Temperatura

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

955 Accesos

1 Altmetric

Detalles de métricas

La termoterapia con láser es uno de los tratamientos para los tumores malignos. Desarrollamos un endoscopio térmico utilizando un sensor térmico ultracompacto y establecimos un nuevo sistema de terapia térmica láser laparoscópica para calentar el tejido canceroso a una temperatura adecuada, centrándonos en el hecho de que las cámaras termográficas son capaces de mapear la temperatura en dos dimensiones. Se implantaron células de carcinoma hepatocelular (N1S1) en el hígado de ratas Sprague-Dawley (n = 13) para crear carcinoma hepatocelular ortotópico. Seis de las ratas se sometieron a termoterapia láser laparoscópica (70 °C, 5 min) utilizando el sistema recientemente desarrollado, y las otras se sometieron a inserción laparoscópica solamente. La medición del volumen de la lesión y la evaluación histológica se realizaron en todas las ratas. El sistema de terapia térmica con láser laparoscópico proporcionó un control estable de la temperatura. Cuando se usó 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 altamente efectivo para el cáncer porque las células cancerosas son vulnerables al calor, y la terapia térmica se ha estudiado durante mucho tiempo debido a sus efectos adversos mínimos1,2,3.

En los últimos años, ha llamado la atención la terapia térmica con láser (LTT), un método para calentar tejido tumoral mediante irradiación con láser. El calentamiento térmico por luz láser ocurre cuando la energía de la luz es absorbida por el tejido y luego se convierte en calor4. La absorción de la luz láser en los tejidos varía según los componentes que los componen (proporciones de matriz extracelular, colágeno, agua, etc.), teniendo cada uno de los órganos sus propias características5. Sin embargo, una vez convertido al calentamiento localizado del tejido, el efecto termodinámico sobre el tejido es el mismo. El efecto terapéutico de la lasertermia se produce por la destrucción tisular por vaporización del agua en el tejido y 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 usar no solo para cánceres de órganos luminales como el esófago7, sino también para cánceres de órganos sólidos como cáncer de hígado8, tumor cerebral9 y carcinoma de células renales10.

Para lograr LTT seguro y efectivo, es necesario controlar la temperatura del tejido canceroso durante el calentamiento y mantener la temperatura en un nivel apropiado. La monitorización de la temperatura basada en imágenes de resonancia magnética (IRM) se ha utilizado en 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. En base a tales ventajas, hemos establecido un método de monitorización de la temperatura mediante una cámara termográfica y hemos demostrado su utilidad en la 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 se 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 vuelto ampliamente utilizada como tratamiento mínimamente invasivo para el cáncer. En la técnica laparoscópica, los operadores hacen uso de 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 varios tipos de cáncer, como el carcinoma de vesícula biliar y hepatocelular, además de los cánceres de estómago, colon y recto15,16. Así, se nos ocurrió la idea de introducir la termoterapia como tratamiento de asistencia en la cirugía laparoscópica. La terapia térmica se puede aplicar a tumores para los cuales la 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 en la metodología quirúrgica.

