RU2815258C1 - Method for determining optimal energy parameters of laser-induced photodynamic therapy of dysplasia and cervical cancer - Google Patents
Method for determining optimal energy parameters of laser-induced photodynamic therapy of dysplasia and cervical cancer Download PDFInfo
- Publication number
- RU2815258C1 RU2815258C1 RU2023104058A RU2023104058A RU2815258C1 RU 2815258 C1 RU2815258 C1 RU 2815258C1 RU 2023104058 A RU2023104058 A RU 2023104058A RU 2023104058 A RU2023104058 A RU 2023104058A RU 2815258 C1 RU2815258 C1 RU 2815258C1
- Authority
- RU
- Russia
- Prior art keywords
- tissue
- laser
- pdt
- photodynamic therapy
- depth
- Prior art date
Links
- 238000002428 photodynamic therapy Methods 0.000 title claims abstract description 59
- 238000000034 method Methods 0.000 title claims abstract description 30
- 206010008342 Cervix carcinoma Diseases 0.000 title claims abstract description 8
- 208000006105 Uterine Cervical Neoplasms Diseases 0.000 title claims abstract description 8
- 201000010881 cervical cancer Diseases 0.000 title claims abstract description 8
- 206010058314 Dysplasia Diseases 0.000 title claims abstract description 6
- 230000005855 radiation Effects 0.000 claims abstract description 57
- 239000003504 photosensitizing agent Substances 0.000 claims abstract description 54
- 230000003902 lesion Effects 0.000 claims abstract description 9
- OYINILBBZAQBEV-UWJYYQICSA-N (17s,18s)-18-(2-carboxyethyl)-20-(carboxymethyl)-12-ethenyl-7-ethyl-3,8,13,17-tetramethyl-17,18,22,23-tetrahydroporphyrin-2-carboxylic acid Chemical compound N1C2=C(C)C(C=C)=C1C=C(N1)C(C)=C(CC)C1=CC(C(C)=C1C(O)=O)=NC1=C(CC(O)=O)C([C@@H](CCC(O)=O)[C@@H]1C)=NC1=C2 OYINILBBZAQBEV-UWJYYQICSA-N 0.000 claims abstract 2
- 230000000694 effects Effects 0.000 abstract description 9
- 230000003685 thermal hair damage Effects 0.000 abstract description 7
- 208000024719 uterine cervix neoplasm Diseases 0.000 abstract description 7
- 230000001225 therapeutic effect Effects 0.000 abstract description 6
- 201000010099 disease Diseases 0.000 abstract description 5
- 208000037265 diseases, disorders, signs and symptoms Diseases 0.000 abstract description 5
- 239000003814 drug Substances 0.000 abstract description 4
- 238000001990 intravenous administration Methods 0.000 abstract 1
- 239000000126 substance Substances 0.000 abstract 1
- 210000001519 tissue Anatomy 0.000 description 63
- 206010028980 Neoplasm Diseases 0.000 description 34
- 230000004907 flux Effects 0.000 description 16
- 108010054147 Hemoglobins Proteins 0.000 description 14
- 102000001554 Hemoglobins Human genes 0.000 description 14
- 230000003287 optical effect Effects 0.000 description 14
- 238000001228 spectrum Methods 0.000 description 10
- 238000012544 monitoring process Methods 0.000 description 9
- 238000006213 oxygenation reaction Methods 0.000 description 9
- 238000004980 dosimetry Methods 0.000 description 8
- 238000000985 reflectance spectrum Methods 0.000 description 8
- 239000000523 sample Substances 0.000 description 8
- 230000003595 spectral effect Effects 0.000 description 8
- 239000008280 blood Substances 0.000 description 7
- 210000004369 blood Anatomy 0.000 description 7
- 210000003679 cervix uteri Anatomy 0.000 description 7
- 239000002344 surface layer Substances 0.000 description 7
- 238000001727 in vivo Methods 0.000 description 6
- 229940028435 intralipid Drugs 0.000 description 6
- MYMOFIZGZYHOMD-UHFFFAOYSA-N Dioxygen Chemical compound O=O MYMOFIZGZYHOMD-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 5
- 238000005259 measurement Methods 0.000 description 5
- 239000013307 optical fiber Substances 0.000 description 5
- 238000010521 absorption reaction Methods 0.000 description 4
- 239000000835 fiber Substances 0.000 description 4
- 239000002960 lipid emulsion Substances 0.000 description 4
- 238000013334 tissue model Methods 0.000 description 4
- 206010008263 Cervical dysplasia Diseases 0.000 description 3
- 238000009825 accumulation Methods 0.000 description 3
- 238000004364 calculation method Methods 0.000 description 3
- 201000011510 cancer Diseases 0.000 description 3
- 230000006378 damage Effects 0.000 description 3
- 238000009826 distribution Methods 0.000 description 3
- CPBQJMYROZQQJC-UHFFFAOYSA-N helium neon Chemical compound [He].[Ne] CPBQJMYROZQQJC-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 3
- 238000010562 histological examination Methods 0.000 description 3
- 230000000877 morphologic effect Effects 0.000 description 3
- 238000011282 treatment Methods 0.000 description 3
- 229920000936 Agarose Polymers 0.000 description 2
- 241000701806 Human papillomavirus Species 0.000 description 2
- XUMBMVFBXHLACL-UHFFFAOYSA-N Melanin Chemical compound O=C1C(=O)C(C2=CNC3=C(C(C(=O)C4=C32)=O)C)=C2C4=CNC2=C1C XUMBMVFBXHLACL-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 2
- 108010064719 Oxyhemoglobins Proteins 0.000 description 2
- QVGXLLKOCUKJST-UHFFFAOYSA-N atomic oxygen Chemical compound [O] QVGXLLKOCUKJST-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 2
- TZCXTZWJZNENPQ-UHFFFAOYSA-L barium sulfate Chemical compound [Ba+2].[O-]S([O-])(=O)=O TZCXTZWJZNENPQ-UHFFFAOYSA-L 0.000 description 2
- 238000001574 biopsy Methods 0.000 description 2
- 230000003247 decreasing effect Effects 0.000 description 2
- 230000001419 dependent effect Effects 0.000 description 2
- 238000003745 diagnosis Methods 0.000 description 2
- 238000002405 diagnostic procedure Methods 0.000 description 2
- 229940079593 drug Drugs 0.000 description 2
- 210000000981 epithelium Anatomy 0.000 description 2
- 230000005284 excitation Effects 0.000 description 2
- 230000005281 excited state Effects 0.000 description 2
- 238000002189 fluorescence spectrum Methods 0.000 description 2
- 238000000338 in vitro Methods 0.000 description 2
- 230000001678 irradiating effect Effects 0.000 description 2
- 238000004020 luminiscence type Methods 0.000 description 2
- 239000000463 material Substances 0.000 description 2
- 229910052760 oxygen Inorganic materials 0.000 description 2
- 239000001301 oxygen Substances 0.000 description 2
- 230000035515 penetration Effects 0.000 description 2
- ZGXJTSGNIOSYLO-UHFFFAOYSA-N 88755TAZ87 Chemical compound NCC(=O)CCC(O)=O ZGXJTSGNIOSYLO-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
- KSFOVUSSGSKXFI-GAQDCDSVSA-N CC1=C/2NC(\C=C3/N=C(/C=C4\N\C(=C/C5=N/C(=C\2)/C(C=C)=C5C)C(C=C)=C4C)C(C)=C3CCC(O)=O)=C1CCC(O)=O Chemical compound CC1=C/2NC(\C=C3/N=C(/C=C4\N\C(=C/C5=N/C(=C\2)/C(C=C)=C5C)C(C=C)=C4C)C(C)=C3CCC(O)=O)=C1CCC(O)=O KSFOVUSSGSKXFI-GAQDCDSVSA-N 0.000 description 1
- 241000341655 Human papillomavirus type 16 Species 0.000 description 1
- 241000722343 Human papillomavirus types Species 0.000 description 1
- 206010058467 Lung neoplasm malignant Diseases 0.000 description 1
- 108010061951 Methemoglobin Proteins 0.000 description 1
- 239000006096 absorbing agent Substances 0.000 description 1
- 239000013543 active substance Substances 0.000 description 1
- 229960002749 aminolevulinic acid Drugs 0.000 description 1
- 238000000149 argon plasma sintering Methods 0.000 description 1
- 125000003118 aryl group Chemical group 0.000 description 1
- 230000005540 biological transmission Effects 0.000 description 1
- 238000004061 bleaching Methods 0.000 description 1
- 210000004204 blood vessel Anatomy 0.000 description 1
- 239000003795 chemical substances by application Substances 0.000 description 1
- 238000000205 computational method Methods 0.000 description 1
- 230000007423 decrease Effects 0.000 description 1
- 230000003111 delayed effect Effects 0.000 description 1
- 238000010586 diagram Methods 0.000 description 1
- 229910001882 dioxygen Inorganic materials 0.000 description 1
- 239000000839 emulsion Substances 0.000 description 1
