Température - AgileHorizon Partners Group Co., Ltd

Rapports scientifiques volume 12, Numéro d'article : 18287 (2022) Citer cet article

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La thermothérapie au laser fait partie des traitements des tumeurs malignes. Nous avons développé un endoscope thermique utilisant un thermo-capteur ultra-compact et mis en place un nouveau système de thermothérapie laser laparoscopique pour chauffer les tissus cancéreux à une température appropriée, en nous concentrant sur le fait que les caméras thermographiques sont capables de cartographier la température en deux dimensions. Des cellules de carcinome hépatocellulaire (N1S1) ont été implantées dans le foie de rats Sprague-Dawley (n = 13) pour créer un carcinome hépatocellulaire orthotopique. Six des rats ont subi une thermothérapie laser laparoscopique (70 ° C, 5 min) en utilisant le système nouvellement développé, et les autres ont subi une insertion laparoscopique uniquement. La mesure du volume des lésions et l'évaluation histologique ont été réalisées chez tous les rats. Le système de thermothérapie laser laparoscopique a fourni un contrôle de température stable. Lorsqu'une température de 70 ° C a été utilisée pour la température de consigne, la température du cancer cible a été maintenue dans la plage de 68 à 72 ° C pendant 93, 2% du temps d'irradiation (5 min). Le volume médian des tumeurs traitées thermiquement était significativement plus petit que celui des tumeurs non traitées. Le système de thermothérapie laser laparoscopique nouvellement développé était capable de maintenir la température de la surface de la tumeur à n'importe quelle température souhaitée et s'est avéré efficace dans le traitement du modèle de carcinome hépatocellulaire du rat.

La thermothérapie est un traitement très efficace contre le cancer car les cellules cancéreuses sont vulnérables à la chaleur, et la thermothérapie est étudiée depuis longtemps en raison de ses effets indésirables minimes1,2,3.

Ces dernières années, la thérapie thermique au laser (LTT), une méthode de chauffage des tissus tumoraux par irradiation laser, a attiré l'attention. L'échauffement thermique par la lumière laser se produit lorsque l'énergie lumineuse est absorbée par les tissus puis convertie en chaleur4. L'absorption de la lumière laser dans les tissus varie en fonction des éléments constitutifs du tissu (proportions de matrice extracellulaire, de collagène, d'eau, etc.), chacun des organes ayant ses propres caractéristiques5. Cependant, une fois converti en chauffage localisé du tissu, l'effet thermodynamique sur le tissu est le même. L'effet thérapeutique de la laserthermie est causé par la destruction des tissus due à la vaporisation de l'eau dans les tissus et l'apoptose ou la nécrose des cellules tumorales6. Étant donné que la LTT peut être appliquée aux organes à l'intérieur du corps à l'aide de fibres optiques, la LTT peut être utilisée non seulement pour les cancers des organes luminaux tels que l'œsophage7, mais également pour les cancers des organes solides tels que le cancer du foie8, la tumeur cérébrale9 et le carcinome à cellules rénales10.

Pour obtenir un LTT sûr et efficace, il est nécessaire de surveiller la température du tissu cancéreux pendant le chauffage et de maintenir la température à un niveau approprié. La surveillance de la température basée sur l'imagerie par résonance magnétique (IRM) a été utilisée dans le LTT interstitiel pour les tumeurs cérébrales, et l'efficacité du contrôle de la température dans le traitement a été prouvée9,11,12. D'autre part, la surveillance de la température basée sur la détection de l'énergie rayonnante (infrarouge) présente les avantages d'obtenir la température de surface d'un objet (1) de manière non invasive et (2) en temps réel. De plus, (3) la distribution thermique bidimensionnelle peut être obtenue. Sur la base de ces avantages, nous avons établi une méthode de surveillance de la température à l'aide d'une caméra thermographique et avons montré son utilité en thermothérapie laser. Plus précisément, nous avons réussi à développer un système de rétroaction qui contrôle automatiquement la sortie laser en utilisant les informations de température obtenues à partir de la caméra thermographique comme signal d'entrée tout en chauffant le tissu cible13. En utilisant le système, nous avons démontré que la température de la tumeur cible peut être maintenue à une température stable dans un modèle animal13, et nous avons signalé que cela conduit à un bon effet thérapeutique14.