Para aplicar LTT a la cirugía laparoscópica, hemos desarrollado un sistema de laparoscopio equipado con un sensor compacto de matriz de termopila17. Este sistema de laparoscopio tiene un orificio de fórceps láser y un endoscopio rígido además del sensor de matriz 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 probar 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 anterior 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 grosor del tumor en el modelo animal era de aproximadamente 6 mm, se seleccionó 70 °C como la temperatura mínima requerida a la que podía tratarse ese grosor. Este ajuste de temperatura también pretendía 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 Jose, 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 termoterapia (Fig. 1A) degeneró después de la termoterapia (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 video complementario muestra el tratamiento real en curso. Las imágenes térmicas (lado izquierdo del video) 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 claro (lado derecho del video) mostraron que el sitio de irradiación láser continuaba superpuesto al sitio del tumor. Justo al final de la irradiación láser, la iluminación láser reflectante en el sitio del tumor desapareció en la imagen de campo brillante y, al mismo tiempo, el color del punto que representaba 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 la potencia del láser durante el tratamiento térmico. La potencia del láser se maximizó dentro de 1 s después del inicio de la irradiación láser, y la temperatura del tumor alcanzó la temperatura establecida (70 °C) después de aproximadamente 30 s de irradiación a la máxima potencia. 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 alcanzara los 70 °C, la mediana de la temperatura del tumor durante el control de la temperatura fue de 69,8 °C (mín. de 67,8, máx. de 77,4 °C), con una distribución de variación de temperatura de < 68 °C: 0,2 %, 68–72 °C: 93,2% y > 72 °C: 6,6%. Las muestras teñidas con hematoxilina y eosina (HE) y desoxinucleotidil transferasa terminal (TdT) dUTP Nick-End Labeling (TUNEL) se muestran en la Fig. 3. En el grupo de tratamiento, se observó degeneración necrótica en toda el área del tumor y hígado normal. el tejido que rodeaba el margen del tumor también se degeneró térmicamente con un grosor de aproximadamente 1,5 mm (grosor 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 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 se indica con 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 el grupo de control se muestran en la Fig. 4. La mediana del volumen 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 los 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).

No se encontró que ninguno de los ratones estuviera enfermo o muerto a lo largo de este estudio, 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 láser laparoscópica con control de temperatura (TC-LTT) recientemente desarrollado. La monitorización continua con un termosensor sin retardo de tiempo permitió obtener imágenes en tiempo real de la distribución de temperatura bidimensional del área irradiada. El cirujano podía saber en tiempo real si el calentamiento del tumor se estaba realizando sin exceso o deficiencia. Además, el mecanismo de retroalimentación de la potencia del láser mediante el control 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 termoterapia de los tumores malignos, es importante calentar y mantener el tejido a una temperatura adecuada. Nuestros experimentos preliminares mostraron que tanto las temperaturas de tratamiento bajas como las excesivamente altas dieron lugar a resultados inadecuados (Supl. Fig. S1). También se ha informado que el sobrecalentamiento o el subcalentamiento dan como resultado efectos térmicos no deseados que incluyen vaporización, carbonización (Fig. S3 complementaria) y daños o fallas en el aplicador22.

Se ha informado el control de la temperatura durante la terapia térmica intersticial con láser (LITT) para tumores malignos mediante termopares, resonancia magnética, tomografía computarizada (TC) y otros métodos de medición de 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 presenta un riesgo de sangrado y siembra de tumores. Por otro lado, la medición de temperatura con CT o MRI es atractiva porque no es invasiva y permite medir la distribución de temperatura en tres dimensiones (resolución de temperatura: ± 0,2 °C). Sin embargo, el sistema de RM tiene un retraso de 4 a 5 s antes de la medición y no puede seguir el cambio de temperatura en segundos23. Además, la RM 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 temperatura se puede obtener casi en tiempo real (desfase de solo 0,12 s) y en dos dimensiones de forma no invasiva sin el uso de radiación de ionización. Además del control del calentamiento por el sensor térmico, este sistema le permite al cirujano ver el proceso asociado con los cambios térmicos en el tejido bajo tratamiento en imágenes de campo claro, lo que le permite realizar el tratamiento con confianza.

Dado que este sistema es una forma de medición de temperatura sin contacto (sin punción) 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 presentan el riesgo de sangrado y siembra de tumores relacionados con la punción24. Además, los dispositivos emisores de luz tipo punción (p. ej., 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 que también presenta un riesgo de lesión física debido a la 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 presenta el riesgo de ruptura del tumor, carbonización y necrosis de 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 excedió los 100 °C, lo que resultó en carbonización (Supl. Fig. S3).