- 230000004090 etiopathogenesis Effects 0.000 description 1
- 238000012632 fluorescent imaging Methods 0.000 description 1
- 229910052736 halogen Inorganic materials 0.000 description 1
- 230000036541 health Effects 0.000 description 1
- 230000009545 invasion Effects 0.000 description 1
- 230000033001 locomotion Effects 0.000 description 1
- 201000005202 lung cancer Diseases 0.000 description 1
- 208000020816 lung neoplasm Diseases 0.000 description 1
- 230000007246 mechanism Effects 0.000 description 1
- 230000000771 oncological effect Effects 0.000 description 1
- 238000011369 optimal treatment Methods 0.000 description 1
- 229940109328 photofrin Drugs 0.000 description 1
- 150000004032 porphyrins Chemical group 0.000 description 1
- 229950003776 protoporphyrin Drugs 0.000 description 1
- 239000002534 radiation-sensitizing agent Substances 0.000 description 1
- 238000001055 reflectance spectroscopy Methods 0.000 description 1
- 230000001105 regulatory effect Effects 0.000 description 1
- 238000004088 simulation Methods 0.000 description 1
- 208000017520 skin disease Diseases 0.000 description 1
- 239000000243 solution Substances 0.000 description 1
- 238000012360 testing method Methods 0.000 description 1
- 238000002560 therapeutic procedure Methods 0.000 description 1
- 230000000287 tissue oxygenation Effects 0.000 description 1
- HRXKRNGNAMMEHJ-UHFFFAOYSA-K trisodium citrate Chemical compound [Na+].[Na+].[Na+].[O-]C(=O)CC(O)(CC([O-])=O)C([O-])=O HRXKRNGNAMMEHJ-UHFFFAOYSA-K 0.000 description 1
- 210000004881 tumor cell Anatomy 0.000 description 1
- 229910052721 tungsten Inorganic materials 0.000 description 1
- 239000010937 tungsten Substances 0.000 description 1
- -1 tungsten halogen Chemical class 0.000 description 1
- 210000004291 uterus Anatomy 0.000 description 1
Abstract
Description
Область техники, к которой относится изобретениеField of technology to which the invention relates
Изобретение относится к медицине, а именно, к флуоресцентной диагностике и фотодинамической терапии опухолевых тканей, и может применяться для определения индивидуальных энергетических параметров лазерного излучения при фотодинамической терапии тканей шейки матки.The invention relates to medicine, namely to fluorescent diagnostics and photodynamic therapy of tumor tissues, and can be used to determine individual energy parameters of laser radiation during photodynamic therapy of cervical tissues.
Уровень техникиState of the art
Несмотря на широкое применение фотодинамической терапии (ФДТ) в клинической практике, в настоящее время отсутствуют точные персонализированные методы оценки достаточности фотодинамического воздействия в зависимости от индивидуальных особенностей опухоли у каждого пациента. Оптимальные энергетические параметры лазерного излучения, такие как плотность энергии, плотность мощности и диаметр светового пятна варьируются от пациента к пациенту, поэтому стандартизированные протоколы лечения методами ФДТ могут вызывать недостаточный терапевтический эффект и ограничивать эффективность проводимой терапии [Wilson, В. С. (2002). Photodynamic therapy for cancer: principles. Canadian journal of gastroenterology, 76(6), 393-396.]. приводя в дальнейшем к рецидивам заболевания или вызывать поверхностные термические повреждения как опухолевой, так и нормальной ткани вследствие избыточной дозы энергии. Основной проблемой при оценке достаточности фотодинамического воздействия на опухолевую ткань является неравномерное фотообесцвечивание фотосенсибилизатора (ФС) по глубине в ткани. Динамика фотообесцвечивания зависит от длины волны, плотности энергии, плотности мощности, диаметра, пятна лазерного излучения: разновидности, размера и оптических параметров опухолевой ткани: типа и концентрации ФС, вводимого в организм пациента. Контроль фотообесцвечивания ФС по изменению интенсивности флуоресценции ФС в процессе лазерного облучения опухолевой ткани является хорошо изученным и легкодоступным дозиметрическим методом, позволяющим определять оптимальные энергетические параметры лазерного излучения, необходимые для обеспечения терапевтического эффекта по всей глубине инвазии опухолевой ткани [Jarvi, М. Т., М. S. Patterson and В. С. Wilson (2012) Insights into photodynamic therapy dosimetry: Simultaneous singlet oxygen luminescence and photosensitizer photobleaching measurements. Biophys. J. 102. 661-671.; Kim, M. M., J. C. Finlay and Т. C. Zhu (2015) Macroscopic singlet oxygen model incorporating photobleaching as an input parameter. Proc. SP1E Int. Soc. Opt. Eng. 9308, 93080v.: Finlay, J. C, S. Mitra and T. 11. Foster (2002) In vivo mTHPC photobleaching in normal rat skin exhibits unique irradiance-dependent features. Photochem. Photobiol. 75, 282- 288.; Finlay, J. C, S. Mitra, M. S. Patterson and T. 11. Foster (2004) Photobleaching kinetics of Photo frin in vivo and in multicell tumour spheroids indicate two simultaneous bleaching mechanisms. Phys. Med. Biol. 49. 4837- 4860.]. Наличие остаточных очагов накопления ФС, обусловленное недостаточной глубиной фотодинамического воздействия на опухолевую ткань, является наиболее существенной причиной рецидивов заболевания после лечения.Despite the widespread use of photodynamic therapy (PDT) in clinical practice, there are currently no accurate personalized methods for assessing the sufficiency of photodynamic exposure depending on the individual characteristics of the tumor in each patient. Optimal energy parameters of laser radiation, such as energy density, power density and light spot diameter, vary from patient to patient, so standardized PDT treatment protocols may cause insufficient therapeutic effect and limit the effectiveness of the therapy [Wilson, V. S. (2002). Photodynamic therapy for cancer: principles. Canadian journal of gastroenterology, 76(6), 393-396]. subsequently leading to relapses of the disease or causing superficial thermal damage to both tumor and normal tissue due to an excessive dose of energy. The main problem in assessing the adequacy of the photodynamic effect on tumor tissue is the uneven photobleaching of the photosensitizer (PS) across the depth of the tissue. The dynamics of photobleaching depends on the wavelength, energy density, power density, diameter, spot of laser radiation: the type, size and optical parameters of the tumor tissue: the type and concentration of the PS introduced into the patient’s body. Monitoring the photobleaching of PS by changes in the intensity of PS fluorescence during laser irradiation of tumor tissue is a well-studied and easily accessible dosimetric method that makes it possible to determine the optimal energy parameters of laser radiation necessary to ensure a therapeutic effect throughout the depth of invasion of tumor tissue [Jarvi, M. T., M S. Patterson and V. S. Wilson (2012) Insights into photodynamic therapy dosimetry: Simultaneous singlet oxygen luminescence and photosensitizer photobleaching measurements. Biophys. J. 102. 661-671.; Kim, M. M., J. C. Finlay and T. C. Zhu (2015) Macroscopic singlet oxygen model incorporating photobleaching as an input parameter. Proc. SP1E Int. Soc. Opt. Eng. 9308, 93080v.: Finlay, J. C, S. Mitra and T. 11. Foster (2002) In vivo mTHPC photobleaching in normal rat skin exhibits unique irradiance-dependent features. Photochem. Photobiol. 75, 282-288.; Finlay, J. C, S. Mitra, M. S. Patterson and T. 11. Foster (2004) Photobleaching kinetics of Photofrin in vivo and in multicell tumor spheroids indicate two simultaneous bleaching mechanisms. Phys. Med. Biol. 49. 4837-4860.]. The presence of residual foci of PS accumulation, due to insufficient depth of photodynamic effect on tumor tissue, is the most significant cause of disease relapse after treatment.
