Temperatur

Wissenschaftliche Berichte Band 12, Artikelnummer: 18287 (2022) Diesen Artikel zitieren

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Die Laser-Wärmetherapie gehört zu den Behandlungsmethoden bösartiger Tumoren. Wir haben ein thermisches Endoskop mit einem ultrakompakten Thermosensor entwickelt und ein neues laparoskopisches Laser-Thermotherapiesystem entwickelt, um Krebsgewebe auf eine geeignete Temperatur zu erhitzen. Dabei haben wir uns auf die Tatsache konzentriert, dass Thermografiekameras eine zweidimensionale Temperaturkartierung ermöglichen. Hepatozelluläre Karzinomzellen (N1S1) wurden in die Leber von Sprague-Dawley-Ratten (n = 13) implantiert, um ein orthotopes hepatozelluläres Karzinom zu erzeugen. Sechs der Ratten wurden mit dem neu entwickelten System einer laparoskopischen Laser-Thermotherapie (70 °C, 5 Minuten) unterzogen, die anderen wurden nur laparoskopisch eingeführt. Bei allen Ratten wurden eine Messung des Läsionsvolumens und eine histologische Auswertung durchgeführt. Das laparoskopische Laser-Wärmetherapiesystem sorgte für eine stabile Temperaturkontrolle. Wenn als eingestellte Temperatur eine Temperatur von 70 °C verwendet wurde, wurde die Temperatur des Zielkrebses 93,2 % der Bestrahlungszeit (5 Minuten) im Bereich von 68–72 °C gehalten. Das mittlere Volumen der thermisch behandelten Tumoren war deutlich kleiner als das der unbehandelten Tumoren. Das neu entwickelte laparoskopische Laser-Wärmetherapiesystem war in der Lage, die Temperatur der Tumoroberfläche auf jeder gewünschten Temperatur zu halten und erwies sich bei der Behandlung des hepatozellulären Karzinommodells der Ratte als wirksam.

Die Wärmetherapie ist eine hochwirksame Behandlung von Krebs, da Krebszellen anfällig für Hitze sind und die Wärmetherapie aufgrund ihrer minimalen Nebenwirkungen seit langem untersucht wird1,2,3.

In den letzten Jahren hat die Laser-Thermotherapie (LTT), eine Methode zur Erwärmung von Tumorgewebe durch Laserbestrahlung, große Aufmerksamkeit erregt. Eine thermische Erwärmung durch Laserlicht entsteht, wenn Lichtenergie vom Gewebe absorbiert und dann in Wärme umgewandelt wird4. Die Absorption von Laserlicht im Gewebe variiert je nach den Bestandteilen des Gewebes (Anteile an extrazellulärer Matrix, Kollagen, Wasser usw.), wobei jedes Organ seine eigenen Eigenschaften hat5. Sobald man jedoch auf eine lokale Erwärmung des Gewebes umstellt, ist der thermodynamische Effekt auf das Gewebe derselbe. Die therapeutische Wirkung der Laserthermie beruht auf der Gewebezerstörung aufgrund der Verdampfung von Wasser im Gewebe und der Apoptose oder Nekrose von Tumorzellen6. Da LTT über optische Fasern auf Organe im Körper angewendet werden kann, kann LTT nicht nur bei Krebserkrankungen luminaler Organe wie der Speiseröhre7, sondern auch bei Krebserkrankungen fester Organe wie Leberkrebs8, Hirntumor9 und Nierenzellkarzinom10 eingesetzt werden.

Um eine sichere und wirksame LTT zu erreichen, ist es notwendig, die Temperatur des Krebsgewebes während des Erhitzens zu überwachen und die Temperatur auf einem angemessenen Niveau zu halten. Die auf Magnetresonanztomographie (MRT) basierende Temperaturüberwachung wurde bei der interstitiellen LTT bei Hirntumoren eingesetzt und die Wirksamkeit der Temperaturkontrolle bei der Behandlung wurde nachgewiesen9,11,12. Andererseits hat die Temperaturüberwachung auf der Grundlage der Erkennung von Strahlungsenergie (Infrarot) den Vorteil, dass die Oberflächentemperatur eines Objekts (1) nicht-invasiv und (2) in Echtzeit ermittelt werden kann. Darüber hinaus kann (3) die zweidimensionale Wärmeverteilung ermittelt werden. Basierend auf diesen Vorteilen haben wir eine Temperaturüberwachungsmethode mithilfe einer Thermografiekamera etabliert und deren Nützlichkeit in der Laser-Thermotherapie gezeigt. Konkret ist es uns gelungen, ein Rückkopplungssystem zu entwickeln, das die Laserleistung automatisch steuert, indem es die von der Thermografiekamera erhaltenen Temperaturinformationen als Eingangssignal nutzt, während das Zielgewebe erhitzt wird13. Mithilfe des Systems haben wir gezeigt, dass die Temperatur des Zieltumors in einem Tiermodell auf einer stabilen Temperatur gehalten werden kann13, und wir haben berichtet, dass dies zu einer guten therapeutischen Wirkung führt14.

