способ фотодинамической терапии онкологических заболеваний

Формула изобретения

Способ фотодинамической терапии онкологических заболеваний, включающий введение фотосенсибилизатора в опухолевый участок биоткани и облучение опухолевого участка биоткани светом с длиной волны 600-700 нм, отличающийся тем, что определяют объемную концентрацию кровеносных сосудов и степень оксигенации крови и в зависимости от объемной концентрации кровеносных сосудов и степени оксигинации облучают опухолевый участок биоткани на длине волны, смещенной на 5-30 нм в сторону увеличения длин волн относительно максимума поглощения фотосенсибилизатора.

Описание изобретения к патенту

Способ относится к области медицины, в частности к повышению эффективности фотодинамической терапии и фотодинамической диагностики, и может быть использован при лечении и диагностике онкологических заболеваний приповерхностных слоев биотканей.

В последнее время фотодинамическая терапия (ФДТ) успешно используется для лечения ряда онкологических заболеваний. Стандартная процедура ФДТ обычно заключается в следующем [1]:

- введение в биоткань фотосенсибилизатора (ФС), осуществляемое часто внутривенно, т.е. в кровь, а также накладыванием на поверхность ткани или путем приема препарата внутрь;

- облучение участка опухоли светом, имеющим длину волны, приходящуюся на максимум поглощения ФС.

Физический механизм ФДТ можно представить следующим образом. После введения ФС обычно накапливается в опухолевых тканях. При облучении зоны опухоли происходит фотовозбуждение молекул ФС на более высокий энергетический уровень. От возбужденного ФС энергия передается молекулам кислорода, всегда присутствующего в ткани. Кислород переходит из своего обычного триплетного состояния в возбужденное синглетное состояние. Синглетный кислород токсичен для биоткани и разрушает опухоль. Вследствие преимущественной локализации ФС в опухоли достигается высокая селективность облучения, так что здоровая ткань, окружающая опухоль, слабо подвержена воздействию света.

Известны различные ФС. Типичными группами таких веществ являются порфирины, порфицены и фталоцианины [1]. Все они имеют интенсивные полосы поглощения в ближнем ультрафиолетовом - синем и красном интервалах спектра при длинах волн соответственно =350-420 нм и 600-700 нм. Для ФДТ приповерхностных опухолевых участков ткани обычно используют красный участок спектра вследствие намного большей глубины проникновения света с =600-700 нм по сравнению с синей областью.

Одна из основных проблем при ФДТ - доставить требуемую плотность мощности излучения к зоне опухоли. Биоткань, как известно, - это сильно рассеивающая и поглощающая света среда, существенно ослабляющая падающее внешнее излучение. Глубина проникновения света в ткань варьируется от долей до нескольких миллиметров в зависимости от длины волны [2]. Фотодинамический эффект облучения, в свою очередь, достигается при определенной плотности мощности, поглощаемой опухолью. Если ФС поглощает мощность, меньшую заданной, образуется мало синглетного кислорода, и эффективность ФДТ низкая.

Известны способы повышения эффективности ФДТ путем ввода излучения в ткань по волокну [3, 4] или помещения источника света внутрь [5] тела вблизи облучаемой зоны опухоли. При этом, естественно, биоткань между ее поверхностью и опухолью не ослабляет свет. Недостатком указанных способов является их инвазивный характер, т.е. требуется хирургическое или иное вмешательство. Это болезненно, требует определенного времени для заживления раны и т.п.

Известно также использование источника света специальной конструкции [6], обеспечивающей увеличение мощности излучения, настроенного по длине волны на максимум поглощения ФС. Недостатками данного способа является то, что при большой мощности может оказываться неблагоприятное термическое воздействие на здоровые участки ткани, по которым распространяется свет, а также совмещение длин волн облучения и поглощения ФС, что будет обсуждено ниже.

Известен также способ повышения эффективности ФДТ путем наложения на поверхность биоткани осмотически активного химического агента [7], «просветляющего» ткань, т.е. уменьшающего ее показатель рассеяния за счет согласования показателей преломления указанного агента и волокон ткани и тем самым увеличивающего глубину проникновения света в среду, и последующего контроля оптических характеристик ткани с помощью ультразвука. Недостатки этого способа - дополнительное использование химического агента и ультразвукового оборудования, а также невозможность полного согласования показателей преломления агента и волокон ткани из-за разнородности последних.

Известны также способы повышения эффективности ФДТ путем облучения биоткани светом на двух длинах волн [8] и путем такого же облучения с дополнительным нагревом до 42-43°С [9]. Первая длина волны совпадает с максимумом поглощения ФС, а вторая используется для фотодиссоциации оксигемоглобина с дополнительным выделением кислорода. Нагревание усиливает процесс фотодиссоциации. Недостатками данного способа являются необходимость в дополнительном источнике света и низкий квантовый выход фотодиссоциации, обычно не превышающий 10% [10].

