BR112020009238A2

BR112020009238A2 - sistema para tratamento térmico de tecidos biológicos

Info

Publication number: BR112020009238A2
Application number: BR112020009238-0A
Authority: BR
Inventors: Jeffrey K. Luttrull; David B. Chang; Benjamim W. L. Margolis
Original assignee: Ojai Retinal Technology, Llc
Priority date: 2017-11-15
Filing date: 2018-07-19
Publication date: 2020-10-20
Also published as: CA3071937A1; EP3703815A1; JP2021502834A; CN111343936A; WO2019099068A1; JP7130271B2; AU2018369022B2; CN111343936B; AU2018369022A1; EP3703815A4

Abstract

Um sistema e um processo para tratamento térmico de tecido biológico que inclui um gerador de radiação (22) para gerar radiação de tratamento (30), possuindo um predeterminado comprimento de onda e potência média. A radiação de tratamento é aplicada ao tecido biológico, tal como o tecido retinal, tal que pelo menos uma mancha de tratamento se forme no tecido biológico e o tecido biológico seja termicamente estimulado de forma suficiente para estimular a ativação da proteína por choque térmico sem destruir o tecido.

Description

SISTEMA PARA TRATAMENTO TÉRMICO DE TECIDOS BIOLÓGICOS FUNDAMENTOS DA INVENÇÃO

[0001] A presente invenção está de forma geral direcionada a sistemas e processos para o tratamento de tecido biológico, e particularmente a tecido da retina. Mais particularmente, a presente invenção é direcionada a um processo para tratamento térmico de tecidos da retina ou outro tecido biológico usando radiação, como feixes de luz, que criam um efeito terapêutico para um tecido alvo sem destruir ou danificar permanentemente o tecido alvo.

[0002] A fotocoagulação retinal é um procedimento comumente usado para o tratamento de doenças da retina, incluindo retinopatia diabética. A fotocoagulação da retina envolve o uso da luz para criar queimaduras térmicas no tecido da retina. Acredita-se que essas queimaduras térmicas selem a retina e impedem que os vasos sanguíneos cresçam e vazem. Normalmente, as queimaduras a laser na retina são de espessura total nas áreas da patologia da retina e visíveis no momento do tratamento como lesões retinais brancas ou cinza. Com o tempo, essas lesões se desenvolvem em áreas focais de cicatrização coriorretinal e atrofia progressiva.

[0003] Existem diferentes limiares de exposição para lesões retinais hemorrágicas, oftalmoscopicamente aparentes ou angiograficamente demonstráveis. Uma lesão de “limiar” é aquela que é quase invisível oftalmoscopicamente no momento do tratamento. Uma lesão “sublimiar” é aquela que não é visível no momento do tratamento, mas é detectável oftalmoscopicamente ou angiograficamente. A terapia a laser “supra-limiar” é a fotocoagulação da retina realizada para a mancha final facilmente visível. Em todos os casos, no entanto, acredita-se que danos e cicatrizes reais nos tecidos sejam necessários para criar os benefícios do procedimento. Verificou-se que a fotocoagulação é um meio eficaz de produzir cicatrizes da retina e se tornou o padrão técnico para fotocoagulação macular para edema macular diabético e outras doenças da retina por muitos anos.

[0004] Embora ofereçam uma clara vantagem em comparação com nenhum tratamento, os atuais tratamentos de fotocoagulação da retina, que criam queimaduras e cicatrizes na retina, apresentam desvantagens e desvantagens. A fotocoagulação convencional costuma ser dolorosa. Isso pode exigir anestesia local, que possui seus próprios riscos, ou, alternativamente, o tratamento pode ser dividido em estágios por um longo período de tempo para minimizar a dor do tratamento e a inflamação pós-operatória. Além disso, a redução transitória da acuidade visual é comum após a fotocoagulação convencional.

[0005] De fato, o dano térmico do tecido pode ser a única fonte de muitas complicações potenciais da fotocoagulação convencional que podem levar à perda visual imediata e tardia. Tais complicações incluem fibrose sub-retinal, neovascularização coroidal e expansão progressiva das cicatrizes do laser. A inflamação resultante da destruição do tecido pode causar ou exacerbar o edema macular, contração precipitada induzida da proliferação fibrovascular com descolamento de retina e hemorragia vítrea e causar uveíte, descolamento coroidal seroso, fechamento de ângulo ou hipotonia. Enquanto algumas dessas complicações são raras, outras, incluindo dor no tratamento, expansão progressiva da cicatriz, perda de campo visual, visão noturna reduzida etc.

são tão comuns que são aceitas como efeitos colaterais inevitáveis da fotocoagulação retinal a laser convencional. Devido ao dano inerente à retina no tratamento convencional de fotocoagulação, é estritamente proibido o tratamento da fóvea e de outras áreas sensíveis da retina, apesar do edema macular diabético mais incapacitante visualmente ocorrer nessas áreas.

[0006] Outro problema é que o tratamento requer a aplicação de um grande número de doses de laser na área da retina a ser tratada. Isso pode ser entediante e demorado, pois não é incomum que centenas ou mesmo mais de mil manchas de laser sejam necessários para fornecer um tratamento completo. O médico é responsável por garantir que cada mancha do feixe de laser esteja adequadamente posicionada longe das áreas sensíveis do olho, como a fóvea, que podem resultar em danos permanentes. O tratamento ponto a ponto de um grande número de locais, usando um único feixe de laser sequencialmente, tende a ser um procedimento demorado, que frequentemente resulta em fadiga do médico e desconforto do paciente.

[0007] Os inventores descobriram que a radiação, como na forma de vários comprimentos de onda da luz, pode ser aplicada ao tecido da retina de uma maneira que não destrua Ou danifique permanentemente o tecido da retina, mas alcance os efeitos benéficos nas doenças oculares. os inventores descobriram que um ou mais feixes de luz podem ser gerados e aplicados ao tecido da retina, de modo que seja terapêutico, ainda que subletal ao tecido da retina, e evite a fotocoagulação prejudicial no tecido da retina, proporcionando tratamento preventivo e protetor do tecido retinal do olho. Acredita-se que Oo processo aumente a temperatura do tecido de maneira controlada para estimular seletivamente a ativação de proteína por choque térmico e/ou a produção e a facilitação do reparo de proteínas, que serve como um mecanismo para oO tratamento terapêutico do tecido. Acredita-se que essas proteínas ativadas por choque térmico possam redefinir a retina doente para sua condição saudável, removendo e reparando proteínas danificadas. Isso resulta em melhora da função do RPE, melhora a função e a auto-regulação da retina, inflamação aguda restauradora, inflamação crônica reduzida e imunodulação sistemática. Os efeitos da presente invenção podem retardar, parar ou até reverter doenças da retina e melhorar a função visual e reduzir o risco de perda visual. Acredita-se que aumentar a temperatura do tecido de maneira controlada para estimular seletivamente a ativação da proteína por choque térmico sem danificar ou destruir o tecido também traz benefícios em outros tecidos.

SUMÁRIO DA INVENÇÃO

[0008] A presente invenção reside em um processo para tratamento térmico de tecido biológico. De acordo com a invenção, a radiação de tratamento é gerada e aplicada ao tecido biológico de maneira a estimular o calor o tecido biológico o suficiente para criar um efeito terapêutico sem destruir o tecido.

[0009] Mais particularmente, a radiação de tratamento é gerada com um comprimento de onda entre 570 nm e 1300 nm e uma potência média entre 0,0000069 e 37,5 watts. Pode ser gerada radiação de tratamento que tenha um comprimento de onda entre 600 nm - 1100 nm e uma potência média entre 0,00015 e 6,94 watts.

[00010] A radiação de tratamento é aplicada ao tecido biológico de modo que pelo menos uma mancha de tratamento com um diâmetro entre 10-700 micra seja formado no tecido biológico. Pelo menos uma mancha de tratamento com um diâmetro entre 100-500 micra também pode ser formado. A radiação de tratamento pode ser pulsada e aplicada ao tecido por uma duração entre 30-800 milissegundos.

[00011] A radiação de tratamento pode ser aplicada ao tecido da retina de um olho. A radiação de tratamento pode ser aplicada a pelo menos uma porção da fóvea do olho.

[00012] O tecido pode ser aquecido entre seis e onze graus Celsius durante a aplicação da radiação de tratamento no tecido. No entanto, o aumento médio da temperatura do tecido durante vários minutos é mantido a aproximadamente um grau Celsius ou menos. Isso pode estimular a ativação da proteína por choque térmico em um tecido e, assim, criar um efeito terapêutico, sem destruir o tecido.

[00013] Uma pluralidade de feixes espaçados de radiação de tratamento pode ser gerada e aplicada simultaneamente ao tecido para formar uma pluralidade de manchas de tratamento espaçados em uma primeira área de tratamento. Durante um intervalo de tempo, compreendendo menos de um segundo, entre pulsos de radiação de tratamento aplicados à primeira área de tratamento do tecido, os feixes de radiação de tratamento podem ser movidos e aplicados a uma segunda área de tratamento do tecido suficientemente espaçada da primeira área de tratamento do tecido para evitar danos térmicos ao tecido alvo. Os feixes de radiação de tratamento podem ser aplicados repetidamente, de maneira alternada durante a mesma sessão de tratamento, a cada uma das primeira e segunda área de tratamento do tecido até que um número predeterminado de aplicações em cada uma da primeira e segunda área de tratamento do tecido tenha sido alcançado.

