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Summary

O artigo descreve um protocolo para simular os perfis de temperatura transiente e a variação espaço-temporal acoplada da pressão do fluido intersticial após o aquecimento fornecido por um sistema de hipertermia por radiofrequência dipolar. O protocolo pode ser utilizado para avaliar a resposta de parâmetros biofísicos que caracterizam o microambiente tumoral a técnicas de hipertermia intervencionista.

Abstract

As propriedades biofísicas do microambiente tumoral diferem substancialmente dos tecidos normais. Uma constelação de características, incluindo diminuição da vascularização, falta de drenagem linfática e pressão intersticial elevada, diminui a penetração da terapêutica nos tumores. A hipertermia local dentro do tumor pode alterar as propriedades microambientais, como a pressão do fluido intersticial, potencialmente levando a melhorias na penetração do medicamento. Nesse contexto, modelos computacionais multifísicos podem fornecer informações sobre a interação entre os parâmetros biofísicos dentro do microambiente tumoral e podem orientar o projeto e a interpretação de experimentos que testam os bioefeitos da hipertermia local.

Este artigo descreve um fluxo de trabalho passo a passo para um modelo computacional acoplando equações diferenciais parciais descrevendo distribuição de corrente elétrica, transferência de biocalor e dinâmica de fluidos. O objetivo principal é estudar os efeitos da hipertermia fornecida por um aparelho de radiofrequência bipolar sobre a pressão do fluido intersticial dentro do tumor. O sistema de expressões matemáticas que ligam a distribuição de corrente elétrica, a transferência de biocalor e a pressão do fluido intersticial é apresentado, enfatizando as mudanças na distribuição da pressão do fluido intersticial que poderiam ser induzidas pela intervenção térmica.

Introduction

A pressão elevada do fluido intersticial (IFP) é uma característica dos tumores sólidos1. O extravasamento de líquido para o interstício dos vasos sanguíneos hiperpermeáveis é desequilibrado pela saída de líquido devido a veias intratumorais comprimidas e linfáticos ausentes 1,2,3. Em conjunto com outros parâmetros biofísicos que são anormais dentro do microambiente tumoral (TME), incluindo estresse sólido e rigidez, o IFP elevado prejudica a eficácia da administração sistêmica e local do medicamento 4,5,6. A pressão do líquido intersticial em tumores sólidos varia de 5 mmHg (glioblastoma e melanoma) a 30 mmHg (carcinoma de células renais) em comparação com 1-3 mmHg no tecido normal2. A alta PIF é responsável por aumentar o fluxo de fluido em direção à margem do tumor e expõe células estromais, células infiltradas e outros componentes extracelulares ao estresse de cisalhamento 1,4. As alterações mecanobiológicas sustentam um TME imunossupressor, por exemplo, aumentando o brotamento endotelial, que suporta a angiogênese, a migração e invasão de células cancerígenas, a expressão do fator de crescimento transformador β (TGF-β) e o enrijecimento estromal 7,8,9.

Vários estudos exploraram terapias baseadas em energia com a intenção de diminuir a PIF, incluindo ultrassom de baixa intensidade, ultrassom focalizado de alta intensidade, campos elétricos pulsados e terapias térmicas 5,10,11. O aquecimento a temperaturas na faixa de 40-43 °C, conhecido como hipertermia leve, demonstrou aumentar a perfusão sanguínea do tumor e, portanto, pode contribuir para a expansão das veias comprimidas e redução da pressão vascular, facilitando o intravasamento e a drenagem do líquido intersticial11,12. Alguns estudos recentes têm mostrado o potencial da hipertermia para reduzir a PIF e, consequentemente, facilitar a distribuição de fármacos ou agentes de contraste dentro de um tumor13,14. Esses estudos também mostram aumento da infiltração de células T após hipertermia em comparação com grupos controle sem tratamento13.