D'autre part, ces dernières années, la chirurgie laparoscopique pour les tumeurs malignes intrapéritonéales est devenue largement utilisée comme traitement mini-invasif du cancer. Dans la technique laparoscopique, les opérateurs utilisent l'insufflation de dioxyde de carbone pour gonfler la cavité abdominale, conduisant ainsi à l'excellence dans l'observation et le traitement des cancers situés profondément dans des cavités telles que la cavité pelvienne et sous le diaphragme. Par conséquent, la chirurgie laparoscopique est actuellement utilisée pour divers cancers tels que la vésicule biliaire et le carcinome hépatocellulaire en plus des cancers de l'estomac, du côlon et du rectum15,16. Ainsi, nous avons eu l'idée d'introduire la thermothérapie comme traitement d'assistance en chirurgie laparoscopique. La thermothérapie peut être appliquée aux tumeurs dont la résection chirurgicale est difficile (par exemple, les tumeurs aux limites indistinctes ou les tumeurs impliquant de gros vaisseaux sanguins), et elle peut donc compenser les lacunes de la méthodologie chirurgicale.

Afin d'appliquer le LTT à la chirurgie laparoscopique, nous avons développé un système de laparoscope équipé d'un capteur à matrice thermopile compact17. Ce système de laparoscope a un trou de pince laser et un endoscope rigide en plus du capteur à matrice thermopile. Le système peut acquérir simultanément à la fois une image du site d'observation et une carte bidimensionnelle de la température de surface, et il permet de maintenir un chauffage constant du tissu cible à une température définie. Dans cette étude, pour prouver l'utilité de ce système de traitement laparoscopique, nous avons effectué un LTT sans contact dans des conditions laparoscopiques dans un modèle de carcinome hépatocellulaire orthotopique de rat, et nous avons vérifié son efficacité thérapeutique.

Le modèle de rat de carcinome hépatocellulaire a été traité avec TC-LTT sans contact sous laparoscopie à 70 ° C pendant 300 s. La raison du réglage du temps de chauffage à 300 s était basée sur les résultats d'une étude précédente dans laquelle l'ablation par radiofréquence était utilisée pour le traitement du carcinome hépatocellulaire18. Le réglage de la température de chauffage (70 °C) a été déterminé sur la base des résultats d'une étude préliminaire qui a été réalisée pour étudier la relation entre la température de chauffage et la profondeur de traitement (Suppl. Fig. S1). Etant donné que l'épaisseur de la tumeur chez l'animal modèle était d'environ 6 mm, 70°C a été choisie comme température minimale requise à laquelle cette épaisseur pouvait être traitée. Ce réglage de température visait également à minimiser les dommages aux tissus normaux.

La figure 1 montre des images intra-abdominales du modèle de rat de carcinome hépatocellulaire orthotopique observé par laparoscopie (AIM1588, Stryker, San Jose, CA, USA) avant et après traitement. Le carcinome hépatocellulaire reconnu comme une lésion nodulaire blanche du lobe latéral gauche avant la thermothérapie (Fig. 1A) a dégénéré après la thermothérapie (Fig. 1B). Comme le montre la figure 1, la surface de la tumeur est parfois devenue noire après l'irradiation au laser. La température étant contrôlée à 70 °C, il est peu probable qu'il s'agisse d'une carbonisation et la coloration provient probablement de la méthémoglobine produite par chauffage de l'hémoglobine19 (Suppl. Sec. 4).

Vues laparoscopiques d'un cancer du foie de rat (triangle rouge) avant (A) et après (B) traitement thermique.

La vidéo supplémentaire montre le traitement réel en cours. L'imagerie thermique (côté gauche de la vidéo) a montré que la zone irradiée était chauffée et que la température augmentait après le début de l'irradiation laser. Au fur et à mesure que le chirurgien affinait le site d'irradiation, l'imagerie en champ clair (côté droit de la vidéo) a montré que le site d'irradiation au laser continuait à chevaucher le site de la tumeur. Juste à la fin de l'irradiation laser, l'éclairage laser réfléchissant au site de la tumeur a disparu dans l'imagerie en champ clair et, en même temps, la couleur du point représentant la température maximale dans l'imagerie thermique est passée du rouge au vert.