[00014] A radiação de tratamento pode ser aplicada ao tecido por um primeiro período de tempo, como menos de um segundo, para estimular a ativação da proteína por choque térmico no tecido. A aplicação da radiação de tratamento é interrompida por um intervalo de tempo que excede o primeiro período de tempo, como alguns segundos a vários minutos. A radiação de tratamento é então reaplicada ao tecido após o intervalo de tempo, dentro de uma única sessão de tratamento, de modo a aumentar de forma controlável a temperatura do tecido sem destruí-lo para aumentar o nível de ativação da proteína por choque térmico no tecido.

[00015] Outras características e vantagens da presente invenção serão evidentes a partir da descrição mais detalhada a seguir, tomada em conjunto com os desenhos anexos, que ilustram, a título de exemplo, os princípios da invenção.

BREVE DESCRIÇÃO DOS DESENHOS

[00016] Os desenhos anexos ilustram a invenção. Em tais desenhos: A Figura 1 é um gráfico que ilustra a absorção de radiação em determinados comprimentos de onda pelo sangue e tecidos oculares; A Figura 2 é um gráfico que representa as propriedades da melanina e a absorbância da melanina RPE em função do comprimento de onda; A Figura 3 é um gráfico que representa os coeficientes de absorção de água em vários comprimentos de onda;

As Figuras 4A e 4B são gráficos que representam o aumento da temperatura induzida por radiação nas cristalinos de um olho em função da potência média da radiação e do tempo de irradiação;

A Figura 5 é um gráfico que representa o aumento da temperatura da água perto da retina em função da potência média de radiação para diferentes comprimentos de onda;

A Figura 6 é um gráfico que representa o aumento da potência necessária à medida que o comprimento de onda da radiação aumenta para absorção de melanina e ativação de proteínas por choque térmico;

As Figuras 7A-7C são gráficos que representam a potência média em manchas retinais de diâmetros variados em função da duração da radiação para a potência média de tratamento necessária e a potência média máxima de tratamento permitida, de acordo com a presente invenção;

As Figuras 8A-8C são gráficos que representam a densidade média de potência necessária para o tratamento e a potência média máxima de tratamento permitida em diferentes diâmetros da mancha retinal, de acordo com a presente invenção;

As Figuras 9A e 9B são gráficos que ilustram a potência média de uma fonte de laser em comparação com o raio da fonte e a duração do trem de pulso do laser;

As Figuras 10A e 10B são gráficos que ilustram o tempo para a temperatura decair, dependendo do raio e comprimento de onda da fonte de laser;

A Figura 11 é uma vista em diagrama que ilustra um sistema usado para gerar um feixe de luz laser, de acordo com a presente invenção;

A Figura 12 é uma vista esquemática da óptica utilizada para gerar um padrão geométrico de luz laser, de acordo com a presente invenção;

A Figura 13 é uma vista em planta de um mecanismo de scanner óptico, usado de acordo com a presente invenção;

A Figura 14 é uma vista parcialmente explodida do mecanismo de scanner óptico da Figura 13, ilustrando as várias partes componentes do mesmo;

A Figura 15 ilustra deslocamentos controlados da exposição de uma grade de padrão geométrico exemplar de manchas de laser para tratar o tecido alvo, de acordo com uma modalidade da presente invenção;

A Figura 16 é uma vista em diagrama que ilustra o uso de um objeto geométrico na forma de uma linha ou barra digitalizada de modo controlável para tratar uma área do tecido alvo;

A Figura 17 é uma vista esquemática semelhante à Figura 16, mas ilustrando a linha ou barra geométrica girada para tratar o tecido alvo;

A Figura 18 é uma vista em diagrama que ilustra uma modalidade alternativa do sistema usado para gerar feixes de luz laser para tratamento de tecido, de acordo com à presente invenção;

A Figura 19 é uma vista esquemática que ilustra ainda outra modalidade de um sistema usado para gerar feixes de luz laser para tratar tecidos de acordo com a presente invenção;

As Figuras 20A-20D são vistas esquemáticas ilustradas na aplicação de potência micropulsada a diferentes áreas de tratamento durante um intervalo de tempo predeterminado, dentro de uma única sessão de tratamento, e reaplicando a potência a áreas previamente tratadas, de acordo com a presente invenção; As Figuras 21-23 são gráficos que representam a relação entre poder e tempo de tratamento, de acordo com as modalidades da presente invenção; As Figuras 24A e 24B são gráficos que representam o comportamento dos componentes do sistema celular HSP ao longo do tempo após um aumento repentino de temperatura; As Figuras 25A-25H são gráficos que representam o comportamento dos componentes do sistema celular HSP no primeiro minuto após um aumento repentino de temperatura; As Figuras 26A e 26B são gráficos que ilustram variação nas concentrações de HSP ativada e HSP inativada no reservatório citoplasmático durante um intervalo de um minuto, de acordo com a presente invenção; e A Figura 27 é um gráfico que representa as razões de melhoria versus intervalo entre tratamentos, de acordo com a presente invenção.

DESCRIÇÃO DETALHADA DAS MODALIDADES PREFERIDAS

[00017] Como mostrado nos desenhos anexos, e como aqui mais detalhadamente descrito, a presente invenção é direcionada a um sistema e método para tratamento térmico de tecido biológico. Isso pode ser feito fornecendo radiação, como um ou mais feixes de luz ou similares, tendo parâmetros de potência e aplicação selecionados para fazer com que um curso de tempo térmico no tecido aumente a temperatura do tecido durante um curto período de tempo para um nível suficiente para alcançar um efeito terapêutico enquanto mantém uma temperatura média do tecido durante um período prolongado abaixo de um nível predeterminado, de modo a evitar danos permanentes no tecido.

Acredita-se que a criação do intercurso temporal térmico estimula a ativação ou produção de proteínas por choque térmico e facilita o reparo de proteínas sem causar nenhum dano.

[00018] os inventores descobriram que a radiação eletromagnética pode ser aplicada ao tecido da retina de uma maneira que não destrua ou danifique o tecido da retina enquanto obtém efeitos benéficos nas doenças oculares. Mais particularmente, pode ser gerado um feixe de luz laser que é terapêutico, mas subletal para as células do tecido da retina e, assim, evita a fotocoagulação prejudicial no tecido da retina, que fornece tratamento preventivo e protetor do tecido da retina do olho. Acredita-se que isso possa ser devido, pelo menos em parte, à estimulação e ativação de proteínas por choque térmico e à facilitação do reparo de proteínas no tecido da retina.

[00019] Vários parâmetros do feixe de luz devem ser levados em consideração e selecionados para que a combinação dos parâmetros “selecionados atinja o efeito terapêutico sem danificar permanentemente o tecido. Esses parâmetros incluem comprimento de onda da radiação, raio da fonte de radiação ou tamanho da mancha formado na retina, potência da radiação, duração da aplicação e ciclo de trabalho do trem de pulsos. Em particular, o comprimento de onda da radiação, a potência média de radiação, o tamanho da mancha formado na retina pela fonte de radiação e a duração da aplicação, tal como a duração do trem de uma fonte de radiação pulsada, são parâmetros particularmente importantes na geração e aplicação da radiação de tratamento na retina em para alcançar efeito terapêutico sem destruir ou danificar permanentemente o tecido.

[00020] A seleção desses parâmetros pode ser determinada exigindo que a integral de Arrhenius para a ativação da HSP seja maior que 1 ou unitária. Ao mesmo tempo, os parâmetros selecionados não devem danificar permanentemente o tecido. Assim, a integral Arrhenius para danos também pode ser usada, em que a integral Arrhenius resolvida é menor que 1 ou unitária. Alternativamente, as restrições da FDA/FCC sobre a deposição de potência por unidade de grama de tecido e o aumento da temperatura, medidos por períodos de minutos, devem ser atendidos, a fim de evitar danos permanentes ao tecido. Os requisitos da FDA/FCC sobre deposição de potência e aumento de temperatura são amplamente utilizados e podem ser consultados, por exemplo, em www. fda.gov/medicaldevices/deviceregulationandguidance/guidanc edocuments/ucm073817.htmtattacha para fontes eletromagnéticas. De um modo geral, a elevações de temperatura do tecido entre 6 ºC e 11 ºC podem criar efeito terapêutico, tal como pela ativação de proteínas por choque térmico, enquanto mantém a temperatura média do tecido por um período prolongado, como por vários minutos, tal como seis minutos, abaixo de uma temperatura predeterminada, como 1 ºc ou menos, não danificarão permanentemente o tecido.

[00021] Como mencionado acima, o comprimento de onda da radiação de tratamento é um dos parâmetros que devem ser determinados e selecionados. A faixa de comprimento de onda possível é determinada no aumento da absorção pelo tecido, como os pigmentos visuais da retina, na extremidade inferior e pela diminuição da absorção de melanina, juntamente com o aumento da absorção de água na extremidade superior. Embora o processo da presente invenção possa ser utilizado para tratar uma variedade de tecidos, verificou-se ser particularmente adequado para o tratamento de distúrbios e doenças oculares, e particularmente distúrbios da retina. Assim, os parâmetros aqui descritos são particularmente adequados para o tratamento de tais distúrbios da retina.