Os resultados promissores de experimentos in vivo com pequenos animais motivam novos estudos empregando abordagens computacionais para avançar na compreensão de como os parâmetros físicos dentro do TME são afetados por intervenções físicas 4,15,16,17. Os resultados dos modelos computacionais podem complementar estudos experimentais in vivo para descobrir a relação de causa e efeito subjacente ao aquecimento local (ou outras fontes de energia externas) e ao IFP. Isso pode ser particularmente instrutivo, dados os desafios de medir as variações espaciais na PIF com transdutores de pressão baseados em cateter e agulha, que normalmente fornecem medições pontuais 9,16,18,19. No contexto da administração de medicamentos, uma compreensão dos principais mecanismos biofísicos é essencial para definir o protocolo de aquecimento apropriado, bem como a janela de tempo para injeção de medicamentos para aumentar a probabilidade de distribuição eficaz de medicamentos. Informações quantitativas em termos de mudanças nas características biofísicas do TME, incluindo, mas não se limitando ao IFP, também podem fornecer informações sobre a interpretação da resposta imunológica (por exemplo, infiltração de células T) a estímulos externos.

Apresentamos um protocolo para modelagem computacional de alterações termicamente mediadas em perfis de IFP tumorais. Especificamente, o protocolo detalha como modelar um aparelho personalizado de pequenos animais para fornecer terapia térmica controlada com corrente de radiofrequência, simular perfis de temperatura transitórios após o aquecimento e acoplar simulações de dinâmica de fluidos para calcular a variação espaço-temporal do IFP do tumor em resposta à terapia térmica. Este modelo reflete as características essenciais da configuração experimental que usamos em um modelo de tumor subcutâneo (McArdle RH7777, ATCC) em um estudo experimental anterior20.

A Figura 1 mostra o modelo computacional que implementamos para calcular as alterações induzidas termicamente no IFP em um tumor circundado por tecido normal. Um par de agulhas hipodérmicas inseridas no tumor é modelado para fornecer aquecimento com corrente de radiofrequência a 500 kHz. Um material poroso é assumido no domínio tumoral, composto por duas fases: a fase sólida representa a matriz extracelular sólida e a fase fluida representa o fluido intersticial. No caso de uma mudança de pressão ou deformação da matriz resultante de um estímulo externo, por exemplo, aumento de temperatura, os componentes sólido e fluido se reorganizam. Isso causa o movimento do líquido intersticial através da matriz sólida extracelular 16,17,21.

Da teoria da poroelasticidade, o tensor de tensão S (Pa) (equação [1]) é a combinação do termo elástico que descreve a mudança no volume do componente sólido em relação às condições iniciais e um termo poroso que descreve a tensão induzida pela pressão hidrostática do componente fluido.

figure-introduction-1Características (1)

Onde, λ, μ (Pa) são os parâmetros de Lamé, E é o tensor de deformação, e é o tensor de deformação volumétrica, Pi (Pa) é a pressão do fluido intersticial (I é a matriz de identidade). As condições de estado estacionário são assumidas para o componente sólido sob tensão poroelástica, o que significa que os componentes do tensor de tensão são ortogonais, figure-introduction-2.

A Figura 2 mostra o sistema de equações matemáticas implementado no modelo poroelástico descrito e a interação entre os componentes do modelo multifísico apresentado. O fluxo de trabalho das simulações computacionais inclui:

Equações de problemas elétricos. A solução das equações do problema elétrico fornece a fonte de calor de RF média de tempo Q (aquecimento Joule). Para este fim, uma aproximação quase estática das equações de Maxwell é usada para calcular a distribuição do campo elétrico médio no tempo E (V / m) (Figura 2, bloco 1).

Equações de problemas térmicos. A solução da equação do biocalor de Pennes (Figura 2, bloco 2) fornece a variação espacial e temporal da temperatura T (°C) como resultado da fonte de calor (Q) ligada à energia eletromagnética absorvida, do aquecimento passivo ligado à condução térmica dos tecidos (figure-introduction-3) e do efeito de dissipação de calor da perfusão sanguínea tecidual (cWb(T) (T - Tb)). O termo dissipador de calor aproxima-se da troca de calor entre o sangue que flui na microvasculatura e o tecido adjacente onde a energia eletromagnética é absorvida. A equação de transferência de calor também inclui o termo de advecção (figure-introduction-4), que descreve a mudança na temperatura causada pelo movimento do fluido intersticial através da matriz extracelular do modelo poroelástico. No entanto, este termo tem um impacto insignificante no perfil de temperatura em comparação com os outros mecanismos responsáveis pela mudança de temperatura.

