УСТРОЙСТВО ДЛЯ ПРОВЕДЕНИЯ ВНУТРИТКАНЕВОЙ ЛАЗЕРНОЙ ГИПЕРТЕРМИИ И ФОТОДИНАМИЧЕСКОЙ ТЕРАПИИ И СПОСОБ ИХ ОСУЩЕСТВЛЕНИЯ
INTERSTITIAL LASER HYPERTHERMIA AND PHOTODYNAMIC THERAPY APPARATUS AND METHOD

Изобретение относится к области медицины, а именно к онкологии и дерматологии, и может быть использовано для проведения лазерной гипертермии и фотодинамической терапии злокачественных новообразований, а именно расположенных под кожей или в мягких тканях.
Методами воздействия на локализованные опухолевые узлы являются фотодинамическая терапия (ФДТ) и лазерная гипертермия (ЛГ) с использованием энергии лазерного излучения для разрушения клеток опухоли. При ФДТ действие энергии лазерного излучения применяется в сочетаниии с введением пациенту специальных препаратов - фотосенсибилизаторов (ФС), которые избирательно накапливаются клетками опухоли. Возбужденный ФС, концентрация которого на порядок выше в раковых клетках, чем в здоровых, катализирует фотохимическую реакцию, которая приводит к гибели клеток опухоли. При этом сохраняется каркас ткани из здоровых клеток.
В случае ЛГ энергия лазерного излучения используется для разогрева опухолевого узла за счет поглощения излучения красителями ткани (в основном гемоглобином). Нагрев ткани до температуры 42-43°С ведет к избирательному повреждению злокачественных клеток. Нагрев ткани до температуры, превышающей 60°С, ведет к необратимым изменениям в биологических тканях.
ФДТ и ЛГ могут использоваться совместно. Однако возможности ФДТ и ЛГ значительно ограничиваются при расположении патологии на некоторой глубине. Также при внешней ФДТ в ряде случаев возникает необходимость более глубокого воздействия - поражения ложи опухоли для предотвращения метастазирования. Основная проблема, возникающая в случае внешнего облучения (без прокалывания и введения световода под кожу), связана с созданием необходимой плотности световой энергии на некоторой глубине в мягких тканях без повреждения внешних слоев кожи или органа. Биологические ткани, как оптические среды, являются сильно рассеивающими и обладают высоким поглощением излучения длин волн, используемых в ФДТ и ЛГ. Это приводит к поглощению основной части излучения в приповерхностном слое, энергия которого преобразуется в тепло, и является причиной быстрого затухания распространяющегося вглубь ткани излучения. Выделяющееся тепло может привести к термическому ожогу кожи или поверхности органа и длительным болевым ощущениям после процедуры, при наличии остаточной концентрации ФС в коже возможен нежелательный ФДТ-эффект в приповерхностных слоях здоровой ткани.
Для защиты кожи или поверхности органа используют охлаждение кожи, которое может проводиться перед началом облучения (распылением хладагента или одновременно с облучением через прозрачные охлаждаемые окна (например, из сапфира), используют также нанесение «просветляющих» верхние слои ткани гелей и т.д. Охлаждение поверхности не только повышает болевой порог, но позволяет смещать область некротического перегрева вглубь ткани, позволяя разрушать подкожные патологии с сохранением кожи.
Существует необходимость в устройствах для проведения внутритканевой лазерной гипертермии и фотодинамической терапии, содержащих средства измерения температуры на требуемой глубине как в случае лазерной гипертермии, где ответственным фактором является значение достигнутой температуры, так и в случае фотодинамической терапии, где недопустимо превышение некоторого уровня температуры, приводящее к изменению оптических параметров ткани, случайному искажению светового поля и т.д.
В существующих устройствах предусмотрены устройства определения температуры на поверхности ткани в виде термодатчика и возможно оснащение устройством для расчета температурного поля вглубь ткани в зависимости от времени охлаждения, параметров лазерного излучения. Используется также устройство неконтактного измерение температуры на поверхности ткани с помощью инфракрасной камеры.