Si se usa un láser de alta potencia, la temperatura del área irradiada puede llegar a ser más alta que 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), tal evento no se observó y el aumento de temperatura durante el tiempo de muestreo (0,12 s) fue de solo alrededor de 0,1 °C. Un aumento de la temperatura por encima de la temperatura establecida durante el muestreo en el caso de utilizar un láser de alta potencia en el futuro se puede evitar (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 anterior en el que se usó la 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 el calefacción) se utiliza.

La tasa de fluencia se estimó como sigue. En primer lugar, 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 (Fig. S5 complementaria). Dado que la distancia entre la punta del endoscopio y la superficie del tumor se estimó en unos 10 mm durante la operación en la cavidad abdominal de la rata, el diámetro del punto de haz estimado en el tumor en ese momento fue de unos 10 mm (en términos de área, 0,79 cm2). ) como se muestra en Supl. Figura S5. Por lo tanto, la tasa de fluencia durante la manipulación intraperitoneal se puede estimar en 3,8 W/cm2 con una potencia de 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). Esto probablemente se deba a la transferencia de calor del tejido calentado más que al calentamiento directo por absorción de la luz infrarroja cercana. Por lo tanto, se encontró 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 al reducir el tamaño de la matriz de termopilas. En este estudio, se utilizó una matriz de termopila con una resolución espacial de 32 × 32 (Φ = 9 mm), lo que resultó en un diámetro exterior del endoscopio de 14 mm. En la actualidad, las matrices de termopilas de 5,3 mm (HTPA8 × 8d (resolución espacial de 8 × 8 píxeles), Heimansensor, Alemania) están disponibles comercialmente y, por lo tanto, el diámetro exterior de la punta del endoscopio podría reducirse a aproximadamente 9 mm. Sin embargo, aún 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 las antípodas. Sin embargo, la observación de una muestra histopatológica mostró que la profundidad térmica mediana desde el punto irradiado hasta el punto antípoda fue de 4,3 (mín.: 3,2, máx.: 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 muerte relacionada 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 tisular 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 que absorben la luz con una 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 relacionado con los movimientos respiratorios diafragmáticos y debido 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 en función de la observación de imágenes de campo brillante e imágenes térmicas. Los factores principales que hacen 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 lograr esto 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 debido al movimiento del órgano.

En cuanto a las perspectivas futuras, dado que se ha informado que el LTT para el cáncer es útil en otros tipos de cáncer, el TC-LTT basado en endoscopio térmico puede aplicarse 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 alto riesgo de sangrado que son difíciles de tratar con endoscopia. 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 de semiconductor de óxido de metal complementario (CMOS), y un canal para una fibra óptica y con un sistema de control automático para láser. producción. Usando 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) (número de serie 11499, Shinko Koki, Japón), un sensor de termografía infrarroja ultracompacto (HTPA32 × 32d L2. 1, Heimann Sensor, Alemania), y un canal para introducir fibra óptica para irradiación láser17 (Fig. 5A).

(A) Cámara térmica laparoscópica y su vista de pájaro del ensamblaje de la punta (abajo a la derecha). El conjunto de la punta está compuesto por un canal para una fibra óptica, un endoscopio rígido, una boquilla para aire y un termosensor. (B) Configuración del sistema de terapia térmica láser con control de temperatura. El sistema consta de un endoscopio térmico laparoscópico (abajo a la derecha), un generador de láser (arriba a la izquierda), una 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 de termografía visualizó la distribución de temperatura bidimensional con una velocidad de cuadro 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 píxel de 0 a 255). . Las imágenes de campo claro se obtuvieron con una cámara CMOS (EO-1312C, Edmund optics, Barrington, NJ, EE. UU.) conectada al endoscopio rígido.

El sistema laparoscópico TC-LTT constaba del 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 Supl. Figura S5. La información de temperatura adquirida por el sensor de termografía infrarroja se transmite al microcontrolador. En función de la información de temperatura, se calcula la salida de irradiación láser adecuada para mantener constante la temperatura del objetivo de irradiación.

