Temperatura - Máquina Co., Ltd de Changsha IPL SHR

Scientific Reports volumen 12, número de artículo: 18287 (2022) Citar este artículo

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La terapia térmica con láser es uno de los tratamientos para los tumores malignos. Desarrollamos un endoscopio térmico utilizando un termosensor ultracompacto y establecimos un nuevo sistema de terapia térmica con láser laparoscópico para calentar el tejido canceroso a una temperatura adecuada, centrándonos en el hecho de que las cámaras termográficas son capaces de realizar un mapeo de temperatura bidimensional. Se implantaron células de carcinoma hepatocelular (N1S1) en los hígados de ratas Sprague-Dawley (n = 13) para crear un carcinoma hepatocelular ortotópico. Seis de las ratas se sometieron a termoterapia láser laparoscópica (70 °C, 5 min) utilizando el sistema recientemente desarrollado, y las demás se sometieron únicamente a inserción laparoscópica. En todas las ratas se realizó la medición del volumen de la lesión y la evaluación histológica. El sistema de terapia térmica con láser laparoscópico proporcionó un control de temperatura estable. Cuando se utilizó una temperatura de 70 °C para la temperatura establecida, la temperatura del cáncer objetivo se mantuvo dentro del rango de 68 a 72 °C durante el 93,2 % del tiempo de irradiación (5 min). El volumen medio de los tumores tratados térmicamente fue significativamente menor que el de los tumores no tratados. El sistema de terapia térmica con láser laparoscópico recientemente desarrollado fue capaz de mantener la temperatura de la superficie del tumor a cualquier temperatura deseada y demostró ser eficaz en el tratamiento del modelo de carcinoma hepatocelular de rata.

La terapia térmica es un tratamiento muy eficaz para el cáncer porque las células cancerosas son vulnerables al calor y la terapia térmica se ha estudiado durante mucho tiempo debido a sus mínimos efectos adversos1,2,3.

En los últimos años, ha llamado la atención la terapia térmica con láser (LTT), un método para calentar tejido tumoral mediante irradiación láser. El calentamiento térmico mediante luz láser se produce cuando el tejido absorbe la energía luminosa y luego la convierte en calor4. La absorción de la luz láser en los tejidos varía en función de los componentes que los constituyen (proporciones de matriz extracelular, colágeno, agua, etc.), teniendo cada uno de los órganos sus propias características5. Sin embargo, una vez convertido en calentamiento localizado del tejido, el efecto termodinámico sobre el tejido es el mismo. El efecto terapéutico de la lasertermia es causado por la destrucción del tejido debido a la vaporización del agua en el tejido y la apoptosis o necrosis de las células tumorales6. Dado que la LTT se puede aplicar a órganos internos del cuerpo mediante el uso de fibra óptica, la LTT se puede utilizar no solo para cánceres de órganos luminales como el esófago7 sino también para cánceres de órganos sólidos como cáncer de hígado8, tumores cerebrales9 y carcinoma de células renales10.

Para lograr un LTT seguro y eficaz, es necesario controlar la temperatura del tejido canceroso durante el calentamiento y mantener la temperatura a un nivel adecuado. La monitorización de la temperatura basada en imágenes por resonancia magnética (MRI) se ha utilizado en el LTT intersticial para tumores cerebrales y se ha demostrado la eficacia del control de la temperatura en el tratamiento9,11,12. Por otro lado, el monitoreo de temperatura basado en la detección de energía radiante (infrarroja) tiene las ventajas de obtener la temperatura superficial de un objeto (1) de forma no invasiva y (2) en tiempo real. Además, (3) se puede obtener la distribución térmica bidimensional. Basándonos en estas ventajas, hemos establecido un método de monitorización de la temperatura mediante una cámara termográfica y hemos demostrado su utilidad en termoterapia láser. Específicamente, logramos desarrollar un sistema de retroalimentación que controla automáticamente la salida del láser utilizando la información de temperatura obtenida de la cámara termográfica como señal de entrada mientras calienta el tejido objetivo13. Usando el sistema, demostramos que la temperatura del tumor objetivo se puede mantener a una temperatura estable en un modelo animal13, e informamos que esto conduce a un buen efecto terapéutico14.

Por otro lado, en los últimos años, la cirugía laparoscópica para neoplasias malignas intraperitoneales se ha utilizado ampliamente como tratamiento mínimamente invasivo para el cáncer. En la técnica laparoscópica, los operadores utilizan la insuflación de dióxido de carbono para inflar la cavidad abdominal, lo que conduce a la excelencia en la observación y el tratamiento de cánceres ubicados profundamente en cavidades como la cavidad pélvica y debajo del diafragma. Por lo tanto, la cirugía laparoscópica se utiliza actualmente para diversos cánceres como el de vesícula biliar y el carcinoma hepatocelular, además de los cánceres gástrico, de colon y rectal15,16. Así surgió la idea de introducir la terapia térmica como tratamiento de asistencia en la cirugía laparoscópica. La terapia térmica se puede aplicar a tumores cuya resección quirúrgica es difícil (p. ej., tumores con límites indistintos o tumores que involucran vasos sanguíneos grandes) y, por lo tanto, puede compensar las deficiencias de la metodología quirúrgica.