Andererseits hat sich die laparoskopische Chirurgie bei intraperitonealen Malignomen in den letzten Jahren zunehmend als minimalinvasive Behandlung von Krebs etabliert. Bei der laparoskopischen Technik nutzen die Bediener die Kohlendioxid-Insufflation, um die Bauchhöhle aufzublasen, was zu einer hervorragenden Beobachtung und Behandlung von Krebserkrankungen führt, die tief in Hohlräumen wie der Beckenhöhle und unter dem Zwerchfell liegen. Daher wird die laparoskopische Chirurgie derzeit neben Magen-, Dickdarm- und Rektumkrebs auch bei verschiedenen Krebsarten wie Gallenblasen- und Leberzellkarzinomen eingesetzt15,16. So kam uns die Idee, die Thermotherapie als unterstützende Behandlung in der laparoskopischen Chirurgie einzuführen. Die Thermotherapie kann bei Tumoren angewendet werden, bei denen eine chirurgische Resektion schwierig ist (z. B. Tumoren mit undeutlichen Grenzen oder Tumoren mit großen Blutgefäßen) und kann daher Mängel in der chirurgischen Methodik ausgleichen.

Um LTT in der laparoskopischen Chirurgie anzuwenden, haben wir ein Laparoskopsystem entwickelt, das mit einem kompakten Thermopile-Array-Sensor ausgestattet ist17. Dieses Laparoskopsystem verfügt zusätzlich zum Thermopile-Array-Sensor über eine Laserzangenöffnung und ein starres Endoskop. Das System kann gleichzeitig ein Bild des Beobachtungsortes und eine zweidimensionale Karte der Oberflächentemperatur erfassen und ermöglicht die Aufrechterhaltung einer konstanten Erwärmung des Zielgewebes auf einer eingestellten Temperatur. Um die Nützlichkeit dieses laparoskopischen Behandlungssystems zu beweisen, führten wir in dieser Studie eine berührungslose LTT unter laparoskopischen Bedingungen in einem Rattenmodell für orthotopes hepatozelluläres Karzinom durch und überprüften seine therapeutische Wirksamkeit.

Das Rattenmodell des hepatozellulären Karzinoms wurde 300 s lang unter Laparoskopie bei 70 °C mit kontaktfreiem TC-LTT behandelt. Der Grund für die Einstellung der Heizzeit auf 300 s basierte auf den Ergebnissen einer früheren Studie, in der Radiofrequenzablation zur Behandlung von hepatozellulärem Karzinom eingesetzt wurde18. Die Heiztemperatureinstellung (70 °C) wurde auf der Grundlage der Ergebnisse einer Vorstudie ermittelt, die durchgeführt wurde, um den Zusammenhang zwischen Heiztemperatur und Behandlungstiefe zu untersuchen (Suppl. Abb. S1). Da die Dicke des Tumors im Modelltier etwa 6 mm betrug, wurde 70 °C als minimal erforderliche Temperatur gewählt, bei der diese Dicke behandelt werden konnte. Diese Temperatureinstellung sollte auch die Verletzung des normalen Gewebes minimieren.

Abbildung 1 zeigt intraabdominale Bilder des Rattenmodells eines orthotopen hepatozellulären Karzinoms, das durch Laparoskopie (AIM1588, Stryker, San Jose, CA, USA) vor und nach der Behandlung beobachtet wurde. Das hepatozelluläre Karzinom, das vor der Thermotherapie als weiße knotige Läsion im linken Seitenlappen erkannt wurde (Abb. 1A), war nach der Thermotherapie degeneriert (Abb. 1B). Wie in Abb. 1 dargestellt, verfärbte sich die Oberfläche des Tumors nach der Laserbestrahlung manchmal schwarz. Da die Temperatur auf 70 °C eingestellt wurde, ist es unwahrscheinlich, dass es sich dabei um eine Karbonisierung handelte, und die Färbung stammt wahrscheinlich von Methämoglobin, das durch Erhitzen von Hämoglobin entsteht19 (Suppl. Sec. 4).

Laparoskopische Ansichten von Rattenleberkrebs (rotes Dreieck) vor (A) und nach (B) thermischer Behandlung.

Das Zusatzvideo zeigt die tatsächlich laufende Behandlung. Die Wärmebildaufnahme (linke Seite des Videos) zeigte, dass der bestrahlte Bereich erhitzt wurde und die Temperatur nach Beginn der Laserbestrahlung anstieg. Während der Chirurg die Bestrahlungsstelle fein abstimmte, zeigte die Hellfeldaufnahme (rechte Seite des Videos), dass die Laserbestrahlungsstelle weiterhin die Tumorstelle überlappte. Unmittelbar am Ende der Laserbestrahlung verschwand die reflektierende Laserbeleuchtung an der Tumorstelle in der Hellfeldaufnahme und gleichzeitig änderte sich die Farbe des Punktes, der die maximale Temperatur in der Wärmebildaufnahme darstellt, von Rot nach Grün.