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

Se monitorearon la distribución de temperatura del área observada por el sensor de termografía 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, los píxeles de 9 × 9 alrededor del píxel rojo/verde se extrajeron automáticamente y los cuatro vértices del cuadrado formado por los píxeles de 9 × 9 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 claro y avanzó la fibra óptica a través del canal hasta que la punta de la fibra apareció en el monitor de campo claro. 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 asegurar que el sitio de irradiación con láser no se dislocara significativamente del tumor. Cuando el área irradiada estaba lejos del tumor, se detuvo la salida del láser.

TC-LTT se realizó en una rata modelo de carcinoma hepatocelular ortotópico (método de preparación descrito 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 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 unos 10 mm según Supl. Figura S5. En experimentos anteriores, confirmamos que este ajuste de calentamiento (70 °C durante 300 s) tiene un efecto terapéutico en toda el área del tumor (Supl. Fig. S1).

Las ratas se sacrificaron una semana después de la terapia térmica. Los lóbulos hepáticos fueron extraídos y fijados en solución de formaldehído al 10% y luego sometidos 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 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 usaron ratas hembra SD (Japan 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 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 extrajo el lóbulo hepático izquierdo del cuerpo y se inyectaron 20 µL de una suspensión celular basada en PBS (3,5 × 104 células/µL) mediante punción con una aguja de 30 G debajo de la cápsula hepática. Una semana después del trasplante de la suspensión celular, las ratas se usaron como ratas modelo de tumor hepático.

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

Los conjuntos de datos analizados durante el estudio actual están disponibles del autor correspondiente a pedido razonable.

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

Artículo Google Académico

Hurwitz, MD La terapia termal de hoy: 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 Académico

Baust, JM et al. 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 un medio para mejorar el resultado terapéutico. Tecnología Cáncer Res. Tratar. https://doi.org/10.1177/1533033818762207 (2018).

Artículo PubMed PubMed Central Google Académico

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 Académico

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

Artículo CAS PubMed Google Académico

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

Artículo Google Académico

Lightdale, CJ et al. 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 Académico

Masters, A., Steger, AC, Lees, WR, Walmsley, KM & Bown, SG Hipertermia láser intersticial: un nuevo enfoque para el tratamiento de metástasis hepáticas. Hermano 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 (LITT) guiada por resonancia magnética. Imágenes del cáncer 19, 65. https://doi.org/10.1186/s40644-019-0250-4 (2019).

Artículo PubMed PubMed Central Google Académico

Filippiadis, D. et al. Técnicas de ablación percutánea para el carcinoma de células renales: estado actual y tendencias futuras. En t. J. Hyperth. 36, 21–30 (2019).

Artículo CAS Google Académico

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

PubMed PubMed Central Google Académico

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

Artículo Google Académico

Nomura, S. et al. Circuito sensor térmico mediante termografía para hipertermia láser de temperatura controlada. J. Sens. https://doi.org/10.1155/2017/3738046 (2017).

Artículo Google Académico

Nomura, S. et al. Terapia fototérmica dirigida contra el cáncer altamente confiable combinada con dosimetría térmica usando 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 Académico

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

Artículo PubMed Google Académico

Ohara, M. et al. 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 en tejidos animales ex vivo utilizando una red neuronal. En t. J. Hyperth. 34, 1104–1113 (2018).

Artículo Google Académico

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

Artículo CAS PubMed Google Académico

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 Google Académico

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. toraco Soc. 16, 1220–1229 (2019).

Artículo PubMed Google Académico

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

Artículo Google Académico

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

Artículo PubMed Google Académico

Ding, J. et al. Complicaciones de la ablación térmica de tumores hepáticos: comparación de técnicas de ablación por radiofrecuencia y microondas. clin. Radiol. 68, 608–615 (2013).