Para aplicar LTT a la cirugía laparoscópica, hemos desarrollado un sistema de laparoscopio equipado con un sensor compacto de termopila17. Este sistema de laparoscopio tiene un orificio para fórceps láser y un endoscopio rígido además del sensor de termopila. El sistema puede adquirir simultáneamente una imagen del sitio de observación y un mapa bidimensional de la temperatura de la superficie, y permite mantener un calentamiento constante del tejido objetivo a una temperatura establecida. En este estudio, para demostrar la utilidad de este sistema de tratamiento laparoscópico, realizamos LTT sin contacto en condiciones laparoscópicas en un modelo de carcinoma hepatocelular ortotópico de rata y verificamos su eficacia terapéutica.

El modelo de rata de carcinoma hepatocelular se trató con TC-LTT sin contacto bajo laparoscopia a 70 °C durante 300 s. La razón para establecer el tiempo de calentamiento en 300 s se basó en los resultados de un estudio previo en el que se utilizó la ablación por radiofrecuencia para el tratamiento del carcinoma hepatocelular18. El ajuste de la temperatura de calentamiento (70 °C) se determinó sobre la base de los resultados de un estudio preliminar que se llevó a cabo para investigar la relación entre la temperatura de calentamiento y la profundidad del tratamiento (Supl. Fig. S1). Dado que el espesor del tumor en el animal modelo era de aproximadamente 6 mm, se seleccionó 70 °C como la temperatura mínima requerida a la que se podía tratar ese espesor. Este ajuste de temperatura también tenía como objetivo minimizar el daño al tejido normal.

La Figura 1 muestra imágenes intraabdominales del modelo de rata de carcinoma hepatocelular ortotópico observado por laparoscopia (AIM1588, Stryker, San José, CA, EE. UU.) antes y después del tratamiento. El carcinoma hepatocelular reconocido como una lesión nodular blanca en el lóbulo lateral izquierdo antes de la terapia térmica (Fig. 1A) degeneró después de la terapia térmica (Fig. 1B). Como se muestra en la Fig. 1, la superficie del tumor a veces se volvió negra después de la irradiación con láser. Dado que la temperatura se controló a 70 °C, es poco probable que se tratara de carbonización, y la coloración probablemente se originó a partir de la metahemoglobina producida por el calentamiento de la hemoglobina19 (Supl. Sec. 4).

Vistas laparoscópicas de cáncer de hígado de rata (triángulo rojo) antes (A) y después (B) del tratamiento térmico.

El vídeo complementario muestra el tratamiento real en curso. Las imágenes térmicas (lado izquierdo del vídeo) mostraron que el área irradiada se calentó y la temperatura aumentó después del inicio de la irradiación con láser. Mientras el cirujano afinaba el sitio de irradiación, las imágenes de campo brillante (lado derecho del video) mostraron que el sitio de irradiación con láser continuaba superponiéndose al sitio del tumor. Justo al final de la irradiación láser, la iluminación láser reflejada en el sitio del tumor desapareció en la imagen de campo brillante y, al mismo tiempo, el color del punto que representa la temperatura máxima en la imagen térmica cambió de rojo a verde.

La Figura 2 muestra los cambios en la temperatura del tumor y el valor de potencia del láser durante el tratamiento térmico. La potencia del láser se maximizó dentro de 1 s después del inicio de la irradiación con láser, y la temperatura del tumor alcanzó la temperatura establecida (70 °C) después de aproximadamente 30 s de irradiación a la potencia máxima. La potencia máxima del láser para el aparato fue de 3 W/cm2. Se puede confirmar que la potencia del láser se controló automáticamente para mantener constante la temperatura de la superficie del tumor a 70 °C durante los siguientes 300 s. Después de que la temperatura del tumor alcanzó los 70 °C, la temperatura media del tumor durante el control de la temperatura fue de 69,8 °C (mín. de 67,8, máximo de 77,4 °C), con una distribución de la variación de temperatura de < 68 °C: 0,2 %, 68–72 °C: 93,2%, y > 72 °C: 6,6%. En la Fig. 3 se muestran muestras teñidas con hematoxilina y eosina (HE) y con desoxinucleotidil transferasa terminal (TdT) dUTP Nick-End Labeling (TUNEL). En el grupo de tratamiento, se observó degeneración necrótica en toda el área del tumor y hígado normal. El tejido que bordea el margen del tumor también se degeneró térmicamente con un espesor de aproximadamente 1,5 mm (espesor medio de 1,4 mm (mínimo de 0,6, máximo de 2,6 mm)).

Temperatura de la superficie del tumor (puntos azules) y potencia del láser (puntos naranjas) a lo largo del tiempo durante la terapia térmica con láser. La temperatura de la superficie del tumor aumenta con el inicio de la irradiación con láser y, una vez que la temperatura alcanza la temperatura establecida (70 °C), la potencia del láser se controla automáticamente para que la temperatura de la superficie del tumor se mantenga a 70 °C.