Abbildung 2 zeigt die Veränderungen der Tumortemperatur und des Laserleistungswerts während der thermischen Behandlung. Die Laserleistung wurde innerhalb von 1 s nach Beginn der Laserbestrahlung maximiert und die Tumortemperatur erreichte nach etwa 30 s Bestrahlung mit maximaler Leistung die eingestellte Temperatur (70 °C). Die maximale Laserleistung für das Gerät betrug 3 W/cm2. Es kann bestätigt werden, dass die Laserleistung automatisch gesteuert wurde, um die Tumoroberflächentemperatur für die folgenden 300 s konstant bei 70 °C zu halten. Nachdem die Tumortemperatur 70 °C erreicht hatte, betrug die mittlere Tumortemperatur während der Temperaturkontrolle 69,8 °C (min. 67,8, max. 77,4 °C), mit einer Temperaturschwankungsverteilung von < 68 °C: 0,2 %, 68–72 °C: 93,2 % und > 72 °C: 6,6 %. Mit Hämatoxylin und Eosin (HE) gefärbte und mit terminaler Desoxynukleotidyltransferase (TdT) dUTP Nick-End Labeling (TUNEL) gefärbte Proben sind in Abb. 3 dargestellt. In der Behandlungsgruppe wurde eine nekrotische Degeneration im gesamten Tumorbereich und bei normaler Leber beobachtet Das an den Tumorrand angrenzende Gewebe war ebenfalls thermisch degeneriert und hatte eine Dicke von etwa 1,5 mm (mittlere Dicke 1,4 mm (min. 0,6, max. 2,6 mm)).

Temperatur der Tumoroberfläche (blaue Punkte) und Laserleistung (orange Punkte) im Zeitverlauf während der Laser-Wärmetherapie. Mit Beginn der Laserbestrahlung steigt die Temperatur der Tumoroberfläche, und sobald die Temperatur die eingestellte Temperatur (70 °C) erreicht, wird die Laserleistung automatisch so gesteuert, dass die Temperatur der Tumoroberfläche bei 70 °C gehalten wird.

(A), (B) und (C), Makroskopische Bilder der thermisch behandelten Tumoren (rotes Dreieck). Jedes Bild stammte von einem von drei verschiedenen Tieren. Die Richtung der Laserbestrahlung wird durch einen orangefarbenen Pfeil angezeigt. (D) und (E), Makroskopische Bilder der unbehandelten Tumoren (rotes Dreieck). Jedes Bild stammte von einem von zwei verschiedenen Tieren. Foto (F) ist eine vergrößerte Ansicht des roten Rahmens in Foto (C), einem Rahmen, der an der Grenze zwischen normalem Lebergewebe und Tumorgewebe platziert ist. Foto (H) zeigt nekrotische Veränderungen (TUNEL-positiv) im Tumor. Foto (G) ist eine vergrößerte Ansicht des roten Rahmens in Foto (D), einem Rahmen, der an der Grenze zwischen normalem Lebergewebe und Tumorgewebe platziert ist. Jede Gewebeprobe wurde geschnitten, um die Fläche auf der Sagittalebene des Tumors zu maximieren. HE, Maßstabsbalken = 5 mm (A, B, C, D), 0,25 mm (F, G), TUNEL, Maßstabsbalken = 0,25 mm (H, I).

Die Tumorvolumina zum Zeitpunkt der Tötung in der Behandlungsgruppe und der Kontrollgruppe sind in Abb. 4 dargestellt. Das mittlere Tumorvolumen war in der Behandlungsgruppe signifikant kleiner (Behandlungsgruppe: 1,0 × 102 mm3, Kontrollgruppe: 9,4 × 102 mm3, P = 0,0043). Die histopathologischen Ergebnisse legen nahe, dass in der Behandlungsgruppe eine Nekrose des gesamten Tumorbereichs auftrat und das Tumorwachstum nahezu vollständig unterdrückt wurde.

Streudiagramme der einzelnen Tumorvolumina in der thermisch behandelten Gruppe und in der Kontrollgruppe. In der thermisch behandelten Gruppe wurde eine signifikante Verringerung des Tumorvolumens beobachtet (P = 0,0043).

Keine der Mäuse erwies sich während dieser Studie als krank oder tot, und es gab keine behandlungsbedingten Todesfälle in der Behandlungsgruppe. Darüber hinaus wurden lokale Abszesse und Hämatome, die in früheren Studien20,21 beobachtet wurden, nicht beobachtet.

In dieser Studie haben wir Krebsgewebe durch berührungslose LTT in einem orthotopischen Tiertumormodell mithilfe des neu entwickelten temperaturgesteuerten laparoskopischen Laser-Thermotherapie-Systems (TC-LTT) erfolgreich beseitigt. Durch die kontinuierliche Überwachung mit einem Thermosensor ohne Zeitverzögerung konnte die zweidimensionale Temperaturverteilung der bestrahlten Fläche in Echtzeit abgebildet werden. Der Chirurg konnte in Echtzeit erkennen, ob die Erwärmung des Tumors ohne Überschuss oder Mangel durchgeführt wurde. Darüber hinaus ermöglichte der Feedback-Mechanismus der Laserleistung durch Temperaturüberwachung eine präzise Temperaturkontrolle der Zielläsion während des Erhitzens.

