Authors
Contact Us

Sign In

A subscription to JoVE is required to view this content. Sign in or start your free trial.

In This Article

  • Summary
  • Abstract
  • Introduction
  • Protocol
  • תוצאות
  • Discussion
  • Disclosures
  • Acknowledgements
  • Materials
  • References
  • Reprints and Permissions

Summary

המאמר מתאר פרוטוקול להדמיית פרופילי הטמפרטורה החולפים והשונות המרחבית-טמפורלית המצומדת של לחץ הנוזל הבין-תאי, בעקבות החימום המועבר על ידי מערכת היפרתרמיה דיפולרית בתדרי רדיו. הפרוטוקול יכול לשמש להערכת התגובה של פרמטרים ביופיזיים המאפיינים את מיקרו-סביבת הגידול לטכניקות היפרתרמיה התערבותיות.

Abstract

התכונות הביופיזיקליות של המיקרו-סביבה של הגידול שונות באופן משמעותי מרקמות נורמליות. מכלול של תכונות, כולל ירידה בכלי הדם, חוסר ניקוז לימפטי, ולחץ אינטרסטיציאלי מוגבר, מפחית את החדירה של טיפולים לתוך גידולים. היפרתרמיה מקומית בתוך הגידול יכולה לשנות תכונות מיקרו-סביבתיות, כגון לחץ נוזל אינטרסטיציאלי, מה שעשוי להוביל לשיפור בחדירת תרופות. בהקשר זה, מודלים חישוביים רב-פיזיקליים יכולים לספק תובנה לגבי יחסי הגומלין בין הפרמטרים הביופיזיקליים בתוך המיקרו-סביבה של הגידול ויכולים להנחות את התכנון והפרשנות של ניסויים הבוחנים את ההשפעות הביולוגיות של היפרתרמיה מקומית.

מאמר זה מתאר תהליך עבודה שלב אחר שלב עבור מודל חישובי המשווה משוואות דיפרנציאליות חלקיות המתארות התפלגות זרם חשמלי, העברת חום ביולוגי ודינמיקה של זורמים. המטרה העיקרית היא ללמוד את ההשפעות של היפרתרמיה המועברת על ידי מכשיר רדיו דו קוטבי על לחץ נוזל interstitial בתוך הגידול. מוצגת מערכת הביטויים המתמטיים המקשרת בין התפלגות זרם חשמלי, העברת חום ביולוגי ולחץ נוזל אינטרסטיציאלי, תוך הדגשת השינויים בהתפלגות לחץ הנוזל הבין-תאי, שיכולים להיגרם על ידי התערבות תרמית.

Introduction

לחץ נוזל אינטרסטיציאלי מוגבר (IFP) הוא סימן היכר של גידולים מוצקים1. דליפת הנוזל לתוך האינטרסטיציום מכלי דם חדירים יתר על המידה אינה מאוזנת על ידי יציאת נוזל עקב ורידים תוך גידוליים דחוסים והיעדר לימפה 1,2,3. בשילוב עם פרמטרים ביופיזיים אחרים שאינם תקינים במיקרו-סביבה של הגידול (TME), כולל מתח מוצק ונוקשות, IFP מוגבר מערער את היעילות של מתן תרופות מערכתי ומקומי 4,5,6. לחץ נוזל אינטרסטיציאלי בגידולים מוצקים נע בין 5 מ"מ כספית (גליובלסטומה ומלנומה) ל -30 מ"מ כספית (קרצינומה של תאי כליה) בהשוואה ל 1-3 מ"מ כספית ברקמה רגילה2. IFP גבוה אחראי להגברת זרימת הנוזלים לכיוון שולי הגידול וחושף תאי סטרומה, תאים שחדרו ורכיבים חוץ-תאיים אחרים ללחץ גזירה 1,4. שינויים מכנו-ביולוגיים מקיימים TME מדכא חיסון, למשל, על ידי הגברת הנבטת אנדותל, התומכת באנגיוגנזה, נדידת תאים סרטניים ופלישה, שינוי ביטוי β גורמי גדילה (TGF-β) והתקשות סטרומה 7,8,9.

