Борьба со злокачественными опухолями является важной задачей современного здравоохранения. Одним из методов лечения злокачественных новообразований является лучевая терапия. На сегодняшний день она успешно применяется при лечении многих видов рака, однако для ряда радиорезистентных опухолей ее эффективность все еще не превышает 30–50% [1]. Повышение терапевтической эффективности лучевой терапии возможно за счет повышения поглощенной дозы в опухоли, однако лимитирующим фактором при этом становится лучевая нагрузка на нормальные ткани. Одним из методов, позволяющих локально увеличить поглощенную дозу в опухоли, без увеличения лучевой нагрузки на окружающие ткани, является фотон-захватная терапия (ФЗТ). Это увеличение дозы достигается путем введения или доставки в опухолевые ткани специальных препаратов, содержащих дозоповышающие агенты (ДПА). В ФЗТ к ним относятся химические элементы с порядковым номером Z более 52 (I, Gd, Au, Pt, Bi и др.). За счет большей вероятности взаимодействия таких элементов с внешним рентгеновским излучением удается достичь избирательного локального увеличения поглощенной дозы в области накопления препарата с ДПА [2–4]. В отличие от конвенциональной лучевой терапии, в которой используется геометрическое наведение излучения на опухоль, в ФЗТ возможна реализация биологического наведения излучения на мишень за счет использования туморотропных препаратов с ДПА. Противоопухолевая эффективность ФЗТ показана в ряде экспериментальных исследований на животных [5–11]. Получаемые в исследованиях результаты по терапевтической эффективности ФЗТ сложно транслировать в клиническую практику, так как без сопоставления наблюдаемого противоопухолевого эффекта с величиной и распределением поглощенной дозы в опухоли невозможно прогнозировать терапевтический исход.

Дозиметрическое сопровождение представляет собой наиболее сложный и наименее разработанный компонент ФЗТ как в экспериментальных исследованиях, так и в клинических. ФЗТ — бинарная технология лучевой терапии, в которой величина и пространственное распределение поглощенной дозы в мишени определяются  не только параметрами внешнего облучения, но и концентрацией, а также пространственным распределение препарата с (ДПА).

Интратуморальное (внутриопухолевое) введение ДПА используется как при экспериментальных исследованиях противоопухолевой эффективности ФЗТ на лабораторных животных [12–17], так и в клинической практике [18].
Целью работы было провести количественное исследование пространственного распределения висмута в качестве ДПА для ФЗТ на примере меланомы B16F10 при  однократном интратуморальном введении и оценить результаты дозо-объемного распределения.

МАТЕРИАЛЫ И МЕТОДЫ

Исследование проводили на самках мышей линии С57Bl/6 массой 20–22 г (питомник филиала «Столбовая» ФГБУН НЦБТ ФМБА; Россия). Животных содержали при естественном освещении в стандартных условиях конвенционального вивария. В качестве опухолевой модели использовали мышиную меланому B16F10. Опухоль перевивали подкожно на среднюю треть латеральной части правой задней лапы. Перевивку осуществляли 14% суспензией опухолевого материала в объеме 0,2 мл среды Хенкса ex tempore. Исследование распределения ДПА в опухолях шести животных проводили по достижении новообразованием объема ~700 мм³. Измерение размеров опухолевого узла проводили штангенциркулем в трех взаимно перпендикулярных плоскостях с последующим вычислением объема опухоли по формуле для вычисления объема эллипсоида.

В качестве ДПА применяли висмут в виде комплекса с диэтилентриаминопентауксусной кислотой (Bi- ДТПА), использованный нами ранее в исследованиях противоопухолевой эффективности [15]. Характеристика использованного раствора Bi-ДТПА представлена в таблица.
Введение ДПА осуществляли однократной интратуморальной инъекцией 50 мкл раствора Bi-ДТПА, содержащего 5 мг висмута.