Um eine gute therapeutische Wirkung bei der Thermotherapie bösartiger Tumoren zu erzielen, ist es wichtig, das Gewebe zu erwärmen und auf einer angemessenen Temperatur zu halten. Unsere Vorversuche zeigten, dass sowohl niedrige als auch zu hohe Behandlungstemperaturen zu unzureichenden Ergebnissen führten (Suppl. Abb. S1). Es wurde auch berichtet, dass Überhitzung oder Unterhitzung zu unerwünschten thermischen Effekten wie Verdampfung, Verkohlung (Suppl. Abb. S3) und Applikatorschäden oder -ausfällen führt22.

Über die Temperaturüberwachung während der interstitiellen Laser-Thermotherapie (LITT) bei bösartigen Tumoren wurde über Thermoelemente, MRT, Computertomographie (CT) und andere Temperaturmessmethoden berichtet22. Eine Temperaturmessung ohne Zeitverzögerung ist mit einem Thermoelement möglich, erfordert jedoch das Einführen eines Thermoelements in das Gewebe, wodurch die Gefahr von Blutungen und Tumoraussaat besteht. Andererseits ist die Temperaturmessung mit CT oder MRT attraktiv, weil sie nichtinvasiv ist und eine Messung der Temperaturverteilung in drei Dimensionen ermöglicht (Temperaturauflösung: ± 0,2 °C). Allerdings hat das System im MRT eine Zeitverzögerung von 4–5 s vor der Messung und kann der Temperaturänderung nicht in Sekunden folgen23. Darüber hinaus ist die Anpassung der MRT an nicht fixierte Organe aufgrund der durch Körperbewegungen verursachten Geräusche schwierig22. Bei der CT besteht das Problem, dass biologisches Gewebe ionisierender Strahlung ausgesetzt wird. Andererseits besteht der größte Vorteil des TC-LTT-Systems darin, dass die Temperaturverteilung nahezu in Echtzeit (Zeitverzögerung von nur 0,12 s) und in zwei Dimensionen nichtinvasiv ohne den Einsatz von Ionisationsstrahlung ermittelt werden kann. Zusätzlich zur Steuerung der Erwärmung durch den Thermosensor ermöglicht dieses System dem Chirurgen, den mit thermischen Veränderungen im behandelten Gewebe verbundenen Prozess in Hellfeldbildern zu sehen, sodass der Chirurg die Behandlung sicher durchführen kann.

Da es sich bei diesem System um eine berührungslose (keine Punktion) Form der Temperaturmessung und Laserbestrahlung des Zielgewebes handelt, kommt es zu keiner mechanischen Invasion des Tumors. Bei der LTT solider Organe kommt in der Regel eine interstitielle Bestrahlungsmethode zum Einsatz, bei der eine Laserfaser in den Tumor eingestochen und erhitzt wird. Allerdings besteht bei Punktionsoperationen an Tumoren das Risiko von Blutungen und punktionsbedingter Tumoraussaat24. Darüber hinaus erfordern lichtemittierende Geräte vom Punktionstyp (z. B. optische Lasersonden des NeuroBlate-Systems (Monteris Medical, MN, USA)) im Allgemeinen ein Kühlsystem, um eine Überhitzung der Sondenspitze zu verhindern, was nicht nur die Operation erschwert, sondern auch die Temperatur erhöht Es besteht Verletzungsgefahr durch Bruch. Andererseits verwendet unser etabliertes TC-LTT-System blanke Fasern ohne Durchstich, wodurch die oben genannten Risiken ausgeschlossen sind.

Die LTT bei Patienten mit hepatozellulärem Karzinom im Frühstadium weist weniger Komplikationen auf und ist kurzfristig genauso wirksam wie eine Operation24.

Wenn das Tumorgewebe auf eine Temperatur im Bereich von 50 °C bis 100 °C erhitzt wird, kommt es zu einer koagulativen Nekrose25. Beim Erhitzen über 100 °C besteht jedoch die Gefahr einer Tumorruptur, einer Karbonisierung und einer unvollständigen Koagulationsnekrose aufgrund der Verdampfung von Wasser im Gewebe. Daher ist es wünschenswert, dem gesamten Tumorbereich Wärmeenergie zwischen 50 und 100 °C zuzuführen, um den Tumor vollständig zu behandeln. Um Nebenwirkungen zu vermeiden, ist eine Temperaturkontrolle erforderlich. Selbst bei der in dieser Studie eingestellten Laserleistung (3 W/cm2) überstieg die Temperatur der Tumoroberfläche ohne Temperaturkontrolle 100 °C, was zu einer Karbonisierung führte (Suppl. Abb. S3).