(A), (B) y (C), Imágenes macroscópicas de los tumores tratados térmicamente (triángulo rojo). Cada imagen era de uno de tres animales diferentes. La dirección de la irradiación láser está indicada por una flecha naranja. (D) y (E), Imágenes macroscópicas de los tumores no tratados (triángulo rojo). Cada imagen era de uno de dos animales diferentes. La fotografía (F) es una vista ampliada del marco rojo de la fotografía (C), un marco colocado en el límite entre el tejido hepático normal y el tejido tumoral. La fotografía (H) muestra cambios necróticos (TUNEL-positivo) en el tumor. La fotografía (G) es una vista ampliada del marco rojo de la fotografía (D), un marco colocado en el límite entre el tejido hepático normal y el tejido tumoral. Cada muestra de tejido se cortó para maximizar el área en el plano sagital del tumor. HE, Barra de escala = 5 mm (A, B, C, D), 0,25 mm (F, G), TUNEL, Barra de escala = 0,25 mm (H, I).

Los volúmenes de los tumores en el momento del sacrificio en el grupo de tratamiento y en el grupo de control se muestran en la Fig. 4. El volumen medio del tumor fue significativamente menor en el grupo de tratamiento (grupo de tratamiento: 1,0 × 102 mm3, grupo de control: 9,4 × 102 mm3, P = 0,0043). Los resultados histopatológicos sugieren que se produjo necrosis de toda el área del tumor en el grupo de tratamiento y que el crecimiento del tumor se suprimió casi por completo.

Gráficos de dispersión de volúmenes de tumores individuales en el grupo tratado térmicamente y en el grupo de control. Se observó una reducción significativa del volumen del tumor en el grupo tratado térmicamente (P = 0,0043).

A lo largo de este estudio, no se encontró que ninguno de los ratones estuviera enfermo o muerto, y no hubo muertes relacionadas con el tratamiento en el grupo de tratamiento. Además, no se observaron abscesos y hematomas locales que se observaron en estudios previos20,21.

En este estudio, erradicamos con éxito el tejido canceroso mediante LTT sin contacto en un modelo de tumor animal ortotópico utilizando el sistema de terapia térmica con láser laparoscópico con temperatura controlada (TC-LTT) recientemente desarrollado. La monitorización continua con un termosensor sin retardo permitió obtener imágenes en tiempo real de la distribución bidimensional de la temperatura del área irradiada. El cirujano podría saber en tiempo real si el calentamiento del tumor se estaba realizando sin exceso ni defecto. Además, el mecanismo de retroalimentación de la potencia del láser mediante el monitoreo de la temperatura permitió un control preciso de la temperatura de la lesión objetivo durante el calentamiento.

Para conseguir un buen efecto terapéutico en la terapia térmica de tumores malignos, es importante calentar y mantener el tejido a una temperatura adecuada. Nuestros experimentos preliminares mostraron que las temperaturas de tratamiento tanto bajas como excesivamente altas condujeron a resultados inadecuados (Supl. Fig. S1). También se ha informado que el sobrecalentamiento o subcalentamiento produce efectos térmicos no deseados que incluyen vaporización, carbonización (suplemento Fig. S3) y daños o fallas en el aplicador22.

Se ha informado que la monitorización de la temperatura durante la terapia térmica intersticial con láser (LITT) para tumores malignos utiliza termopares, resonancia magnética, tomografía computarizada (TC) y otros métodos de medición de la temperatura22. La medición de la temperatura sin demora es posible con un termopar, pero requiere la inserción de un termopar en el tejido, lo que plantea un riesgo de hemorragia y siembra de tumores. Por otro lado, la medición de la temperatura con CT o MRI es atractiva porque no es invasiva y permite medir la distribución de la temperatura en tres dimensiones (resolución de temperatura: ± 0,2 °C). Sin embargo, el sistema de resonancia magnética tiene un retraso de 4 a 5 s antes de la medición y no puede seguir el cambio de temperatura en segundos23. Además, la resonancia magnética es difícil de adaptar a órganos no fijados debido al ruido provocado por los movimientos corporales22. La TC tiene el problema de la exposición del tejido biológico a la radiación ionizante. Por otro lado, la mayor ventaja del sistema TC-LTT es que la distribución de la temperatura se puede obtener casi en tiempo real (retardo de sólo 0,12 s) y en dos dimensiones de forma no invasiva sin el uso de radiación de ionización. Además del control del calentamiento mediante el termosensor, este sistema permite al cirujano ver el proceso asociado con los cambios térmicos en el tejido bajo tratamiento en imágenes de campo brillante, lo que le permite realizar el tratamiento con confianza.

Dado que este sistema es una forma sin contacto (sin punción) de medición de temperatura e irradiación láser al tejido objetivo, no hay invasión mecánica del tumor. En el caso de LTT de órganos sólidos, generalmente se utiliza un método de irradiación intersticial en el que se perfora una fibra láser en el tumor y se calienta. Sin embargo, las operaciones de punción en tumores plantean el riesgo de hemorragia y de siembra de tumores relacionados con la punción24. Además, los dispositivos emisores de luz de tipo punción (por ejemplo, sondas láser ópticas del sistema NeuroBlate (Monteris Medical, MN, EE. UU.)) generalmente requieren un sistema de enfriamiento para evitar el sobrecalentamiento de la punta de la sonda, lo que no solo complica la operación sino también supone un riesgo de lesiones físicas debido a su rotura. Por otro lado, nuestro sistema TC-LTT establecido utiliza fibras desnudas sin perforaciones, lo que elimina los riesgos anteriores.

La LTT para pacientes con carcinoma hepatocelular en estadio temprano tiene menos complicaciones y es tan efectiva como la cirugía a corto plazo24.