La figure 2 montre les changements de température de la tumeur et de la valeur de puissance du laser pendant le traitement thermique. La puissance laser a été maximisée en 1 s après le début de l'irradiation laser, et la température de la tumeur a atteint la température de consigne (70 ° C) après environ 30 s d'irradiation à la puissance maximale. La puissance laser maximale de l'appareil était de 3 W/cm2. Il peut être confirmé que la puissance du laser a été automatiquement contrôlée pour maintenir la température de surface de la tumeur constante à 70 ° C pendant les 300 s suivantes. Après que la température de la tumeur ait atteint 70 °C, la température médiane de la tumeur pendant le contrôle de la température était de 69,8 °C (min de 67,8, max de 77,4 °C), avec une distribution de variation de température de < 68 °C : 0,2 %, 68–72 °C : 93,2 % et > 72 °C : 6,6 %. Des échantillons colorés à l'hématoxyline et à l'éosine (HE) et à la désoxynucléotidyl transférase terminale (TdT) dUTP Nick-End Labeling (TUNEL) sont présentés à la Fig. 3. Dans le groupe de traitement, une dégénérescence nécrotique a été observée dans toute la zone tumorale et un foie normal le tissu bordant la marge tumorale était également thermiquement dégénéré avec une épaisseur d'environ 1,5 mm (épaisseur médiane de 1,4 mm (min de 0,6, max de 2,6 mm)).

Température de la surface de la tumeur (points bleus) et puissance laser (points orange) au fil du temps pendant la thérapie thermique au laser. La température de surface de la tumeur augmente avec le début de l'irradiation laser, et une fois que la température atteint la température définie (70 ° C), la puissance du laser est automatiquement contrôlée afin que la température de surface de la tumeur soit maintenue à 70 ° C.

(A), (B) et (C), Images macroscopiques des tumeurs traitées thermiquement (triangle rouge). Chaque image provenait de l'un des trois animaux différents. La direction de l'irradiation laser est indiquée par une flèche orange. (D) et (E), Images macroscopiques des tumeurs non traitées (triangle rouge). Chaque image provenait de l'un des deux animaux différents. La photographie (F) est une vue agrandie du cadre rouge de la photographie (C), un cadre placé à la frontière entre le tissu hépatique normal et le tissu tumoral. La photographie (H) montre des changements nécrotiques (TUNEL-positif) dans la tumeur. La photographie (G) est une vue agrandie du cadre rouge de la photographie (D), un cadre placé à la frontière entre le tissu hépatique normal et le tissu tumoral. Chaque échantillon de tissu a été coupé pour maximiser la surface sur le plan sagittal de la tumeur. HE, Barre d'échelle = 5 mm (A, B, C, D), 0,25 mm (F, G), TUNEL, Barre d'échelle = 0,25 mm (H, I).

Les volumes des tumeurs au moment du sacrifice dans le groupe de traitement et le groupe témoin sont présentés à la Fig. 4. Le volume tumoral médian était significativement plus petit dans le groupe de traitement (groupe de traitement : 1,0 × 102 mm3, groupe témoin : 9,4 × 102 mm3, P = 0,0043). Les résultats histopathologiques suggèrent qu'une nécrose de toute la zone tumorale s'est produite dans le groupe de traitement et que la croissance tumorale a été presque complètement supprimée.

Diagrammes de dispersion des volumes tumoraux individuels dans le groupe traité thermiquement et dans le groupe témoin. Une réduction significative du volume tumoral a été observée dans le groupe traité thermiquement (P = 0,0043).

Aucune des souris ne s'est avérée en mauvaise santé ou morte tout au long de cette étude, et il n'y a eu aucun décès lié au traitement dans le groupe de traitement. De plus, les abcès locaux et les hématomes observés dans les études précédentes20,21 n'ont pas été observés.

Dans cette étude, nous avons réussi à éradiquer le tissu cancéreux par LTT sans contact dans un modèle de tumeur animale orthotopique à l'aide du nouveau système de thermothérapie laser laparoscopique à température contrôlée (TC-LTT). Une surveillance continue avec un thermo-capteur sans décalage temporel a permis une imagerie en temps réel de la distribution bidimensionnelle de la température de la zone irradiée. Le chirurgien pouvait savoir en temps réel si l'échauffement de la tumeur était réalisé sans excès ni carence. De plus, le mécanisme de rétroaction de la puissance laser par surveillance de la température a permis un contrôle précis de la température de la lésion cible pendant le chauffage.