Equações de problemas fluido-dinâmicos. A conservação da equação de massa (Figura 2, bloco 3) combinada com a lei de Darcy (Figura 2, bloco 4) dá como saída a variação espacial e temporal da pressão do fluido intersticial Piresultante do equilíbrio entre a fonte (figure-introduction-5) e o sumidouro (figure-introduction-6 ) do fluido. O termo de pressão transitória no lado esquerdo da equação de conservação de massa, figure-introduction-7 , descreve o rearranjo dos componentes fluidos e sólidos no material poroelástico. Isso é causado pela variação da pressão do fluido intersticial, Pi, impulsionada pela variação da pressão vascular Pvem função da temperatura.

A diferença entre a pressão vascular (Pv) e a pressão do líquido intersticial (Pi) é a fonte do fluido que flui através da matriz extracelular. O termo sumidouro está ligado à diferença de pressão entre os vasos linfáticos (PL) e o espaço intersticial (Pi). No tecido normal, a pressão na vasculatura linfática (~ -6-0 mmHg) é até duas vezes menor que a pressão do líquido intersticial13. Essa diferença de pressão garante a eficácia dos vasos linfáticos para drenar o excesso de fluido que extrai da parede dos vasos sanguíneos para o interstício. Para o modelo tumoral aqui apresentado, negligenciamos a contribuição do sistema linfático 4,16,22.

Expressões matemáticas das Equações (2) a (5) são usadas para descrever a dependência da temperatura da condutividade elétrica e térmica do tecido e da perfusão sanguínea tecidual23,24. Dois modelos matemáticos diferentes são usados para descrever a dependência da temperatura da perfusão sanguínea nos domínios normal e tecido tumoral, respectivamente 24,25. Os modelos mostram que a perfusão sanguínea aumenta com a temperatura até nove vezes em comparação com a linha de base no tecido normal e apenas aproximadamente duas vezes o valor da linha de base no domínio do tumor. Para ambos os modelos, o aumento da perfusão sanguínea é limitado às temperaturas dentro da faixa de hipertermia leve (abaixo de 45 °C). Vale ressaltar que as expressões matemáticas, Equações (4) e (5), não descrevem completamente os mecanismos subjacentes às mudanças dependentes da temperatura na perfusão sanguínea nos dois tipos diferentes de tecido. No entanto, eles ajudam a representar a perfusão limitada que normalmente caracteriza o microambiente tumoral em comparação com os tecidos normais.

figure-introduction-8(2)

figure-introduction-9Eletrônicos (3)

figure-introduction-10 Eletrônicos (4)

figure-introduction-11 Acessórios (5)

figure-introduction-12Eletrônicos (6)

figure-introduction-13(7)

Neste estudo, utilizamos as Equações (6) e (7) para modelar a pressão vascular em função da perfusão sanguínea tanto para modelos de tecido normal quanto para tumoral26. A partir das Equações (4) e (5), a taxa de fluxo sanguíneo pode ser expressa como a razão entre a perfusão sanguínea e a densidade sanguínea. A relação entre fluxo sanguíneo e pressão vascular está bem estabelecida na literatura3: a taxa de fluxo sanguíneo e a resistência geométrica (ou condutividade, Lp) da vasculatura determinam a diferença de pressão dentro do vaso sanguíneo. A pressão vascular pode ser expressa em função da temperatura (Equações (6) e (7)), aproveitando essa relação e o modelo dependente da temperatura da perfusão sanguínea (Equações (4) e (5)).

