SE503408C2

SE503408C2 - System for interactive photo-dynamic and-or photo-thermic tumour treatment

Info

Publication number: SE503408C2
Application number: SE9501278A
Authority: SE
Inventors: Sune Svanberg; Stefan Andersson-Engels; Roger Berg; Jonas Johansson; Katarina Svanberg
Original assignee: Sune Svanberg; Stefan Andersson Engels; Roger Berg; Jonas Johansson; Katarina Svanberg
Priority date: 1995-04-05
Filing date: 1995-04-05
Publication date: 1996-06-10
Also published as: SE9501278D0; SE9501278L

Abstract

A control and calculation unit (G) working from measured data is used and after calibration calculates the dose and controls the laser light flow in the fibres (C) in order to achieve a prescribed dose distribution. Where the treatment is photo-dynamic, tumour therapy using photo-sensitised substances and light measurement leads to calculation of the light doses. In the case of photo-thermic treatment, with tissue destruction through increased temp., the temp. field is calculated from the measured light flow through the tissue, after calibration. The spaced dose distribution is calculated from the measured transmission values between individual fibre pairs using tomographical methods. A computer display in near real time shows the actual calculated dose distribution and selected treatment dose distribution, against which the measurement and regulating system controls the ongoing treatment.

Description

A503 408 10 15 20 25 30 Bakgrund till uppfinningen Fotodynamisk och/eller fototerrnisk tumörterapi baserad på laserljusinsuålning kan vara värdefulla komplement till gängse behandlingsmodaliteter och kan ibland vara att kraftigt föredraga. Den största svårigheten med dessa nya metoder är att korrekt beräkna och kontrollera den levererade ljusdosen i vävnaden. En jämn fördelning eftersträvas ofta, och framför allt är det viktigt, att ingen del av tumören förblir ofullständigt i behandlad, då detta leder till efterföljande tumörtillväxt. Medan dosimetri för joniserande strålning är en väl utvecklad teknologi, som rutinmässigt användes vid planering av strålfält vid tumörbehandling, är optisk dosimetti föga utvecklad. Detta beror på att absorptions- och spridningsegenskaper i vävnad är rnindre väl kända och dessutom lcraftigt varierande. Om en tumörcell, som preparerats med ett sensibiliserande ämne, belyses med fotodynamiskt aktivt ljus bestämmes induktion av celldöd av om cellen utsatts för ett tillräckligt bad av ljus. Eftersom ljusmängden bestämmes både av den instrålade dosen, absorptionen och multipelspridningen, föreligger ett stort behov av att mäta ljusmängden in situ i vävnaden. A503 408 10 15 20 25 30 Background of the Invention Photodynamic and / or photothermal tumor therapy based on laser light insulating can be a valuable complement to common treatment modalities and can sometimes be highly preferred. The main difficulty with these new methods is to correctly calculate and control the delivered light dose in the tissue. An even distribution is often sought, and above all it is important that no part of the tumor remains incomplete in treatment, as this leads to subsequent tumor growth. While dosimetry for ionizing radiation is a well-developed technology, which is routinely used in the planning of radiation fields in tumor treatment, optical dosimetry is poorly developed. This is because absorption and dispersion properties in tissue are less well known and also highly variable. If a tumor cell prepared with a sensitizer is illuminated with photodynamically active light, induction of cell death is determined by whether the cell has been subjected to a sufficient bath of light. Since the amount of light is determined by both the irradiated dose, the absorption and the multiple scattering, there is a great need to measure the amount of light in situ in the tissue.