Наиболее близким является способ [11] ФДТ толстых опухолевых образований, включающий введение в опухоль ФС «Фотосенс» и облучение этого участка светом на двух длинах волн ₁ и ₂. Первая из них ₁=675 нм, что соответствует максимуму поглощения ФС, и предназначена для разрушения верхних слоев опухоли, а вторая смещена относительно первой на 7-15 нм и предназначена для разрушения нижних слоев. Сущность способа заключается в том, что излучение на длине волны ₂ проникает глубже внутрь опухоли, чем свет на длине волны ₁, который сильно ослабляется опухолью вследствие ее большого показателя поглощения из-за наличия ФС. Ослабление света со второй длиной волны будет меньше за счет того, что она приходится на край полосы поглощения ФС. Недостатками данного способа являются неэффективное использование света на первой длине волны и необходимость в двух источниках излучения или выделении двух длин волн одного источника, например белого света, что требует дополнительного оборудования. Кроме того, в патенте [11] не указано, в какую сторону (в красную или синюю область спектра) следует осуществлять указанное смещение длины волны. Исходя из используемой в [11] модели, можно полагать, что упомянутое смещение может быть в любую сторону.

Задачей настоящего изобретения является повышение эффективности ФДТ опухолевых образований приповерхностных участков биоткани при облучении светом с длиной волны 600-700 нм.

Решение поставленной задачи достигается тем, что в способе фотодинамической терапии, включающем введение фотосенсибилизатора в опухолевый участок биоткани и облучение указанного участка светом с длиной волны 600-700 нм, определяют объемную концентрацию кровеносных сосудов и степень оксигенации крови и облучение опухолевого участка биоткани осуществляют, в зависимости от указанных концентрации сосудов и степени оксигенации, на длине волны, смещенной на 5-30 нм в сторону увеличения длин волн относительно максимума поглощения фотосенсибилизатора.

Сущность изобретения поясняется чертежами, где

на фиг.1 (а и б) показан нормированный спектр поглощения ФС «Фотолон» (хлорин е6) (кривая 7) и нормированные спектры мощности, поглощенной этим ФС, при (a) S=0.75, С_V=0.04 (2) и 0.08 (3), (б) C_V =0.04, S=0.75 (2), 0.9 (3) и 0.97 (4), где S - степень оксигенации крови (отношение концентрации оксигемоглобина к полному содержанию гемоглобина), С_V - объемная концентрация кровеносных сосудов (объем сосудов в единице объема ткани);

на фиг.2 - кривые зависимостей (С_V) (кривая 1, нижняя шкала - абсцисс, левая шкала - ординат), wo₀(C_V) (2, правая шкала - ординат) при S=0.75, (S), (3, верхняя шкала - абсцисс), w₀(S) (4) при С_V=0.05, где - смещение длины волны, соответствующее максимальной поглощаемой мощности, w₀ - выигрыш в поглощаемой мощности по сравнению с облучением в максимуме _mах полосы поглощения ФС.

Рассмотрим случай, когда опухоль локализована в дерме, где сосредоточены кровеносные сосуды. Пусть толщина h опухоли больше 1 мм, так что ее можно считать оптически толстым слоем, т.к. оптическая толщина h ( - показатель ослабления) в видимом и ближнем инфракрасном спектральном диапазоне превышает примерно 20 [2]. При введении ФС изменяются абсолютные значения спектрального показателя поглощения µ( ) опухоли. Значения µ( ) можно вычислить по формуле [2]

где µ_ps( ) - спектр показателя поглощения ФС;

µ _b( ) - спектр показателя поглощения крови;

µ_t( ) - спектр показателя поглощения ткани основы или «обескровленной ткани».

Очевидно, что наибольший рост µ( ) имеет место в максимуме полосы поглощения ФС при = _mах. Поэтому свет на длине волны указанного максимума ослабляется сильнее, чем на крыльях полосы поглощения ФС. Мощность, поглощаемая ФС в единичном объеме опухоли, имеет вид

где z - глубина в биоткани, отсчитываемая от ее поверхности;

f_ps - объемная концентрация ФС;

Е( , z) - спектр плотности излучения на глубине z;

Е₀( ) - плотность мощности монохроматического света, падающая на поверхность биоткани.

Как видно из (2), количество поглощенной мощности зависит от произведения µ_ps ( )E( , z). При смещении длины волны от максимума полосы поглощения ФС и в красную, и в синюю область спектра показатель µ_ps( ) уменьшается, но плотность излучения растет. Поэтому произведение µ_ps( )E( , z) может и увеличиваться, и убывать. Когда оно увеличивается, достигается требуемое повышение эффективности ФДТ.