При планировании ФДТ важно также учитывать влияние диаметра пятна на плотность потока лазерного излучения в приповерхностном слое ткани на глубине 500 мкм относительно плотности потока падающего излучения [Marijnissen, J., & Star, W. M. (1987). Quantitative light dosimetry in vitro and in vivo. Lasers in Medical Science, 2(4), 235-242.; Star W. M. Light dosimetry in vivo //Physics in Medicine & Biology. - 1997. - T. 42. - №. 5. - C. 763.: Star, W. M. (1990). Light delivery and light dosimetry for photodynamic therapy. Lasers in Medical Science, 5(2), 107-113.; Star W. M., Wilson В. C, Patterson M. S. Light Delivery and Optical Dosimetry in //Photodynamic Therapy: Basic Principles and Clinical Applications. - 2020. - C. 335.]. Высокий коэффициент рассеяния биологической ткани является причиной распространения значительной доли излучения в обратном направлении и диффузного отражения от границы биоткань-воздух обратно в ткань, если угол падения света па границу биоткань-воздух больше критического угла, определяемого как arcsin(l/n) = 45° [Marijnissen, J.. & Star. W. M. (1987). Quantitative light dosimetry in vitro and in vivo. Lasers in Medical Science. 2(4), 235-242.]. Таким образом, фотоны в приповерхностном слое биологических тканей с высоким коэффициентом рассеяния задерживаются на более длительное время, чем в приповерхностном слое среды без рассеяния. При этом поток обратно рассеянного и диффузно отраженного в ткани излучения перекрывается с падающим потоком фотонов. При увеличении диаметра пятна увеличивается объем приповерхностного слоя ткани, подверженный облучению, и, соответственно, больше фотонов рассеивается от неоднородностей среды. Таким образом, энергия излучения, сосредоточенная в приповерхностном слое среды с высоким коэффициентом рассеяния, существенно увеличится с увеличением диаметра пятна падающего лазерного излучения, и большая часть этой энергии либо поглотится с выделением тепла, что может привести к поверхностному термическому повреждению биологической ткани, либо будет направлена на фотодинамический эффект. Способ определения оптимальных энергетических параметров лазерно-индуцированной фотодинамической терапии опухолевых тканей шейки матки посредством мониторинга фотообесцвечивания ФС и численного моделирования распространения лазерного излучения с различным диаметром пятна в биологической среде позволяет повысить эффективность фотодинамического воздействия за счет обеспечения терапевтического эффекта по всей глубине поражения без поверхностных термических повреждений.When planning PDT, it is also important to take into account the influence of the spot diameter on the laser radiation flux density in the near-surface layer of tissue at a depth of 500 μm relative to the incident radiation flux density [Marijnissen, J., & Star, W. M. (1987). Quantitative light dosimetry in vitro and in vivo. Lasers in Medical Science, 2(4), 235-242.; Star W. M. Light dosimetry in vivo //Physics in Medicine & Biology. - 1997. - T. 42. - No. 5. - pp. 763.: Star, W. M. (1990). Light delivery and light dosimetry for photodynamic therapy. Lasers in Medical Science, 5(2), 107-113.; Star W. M., Wilson V. C, Patterson M. S. Light Delivery and Optical Dosimetry in //Photodynamic Therapy: Basic Principles and Clinical Applications. - 2020. - P. 335.]. The high scattering coefficient of biological tissue is the reason for the propagation of a significant proportion of radiation in the opposite direction and diffuse reflection from the biological tissue-air interface back into the tissue if the angle of incidence of light at the biological tissue-air interface is greater than the critical angle, defined as arcsin(l/n) = 45° [Marijnissen, J.. & Star. W. M. (1987). Quantitative light dosimetry in vitro and in vivo. Lasers in Medical Science. 2(4), 235-242]. Thus, photons in the near-surface layer of biological tissues with a high scattering coefficient are delayed for a longer time than in the near-surface layer of a medium without scattering. In this case, the flux of radiation backscattered and diffusely reflected in the tissue overlaps with the incident flux of photons. As the spot diameter increases, the volume of the surface layer of tissue exposed to irradiation increases, and, accordingly, more photons are scattered from inhomogeneities in the medium. Thus, the radiation energy concentrated in the surface layer of the medium with a high scattering coefficient will increase significantly with increasing diameter of the spot of incident laser radiation, and most of this energy will either be absorbed with the release of heat, which can lead to superficial thermal damage to biological tissue, or will be directed to the photodynamic effect. A method for determining the optimal energy parameters of laser-induced photodynamic therapy of cervical tumor tissues by monitoring photobleaching of the PS and numerical modeling of the propagation of laser radiation with different spot diameters in a biological environment makes it possible to increase the efficiency of photodynamic treatment by providing a therapeutic effect throughout the entire depth of the lesion without surface thermal damage.
Имеются методы определения оптимальных параметров фотодинамического воздействия на биологические ткани, аналогичные предлагаемому изобретению.There are methods for determining the optimal parameters of photodynamic effects on biological tissues, similar to the present invention.
Авторы патента RU 672806 C1 предложили способ ФДТ с контролем эффективности в режиме реального времени. Для этого осуществляют доставку тетрапиррольного красителя тетра(арил)тетрацианопорфиразинового ряда к опухолевым клеткам. Далее проводят флуоресцентную визуализацию опухоли и определяют время жизни возбужденного состояния ФС по достижении максимального накопления в опухоли. Выполняют фотодинамическую деструкцию опухоли путем поэтапного облучения. Процедуру повторяют до увеличения времени жизни возбужденного состояния ФС в 1,5-2 раза относительно исходного уровня.The authors of patent RU 672806 C1 proposed a PDT method with real-time efficiency monitoring. To do this, the tetrapyrrole dye tetra(aryl)tetracyanoporphyrazine series is delivered to tumor cells. Next, fluorescent imaging of the tumor is performed and the lifetime of the excited state of the PS is determined upon reaching maximum accumulation in the tumor. Photodynamic destruction of the tumor is performed by step-by-step irradiation. The procedure is repeated until the lifetime of the excited state of the PS increases by 1.5-2 times relative to the initial level.
В патенте RU 2382660 C1 представлен способ флуоресцентной диагностики и ФДТ заболеваний кожи с использованием ФС группы порфиринов, с применением на участках, не обладающих интенсивной собственной флуоресценцией аппликатора, содержащего 5-аминолевулиновую кислоту для индуцирования накопления протопорфирина IX. Способ включает облучение пораженного участка кожи и прекращение облучения при уменьшении концентрации ФС. При этом облучение и диагностику осуществляют одновременно путем облучения импульсным световым излучением и непрерывной регистрации флуоресцентных изображений.Patent RU 2382660 C1 presents a method for fluorescent diagnosis and PDT of skin diseases using PS of the porphyrin group, using an applicator containing 5-aminolevulinic acid to induce the accumulation of protoporphyrin IX in areas that do not have intense intrinsic fluorescence. The method involves irradiating the affected area of the skin and stopping irradiation when the concentration of the PS decreases. In this case, irradiation and diagnostics are carried out simultaneously by irradiation with pulsed light radiation and continuous recording of fluorescent images.
В патенте RU 2576823 C1 описан способ ФДТ центрального рака легкого с применением ФС хлоринового ряда и контроля ее эффективности. Бронхоскопически выявляют участки, обладающие интенсивной флуоресценцией, при их освещении светом в диапазоне 398-410 нм. Осуществляют фотодинамическую деструкцию выявленных участков излучением диодного лазера с длиной волны 660-665 нм и плотностью мощности около 100-200 мВт/см2. Оценивают уровень интенсивности флуоресцентного свечения красного цвета в промежутках между импульсами. При падении интенсивности флуоресценции в два раза относительно исходного уровня приостанавливают облучение обоими видами излучения на 3-5 минут до восстановления исходного уровня флуоресценции в красном диапазоне спектра, определяемого при освещении фиолетовым светом.Patent RU 2576823 C1 describes a method for PDT of central lung cancer using a chlorine-type PS and monitoring its effectiveness. Bronchoscopically, areas with intense fluorescence are identified when illuminated with light in the range of 398-410 nm. Photodynamic destruction of the identified areas is carried out using diode laser radiation with a wavelength of 660-665 nm and a power density of about 100-200 mW/cm 2 . The intensity level of the red fluorescent glow is assessed in the intervals between pulses. When the fluorescence intensity drops by half relative to the initial level, irradiation with both types of radiation is suspended for 3-5 minutes until the initial level of fluorescence in the red range of the spectrum, determined when illuminated with violet light, is restored.