A implementação do fluxo de trabalho computacional (Figura 2) e as propriedades dependentes da temperatura dos modelos de tecido são descritas em detalhes na seção a seguir. Todas as propriedades do material e suas descrições e valores de linha de base (ou seja, à temperatura corporal) estão listados na Tabela 1. Consulte a Tabela de Materiais para obter detalhes sobre o COMSOL Multiphysics instalado em um computador usado para implementar este protocolo computacional. O problema elétrico foi modelado usando o módulo AC/DC; A transferência de biocalor foi modelada usando física de transferência de calor; e o problema de fluidodinâmica foi modelado usando a interface Mathematics.

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Protocol

1. Construa o modelo de um sistema de radiofrequência bipolar

  1. Etapas preliminares para definir a interface
    1. Inicie o COMSOL Multiphysics e clique em Model Wizard.
    2. Selecione 3D como Dimensão de espaço.
    3. Selecione o módulo de física AC/DC | Campos e Correntes Elétricas | Correntes Elétricas.
    4. Selecione o módulo de transferência de calor | Transferência de calor em sólidos.
    5. Selecione o módulo de Matemática | Interfaces PDE | Coeficiente de forma PDE.
    6. Selecione o estudo | Dependente do tempo. Clique em Concluído.
    7. Assim que o espaço de trabalho Comsol aparecer:
      1. Selecione Multifísica | Aquecimento eletromagnético. Com esta etapa, a densidade de perda de energia eletromagnética é automaticamente acoplada como fonte de calor para a equação de transferência de biocalor.
        NOTA: Se o Multiphysics não aparecer automaticamente, especifique manualmente a fonte de calor eletromagnética (mostrada no COMSOL como Densidade de perda volumétrica). Para obter mais detalhes sobre como adicionar a fonte de calor, consulte a seção 'Física', etapa 2 'Configuração para o problema térmico'.
      2. Selecione Estudo na faixa de opções superior | Etapas do estudo | Frequência transitória.
  2. Defina as geometrias. Na faixa de opções superior, selecione Geometria e, em seguida:
    1. Defina dois cones com as dimensões listadas na Tabela 2.
    2. Posicione os cones na distância indicada na Tabela 2 (espaçados dinter-el ). Esses dois cones modelarão as duas agulhas hipodérmicas usadas para construir o sistema de RF bipolar.
    3. Duplique os dois cones anteriores para modelar o isolamento das agulhas; modificar o tamanho do cone de acordo com as dimensões relatadas na Tabela 2.
    4. Selecione um cilindro (altura, hm e diâmetro dm) para modelar a maior parte do músculo colocado em z = - 9 mm (x = 0, y = 0). Os valores de cada dimensão estão listados na Tabela 2.
    5. Selecione um cilindro (altura, hs e diâmetro ds) para modelar a fina camada de pele colocada em z = 4 mm (x = 0, y = 0). Os valores de cada dimensão estão listados na Tabela 2.
    6. Selecione uma esfera (diâmetro, dt) para modelar o tumor subcutâneo colocado em z = -0,5 mm (x = 0, y = 0). O tamanho do tumor está listado na Tabela 2.
    7. Para facilitar a seleção das geometrias nas etapas seguintes do protocolo, recomendamos o seguinte:
      1. Na faixa de opções Geometria , selecione Operações virtuais | Formar domínios compostos.
      2. Selecione todos os domínios relacionados à parte eletricamente condutora das agulhas para criar uma geometria composta.
      3. Repita o mesmo procedimento para criar domínios compostos para as geometrias de isolamento da agulha.
  3. Defina as propriedades dos modelos de tecidos biológicos.
    NOTA: As etapas a seguir descrevem o procedimento para implementar as expressões matemáticas descritas pelas Equações (2)-(7).
    1. No nó Componente, clique com o botão direito do mouse para selecionar Definições.
    2. Em Funções, selecione Analítico.
      1. Especifique o nome da função (por exemplo, k_muscle ou sigma_muscle) e digite a expressão matemática consistente com a Eq. 2).