מספר מחקרים בחנו טיפולים מבוססי אנרגיה במטרה להפחית את IFP, כולל אולטרסאונד בעוצמה נמוכה, אולטרסאונד ממוקד בעוצמה גבוהה, שדות חשמליים פועמים וטיפולים תרמיים 5,10,11. חימום לטמפרטורות בטווח של 40-43 מעלות צלזיוס, המכונה היפרתרמיה קלה, הוכח כמגביר את זילוח הדם של הגידול ולכן עשוי לתרום להרחבת ורידים דחוסים ולהפחתת לחץ כלי הדם על ידי הקלה על intravasation וניקוז של נוזל interstitial11,12. כמה מחקרים אחרונים הראו את הפוטנציאל של היפרתרמיה כדי להפחית IFP וכתוצאה מכך, כדי להקל על הפצה של תרופות או סוכני ניגוד בתוך הגידול13,14. מחקרים אלה מראים גם חדירה מוגברת של תאי T בעקבות היפרתרמיה בהשוואה ללא קבוצות ביקורת טיפוליות13.

התוצאות המבטיחות מניסויים בבעלי חיים קטנים in vivo מניעות מחקרים נוספים המשתמשים בגישות חישוביות כדי לקדם את ההבנה כיצד פרמטרים פיזיקליים בתוך TME מושפעים מהתערבויות פיזיות 4,15,16,17. תוצאות ממודלים חישוביים יכולות להשלים מחקרים ניסיוניים in vivo כדי לחשוף את הקשר בין סיבה לתוצאה העומד בבסיס החימום המקומי (או מקורות אנרגיה חיצוניים אחרים) וה- IFP. זה יכול להיות מאלף במיוחד בהתחשב באתגרים במדידת שינויים מרחביים ב- IFP עם מתמרי לחץ מבוססי צנתרים ומחטים, המספקים בדרך כלל מדידות נקודתיות 9,16,18,19. בהקשר של אספקת תרופות, הבנה של המנגנונים הביופיזיקליים העיקריים חיונית כדי להגדיר את פרוטוקול החימום המתאים, כמו גם את חלון הזמן להזרקת תרופות כדי לשפר את הסבירות להפצה יעילה של תרופות. מידע כמותי במונחים של שינויים במאפיינים הביופיזיים של TME, כולל, אך לא רק, IFP, יכול גם לתת תובנות לגבי הפרשנות של התגובה החיסונית (למשל, חדירת תאי T) לגירויים חיצוניים.

אנו מציגים פרוטוקול למידול חישובי של שינויים בתיווך תרמי בפרופילי IFP של הגידול. באופן ספציפי, הפרוטוקול מפרט כיצד למדל מכשיר מותאם אישית לבעלי חיים קטנים למתן טיפול תרמי מבוקר עם זרם גלי רדיו, לדמות פרופילי טמפרטורה חולפים לאחר חימום, וזוג סימולציות דינמיות של נוזלים כדי לחשב את השונות המרחבית-טמפורלית של הגידול IFP בתגובה לטיפול תרמי. מודל זה משקף את התכונות החיוניות של מערך הניסוי שבו השתמשנו במודל גידול תת-עורי (McArdle RH7777, ATCC) במחקר ניסיוני קודם20.

איור 1 מראה את המודל החישובי שיישמנו כדי לחשב שינויים הנגרמים תרמית ב-IFP בגידול מוקף ברקמה נורמלית. זוג מחטים היפודרמיות המוחדרות לגידול מעוצבות כדי לספק חימום עם זרם גלי רדיו ב 500 קילוהרץ. מניחים חומר נקבובי בתחום הגידול, המורכב משני שלבים: הפאזה המוצקה מייצגת את המטריצה החוץ תאית המוצקה, והפאזה הנוזלית מייצגת את הנוזל הבין-תאי. במקרה של שינוי לחץ או עיוות מטריצה הנובע מגירוי חיצוני, למשל עלייה בטמפרטורה, רכיבי המוצק והנוזל מתארגנים מחדש. זה גורם לתנועה של נוזל interstitial דרך מטריצה מוצק חוץ תאי 16,17,21.