Количественное исследование распределения ДПА in vivo проводили методом микро-КТ [19–21] на сканере IVIS Spectrum CT (Perkin Elmer; США). Во время исследования мыши находились в состоянии общей анестезии, которую осуществляли ингаляционной подачей воздушной смеси с 2%-м объемным содержанием изофлюрана. Сканирование всего тела мышей проводили до введения ДПА, сразу же после введения ДПА (~1 мин после введения) и далее через 3, 5, 10, 15, 20, 25 и 30 мин. Пример томограмм опухолей до и после интратуморального введения ДПА представлен на рис. 1. По окончании сканирования мышей, все еще находящихся в состоянии общей анестезии, подвергали эвтаназии методом цервикальной дислокации.

Количественное определение концентрации ДПА в опухоли проводили по значениям рентгеноплотности каждого пикселя участка томограммы относительным методом. Учитывая, что абсолютные реконструируемые значения рентгеноплотности для однородного объекта у сканера IVIS Spectrum CT зависят от номера среза и значительно различаются в центральных областях объекта по сравнению с периферическими [22], для расчетов концентрации ДПА использовали разницу значений рентгеноплотности опухолевых тканей до введения ДПА и после введения. Пересчет значений рентгеноплостности в значения концентрации ДПА осуществляли по градуировочным прямым, построенным по томограммам микропробирок, содержащих растворы с известной концентрацией висмута (рис. 2).

Оценку величины поглощенной дозы для каждого пикселя томограммы опухоли проводили путем определения фактора повышения дозы (ФПД) для соответствующего значения концентрации ДПА, полученной для данного пикселя в каждом исследованном временном интервале. ФПД — это отношение значений поглощенной дозы в объекте в присутствии и в отсутствии ДПА для одних и тех же параметров внешнего облучения, определяемое по формуле:

ФПД = D_ДПА (C) / D₀                       

где D_ДПА(C) — поглощенная доза в точке некоторого объекта, содержащая концентрацию ДПА величиной С при облучении рентгеновским излучением с интенсивностью I₀ в данной точке, D₀ — поглощенная доза в той же точке того же объекта, имеющая концентрацию ДПА, равную нулю (С = 0), при облучении рентгеновским излучением той же интенсивности I₀ [23].
Величину ФПД определяли по измеренным значениям концентрации ДПА на основании экспериментальных и расчетных данных [2, 24]. Значения ФПД усредняли по времени на интервале от 0 до 30 мин, что соответствует времени облучения, использованного нами в более ранней работе [15]. Затем воксели опухоли, имеющие одинаковые средние значения ФПД, суммировали для получения дозо- объемного распределения. Поскольку в ФЗТ наличие ДПА в опухоли приводит к локальному увеличению поглощенной дозы (т. е. опухоль или ее часть получает дозу излучения, превышающую номинальную, рассчитанную без учета присутствия ДПА), в данной работе мы использовали модифицированный вид кумулятивного дозо-объемного распределения, отличный от применяемого в конвенциональной лучевой терапии. Для характеристики величины и пространственного распределения поглощенной дозы использовали кумулятивное дозо-объемное распределение, показывающее зависимость ФПД от относительного объема опухоли (в %). Для каждого значения относительного объема опухоли указывали соответствующую для него минимальную величину ФПД. Данный вид дозо-объемного распределения более информативен для ФЗТ, так как позволяет наглядно оценить роль используемого препарата с ДПА в увеличении поглощенной дозы в органе. Анализ томограмм, расчет ФПД и дозо-объемных распределений проводили в программной среде MATLAB (MathWorks; США).

РЕЗУЛЬТАТЫ ИССЛЕДОВАНИЯ

Анализ распределения Bi-ДТПА в опухолевых тканях после однократного интратуморального введения показал, что период полувыведения комплекса из опухоли составляет 3 мин. К 30-й минуте после введения в опухоли остается 4% от введенного количества (рис. 3).
Объем распределения введенного раствора Bi-ДТПА через 1 мин после введения составил 219 ± 35 мм3 (24 ± 1%) от общего объема опухоли (рис. 4).