Cuando el tejido tumoral se calienta a una temperatura en el rango de 50 °C a 100 °C, provoca necrosis coagulativa25. Sin embargo, el calentamiento por encima de 100 °C plantea el riesgo de ruptura del tumor, carbonización y necrosis por coagulación incompleta debido a la vaporización del agua en el tejido. Por lo tanto, es deseable suministrar energía térmica de entre 50 y 100 °C a toda el área del tumor para tratar completamente el tumor. Es necesario controlar la temperatura para evitar efectos secundarios. Incluso con la potencia del láser establecida en este estudio (3 W/cm2), sin control de temperatura, la temperatura de la superficie del tumor superó los 100 °C, lo que provocó la carbonización (Supl. Fig. S3).

Si se utiliza un láser de alta potencia, la temperatura del área irradiada puede llegar a ser superior a la temperatura establecida antes de que se active el mecanismo de control de temperatura. Sin embargo, en la configuración utilizada en este estudio (potencia máxima del láser: 3 W/cm2), no se observó tal evento y el aumento de temperatura durante el tiempo de muestreo (0,12 s) fue solo de aproximadamente 0,1 °C. Se puede evitar un aumento de temperatura por encima de la temperatura establecida durante el muestreo en el caso de utilizar un láser de alta potencia en el futuro (1) reduciendo la configuración de potencia máxima del láser y (2) acortando el tiempo de muestreo.

En este estudio, el tiempo de tratamiento de 300 s se basó en los resultados de un estudio previo en el que se utilizó ablación por radiofrecuencia para el tratamiento del carcinoma hepatocelular18, pero un experimento adicional reveló que la supresión del crecimiento tumoral se puede lograr incluso en tiempos más cortos (Suppl. Figura S2). En el experimento adicional (Suppl. Sec. 2), un tiempo de calentamiento de 150 s dio como resultado una profundidad de necrosis tumoral comparable a la de un calentamiento de 300 s. Sin embargo, con tiempos de calentamiento más cortos (menos de 75 s), la profundidad de la necrosis tumoral fluctuó (se volvió inestable). Sorprendentemente, sin embargo, en algunos casos, el calentamiento de 37 s indujo una profundidad de necrosis tumoral equivalente a la del calentamiento de 300 s. Por lo tanto, es posible que el procedimiento pueda completarse en un tiempo inferior a 150 s si se utiliza un dispositivo que pueda calentar todo el tumor de manera homogénea (p. ej., un dispositivo para calentar con una ligera variación en la distancia entre la sonda de fibra y la superficie del tumor durante la calefacción).

La tasa de fluencia se estimó de la siguiente manera. Primero, se midió el diámetro del punto del haz en la superficie irradiada con respecto a la distancia desde la posición de la punta de la fibra óptica hasta la superficie irradiada (Supl. Fig. S5). Dado que se estimó que la distancia entre la punta del endoscopio y la superficie del tumor era de aproximadamente 10 mm durante la operación en la cavidad abdominal de la rata, el diámetro estimado del punto del haz en el tumor en ese momento era de aproximadamente 10 mm (en términos de área, 0,79 cm2 ) como se muestra en Suppl. Figura S5. Por lo tanto, se puede estimar que la tasa de fluencia durante la manipulación intraperitoneal es de 3,8 W/cm2 con una potencia del láser de 3 W/cm2.

La profundidad óptica de la luz infrarroja cercana en el tejido vivo es de unos 5 mm26. Sin embargo, en este estudio, se obtuvo una profundidad máxima de tratamiento de hasta 9,3 mm (Supl. Fig. S1). Probablemente esto se deba a la transferencia de calor desde el tejido calentado y no al calentamiento directo por absorción de la luz infrarroja cercana. Por lo tanto, se descubrió que se podía obtener una profundidad de tratamiento superior a la profundidad óptica si el calentamiento se mantenía a una temperatura determinada.

Es prácticamente posible una mayor miniaturización reduciendo el tamaño de la matriz de termopila. En este estudio, se utilizó una matriz de termopila con una resolución espacial de 32 × 32 (Φ = 9 mm), lo que dio como resultado un diámetro exterior del endoscopio de 14 mm. En la actualidad, se encuentran disponibles comercialmente conjuntos de termopilas de 5,3 mm (HTPA8 × 8d (resolución espacial de 8 × 8 píxeles), Heimansensor, Alemania) y, por lo tanto, el diámetro exterior de la punta del endoscopio podría reducirse a aproximadamente 9 mm. Sin embargo, todavía sería difícil reducir el diámetro exterior de la punta del endoscopio a 1-5 mm.

En este estudio, se desconocía la distribución de la temperatura en la dirección de la profundidad desde el área irradiada hasta el área de la antípoda. Sin embargo, la observación de una muestra histopatológica mostró que la profundidad térmica media desde el punto irradiado hasta el punto antípoda fue de 4,3 (mín: 3,2, máximo: 4,7) mm, y la energía térmica alcanzó toda el área del tumor en este modelo de tumor. Además, no hubo lesiones térmicas inesperadas en otros órganos ya que el grado de lesión en el tejido hepático normal fue pequeño y no hubo muertes relacionadas con el tratamiento.