[00022] Com referência à Figura l1, que ilustra a absorção de radiação ao longo de um espectro de comprimentos de onda pelo sangue, melanina RPE, pigmentos maculares, cristalinos, água e pigmentos visuais sensíveis ao comprimento de onda sensível (LWS) e sensível ao comprimento de onda médio (MWS). Figura 1 exibe a densidade óptica, ou o produto do comprimento de absorção por unidade vezes o comprimento de absorção em função do comprimento de onda entre 400 nm e 750 nm de comprimento de onda da radiação, como dentro do espectro de luz. Figura 1 mostra que acima de 650 nm, a absorção é praticamente toda devida à melanina no RPE. A aproximadamente 570 nm, a soma das densidades ópticas dos pigmentos LWS e MWS e o sangue excede a densidade óptica da melanina. Isso não é desejável, pois o paciente experimentará efeitos visuais durante o tratamento devido à absorção dos pigmentos visuais abaixo de 450 nm, a absorção é principalmente devida à melanina RPE, sangue e cristalino. No entanto, a absorção pelo cristalino não é desejável, pois isso causa aquecimento do cristalino que pode resultar em desnaturação das proteínas que compreendem o cristalino. Assim, o limite inferior do comprimento de onda realisticamente utilizável pelo processo da presente invenção é determinado por absorção indesejável pelos pigmentos visuais e outros absorvedores. Consequentemente, um limite extremo inferior do comprimento de onda seria de aproximadamente 570 nm, onde a melanina e a soma das densidades ópticas do pigmento visual são comparáveis. Um limite de comprimento de onda inferior preferível, no entanto, seria 600 nm, onde a absorção é dominada pela melanina sem absorção visual de pigmento e, assim, evitando que o paciente sofra distúrbios visuais durante o tratamento.

[00023] Acredita-se que o efeito terapêutico do tratamento com radiação seja devido à ativação de HSPs no RPE devido à elevação induzida por laser da temperatura do RPE. No intervalo operacional desejado de comprimentos de onda, essa elevação de temperatura é devida principalmente à absorção de radiação pela camada fina (aproximadamente 6 micra de melanina na porção anterior do RPE). Figura 2 mostra a absorbância da melanina RPE em função do comprimento de onda entre 250 nm e 700 nm em unidades arbitrárias (AU). Verificou-se que o gráfico poderia ser ajustado por um exponencial: exp[-0,0062 A (nm) ] . Verificou-se que o coeficiente de absorção é de 104 em” a A = 810 nm, de modo que Onmelanina (A) = 104 exp[-0,0062 (À (nm) -810)]. Assim, a absorbância diminui muito rapidamente à medida que o comprimento de onda aumenta. A 1300 nm, por exemplo, a absorbância da melanina é de apenas 0,048, em 810 nm. A 810 nm, a fração da radiação incidente absorvida pela melanina é de 6%. A 1300 nm, isso cai para apenas 0,3%. Isso significa que, a 1300 nm, a potência de radiação devido apenas a esse efeito teria que ser aumentada em um fator de 20 em comparação com a potência de 810 nm para obter o mesmo aumento de temperatura.

[00024] Além da diminuição da absorção de melanina com o aumento do comprimento de onda, a absorção pela água no vítreo aumenta. O coeficiente de absorção da água é uma função do comprimento de onda (entre 49 nm e 1 mm) é mostrado na Figura

3. Como pode ser visto na Figura 3, oO coeficiente de absorção da água para a radiação aumenta de 0,03 ecem'º* a 810 nm para 0,3 cm'* a 1300 nm. Isso significa que, à medida que o comprimento de onda aumenta acima de 810 nm, a temperatura do cristalino ocular e do vítreo aumentará mais para uma dada potência do laser de entrada. Entre 400 nm e 1500 nm, aparece na Figura 3 que QAagua (2A)/O (810) x (N/810)*, isto é, Aágua (A) = 0,03 [À ((nm)/810]”).

[00025] Com referência agora às Figuras 4A e 4B, é mostrado o aumento da temperatura induzida por radiação no cristalino do olho em função da potência média da radiação e do tempo de irradiação para comprimentos de onda de 810 nm e 1300 nm. O gráfico é para potências na faixa de 0 a 5 watts e para tempos de irradiação na faixa de O a 0,8 segundos. Pode ser visto nas Figuras 4A e 4B que aumentar o comprimento de onda de 810 nm para 1300 nm resulta em um aumento de ordem de magnitude no aumento da temperatura do cristalino. Ao mesmo tempo, a temperatura resultante aumenta no cristalino para as potências e os tempos de irradiação não resultam em desnaturação das proteínas do cristalino para o comprimento de onda e, portanto, enquanto 810 nm seria um comprimento de onda preferível, é improvável que um aumento no comprimento de onda da ordem de 1300 nm causaria danos aos cristalinos.

[00026] Porém, a magnitude e o efeito do aumento da temperatura nos comprimentos de onda mais longos próximos à retina podem ser maiores. A razão para isso é que, próximo ao cristalino, o raio da radiação é da mesma ordem que o do cristalino, aproximadamente 3 mm. Perto da retina, no entanto, a radiação é focada em um raio muito menor. A diferença nos raios resulta em um aumento de temperatura muito maior perto da retina, apesar do fato de que as distâncias de difusão térmica próximas ao cristalino durante o tempo de irradiação serem muito menores que o raio, enquanto que perto da retina o aumento de temperatura é diminuído pela difusão térmica. Devido à difusão térmica próxima ao cristalino, o aumento da temperatura induzido pela absorção de água é essencialmente independentemente do tamanho da mancha.

[00027] A Figura 5 ilustra o aumento da temperatura da água perto da retina em função da potência média de radiação, sendo a curva superior um comprimento de onda de 1300 nm e a curva inferior para comprimentos de onda de radiação de 810 nm. A potência varia de O a 5 watts. Figura 5 mostra que no comprimento de onda de 810 nm, o aumento da temperatura é pequeno e não deve danificar a retina. No comprimento de onda de 1300 nm, o aumento da temperatura pode ser bastante apreciável à medida que a potência média aumenta. Como pode ser visto na Figura 5, o aumento da temperatura é de 8 K para uma potência de 2 watts. No entanto, como será mostrado mais detalhadamente abaixo, é improvável que sejam necessários níveis médios de potência nessa magnitude. Por conseguinte, é improvável que, para potências médias de interesse na invenção, o aumento do comprimento de onda da radiação na ordem de 1300 nm deva elevar a temperatura da água perto da retina até a mancha em que o dano está infligido.

[00028] Outra consideração é a quantidade de atenuação do poder de radiação na água antes que o RPE seja atingido. A potência na retina é obtida a partir da potência incidente no olho pelo fator exp[-aL], onde a é o coeficiente de absorção de água e L é a distância através do olho: * a (810 nm) = 0,03 cm

* a (1300 nm) = 0,3 cm* e L=2,5 cm

[00029] Assim, a 810 nm, exp[-0,03x2,5] = 0,93 da radiação incidente chega à retina, enquanto que a 1300 nm, apenas exp[- 0,3x2,5] = 0,47 da radiação incidente chega à retina.

[00030] Por conseguinte, à medida que o comprimento de onda aumenta para a ordem de 1300 nm, a eficiência do tratamento diminui consideravelmente. Para obter o mesmo aumento de temperatura no RPE, seria necessário empregar uma fonte de radiação duas vezes mais potente que a 810 nm, se o coeficiente de absorção da melanina RPE fosse o mesmo nos dois comprimentos de onda. No entanto, o coeficiente de absorção de melanina é menor por um fator de 20. Os dois efeitos combinados significam que o poder de radiação precisaria ser aumentado em cerca de 40 vezes para alcançar o mesmo aumento de temperatura.

[00031] Pelo exposto, é evidente que existem duas consequências principais do uso de comprimentos de onda mais longos, a saber, uma diminuição na absorção de melanina e um aumento na quantidade de atenuação no vítreo devido ao aumento da absorção de água. Para estimar o impacto da diminuição da absorção de melanina na potência de radiação necessária, basta reconhecer que o aumento de temperatura que ativa as HSPs é proporcional a PoOmelaninar Onde P é a potência incidente na retina. Para estimar o impacto do aumento da atenuação no vítreo, simplesmente observamos que a potência incidente na retina está relacionada à potência incidente no olho por exp[- OáguaL] . Portanto, se designarmos a potência de radiação necessária incidente no olho a 810 nm por p (810), a potência necessária em qualquer outro comprimento de onda poderá ser escrita aproximadamente como p(A) = p (810) Exp[0,0062 (Anm - 810) ] Exp[0,075 (Anm/810)*].

[00032] A relação p(A)/p (810) entre comprimentos de onda de 600 nm e 1300 nm é representada na Figura 6. Pode ser visto na Figura 6 que, à medida que o comprimento de onda da radiação aumenta, a potência necessária para a ativação da HSP aumenta muito devido ao aumento da absorção de água e à menor absorção de melanina. Pode-se observar pelo exposto que, devido ao aumento muito grande da potência de radiação necessária para a ativação da HSP à medida que o comprimento de onda é aumentado, um limite superior razoável no comprimento de onda utilizável para o processo da presente invenção é de 1300 nm. No entanto, um limite superior mais preferível no comprimento de onda é de 1100 nm, onde, embora a potência necessária ainda seja maior que seus comprimentos de onda mais curtos, ela não é tão grande quanto os comprimentos de onda mais altos.