В патенте RU 2539367 C1 предложен способ ФДТ онкологических заболеваний, включающий введение ФС в зону опухолевой ткани и воздействие на нее лазерным излучением одновременно на двух длинах волн, обеспечивающих воздействие на ФС и оксигемоглобин, отличающийся тем, что дополнительно облучают ткань широкополосным излучением видимого и ближнего ИК диапазонов спектр и измеряют спектр диффузного отражения ткани, по которому определяются ее структурно-морфологические параметры, в том числе концентрация кровеносных сосудов и ФС в ткани, а также относительное содержание оксигемоглобина и метгемоглобина в крови.Patent RU 2539367 C1 proposes a method of PDT of oncological diseases, including the introduction of PS into the area of tumor tissue and exposure of it to laser radiation simultaneously at two wavelengths, providing an effect on PS and oxyhemoglobin, characterized in that the tissue is additionally irradiated with broadband visible and near-IR radiation spectrum ranges and measure the diffuse reflectance spectrum of the tissue, from which its structural and morphological parameters are determined, including the concentration of blood vessels and PS in the tissue, as well as the relative content of oxyhemoglobin and methemoglobin in the blood.
В патенте CN 101522261 A предложен способ контроля и регулирования параметров внутритканевой ФДТ. Представлены вычислительные методы, которые используются для мониторинга и регулировки параметров облучения опухолевой ткани во время ФДТ. Также приводится описание метода, который используется для контроля процесса ФДТ, при котором общее время лечения определяется в соответствии с концентрацией ФС, интенсивностью излучения и степенью оксигенации ткани. Предложены способы дозиметрии при ФДТ опухолей в режиме реального времени.Patent CN 101522261 A proposes a method for monitoring and regulating the parameters of interstitial PDT. Computational methods are presented that are used to monitor and adjust the parameters of irradiation of tumor tissue during PDT. A description is also provided of the method used to control the PDT process, in which the total treatment time is determined in accordance with the concentration of the PS, the radiation intensity and the degree of tissue oxygenation. Methods for dosimetry during PDT of tumors in real time have been proposed.
Авторы патента WO 2008I37737 A3 предложили способ ФДТ с одновременным мониторингом дозы облучения. Спектроскопические измерения флуоресценции и отражения проводят через определенные промежутки времени во время ФДТ опухолевой ткани. Далее анализируются полученные спектры для определения дозиметрических показателей, таких как флуоресцентное фотообесцвечивание ФС, содержание кислорода в крови и оптические свойства обрабатываемой области.The authors of the patent WO 2008I37737 A3 proposed a PDT method with simultaneous monitoring of the radiation dose. Spectroscopic fluorescence and reflectance measurements are performed at specific time intervals during PDT of tumor tissue. Next, the resulting spectra are analyzed to determine dosimetric indicators, such as fluorescent photobleaching of the PS, oxygen content in the blood, and optical properties of the treated area.
В вышеперечисленных способах проведения ФДТ не учитывается влияние диаметра пятна излучения на плотность потока излучения в приповерхностном слое ткани относительно плотности потока падающего излучения, что может приводить к поверхностным термическим повреждениям биологической ткани. Кроме того, методы флуоресцентной диагностики, включенные в данные способы для контроля процесса фотодинамического воздействия, не учитывают эффективность фотообесцвечивания ФС по глубине с учетом плотности энергии и диаметра пятна облучения, что может приводить к недостаточному облучению опухолевой ткани по глубине и, в дальнейшем, к рецидивам заболевания. Поэтому для определения индивидуальных энергетических параметров при проведении фотодинамической терапии опухолевых тканей необходим предварительный мониторинг фотообесцвечивания ФС по глубине в опухолевой ткани и проведение численного моделирования распространения лазерного излучения с различным диаметром пятна в биологической среде с оптическими параметрами, характерными тканям шейки матки.The above PDT methods do not take into account the influence of the radiation spot diameter on the radiation flux density in the near-surface layer of tissue relative to the incident radiation flux density, which can lead to superficial thermal damage to biological tissue. In addition, the fluorescent diagnostic methods included in these methods for monitoring the process of photodynamic exposure do not take into account the effectiveness of photobleaching of PS in depth, taking into account the energy density and diameter of the irradiation spot, which can lead to insufficient irradiation of tumor tissue in depth and, in the future, to relapses diseases. Therefore, to determine individual energy parameters during photodynamic therapy of tumor tissues, preliminary monitoring of photobleaching of PS in depth in tumor tissue and numerical modeling of the propagation of laser radiation with different spot diameters in a biological environment with optical parameters characteristic of cervical tissues is necessary.
Ближайшим аналогом к предлагаемому изобретению (прототипом) является патент RU 2552032 C1, в котором описан способ ФДТ опухолей, заключающийся во введении ФС и воздействии низкоинтенсивным лазерным излучением. После проведения ФДТ проводят спектрально-флуоресцентную диагностику и определяют степень выгорания препарата. Если отношение опухоль/норма выше 1,0, диагностируют отсутствие выгорания. При соотношении опухоль/норма 0,8-1,0 диагностируют частичное выгорание. При соотношении опухоль/норма ниже 0,8 диагностируют полное выгорание. При регистрации полного выгорания процедура ФДТ завершается.The closest analogue to the proposed invention (prototype) is patent RU 2552032 C1, which describes a method of PDT of tumors, consisting of the introduction of PS and exposure to low-intensity laser radiation. After PDT, spectral fluorescent diagnostics are carried out and the degree of burnout of the drug is determined. If the tumor/normal ratio is above 1.0, the absence of burnout is diagnosed. When the tumor/normal ratio is 0.8-1.0, partial burnout is diagnosed. When the tumor/normal ratio is below 0.8, complete burnout is diagnosed. When complete burnout is registered, the PDT procedure is completed.
Метод спектрально-флуоресцентной диагностики не позволяет оценить фотообесцвечивание ФС по глубине в опухолевой ткани. Отношение опухоль/норма может варьироваться с увеличением глубины. Данный способ также не учитывает влияние диаметра пятна на фотообесцвечивание ФС по глубине и плотность потока излучения в приповерхностном слое ткани относительно плотности потока падающего излучения. При фотодинамическом воздействии на опухолевую ткань кроме исследования фотообесцвечивания ФС также необходимо мониторить степень оксигенации гемоглобина. Степень оксигенации гемоглобина имеет большое значение при проведении ФДТ, так как недостаток молекулярного кислорода в ткани может снизить ее эффективность. Молекула ФС при поглощении фотона вступает во взаимодействие с кислородом, присутствующим в ткани, с образованием высокоактивного синглетного кислорода [Agostinis P. et al. Photodynamic therapy of cancer: an update //CA: a cancer journal for clinicians. - 2011. - T. 61. - №. 4. - C. 250-281.].The spectral-fluorescence diagnostic method does not allow assessing the photobleaching of PS in depth in the tumor tissue. The tumor/normal ratio may vary with increasing depth. This method also does not take into account the influence of the spot diameter on the photobleaching of the PS in depth and the radiation flux density in the near-surface layer of tissue relative to the incident radiation flux density. During photodynamic exposure of tumor tissue, in addition to studying the photobleaching of PS, it is also necessary to monitor the degree of hemoglobin oxygenation. The degree of oxygenation of hemoglobin is of great importance when performing PDT, since a lack of molecular oxygen in the tissue can reduce its effectiveness. When a photon is absorbed, the PS molecule interacts with oxygen present in the tissue to form highly active singlet oxygen [Agostinis P. et al. Photodynamic therapy of cancer: an update //CA: a cancer journal for clinicians. - 2011. - T. 61. - No. 4. - pp. 250-281].
Раскрытие сущности изобретенияDisclosure of the invention
Задачей предлагаемого изобретения является разработка неинвазивного способа определения оптимальных энергетических параметров лазерно-индуцированной фотодинамической терапии опухолевых тканей шейки матки, который позволит повысить эффективность фотодинамического воздействия за счет обеспечения терапевтического эффекта по всей глубине поражения без возникновения поверхностных термических повреждений.The objective of the present invention is to develop a non-invasive method for determining the optimal energy parameters of laser-induced photodynamic therapy of cervical tumor tissues, which will increase the effectiveness of photodynamic exposure by providing a therapeutic effect throughout the entire depth of the lesion without causing superficial thermal damage.
Поставленная задача решается посредством мониторинга фотообесцвечивания ФС и степени оксигенации гемоглобина.This problem is solved by monitoring the photobleaching of PS and the degree of hemoglobin oxygenation.
Задача также решается посредством проведения численного моделирования распространения лазерного излучения с различным диаметром пятна в среде с оптическими параметрами, характерными опухолевой ткани. The problem is also solved by performing numerical simulations of the propagation of laser radiation with different spot diameters in a medium with optical parameters characteristic of tumor tissue.