Wenn ein Hochleistungslaser verwendet wird, kann die Temperatur des bestrahlten Bereichs höher als die eingestellte Temperatur werden, bevor der Temperaturkontrollmechanismus aktiviert wird. Bei dem in dieser Studie verwendeten Aufbau (maximale Laserleistung: 3 W/cm2) wurde ein solches Ereignis jedoch nicht beobachtet und der Temperaturanstieg während der Probenahmezeit (0,12 s) betrug nur etwa 0,1 °C. Ein Temperaturanstieg über die eingestellte Temperatur während der Probenahme bei künftigem Einsatz eines Hochleistungslasers kann vermieden werden, indem (1) die maximale Laserleistungseinstellung gesenkt und (2) die Probenahmezeit verkürzt wird.

In dieser Studie basierte die Behandlungszeit von 300 s auf den Ergebnissen einer früheren Studie, in der Radiofrequenzablation zur Behandlung von hepatozellulärem Karzinom eingesetzt wurde18, ein zusätzliches Experiment ergab jedoch, dass eine Unterdrückung des Tumorwachstums auch in kürzeren Zeiten erreicht werden kann (Suppl. Abb. S2). Im zusätzlichen Experiment (Suppl. Sec. 2) führte eine Erhitzungszeit von 150 s zu einer Tumornekrosetiefe, die mit der einer Erhitzung von 300 s vergleichbar war. Bei noch kürzeren Erhitzungszeiten (weniger als 75 s) schwankte die Tiefe der Tumornekrose (wurde instabil). Überraschenderweise induzierte jedoch in einigen Fällen eine 37-sekündige Erwärmung eine Tiefe der Tumornekrose, die der einer 300-sekündigen Erwärmung entsprach. Daher ist es möglich, dass der Eingriff in kürzerer Zeit als 150 s abgeschlossen werden kann, wenn ein Gerät verwendet wird, das den gesamten Tumor homogen erwärmen kann (z. B. ein Gerät zum Erwärmen mit geringfügiger Variation des Abstands zwischen der Fasersonde und der Tumoroberfläche während des Verfahrens). Heizung) verwendet wird.

Die Fluenzrate wurde wie folgt geschätzt. Zunächst wurde der Strahlfleckdurchmesser an der bestrahlten Oberfläche in Bezug auf den Abstand von der Position der Spitze der optischen Faser zur bestrahlten Oberfläche gemessen (Suppl. Abb. S5). Da der Abstand zwischen der Endoskopspitze und der Tumoroberfläche während der Operation in der Bauchhöhle der Ratte auf etwa 10 mm geschätzt wurde, betrug der geschätzte Strahlfleckdurchmesser auf dem Tumor zu diesem Zeitpunkt etwa 10 mm (flächenmäßig 0,79 cm2). ), wie in Suppl gezeigt. Abb. S5. Daher kann die Fluenzrate während der intraperitonealen Manipulation auf 3,8 W/cm2 bei einer Laserleistung von 3 W/cm2 geschätzt werden.

Die optische Tiefe von Nahinfrarotlicht in lebendem Gewebe beträgt etwa 5 mm26. In dieser Studie wurde jedoch eine maximale Behandlungstiefe von bis zu 9,3 mm erreicht (Suppl. Abb. S1). Dies ist wahrscheinlich eher auf die Wärmeübertragung vom erhitzten Gewebe als auf die direkte Erwärmung durch Absorption des Nahinfrarotlichts zurückzuführen. Daher wurde festgestellt, dass eine Behandlungstiefe erreicht werden konnte, die über die optische Tiefe hinausging, wenn die Erwärmung unter einer bestimmten Temperatur gehalten wurde.

Eine weitere Miniaturisierung ist praktisch möglich, indem die Größe des Thermopile-Arrays verringert wird. In dieser Studie wurde ein Thermopile-Array mit einer räumlichen Auflösung von 32 × 32 (Φ = 9 mm) verwendet, was zu einem Endoskop-Außendurchmesser von 14 mm führte. Derzeit sind 5,3-mm-Thermopile-Arrays (HTPA8 × 8d (räumliche Auflösung von 8 × 8 Pixel), Heimansensor, Deutschland) im Handel erhältlich, und der Außendurchmesser der Spitze des Endoskops könnte daher auf etwa 9 mm verkleinert werden. Allerdings wäre es immer noch schwierig, den Außendurchmesser der Endoskopspitze auf 1–5 mm zu reduzieren.

In dieser Studie war die Temperaturverteilung in Tiefenrichtung vom bestrahlten Bereich bis zum Antipodenbereich unbekannt. Die Beobachtung einer histopathologischen Probe zeigte jedoch, dass die mittlere thermische Tiefe vom bestrahlten Punkt bis zum antipodischen Punkt 4,3 (min. 3,2, max. 4,7) mm betrug und die thermische Energie in diesem Tumormodell den gesamten Tumorbereich erreichte. Darüber hinaus kam es zu keiner unerwarteten thermischen Schädigung anderer Organe, da das Ausmaß der Schädigung des normalen Lebergewebes gering war und es zu keinem behandlungsbedingten Tod kam.