Известное устройство для динамического охлаждения биологических тканей во время лазерного воздействия [заявка WO 01/13811 А1, публ. 01.03.2001] содержит источник лазерного излучения, световод для доставки лазерного излучения, устройство распыления хладагента из резервуара и насос, быстрый инфракрасный детектор, причем оптическая ось световода, оптическая ось инфракрасного детектора и направление распыления насоса пересекаются в плоскости облучения на поверхности биологической ткани. Инфракрасный детектор связан с цифровым устройством управления задержкой, имеющим управляющие выводы к насосу устройства распыления хладагента и источнику лазерного излучения.
Недостатком данного устройства является невозможность использования в качестве источника лазерного излучения лазера с непрерывным режимом генерации для проведения ФДТ и ЛГ.
Также недостатком устройства является ограниченное время в цикле, в течение которого ткань остается охлажденной, что ограничивает значение дозы энергии, которая может быть сообщена подкожному образованию, т.е. область применения устройства ограничена лечением точечных подкожных образований.
Известен способ динамического охлаждения биологических тканей во время лазерного воздействия [заявка WO 01/13811 А1, публ. 01.03.2001], при этом последовательно проводят одну или несколько операций охлаждения кожи дозированным распылением жидкого хладагента с регистрацией температуры на поверхности, облучения лазерным излучением в течение ограниченного времени или последовательностью импульсов лазерного излучения, различные комбинации этих операций.
Недостатком данного метода является то, что необходимость в чередовании операций делает невозможной гибкое адаптивное регулирование глубины и степени воздействия на биологические ткани, оптические и теплопроводные свойства которых варьируются значительно для разных органов от пациента к пациенту.
Наиболее близким по совокупности существенных признаков и достигаемому техническому результату является устройство для лечения кожных и подкожных образований [заявка US 2004/0073079 A1, публ. 15.04.2004]. Устройство включает источник лазерного излучения, световод, охлаждающий элемент в виде сапфировой пластины, устройство для подачи охлаждающей жидкости, устройство контроля, точечный контактный датчик температуры, расположенный на краю охлаждающей пластины, связанный с устройством контроля, которое в свою очередь имеет канал управления источником лазерного излучения и устройством для подачи охлаждающей жидкости.
Устройство формирует зоны теплового повреждения под кожей воздействием лазерного излучения с одновременным охлаждением поверхности кожи, непрерывно контролируя температуру кожи в процессе облучения во избежание опасного перегрева точечным контактным датчиком температуры.
Недостатком данного устройства является применение точечного датчика температуры. Малая область контроля температуры в случае попадания точечного датчика в положение, когда он измеряет температуру, менее поглощающего световую энергию участка, а значит менее нагретого, ведет к риску теплового повреждения участков кожи с высоким поглощением и более высокой наведенной температурой, находящихся вне точечной зоны контроля температуры. Это ограничивает применение устройства для внутритканевой лазерной гипертермии и фотодинамической терапии тканей при наличии злокачественного процесса, особенно после предварительного хирургического лечения, когда оптические характеристики ткани в разных точках, их параметры теплопереноса могут варьироваться.
Наиболее близким по совокупности существенных признаков и достигаемому техническому результату является способ для проведения лазерной гипертермии сосудов, жировых клеток и других компонентов высокоинтенсивным лазерным излучением с охлаждением поверхности, при этом заданная температура на заданной глубине ткани обеспечивается управлением мощностью лазерного излучения, а регулирование температуры кожи в зоне облучения на требуемом уровне обеспечивается путем одновременного изменения как скорости потока охлаждающей пластину жидкости, так и управлением мощностью лазерного излучения [заявка US 2004/0073079 А1, публ. 15.04.2004]. Важным обстоятельством, учитываемым во всем спектре применений данного устройства, является защита от перегрева верхних слоев дермы, для чего непрерывно измеряют температуру кожи, в том числе при облучении больших поверхностей со смещением зоны гипертермии вдоль какого-либо направления.