[00033] Pelo exposto, a presente invenção pode ser realizada em uma ampla faixa de comprimentos de onda entre 570 nm e 1300 nm. No entanto, uma faixa mais preferível de comprimentos de onda é de 600 nm a 1100 nm. Uma faixa ainda mais preferível de comprimentos de onda é de 700 nm a 900 nm, com um comprimento de onda operacional particularmente preferido a aproximadamente 810 nm. Nesses comprimentos de onda, a absorção de melanina é dominante com o aquecimento principalmente no RPE desejado e o comprimento de onda está a uma distância segura dos comprimentos de onda, onde ocorre uma absorção apreciável nos pigmentos visuais em comprimentos de onda mais curtos ou na água em comprimentos de onda mais longos.

[00034] Além do comprimento de onda, os outros parâmetros que precisam ser especificados para que se possa praticar a invenção são a duração da irradiação em uma única mancha, o raio da mancha única da radiação na retina e a potência média P na retina.

[00035] Alternativamente, a potência média de radiação P pode ser substituída pela densidade média de potência de radiação P na retina, onde as duas quantidades são relacionadas simplesmente por P, = P/(nNRº), em que R designa o raio da mancha de radiação na retina.

[00036] Para um sistema repetitivo de micropulsos do tipo usado na invenção, a densidade média de potência de radiação (fluência) P, na retina está relacionada à densidade da potência da radiação de pico na retina multiplicado pelo ciclo de trabalho de do trem de micropulsos. A potência de pico da radiação fornecida à retina é igual à “potência de discagem” de pico de radiação para um único mancha multiplicado pela eficiência da transmissão n do sistema óptico. A eficiência é tipicamente cerca de 80%. Se o laser acender uma grade de N manchas e possuir uma potência total do indicador de pico Pricor então P; = n (dp Ppico/N)/(nR).

[00037] As Figuras 7A-7C mostram a dependência da potência média de radiação necessária no tamanho da mancha e na duração da radiação. Para cada Figura, são mostradas duas potências, a saber, Preiniciarr a potência média de tratamento necessária (curva inferior) e Pdaanos, à potência média máxima de tratamento permitida acima da qual danos consideráveis podem ocorrer (curva superior). A curva inferior mostra a potência que fornece uma integral Arrhenius redefinida de 1. A curva superior fornece um limite Arrhenius integral de dano de 1. As durações de radiação variam de 0,03 segundos a 0,8 segundos. É assumido um comprimento de onda de radiação de 810 nm. Figura 7A ilustra a potência média em watts em uma mancha retinal de diâmetro de 10 micra como uma função da duração da radiação. Figura 7B ilustra a potência média em watts no diâmetro da retina de 200 micra em função da duração da radiação. Figura 7C ilustra a potência média em watts no diâmetro da retina de 500 micra em função da duração da radiação.

[00038] As Figuras 8A-8C ilustram a dependência da densidade de potência de radiação requerida (fluência) na retina, no tamanho da mancha e na duração do microtrem. Por conseguinte, a Figura 8A tem um diâmetro da mancha retinal de 10 micra, 8B um diâmetro da mancha retinal de 200 micra e 8C um diâmetro da mancha retinal de 500 micra. Mais uma vez, um comprimento de onda de radiação de 810 nm é usado. Embora as Figuras 8A-8C pode ser obtido diretamente das Figuras 7A-7C simplesmente dividindo os poderes das Figuras 7A-7C pelas áreas dos manchas, eles estão incluídos para facilitar a referência.

[00039] As Figuras 7 e 8 mostram que, à medida que a duração do tratamento diminui, as potências e densidades de potência requeridas aumentam drasticamente. Além disso, quanto maior a mancha retinal tratada, maior a potência média necessária. Além disso, quanto maior a mancha retinal tratada, menor é a densidade média de potência necessária. Embora a potência em uma mancha de 500 micra seja da ordem de 75 vezes maior que a potência em uma mancha de 10 micra, a potência média não parece ser excessiva. Da mesma forma, para uma mancha de 10 micra, a densidade de potência necessária é da ordem de 34 vezes aquela para uma mancha de 500 micra, mas as densidades de potência mais altas não parecem ser excessivas. Contudo,

estes tamanhos de manchas de tratamento representam uma extremidade superior e inferior aproximada dos tamanhos utilizados de acordo com a presente invenção.

[00040] Deve-se notar, no entanto, que quanto menor a mancha de tratamento, mais manchas serão necessários para tratar uma determinada área da retina. Isso exigirá um tempo total de tratamento mais longo, o que é indesejável. Além disso, quanto maior o tempo de tratamento de uma mancha, maior será o tempo total necessário para o tratamento de uma determinada área desejada da retina.

[00041] Também existem limites de segurança que devem ser levados em consideração para evitar a destruição ou dano permanente do tecido da retina. Existem limites para a duração da radiação com o aumento associado na densidade de potência. Para pulsos de nanossegundos ou picossegundos de 10ºº-10*? watts/cm) de lasers de infravermelho próximo, esses pulsos curtos demonstraram criar plasma no tecido que gera ondas de choque destrutivas. Foi demonstrado que a fototermólise com tecido em explosão ocorre com um laser pulsado de 585 nm com duração de 0,0005 segundos. Estudos com laser de argônio (514 nm) foram realizados para verificar quando ocorrem danos ao RPE devido ao efeito térmico e ao efeito de geração de ondas de choque/bolhas. Verificou-se que, para um pulso de 5 microssegundos, o dano celular RPE estava sempre associado à formação de microbolhas. Para um pulso de 50 microssegundos, o dano foi causado principalmente por efeitos de desnaturação térmica, mas também existem algumas microbolhas formadas. Para pulsos com mais de 500 microssegundos, o dano foi causado por efeitos térmicos. O mecanismo de dano muda de um mecanismo puramente térmico em pulsos mais longos para um mecanismo termomecânico em pulsos curtos, com a transição ocorrendo em aproximadamente 18 microssegundos. Também foi descoberto que aplicações de laser de comprimento de onda vermelho ou de comprimento de onda vermelho de curta duração ou mais longa (veja a CW) são conhecidas por ter um risco aumentado de romper a membrana de Bruch por explosão térmica/formação de bolhas, e que pode levar a neovascularização coroidal e perda visual.

[00042] Do exposto, podemos concluir sobre manchas retinais e tempos de tratamento que, a fim de evitar longos períodos totais de tratamento e grandes poderes de radiação e densidade de potência, para uma radiação de comprimento de onda de aproximadamente 810 nm, uma ampla faixa de tempos de tratamento de 0,03 segundos a 0,8 segundos podem ser usados, com uma faixa preferida de tempos de tratamento de 0,1 a 0,5 segundos. Uma vasta gama de tamanhos de manchas retinais utilizáveis de acordo com a presente invenção é de 10 micra a 700 micra de diâmetro. No entanto, uma faixa mais preferível de tamanhos de manchas retinais é de 100 a 500 micra de diâmetro.

[00043] As tabelas 1-5 abaixo mostram as potências de tratamento (reinício) necessárias, potências de dano, densidades de potência de tratamento (reinício) e densidades de potência de dano nos extremos dos intervalos para diferentes “comprimentos de onda dentro do intervalo de comprimentos de onda utilizáveis para praticar o presente invenção.

Tabela 1. Potência de tratamento Preinício, potência de dano Pasnosr densidades da potência de tratamento na retina Pireinícior e densidades da potência do limiar de danos na retina Pidanos COMO UMa função do tempo de tratamento de irradiação tr num diâmetro da mancha de radiação retinal, para A = 570 nm. As potências estão em watts, as densidades de potência em watts/cm?, o tempo em segundos e os diâmetros das manchas em micra. Os valores de tr são os extremos das faixas de tratamento sugeridas. tr Diâmetro Preinício Pdanos Pireinício Piadanos segundos um watts watts watts/cmó watts/cm? 0,0015421 | 0,0029044 | — 1974 LL | 200 | 0,03661 | 0,072901 LL | so [0/1973 | 0,3726 — | 0,0009066 | 0,0024894 | 1237 LL | 200 [0,019159]| 0,04876 6o LL | so | 9,0736 | o,1876 0,00023 | 0,0019090 l | 1200 [0,0038918 | 0,032522 Lo | so [0,0911362 | 0,09676 | oe | 10 | 6/0806 [0,0017498] 96 LL | 100 [0,0001299 | 0,0200206] o, Tabela 2. Potência de tratamento Preinício, Potência de dano Paanosr densidades da potência de tratamento na retina Pireinícior e densidades da potência do limiar de danos na retina Pidanos COMO UMa função do tempo de tratamento de irradiação tr num diâmetro da mancha de radiação retinal, para A = 600 nm. As potências estão em watts, as densidades de potência em watts/cm, o tempo em segundos e os diâmetros das manchas em micra. Os valores de tr são os extremos das faixas de tratamento sugeridas.

tr Diâmetro Preinício Paáanos Pireinício Pidanos segundos um watts watts watts/cm? watts/ cm? 10 0,001809 | 0,003456 2317 4387 LL | 200 | 0,04536 | 0,08559

| | 500 | 0,23166 | 0,4374 0,0011314 | 0,0029016 | 1452 l | 200 [0,0221491 | 0,05721 soo 0,0864 | 0,22032 10 0,00027 | 0,0022401 2844 | | 100 [0,0041482 | 0,0389178 | | 500 [0,013338 [0,1135699] 6&8e | 57 | 10 8,16-06 | 0,002052 2599 | | 100 | 0,000151 | 0,034074 [| 500 | 0,000432 | 0,0907254 | 021 [| ao | Tabela 3. Potência de tratamento Preinícior, Potência de dano Paáanos, densidades da potência de tratamento na retina Pireinícior e densidades da potência do limiar de danos na retina Pidanos como uma função do tempo de tratamento de irradiação tr num diâmetro da mancha de radiação retinal, para A = 810 nm. As potências estão em watts, as densidades de potência em watts/cm/, o tempo em segundos e os diâmetros das manchas em micra. Os valores de tr são os extremos das faixas de tratamento sugeridas.