Optisk strålning absorberas kraftigt i vävnad. Därför kan endast tunna, ytligt belägna tumörer behandlas med direktinstrålning mot tumörytan. Tjockare och djupt liggande tumörer kan behandlas interstitiellt, därigenom att en optisk fiber, placerad genom lumen på en injektionsnål, instickes i tumören och därefter frammatas utanför kanylspetsen. Fiberns ände kan vara ljusdiffuserande genom känd ﬁberbehandlings- teknik. Som nämnts är ljusets effektiva vävnadspenetratíon begränsad, varför ﬂera fibrer, genom vilka laserljus individuellt sändes, kan utnyttjas. Föreliggande uppfinning beskriver ett dyligt arrangemang, där ñbrema utnyttjas på två sätt, dels för instrålning med behandlande laserljus, dels för uppmätning av ljusnivån inne i vävnaden. En enskild ﬁberända användes således såväl som sändare och som mottagare av strålning. Genom att sekventiellt avkänna ljusﬂödet från en ñberspets till de övriga kan ljusﬂödet genom tumören fastställas och dosen modelleras med tomograñsk metod. Under behandlingen beräknas den uppnådda dosen i tumörens olika delar, och den instrålade ljusmängden genom de olika ñbrema justeras datormässigt så att önskad dosfördelning (oftast jämn) i tumören uppnås.Optical radiation is strongly absorbed into tissue. Therefore, only thin, superficially located tumors can be treated with direct radiation to the tumor surface. Thicker and deep-lying tumors can be treated interstitially, in that an optical fiber, placed through the lumen of an injection needle, is inserted into the tumor and then advanced outside the cannula tip. The end of the fiber can be light diffusing by known treatment techniques. As mentioned, the effective tissue penetration of light is limited, so ﬂ your fibers, through which laser light is transmitted individually, can be utilized. The present invention describes a suitable arrangement in which the beams are used in two ways, partly for irradiation with treating laser light, partly for measuring the light level inside the tissue. An individual ﬁ beam is thus used both as a transmitter and as a receiver of radiation. By sequentially sensing the light output from one tip to the others, the light output through the tumor can be determined and the dose modeled using a tomographic method. During the treatment, the dose achieved in the different parts of the tumor is calculated, and the amount of light irradiated through the different ñbrema is adjusted computer-wise so that the desired dose distribution (usually even) in the tumor is achieved.

Behandlingen avbrytes därefter och fibrerna avlägsnas. Om kanylema utformas med 10 15 20 25 30 503 408 inbyggd mildotermistor kan även uppnådd temperatur i de valda punkterna fastställas och önskad temperaturfördelning i tumören inställas genom strålflödena.The treatment is then stopped and the fibers are removed. If the needles are designed with a built-in mild thermistor built in, the temperature reached at the selected points can also be determined and the desired temperature distribution in the tumor can be set through the radiation flows.

Allmän beskrivning av uppﬁnningen Verkningsättet för den föreliggande uppfinningen beslcrivs nu med hänvisning till den icke inskränkande översiktliga Figur 1. En ljuskälla A inkopplas i en optisk fördelnings- och mätenhet B-F. En laser är att föredra, eftersom strålningen lätt kan fokuseras in i tunna fibrer, Lex. med diameter 0,3 mm. För fotodynamisk tumörbehandling användes t.ex. en färgämneslaser eller en diodlaser, med våglängd vald beroende på sensibiliserartyp. För Photofrin är våglängden 630 nm, för 5- arninolevulinsyra (ALA) 635 nm och för ftalocyaniner runt 670 nm. Av speciellt intresse är kompakta diodlasersystem, som nu kan leverera en uteffekt av flera watt vid önskade våglängder. Laserljus kopplas via en serie snåldelare (halvgenom- skinliga plattor) och linser i enheten B in i ett antal fibrer C. Fiberändarna föres med hjälp av kanyler in i den i patienten E befintliga tumören D, med fiberplacering som kan ha bestämts med det föreslagna systemet verkande på ett vävnadslikande fantom.General Description of the Invention The mode of operation of the present invention will now be described with reference to the non-limiting overview of Figure 1. A light source A is connected to an optical distribution and measuring unit B-F. A laser is preferable, as the radiation can be easily focused into thin fibers, Lex. with a diameter of 0.3 mm. For photodynamic tumor treatment, e.g. a dye laser or a diode laser, with wavelength selected depending on the type of sensitizer. For Photofrin the wavelength is 630 nm, for 5-arninolevulinic acid (ALA) 635 nm and for phthalocyanines around 670 nm. Of particular interest are compact diode laser systems, which can now deliver an output of several watts at desired wavelengths. Laser light is connected via a series of sparse dividers (translucent plates) and lenses in unit B into a number of fibers C. The fiber ends are inserted by means of cannulas into the tumor D present in patient E, with fiber placement which may have been determined with the proposed system acting on a tissue-like phantom.

Röntgengenomlysning eller ultraljud kan underlätta applikationen av fibrerna i vävnaden. Vid inkopplingstället för ljuset in i fibern finns en av enheten G styrd strålblockerare, som i infällt läge stänger av ljusﬂödet in i ñbern. Strålblockeraren kan utföras så att i infällt, för behandlingsljuset blockerande läge, en kalibrerad ljusdetektor, Lex. en fotodiod införes framför ﬁberänden, varigenom den från en annan fiber genom vävnaden trängande ljusintensiteten kan uppmätas (i enheten F).X-rays or ultrasound can facilitate the application of the fibers in the tissue. At the connection point for the light into the fiber, there is a beam blocker controlled by the unit G, which in the retracted position switches off the light in fatal into the ñber. The beam blocker can be designed so that in the recessed position, which blocks the treatment light, a calibrated light detector, Lex. a photodiode is inserted in front of the änd strip, whereby the light intensity penetrating from another fiber through the tissue can be measured (in the unit F).