Afin d'obtenir un bon effet thérapeutique dans la thérapie thermique des tumeurs malignes, il est important de chauffer et de maintenir le tissu à une température appropriée. Nos expériences préliminaires ont montré que des températures de traitement aussi bien basses qu'excessivement élevées conduisaient à des résultats inadéquats (Suppl. Fig. S1). Il a également été signalé qu'une surchauffe ou une sous-chauffe entraîne des effets thermiques indésirables, notamment la vaporisation, la carbonisation (Suppl. Fig. S3) et des dommages ou une défaillance de l'applicateur22.

La surveillance de la température pendant la thérapie thermique interstitielle au laser (LITT) pour les tumeurs malignes a été rapportée à l'aide de thermocouples, d'IRM, de tomodensitométrie (CT) et d'autres méthodes de mesure de la température22. La mesure de la température sans décalage dans le temps est possible avec un thermocouple, mais elle nécessite l'insertion d'un thermocouple dans le tissu, ce qui présente un risque de saignement et d'ensemencement tumoral. En revanche, la mesure de la température par TDM ou IRM est intéressante car elle est non invasive et permet de mesurer la distribution de température en trois dimensions (résolution de température : ± 0,2 °C). Cependant, le système en IRM a un décalage de 4 à 5 s avant la mesure et ne peut pas suivre le changement de température en quelques secondes23. De plus, l'IRM est difficilement adaptable aux organes non fixés en raison du bruit causé par les mouvements du corps22. La tomodensitométrie pose le problème de l'exposition des tissus biologiques aux rayonnements ionisants. D'autre part, le plus grand avantage du système TC-LTT est que la distribution de température peut être obtenue en temps quasi réel (décalage de seulement 0,12 s) et en deux dimensions de manière non invasive sans l'utilisation de rayonnement d'ionisation. En plus du contrôle du chauffage par le thermo-capteur, ce système permet au chirurgien de voir le processus associé aux changements thermiques dans le tissu sous traitement dans des images en fond clair, permettant au chirurgien d'effectuer le traitement en toute confiance.

Étant donné que ce système est une forme de mesure de température et d'irradiation laser sans contact (sans perforation) sur le tissu cible, il n'y a pas d'invasion mécanique de la tumeur. Dans le cas du LTT d'organes solides, une méthode d'irradiation interstitielle dans laquelle une fibre laser est perforée dans la tumeur et chauffée est généralement utilisée. Cependant, les opérations de ponction sur les tumeurs présentent un risque de saignement et d'ensemencement tumoral lié à la ponction24. De plus, les dispositifs émettant de la lumière de type ponction (par exemple, les sondes laser optiques du système NeuroBlate (Monteris Medical, MN, USA)) nécessitent généralement un système de refroidissement pour éviter la surchauffe de la pointe de la sonde, ce qui non seulement complique l'opération mais aussi présente un risque de blessure physique en raison de la casse. D'autre part, notre système TC-LTT établi utilise des fibres nues sans perforation, ce qui élimine les risques ci-dessus.

LTT pour les patients atteints d'un carcinome hépatocellulaire à un stade précoce entraîne moins de complications et est aussi efficace que la chirurgie à court terme24.

Lorsque le tissu tumoral est chauffé à une température comprise entre 50 °C et 100 °C, il provoque une nécrose coagulante25. Cependant, un chauffage au-dessus de 100 ° C présente un risque de rupture tumorale, de carbonisation et de nécrose de coagulation incomplète due à la vaporisation de l'eau dans les tissus. Par conséquent, il est souhaitable de fournir une énergie thermique comprise entre 50 et 100°C à toute la zone tumorale afin de traiter complètement la tumeur. Le contrôle de la température est nécessaire pour éviter les effets secondaires. Même à la puissance laser définie dans cette étude (3 W/cm2), sans contrôle de la température, la température de surface de la tumeur dépassait 100 °C, entraînant une carbonisation (Suppl. Fig. S3).

Si un laser haute puissance est utilisé, la température de la zone irradiée peut devenir supérieure à la température définie avant que le mécanisme de contrôle de la température ne soit activé. Cependant, dans la configuration utilisée dans cette étude (puissance laser maximale : 3 W/cm2), un tel événement n'a pas été observé et l'augmentation de température pendant le temps d'échantillonnage (0,12 s) n'était que d'environ 0,1 °C. Une augmentation de la température au-dessus de la température définie lors de l'échantillonnage dans le cas de l'utilisation d'un laser haute puissance à l'avenir peut être évitée en (1) abaissant le réglage de puissance laser maximale et (2) en raccourcissant le temps d'échantillonnage.