tr Diâmetro Preinício Paanos Pireinício Prdanos segundos num watts watts watts/cm? | watts/cm? | 003 | 10 | 0,0067 | 0,0128 8583 | 16251 | | 20 | 016 0,317 1009 | | so | 0,858 0,1 10 0,0042 0,0108 5381 13723 200 0,0833 0,212 265 677 | | so | 032 | 0,84 0,001 | 0,00863 | 1239 10536 | | 100 | o0,0166 | o,1414 52 | 450 | | so | 0,049 | 0,4207 0,00003 2626 | | 100 | 0,00056 | 0,126 L | so | 0,016 | 0,3602

Tabela 4. Potência de tratamento Preiníci, potência de dano Páaanosr densidades da potência de tratamento na retina Pireinícis € densidades da potência do limiar de danos na retina Pidanos COMO UMa função do tempo de tratamento de irradiação tr num diâmetro da mancha de radiação retinal, para A = 1100 nm.

As potências estão em watts, as densidades de potência em watts/cm, o tempo em segundos e os diâmetros das manchas em micra.

Os valores de tr são os extremos das faixas de tratamento sugeridas. tr Diâmetro Preinício Paanos Pireinício P1danos segundos um watts watts watts/cm? watts/cm? 0,05695 | 0,1088 72955 138133 [ | 20 | 1,428 | 2,695 4530 8576 | 500 | 7,293 13,717 | 3714 7038 0,0357 0,0918 45738 116645 [| | 200 | 0,70805 | 1,802 2252 [| so | 2,72 | 6,936 1385 3536 0,0085 | 0,07055 10531 89556 [| 1200 | 0,141 | 1,201 3825 [ | soo | 0,2199 | 3,57595 1819 0,000255 | 0,0646 81821 100 0,00476 1,0727 15 3502 | soo | o,0136 | 3,067 | 69 | 1555 Tabela 5. Potência de tratamento Preiníci, potência de dano Panos, densidades da potência de tratamento na retina Pireinícis € densidades da potência do limiar de danos na retina Pidanos COMO UMa função do tempo de tratamento de irradiação tr num diâmetro da mancha de radiação retinal, para A = 1300 nm.

As potências estão em watts, as densidades de potência em watts/cmº, o tempo em segundos e os diâmetros das manchas em micra.

Os valores de tr são os extremos das faixas de tratamento sugeridas. tr Diâmetro Preinício Pdanos Pireinício Pidanos segundos um watts watts watts/cm? watts/cm? 0,3082 | 0,5888 | 394818 747546

[ ]| 20 |] 7,728 [14,582 24518 46414 0,1932 | 0,4968 | 247526 631258 lo | 20 | 3,8318 | 9,752 12190 31142 [| soo | 14,72 |37536] 7498 19136 | / 10 | 0/7636 | 6,504 2433 20700 [ | soo | 2,2724 |19,3522 9841 | os | 10 | 0,00138 | 0,3496 1966 442796 | | 100 | 0,02576 | 5,8052 18952 LL | soo | 0,0736 |16,5692 8418

[00044] Os inventores descobriram que a geração de um ou mais feixes de radiação, como feixes de luz coerentes (laser) ou não coerentes dentro da faixa indicada acima, com uma duração apropriada correspondente, tamanho da mancha de tratamento e potência média de radiação ou densidade média de potência de radiação em a retina cria fotoestimulação retinal desejável sem áreas de queimadura visíveis ou destruição de tecido. A seleção apropriada dos parâmetros de geração de radiação e aplicação de potência eleva o tecido da retina pelo menos até um nível terapêutico, mas abaixo de um nível letal celular ou tecidual, a fim de evitar a destruição, queima ou dano ao tecido retinal. A combinação apropriada desses parâmetros gera um(s) feixe(s) de luz de radiação micropulsado subletal que, quando adequadamente aplicado ao calor da retina ou outro tecido biológico, estimula o tecido o suficiente para criar um efeito terapêutico sem destruir o tecido. O termo “sublimiar”, conforme usado aqui em conexão com a invenção, significa não apenas que nenhuma área visível de queimadura ou destruição de tecido é formada, mas que as áreas tratadas não mostram sinais de queimaduras, lesões ou dano tecidual oftalmoscopicamente ou angiograficamente e, portanto, são denominadas pelos inventores como fotoestimulação retinal “limiar real”. Assim, a presente invenção pode ser usada para tratar toda a retina, incluindo áreas sensíveis, como a fóvea, sem o risco de danos ou perda de visão. Isso é referido aqui como “tratamento com laser de micropulso de diodo sublimiar” (SDM).

[00045] O SDM não produz dano retinal induzido por laser (fotocoagulação) e não possui efeito adverso conhecido do tratamento, e foi relatado como um tratamento eficaz em vários distúrbios da retina (incluindo retinopatia diabética proliferativa (DME)), edema macular devido à oclusão de ramo da veia da retina (BRVO), coriorretinopatia serosa central (CSR), reversão da tolerância a medicamentos e tratamento profilático de retinopatias degenerativas progressivas, como degeneração macular relacionada à idade seca, doença de Stargardts, distrofias de cone e retinite pigmentosa. A segurança do SDM é tal que pode ser usado de modo transfoveal em olhos com acuidade visual 20/20 para reduzir o risco de perda visual devido a DME precoce envolvendo fóvea.

[00046] Um mecanismo através do qual o SDM pode funcionar é a geração ou ativação de proteínas por choque térmico (HSPs). Apesar de uma variedade quase infinita de possíveis anormalidades celulares, células de todos os tipos compartilham um mecanismo de reparo comum e altamente conservado: proteínas por choque térmico (HSPs). As HSPs são provocadas quase imediatamente, em segundos a minutos, por quase qualquer tipo de estresse ou lesão celular. Na ausência de lesão celular letal, as HSPs são extremamente eficazes no reparo e retorno da célula viável para um estado funcional mais normal. Embora as HSPs sejam transitórias, geralmente atingindo o pico em horas e persistindo por alguns dias, seus efeitos podem ser duradouros. As HSPs reduzem a inflamação, um fator comum em muitos distúrbios.

[00047] O tratamento com laser ou outro tipo de radiação pode induzir a produção ou ativação de HSP e alterar a expressão de citocinas. Quanto mais repentino e severo for o estresse celular não letal (como irradiação com laser), mais rápida e robusta a ativação da HSP. Assim, uma explosão de picos térmicos repetitivos em baixa temperatura a uma taxa de mudança muito acentuada (elevação de - 7 ºC com cada micropulso de 100jus ou 70.000ºC/s) produzida por cada exposição do SDM é especialmente eficaz para estimular a ativação de HSPs, particularmente comparada à exposição não letal ao tratamento sublimiar com lasers de ondas contínuas, que podem duplicar apenas o baixo aumento médio da temperatura do tecido.

[00048] Laser ou outros comprimentos de onda de radiação abaixo de 550 nm produzem efeitos fotoquímicos cada vez mais citotóxicos. A 810 nm, o SDM produz estresse celular fototérmico, e não fotoquímico. Assim, o SDM é capaz de afetar o tecido sem danificá-lo. Os benefícios clínicos do SDM são, portanto, produzidos principalmente pela ativação fototérmica de HSP celular sub-mórbida. Nas células disfuncionais, a estimulação da HSP pelo SDM resulta na expressão normalizada de citocinas e, consequentemente, melhora na estrutura e função. Os efeitos terapêuticos dessa interação laser/tecido de “baixa intensidade” são amplificados pela aplicação do laser de “alta densidade”, recrutando todas as células disfuncionais na área do tecido alvo, tratando densamente/confluentemente uma grande área do tecido, incluindo todas as áreas de patologia, maximizando assim o efeito do tratamento. Esses princípios definem a estratégia de tratamento do SDM aqui descrita.

[00049] Como as células em funcionamento normal não precisam de reparo, a estimulação com HSP em células normais tenderia a não ter efeito clínico notável. A “pato-seletividade” dos efeitos do laser infravermelho próximo, como o SDM, afetando células doentes, mas não afetando as normais, em vários tipos de células é consistente com as observações clínicas do SDM. Foi relatado que o SDM possui uma faixa terapêutica clinicamente ampla, única entre as modalidades de laser da retina, consistente com as previsões de “Exposição Máxima Permissível” do American National Standards Institute. Embora o SDM possa causar efeitos fototérmicos diretos, como desdobramento e desagregação de proteínas entrópicas, o SDM parece otimizado para estimular clinicamente seguro e eficaz Oo reparo mediado por HSP.