      2. Especifique a temperatura (T) como argumento.
      3. Especifique as unidades da função: S/m no caso de condutividade elétrica.
      4. Repita as etapas anteriores de 1 a 3 para implementar a Eq. 3, modificando a unidade de acordo (ou seja, W / (m · K) para condutividade térmica).
      5. Especifique a unidade para o argumento: K (kelvin) para a temperatura. Em Parâmetros de plotagem, especifique o intervalo de valores do argumento da função (ou seja, temperatura). Para seguir este protocolo, use uma faixa de 33-100 °C (306,15-373,15 K).
      6. Repita as etapas anteriores de 1 a 5 para adicionar as funções dependentes da temperatura das condutividades elétrica (Eq. 2) e térmica (Eq. 3) para cada modelo de tecido ( ou seja, músculo, pele e tumor) usando os valores nominais listados na Tabela 1 (tecido normal refere-se ao músculo e à pele).
    3. Em Funções, selecione Piecewise para implementar as Equações (4)-(7):
      1. Especifique o nome da função.
      2. Especifique a temperatura (T) como o argumento da função.
      3. Digite a expressão matemática para cada intervalo de temperatura consistente com as Equações (4)-(7).
      4. Repita as etapas anteriores de 1 a 3 para adicionar as funções dependentes da temperatura de perfusão sanguínea e pressão vascular para cada modelo de tecido usando os valores nominais listados na Tabela 1 (tecido normal refere-se ao músculo e à pele).
  4. Atribua propriedades de material aos componentes de geometria.
    1. No nó do componente, selecione Materiais.
    2. Selecione materiais em branco para incluir tecido normal, tecido tumoral, sangue, PTFE e aço inoxidável.
    3. Ative a seleção manual e selecione a entidade geométrica correspondente ao material especificado.
      1. O tecido normal está associado a geometrias que modelam músculos e pele.
      2. O tumor e os tecidos sanguíneos estão associados à geometria do tumor.
      3. O material de PTFE está associado às geometrias que modelam o isolador da agulha.
      4. O material de aço inoxidável está associado às geometrias do cone que modelam o solo e as agulhas ativas.
    4. Para as condutividades elétricas e térmicas dependentes da temperatura 23, digite o nome escolhido da função e o argumento relacionado (ou seja, T) que aparece no nó Definições.
    5. Para as propriedades do material que não dependem da temperatura, consulte os valores de linha de base27 listados na Tabela 1.
      NOTA: Contamos com a teoria poroelástica para calcular a pressão 16,17,26. As etapas a seguir mostram como as propriedades de um material poroso podem ser atribuídas a um domínio específico.
    6. Em Materiais, selecione Mais materiais | Material poroso.
    7. Clique com o botão direito do mouse em Material poroso para selecionar Componentes fluidos e sólidos . Selecione o nó Fluido e, em Propriedades do fluido, selecione Sangue (definido nas etapas anteriores). Selecione o nó Sólido e, em Propriedades sólidas, selecione Tumor (definido nas etapas anteriores). No nó Sólido, especifique a fração de volume definida como θS (Tabela 1).
    8. Ative a seleção manual e selecione a entidade geométrica correspondente ao material especificado. Para seguir este protocolo, suponha que apenas a região do tumor seja um domínio poroelástico.
  5. Articulada
    1. Em Nó de malha, selecione Tamanho e selecione uma malha mais fina predefinida.
    2. Adicione o recurso Tetraédrico Livre no nó Malha . Esta etapa permite uma malha refinada nas áreas críticas.
      NOTA: Para este modelo, identificamos as bordas do tumor e a extremidade distal dos modelos de agulha hipodérmica como áreas críticas.
    3. Selecione as geometrias de interesse e personalize o tamanho máximo (0,25 mm) e mínimo do elemento de forma que o menor componente (por exemplo, a ponta da agulha) seja diferenciado por pelo menos quatro elementos de malha (a malha completa consiste em 1.487.828 elementos).