Длину волны облучения относительно максимума поглощения ФС следует смещать в красную область спектра. Как отмечалось, при ФДТ приповерхностные зоны опухоли освещают в интервале примерно 600-700 нм, т.к. здесь глубина проникновения света существенно больше, чем в сине-зеленой области спектра. В указанном интервале показатель поглощения крови с типичной степенью оксигенации крови S>0.5 (отношение концентрации оксигемоглобина к полному содержанию гемоглобина) уменьшается в красном участке спектра. Следовательно, смещение длины волны в сторону больших (в красную часть спектра) приведет к более заметному увеличению плотности излучения E( , z) и, как результат, к повышению поглощенной мощности по сравнению со смещением в противоположную сторону. Кроме того, показатель поглощения меланина (компонента эпидермиса) плавно падает с увеличением . Это также приводит к дополнительному увеличению Е( , z) в красной области спектра за счет большего пропускания света эпидермисом. Приведенные на фиг.1 данные расчета поглощенной мощности в интервале 600-700 нм для типичных ФС показали, что при уменьшении длины волны облучения относительно _mах, соответствующей максимуму поглощения ФС, значения W_ps( ) падают по сравнению с облучением на длине волны _mах. Поэтому смещение длины волны облучения должно быть именно в красную часть спектра. Подчеркнем еще раз, что при смещении в синюю область спектра требуемый эффект увеличения поглощенной мощности не достигается (фиг.1).

Рассмотрим в качестве примера типичный ФС - «Фотолон» (хлорин е6), широко используемый при ФДТ [12]. Спектр его поглощения µ_ps( ) был измерен [12] как разность соответствующих показателей крови, содержащей ФС и до введения ФС. Эти данные, нормированные на µ_ps( _max), показаны на фиг.1 штриховой кривой 1. Видно, что максимум поглощения приходится на длину волны примерно _mах=665 нм. На фиг.1 даны также спектры мощности W_ps( , z), поглощенной ФС (кривые 2 и 3). Значения W_ps ( , z) нормированы аналогично µ_ps( ), т.е. на мощность W_ps( _max, z). Фиг.1a соответствует случаю постоянной S и варьирующейся объемной концентрации С_v кровеносных сосудов в биоткани, а фиг.1б - постоянной концентрации С _v и переменной S. Расчеты плотности излучения на различных глубинах выполнены по методике [2].

Расчеты, произведенные авторами, показали, что при указанной нормировке значения W _ps( , z) слабо зависят от концентрации меланина в эпидермисе для типичных ее значений [2] и от глубины z при 1 мм<z<4 мм. Из фиг.1 видно, что при смещении длины волны облучения в красную область спектра относительно _mах поглощенная ФС мощность растет, что приводит к повышению эффективности ФДТ. При этом увеличение W_ps ( , z) по сравнению с облучением может достигать 2 и более раз. Данные фиг.1 показывают, что в прототипе [11] первая длина волны используется неэффективно, а достигаемый результат - повышение поглощенной мощности и, следовательно, более высокая концентрация синглетного кислорода, обеспечивается, по-видимому, только использованием второй длиной волны облучения.

Более подробно смещение и максимальный выигрыш w₀ в поглощаемой мощности W_ps( , z) приведены на фиг.2. Под величиной w₀ понимается отношение W_ps( _max+ , z)/W_ps( _max, z) (длина волны ( _max+ соответствует максимуму W_ps( , z)), показывающее, во сколько раз максимальная поглощенная мощность, достигаемая за счет смещения , превышает мощность при облучении в максимуме поглощения ФС. Как видно из фиг.2, значения и w₀ существенно возрастают для биотканей с высокими объемными концентрациями С_v кровеносных сосудов и степенью S оксигенации крови. Отметим, что по модели [13] С _v 0.06 и S>0.75 для артериальной крови. Из данных фиг.2 также следует, что при смещении длины волны облучения в сине-зеленую область спектра мощность, поглощаемая ФС, уменьшается относительно облучения при _max.

Приведенный пример показывает, что эффективность ФДТ возрастает примерно на 5-100% за счет смещения длины облучения на -=5-30 нм в зависимости от значений С_v и S. Конкретные значения параметров С_v и S можно определить по независимой методике, например, путем измерения спектральных коэффициента диффузного отражения (КДО) кожи R( ). В работе [14] показано, что значения КДО при =450, 500, 570 и 600 нм позволяют найти С_v, S, толщину эпидермиса d и концентрацию меланина f путем решения четырех трансцендентных уравнений относительно четырех указанных неизвестных. Выше отмечалось, что последние два параметра биоткани слабо влияют на нормированные значения W_ps( , z)/W_ps( =665 нм, z), приведенные на фиг.1. Однако величины С _v и S, определяемые по методике [14], зависят от d и f. Таким образом, измеряя КДО света кожей на длинах волн 450, 500, 570 и 600 нм, находим искомые С_v и S.