טנזור המאמץ S (משוואה [1]) הוא שילוב של המונח האלסטי המתאר את השינוי בנפח הרכיב המוצק ביחס לתנאים הראשוניים, ומונח נקבובי המתאר את הלחץ הנגרם על ידי הלחץ ההידרוסטטי של רכיב הנוזל.

figure-introduction-4752(1)

כאשר, λ, μ (Pa) הם פרמטרי לאמה, E הוא טנזור המתח, e הוא טנזור המאמץ הנפחי, Pi (Pa) הוא לחץ הנוזל הבין-תאי. תנאי מצב יציב מניחים עבור הרכיב המוצק תחת לחץ פורואלסטי, כלומר רכיבי טנזור המאמץ הם אורתוגונליים, figure-introduction-5184.

איור 2 מראה את מערכת המשוואות המתמטיות המיושמות במודל הפורובלסטי המתואר ואת יחסי הגומלין בין מרכיבי המודל הרב-פיזיקלי המוצג. זרימת העבודה של הסימולציות החישוביות כוללת:

משוואות בעיה חשמלית. הפתרון של משוואות הבעיה החשמלית מספק את מקור החום הממוצע בזמן RF Q (חימום ג'אול). לשם כך, קירוב קוואזי-סטטי למחצה למשוואות מקסוול משמש לחישוב ההתפלגות של השדה החשמלי הממוצע בזמן E (V/m) (איור 2, בלוק 1).

משוואות בעיה תרמית. הפתרון של משוואת החום הביולוגי של פנס (איור 2, בלוק 2) מספק את השונות המרחבית והרקתית של הטמפרטורה T (°C) כתוצאה ממקור החום (Q) המקושר לאנרגיה האלקטרומגנטית הנספחת, החימום הפסיבי הקשור להולכה התרמית של הרקמות (figure-introduction-6124), ואפקט צלעות החום של זילוח הדם של הרקמה (cWb(T) (T - Tb)). מונח צלעות החום משוער את חילופי החום בין הדם הזורם בכלי הדם הזעירים לבין הרקמה הסמוכה שבה נספג הכוח האלקטרומגנטי. משוואת מעבר החום כוללת גם את המונח אדווקציה (figure-introduction-6482), המתאר את השינוי בטמפרטורה הנגרם על ידי תנועת נוזל אינטרסטיציאלי דרך המטריצה החוץ תאית של המודל הפורואלסטי. עם זאת, למונח זה השפעה זניחה על פרופיל הטמפרטורה בהשוואה למנגנונים האחרים האחראים לשינוי הטמפרטורה.

משוואות בעיה דינמיות-זורמות. שימור משוואת המסה (איור 2, בלוק 3) בשילוב עם חוק דארסי (איור 2, בלוק 4) נותן כפלט את השונות המרחבית והזמנית של לחץ הנוזל האינטרסטיציאלי Piהנובע מהאיזון בין המקור (figure-introduction-7098) לבין הכיור (figure-introduction-7210 ) של הזורם. מונח הלחץ הארעי בצד שמאל של משוואת שימור המסה, figure-introduction-7369 מתאר את הסידור מחדש של רכיבי הנוזל והמוצק בחומר הפורובלסטי. זה נגרם על ידי וריאציה של לחץ נוזל interstitial, Pi, מונע על ידי וריאציה של לחץ כלי הדם Pvכפונקציה של הטמפרטורה.

ההבדל בין לחץ כלי הדם (Pv) לבין לחץ הנוזל הבין-תאי (Pi) הוא מקור הנוזל הזורם דרך המטריצה החוץ תאית. מונח הכיור קשור להפרש הלחצים בין כלי הלימפה (PL) לבין החלל הבין-תאי (Pi). ברקמה רגילה, הלחץ בכלי הדם הלימפטיים (~ -6-0 מ"מ כספית) נמוך עד פי שניים מלחץ הנוזל הבין-תאי13. הפרש לחצים זה מבטיח את יעילותם של כלי הלימפה לנקז את עודף הנוזל היוצא מדופן כלי הדם אל האינטרסטיציום. עבור מודל הגידול המוצג כאן, הזנחנו את תרומת מערכת הלימפה 4,16,22.