[00050] Como observado acima, enquanto a estimulação de HSP por SDM não é específica em relação ao processo da doença, oO resultado do reparo mediado por HSP é, por sua natureza, específico ao estado da disfunção. As HSPs tendem a consertar o que está errado, seja o que for. Assim, a eficácia observada do SDM nas condições da retina é tão díspar quanto BRVO, DME, PDR, CSR, retinopatias genéticas e relacionadas à idade e NAMD tolerante a drogas. Conceitualmente, esse recurso pode ser considerado uma espécie de modo “Redefinir para o padrão” da ação de SDM. Para a ampla variedade de distúrbios em que a função celular é crítica, o SDM normaliza a função celular, acionando um “reiniciar” (para as “configurações padrão de fábrica”) através do reparo celular mediado por HSP.

[00051] Os inventores descobriram que o tratamento SDM de pacientes que sofrem de degeneração macular relacionada à idade (DMRI) pode retardar o progresso ou até parar a progressão da DMRI. A maioria dos pacientes observou melhora significativa na acuidade visual mesóptica funcional dinâmica logMAR e na acuidade visual mesóptica de contraste após o tratamento com SDM. Acredita-se que o SDM funcione visando, preservando e “normalizando” (movendo-se para a normal) a função do epitélio pigmentar da retina (RPE).

[00052] Também foi demonstrado que o SDM interrompe ou reverte as manifestações do estado da doença da retinopatia diabética sem danos ou efeitos adversos associados ao tratamento, apesar da persistência do diabetes mellitus sistêmico. Com base nisso, é hipotetizado que o SDM possa funcionar induzindo um retorno à função celular mais normal e à expressão de citocinas nas células RPE afetadas pelo diabetes, análoga a pressionar o botão “reinício” de um dispositivo eletrônico para restaurar as configurações padrão de fábrica. Com base nas informações e estudos acima, oO tratamento com SDM pode afetar diretamente a expressão de citocinas por meio da ativação da proteína por choque térmico (HSP) no tecido alvo. Como as proteínas por choque térmico desempenham um papel na resposta a um grande número de condições anormais no tecido do corpo que não o tecido ocular, acredita-se que sistemas e metodologias similares possam ser utilizados com vantagem no tratamento de tais condições anormais, infecções, etc.

[00053] Como indicado acima, a fotoestimulação por luz de micropulso de diodo sublimiar (SDM) tem sido eficaz em estimular o reparo direto de proteínas levemente dobradas de forma irregular no tecido ocular. Além da ativação da HSP, outra maneira de isso ocorrer é porque os picos de temperatura causados pelos micropulsos na forma de um intercurso temporal térmico permitem a difusão de água nas proteínas, e isso quebra as ligações peptídeo-peptídeo hidrogênio que impedem a proteína de retornar ao seu estado nativo. A difusão da água em proteínas resulta em um aumento no número de ligações de hidrogênio restritivas por um fator da ordem de um milhar. Assim, acredita-se que esse processo possa ser aplicado com vantagem a outros tecidos e doenças.

[00054] Como explicado acima, a fonte de potência a ser aplicada ao tecido alvo terá parâmetros de potência e operação que devem ser determinados e selecionados de modo a alcançar o efeito terapêutico sem danificar permanentemente o tecido. Usando uma fonte de potência de feixe de luz, como um feixe de luz laser, por exemplo, o comprimento de onda do laser, o raio da mancha de tratamento a laser, a potência média do laser e os parâmetros de duração total do trem de pulso devem ser levados em consideração. Ajustar ou selecionar um desses parâmetros pode afetar pelo menos um outro parâmetro.

[00055] As Figuras 9A e 9B ilustram gráficos que mostram a potência média em watts em comparação com o raio da fonte de laser (entre 0,1 cm e 0,4 cm) e a duração do trem de pulsos (entre 0,1 e 0,6 segundos). Figura 9A mostra um comprimento de onda de 880 nm, enquanto que a Figura 10B tem um comprimento de onda de 1000 nm. Pode ser observado nessas Figuras que a potência necessária diminui monotonicamente à medida que o raio da fonte diminui, à medida que a duração total do trem aumenta e à medida que o comprimento de onda diminui. Os parâmetros preferidos para o raio da fonte do laser é de 1 tm a 4 mm. Para um comprimento de onda de 880 nm, o valor mínimo de potência é de 0,55 watts, com um raio da fonte de laser de 1 mm e a duração total do trem de pulso de 600 milissegundos. O valor máximo de potência para o comprimento de onda de 880 nm é de 52,6 watts quando o raio da fonte de laser é de 4 mmea duração total do dreno de pulso é de 100 milissegundos. No entanto, ao selecionar um laser com comprimento de onda de 1000 nm, o valor mínimo de potência é 0,77 watts com um raio de fonte de laser de 1 mm e uma duração total do trem de pulsos de 600 milissegundos e um valor máximo de potência de 73,6 watts quando a fonte de laser o raio é de 4 tum e a duração total do pulso é de 100 milissegundos. As potências de pico correspondentes, durante um pulso individual, são obtidas das potências médias dividindo-as pelo ciclo de trabalho.

[00056] O volume da região do tecido a ser aquecido é determinado pelo comprimento de onda, pelo comprimento de absorção no tecido relevante e pela largura do feixe. A duração total do pulso e a potência média do laser determinam a potência total fornecida para aquecer o tecido, ou a densidade de potência por área de tecido, e o ciclo de trabalho do trem de pulsos fornece a potência de pico, ou pico, pico associado com a potência laser média. Preferentemente, os parâmetros de energia da fonte de energia pulsada são selecionados tal que aproximadamente 20 a 40 joules de energia é absorvida por cada centímetro cúbico do tecido alvo.

[00057] O comprimento de absorção é muito pequeno na fina camada de melanina no epitélio pigmentado da retina. Em outras partes do corpo, o comprimento de absorção geralmente não é tão pequeno. Nos comprimentos de onda que variam de 400 nm a 2000 nm, a profundidade de penetração e a pele estão na faixa de 0,5 mm a 3,5 mm. A profundidade de penetração nos tecidos mucosos humanos está na faixa de 0,5 mm a 6,8 mm. Por conseguinte, o volume aquecido será limitado à superfície externa ou interior onde a fonte de radiação é colocada, com uma profundidade igual à profundidade de penetração e uma dimensão transversal igual à dimensão transversal da fonte de radiação. Como a fonte de potência do feixe de luz é usada para tratar tecidos doentes próximos a superfícies externas ou próximas a superfícies acessíveis internas, um raio de fonte entre 1 mm a 4 mm e um comprimento de onda de 880 nm produz uma profundidade de penetração de aproximadamente 2,5 mm e um comprimento de onda de 1000 nm produz uma profundidade de penetração de aproximadamente 3,5 mm.

[00058] Foi determinado que o tecido alvo pode ser aquecido até aproximadamente 11 ºC por um curto período de tempo, como menos de um segundo, para criar o efeito terapêutico da invenção, mantendo a temperatura média do tecido alvo a uma temperatura mais baixa, tal como menos 6 ºC ou ainda 1 ºC ou menos por um período prolongado, como vários minutos. A seleção do ciclo de serviço e a duração total do trem de pulsos fornecem intervalos de tempo nos quais o calor pode se dissipar. Verificou-se ser eficaz um ciclo de trabalho inferior a 10% e, de preferência, entre 2,5% e 5%, com uma duração total de pulso entre 100 milissegundos e 600 milissegundos. As Figuras 10A e 10B ilustram o tempo de decaimento de 10 ºC a 1 ºC para uma fonte de laser com um raio entre 0,1 cm e 0,4 cm com o comprimento de onda de 880 nm na Figura 10A e 1000 nm na Figura 10B. Pode-se observar que o tempo de decaimento é menor ao usar um comprimento de onda de 880 nm, mas o comprimento de onda cai dentro dos requisitos e parâmetros operacionais aceitáveis para alcançar os benefícios da presente invenção sem causar dano permanente ao tecido.

[00059] Verificou-se que o aumento médio da temperatura da região alvo desejada aumentando pelo menos 6 “C e até 11 “ºC, e preferencialmente aproximadamente 10 ºC, durante o período total de irradiação resulta na ativação da HSP. O controle da temperatura alvo do tecido é determinado pela escolha dos parâmetros de origem e de destino, de modo que a integral Arrhenius para a ativação da HSP seja maior que 1, garantindo ao mesmo tempo a conformidade com os requisitos conservadores da FDA/FCC para evitar danos ou danos à integral Arrhenius sendo menor que 1.

[00060] A fim de atender às restrições conservadoras da FDA/FCC para evitar danos permanentes ao tecido, para feixes de luz e outras fontes de radiação eletromagnética, a elevação da temperatura média do tecido alvo em qualquer período de seis minutos é de 1 ºC ou menos. As Figuras 10A e 10B acima ilustram os tempos típicos de decaimento necessários para que a temperatura na região alvo aquecida diminua por difusão térmica de um aumento de temperatura de aproximadamente 10 ºC a 1 ºC, como pode ser visto na Figura 10A quando o comprimento de onda é de 880 nm e o diâmetro da fonte é de 1 milímetro, o tempo de decaimento da temperatura é de 16 segundos. O tempo de decaimento da temperatura é de 107 segundos quando o diâmetro da fonte é de 4 mm. Como mostrado na Figura 10B, quando o comprimento de onda é de 1000 nm, o tempo de decaimento da temperatura é de 18 segundos quando o diâmetro da fonte é de Lmm e 136 segundos quando o diâmetro da fonte é de 4 mm. Isso ocorre dentro do período em que o aumento médio da temperatura é mantido ao longo de vários minutos, como 6 minutos ou menos. Enquanto a temperatura do tecido alvo é elevada, como aproximadamente 10 “ºC, muito rapidamente, como em uma fração de segundo durante a aplicação da fonte de potência ao tecido, oO ciclo de trabalho relativamente baixo fornece períodos de tempo relativamente longos entre os pulsos de potência aplicados ao tecido e a duração relativamente curta do trem de pulsos garantem difusão e decaimento suficientes da temperatura em um período de tempo relativamente curto, compreendendo vários minutos, como 6 minutos ou menos, para que não haja dano permanente ao tecido.