Недостатком данного способа является отсутствие учета возможных неравномерностей нагрева тканей, вызываемых среди прочего неодинаковым уровнем дозы, сообщенной ткани при смещении зоны прогрева. Другим недостатком способа является узкая ориентация температурного контроля на «непревышение» некоторой критической температуры на поверхности кожи, а режим воздействия для деструкции «целей» выбирается из рекомендованных до начала облучения, что делает невозможной динамическую регулировку глубины и степени воздействия во время облучения.
Задача, на решение которой направлено заявляемое изобретение, состоит в создании устройства и способа проведения фотодинамической терапии и лазерной гипертермии.
Технический результат, достигаемый при реализации заявляемого изобретения, заключается в повышении эффективности гипертермии и ФДТ злокачественных новообразований, расположенных под кожей или в мягких тканях, за счет:
учета возможного неравномерного нагревания облучаемой области ткани,
возможности регулирования положения температурного градиента в глубине ткани в процессе облучения,
более эффективной доставки лазерного излучения непосредственно к новообразованию,
минимизации повреждения кожи в зоне облучения,
существенного снижения болевого синдрома при применении высоких мощностей лазерного облучения,
более точного расположения облучающего световода относительно узловой подкожной опухоли.
Указанный технический результат достигается за счет того, что устройство для проведения лазерной гипертермии и/или фотодинамической терапии, включающее источник лазерного облучения, соединенный с ним световод, охлаждающий узел для контактного охлаждения поверхности ткани, средство подачи охлаждающей жидкости, устройство регистрации температуры, включающее инфракрасную камеру, подключенную к средству отображения и обработки информации, связанному с источником лазерного излучения и средством подачи охлаждающей жидкости, при этом средство обработки информации выполнено с возможностью расчета температуры на заданной глубине непосредственно под охлаждающим узлом по значению температуры на поверхности ткани по периметру устройства охлаждающего узла и/или на некотором расстоянии от него, с возможностью управления мощностью источника лазерного излучения и скоростью подачи охлаждающей жидкости средством для подачи охлаждающей жидкости в зависимости от полученного результата расчета.
Наличие средства отображения и обработки информации, связанного с источником лазерного излучения и средством подачи охлаждающей жидкости в зону охлаждения, при этом средство обработки информации выполнено с возможностью расчета температуры на заданной глубине по параметрам температуры на поверхности ткани и с возможностью управления мощностью источника лазерного излучения и скоростью подачи охлаждающей жидкости в зависимости от полученного результата расчета позволяет управлять процессом прогрева ткани на заданную глубину в автоматическом режиме с учетом возможного неравномерного нагревания облучаемой области ткани, охлаждающий узел выполнен в виде герметичного бокса с двумя сапфировыми окнами - верхним и нижним, между которыми находится полость для охлаждающей жидкости, подаваемой средством подачи охлаждающей жидкости, оптический световод установлен с возможностью крепления на герметичном боксе при помощи втулки на резьбовом соединении.
Кроме того, средство отображения и обработки информации содержит устройство отображения дозы.
Кроме того, световод содержит, по меньшей мере, одно доставляющее излучение оптическое волокно и, по меньшей мере, одно диагностическое волокно, соединенное со средством спектроскопической диагностики.
Также технический результат достигается за счет того, что способ проведения лазерной гипертермии и фотодинамической терапии включает облучение ткани лазерным излучением с одновременным охлаждением облучаемой ткани, при этом в процессе облучения поверхности ткани и/или охлаждения поверхности ткани непрерывно регистрируют температуру на поверхности ткани по периметру охлаждающего узла на некотором расстоянии от него, температуру охлаждающей жидкости, поступающей в охлаждающий узел, температуру охлаждающей жидкости на выходе из охлаждающего узла, после чего с использованием измеренных значений температур по заданному алгоритму рассчитывают температуру непосредственно под охлаждающим узлом на заданной глубине, после чего изменяют температуру под охлаждающим узлом на заданной глубине до требуемой температуры путем изменения мощности лазерного излучения и/или скорости подачи охлаждающей жидкости в соответствии с заданным алгоритмом.
Кроме того, облучение ткани проводят постоянным лазерным излучением, необходимым для метода ФДТ, во время проведения фотодинамической терапии производится вычисление суммарной дозы лазерного излучения на единицу объема на требуемой глубине, являющейся основным параметром ФДТ.