ביטויים מתמטיים ממשוואות (2) עד (5) משמשים לתיאור תלות הטמפרטורה של המוליכות החשמלית והתרמית של זילוח דם רקמותורקמות 23,24. שני מודלים מתמטיים שונים משמשים לתיאור התלות בטמפרטורה של זילוח דם בתחום הרקמה הנורמלית והגידולית, בהתאמה24,25. המודלים מראים כי זילוח הדם עולה עם הטמפרטורה עד פי תשעה בהשוואה לקו הבסיס ברקמה הרגילה ורק פי שניים בערך מערך הבסיס בתחום הגידול. עבור שני הדגמים, הגידול בזילוח הדם מוגבל לטמפרטורות בטווח ההיפרתרמיה הקלה (מתחת ל -45 מעלות צלזיוס). ראוי להזכיר כי הביטויים המתמטיים, משוואות (4) ו-(5), אינם מתארים במלואם את המנגנונים העומדים בבסיס השינויים תלויי הטמפרטורה בזילוח הדם בשני סוגי הרקמה השונים. עם זאת, הם עוזרים לייצג את הזלוף המוגבל שבדרך כלל מאפיין את המיקרו-סביבה של הגידול בהשוואה לרקמות רגילות.

figure-introduction-9275(2)

figure-introduction-9412(3)

figure-introduction-9549 (4)

figure-introduction-9687 (5)

figure-introduction-9825(6)

figure-introduction-9962(7)

במחקר זה השתמשנו במשוואות (6) ו-(7) כדי למדל את לחץ כלי הדם כפונקציה של זילוח הדם הן עבור מודלים נורמליים והן עבור מודלים של רקמת גידול26. מתוך משוואות (4) ו-(5) ניתן לבטא את קצב זרימת הדם כיחס בין זילוח הדם לבין צפיפות הדם. הקשר בין זרימת הדם ולחץ כלי הדם מבוסס היטב בספרות3: קצב זרימת הדם וההתנגדות הגיאומטרית (או המוליכות, Lp) של כלי הדם קובעים את הפרש הלחצים בתוך כלי הדם. לחץ כלי הדם יכול לבוא לידי ביטוי כפונקציה של הטמפרטורה (משוואות (6) ו-(7)), תוך מינוף הקשר הזה והמודל תלוי הטמפרטורה של זילוח הדם (משוואות (4) ו-(5)).

היישום של זרימת העבודה החישובית (איור 2) והמאפיינים תלויי הטמפרטורה של מודלי הרקמה מתוארים בפירוט בסעיף הבא. כל תכונות החומר ותיאוריהן וערכי הבסיס שלהן (כלומר, בטמפרטורת הגוף) מפורטים בטבלה 1. עיין בטבלת החומרים לקבלת פרטים אודות COMSOL Multiphysics המותקנת במחשב המשמש ליישום פרוטוקול חישובי זה. הבעיה החשמלית עוצבה באמצעות מודול AC/DC; העברת חום ביולוגי עוצבה באמצעות פיזיקת העברת חום; ובעיית דינמיקת הזורמים עוצבה באמצעות ממשק מתמטי.