Осуществление методаImplementation of the method
Определение оптимальных энергетических параметров лазерно-индуцированной фотодинамической терапии опухолевых тканей шейки матки осуществляется в два этапа. На первом этапе выполняется мониторинг фотообесцвечивания ФС и степени оксигенации гемоглобина на фантомах (оптических моделях), имитирующих оптические свойства опухолевых тканей шейки матки. Осуществляется подготовка фантомов на основе агарозы, жировой эмульсии 0,8% и цельной крови человека, содержащих равномерно распределенный ФС Фотодитазин. активным веществом которого является три натриевая соль Се6, в концентрации 1 мг/кг. Концентрация Се6 в фантоме определяется, исходя из средней концентрации ФС, наблюдаемой в биологических тканях пациентов с новообразованиями шейки матки в клинических условиях. Жировая эмульсия (Lipofundin MCT/LCT 10%™, В. Braun Melsungen AG. 36 Германия), содержащаяся в фантоме, используется для моделирования рассеивающих свойств тканей шейки матки [Di Ninni P. et al. Effect of dependent scattering on the optical properties of Intralipid tissue phantoms // Biomedical optics express. - 2011. - T. 2. - №. 8. - C. 2265-2278; Assadi H. et al. Optical scattering properties of intralipid phantom in presence of encapsulated microbubbles // International Journal of Photoenergy. - 2014. - T. 2014]. Для определения процентного содержание жировой эмульсии в фантоме, рассчитывается приведенный коэффициент рассеяния жировой эмульсин 10% на исследуемой длине волны 660 нм по формуле [Michels. R.. Foschum, F., & Kienle, A. (2008). Optical properties of fat emulsions. Optics express, 16(8), 5907-5925].Determining the optimal energy parameters of laser-induced photodynamic therapy of cervical tumor tissues is carried out in two stages. At the first stage, photobleaching of PS and the degree of oxygenation of hemoglobin are monitored on phantoms (optical models) that simulate the optical properties of cervical tumor tissues. Phantoms are prepared based on agarose, 0.8% fat emulsion and whole human blood containing evenly distributed photoditazine. the active substance of which is trisodium salt Ce6, at a concentration of 1 mg/kg. The concentration of Ce6 in the phantom is determined based on the average concentration of PS observed in biological tissues of patients with cervical tumors in a clinical setting. Fat emulsion (Lipofundin MCT/LCT 10%™, B. Braun Melsungen AG. 36 Germany) contained in the phantom is used to simulate the scattering properties of cervical tissue [Di Ninni P. et al. Effect of dependent scattering on the optical properties of Intralipid tissue phantoms // Biomedical optics express. - 2011. - T. 2. - No. 8. - pp. 2265-2278; Assadi H. et al. Optical scattering properties of intralipid phantom in the presence of encapsulated microbubbles // International Journal of Photoenergy. - 2014. - T. 2014]. To determine the percentage of fat emulsion in the phantom, the reduced scattering coefficient of 10% fat emulsion at the test wavelength of 660 nm is calculated using the formula [Michels. R.. Foschum, F., & Kienle, A. (2008). Optical properties of fat emulsions. Optics express, 16(8), 5907-5925].
где - приведенный коэффициент рассеяния; λ - длина волны лазерного излучения; у0 = 49,57; а = -0,09; b = 0,00005.Where - reduced dissipation coefficient; λ is the wavelength of laser radiation; y 0 = 49.57; a = -0.09; b = 0.00005.
На длине волны 660 нм приведенный коэффициент рассеяния интралипида 10% составляет 100 см-1. Для расчета процентного содержания интралипида в фантоме используется приведенный коэффициент рассеяния тканей шейки матки на длине волны 660 нм [Liu Q., Ramanujam N. Sequential estimation of optical properties of a two-layered epithelial tissue model from depth-resolved ultraviolet-visible diffuse reflectance spectra //Applied optics. - 2006. -T. 45. - №. 19. - C. 4776-4790]. По расчетам, доля интралипида в фантоме, исходя из общей доли интралипида составляет 0,8%.At a wavelength of 660 nm, the reduced scattering coefficient of 10% intralipid is 100 cm -1 . The reduced scattering coefficient of cervical tissue is used to calculate the percentage of intralipid in the phantom at a wavelength of 660 nm [Liu Q., Ramanujam N. Sequential estimation of optical properties of a two-layered epithelial tissue model from depth-resolved ultraviolet-visible diffuse reflectance spectra //Applied optics. - 2006. -T. 45. - No. 19. - pp. 4776-4790]. According to calculations, the proportion of intralipid in the phantom, based on the total proportion of intralipid, is 0.8%.
Цельная кровь человека вводится в фантом с целью имитации поглощающих свойств биологической ткани, так как в ней основным поглотителем света в видимом диапазоне спектра является гемоглобин [Zonios, G., Bykowski, J., & Kollias, N. (2001). Skin melanin, hemoglobin, and light scattering properties can be quantitatively assessed in vivo using diffuse reflectance spectroscopy. Journal of Investigative Dermatology, 117(6), 1452-1457]. Доля цельной крови в фантоме рассчитывается, исходя из коэффициента поглощения оксигенированного гемоглобина в цельной крови [Prahl, S. (1999). Optical absorption of hemoglobin. http://omlc.ogi.edu/spectra/hemoglobin] и коэффициента поглощения ткани шейки матки μ а = 2,24 см-1 на длине волны 660 нм. По расчетам, доля цельной крови в фантоме составляет 7%. Агароза фиксирует компоненты раствора в неподвижном состоянии.Whole human blood is introduced into the phantom to simulate the absorbing properties of biological tissue, since the main absorber of light in the visible range of the spectrum is hemoglobin [Zonios, G., Bykowski, J., & Kollias, N. (2001). Skin melanin, hemoglobin, and light scattering properties can be quantitatively assessed in vivo using diffuse reflectance spectroscopy. Journal of Investigative Dermatology, 117(6), 1452-1457]. The proportion of whole blood in the phantom is calculated based on the absorption coefficient of oxygenated hemoglobin in whole blood [Prahl, S. (1999). Optical absorption of hemoglobin. http://omlc.ogi.edu/spectra/hemoglobin] and the absorption coefficient of cervical tissue μ a = 2.24 cm -1 at a wavelength of 660 nm. According to calculations, the proportion of whole blood in the phantom is 7%. Agarose fixes the components of the solution in a stationary state.
Подготовленный фантом размещается на лабораторном столике, оснащенном системой регулировки высоты подъема, который позволяет преобразовать вращение приводного винта в вертикальное перемещение плоскости столика (Фиг. 1).The prepared phantom is placed on a laboratory table equipped with a lifting height adjustment system, which allows you to convert the rotation of the drive screw into vertical movement of the table plane (Fig. 1).