Die in dieser Studie erreichte maximale Behandlungstiefe betrug etwa 9 mm. Berücksichtigt man jedoch die Gewebeeindringtiefe von 808-nm-Licht26, wäre die therapeutische Wirkung bei Tumoren, die dicker als diese Tiefe sind, unzureichend. Es wurde jedoch über viele lichtabsorbierende Nanowirkstoffe mit hoher thermischer Umwandlungseffizienz berichtet27, und es könnte möglich sein, die therapeutische Wirkung durch die Kombination solcher Wirkstoffe zu verstärken.

Der Abstand zwischen dem Tumor und der Spitze der optischen Faser variierte aufgrund der Bewegung der Leber im Zusammenhang mit den Atembewegungen des Zwerchfells und aufgrund der Bewegung des Laparoskops durch die Handhabung des Chirurgen, und die Punktgröße war nicht konstant. Es war jedoch möglich, den Tumor weiter anzuvisieren, indem die Bestrahlungsposition basierend auf der Beobachtung von Hellfeldbildern und Wärmebildern verändert wurde. Die Hauptfaktoren, die zu einer Änderung der Punktgröße führen, sind die Verschiebung der Spitzenposition aufgrund der Bewegung des Organs und das Zittern der Hand des Bedieners. Es ist besser, die Strahlgröße so wenig wie möglich zu variieren. Eine mögliche Maßnahme, dies zu erreichen, besteht darin, das Endoskop maschinell statt mit der Hand des Bedieners zu fixieren. Wenn in Zukunft ein auf Bildverfolgung basierendes Feedback-Kompensationssystem für die Position der Endoskopspitze konstruiert wird, wird es möglich sein, Größenänderungen aufgrund von Organbewegungen zu minimieren.

Was die Zukunftsaussichten betrifft, so könnte die auf thermischen Endoskopen basierende TC-LTT in Zukunft auch auf andere Krebsarten anwendbar sein, da LTT bei Krebs Berichten zufolge auch bei anderen Krebsarten nützlich ist. Da das thermische Endoskop-basierte TC-LTT-System berührungslos für eine Läsion eingesetzt werden kann, kann es eine gute Indikation für intraepitheliale Läsionen im Magen-Darm-Trakt oder Läsionen mit einem hohen Blutungsrisiko sein, die endoskopisch schwer zu behandeln sind Schleimhautresektion oder endoskopische Submukosadissektion28,29,30.

Zusammenfassend haben wir ein laparoskopisches TC-LTT-System mit einem thermischen Endoskop konstruiert, das mit einem ultrakompakten Thermosensor, einer CMOS-Kamera (Complementary Metal Oxide Semiconductor) und einem Kanal für eine optische Faser sowie einem automatischen Steuersystem für den Laser ausgestattet ist Ausgabe. Mit diesem System wurde eine kontaktlose TC-LTT laparoskopisch in einem Rattenmodell eines orthotopen hepatozellulären Karzinoms durchgeführt und das Karzinom erfolgreich ausgerottet. Die Ergebnisse legen nahe, dass die kontaktlose TC-LTT laparoskopisch durchgeführt werden kann und möglicherweise eine wirksame Behandlung für Krebs solider Organe darstellt.

Das konstruierte thermische Endoskop bestand aus einem starren Endoskop (der Schaft hat einen maximalen Durchmesser von 14 mm und eine Länge von 288 mm) (Seriennummer 11499, Shinko Koki, Japan), einem ultrakompakten Infrarot-Thermografiesensor (HTPA32 × 32d L2). 1, Heimann Sensor, Deutschland) und einem Kanal zur Einführung einer optischen Faser zur Laserbestrahlung17 (Abb. 5A).

(A) Laparoskopische Wärmekamera und Vogelperspektive auf die Spitzenbaugruppe (unten rechts). Die Spitzenbaugruppe besteht aus einem Kanal für eine optische Faser, einem starren Endoskop, einer Luftdüse und einem Thermosensor. (B) Konfiguration des temperaturgesteuerten Laser-Wärmetherapiesystems. Das System besteht aus einem laparoskopischen Thermoendoskop (unten rechts), einem Lasergenerator (oben links), einem Steuer-PC (oben rechts) und einem Mikrocontroller (unten links). (C) Lichtquelle und Insufflationssystem für das Laparoskop.

Die zweidimensionale Temperaturverteilung wurde durch den Thermografiesensor mit einer Bildrate von 8,3 fps und einer räumlichen Auflösung von 32 × 32 Pixeln visualisiert (Ein Temperaturbereich von 20–80 °C entspricht linear einem Pixelwert von 0–255.) . Hellfeldbilder wurden mit einer CMOS-Kamera (EO-1312C, Edmund Optics, Barrington, NJ, USA) aufgenommen, die an das starre Endoskop angeschlossen war.