Dans cette étude, le temps de traitement de 300 s était basé sur les résultats d'une étude précédente dans laquelle l'ablation par radiofréquence était utilisée pour le traitement du carcinome hépatocellulaire18, mais une expérience supplémentaire a révélé que la suppression de la croissance tumorale peut être atteinte même en des temps plus courts (Suppl. figure S2). Dans l'expérience supplémentaire (Suppl. Sec. 2), un temps de chauffage de 150 s a entraîné une profondeur de nécrose tumorale comparable à celle d'un chauffage de 300 s. Cependant, à des temps de chauffage encore plus courts (moins de 75 s), la profondeur de la nécrose tumorale fluctue (devient instable). De manière surprenante, cependant, dans certains cas, un chauffage de 37 s a induit une profondeur de nécrose tumorale équivalente à celle d'un chauffage de 300 s. Par conséquent, il est possible que la procédure puisse être réalisée en un temps inférieur à 150 s si un dispositif capable de chauffer l'ensemble de la tumeur de manière homogène (par exemple, un dispositif de chauffage avec une légère variation de la distance entre la sonde à fibre et la surface de la tumeur pendant la chauffage) est utilisé.

Le débit de fluence a été estimé comme suit. Tout d'abord, le diamètre du spot du faisceau sur la surface irradiée a été mesuré par rapport à la distance entre la position de la pointe de la fibre optique et la surface irradiée (Suppl. Fig. S5). Étant donné que la distance entre la pointe de l'endoscope et la surface de la tumeur a été estimée à environ 10 mm pendant l'opération dans la cavité abdominale du rat, le diamètre estimé du spot du faisceau sur la tumeur à ce moment-là était d'environ 10 mm (en termes de surface, 0,79 cm2 ) comme indiqué dans Suppl. Figure S5. Par conséquent, le débit de fluence lors de la manipulation intrapéritonéale peut être estimé à 3,8 W/cm2 à la puissance laser de 3 W/cm2.

La profondeur optique de la lumière proche infrarouge dans les tissus vivants est d'environ 5 mm26. Cependant, dans cette étude, une profondeur maximale de traitement allant jusqu'à 9,3 mm a été obtenue (Suppl. Fig. S1). Cela est probablement dû au transfert de chaleur du tissu chauffé plutôt qu'au chauffage direct par absorption de la lumière proche infrarouge. Par conséquent, il a été trouvé qu'une profondeur de traitement dépassant la profondeur optique pouvait être obtenue si le chauffage était maintenu sous une certaine température.

Une miniaturisation supplémentaire est pratiquement possible en réduisant la taille du réseau de thermopiles. Dans cette étude, un réseau de thermopiles avec une résolution spatiale de 32 × 32 (Φ = 9 mm) a été utilisé, résultant en un diamètre extérieur de l'endoscope de 14 mm. À l'heure actuelle, des matrices de thermopiles de 5,3 mm (HTPA8 × 8d (résolution spatiale de 8 × 8 pixels), Heimansensor, Allemagne) sont disponibles dans le commerce, et le diamètre extérieur de la pointe de l'endoscope pourrait donc être réduit à environ 9 mm. Cependant, il serait toujours difficile de réduire le diamètre extérieur de la pointe de l'endoscope à 1–5 mm.

Dans cette étude, la distribution de la température dans le sens de la profondeur de la zone irradiée à la zone antipode était inconnue. Cependant, l'observation d'un spécimen histopathologique a montré que la profondeur thermique médiane du point irradié au point antipodal était de 4,3 (min : 3,2, max : 4,7) mm, et l'énergie thermique atteignait toute la zone tumorale dans ce modèle de tumeur. De plus, il n'y a pas eu de lésion thermique inattendue d'autres organes car le degré de lésion du tissu hépatique normal était faible et il n'y a pas eu de décès lié au traitement.