Informationen överföras till den datoriserade styrenheten G, som styr sekvensen av in- och urkoppling av sändar/mottagarfibrer. Med en fiber utnyttjad som sändare användes de övriga fiberna, utplacerade på optimalt sätt i tumören, som mottagare av den genom vävnaden framträngande strålningen. Nästa fiber tar därefter rollen som sändare medan de övriga fungerar som mottagare. Då samtliga N fibrer använts som sändare har N(N-l) värden för ljustransporten mellan olika punkter i tumören erhållits. Dessa värden inmatas i ett tomograñskt inversionsprogram. Med ñberändarnas geometriska lägen kända i vävnaden kan de uppmätta ljustransportvärdena användas för att beräkna dosen i tumörens olika delar. Denna kan grafiskt återges på en datorskärm och behandlingen kan under datorstyrning pågå 10 15 20 25 30 503 408 under sådan tid och med sådan individuell viktning av sändarfibernas ljusmängd, att en viss önskad dos uppnåtts i definierade områden. För att utnyttja laserljuset och behandlingstiden effektivt kan uppmätning av transmissionsvärdena snabbt ske sekventiellt med datorstyrning av suålblockeringar/ detektorer. Därefter kan samtliga fibrer inkopplas som samtidiga sändare under en viss tid. Därefter följer en ny snabb mätsekvens, varefter bestrålning igen sker. Upprepade mätningar är viktiga eftersom vävnadens optiska egenskaper ändrar sig under behandlingen. Så småningom kopplas vissa fibrer bort som sändare av styrenheten, eftersom de till vävnaden levererat den önskvärda dosen. Andra ﬁbrer utnyttjas fortgent för att uppnå det föreskrivna dosfältet. Ett icke inslcränkande exempel på utformning av enheten B-F ges i Figur 2, utvisande ett system med inkoppling av 6 individuella fibrer för interstitiell placering.The information is transmitted to the computerized control unit G, which controls the sequence of switching on and off of transmitter / receiver fibers. With a fiber used as a transmitter, the other fibers, placed optimally in the tumor, were used as receivers of the radiation penetrating through the tissue. The next fiber then takes on the role of transmitter while the others act as receivers. When all N fibers were used as transmitters, N (N-1) values for the light transport between different points in the tumor were obtained. These values are entered into a tomographic inversion program. With the geometric positions of the end caps known in the tissue, the measured light transport values can be used to calculate the dose in the different parts of the tumor. This can be graphically reproduced on a computer screen and the processing can take place under computer control during such a time and with such individual weighting of the amount of light of the transmitter fibers that a certain desired dose has been achieved in defined areas. In order to utilize the laser light and the processing time efficiently, measurement of the transmission values can be done quickly sequentially with computer control of sole blockers / detectors. Then all the fibers can be connected as simultaneous transmitters for a certain time. This is followed by a new fast measurement sequence, after which irradiation takes place again. Repeated measurements are important because the optical properties of the tissue change during treatment. Eventually, some fibers are disconnected as transmitters by the controller, as they have delivered the desired dose to the tissue. Other drugs are frequently used to achieve the prescribed dose range. A non-limiting example of the design of the unit B-F is given in Figure 2, showing a system with connection of 6 individual fibers for interstitial placement.

Det skall observeras, att stråluppdelning och ljusdetektion kan ske på många olika sätt. T.ex. kan, speciellt för diodlasrar, flera laserdioder användas kopplade till var sina ñbrer med individuell elektrisk effektstyrning.It should be noted that beam splitting and light detection can take place in many different ways. For example. can, especially for diode lasers, several laser diodes can be used connected to their respective wires with individual electrical power control.

Effekten av fotodynarnisk terapi bestäms av stråldos och vävnadskoncentrationen av fotosensibiliseraren. Koncentrationsvärdet vid ﬁberspetsarna kan fastställas med hjälp av laserinducerad ﬂuorescens, där intensiteten hos karakteristika röda emissionstoppar härrörande från fotosensibiliseraren ñberoptiskt kan uppmätas efter excitation med ultraviolett eller violett strålning genom samma ñber. Som en option kan ett dyligt mätsystem samintegreras med ovan beskrivet behandlingsystem och koncentrationsdata även inmatas i styrenheten för ytterligare förbättrad dosimetri.The effect of photodynamic therapy is determined by the radiation dose and the tissue concentration of the photosensitizer. The concentration value at the ﬁber tips can be determined by means of laser-induced ﬂorescence, where the intensity of characteristic red emission peaks arising from the photosensitizer ñberoptically can be measured after excitation with ultraviolet or violet radiation through the same ñber. As an option, a capable measurement system can be integrated with the above-described treatment system and concentration data can also be entered into the control unit for further improved dosimetry.