Das laparoskopische TC-LTT-System bestand aus dem thermischen Endoskop, einem Diodenlaser (Wellenlänge 808 nm, BWF2 B&W Tek, Inc, Newark, DE, USA) und einem Mikrocontroller (Arduino uno, Arduino, Italien), der von einem PC gesteuert wurde (Abb . 5B). Der Laserstrahl wird durch eine optische Faser (NA 0,22, Ceramoptec, Bonn, Deutschland) geführt und von der Endoskopspitze durch den Endoskopkanal abgegeben. Die Änderung der Größe des Strahlflecks an der bestrahlten Stelle, wenn der Abstand zwischen der Faserspitze und der bestrahlten Stelle variiert wird, ist in Suppl dargestellt. Abb. S5. Die vom Infrarot-Thermografiesensor erfassten Temperaturinformationen werden an den Mikrocontroller übertragen. Basierend auf den Temperaturinformationen wird die geeignete Laserbestrahlungsleistung berechnet, um die Temperatur des Bestrahlungsziels konstant zu halten.

Das laparoskopische TC-LTT-System wurde mit einem laparoskopischen Insufflationsgerät (PNEUMO SURE, Stryker, San Jose, CA, USA) verwendet, das mit einem Lichtquellengerät (L10000, Stryker, San Jose, CA, USA) ausgestattet war (Abb. 5C).

Es wurden jeweils die Temperaturverteilung des vom Thermografiesensor beobachteten Bereichs und das Hellfeldbild des von der CMOS-Kamera beobachteten Bereichs überwacht. Auf dem Temperaturmonitor wurde das Pixel mit der höchsten Temperatur als roter oder grüner Punkt angezeigt: roter Punkt, wenn der Laser eingeschaltet ist, und grüner Punkt, wenn der Laser ausgeschaltet ist. Darüber hinaus wurden 9 × 9 Pixel um das Rot/Grün-Pixel automatisch extrahiert und vier Eckpunkte des durch die 9 × 9 Pixel gebildeten Quadrats als blaue Punkte angezeigt (Video 1). Gleichzeitig wurde der Durchschnitt der Temperaturen der 81 Pixel (9 × 9 Pixel) automatisch berechnet und wir definierten die Durchschnittstemperatur als „Temperatur des bestrahlten Ziels“.

Ein Chirurg bestätigte die Lage des Tumors auf dem Hellfeldmonitor und führte die optische Faser durch den Kanal vor, bis die Faserspitze auf dem Hellfeldmonitor erschien. Anschließend wurde der Tumor berührungslos durch die optische Faser bestrahlt. Basierend auf der „Temperatur des bestrahlten Ziels“ wurde der Zieltumor unter Beibehaltung der Temperatur durch automatische Berechnung der geeigneten Leistung der Laserbestrahlung erhitzt.

Während der Laserbestrahlung wurde die Position des laparoskopischen Endoskops manuell korrigiert, um sicherzustellen, dass sich die Laserbestrahlungsstelle nicht wesentlich vom Tumor entfernte. Wenn der bestrahlte Bereich weit vom Tumor entfernt war, wurde die Laserabgabe gestoppt.

TC-LTT wurde an einer Modellratte mit orthotopem hepatozellulärem Karzinom durchgeführt (Herstellungsmethode wird später beschrieben). Die Versuchstiere wurden zufällig in zwei Gruppen eingeteilt: eine Behandlungsgruppe (n = 6) und eine Kontrollgruppe (n = 7). Nach Einleitung der Vollnarkose wurde ein 15-mm-Trokar (VersaOne Optical Trocar 15 mm, COVIDIEN, Norwalk, CT, USA) durch einen 1,5 cm langen Hautschnitt in die Bauchhöhle eingeführt. Über den Trokar wurde die laparoskopische Wärmekamera eingeführt und eine Insufflation mit CO2-Gas (Insufflationsdruck 3 mmHg) durchgeführt. Bei der Behandlungsgruppe wurde die Laserbestrahlung 300 s lang bei einer Temperatureinstellung von 70 °C durchgeführt. Die Strahlfleckgröße wurde in dieser Studie nach Suppl. mit etwa 10 mm angenommen. Abb. S5. In früheren Experimenten haben wir bestätigt, dass diese Heizeinstellung (70 °C für 300 s) eine therapeutische Wirkung auf den gesamten Tumorbereich hat (Suppl. Abb. S1).

Die Ratten wurden eine Woche nach der Thermotherapie getötet. Leberlappen wurden extrahiert und in 10 %iger Formaldehydlösung fixiert und dann dem HE-Färbungsprozess unterzogen. Die Größe des Tumors wurde zum Zeitpunkt der Tumorextraktion mit einem digitalen Messschieber gemessen und das geschätzte Volumen wie folgt berechnet: (Länge) × (Breite) × (Höhe) × 1/6π.

Die statistische Analyse wurde mit dem Mann-Whitney-U-Test durchgeführt. Das verwendete Statistikpaket war JMP 14 (SAS Institute Inc., Cary, NC, USA). P < 0,05 wurde als statistisch signifikant angesehen.