Кроме того, измерение температуры на поверхности ткани по периметру охлаждающего узла и/или на некотором расстоянии от него, температуры охлаждающей жидкости, поступающей в охлаждающий узел, температуры охлаждающей жидкости на выходе из охлаждающего узла осуществляют посредством инфракрасной камеры, соединенной со средством отображения и обработки информации.
Кроме того, в процессе лазерной гипертермии и фотодинамической терапии проводят спектроскопическую диагностику.
Предлагаемое устройство и способ иллюстрируются нижеперечисленными чертежами:
фиг.1 - Устройство для проведения лазерной гипертермии и/или фотодинамической терапии.
фиг.2 - Отображение системой регистрации температуры с разметкой для расчета температур маркерами определения температуры охлаждающей жидкости (2) и температуры в окрестности сапфирового окна охлаждающего узла (3).
фиг.3 - Варианты расположения и формы маркеров линейных (1, 2), зонного (3), двухзонного (4).
фиг.4 - Адаптивное управление в замкнутом цикле.
Устройство для проведения лазерной гипертермии и фотодинамической терапии подкожных новообразований (фиг.1) содержит источник лазерного излучения 1, световод 2, охлаждающий узел 3, включающий герметичный бокс 9 с нижним и верхним сапфировыми окнами 4 и 4а, втулкой 11 и резьбовым соединением 12, средство для подачи охлаждающей жидкости 5. Дистальный конец световода 2 располагается перпендикулярно верхнему сапфировому окну 4 охлаждающего узла 3. Световод 2 может включать в себя, по меньшей мере, одно излучающее оптическое волокно 2а и, по меньшей мере, одно диагностирующее оптическое волокно 2б, подключенное к средству спектроскопической диагностики 10. Устройство также содержит устройство регистрации температуры 6, включающее инфракрасную камеру 7 и средство отображения и обработки информации 8. Средство отображения и обработки информации 8 связано с источником 1 лазерного излучения и средством подачи охлаждающей жидкости 5. Световод 2 крепится на герметичном боксе 9 втулкой 11 посредством резьбового соединения 12.
Предлагаемое устройство работает следующим образом: на поверхность ткани над облучаемым опухолевым узлом устанавливают охлаждающий узел 3 таким образом, чтобы сапфировое окно 4 герметичного бокса 9 было плотно прижато к поверхности ткани, и предварительно охлаждают поверхность ткани путем подачи средством 5 охлаждающей жидкости в полость между двумя сапфировыми окнами 4 и 4а герметичного бокса 9. После охлаждения поверхности ткани начинают ее облучение через сапфировые окна 4 и 4а оптическим волокном световода 2а, соединенным с источником лазерного излучения 1. При этом область облучения и/или охлаждения поверхности ткани располагается в поле зрения инфракрасной камеры 7, осуществляющей регистрацию температуры ткани, по периметру охлаждающего узла 3 и/или в зоне, находящейся вблизи зоны облучения. Изображение инфракрасной камеры, каждый пиксель которого несет информацию о температуре объекта, передается на средство обработки и отображения информации 8. Средство обработки и отображения информации 8 по значениям максимальной или средней температуры вдоль назначенных оператором маркеров на изображении (фиг.2) и текущему уровню мощности непрерывного лазерного излучения с учетом его длины волны по заданному алгоритму рассчитывает текущее значение температуры на требуемой глубине воздействия. Маркеры температуры вблизи охлаждающего узла в зависимости от условий облучения могут задаваться линейными, зонными, двухзонными (фиг.3). Далее осуществляют управление мощностью лазерного излучения и/или скоростью потока охлаждающей жидкости таким образом, чтобы обеспечить равенство текущей температуры требуемой температуре прогрева ткани на заданной глубине. Регулирование диаметра лазерного пятна под окном 4 производится путем смещения втулки 11 в резьбовом соединении 12. Диагностирующее оптическое волокно 2а передает оптический сигнал из зоны облучения на средство спектроскопической диагностики 10, где он обрабатывается путем оценки биохимического состояния/состава ткани для планирования дальнейшего терапевтического облучения, контроля правильности выбора положения световода 2 относительно биологической ткани.