Столик с фантомом в процессе экспериментального исследования опускается вниз с шагом 2 мм на глубину 12 мм. К верхней поверхности фантома подводится оптическое волокно, обеспечивающее доставку излучения от терапевтического лазера с длиной волны 660 нм и мощностью лазерного излучения 0,03; 0,12 и 0.3 Вт при диаметре пятна 5 мм; 10 мм и 15 мм (Ps = 0,15 Вт/см2). Оптическое волокно закрепляется с помощью держателя на лабораторном штативе с возможностью регулировки размера пятна лазерного излучения. К боковой поверхности фантома подводится два дистальных конца диагностических Y-образных оптических волокон, состоящих из одного центрального волокна для доставки излучения к поверхности фантома и шести приемных с диаметром каждого волокна в оболочке 200 мкм и числовой апертурой 0,22, закрепленных посредством специального держателя, расположенного на дополнительном лабораторном подъемном столике. Один из дистальных концов оптических волокон применяется для доставки излучения от гелий-неонового лазера с длиной волны 632,8 нм для возбуждения флуоресценции ФС и регистрации обратно рассеянного лазерного излучения и флуоресценции ФС, второе - от вольфрамового галогенного источника излучения для доставки света к поверхности образца и измерения спектров диффузного отражения с целью определения оксигенации гемоглобина в образце. Измерение спектров обратно рассеянного лазерного излучения и флуоресценции Се6, а также спектров диффузного отражения в образце осуществляется до и после ФДТ с помощью двух спектрометров в каждой позиции оптического волокна вдоль фантома по глубине от 2 до 12 мм. Регистрация спектров обратно рассеянного лазерного излучения до и после ФДТ осуществляют с экспозицией 100 мс в диапазоне длин волн 625-641 нм, спектров флуоресценции - в диапазоне 665-690 нм. Индекс флуоресценции ФС рассчитывают как отношение площади под спектром флуоресценции к площади под спектром обратно рассеянного лазерного излучения. Спектры диффузного отражения регистрируют в диапазоне 500-600 нм, что позволяет количественно оценить оксигенацию гемоглобина в образце. Спектры диффузного отражения регистрируют относительно стандартного образца (BaSO4) с коэффициентом диффузного отражения, близким к единице. По спектрам диффузного отражения программно рассчитывают степень оксигенации гемоглобина в образце. Во время всех измерений торцы оптоволоконных зондов находятся в мягком контакте с образцом. В результате исследования оценивают распределения индексов флуоресценции ФС и степени оксигенации гемоглобина по глубине в модели ткани шейки матки до и после ФДТ при различной плотности энергии и диаметре пятна лазерного излучения (Фиг. 2). Исходя из полученных индексов флуоресценции ФС рассчитывают значения фотообесцвечивания Се6 (Фиг. 3). Данные результаты позволяют с достаточной точностью определять параметры лазерного излучения для облучения ткани шейки матки по всей глубине поражения, которая при дисплазиях и раке шейки матки, исходя из гистологической оценки, варьируется от 1 до 2 мм [Протасова А. Э. и др. Дисплазия шейки матки -этиопатогенез, диагностика, оптимальная тактика лечения // Учебное пособие. СПб.: МЗ РФ ФГБУ «ФМИЦ им. В. А. Алмазова» кафедра акушерства и гинекологии, СЗГМУ им. И. И. Мечникова кафедра онкологии. - 2014].During the experimental study, the table with the phantom is lowered down in increments of 2 mm to a depth of 12 mm. An optical fiber is connected to the upper surface of the phantom, ensuring the delivery of radiation from a therapeutic laser with a wavelength of 660 nm and a laser radiation power of 0.03; 0.12 and 0.3 W with a spot diameter of 5 mm; 10 mm and 15 mm (Ps = 0.15 W/ cm2 ). The optical fiber is fixed using a holder on a laboratory stand with the ability to adjust the size of the laser radiation spot. Two distal ends of diagnostic Y-shaped optical fibers are brought to the side surface of the phantom, consisting of one central fiber for delivering radiation to the surface of the phantom and six receiving fibers with a diameter of each fiber in the shell of 200 μm and a numerical aperture of 0.22, secured by means of a special holder located on an additional laboratory lifting table. One of the distal ends of the optical fibers is used to deliver radiation from a helium-neon laser with a wavelength of 632.8 nm to excite PS fluorescence and register backscattered laser radiation and PS fluorescence, the second - from a tungsten halogen radiation source to deliver light to the surface of the sample and measuring diffuse reflectance spectra to determine the oxygenation of hemoglobin in a sample. Measurement of the spectra of backscattered laser radiation and Ce6 fluorescence, as well as diffuse reflectance spectra in the sample, is carried out before and after PDT using two spectrometers at each position of the optical fiber along the phantom at a depth of 2 to 12 mm. Registration of spectra of backscattered laser radiation before and after PDT is carried out with an exposure of 100 ms in the wavelength range of 625-641 nm, fluorescence spectra - in the range of 665-690 nm. The fluorescence index of the PS is calculated as the ratio of the area under the fluorescence spectrum to the area under the spectrum of backscattered laser radiation. Diffuse reflectance spectra are recorded in the range of 500-600 nm, which makes it possible to quantify the oxygenation of hemoglobin in the sample. Diffuse reflectance spectra are recorded relative to a standard sample (BaSO4) with a diffuse reflectance coefficient close to unity. Using the diffuse reflectance spectra, the degree of oxygenation of hemoglobin in the sample is calculated by software. During all measurements, the ends of the fiber optic probes are in soft contact with the sample. As a result of the study, the distributions of PS fluorescence indices and the degree of oxygenation of hemoglobin in depth in a model of cervical tissue before and after PDT at different energy densities and laser radiation spot diameters are assessed (Fig. 2). Based on the obtained fluorescence indices of PS, the photobleaching values of Ce6 are calculated (Fig. 3). These results make it possible to determine with sufficient accuracy the parameters of laser radiation for irradiating cervical tissue over the entire depth of the lesion, which for dysplasia and cervical cancer, based on histological assessment, varies from 1 to 2 mm [Protasova A. E. et al. Cervical dysplasia uterus - etiopathogenesis, diagnosis, optimal treatment tactics // Textbook. SPb.: Ministry of Health of the Russian Federation Federal State Budgetary Institution "FMIC named after. V. A. Almazov" Department of Obstetrics and Gynecology, Northwestern State Medical University named after. I. I. Mechnikova Department of Oncology. - 2014].
На втором этапе проводят численное моделирование распространения лазерного излучения с различной плотностью энергии и диаметром пятна в ткани шейки матки. В качестве начальных условий задают оптические параметры ткани шейки матки μ а = 0,22 мм-1, μ's = 0,78 мм-1, g = 0,80, n = 1,40 [Liu Q., Ramanujam N. Sequential estimation of optical properties of a two-layered epithelial tissue model from depth-resolved ultraviolet-visible diffuse reflectance spectra //Applied optics. - 2006. - T. 45. - №. 19. - C. 4776-4790].At the second stage, numerical modeling of the propagation of laser radiation with different energy densities and spot diameters in the cervical tissue is carried out. As the initial conditions, the optical parameters of the cervical tissue are set: μ a = 0.22 mm -1 , μ' s = 0.78 mm -1 , g = 0.80, n = 1.40 [Liu Q., Ramanujam N. Sequential estimation of optical properties of a two-layered epithelial tissue model from depth-resolved ultraviolet-visible diffuse reflectance spectra //Applied optics. - 2006. - T. 45. - No. 19. - pp. 4776-4790].
Пакеты фотонов распространяются через среду толщиной 12 мм. Диаметр пятна составляет 0.2; 1; 2,5: 5; 10 и 15 мм. В среду запускается 109 пакетов по 1000 фотонов в пакете. Чтобы учесть постоянство плотности мощности все полученные значения пропускания, поглощения и отражения, как и числа входящих фотонов, масштабируют. Полученные количественные распределения поглощенных фотонов по глубине для каждого диаметра пятна приводятся к величине относительной плотности потока энергии излучения по следующей формуле:Packets of photons propagate through a 12 mm thick medium. The spot diameter is 0.2; 1; 2.5:5; 10 and 15 mm. On Wednesday, 10 9 packets of 1000 photons per packet are launched. To take into account the constancy of the power density, all obtained values of transmission, absorption and reflection, as well as the number of incoming photons, are scaled. The obtained quantitative distributions of absorbed photons in depth for each spot diameter are reduced to the relative radiation energy flux density using the following formula:
где Iотн - относительная плотность потока излучения; I - плотность потока излучения в среде [Вт/см2]; I0 - плотность потока падающего излучения [Вт/см2]; Wпогл. - объемная плотность поглощенного потока энергии [Вт/см3]; V - единичный объем; kпогл.фот. - количество поглощенных фотонов в единичном объеме, определяемом расчетной сеткой; φ0 - поток энергии падающего излучения [Вт]; kпад.фот - количество падающих фотонов; S - площадь лазерного пятна. Зависимость относительной плотности потока лазерного излучения от глубины проникновения в модели ткани шейки матки при различном диаметре пятна (Фиг. 4) позволяет прогнозировать процесс фотодинамического воздействия без возникновения поверхностных термических повреждений тканей.where Irel is the relative radiation flux density; I is the radiation flux density in the medium [W/cm 2 ]; I 0 - incident radiation flux density [W/cm 2 ]; W abs. - volumetric density of absorbed energy flux [W/cm 3 ]; V - unit volume; k abs. phot. - the number of absorbed photons in a unit volume determined by the calculation grid; φ 0 - energy flux of incident radiation [W]; k incident.phot - number of incident photons; S is the area of the laser spot. The dependence of the relative flux density of laser radiation on the depth of penetration into the cervical tissue model at different spot diameters (Fig. 4) makes it possible to predict the process of photodynamic exposure without the occurrence of superficial thermal damage to tissue.
