Жорина Л.В., Змиевской Г.Н. Основы взаимодействия физических полей с биологическими объектами (2006) (1095846), страница 33
Текст из файла (страница 33)
Однако, несмотря на то что фотосенсибилизаторы второго поколения еше не вошли в широкую клиническую практику, активно разрабатываются новые фотосенсибилизаторы третьего поколения. Для них характерно не просто продвижение в ближнюю ИК-область, но и формирование интенсивных пиков поглощения в этом диапазоне, соответствующих максимальному проникновению излучения в мягкие ткани (0,8...1,1 мкм). Это, с одной стороны, обеспечивает наиболее эффективное облучение максимально возможных объемов опухоли, с другой, позволяет достигнуть максимального контраста норма — патология с оптической точки зрения, поскольку именно в этой области спектра уменьшаются паразитные засветки за счет рассеяния (существенные в красной области).
В ближней ИК-области работают весьма перспективные источники лазерного и некогерентного высокомонохроматического излучения (светодиоды) и достигается максимальное отношение сигнал1шум для фотоприемных устройств дозиметрического контроля процесса облучения. Все это в принципе позволяет превратить установку для ФДТ из сложного стационарного комплекса аппаратуры в компактный и экономичный аппарат настольного типа, который можно будет применять в поликлинических и амбулаторных условиях. Примеры таких фотосенсибилизаторов активно синтезируемых и исследуемых приведены в табл. 4.1.
При ФДВ могут использоваться любые источники света, излучающие в соответствии со спектром поглощения фотосенсибилизатора и обладающие достаточной мощностью излучения. Поскольку возбуждение фотосенсибилизатора осуществляется излучением определенной длины волны, причем эффективность цитотоксической реакции возрастает с уменьшением ширины полосы поглощения фотосенсибилизатора, очевидно, что данный метод не мог получить должного развития в адолазерную эпоху», хотя само по себе фотодинамическое действие света было обнаружено еще в начале ХХ в. К преимуществам использования лазеров для ФДВ относятся: узкий спектр излучения (для лазеров на красителях можно пере- 176 177 з Ю62 страивать длину волны); высокая выходная мощность излучения в требуемом спектральном диапазоне; возможность доставки излучения к опухоли с помощью оптических волокон без значительной потери мощности; возможность точно измерять и изменять дозу облучения. Однако Не-Хе-лазеры обладают малой мощностью, а лазеры на красителях трудоемки в обслуживании, настройке и дороги.
Идеальным является случай совпадения максимума поглощения фотосенсибилизатора с максимумом спектральной плотности источника света. К сожалению, на практике это удается реализовать далеко не всегда (даже если вя н1го желаемое совпадение достигнуто, введение препарата вя зйи, как правило, изменяет положение максимума поглощения фотосенсибилизатора малопредсказуемым образом), поэтому используется либо перестраиваемый в широком диапазоне лазер 1чашс всего, лазер на красителе), либо широкополосный источник. Ламповые источники практически вышли из употребления, но в последнее время большой интерес вызывают источники на светодиодах, монохроматичность которых гораздо выше, чем ламповых, хотя и существенно ниже лазерных.
На рис. 4.2 представлены характерные спектры поглощения для водных растворов фотосенсибилизаторов фотогем и фотосенс в сопоставимых концентрациях. Здесь же приведены кривые спектральной зависимости глубины проникновения электромагнитного излучения в мягкие биоткани и спектральной плотности излучения светодиода на основе ОаА!0 24Аз (МГДС-структура) от длины волны. Видно, что наиболее изученные и широко применяемые в медицинской практике препараты на основе ПГП обладают спектральными характеристиками, далекими от оптимальных. Препарат фотосенс имеет основной (самый интенсивный) пик поглощения в области 660...670 нм.
Это позволяет снизить пороговую плотность потока излучения примерно на порядок по сравнению с препаратом фотогем. Таким образом, открывается возможность проведения эффективной ФДТ с применением светодиодных источников, поскольку в этом диапазоне спектра работают интенсивные светодиодные излучатели (см. рис.
4.2). Наиболее характерное значение выходной мощности такого светодиода составляет 1 мВт в непрерывном режиме при силе тока, протекающего через р-л-переход, 10 мА и ширине спектра на половине высоты около 60 нм. Достичь плотности потока энергии г порядка 10 мВтlсм вполне возможно, если светодиодный облуча- 178 тель выполнен в виде матрицы и применена оптическая система, собирающая выходной пучок в пятно диаметром около 1 см.