1
Пример реализации способа управления проиллюстрирован на фиг.4. Реализуется адаптивное управление в замкнутом цикле. Предварительно врачом задаются данные, такие как требуемая температура (То) на требуемой глубине прогревания ткани (Lo). Далее система запускается, при этом управление источником лазерного излучения 1 и скоростью подачи охлаждающей жидкости производится устройством обработки и отображения информации 8. В область воздействия подается лазерное излучение определенной мощности (Р). Далее происходит нагрев биоткани 14 до некоторой температуры (T), которая регистрируется ИК-камерой 7.
В процессе нагрева биоткани 14 средство обработки и отображения информации 8 производит измерение температур вдоль маркеров, поданной мощности лазерного излучения (Р), а также скорости потока охлаждающей жидкости. На основании этих данных производится построение математической модели процесса нагрева биоткани в переменных вход/выход в идентификаторе. Идентификатор 8а входит в состав устройства обработки и отображения информации 8 и может быть реализован как программно, так и аппаратно. Далее данные по полученной модели идентификатором 8а передаются в оптимизатор 8б, в котором в соответствии с моделью процесса нагревания биоткани уточняется необходимая мощность лазерного излучения (Р) и скорость подачи хладагента (V), необходимые для достижения предустановленной температуры (Т0) на заданной глубине (L0). После необходимых расчетов оптимизатор выставляет необходимую мощность лазерного излучения и скорость охлаждающей жидкости для достижения предустановленных параметров. Далее цикл повторяется сначала.
Предлагаемый способ иллюстрируется нижеприведенным примером.
Пример. Больная М. 70 л. Диагноз: рак правой молочной железы, комбинированное лечение в 2000 году. Рецидив заболевания в 2007 году, в области правого плечевого сустава в/к образование 3×3×1 мм, подмышечной области справа 5 новообразований размерами до 4-5 мм, в области п/о рубца 6 новообразований до 3-4 мм, всего двенадцать. Проведено 4 сеанса ФДТ с препаратом «Фотосенс» (смесь натриевых солей ди-, -три- и тетрасульфофталоцианина гидроксиалюминия) совместно с гипертермией на в/к метастазы грудной клетки справа и плеча.
Четыре сеанса облучения были проведены с применением заявляемого устройства (для внутритканевой лазерной гипертермии и фотодинамической терапии) в режиме одновременных гипертермии лазерным излучением длиной волны 810 нм - мощностью лазерного излучения 6 Вт и фотодинамической терапии излучением длиной волны 630 нм - мощностью лазерного излучения 0,8 Вт. В результате четырех сеансов чрезкожного облучения кожные покровы над опухолью не изменены, достигнута частичная регрессия опухоли с длительной стабилизацией процесса.
Таким образом, изложенные сведения свидетельствуют о том, что заявляемое устройство для проведения внутритканевой лазерной гипертермии и фотодинамической терапии и способ их осуществления обладают преимуществами по сравнению с известными средствами лечения аналогичных заболеваний. Использование в клинической практике заявляемого устройства и способа позволяет достичь следующих положительных лечебных результатов:
- применять разные тактики лечения узловой опухоли, требующие управления (движения) теплового градиента внутри ткани, например последовательного термического повреждения ложа опухоли с последующим всплыванием максимума наведенной температуры к поверхности для термического повреждения узла;
- сократить продолжительность сеанса ФДТ и гипертермии в условиях применения большой мощности лазерного облучения до 0,8-1 Вт при ФДТ и 6-8 Вт при гипертермии на выходе световода;
- исключить термическое повреждение неоднородных тканей в зоне лазерного воздействия и его ореола в тканях при данных параметрах мощности излучения;
- достигнуть полной терапевтической дозы светового облучения при воздействии на опухоль большого объема за 1-4 сеанса облучения.
Таким образом, предложены устройство и способ проведения гипертермии и фотодинамической терапии злокачественных опухолей контактным способом, позволяющие существенно увеличить эффективность проведения гипертермии и ФДТ злокачественных новообразований, расположенных под кожей или в мягких тканях.