Исходя из совокупности полученных результатов и учитывая глубину поражения ткани шейки матки, установленную посредством гистологического исследования, формулируются оптимальные энергетические параметры лазерного излучения (диаметр пятна и плотность энергии) для фотодинамической терапии дисплазии и рака шейки матки, при которых фотообесцвечивание ФС достигает 70% от первоначального значения [Jarvi М. Т. et al. Insights into photodynamic therapy dosimetry: simultaneous singlet oxygen luminescence and photosensitizer photobleaching measurements //Biophysical journal. - 2012. -T. 102. №. 3. C. 661-671]. До начала ФДТ с установленными энергетическими параметрами пациенту внутривенно капельно вводится фотосенсибилизатор Фотодитазин в концентрации 1 мг/кг в течении 30 мин в затемненном помещении. Пациент проходит инструктаж о необходимости строгого соблюдения светового режима (исключение воздействия прямого солнечного света и т.д.). Время экспозиции фотосенсибилизатора составляет 3 часа. Непосредственно перед проведением ФДТ шейку матки пациента разбивают на несколько небольших исследуемых зон. В каждой зоне проводят видеофлуоресцентную диагностику для визуализации очагов поражения шейки матки и спектрально-флуоресцентную диагностика для уточнения их границ. Оценивают индексы флуоресценции ФС в каждой зоне. Далее каждую зону облучают лазерным излучением с установленными энергетическими параметрами. После ФДТ повторно проводят видео- и спектрально-флуоресцентную диагностику исследуемых зон шейки матки для оценки степени фотообесцвечивания ФС. Через 3 месяца после ФДТ проводят гистологическую оценку тканей шейки матки.Based on the totality of the results obtained and taking into account the depth of damage to the cervical tissue, established through histological examination, the optimal energy parameters of laser radiation (spot diameter and energy density) are formulated for photodynamic therapy of dysplasia and cervical cancer, in which photobleaching of the PS reaches 70% of the initial value [Jarvi M. T. et al. Insights into photodynamic therapy dosimetry: simultaneous singlet oxygen luminescence and photosensitizer photobleaching measurements //Biophysical journal. - 2012. -T. 102. No. 3. P. 661-671]. Before starting PDT with established energy parameters, the patient is injected intravenously with the photosensitizer Photoditazine at a concentration of 1 mg/kg for 30 minutes in a darkened room. The patient is instructed on the need to strictly adhere to the light regime (excluding exposure to direct sunlight, etc.). The exposure time of the photosensitizer is 3 hours. Immediately before performing PDT, the patient's cervix is divided into several small study areas. In each zone, video fluorescent diagnostics are performed to visualize the lesions of the cervix and spectral fluorescent diagnostics to clarify their boundaries. The fluorescence indices of PS in each zone are assessed. Next, each zone is irradiated with laser radiation with established energy parameters. After PDT, video and spectral-fluorescent diagnostics of the studied areas of the cervix are repeated to assess the degree of photobleaching of the FS. 3 months after PDT, a histological assessment of cervical tissue is performed.
Краткое описание чертежейBrief description of drawings
Изобретение иллюстрируется следующими рисунками.The invention is illustrated by the following drawings.
Па Фиг. 1 приведена схема экспериментальной установки для исследования глубины фотодинамического воздействия на опухолевые ткани шейки маткиPa Fig. Figure 1 shows a diagram of the experimental setup for studying the depth of photodynamic effects on tumor tissues of the cervix
На Фиг. 2 представлены распределения индексов флуоресценции ФС (средняя ошибка-0.03%) и степени оксигенации гемоглобина (средняя ошибка - 0.90%) по глубине в модели ткани шейки матки при фотодинамическом воздействии с различной плотностью энергии и диаметром пятна.In FIG. Figure 2 shows the depth distributions of PS fluorescence indices (average error - 0.03%) and the degree of hemoglobin oxygenation (average error - 0.90%) in a model of cervical tissue under photodynamic exposure with different energy densities and spot diameters.
На Фиг. 3 приведена зависимость фотообесцвечивания Се6 на различной глубине в моделях биологических тканей от плотности энергии и времени воздействия лазерного излучения с различным диаметром пятна.In FIG. Figure 3 shows the dependence of photobleaching of Ce6 at different depths in models of biological tissues on the energy density and time of exposure to laser radiation with different spot diameters.
На Фиг. 4 приведена зависимость относительной плотности потока излучения от глубины проникновения в модели ткани шейки матки при различном диаметре пятна.In FIG. Figure 4 shows the dependence of the relative radiation flux density on the penetration depth in the cervical tissue model at different spot diameters.
Полученные оптимальные энергетические параметры лазерно-индуцированиого фотодинамического воздействия были апробированы на пациентах с дисплазией и раком шейки матки. Предлагаемое изобретение иллюстрируется нижеприведенными примерами. Пример 1The obtained optimal energy parameters of laser-induced photodynamic exposure were tested on patients with dysplasia and cervical cancer. The present invention is illustrated by the following examples. Example 1
Пациент А., 22 года с дисплазией шейки матки тяжелой степени. Обнаружен вирус папилломы человека 16 и 6 типа по результатам ПЦР-диагностики. Исследование было проведено в Университетской клинической больнице №1 Первого МГМУ им. И.М. Сеченова. Институте кластерной онкологии им. Л.Л. Левшина. Пациенту был внутривенно введен Фотодитазин в концентрации 1 мг/кг. Глубина поражения по данным гистологического исследования составляла 2 мм. Посредством предложенного способа были определены оптимальные параметры ФДТ. Шейка матки пациента разбивалась на четыре исследуемые зоны, каждая из которых облучалась лазерным излучением с диаметром пятна 10 мм. Плотность энергии при ФДТ составляла 200 Дж/см2, плотность мощности - 0.15 Вт/см2 (Фиг. 3). Эффективность ФДТ оценивалась посредством проведения видео- и спектрально-флуоресцентной диагностики. По результатам видео-флуоресцентной диагностики до ФДТ индекс флуоресценции в области опухолевой ткани составил 34 отн.ед., а нормальной ткани - 9 отн.ед. После ФДТ индекс снизился до 10 отн.ед. Фотообеецвечивание ФС по результатам видео-флуоресцентной диагностики составило 74%. В результате спектральной диагностики с возбуждением флуоресценции ФС гелий-неоновым лазером с длиной волны 632,8 нм получены спектры флуоресценции и обратно рассеянного лазерного излучения. Индекс флуоресценции опухолевой ткани шейки матки до ФДТ составлял 9.1 отн.ед.. а нормальной ткани - 2,5 отн.ед. После ФДТ, вследствие фотообесцвечивания ФС, индекс флуоресценции ФС составил 2.5 отн.ед. Фотообесцвечивание ФС по результатам спектрально-флуоресцентной диагностики составило 72%. По результатам морфологического исследования материала биопсии шейки матки, взятого у пациента через 3 месяца после ФДТ. не наблюдалось признаков дисплазии шейки матки тяжелой степени и ранее выявленных типов вируса папилломы человека. Пример 2Patient A., 22 years old with severe cervical dysplasia. Human papillomavirus types 16 and 6 were detected based on the results of PCR diagnostics. The study was conducted at the University Clinical Hospital No. 1 of the First Moscow State Medical University named after. THEM. Sechenov. Institute of Cluster Oncology named after. L.L. Levshina. The patient was intravenously administered Photoditazine at a concentration of 1 mg/kg. The depth of the lesion according to histological examination was 2 mm. Using the proposed method, the optimal PDT parameters were determined. The patient's cervix was divided into four study zones, each of which was irradiated with laser radiation with a spot diameter of 10 mm. The energy density during PDT was 200 J/ cm2 , the power density was 0.15 W/ cm2 (Fig. 3). The effectiveness of PDT was assessed through video and spectral fluorescence diagnostics. According to the results of video fluorescence diagnostics before PDT, the fluorescence index in the area of tumor tissue was 34 relative units, and in normal tissue - 9 relative units. After PDT the index decreased to 10 relative units. Photobleaching of PS according to the results of video fluorescence diagnostics was 74%. As a result of spectral diagnostics with excitation of PS fluorescence by a helium-neon laser with a wavelength of 632.8 nm, spectra of fluorescence and backscattered laser radiation were obtained. The fluorescence index of cervical tumor tissue before PDT was 9.1 relative units, and for normal tissue - 2.5 relative units. After PDT, due to photobleaching of the PS, the fluorescence index of the PS was 2.5 rel. units. Photobleaching of PS according to the results of spectral fluorescence diagnostics was 72%. Based on the results of a morphological study of cervical biopsy material taken from the patient 3 months after PDT. There were no signs of severe cervical dysplasia or previously identified types of human papillomavirus. Example 2