La profondeur de traitement maximale obtenue dans cette étude était d'environ 9 mm. Cependant, compte tenu de la profondeur de pénétration tissulaire de la lumière de 808 nm26, l'effet thérapeutique sur les tumeurs plus épaisses que cette profondeur serait insuffisant. Cependant, de nombreux nano-agents absorbant la lumière avec une efficacité de conversion thermique élevée ont été rapportés27, et il peut être possible d'améliorer l'effet thérapeutique en combinant ces agents.

La distance entre la tumeur et l'extrémité de la fibre optique variait en raison du mouvement du foie lié aux mouvements respiratoires diaphragmatiques et en raison du mouvement du laparoscope par la manipulation du chirurgien, et la taille du spot n'était pas constante. Cependant, il a été possible de continuer à cibler la tumeur en modifiant la position d'irradiation en fonction de l'observation d'images en champ clair et d'images thermiques. Les principaux facteurs qui provoquent le changement de la taille du spot sont le déplacement de la position de la pointe dû au mouvement de l'organe et au tremblement de la main de l'opérateur. Il est préférable d'avoir le moins de variation de taille de faisceau possible, et une mesure possible pour y parvenir consiste à fixer l'endoscope par une machine plutôt que par la main d'un opérateur. À l'avenir, si un système de compensation de rétroaction de position de pointe d'endoscope basé sur le suivi d'image est construit, il sera possible de minimiser les changements de taille dus au mouvement des organes.

En ce qui concerne les perspectives d'avenir, étant donné que le LTT pour le cancer a été signalé comme étant utile dans d'autres types de cancer, le TC-LTT basé sur l'endoscope thermique pourrait être applicable à d'autres types de cancer à l'avenir. Étant donné que le système TC-LTT à base d'endoscope thermique peut être utilisé sans contact pour une lésion, il peut être une bonne indication pour les lésions intraépithéliales du tractus gastro-intestinal ou les lésions à haut risque hémorragique difficiles à traiter par voie endoscopique. résection muqueuse ou dissection endoscopique sous-muqueuse28,29,30.

En conclusion, nous avons construit un système TC-LTT laparoscopique avec un endoscope thermique équipé d'un thermo-capteur ultra-compact, d'une caméra semi-conducteur à oxyde métallique complémentaire (CMOS), d'un canal pour une fibre optique et d'un système de contrôle automatique pour laser sortir. À l'aide de ce système, une TC-LTT sans contact a été réalisée par laparoscopie dans un modèle de rat de carcinome hépatocellulaire orthotopique et le carcinome a été éradiqué avec succès. Les résultats suggèrent que la TC-LTT sans contact peut être réalisée par laparoscopie et peut être un traitement efficace pour le cancer des organes solides.

L'endoscope thermique construit se composait d'un endoscope rigide (la tige ayant un diamètre maximum de 14 mm et une longueur de 288 mm) (n° de série 11499, Shinko Koki, Japon), un capteur de thermographie infrarouge ultra-compact (HTPA32 × 32d L2. 1, Heimann Sensor, Allemagne), et un canal pour l'introduction d'une fibre optique pour l'irradiation laser17 (Fig. 5A).

(A) Caméra thermique laparoscopique et sa vue plongeante sur l'assemblage de la pointe (en bas à droite). L'embout est composé d'un canal pour une fibre optique, d'un endoscope rigide, d'une buse pour l'air et d'un thermo-capteur. (B) Configuration du système de thermothérapie laser à température contrôlée. Le système se compose d'un endoscope thermique laparoscopique (en bas à droite), d'un générateur laser (en haut à gauche), d'un PC de contrôle (en haut à droite) et d'un microcontrôleur (en bas à gauche). (C) Source de lumière et système d'insufflation pour le laparoscope.

La distribution bidimensionnelle de la température a été visualisée par le capteur de thermographie avec une fréquence d'images de 8,3 ips et une résolution spatiale de 32 × 32 pixels (une plage de température de 20 à 80 ° C correspond linéairement à une valeur de pixel de 0 à 255.) . Les images en champ clair ont été obtenues par une caméra CMOS (EO-1312C, Edmund optics, Barrington, NJ, USA) connectée à l'endoscope rigide.