Фактором, ограничивающим применение светодиодных источников, является пока еще недостаточная эффективность согласования пучка излучения с волоконными световодами, поэтому ФДТ внутренних органов остается пока прерогативой лазерных источников. 1ОО 80 60 4О 20 о 400 500 600 700 Л, нм Рис. 4.2. Характерные спектры поглощения фотосеисибилизаторов фотогем, %, (2) и фотосенс, %, (3); характерная глубина проникновения элек- — 1 тромагнитиого излучения (усредненная) в мягкие биоткани, 1, 1О мм, (!) и характерная спектральная плотность излучения светодиода на ОаА1АЫ Вт!(м ср), (4) 2 При разработке источников лазерного излучения для ФДТ необходимо учитывать следующие требования. 1.
Близость (в идеале — совпадение) длины волны излучения к положению максимума поглощения фотосенсибилизатора в состоянии 1и зйи. Последнее означает, что должна быть обеспечена перестройка частоты излучения в достаточно широких пределах, поскольку максимум поглощения фотосенсибилизатора в зависимости от локализации препарата в различных тканях и клетках может меняться. 2. Возможность передачи излучения через оптическое волокно с высокой эффективностью для обеспечения проведения ФДТ как для наружных патологий, так и для внутренних органов. 3, Достаточная выходная мощность излучателя для превышения порога фотодинамического действия и необходимый запас мощности для облучения больших объемов биоткани.
4. Малогабаритность, экономичность, простота управления. Последнее требование до недавних пор не ставилось во главу угла, но с разработкой фотосенсибилизаторов второго и третьего поколений оно становится весьма актуальным. В этом плане име- 179 ются богатые возможности использования для ФДТ твердотельных лазеров с умеренными уровнями выходной мощности, работающих в импульсном режиме с воздушным охлаждением, и полупроводниковых лазеров, имеющих на сегодня уже вполне достаточную для ФДТ мощность.
Особый интерес представляют разработки новых средств доставки лазерного излучения к объекту фотодинамического воздействия. В аппаратуре первого поколения это были, как правило, моноволоконные световоды длиной несколько метров с диаметром сердцевины 200...800 мкм. В этом случае требуется дополнительное оборудование для облучения больших объемов биоткани и пункционного введения дистального конца световода внутрь облучаемой ткани. Проблемы, возникшие при клиническом применении лазерной аппаратуры первого поколения, привели к появлению специальных оптических катетеров для ФДТ, которые имеет смысл рассматривать как элементы лазерной аппаратуры второго поколения. Обязательной принадлежностью такого катетера является специальный оптический наконечник на дистальном конце (ор11са! бр), формирующий заданное пространственное распределение интенсивности.
При разработке световодных систем принципиальное значение приобретает мониторный контроль интенсивности излучения непосредственно в сердцевине световода, поскольку обычные методы контроля вводимого в световод излучения (измерение уровня мощности на входе и выходе световода) не годятся. В ряде работ предложены методы мониторного контроля интенсивности лазерного излучения, пропускаемого через световод [9Ц. Эти методы основаны на применении интегральной фотометрии излучения, проходящего через оболочку световода.
Интегральный фотометр как бы «надевается» на световод, причем, чтобы управлять возрастанием сигнала, регистрируемого фотометром, можно либо задавать изгиб световода внутри фотометрической полости, либо контролируемо повреждать оптическую оболочку. Такая методика позволяет контролировать интенсивность излучения, непосредственно проходящего через световод, и регистрировать «добавку» к нему, связанную с попаданием в световод диффузно отраженного излучения в процессе облучения биоткани, Если использовать сигнал с интегрального фотометра в качестве управляющего, то дозу облучения можно устанавливать в ходе оперативной обработки сигнала прямо во время сеанса. Безусловно, эта задача должна решаться с применением информационных технологий, поскольку при таком подходе главным элементом системы управления является ЭВМ.
180 Современные волоконно-оптические технологии позволяют изготавливать не только моноволоконные световоды для передачи излучения во внутренние полости, но и специальные многоволоконные оптические катетеры, позволяющие передавать оптическое изображение исследуемой области. Такой катетер может быть введен в инструментальный канал эндоскопа, а может вводиться и самостоятельно как пункция. В качестве примера приведем отечественный комплекс «Фотодин», сочетающий в себе как диагностические возможности (фоконный волоконно-оптический зонд, позволяющий передавать люминесцентный «портрет» операционного пространства, регистрируемый ПЗС-камерой и запоминаемый ЭВМ), так и терапевтические (избирательное воздействие на операционную область с использованием светомодулирующего устройства, задающего пространственное распределение интенсивности облучения в соответствии с люминесцентным «портретом»). Управление светомодулирующим устройством с помощью ЭВМ позволяет в режиме реального времени отслеживать изменения в операционном пространстве и автоматически изменять параметры воздействия.
![](https://s.studizba.com/z.php?f=/templates/si/i/noavatar.png&w=100&h=100&t=1"){kind=avatar}