2. Física

  1. Configuração para o problema elétrico
    NOTA: As etapas a seguir fornecem informações sobre como definir os parâmetros para calcular a distribuição do campo elétrico (Figura 2, bloco 1) que fornecerá a fonte de calor de radiofrequência (Q).
    1. Clique com o botão direito do mouse no nó Correntes elétricas.
    2. Para as condições de contorno elétrico mostradas na Figura 3A, selecione Terminal e Terra como limites.
      1. Para Terminal, selecione manualmente a extremidade proximal (na parte superior) de uma das duas agulhas. A agulha identificada fornecerá a potência de entrada.
      2. Em Terminal, selecione Potência e especifique o valor de acordo com o protocolo de energia desejado. Para seguir este protocolo, selecione 0,5 W para hipertermia leve com base em experimentos ex vivo preliminares20.
      3. Selecione Aterramento e selecione manualmente a superfície proximal da segunda agulha. Esta agulha atuará como um eletrodo de retorno para o caminho de retorno da corrente elétrica.
      4. Aplique isolamento elétrico na superfície externa restante do modelo.
  2. Configuração para o problema térmico
    NOTA: As etapas a seguir mostram como incluir as funções de perfusão sanguínea dependentes da temperatura (Equações 4 e 5) na equação de transferência de biocalor para modelar o dissipador de calor causado pelo fluxo sanguíneo.
    1. Selecione o nó Transferência de calor em sólidos e especifique 33 °C como o valor inicial da temperatura.
    2. Para modelar o efeito do dissipador de calor devido ao fluxo sanguíneo, clique com o botão direito do mouse em Transferência de calor em sólidos, adicione o domínio Fonte de calor e selecione a geometria onde o efeito do dissipador de calor deve ser considerado (ou seja, tumor e tecido normal ). Selecione Fonte Geral | Definido pelo usuário onde a expressão para o dissipador de calor pode ser digitada.
    3. Para as condições de contorno térmico mostradas na Figura 3B, clique com o botão direito do mouse em Transferência de calor, adicione Fluxo de calor como uma condição de contorno e especifique as superfícies externas às quais o fluxo de calor é aplicado. Selecione Fluxo de calor convectivo como o tipo de fluxo. Para o coeficiente de transferência de calor, use h = 15 W/(m2 · K) modelar o mecanismo de troca de calor natural entre a pele e o ar28. Especifique a temperatura externa. Use T = 20 °C para modelar a temperatura ambiente no ambiente de laboratório.
  3. Configuração para o problema de dinâmica de fluidos
    NOTA: As etapas a seguir descrevem como implementar a equação de conservação de massa ilustrada em Figura 2 (Bloco 3) e como pode ser associado à variação da temperatura.
    1. Selecione o nó PDE do Formulário de Coeficiente e especifique a Pressão como a variável dependente. Nesta fase, a unidade Pascal (Pa) é atribuída automaticamente.
      NOTA: Depois que a simulação é calculada, os resultados podem ser exibidos e/ou exportados usando a unidade de escolha. Apresentamos os resultados usando a unidade mmHg para consistência com a literatura (consulte a seção de resultados representativos).
    2. Especifique a unidade de condutância de fluido 1/s como quantidade do termo de origem.
    3. Defina o nome para identificar a variável (Pi, pressão do fluido intersticial neste estudo).
    4. Clique com o botão direito do mouse no nó PDE do Formulário de Coeficiente e selecione o domínio do Formulário de Coeficiente . Especifique a entidade geométrica à qual a equação se refere (tumor). Repita as mesmas etapas e selecione o tecido restante (tecido normal) ao qual uma EDP diferente será aplicada.
    5. Para o modelo tumoral, especificar os seguintes coeficientes e termos para obter a equação de conservação de massa (Figura 2 bloco 3): coeficiente de difusão Kido tumor (Tabela 1); coeficiente figure-protocol-1 de amortecimento ); Termo figure-protocol-2 de origem . Para o modelo tumoral, negligencie a contribuição do sistema linfático. Defina todos os outros coeficientes iguais a zero.
    6. Para o modelo de tecido normal, especificar os seguintes coeficientes e termos para obter a equação de conservação da massa (Figura 2 bloco 3): coeficiente de difusão Ki do tecido normal (Tabela 1); coeficiente figure-protocol-3 de amortecimento ; Termo figure-protocol-4 de origem . Para considerar o tecido normal como um tecido funcional normal, considere a contribuição do sistema linfático. Defina todos os outros coeficientes iguais a zero.
    7. Para criar a ligação com a simulação eletromagnética-térmica, expresse a pressão vascular Pv em função da temperatura (por meio da variável perfusão sanguínea, ver Equações 6 e 7).
    8. Clique com o botão direito do mouse no Formulário de Coeficiente PDE e selecione Valores Iniciais. Selecione o domínio geométrico (tumor) e repita o mesmo passo para o modelo de tecido normal (tecido normal). Especificar Pi0para tumor e tecido normal de acordo com os valores listados na Tabela 1.
    9. Para as condições de contorno relacionadas ao estudo de fluidodinâmica, mostradas na Figura 3C, clique com o botão direito do mouse em Formulário de coeficiente PDE e selecione Condições de contorno de Dirichlet. Selecione a superfície externa do domínio do tecido normal e atribua o valor Pi0correspondente ao tecido normal (Tabela 1).