Le système TC-LTT laparoscopique se composait de l'endoscope thermique, d'un laser à diode (longueur d'onde de 808 nm, BWF2 B&W Tek, Inc, Newark, DE, USA) et d'un microcontrôleur (Arduino uno, Arduino, Italie) contrôlé par un PC (Fig. .5B). Le faisceau laser est guidé par une fibre optique (NA 0,22, Ceramoptec, Bonn, Allemagne) et émis depuis la pointe de l'endoscope à travers le canal de l'endoscope. Le changement de la taille du spot du faisceau au niveau du site irradié lorsque la distance entre la pointe de la fibre et le site irradié varie est indiqué dans Suppl. Figure S5. Les informations de température acquises par le capteur de thermographie infrarouge sont transmises au microcontrôleur. Sur la base des informations de température, la sortie d'irradiation laser appropriée est calculée pour maintenir constante la température de la cible d'irradiation.

Le système TC-LTT laparoscopique a été utilisé avec un dispositif d'insufflation laparoscopique (PNEUMO SURE, Stryker, San Jose, CA, USA) équipé d'un dispositif de source lumineuse (L10000, Stryker, San Jose, CA, USA) (Fig. 5C).

La distribution de température de la zone observée par le capteur de thermographie et l'image en champ clair de la zone observée par la caméra CMOS ont chacune été surveillées. Sur le moniteur de température, le pixel avec la température la plus élevée était affiché sous la forme d'un point rouge ou d'un point vert : point rouge lorsque le laser est allumé et point vert lorsque le laser est éteint. De plus, 9 × 9 pixels autour du pixel rouge/vert ont été automatiquement extraits et quatre sommets du carré formé par les 9 × 9 pixels ont été affichés sous forme de points bleus (Vidéo 1). Simultanément, la moyenne des températures des 81 pixels (9 × 9 pixels) a été calculée automatiquement, et nous avons défini la température moyenne comme "température de la cible irradiée".

Un chirurgien a confirmé l'emplacement de la tumeur sur le moniteur à fond clair et a fait avancer la fibre optique via le canal jusqu'à ce que la pointe de la fibre apparaisse sur le moniteur à fond clair. Ensuite, la tumeur a été irradiée à travers la fibre optique sans contact. Sur la base de la "température de la cible irradiée", la tumeur cible a été chauffée avec maintien de la température par calcul automatique de la puissance appropriée de l'irradiation laser.

Pendant l'irradiation au laser, la position de l'endoscope laparoscopique a été corrigée manuellement pour s'assurer que le site d'irradiation au laser ne se disloque pas de manière significative de la tumeur. Lorsque la zone irradiée était éloignée de la tumeur, la sortie laser était arrêtée.

TC-LTT a été réalisée chez un rat modèle de carcinome hépatocellulaire orthotopique (méthode de préparation décrite plus loin). Les animaux expérimentaux ont été divisés au hasard en deux groupes : un groupe de traitement (n = 6) et un groupe témoin (n = 7). Après induction de l'anesthésie générale, un trocart de 15 mm (VersaOne Optical Trocar 15 mm, COVIDIEN, Norwalk, CT, USA) a été inséré dans la cavité abdominale par une incision cutanée de 1,5 cm. La caméra laparoscopique thermique a été insérée via le trocart et l'insufflation avec du gaz CO2 (pression d'insufflation de 3 mmHg) a été réalisée. Pour le groupe de traitement, l'irradiation au laser a été effectuée à une température de 70 ° C pendant 300 s. La taille du spot du faisceau dans cette étude a été supposée être d'environ 10 mm selon Suppl. Figure S5. Dans des expériences précédentes, nous avons confirmé que ce réglage de chauffage (70 ° C pendant 300 s) a un effet thérapeutique sur l'ensemble de la zone tumorale (Suppl. Fig. S1).

Les rats ont été sacrifiés une semaine après la thérapie thermique. Les lobes du foie ont été extraits et fixés dans une solution de formaldéhyde à 10 %, puis soumis au processus de coloration HE. La taille de la tumeur a été mesurée avec un pied à coulisse numérique au moment de l'extraction de la tumeur, et le volume estimé a été calculé comme suit : (longueur) × (largeur) × (hauteur) × 1/6π.

L'analyse statistique a été réalisée à l'aide du test U de Mann-Whitney. Le logiciel statistique utilisé était JMP 14 (SAS Institute Inc., Cary, NC, USA). P < 0,05 était considéré comme statistiquement significatif.