Protocol

1. לבנות את המודל של מערכת גלי רדיו דו קוטבית

  1. שלבים ראשוניים להגדרת הממשק
    1. הפעל את COMSOL Multiphysics ולחץ על Model Wizard.
    2. בחר תלת-ממד כממד רווח.
    3. בחר מודול AC/DC Physics | שדות וזרמים חשמליים | זרמים חשמליים.
    4. בחר מודול העברת חום | העברת חום במוצקים.
    5. בחר מודול מתמטיקה | ממשקי PDE | מקדם טופס PDE.
    6. בחר מחקר | תלוי זמן. לחץ על סיום.
    7. ברגע שמרחב העבודה Comsol מופיע:
      1. בחר מולטיפיזיקה | חימום אלקטרומגנטי. בשלב זה, צפיפות אובדן הכוח האלקטרומגנטית מצומדת באופן אוטומטי כמקור החום עבור משוואת העברת החום הביולוגי.
        הערה: אם Multiphysics אינו מופיע באופן אוטומטי, ציין ידנית את מקור החום האלקטרומגנטי (מוצג ב- COMSOL כצפיפות אובדן נפחי). לקבלת פרטים נוספים על אופן הוספת מקור החום, עיין בסעיף 'פיזיקה', שלב 2 'הגדרה לבעיה התרמית'.
      2. בחר מחקר מרצועת הכלים העליונה | שלבי הלימוד | תדירות חולפת.
  2. הגדר את הגיאומטריות. ברצועת הכלים העליונה, בחר גיאומטריה ולאחר מכן:
    1. הגדר שני מדוכים עם הממדים המפורטים בטבלה 2.
    2. מקמו את המדוכים במרחק המצוין בטבלה 2 (במרווחים בין אל). שני מדוכים אלה ידמו את שתי המחטים ההיפודרמיות המשמשות לבניית מערכת RF דו-קוטבית.
    3. שכפל את שני הקונוסים הקודמים כדי למדל את בידוד המחטים; שנה את גודל החרוט בהתאם למידות המדווחות בטבלה 2.
    4. בחר גליל (גובה, hm וקוטר dm) כדי למדל את עיקר השריר הממוקם ב- z = - 9 מ"מ (x = 0, y = 0). הערכים של כל ממד מפורטים בטבלה 2.
    5. בחר גליל (גובה, hs וקוטר ds) כדי למדל את שכבת העור הדקה הממוקמת ב- z = 4 מ"מ (x = 0, y = 0). הערכים של כל ממד מפורטים בטבלה 2.
    6. בחר כדור (קוטר, dt) כדי למדל את הגידול התת עורי הממוקם ב z = -0.5 מ"מ (x = 0, y = 0). גודל הגידול מופיע בטבלה 2.
    7. כדי להקל על בחירת הגיאומטריות בשלבים הבאים של הפרוטוקול, אנו ממליצים על הפעולות הבאות:
      1. ברצועת הכלים גיאומטריה , בחר פעולות וירטואליות | טופסי תחומים מורכבים.
      2. בחר את כל התחומים הקשורים לחלק המוליך חשמלית של המחטים כדי ליצור גיאומטריה מרוכבת.
      3. חזור על אותו הליך כדי ליצור תחומים מרוכבים עבור גיאומטריות בידוד המחט.
  3. להגדיר את המאפיינים של מודלים רקמה ביולוגית.
    הערה: השלבים הבאים מתארים את ההליך ליישום הביטויים המתמטיים המתוארים על-ידי משוואות (2)-(7).
    1. מצומת רכיב, לחץ באמצעות לחצן העכבר הימני כדי לבחור הגדרות.
    2. תחת פונקציות, בחר אנליטי.
      1. ציין את שם הפונקציה (לדוגמה, k_muscle או sigma_muscle) והקלד את הביטוי המתמטי התואם ל - Eq. 2).
      2. ציין טמפרטורה (T) כארגומנט.
      3. ציין את יחידות הפונקציה: S/m במקרה של מוליכות חשמלית.
      4. חזור על השלבים הקודמים מ- 1 עד 3 כדי ליישם את Eq. 3, ושנה את היחידה בהתאם (כלומר, W/(m·K) עבור מוליכות תרמית).