3. Execute as simulações e exiba os resultados

NOTA: Como etapa final antes de calcular, especifique o tempo (simulando a duração do procedimento) e a frequência de operação:

  1. Selecione Frequency-Transient no nó Study.
    1. Especifique a (s) unidade(s) de tempo.
    2. Em Tempos de saída, selecione o intervalo (no lado direito) e especifique 0 s como início, 5 s como passo e 900 s como parada.
    3. Defina a frequência como 500e3 Hz.
  2. Selecione Calcular para executar as simulações.
  3. Para a visualização dos resultados, selecione Conjuntos de dados no nó Resultados.
    1. Clique com o botão direito do mouse para selecionar um plano de corte para definir o plano a ser usado para visualizar distribuições 2D (por exemplo, zx-plane em y = 0).
    2. Clique com o botão direito do mouse para selecionar um ponto de corte no volume 3D para exibir a variação de um parâmetro ao longo do tempo.
  4. Em Resultados na faixa de opções superior,
    1. Selecione o grupo de plotagem 2D para visualizar a distribuição bidimensional de uma variável (por exemplo, temperatura) em um dos planos identificados nas etapas acima.
    2. Selecione o grupo de plotagem 1D para visualizar os resultados 1D (por exemplo, pressão ao longo do tempo) no ponto ou em vários pontos identificados nas etapas acima.
      NOTA: O tempo para executar as simulações com as configurações descritas neste protocolo é de aproximadamente 2,5 h.

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Results

A distribuição homogênea da alta pressão do fluido intersticial dentro do tumor e uma queda para os valores normais (0-3 mmHg) na periferia são características do TME. A Figura 4 e a Figura 5 mostram as condições iniciais (t = 0 min) de temperatura (A), pressão do fluido intersticial (B) e velocidade do fluido (C). Antes de iniciar o aquecimento, quando a temperatura inicial é de 33 °C, o valor da pressão do fluido intersticial dentro do tumor é de ...

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Discussion

Apresentamos um protocolo de modelagem computacional para acoplar simulações eletrotérmicas transitórias com simulações fluidodinâmicas para estudar o impacto da hipertermia de RF nos perfis de pressão de fluidos térmicos e intersticiais em tumores. O aspecto chave está na construção de um fluxo de trabalho numérico capaz de capturar a relação existente entre temperatura e pressão vascular, que por sua vez impulsiona as mudanças na pressão do fluido intersticial.

Usamos a rel...

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Disclosures

Os autores não têm conflitos de interesse a divulgar.

Acknowledgements

O estudo foi apoiado por doações da National Science Foundation (nº 2039014) e do National Cancer Institute (R37CA269622).

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Materials

List of materials used in this article
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

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