs have been shown to be associated with the metastatic potential of breast cancer and are implicated in tumor cell migration, invasion, and viability. However, it can be difficult to deliver an inhibitory RNA molecule to the tissue of interest. To overcome this challenge and deliver active antisense oligonucleotides to tumors, we utilized magnetic iron oxide nanoparticles as a delivery platform. These nanoparticles target tissues with increased vascular permeability, such as sites of inflammation or cancer. Delivery of these nanoparticles can be monitored in vivo by magnetic resonance imaging (MRI) due to their magnetic properties. Translation of this therapeutic approach into the clinic will be more accessible because of its compatibility with this relevant imaging modality. They can also be labeled with other imaging reporters such as a Cy5.5 near-infrared optical dye for correlative optical imaging and fluorescence microscopy. Here, we demonstrate that nanoparticles labeled with Cy5.5 and conjugated to therapeutic oligomers targeting oncogenic miRNA-10b (termed MN-anti-miR10b, or &#34;nanodrug&#34;) administered intravenously accumulate in metastatic sites, opening a possibility for therapeutic intervention of metastatic breast cancer.

<meta charset="utf8"></head><body>マウス乳がん転移におけるナノ薬物蓄積のモニタリング

Here, we describe the protocol for in vivo delivery of magnetic iron oxide nanoparticles carrying RNA oligomers to metastatic breast cancer in animal models, providing a clinically viable approach for the therapeutic silencing of oncogenic nucleic acids.

マウス乳がん転移におけるナノ薬物蓄積のモニタリング

Metastatic breast cancer is a devastating disease with very limited therapeutic options, calling for new therapeutic strategies. Oncogenic miRNAs have ...

<meta charset="utf8"></head><body>マウス神経膠芽腫における画像誘導治療送達のための酸化鉄ナノ粒子

Nanoparticle Delivery of an Oligonucleotide Payload in a Glioblastoma Multiforme Animal Model

Glioblastoma multiforme (GBM) is the most common and aggressive form of primary brain malignancy for which there is no cure. The blood-brain barrier is a significant hurdle in the delivery of therapies to GBM. Reported here is an image-guided, iron oxide-based therapeutic delivery nano platform capable of bypassing this physiological barrier by virtue of size and accumulating in the tumor region, delivering its payload. This 25 nm nano platform consists of crosslinked dextran-coated iron oxide nanoparticles labeled with Cy5.5 fluorescent dye and containing antisense oligonucleotide as a payload. The magnetic iron oxide core enables tracking of the nanoparticles through in vivo magnetic resonance imaging, while Cy5.5 dye allows tracking by optical imaging. This report details the monitoring of the accumulation of this nanoparticle platform (termed MN-anti-miR10b) in orthotopically implanted glioblastoma tumors following intravenous injection. In addition, it provides insight into the in vivo delivery of RNA oligonucleotides, a problem that has hampered the translation of RNA therapeutics into the clinic.

<meta charset="utf8"></head><body>著者スポットライト:膠芽腫治療のための酸化鉄ナノ粒子による革新的ながん治療

The blood-brain barrier is a significant hurdle in the delivery of therapies for glioblastoma, a disease for which there is no cure. Here, we report an in vivo image-guided iron oxide therapeutic nano platform that can bypass this physiological barrier by virtue of size and accumulate in the tumor.

神経膠芽腫多形動物モデルにおけるオリゴヌクレオチドペイロードのナノ粒子送達

Glioblastoma multiforme (GBM) is the most common and aggressive form of primary brain malignancy for which there is no cure. The blood-brain barrier is a ...

特注送達システムを用いた磁性ナノ粒子温熱療法のin vitroおよびin vivo送達

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遺伝子デリバリーの患者の組織及び審査のex vivoでの文化

磁気共鳴イメージング、体積CT画像と超音波を用いた乳がんの骨転移のヌードラットモデルにおける血管新生のマルチモーダルイメージング

磁気共鳴画像誘導による感熱リポソームからのシスプラチンのトリガリリースのためのカスタム設計されたレーザーベースの加熱装置

磁気共鳴ガイド下高強度集束超音波生成温熱療法:マウス横紋筋肉腫モデルにおける実行可能な治療法

マウス乳がん転移におけるナノ薬物蓄積のモニタリング

マウス乳がん転移におけるナノ薬物蓄積のモニタリング

マウス乳がん転移におけるナノ薬物蓄積のモニタリング

神経膠芽腫多形動物モデルにおけるオリゴヌクレオチドペイロードのナノ粒子送達

神経膠芽腫多形動物モデルにおけるオリゴヌクレオチドペイロードのナノ粒子送達

神経膠芽腫多形動物モデルにおけるオリゴヌクレオチドペイロードのナノ粒子送達