      5. ציין את היחידה עבור הארגומנט: K (קלווין) עבור הטמפרטורה. בפרמטרי התווייה, ציין את טווח הערכים של הארגומנט פונקציה (כלומר, טמפרטורה). כדי לעקוב אחר פרוטוקול זה, השתמש בטווח של 33-100 ° C (306.15-373.15 K).
      6. חזור על השלבים הקודמים מ- 1 עד 5 כדי להוסיף את הפונקציות תלויות הטמפרטורה של מוליכות חשמלית (Eq. 2) ומוליכות תרמית (Eq. 3) עבור כל מודל רקמה (כלומר, שריר, עור וגידול) באמצעות הערכים הנומינליים המפורטים בטבלה 1 (רקמה נורמלית מתייחסת הן לשריר והן לעור).
    3. תחת פונקציות, בחר Piecewise כדי ליישם משוואות (4)-(7):
      1. ציין את שם הפונקציה.
      2. ציין טמפרטורה (T) כארגומנט של הפונקציה.
      3. הקלד את הביטוי המתמטי עבור כל מרווח טמפרטורה בהתאם למשוואות (4)-(7).
      4. חזור על השלבים הקודמים מ- 1 עד 3 כדי להוסיף את הפונקציות תלויות הטמפרטורה של זילוח דם ולחץ כלי דם עבור כל מודל רקמה באמצעות הערכים הנומינליים המפורטים בטבלה 1 (רקמה נורמלית מתייחסת הן לשריר והן לעור).
  4. הקצו תכונות חומר לרכיבי הגיאומטריה.
    1. מצומת הרכיבים, בחר חומרים.
    2. בחר חומרים ריקים כדי לכלול רקמה רגילה, רקמת גידול, דם, PTFE ונירוסטה.
    3. אפשר בחירה ידנית ובחר את הישות הגיאומטרית המתאימה לחומר שצוין.
      1. רקמה נורמלית קשורה לגיאומטריות המידול שרירים ועור.
      2. הגידול ורקמות הדם קשורים לגיאומטריה של הגידול.
      3. חומר PTFE קשור לגיאומטריות המדמות את מבודד המחט.
      4. חומר הנירוסטה קשור לגיאומטריות החרוט המדמות את הקרקע ואת המחטים הפעילות.
    4. עבור מוליכות חשמלית ותרמית תלויות טמפרטורה 23, הקלד את השם הנבחר של הפונקציה ואת הארגומנט הקשור (כלומר, T) המופיע בצומת הגדרות.
    5. לקבלת תכונות החומר שאינן תלויות בטמפרטורה, עיין בערכי הבסיס27 המפורטים בטבלה 1.
      הערה: אנו מסתמכים על התאוריה הפורואלסטית כדי לחשב את הלחץ 16,17,26. השלבים הבאים מראים כיצד ניתן להקצות את המאפיינים של חומר נקבובי לתחום מסוים.
    6. מתוך חומרים, בחר חומרים נוספים | חומר נקבובי.
    7. לחץ לחיצה ימנית על חומר נקבובי כדי לבחור רכיבים נוזליים ומוצקים. בחר צומת נוזל ותחת מאפייני נוזל, בחר דם (מוגדר בשלבים הקודמים). בחר צומת מוצק ותחת מאפיינים מוצקים, בחר גידול (מוגדר בשלבים הקודמים). בצומת Solid, ציין את מקטע אמצעי האחסון המוגדר כ- θS(טבלה 1).
    8. אפשר בחירה ידנית ובחר את הישות הגיאומטרית המתאימה לחומר שצוין. כדי לעקוב אחר פרוטוקול זה, נניח שרק אזור הגידול הוא תחום פורואלסטי.
  5. רשת
    1. באזור 'צומת רשת שינוי', בחרו 'גודל' ובחרו רשת שינוי עדינה מוגדרת מראש.
    2. הוסף תכונת Tetrahedral בחינם תחת צומת Mesh . שלב זה מאפשר רשת מעודנת באזורים הקריטיים.
      הערה: עבור מודל זה, זיהינו את הקצוות של הגידול ואת הקצה הדיסטלי של מודלים מחט היפודרמית כאזורים קריטיים.
    3. בחר את הגיאומטריות המעניינות והתאם אישית את גודל הרכיב המרבי (0.25 מ"מ) והמינימלי באופן שהרכיב הקטן ביותר (לדוגמה, קצה המחט) יובחן על ידי לפחות ארבעה רכיבי רשת שינוי (רשת שינוי שלמה מורכבת מ- 1,487,828 אלמנטים).