La profundidad máxima de tratamiento obtenida en este estudio fue de aproximadamente 9 mm. Sin embargo, teniendo en cuenta la profundidad de penetración en el tejido de la luz de 808 nm26, el efecto terapéutico en tumores más gruesos que esa profundidad sería insuficiente. Sin embargo, se han informado muchos nanoagentes absorbentes de luz con alta eficiencia de conversión térmica27, y es posible mejorar el efecto terapéutico combinando dichos agentes.

La distancia entre el tumor y la punta de la fibra óptica varió debido al movimiento del hígado vinculado a los movimientos respiratorios diafragmáticos y al movimiento del laparoscopio por el manejo del cirujano, y el tamaño del punto no fue constante. Sin embargo, fue posible continuar apuntando al tumor modificando la posición de irradiación basándose en la observación de imágenes de campo brillante e imágenes térmicas. Los principales factores que provocan que cambie el tamaño del punto son el desplazamiento de la posición de la punta debido al movimiento del órgano y el temblor de la mano del operador. Es mejor tener la menor variación posible en el tamaño del haz, y una posible medida para lograrlo es fijar el endoscopio con una máquina en lugar de con la mano de un operador. En el futuro, si se construye un sistema de compensación de retroalimentación de la posición de la punta del endoscopio basado en el seguimiento de imágenes, será posible minimizar los cambios de tamaño debidos al movimiento de los órganos.

En cuanto a las perspectivas futuras, dado que se ha informado que la LTT para el cáncer es útil en otros tipos de cáncer, la TC-LTT basada en endoscopio térmico puede ser aplicable a otros tipos de cáncer en el futuro. Dado que el sistema TC-LTT basado en endoscopio térmico se puede utilizar sin contacto para una lesión, puede ser una buena indicación para lesiones intraepiteliales en el tracto gastrointestinal o lesiones con un alto riesgo de hemorragia que son difíciles de tratar con técnicas endoscópicas. resección mucosa o disección submucosa endoscópica28,29,30.

En conclusión, construimos un sistema TC-LTT laparoscópico con un endoscopio térmico equipado con un termosensor ultracompacto, una cámara semiconductora de óxido metálico complementario (CMOS), un canal para una fibra óptica y un sistema de control automático del láser. producción. Utilizando este sistema, se realizó TC-LTT sin contacto por vía laparoscópica en un modelo de rata de carcinoma hepatocelular ortotópico y el carcinoma se erradicó con éxito. Los resultados sugieren que la TC-LTT sin contacto se puede realizar por vía laparoscópica y puede ser un tratamiento eficaz para el cáncer de órganos sólidos.

El endoscopio térmico construido constaba de un endoscopio rígido (el eje tenía un diámetro máximo de 14 mm y una longitud de 288 mm) (n.º de serie 11499, Shinko Koki, Japón), un sensor de termografía infrarroja ultracompacto (HTPA32 × 32d L2. 1, Heimann Sensor, Alemania), y un canal para introducir una fibra óptica para irradiación láser17 (Fig. 5A).

(A) Cámara térmica laparoscópica y su vista aérea del conjunto de punta (abajo a la derecha). El conjunto de punta está compuesto por un canal para fibra óptica, un endoscopio rígido, una boquilla para aire y un termosensor. (B) Configuración del sistema de terapia térmica con láser con temperatura controlada. El sistema consta de un endoscopio térmico laparoscópico (abajo a la derecha), un generador láser (arriba a la izquierda), un PC de control (arriba a la derecha) y un microcontrolador (abajo a la izquierda). (C) Fuente de luz y sistema de insuflación para el laparoscopio.

El sensor termográfico visualizó la distribución de temperatura bidimensional con una velocidad de fotogramas de 8,3 fps y una resolución espacial de 32 × 32 píxeles (un rango de temperatura de 20 a 80 °C corresponde linealmente a un valor de píxeles de 0 a 255). . Las imágenes de campo brillante se obtuvieron mediante una cámara CMOS (EO-1312C, Edmund Optics, Barrington, Nueva Jersey, EE. UU.) conectada al endoscopio rígido.

El sistema laparoscópico TC-LTT constaba de un endoscopio térmico, un láser de diodo (longitud de onda de 808 nm, BWF2 B&W Tek, Inc, Newark, DE, EE. UU.) y un microcontrolador (Arduino uno, Arduino, Italia) controlado por una PC (Fig. .5B). El rayo láser es guiado por una fibra óptica (NA 0.22, Ceramoptec, Bonn, Alemania) y emitido desde la punta del endoscopio a través del canal del endoscopio. El cambio en el tamaño del punto del haz en el sitio irradiado cuando se varía la distancia entre la punta de la fibra y el sitio irradiado se muestra en Suppl. Figura S5. La información de temperatura adquirida por el sensor de termografía infrarroja se transmite al microcontrolador. Según la información de temperatura, se calcula la salida de irradiación láser adecuada para mantener constante la temperatura del objetivo de irradiación.

El sistema laparoscópico TC-LTT se utilizó con un dispositivo de insuflación laparoscópica (PNEUMO SURE, Stryker, San José, CA, EE. UU.) equipado con un dispositivo de fuente de luz (L10000, Stryker, San José, CA, EE. UU.) (Fig. 5C).