Пациент Б.. 54 года с преинвазивным раком шейки матки. Обнаружены вирусы папилломы человека 16 типа по результатам ПЦР-диагностики. Исследование было проведено в Университетской клинической больнице №1 Первого МГМУ им. И.М. Сеченова. Институте кластерной онкологии им. Л.Л. Левшина. Пациенту был внутривенно введен Фотодитазин в концентрации 1 мг/кг. Глубина поражения по данным гистологического исследования составляла 4 мм. Посредством предложенного способа были определены оптимальные параметры ФДТ. Шейка матки пациента разбивалась на четыре исследуемые зоны, каждая из которых облучалась лазерным излучением с диаметром пятна 10 мм. Плотность энергии при ФДТ' составляла 250 Дж/см2, плотность мощности - 0.15 Вт/см2 (Фиг. 3). Эффективность ФДТ оценивалась посредством проведения видео- и спектрально-флуоресцентной диагностики. По результатам видеофлуоресцентной диагностики до ФДТ индекс флуоресценции в области опухолевой ткани составил 39 отн.ед., а нормальной ткани - 10 отн.ед. После ФДТ индекс снизился до 10 отн.ед. Фотообесцвечивание ФС по результатам видео-флуоресцентной диагностики составило 74%. В результате спектральной диаг ностики с возбуждением флуоресценции ФС гелий-неоновым лазером с длиной волны 632,8 нм полу чены спектры флуоресценции и обратно рассеянного лазерного излучения. Индекс флуоресценции ФС в опухолевой ткани шейки матки до ФДТ составлял 9,4 отн.ед., а нормальной ткани - 2.5 отн.ед. После ФДТ, вследствие фотообесцвечивания ФС, индекс флуоресценции ФС составил 2.4 отн.ед. Фотообесцвечивание ФС по результатам спектрально-флуоресцентной диагностики составило 74%. По результатам морфологического исследования материала биопсии шейки матки, взятого у пациента через 3 месяца после ФДТ, не наблюдалось признаков преинвазивного рака шейки матки и ранее выявленных типов вируса папилломы человека.Patient B., 54 years old, with pre-invasive cervical cancer. Human papillomavirus type 16 was detected based on the results of PCR diagnostics. The study was conducted at the University Clinical Hospital No. 1 of the First Moscow State Medical University named after. THEM. Sechenov. Institute of Cluster Oncology named after. L.L. Levshina. The patient was intravenously administered Photoditazine at a concentration of 1 mg/kg. The depth of the lesion according to histological examination was 4 mm. Using the proposed method, the optimal PDT parameters were determined. The patient's cervix was divided into four study zones, each of which was irradiated with laser radiation with a spot diameter of 10 mm. The energy density during PDT' was 250 J/cm 2 , the power density was 0.15 W/cm 2 (Fig. 3). The effectiveness of PDT was assessed through video and spectral fluorescence diagnostics. According to the results of video fluorescent diagnostics before PDT, the fluorescence index in the area of tumor tissue was 39 relative units, and in normal tissue - 10 relative units. After PDT the index decreased to 10 relative units. Photobleaching of PS according to the results of video fluorescence diagnostics was 74%. As a result of spectral diagnostics with excitation of PS fluorescence by a helium-neon laser with a wavelength of 632.8 nm, spectra of fluorescence and backscattered laser radiation were obtained. The PS fluorescence index in the tumor tissue of the cervix before PDT was 9.4 relative units, and in normal tissue - 2.5 relative units. After PDT, due to photobleaching of the PS, the fluorescence index of the PS was 2.4 rel. units. Photobleaching of PS according to the results of spectral fluorescence diagnostics was 74%. According to the results of a morphological study of cervical biopsy material taken from the patient 3 months after PDT, there were no signs of preinvasive cervical cancer and previously identified types of human papillomavirus.
Claims (1)
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| RU2815258C1 true RU2815258C1 (en) | 2024-03-12 |
Family
ID=
Citations (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| RU2376044C1 (en) * | 2008-08-26 | 2009-12-20 | Федеральное государственное учреждение "Московский научно-исследовательский онкологический институт им. П.А. Герцена Федерального агентства по высокотехнологичной медицинской помощи" (ФГУ "МНИОИ им. П.А. Герцена Росмедтехнологий") | Method for identification of optimal modes of fluorescent diagnostics and photodynamic therapy |
| RU2632512C2 (en) * | 2010-09-07 | 2017-10-05 | Стеба Маор Са | Modeling of optical fiber operation in treatment of photodynamic therapy and promoting planning of such treatment |
Patent Citations (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| RU2376044C1 (en) * | 2008-08-26 | 2009-12-20 | Федеральное государственное учреждение "Московский научно-исследовательский онкологический институт им. П.А. Герцена Федерального агентства по высокотехнологичной медицинской помощи" (ФГУ "МНИОИ им. П.А. Герцена Росмедтехнологий") | Method for identification of optimal modes of fluorescent diagnostics and photodynamic therapy |
| RU2632512C2 (en) * | 2010-09-07 | 2017-10-05 | Стеба Маор Са | Modeling of optical fiber operation in treatment of photodynamic therapy and promoting planning of such treatment |
Non-Patent Citations (1)
| Title |
|---|
| АМИНОДОВА И.П. и др. Оптимизация параметров лечения при фотодинамичекой терапии предрака и рака шейки матки. Фотодинамическая терапия и фотодиагностика. 2015, 4(2), стр.17-21. ХАЧАТУРЯН А.Р. и др. Флуоресцентный контроль фотодинамической терапии доброкачественных вирус-ассоциированных заболеваний шейки матки. Журнал акушерства и женских болезней. 2013, 62(5), стр. 59-65. РЕШЕТОВ И.В. и др. Фотодинамическая терапия предрака и рака шейки матки с лазерным возбуждением флуоресценции с эффектом фотобличинга. Вопросы гинекологии, акушерства и перинатологии. 2022, 21(4), стр. 40-52. CHOI K.-H. et al. Optimized Photodynamic Therapy with Multifunctional Cobalt Magnetic Nanoparticles. Nanomaterials (Basel). 2017 Jun; 7(6): 144. * |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| Loschenov et al. | Photodynamic therapy and fluorescence diagnostics | |
| Wilson et al. | Implicit and explicit dosimetry in photodynamic therapy: a new paradigm | |
| Valentine et al. | Modelling fluorescence in clinical photodynamic therapy | |
| JP2001503645A (en) | Diagnostic device | |
| Choi et al. | The role of laser speckle imaging in port-wine stain research: recent advances and opportunities | |
| Efendiev et al. | Preliminary low-dose photodynamic exposure to skin cancer with chlorin e6 photosensitizer | |
| Beck et al. | Clinical determination of tissue optical properties in vivo by spatially resolved reflectance measurements | |
| RU2815258C1 (en) | Method for determining optimal energy parameters of laser-induced photodynamic therapy of dysplasia and cervical cancer | |
| Efendiev et al. | Near-infrared phototheranostics of tumors with protoporphyrin IX and chlorin e6 photosensitizers | |
| Genin et al. | Optical clearing of the gastric mucosa using 40%-glucose solution | |
| Li et al. | Advanced optical techniques for monitoring dosimetric parameters in photodynamic therapy | |
| Sharova et al. | Evaluation of vulvar leukoplakia photodynamic therapy efficiency by fluorescent diagnostics method with local «Alasens®» photosensitizer application | |
| Rohrbach et al. | Intraoperative optical assessment of photodynamic therapy response of superficial oral squamous cell carcinoma | |
| Han et al. | In vivo fluorescence spectroscopic monitoring of radiotherapy in cancer treatment | |
| Li et al. | Laser-assisted permeation of titanium dioxide nanoparticles in ex vivo human endometrium tissues monitored by OCT and diffuse reflectance spectra | |
| Shkilniak et al. | Photoplethysmography method for investigation of tissue microcirculation disorders after tooth extraction | |
| Model et al. | System for determining the concentration and visualization of the spatial distribution of photosensitizers based on tetrapyrrole compounds in the tissues of the human ocular fundus | |
| RU2807133C1 (en) | Device for spectral-fluorescence control of condition of biological tissue during photodynamic influence using photosensitizers based on chlorine e6 | |
| RU2539367C1 (en) | Method for photodynamic therapy of oncological diseases | |
| Ylöniemi et al. | Cloud-based medical laser platform for phototherapy and treatment monitoring for glioblastoma | |
| Utz et al. | Fluorescence spectroscopy in combination with reflectance measurements in human skin examination: what for and how | |
| Valentine | Biophysical aspects of photodynamic therapy | |
| Shimojo | Yu Shimojo Takahiro Nishimura Hisanao Hazama Toshiyuki Ozawa Kunio Awazu | |
| Lilge et al. | Determination of the photodynamic threshold for normal rabbit brain and for intracranially implanted VX2 tumors | |
| Buthelezi | Biochemical-physical mechanisms of light-tissue interactions. |