Отметим, что для измерения С_v и S можно использовать и другие известные методики (например, [15] и ссылки в этой монографии).

Приведем пример определения смещения длины волны , обеспечивающего максимальную поглощаемую световую мощность. Пусть по спектрам КДО найдено, что S=0.75 и С_v=0.04. Используя кривую 1, показанную на фиг.2, находим 8 нм, т.е. наиболее эффективно облучать биоткань на длине волны _max+ 665+8=673 нм. При этом поглощенная ФС мощность увеличится примерно на 30% по сравнению с прототипом (кривая 3 на фиг.2).

Отметим, что на фиг.2 приведены зависимости (S) при С_v=0.05 и (С_v) при S=0.75 (соответственно кривые 1 и 3). При других значениях S или С_v, найденных по измерениям спектров КДО [14], можно, используя расчетную методику [2], построить аналогичные зависимости (S) или (C_v), соответствующие экспериментальным данным. Дальнейшее определение аналогично представленному выше.

Литература

1. S.Kimel, A.Orenstein, G.Lavie. Characteristics of different photosensitizers // Photomedicine in Gynecology and Reproduction. Eds. P.Wyss, Y.Tadir, B.J.Tromberg. Basel, Karger. 2000. Pp.14-38.

2. В.В.Барун, А.П.Иванов, А.В.Волотовская, В.С.Улащик. Спектры поглощения и глубина проникновения света в нормальную и патологически измененную кожу человека // Журнал прикладной спектроскопии. 2007. Т.74. № 3. С.387-394.

3. J.С.Chen, В.Wiscombe. Implanting and fixing a flexible probe for administering a medical therapy at a treatment site within a patient' body. US Patent No. 5766234/ A61N 5/06. 16.01.1998.

4. M.S.Thompson, S.A.Engels, S.Svanberg. System and method for therapy and diagnosis comprising optical components for distribution of radiation. US Patent No. 2007/0060804 A1. 15.03.2007.

5. A.Penner, E.Doron. Miniature implantable illuminator for photodynamic therapy. US Patent No. 6622049. A61B 5/00. 17.04.2003.

6. M.V.Ortiz, D.J.Kuizenga. Medical laser apparatus, high powered red laser used in same, and laser resonator with non-linear output. US Patent No. 5130997. A61B 18/20. 14.06.1992.

7. R.K.Wang, Y. He. The enhancement of light penetration in tissues using chemical agents with ultrasound. UK Patent Application No. 2446019A. A61B 5/00. 30.07.2008.

8. Б.М.Джагаров, Э.А.Жаврид, Ю.П.Истомин, В.Н.Чалов. Двухцветная лазерная фотодинамическая терапия // Журнал прикладной спектроскопии. 2001. Т.68. С.151-153.

9. М.М.Асимов, Р.М.Асимов, А.Н.Рубинов. Способ фотодинамической терапии онкологических заболеваний. Патент UA 82211 С2. A61N 5/06. Опубл. 25.03.2008. Офиц. бюл. «Промышленная собственность». Книга 1. 2008. № 6.

10. Б.М.Джагаров, В.С.Чирвоный, Г.П.Гуринович. Пикосекундная спектроскопия и фотохимия биомолекул. Под ред В.С.Летохова. 1987. С.180-212.

11. И.Г.Меерович, Г.А.Меерович, Н.А.Оборотова, А.Ю.Барышников. Способ фотодинамической терапии. Патент № 2339415 С2. A61N 5/07. 27.06.2008.

12. А.Я.Хайруллина, М.В.Пархоц, Т.В.Олейник и др. Измерение спектров поглощения фотосенсибилизатора хлорина е6 и гемоглобина в цельной крови методом, основанным на многократном рассеянии света // Оптика и спектроскопия. 2001. Т.91. № 1. С.54-60.

13. И.В Меглинский. Моделирование методом Монте Карло спектров отражения случайных многослойных сильно рассеивающих и поглощающих свет сред // Квантовая электроника 2001. Т.31. № 12. С.1101-1107.

14. А.П.Иванов, В.В.Барун. Спектры отражения света как средство диагностики структурных и биофизических параметров кожи // Оптика и спектроскопия. 2008. Т.104. № 2. С.344-351.

15. В.В.Тучин. Лазеры и волоконная оптика в биомедицинских исследованиях. Изд-во Саратов. гос. ун-та. 1998. 383 с.