Se monitorearon la distribución de temperatura del área observada por el sensor termográfico y la imagen de campo brillante del área observada por la cámara CMOS. En el monitor de temperatura, el píxel con la temperatura más alta se mostraba como un punto rojo o un punto verde: punto rojo cuando el láser está encendido y punto verde cuando el láser está apagado. Además, se extrajeron automáticamente 9 × 9 píxeles alrededor del píxel rojo/verde y cuatro vértices del cuadrado formado por los 9 × 9 píxeles se mostraron como puntos azules (Video 1). Simultáneamente, se calculó automáticamente el promedio de las temperaturas de los 81 píxeles (9 × 9 píxeles) y definimos la temperatura promedio como "temperatura del objetivo irradiado".

Un cirujano confirmó la ubicación del tumor en el monitor de campo brillante y avanzó la fibra óptica a través del canal hasta que la punta de la fibra apareció en el monitor de campo brillante. A continuación, se irradió el tumor a través de la fibra óptica sin contacto. En base a la "temperatura del objetivo irradiado", el tumor objetivo se calentó manteniendo la temperatura mediante el cálculo automático de la potencia apropiada de la irradiación láser.

Durante la irradiación con láser, la posición del endoscopio laparoscópico se corrigió manualmente para garantizar que el sitio de irradiación con láser no se dislocara significativamente del tumor. Cuando el área irradiada estaba lejos del tumor, se detuvo la emisión del láser.

TC-LTT se realizó en una rata modelo de carcinoma hepatocelular ortotópico (el método de preparación se describe más adelante). Los animales de experimentación se dividieron aleatoriamente en dos grupos: un grupo de tratamiento (n = 6) y un grupo de control (n = 7). Después de la inducción de la anestesia general, se insertó un trocar de 15 mm (VersaOne Optical Trocar 15 mm, COVIDIEN, Norwalk, CT, EE. UU.) en la cavidad abdominal a través de una incisión cutánea de 1,5 cm. Se insertó la cámara laparoscópica térmica a través del trocar y se realizó la insuflación con gas CO2 (presión de insuflación de 3 mmHg). Para el grupo de tratamiento, la irradiación con láser se realizó a una temperatura de 70 °C durante 300 s. Se supuso que el tamaño del punto del haz en este estudio era de aproximadamente 10 mm según Suppl. Figura S5. En experimentos anteriores, confirmamos que esta configuración de calentamiento (70 ° C durante 300 s) tiene un efecto terapéutico en toda el área del tumor (Supl. Fig. S1).

Las ratas fueron sacrificadas una semana después de la terapia térmica. Los lóbulos del hígado se extrajeron y se fijaron en una solución de formaldehído al 10% y luego se sometieron al proceso de tinción HE. El tamaño del tumor se midió con un calibrador digital en el momento de la extracción del tumor y el volumen estimado se calculó de la siguiente manera: (largo) × (ancho) × (alto) × 1/6π.

El análisis estadístico se realizó mediante la prueba U de Mann-Whitney. El paquete estadístico utilizado fue JMP 14 (SAS Institute Inc., Cary, NC, EE. UU.). P <0,05 se consideró estadísticamente significativo.

Se utilizaron células de la cepa N1-S1 de carcinoma hepatocelular de rata (CRL-1604, ATCC, Manassas, VA, EE. UU.). El medio de cultivo fue medio Eagle modificado de Dulbecco suplementado con FBS al 10%, penicilina (100 U/mL) (Thermo Fisher, Waltham, MA, EE. UU.), estreptomicina (100 µg/mL) (Thermo Fisher, Waltham, MA, EE. UU.), y anfotericina B (0,25 µg/ml) (Sigma-Aldrich, St. Louis, MO, EE. UU.). Las células se incubaron en una incubadora a 37 °C en 5% de CO2 y 95% de aire.

En este estudio se utilizaron ratas SD hembra (Japón SLC, Hamamatsu, Japón) de 8 semanas de edad. Las ratas se alojaron en 3 ~ 4 por jaula bajo temperatura controlada (23–25 °C) y humedad relativa (50%) con 12 h de luz (7:00–19:00). Todos los procedimientos con animales se realizaron de acuerdo con las pautas aprobadas por el Comité de Uso y Cuidado de Animales del Colegio Médico de la Defensa Nacional (Número de permiso: 19009).

A ratas SD se les inyectó por vía intraperitoneal una mezcla de anestésicos: medetomidina (0,3 mg/kg) (Nippon Zenyaku Kogyo Co., Ltd., Japón), midazolam (4,0 mg/kg) (Sandz Corp., Japón) y butorfanol (5,0 mg/kg). mg/kg) (Meiji Seika Pharma Co., Ltd., Japón). Después de una pequeña laparotomía, se sacó el lóbulo izquierdo del hígado del cuerpo y se inyectaron mediante punción con una aguja de 30 G debajo de la cápsula hepática 20 µL de una suspensión celular a base de PBS (3,5 × 104 células/ µL). Una semana después del trasplante de la suspensión celular, las ratas se utilizaron como ratas modelo de tumor hepático.

Este estudio sigue las recomendaciones de las directrices ARRIVE (https://arriveguidelines.org).

Los conjuntos de datos analizados durante el presente estudio están disponibles del autor correspondiente previa solicitud razonable.

Stauffer, PR Tecnología en evolución para la terapia térmica del cáncer. En t. J. Hyperth. 21, 731–744 (2005).