Es wurden Zellen des hepatozellulären Karzinomstamms N1-S1 der Ratte (CRL-1604, ATCC, Manassas, VA, USA) verwendet. Das Kulturmedium war Dulbeccos Modified Eagle-Medium, ergänzt mit 10 % FBS, Penicillin (100 U/ml) (Thermo Fisher, Waltham, MA, USA), Streptomycin (100 µg/ml) (Thermo Fisher, Waltham, MA, USA). und Amphotericin B (0,25 µg/ml) (Sigma-Aldrich, St. Louis, MO, USA). Die Zellen wurden in einem Inkubator bei 37 °C in 5 % CO2 und 95 % Luft inkubiert.

In dieser Studie wurden weibliche SD-Ratten (Japan SLC, Hamamatsu, Japan) im Alter von 8 Wochen verwendet. Die Ratten wurden zu 3–4 pro Käfig bei kontrollierter Temperatur (23–25 °C) und relativer Luftfeuchtigkeit (50 %) mit 12 Stunden Licht (7:00–19:00) gehalten. Alle Tierversuche wurden gemäß den vom National Defense Medical College Animal Care and Use Committee (Genehmigungsnummer: 19009) genehmigten Richtlinien durchgeführt.

SD-Ratten wurde intraperitoneal eine Mischung aus Anästhetika injiziert: Medetomidin (0,3 mg/kg) (Nippon Zenyaku Kogyo Co., Ltd., Japan), Midazolam (4,0 mg/kg) (Sandz Corp., Japan) und Butorphanol (5,0). mg/kg) (Meiji Seika Pharma Co., Ltd., Japan). Nach einer kleinen Laparotomie wurde der linke Leberlappen aus dem Körper herausgeführt und 20 µL einer PBS-basierten Zellsuspension (3,5 × 104 Zellen/µL) durch Punktion mit einer 30 G-Nadel unter die Leberkapsel injiziert. Eine Woche nach der Transplantation der Zellsuspension wurden die Ratten als Lebertumor-Modellratten verwendet.

Diese Studie folgt den Empfehlungen in den ARRIVE-Richtlinien (https://arriveguidelines.org).

Die im Rahmen der aktuellen Studie analysierten Datensätze sind auf begründete Anfrage beim entsprechenden Autor erhältlich.

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Referenzen herunterladen

Die Autoren danken N. Matsumoto, W. Kayukawa, T. Takee, M. Ushida, Y. Mitsui und K. Aoki für die technische Unterstützung bei den Experimenten. Die Autoren wurden vom SES Translation and Proofreading Service ([email protected]) bei der Bearbeitung der englischen Sprache unterstützt. Autor Manabu Harada wird durch Forschungsstipendien von JFE (The Japanese Foundation for Research and Promotion of Endoscopy) unterstützt. Der Autor Yuji Morimoto wird durch Forschungsstipendien der JSPS KAKENHI Grant Number 17H02114 unterstützt.

Abteilung für Chirurgie, National Defense Medical College, Saitama, Japan

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

Abteilung für Physiologie, National Defense Medical College, Namiki 3-2, Tokorozawa, Saitama, 359-8513, Japan

Yuji Morimoto

Abteilung für modernen Maschinenbau, School of Creative Science and Engineering, Waseda-Universität, Tokio, Japan

Ohara Mutsuki und Jun Ohya

Fakultät für fortgeschrittene technische Chirurgie, Institut für fortgeschrittene biomedizinische Technik und Wissenschaft, Tokyo Women's Medical University, Tokio, Japan

Ken Masamune

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MH, JO, KM und YM haben die Forschung entworfen; MH, MO, YI, TS und YM führten die Forschung durch; MH, MO, JO, TH, YK, HU und YM analysierten Daten; und MH, HT, HU und YM haben den Artikel geschrieben. Alle Autoren haben das Manuskript überprüft.

Korrespondenz mit Yuji Morimoto.

Die Autoren Yuji Morimoto Mutsuki Ohara, Jun Ohya und Ken Masamune haben ein zum Patent angemeldetes Patent PCT/JP2021/001527. Der Geldgeber spielte bei der Durchführung dieser Studie keine Rolle. Die übrigen Autoren haben keine weiteren konkurrierenden Interessen geltend zu machen.

Springer Nature bleibt neutral hinsichtlich der Zuständigkeitsansprüche in veröffentlichten Karten und institutionellen Zugehörigkeiten.

Zusatzvideo 1.

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Nachdrucke und Genehmigungen

Harada, M., Morimoto, Y., Mutsuki, O. et al. Temperaturgesteuertes Laser-Wärmetherapiesystem mit einem neu entwickelten laparoskopischen System, das mit einer ultrakompakten Thermografiekamera ausgestattet ist. Sci Rep 12, 18287 (2022). https://doi.org/10.1038/s41598-022-22908-4

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Eingegangen: 25. April 2022

Angenommen: 20. Oktober 2022

Veröffentlicht: 31. Oktober 2022

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

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