[00061] As propriedades de absorção dos tecidos diferem. O conteúdo de água no tecido pode variar de um tipo de tecido para outro, no entanto, há uma uniformidade observada das propriedades dos tecidos em condições normais ou quase normais, o que permitiu a publicação de parâmetros do tecido que são amplamente utilizados pelos clínicos na concepção de tratamentos. Abaixo estão as tabelas que ilustram as propriedades das ondas eletromagnéticas em meios biológicos, com a Tabela 6 relacionada ao músculo, pele e tecidos com alto teor de água e a Tabela 7 relacionada à gordura, osso e tecidos com baixo teor de água. Tabela 6. Propriedades das ondas eletromagnéticas em meios biológicos: músculo, pele e tecidos com alto teor de água lcoeficient Comprimento de e de onda da reflexão Compri- | nspano| condutividade | Profundi- Frequência| mento de A iclé (mho/m) (cm) dade da Interface — te dielé-| — z (MHz) onda no ar|"º É oH penetração| Interface (em) trica E (om) NA gordura- ar-músculo (mho/m) músculo (em) | el * | " eme | | asse | | ss = ed es] e | edil o O o o EA E E A seo | ee] enfase ser penas o | [o so ese Ds] ns Jor belos se mm o o oO o Tabela 7. Propriedades das ondas eletromagnéticas em meios biológicos: gordura, osso e tecidos com baixo teor de água Coeficiente constant Profundi- de reflexão Compri- e lcompri-| dade da Frequên-| mento de es Conautiviaad mento |penetraçãl| . B cia onda no e ol, lie onda o Interface Interface (MHz) | ar (cm) (mmho/m) AL ar-músculo|gordura-músculo (em) [em | de] = || 1 30000 3000

. +17 27,12 1106 20 10,9-43,2 [241 159 0,660) a 0,651) +169 71 +17 40,68 738 14,6|/12,6-52,8 [187 8 0,617| 3 0,652] +170 sm | e Tre 2 +16 . 200 150 5,95) 25,8-94,2 59,7 39,2 | 0,458; 0,612] +172 7 +16 ue +17 7 433 69,3 5,6 37,9-118 28,8 26,2 | 0,427) o 0,562) +173 +17 Pas +17 32,8 5,6 55,6-147 1297) 17 [oa] 0,519] +176 +17 = e asa] uns 2 , +17 2450 12,2 5,5) 96,4-213 5,21] 11,2 0ráod 57] orsod 176] +17 o» vos +17 5000 5,5) 162-309 2,63 6,67 | 0,393 - 0,502) +175 +17 5900 1866-338 | 2,20 5,24 0,388” 0,502 +176 24, tLl7 . . 8000 3,75 4,7| 2255-431 1,73 4,61 | 0,37] 0,513) +173- 1000 +17 . +174, o 3 4,5| 324-549 1,41) 3,39 | 0,363 ; 0,518 À

[00062] O modo do trem de pulso da entrega de energia tem uma vantagem distinta sobre um pulso simples ou modo gradual de entrega de energia, na medida que a ativação da HSPs remedial e a facilitação do reparo de proteínas está em questão. Há duas considerações que entram nessa vantagem. Primeiro, uma grande vantagem para a ativação da HSP e reparo de proteínas no modo de entrega de potência SDM vem da produção de uma temperatura de pico da ordem de 10 ºC. Esse grande aumento na temperatura tem um grande impacto nas integrais de Arrhenius que descrevem quantitativamente o número de HSPs que são ativados e a taxa de difusão de água nas proteínas que facilita o reparo de proteínas. Isso ocorre porque a temperatura entra em um exponencial que possui um grande efeito de amplificação.

[00063] É importante que o aumento da temperatura não permaneça no valor alto (10 “ºC ou mais) por muito tempo, porque isso violaria os requisitos da FDA e da FCC de que, por períodos de minutos, o aumento médio da temperatura deve ser menor que 1 ºC.

[00064] Um modo SDM de fornecimento de potência satisfaz exclusivamente essas duas considerações anteriores por escolha criteriosa da potência, tempo de pulso, intervalo de pulso e volume da região de destino a ser tratada. O volume da região de tratamento entra porque a temperatura deve decair do seu alto valor da ordem de 10 “C rapidamente para que o aumento médio da temperatura a longo prazo não exceda o limite de 1 ºC ou menos da FDA/FCC a longo prazo para fontes de potência de radiação eletromagnética.

[00065] Com referência agora à Figura 11, é mostrado um diagrama esquemático de um sistema para gerar radiação de potência eletromagnética, como luz laser, incorporando SDM. O sistema, geralmente referido pelo número de referência 20, inclui um gerador de radiação de tratamento 22, como por exemplo o laser de diodo micropulsado por infravermelho próximo de 810 nm na modalidade preferida. Será entendido que a radiação de tratamento pode compreender radiação eletromagnética com um comprimento de onda entre 570 nm e 1300 nm e, como tal, pode compreender feixes de luz coerentes ou não coerentes. No entanto, um feixe de laser coerente é particularmente preferido e usado na descrição aqui como um exemplo.

[00066] O laser gera um feixe de luz laser que é passado através da óptica, como uma cristalino e/ou máscara Óptica ou uma pluralidade de cristalinos ópticas e/ou máscaras 24, conforme necessário. A óptica do projetor a laser 24 passa oO feixe de luz moldado para um dispositivo de distribuição 26, para projetar a luz do feixe de laser no tecido alvo do paciente. Será entendido que a caixa rotulada 26 pode representar o projetor de feixe de laser ou o dispositivo de distribuição, bem como um sistema/câmera de visualização, como um endoscópio, ou compreender dois componentes diferentes em uso. O sistema/câmera de visualização 26 fornece feedback para um monitor de exibição 28, que também pode incluir o hardware computadorizado necessário, entrada e controle de dados, etc. para manipular o laser 22, a óptica 24 e/ou os componentes de projeção/visualização 26.

[00067] Com referência agora à Figura 12, em uma modalidade, uma pluralidade de feixes de luz de radiação são gerados, cada um dos quais tem parâmetros selecionados para que uma temperatura do tecido alvo possa ser aumentada de forma controlável para tratar terapeuticamente o tecido alvo sem destruir ou danificar permanentemente o tecido alvo. Isso pode ser feito, por exemplo, passando o feixe de luz laser 30 através de ópticas que difratam ou geram uma pluralidade de feixes de luz laser a partir do único feixe de luz laser 30 com os parâmetros selecionados. Por exemplo, o feixe de luz laser 30 pode ser passado através de um lente colimadora 32 e depois através de uma máscara 34. Numa modalidade particularmente preferida, a máscara 34 compreende uma grade de difração. A máscara/grade de difração 34 produz um objeto geométrico, ou mais tipicamente um padrão geométrico de múltiplos manchas de laser produzidos simultaneamente ou outros objetos geométricos. Isto é representado pelos múltiplos feixes de luz do laser marcados com o número de referência 36. Como alternativa, as múltiplas manchas do laser podem ser gerados por uma pluralidade de guias de ondas de fibra óptica.

[00068] Qualquer método de geração de manchas de laser permite a criação de um grande número de manchas de laser simultaneamente em um campo de tratamento muito amplo. De fato, um número muito alto de manchas de laser, talvez numerando dezenas ou centenas ou mais, poderia ser gerado simultaneamente para cobrir uma determinada área do tecido alvo, ou possivelmente até a totalidade do tecido alvo. A presente invenção pode usar uma pluralidade de feixes de luz ou manchas terapêuticos gerados e aplicados simultaneamente,tal como a numeração em dezenas ou mesmo centenas, uma vez que os parâmetros e a metodologia da presente invenção criam tratamento terapeuticamente eficaz, mas não destrutivo e não prejudicial permanentemente. Pode ser desejável uma grande variedade de aplicações de pequenas manchas de laser espaçadas, aplicadas simultaneamente, pois evita certas desvantagens e riscos de tratamento que se sabe estar associadas a grandes aplicações de manchas por laser.

[00069] Usando características ópticas com um tamanho de característica parecido com o comprimento de onda do laser empregado, por exemplo, usando uma grade de difração, é possível tirar proveito dos efeitos da mecânica quântica que permitem a aplicação simultânea de um número muito grande de manchas de laser sobre uma grande área alvo. Os manchas individuais produzidos por essas grades de difração são todos de uma geometria óptica semelhante ao feixe de entrada, com variação mínima de potência para cada mancha. O resultado é uma pluralidade de manchas de laser com adequada irradiância para produzir aplicação de tratamento inofensiva, mas eficaz, simultaneamente em uma grande área-alvo. A presente invenção também contempla o uso de outros objetos e padrões geométricos gerados por outros elementos ópticos difrativos.