До 3-й минуты после введения наблюдается конкурирующее действие процесса распределения раствора Bi-ДТПА в опухолевых тканях и процесса его выведения, в результате чего доля объема опухоли, содержащего ДПА, не изменяется. Далее объем опухоли, содержащий ДПА, уменьшался и к 25-й минуте после введения составил 1–7% от общего объема опухоли. Полученное модифицированное кумулятивное дозо- объемное распределение представлено на рис. 5.
По данным дозо-объемного распределения в 6% объема опухоли наблюдали увеличение поглощенной дозы более чем в 2 раза. Дополнительное энерговыделение за счет присутствия ДПА, превышающее номинальную дозу облучения (ФПД > 1), было обнаружено в 29% объема опухоли.

ОБСУЖДЕНИЕ РЕЗУЛЬТАТОВ

Полученное дозо-объемное распределение (рис. 5) характеризуется выраженной неоднородностью по объему опухоли. Максимальное рассчитанное значение ФПД в области максимальной концентрации ДПА при облучении в течении 28,5 мин равно 4. Это позволяет при рентгеновском облучении дозой 0,7 Гр/мин обеспечить поглощенную дозу величиной 80 Гр. Однако такое значительное увеличение поглощенной дозы было характерно лишь для 0,1% объема опухоли. Увеличение поглощенной дозы в опухоли в 1,5 и более раза (т. е. поглощенная доза более 30 Гр при той же мощности дозы) за счет присутствия в ней ДПА, наблюдали в 10% объема опухоли.

С целью дальнейшей оценки максимально возможного времени задержки роста опухоли, облученной с полученным дозо-объемным распределением, были использованы следующие положения:
1) считали, что рецидивирующая после облучения опухоль растет по экспоненциальному закону с временем удвоения Td [25];
2) клетки в опухоли погибают только в результате непосредственного радиационного повреждения;
3) допускали, что в 10% объема опухоли, получившей дозу 30 Гр, произошла полная гибель всех опухолевых клеток.

Последнее допущение использовали с целью упростить оценку именно максимально возможного времени задержки роста опухоли, что в этой ситуации допустимо: если часть клеток в данном объеме все-таки выживет, то это уменьшит время задержки роста опухоли и не повлияет на величину максимального значения. Тогда, если объем выживших клеток после облучения без введения ДПА принять за Vs, объем выживших клеток в опухоли с интратуморальным введения ДПА составит 0,9Vs. Если считать, что время удвоения объема опухоли в обоих случаях одинаковое и равно 5 сут. [17, 26], а рост объема происходит по экспоненциальному закону, то время задержки роста опухоли за счет интратуморального введения ДПА перед облучением не превысит 0,76 сут.

Однако экспериментальные исследования, опубликованные нами ранее [15] показывают, что такое введение обеспечивает задержку роста опухоли на 10 сут. по сравнению с опухолью, облученной без введения ДПА. Очевидно, что противоопухолевый эффект, наблюдаемый при однократном рентгеновском облучении меланомы B16F10 с интратуморальным введением ДПА, обусловлен не только непосредственным радиационным поражением опухолевых клеток, но и другими механизмами.

ВЫВОДЫ

Анализ пространственного распределения ДПА и поглощенной дозы в объеме опухоли показал, что однократное интратуморальное введение обеспечивает выраженное неоднородное распределение ДПА и, как следствие, поглощенной дозы в опухоли. Для достижения более однородного распределения целесообразно использовать многократное обкалывание опухоли, которое желательно проводить под контролем средств визуализации (УЗИ, КТ др.). Полученные ранее результаты по противоопухолевому эффекту ФЗТ с интратуморальным введением ДПА [15] ставят вопрос о необходимости изучения механизмов противоопухолевого действия ФЗТ с данным путем введения ДПА.