Artículo CAS PubMed Google Académico

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

Artículo CAS PubMed Google Académico

Deng, G. et al. Imágenes de fluorescencia del infrarrojo cercano en la ventana en gran parte inexplorada de 900–1000 nm. Theranostics 8, 4116–4128 (2018).

Artículo CAS PubMed PubMed Central Google Scholar

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

Artículo PubMed Google Académico

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 Académico

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

Artículo PubMed Google Académico

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

Artículo PubMed Google Académico

Descargar referencias

Los autores agradecen a N. Matsumoto, W. Kayukawa, T. Takee, M. Ushida, Y. Mitsui y K. Aoki por su 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 becas de investigación de JFE (La Fundación Japonesa para la Investigación y Promoción de la Endoscopia). El autor Yuji Morimoto cuenta con el apoyo de subvenciones de investigación JSPS KAKENHI Número de subvención 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, Colegio Médico de Defensa Nacional, Namiki 3-2, Tokorozawa, Saitama, 359-8513, Japón

yuji morimoto

Departamento de Ingeniería Mecánica Moderna, Escuela de Ciencias Creativas e Ingeniería, 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

También puede buscar este autor en PubMed Google Scholar

También puede buscar este autor en PubMed Google Scholar

También puede buscar este autor en PubMed Google Scholar

También puede buscar este autor en PubMed Google Scholar

También puede buscar este autor en PubMed Google Scholar

También puede buscar este autor en PubMed Google Scholar

También puede buscar este autor en PubMed Google Scholar

También puede buscar este autor en PubMed Google Scholar

También puede buscar este autor en PubMed Google Scholar

También puede buscar este autor en PubMed Google Scholar

MH, JO, KM y YM diseñaron la investigación; MH, MO, YI, TS y YM realizaron la investigación; MH, MO, JO, TH, YK, HU y YM analizaron los datos; y MH, HT, HU y YM escribieron el documento. 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 competitivo que declarar.

Springer Nature se mantiene neutral con respecto a los reclamos jurisdiccionales en mapas publicados y afiliaciones institucionales.

Vídeo complementario 1.

Acceso abierto Este artículo tiene una licencia internacional Creative Commons Attribution 4.0, que permite el uso, el intercambio, la adaptación, la distribución y la reproducción en cualquier medio o formato, siempre que se otorgue el crédito correspondiente al autor o autores originales y a la fuente. proporcionar un enlace a la licencia Creative Commons e indicar si se realizaron cambios. Las imágenes u otro material de terceros en este artículo están incluidos en la licencia Creative Commons del artículo, a menos que se indique lo contrario en una línea de crédito al material. Si el material no está incluido en la licencia Creative Commons del artículo y su uso previsto no está permitido por la regulación legal o excede el uso permitido, deberá obtener el permiso directamente del titular de los derechos de autor. Para ver una copia de esta licencia, visite http://creativecommons.org/licenses/by/4.0/.

Reimpresiones y permisos

Harada, M., Morimoto, Y., Mutsuki, O. et al. Sistema de termoterapia láser de temperatura controlada mediante un sistema laparoscópico de nuevo desarrollo equipado con una cámara termográfica ultracompacta. Informe científico 12, 18287 (2022). https://doi.org/10.1038/s41598-022-22908-4

Descargar cita

Recibido: 25 Abril 2022

Aceptado: 20 de octubre de 2022

Publicado: 31 de octubre de 2022

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

Cualquier persona con la que compartas el siguiente enlace podrá leer este contenido:

Lo sentimos, un enlace para compartir no está disponible actualmente para este artículo.

Proporcionado por la iniciativa de intercambio de contenido Springer Nature SharedIt

Al enviar un comentario, acepta cumplir con nuestros Términos y Pautas de la comunidad. Si encuentra algo abusivo o que no cumple con nuestros términos o pautas, márquelo como inapropiado.