Artículo de Google Scholar

Hurwitz, MD La terapia térmica actual: no la hipertermia de su padre: desafíos y oportunidades en la aplicación de la hipertermia para el paciente con cáncer del siglo XXI. Soy. J.Clin. Oncol. 33, 96-100 (2010).

Artículo PubMed Google Scholar

Baust, JM y cols. Derrotar las estrategias defensivas adaptativas de los cánceres mediante terapias térmicas: examinar las estrategias de modelado computacional, ablativo y de resistencia terapéutica del cáncer como medio para mejorar el resultado terapéutico. Tecnología. Res. Cáncer. Tratar. https://doi.org/10.1177/1533033818762207 (2018).

Artículo PubMed PubMed Central Google Scholar

Thomsen, S. Análisis patológico de los efectos fototérmicos y fotomecánicos de las interacciones láser-tejido. Fotoquímica. Fotobiol. 53, 825–835 (1991).

Artículo CAS PubMed Google Scholar

Vogel, A. & Venugopalan, V. Mecanismos de ablación con láser pulsado de tejidos biológicos. Química. Rev. 103, 577–644 (2003).

Artículo CAS PubMed Google Scholar

Pearce, J. Modelos matemáticos de daño térmico tisular inducido por láser. En t. J. Hyperth. 27, 741–750 (2011).

Artículo de Google Scholar

Lightdale, CJ y cols. Terapia fotodinámica con porfímero sódico versus terapia de ablación térmica con láser Nd:YAG para la paliación del cáncer de esófago: un ensayo aleatorizado multicéntrico. Gastrointestinal. Endosc. 42, 507–512 (1995).

Artículo CAS PubMed Google Scholar

Masters, A., Steger, AC, Lees, WR, Walmsley, KM & Bown, SG Hipertermia con láser intersticial: un nuevo enfoque para el tratamiento de metástasis hepáticas. Hno. J. Cáncer 66, 518–5225 (1992).

Artículo CAS PubMed PubMed Central Google Scholar

Salem, U. et al. Aplicaciones neuroquirúrgicas de la terapia térmica intersticial con láser guiada por resonancia magnética (LITT). Imágenes del cáncer 19, 65. https://doi.org/10.1186/s40644-019-0250-4 (2019).

Artículo PubMed PubMed Central Google Scholar

Filippiadis, D. y col. Técnicas de ablación percutánea del carcinoma de células renales: estado actual y tendencias de futuro. En t. J. Hyperth. 36, 21-30 (2019).

Artículo CAS Google Scholar

Riordan, M. & Tovar-Spinoza, Z. Terapia térmica inducida por láser (LITT) para tumores cerebrales pediátricos: revisión basada en casos. Traducción Pediatra. 3, 229–235 (2014).

PubMed PubMed Central Google Académico

Avecillas-Chasin, JM, Atik, A., Mohammadi, AM & Barnett, GH Terapia térmica con láser en el tratamiento de gliomas de alto grado. En t. J. Hyperth. 37, 44–52 (2020).

Artículo de Google Scholar

Nomura, S. y col. Circuito de sensores térmicos mediante termografía para hipertermia láser con temperatura controlada. J. Sens. https://doi.org/10.1155/2017/3738046 (2017).

Artículo de Google Scholar

Nomura, S. y col. Terapia fototérmica dirigida y altamente confiable contra el cáncer combinada con dosimetría térmica utilizando un absorbente de infrarrojo cercano. Ciencia. Rep. 10, 9765. https://doi.org/10.1038/s41598-020-66646-x (2020).

Artículo ADS CAS PubMed PubMed Central Google Scholar

van der Pas, MH et al. Cirugía laparoscópica versus abierta para el cáncer de recto (COLOR II): resultados a corto plazo de un ensayo aleatorizado de fase 3. Lanceta Oncol. 14, 210–218 (2013).

Artículo PubMed Google Scholar

Tanaka, S. y col. Validación de un sistema de puntuación de dificultad para la resección hepática laparoscópica: un análisis multicéntrico realizado por el grupo de estudio de cirugía endoscópica del hígado en Japón. Mermelada. Col. Cirugía. 225, 249-258.e1. https://doi.org/10.1016/j.jamcollsurgi.2017.03.016 (2017).

Artículo PubMed Google Scholar

Ohara, M. y col. Desarrollo de endoscopio térmico para terapia fototérmica endoscópica para diseminación peritoneal. en la Conferencia Internacional IEEE/RSJ de 2020 sobre Robots y Sistemas Inteligentes (IROS). https://doi.org/10.1109/IROS45743.2020.9341661 (2020).

Wang, YC, Chan, TC y Sahakian, AV Estimación en tiempo real de la profundidad de la lesión y control de la ablación por radiofrecuencia dentro de tejidos animales ex vivo utilizando una red neuronal. En t. J. Hyperth. 34, 1104-1113 (2018).

Artículo de Google Scholar

Bastide, B., Porter, G. y Renshaw, A. Los efectos del calor en las propiedades físicas y espectrales de las manchas de sangre en escenas de incendios provocados. Ciencia forense. En t. 325, 110891. https://doi.org/10.1016/j.forsciint.2021.110891 (2021).

Artículo CAS PubMed Google Scholar

Ben Hamou, A. et al. Seguridad y eficacia de la ablación térmica (radiofrecuencia y láser): ¿Debemos tratar todo tipo de nódulos tiroideos? (†). En t. J. Hyperth. 36, 666–676 (2019).