2. פיזיקה

  1. היערכות לבעיה החשמלית
    הערה: השלבים הבאים מספקים מידע כיצד להגדיר את הפרמטרים לחישוב התפלגות השדה החשמלי (איור 2, בלוק 1) שיספקו את מקור החום בתדרי רדיו (Q).
    1. לחץ לחיצה ימנית על הצומת זרמים חשמליים.
    2. עבור תנאי הגבול החשמלי המוצגים באיור 3A, בחר Terminal ו- Ground כגבולות.
      1. עבור Terminal, בחר ידנית את הקצה הפרוקסימלי (בחלק העליון) של אחת משתי המחטים. המחט המזוהה תספק את כוח הקלט.
      2. תחת מסוף, בחר צריכת חשמל וציין את הערך בהתאם לפרוטוקול האנרגיה הרצוי. כדי לעקוב אחר פרוטוקול זה, בחר 0.5 W עבור היפרתרמיה קלה בהתבסס על ניסויים ראשוניים ex vivo 20.
      3. בחר הארקה ובחר ידנית את המשטח הפרוקסימלי של המחט השנייה. מחט זו תשמש כאלקטרודה חוזרת לנתיב החוזר של הזרם החשמלי.
      4. החל בידוד חשמלי על המשטח החיצוני הנותר של הדגם.
  2. הגדרה לבעיה התרמית
    הערה: השלבים הבאים מראים כיצד לכלול את פונקציות זילוח הדם התלויות בטמפרטורה (משוואות 4 ו-5) במשוואת העברת החום הביולוגי כדי למדל את גוף הקירור שנגרם על-ידי זרימת הדם.
    1. בחר העברת חום בצומת מוצקים וציין 33 ° C כערך ההתחלתי של הטמפרטורה.
    2. כדי למדל את אפקט צלעות החום כתוצאה מזרימת הדם, לחץ לחיצה ימנית על העברת חום במוצקים, הוסף את תחום מקור החום ובחר את הגיאומטריה שבה יש לקחת בחשבון את אפקט צלעות הקירור (כלומר, גידול ורקמה נורמלית ). בחר מקור כללי | המשתמש הגדיר היכן ניתן להקליד את הביטוי עבור גוף הקירור.
    3. עבור תנאי הגבול התרמי המוצגים באיור 3B, לחץ לחיצה ימנית על מעבר חום, הוסף שטף חום כתנאי גבול וציין את המשטחים החיצוניים שעליהם מוחל שטף החום. בחר Convective heat flux כסוג השטף. עבור מקדם העברת החום, השתמש h = 15 W/(m2 · K) למדל את מנגנון חילופי החום הטבעי בין העור לאוויר28. ציין את הטמפרטורה החיצונית. השתמש T = 20 ° C כדי למדל את טמפרטורת הסביבה בסביבת המעבדה.
  3. הגדרה לבעיית דינמיקת הנוזלים
    הערה: השלבים הבאים מתארים כיצד ליישם את משוואת שימור המסה המתוארת ב תרשים 2 (בלוק 3) וכיצד ניתן לקשר אותו לשינוי הטמפרטורה.
    1. בחר צומת PDE בצורת מקדם וציין לחץ כמשתנה התלוי. בשלב זה, היחידה פסקל (Pa) מוקצית באופן אוטומטי.
      הערה: לאחר חישוב הסימולציה, ניתן להציג ו/או לייצא את התוצאות באמצעות היחידה הנבחרת. אנו מציגים את התוצאות באמצעות יחידת mmHg לעקביות עם הספרות (ראה סעיף התוצאות המייצגות).
    2. ציין יחידת מוליכות נוזל 1/s ככמות מונח המקור.
    3. הגדר את השם כדי לזהות את המשתנה (Pi, לחץ נוזל אינטרסטיציאלי במחקר זה).
    4. לחץ לחיצה ימנית על צומת PDE של טופס מקדם ובחר את התחום טופס מקדם . ציין את הישות הגיאומטרית שאליה מתייחסת המשוואה (גידול). חזור על אותם שלבים ובחר את הרקמה הנותרת (רקמה נורמלית) שעליה יוחל PDE אחר.
    5. עבור מודל הגידול, ציין את המקדמים והמונחים הבאים לקבלת משוואת שימור המסה (איור 2 בלוק 3): מקדם דיפוזיה Kiשל הגידול (טבלה 1); מקדם figure-protocol-11662 שיכוך ); מונח figure-protocol-11793 מקור . עבור מודל הגידול, להזניח את התרומה של מערכת הלימפה. הגדר את כל המקדמים האחרים כשווים לאפס.
    6. עבור מודל הרקמה הנורמלית, ציין את המקדמים והמונחים הבאים לקבלת משוואת שימור המסה (איור 2 בלוק 3): מקדם דיפוזיה Ki של הרקמה הנורמלית (טבלה 1); מקדם figure-protocol-12344 שיכוך ; מונח figure-protocol-12474 מקור . כדי לשקול רקמה נורמלית כרקמה מתפקדת נורמלית, לשקול את התרומה של מערכת הלימפה. הגדר את כל המקדמים האחרים כשווים לאפס.
    7. כדי ליצור את הקשר עם ההדמיה האלקטרומגנטית-תרמית, בטאו את לחץ כלי הדם Pv כפונקציה של הטמפרטורה (באמצעות משתנה זילוח הדם, ראו משוואות 6 ו-7).
    8. לחץ לחיצה ימנית על מקדם טופס PDE ובחר ערכים התחלתיים. בחר את התחום הגיאומטרי (גידול) וחזור על אותו שלב עבור מודל הרקמה הרגילה (רקמה נורמלית). ציין Pi0עבור גידול ורקמה תקינה בהתאם לערכים המפורטים בטבלה 1.
    9. עבור תנאי הגבול הקשורים למחקר דינמי הזורם, המוצגים באיור 3C, לחץ לחיצה ימנית על מקדם טופס PDE ובחר תנאי גבול דיריכלה. בחר את המשטח החיצוני של תחום הרקמה הרגילה והקצה את הערך Pi0המתאים לרקמה הרגילה (טבלה 1).