Fotodynamisk tumörterapi utnyttjar en fotokernisk process utan att vävnadens temperatur behöver höjas. Fototermisk behandling utnyttjar däremot en temperatur- stegring, som kan vara måttlig (6-7 grader) eller stark, ledande till lcraftig vävnads- omvandling. Den aktuella uppfinningen kan utnyttjas även i detta sammanhang för styrning av laserbestrålningen genom fibrerna därigenom att den till en given doshastighet hörande kalibrerade temperaturstegringen regleras ut jämt över tumören genom mätningar enligt ovan. Mera direkt temperaturinformation kan nås genom att i kanyler eller bestrålningsﬁbrer integrera mikroterrnistorer. Fotodynamisk tumörterapi kan även kombineras med fototerrriisk (hyperterrnisk) terapi genom att den fotodynamiska bestrålningen sker med förhöjd doshastighet. De två modaliteterna kan med fördel kombineras för synergetiska effekter. 10- 503 408 Figurtexter Figur 1. Översiktsbild över interaktivt ﬁberoptiskt behandlingssystem för fotodynamisk eller fototermisk tumörterapi; A-ljuskälla, B-stråluppdelning med datorstyrd slutarmeka- nism, C-optiska behandlingsñbrer för interstitiellt bruk, D-tumör, E-patient, F-mätenhet för interaktiv ljusdosstyrning, G-datoriserad styrenhet.Photodynamic tumor therapy utilizes a photocernial process without the need to raise the temperature of the tissue. Photothermal treatment, on the other hand, uses a rise in temperature, which can be moderate (6-7 degrees) or strong, leading to vigorous tissue transformation. The present invention can also be used in this context for controlling the laser irradiation through the fibers in that the calibrated temperature rise associated with a given dose rate is regulated evenly over the tumor by measurements as above. More direct temperature information can be obtained by integrating microternistors into cannulas or irradiators. Photodynamic tumor therapy can also be combined with photothermal (hyperthermic) therapy in that the photodynamic irradiation takes place at an increased dose rate. The two modalities can be advantageously combined for synergistic effects. 10- 503 408 Figure texts Figure 1. Overview of interactive ﬁ occupational therapy system for photodynamic or photothermal tumor therapy; A-light source, B-beam division with computer-controlled shutter mechanism, C-optical treatment cables for interstitial use, D-tumor, E-patient, F-measuring unit for interactive light dose control, G-computerized control unit.

Figur 2. Exempel på arrangemang för stråluppdelning av inkommande laserljus till 6 olika ﬁberutkopplingar där ljusﬂödesmätning kan ske då de kombinerade strålblockeringarna/ ljusdetektorema med datorstyrning svänges in i strålgången.Figure 2. Example of arrangement for beam splitting of incoming laser light into 6 different ﬁ berth couplings where light ﬂ fate measurement can take place when the combined beam blockers / light detectors with computer control are swung into the beam path.

Claims

503 408 10 15 20 25 30 Claim 10. System for interactive laser treatment of tissue, characterized in that at least two interstitial fibers are used for both irradiation and light measurement, and in that a control and calculation unit from measured data and after calibration calculates dose and laser light controls the fate of the fibers to achieve a prescribed dose distribution. System according to claim 1, characterized in that the treatment is photodynamic tumor therapy using photosensitizing substances and light measurement leads to calculation of light doses. System according to claim 1, characterized in that the treatment is photothermal, with tissue destruction by elevated temperature. The temperature field is calculated by the measured light output through the tissue (after calibration). System according to lcav 1, characterized in that the treatment consists of a combination of photodynamic and photothermal therapy. System according to claim 1, characterized in that the spatial dose distribution is calculated from the measured transmission values between individual pairs using tomographic methods. System according to claim 1, characterized in that a computer display in near real time shows the current calculated dose distribution and the selected treatment dose distribution, against which the measuring and control system controls the ongoing treatment. Method according to Claim 1, characterized in that one or more of the diode lasers are used as radiation sources. Method according to claim 1, characterized in that the laser beam intended for a certain ﬁ ber is blocked at the same time as a detector is inserted for recording the light received by ﬁ bem, transmitted through the tissue. Method according to Claim 2, characterized in that the concentration of sensitizers at the tip tips is determined by laser-induced fluorescence, excited and detected by the treatment strips. Method according to Claim 3, characterized in that the temperature at the ﬁ tips is measured by means of small temperature sensors, the measured values of which are used by the calculation unit of the system.