Artículo de Google Scholar

Chaddha, U., Hogarth, DK y Murgu, S. Terapias ablativas broncoscópicas para la obstrucción maligna de las vías respiratorias centrales y los tumores pulmonares periféricos. Ana. Soy. Torácico. Soc. 16, 1220-1229 (2019).

Artículo PubMed Google Scholar

Saccomandi, P., Schena, E. & Silvestri, S. Técnicas para el control de la temperatura durante la termoterapia inducida por láser: una descripción general. En t. J. Hyperth. 29, 609–619 (2013).

Artículo de Google Scholar

McNichols, RJ y cols. Control de retroalimentación basado en termometría por RM de la terapia térmica intersticial con láser a 980 nm. Cirugía con Láser. Medicina. 34, 48–55 (2004).

Artículo PubMed Google Scholar

Ding, J. y col. Complicaciones de la ablación térmica de tumores hepáticos: Comparación de técnicas ablativas por radiofrecuencia y microondas. Clínico. Radiol. 68, 608–615 (2013).

Artículo CAS PubMed Google Scholar

Chu, KF & Dupuy, DE Ablación térmica de tumores: mecanismos biológicos y avances en terapia. Nat. Rev. Cáncer 14, 199–208 (2014).

Artículo CAS PubMed Google Scholar

Deng, G. y col. Imágenes de fluorescencia en el infrarrojo cercano en la ventana en gran parte inexplorada de 900 a 1000 nm. Teranóstica 8, 4116–4128 (2018).

Artículo CAS PubMed PubMed Central Google Scholar

Bai, L. y col. Un bimetaleno PdMo con ajuste preciso de longitud de onda y catálisis para ablación fototérmica sinérgica y terapia con hidrógeno del cáncer a diferentes profundidades. J. Mater. Química. B. https://doi.org/10.1039/d1tb01284c (2021).

Artículo PubMed Google Scholar

Mao, Y. et al. Holmio endoscópico: ablación con láser YAG del cáncer intramucoso gastrointestinal temprano. Láseres Med. Ciencia. 28, 1505-1509 (2013).

Artículo PubMed Google Scholar

Goldstone, SE, Johnstone, AA y Moshier, EL Resultado a largo plazo de la ablación de lesiones intraepiteliales escamosas anales de alto grado: recurrencia e incidencia de cáncer. Dis. Colon Recto 57, 316–323 (2014).

Artículo PubMed Google Scholar

Polese, L. y col. Terapia endoscópica con láser de diodo para pólipos hiperplásicos gástricos en pacientes cirróticos. Láseres Med. Ciencia. 36, 975–979 (2021).

Artículo PubMed Google Scholar

Descargar referencias

Los autores agradecen a N. Matsumoto, W. Kayukawa, T. Takee, M. Ushida, Y. Mitsui y K. Aoki por la asistencia técnica con los experimentos. Los autores contaron con el apoyo del Servicio de Traducción y Corrección de SES ([email protected]) para la edición en inglés. El autor Manabu Harada cuenta con el apoyo de subvenciones de investigación de JFE (Fundación Japonesa para la Investigación y Promoción de la Endoscopia). El autor Yuji Morimoto cuenta con el apoyo de subvenciones de investigación JSPS KAKENHI Grant Number 17H02114.

Departamento de Cirugía, Facultad de Medicina de la Defensa Nacional, Saitama, Japón

Manabu Harada, Yujiro Itazaki, Takao Sugihara, Hironori Tsujimoto, Yoji Kishi y Hideki Ueno

Departamento de Fisiología, Facultad de Medicina de la Defensa Nacional, Namiki 3-2, Tokorozawa, Saitama, 359-8513, Japón

Yuji Morimoto

Departamento de Ingeniería Mecánica Moderna, Escuela de Ingeniería y Ciencias Creativas, Universidad de Waseda, Tokio, Japón

Ohara Mutsuki y Jun Ohya

Facultad de Tecnocirugía Avanzada, Instituto de Ingeniería y Ciencias Biomédicas Avanzadas, Universidad Médica Femenina de Tokio, Tokio, Japón

Ken Masamune

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MH, JO, KM e YM diseñaron la investigación; MH, MO, YI, TS e YM realizaron la investigación; Datos analizados por MH, MO, JO, TH, YK, HU e YM; y MH, HT, HU e YM escribieron el artículo. Todos los autores revisaron el manuscrito.

Correspondencia a Yuji Morimoto.

Los autores Yuji Morimoto Mutsuki Ohara, Jun Ohya y Ken Masamune tienen una patente pendiente PCT/JP2021/001527. El financiador no tuvo ningún papel en la realización de este estudio. El resto de los autores no tienen ningún otro interés concurrente que declarar.

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Reimpresiones y permisos

Harada, M., Morimoto, Y., Mutsuki, O. et al. Sistema de terapia térmica con láser con temperatura controlada que utiliza un sistema laparoscópico recientemente desarrollado equipado con una cámara termográfica ultracompacta. Representante científico 12, 18287 (2022). https://doi.org/10.1038/s41598-022-22908-4

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Recibido: 25 de abril de 2022

Aceptado: 20 de octubre de 2022

Publicado: 31 de octubre de 2022

DOI: https://doi.org/10.1038/s41598-022-22908-4

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