3. הריצו את הסימולציות והציגו את התוצאות

הערה: כשלב אחרון לפני המחשוב, ציין את הזמן (המדמה את משך ההליך) ואת תדירות ההפעלה:

  1. בחר Frequency-Transient מהצומת Study.
    1. ציין את יחידת הזמן.
    2. מתוך זמני פלט, בחר טווח ( בצד ימין) וציין 0 שניות כהתחלה, 5 שניות כשלב ו- 900 שניות כעצירה.
    3. הגדר את התדר כ- 500e3 הרץ.
  2. בחר מחשוב כדי להפעיל את הסימולציות.
  3. לתצוגה חזותית של התוצאות, בחר ערכות נתונים תחת תוצאות צומת.
    1. לחץ לחיצה ימנית כדי לבחור מישור חתוך כדי להגדיר את המישור שישמש להמחשת התפלגויות דו-ממדיות (לדוגמה, מישור zx ב- y = 0).
    2. לחץ באמצעות לחצן העכבר הימני כדי לבחור נקודת חיתוך באמצעי האחסון התלת-ממדי כדי להציג את הווריאציה של פרמטר לאורך זמן.
  4. מתוך תוצאות ברצועת הכלים העליונה,
    1. בחר קבוצת התוויה דו-ממדית כדי להציג באופן חזותי את ההתפלגות הדו-ממדית של משתנה (לדוגמה, טמפרטורה) באחד המישורים שזוהו בשלבים לעיל.
    2. בחר קבוצת התוויה 1D כדי להציג באופן חזותי תוצאות 1D (לדוגמה, לחץ לאורך הזמן) בנקודה או במספר נקודות שזוהו בשלבים לעיל.
      הערה: הזמן להפעלת הסימולציות עם ההגדרות המתוארות בפרוטוקול זה הוא כ- 2.5 שעות.

תוצאות

ההתפלגות ההומוגנית של לחץ נוזל אינטרסטיציאלי גבוה בתוך הגידול וירידה לערכים הנורמליים (0-3 מ"מ כספית) בפריפריה הם סימני ההיכר של ה- TME. איור 4 ואיור 5 מראים את התנאים ההתחלתיים (t = 0 דקות) של טמפרטורה (A), לחץ נוזל אינטרסטיציאלי (B) ומהירות נוזל (C). לפני תחילת החימום,...

Discussion

אנו מציגים פרוטוקול מידול חישובי לשילוב סימולציות חשמליות-תרמיות ארעיות עם סימולציות דינמיות של נוזלים כדי לחקור את ההשפעה של היפרתרמיה RF על פרופילי לחץ נוזל תרמיים ואינטרסטיציאליים בגידולים. היבט המפתח הוא בבניית זרימת עבודה מספרית המסוגלת ללכוד את הקשר הקיים בין טמפרטורה ולחץ כלי הדם...

Disclosures

למחברים אין ניגודי עניינים לחשוף.

Acknowledgements

המחקר נתמך על ידי מענקים מהקרן הלאומית למדע (מס '2039014) והמכון הלאומי לסרטן (R37CA269622).

Materials

NameCompanyCatalog NumberComments
COMSOL Multiphysics (v. 6.0)COMSOL AB, Stockholm, SwedenSoftware used to implement the computational workflow described in the protocol
Dell 1.8.0, 11th Gen Intel(R) Core(TM) i7-11850H @ 2.50GHz, 2496 Mhz, 8 Core(s), 16 Logical Processor(s), 32 GB RAMDell Inc. Laptop used to run computational simulations

References

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

Reprints and Permissions

Request permission to reuse the text or figures of this JoVE article

Request Permission

Explore More Articles

This article has been published

Video Coming Soon

JoVE Logo

Privacy

Terms of Use

Policies

Contact Us

Recommend to library

JoVE NEWSLETTERS

Research

Education

Authors

Librarians

ABOUT JoVE

Copyright © 2025 MyJoVE Corporation. All rights reserved