Des cellules de souche N1-S1 de carcinome hépatocellulaire de rat (CRL-1604, ATCC, Manassas, VA, USA) ont été utilisées. Le milieu de culture était le milieu Eagle modifié de Dulbecco additionné de 10 % de FBS, pénicilline (100 U/mL) (Thermo Fisher, Waltham, MA, USA), streptomycine (100 µg/mL) (Thermo Fisher, Waltham, MA, USA), et amphotéricine B (0,25 µg/mL) (Sigma-Aldrich, St. Louis, MO, USA). Les cellules ont été incubées dans un incubateur à 37 °C dans 5 % de CO2 et 95 % d'air.

Des rats SD femelles (Japan SLC, Hamamatsu, Japon) âgés de 8 semaines ont été utilisés dans cette étude. Les rats ont été logés à 3 ~ 4 par cage sous température contrôlée (23-25 ° C) et humidité relative (50%) avec 12 h de lumière (7h00-19h00). Toutes les procédures animales ont été effectuées conformément aux directives approuvées par le Comité de protection et d'utilisation des animaux du National Defense Medical College (numéro de permis : 19009).

Des rats SD ont reçu une injection intrapéritonéale d'un mélange d'anesthésiques : médétomidine (0,3 mg/kg) (Nippon Zenyaku Kogyo Co., Ltd., Japon), midazolam (4,0 mg/kg) (Sandz Corp., Japon) et butorphanol (5,0 mg/kg) (Meiji Seika Pharma Co., Ltd., Japon). Après une petite laparotomie, le lobe gauche du foie a été conduit hors du corps et 20 µL d'une suspension cellulaire à base de PBS (3,5 × 104 cellules/µL) ont été injectés par ponction avec une aiguille de 30 G sous la capsule hépatique. Une semaine après la transplantation de la suspension cellulaire, les rats ont été utilisés comme rats modèles de tumeur hépatique.

Cette étude suit les recommandations des directives ARRIVE (https://arriveguidelines.org).

Les ensembles de données analysés au cours de la présente étude sont disponibles auprès de l'auteur correspondant sur demande raisonnable.

Stauffer, PR Technologie évolutive pour la thérapie thermique du cancer. Int. J. Hyperth. 21, 731–744 (2005).

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Les auteurs remercient N. Matsumoto, W. Kayukawa, T. Takee, M. Ushida, Y. Mitsui et K. Aoki pour l'assistance technique aux expériences. Les auteurs ont été soutenus par le service de traduction et de relecture de SES ([email protected]) pour l'édition en anglais. L'auteur Manabu Harada est soutenu par des subventions de recherche de JFE (Fondation japonaise pour la recherche et la promotion de l'endoscopie). L'auteur Yuji Morimoto est soutenu par des subventions de recherche JSPS KAKENHI Grant Number 17H02114.

Département de chirurgie, National Defense Medical College, Saitama, Japon

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

Département de physiologie, National Defense Medical College, Namiki 3-2, Tokorozawa, Saitama, 359-8513, Japon

Yuji Morimoto

Département de génie mécanique moderne, École des sciences et de l'ingénierie créatives, Université Waseda, Tokyo, Japon

Ohara Mutsuki & Jun Ohya

Faculté de techno-chirurgie avancée, Institut d'ingénierie et de sciences biomédicales avancées, Université médicale féminine de Tokyo, Tokyo, Japon

Ken Masamune

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MH, JO, KM et YM ont conçu la recherche ; MH, MO, YI, TS et YM ont effectué la recherche ; MH, MO, JO, TH, YK, HU et YM ont analysé les données ; et MH, HT, HU et YM ont rédigé l'article. Tous les auteurs ont examiné le manuscrit.

Correspondance avec Yuji Morimoto.

Les auteurs Yuji Morimoto Mutsuki Ohara, Jun Ohya et Ken Masamune ont un brevet en instance PCT/JP2021/001527. Le bailleur de fonds n'a joué aucun rôle dans la réalisation de cette étude. Le reste des auteurs n'ont aucun autre intérêt concurrent à déclarer.

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Réimpressions et autorisations

Harada, M., Morimoto, Y., Mutsuki, O. et al. Système de thermothérapie laser à température contrôlée utilisant un nouveau système laparoscopique équipé d'une caméra thermographique ultra-compacte. Sci Rep 12, 18287 (2022). https://doi.org/10.1038/s41598-022-22908-4

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Reçu : 25 avril 2022

Accepté : 20 octobre 2022

Publié: 31 octobre 2022

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

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