[00070] A luz do laser que passa através da máscara 34 difrata, produzindo um padrão periódico a uma distância da máscara 34, mostrado pelos raios laser marcados 36 na Figura

12. O feixe de laser único 30 foi assim formado em dezenas ou mesmo centenas de feixes de laser individuais 36, de modo a criar o padrão desejado de manchas ou outros objetos geométricos. Estes raios laser 36 podem ser passados através de lentes adicionais, colimadores, etc. 38 e 40, a fim de transmitir os raios laser e formar o padrão desejado. Tais lentes adicionais, colimadores, etc. 38 e 40 podem transformar e redirecionar ainda mais os raios laser 36, conforme necessário.

[00071] os padrões arbitrários podem ser construídos controlando a forma, o espaçamento e o padrão da máscara óptica 34. O padrão e os manchas de exposição podem ser criados e modificados arbitrariamente, conforme desejado, de acordo com os requisitos de aplicação por especialistas no campo da engenharia óptica. Técnicas fotolitográficas, especialmente aquelas desenvolvidas no campo da fabricação de semicondutores, podem ser usadas para criar o padrão geométrico simultâneo de manchas ou outros objetos.

[00072] Embora centenas ou mesmo milhares de manchas de laser simultâneos possam ser gerados e criados e formados em padrões a serem aplicados simultaneamente ao tecido, devido aos requisitos de não superaquecimento do tecido, existem restrições no número de manchas ou feixes de tratamento que podem ser utilizados simultaneamente de acordo com a presente invenção. Cada feixe ou mancha de laser individual requer uma potência média mínima durante a duração de um trem para ser eficaz. No entanto, ao mesmo tempo, o tecido não pode exceder certas elevações de temperatura sem ser danificado. Por exemplo, usando um laser de comprimento de onda de 810 nm, o número de manchas simultâneos gerados e usados pode ser de apenas 1 e até aproximadamente 100 quando um ciclo de trabalho de 0,04 (4%) e uma duração total do trem de 0,3 segundos (300 milissegundos) é usado. A absorção de água aumenta à medida que o comprimento de onda aumenta. Para comprimentos de onda mais curtos, por exemplo, 577 nm, a potência do laser pode ser menor. Por exemplo, a 577 nm, a potência pode ser reduzida por um fator de 4 para que a invenção seja eficaz. Consequentemente, pode haver apenas uma mancha de laser único ou até aproximadamente 400 manchas de laser ao usar a luz de laser de comprimento de onda de 577 nm, sem prejudicar Ou danificar o tecido.

[00073] Tipicamente, o sistema da presente invenção incorpora um sistema de orientação para garantir tratamento completo e total da retina com fotoestimulação da retina. Sistemas de fixação/rastreamento/registro que consistem em um alvo de fixação, mecanismo de rastreamento e vinculado à operação do sistema podem ser incorporados na presente invenção. Numa modalidade particularmente preferida, o padrão geométrico de manchas de laser simultâneos é sequencialmente deslocado, de modo a alcançar um tratamento confluente e completo da superfície.

[00074] Isto pode ser feito de uma maneira controlada usando um mecanismo de scanner óptico 50. As Figuras 13 e 14 ilustram um mecanismo de scanner óptico 50 na forma de um espelho MEMS, tendo uma base 52 com controladores 54 e 56 acionados eletronicamente que servem para inclinar e deslocar o espelho 58 quando a eletricidade é aplicada e removida. A aplicação de eletricidade ao controlador 54 e 56 faz com que o espelho 58 se mova e, portanto, o padrão simultâneo de manchas de laser ou outros objetos geométricos refletidos nele se mova de acordo com a retina do paciente. Isso pode ser feito, por exemplo, de maneira automatizada, usando um programa de software eletrônico para ajustar o mecanismo de varredura óptica 50 até que a cobertura completa da retina, ou pelo menos a porção da retina desejada para ser tratada, seja exposta à fototerapia. O mecanismo de varredura óptica também pode ser um sistema de espelho alvo de varredura com diâmetro de feixe pequeno ou sistema semelhante, como o distribuído pela Thorlabs. Tal sistema é capaz de escanear os lasers no padrão de compensação desejado.

[00075] Os padrões das manchas são deslocados em cada exposição de modo a criar espaço entre a exposição imediatamente anterior para permitir a dissipação do calor e evitar a possibilidade de danos causados pelo calor ou destruição do tecido. Assim, como ilustrado na Figura 15, o padrão, ilustrado para fins exemplares como uma grade de dezesseis manchas, é deslocado a cada exposição, tal que as manchas de laser ocupem um espaço diferente das exposições anteriores. Será entendido que o uso esquemático de círculos ou manchas vazias, bem como manchas preenchidas, é apenas para fins esquemáticos, para ilustrar exposições anteriores e subsequentes do padrão de manchas na área, de acordo com a presente invenção. O espaçamento das manchas do laser evita superaquecimento e danos ao tecido. Tipicamente, as manchas de tratamento são mutuamente afastadas por uma distância de pelo menos meio diâmetro da mancha de tratamento e, mais preferencialmente, entre pelo menos um e dois diâmetros de distância um do outro para evitar superaquecimento e danos. Será entendido que isso ocorre até que todo o tecido alvo a ser tratado tenha recebido fototerapia Ou até que o efeito desejado seja alcançado. Isso pode ser feito, por exemplo, aplicando torque eletrostático a um espelho micro-usinado, como ilustrado nas Figuras 13 e 14. A combinação do uso de pequenas manchas de laser separadas por áreas livres de exposição, evita o acúmulo de calor e grades com um grande número de manchas por lado, torna possível tratar de forma atraente e invisível grandes áreas-alvo com durações de exposição muito mais rapidamente do que é possível com as tecnologias atuais.

[00076] Mediante rapidamente e sequencialmente repetir o redirecionamento ou o deslocamento de toda a matriz de manchas ou de objetos geométricos aplicados simultaneamente, a cobertura completa do alvo pode ser alcançada rapidamente sem lesão térmica do tecido. Essa compensação pode ser determinada algoritmicamente para garantir o tempo de tratamento mais rápido e o menor risco de danos devido ao tecido térmico, dependendo dos parâmetros do laser e da aplicação desejada.

[00077] O seguinte foi modelado usando a Aproximação de Fraunhoffer. Com uma máscara com uma malha quadrada de nove por nove, com um raio de abertura de 9um, um espaçamento de abertura de 600um, usando um laser de comprimento de onda de 890nm, com uma separação máscara-cristalino de 75mm e tamanho secundário da máscara de 2,5mm por 2,5mm, oO oS seguintes parâmetros produzirão uma grade com dezenove manchas por lado espaçados por 133 um com um raio de tamanho de mancha de 6 um. O número de exposições “mM” necessárias para tratar (cobrir de forma confluente com aplicações de pequenas manchas) dada área lado-comprimento “A”, dado padrão de saída de manchas por lado quadrado “n”, separação entre manchas “R”, raio da mancha “Yr” e desejado comprimento do lado quadrado desejado para tratar a área “A”, pode ser dado pela seguinte fórmula: A RY? m = floor (—)

[00078] Com a configuração mencionada, pode-se calcular o número de operações m necessárias para tratar diferentes áreas do campo de exposição. Por exemplo, uma área de 3 mm x 3 mm, útil para tratamentos, exigiria 98 operações de compensação, exigindo um tempo de tratamento de aproximadamente trinta segundos. Outro exemplo seria uma área de 3 cm x 3 cm, representando toda a superfície da retina humana. Para uma área de tratamento tão grande, pode ser usado um tamanho de máscara secundária muito maior de 25 mm por 25 mm, produzindo uma grade de tratamento de 190 manchas por lado, espaçados por 133 um com um raio de tamanho de mancha de 6 um. Como o tamanho da máscara secundária foi aumentado pelo mesmo fator da área de tratamento desejada, o número de operações de compensação de aproximadamente 98 e, portanto, o tempo de tratamento de aproximadamente trinta segundos, é constante.

[00079] Obviamente, o número e tamanho de manchas produzidas em uma matriz de padrões simultâneos pode ser fácil e altamente variada, de modo que o número de operações de compensação sequencial necessárias para concluir o tratamento possa ser facilmente ajustado dependendo dos requisitos terapêuticos de uma determinada aplicação.

[00080] Além disso, em virtude das pequenas aberturas empregadas na grade ou máscara de difração, pode ser observado um comportamento mecânico quântico que permite a distribuição arbitrária da potência de entrada do laser. Isso permitiria a geração de quaisquer formas ou padrões geométricos arbitrários, como uma pluralidade de manchas no padrão de grade, linhas ou qualquer outro padrão desejado. Outros métodos para gerar formas ou padrões geométricos, como oO uso de múltiplas fibras ópticas ou microlentes, também podem ser utilizados na presente invenção. A economia de tempo com o uso da projeção simultânea de formas ou padrões geométricos permite que os campos de tratamento de novo tamanho; tal como a área de 1,2 cn, para realizar o tratamento de toda a retina, em um único cenário clínico ou sessão de tratamento.

[00081] Com referência agora à Figura 16, em lugar de um padrão geométrico de pequenas manchas de laser, a presente invenção contempla o uso de outros objetos ou padrões geométricos. Por exemplo, uma única linha 60 de luz laser, formada pela continuidade ou por meio de uma série de manchas proximamente espaçadas, pode ser criada. Um mecanismo de varredura óptica de deslocamento pode ser usado para escanear sequencialmente a linha sobre uma área, ilustrada pela seta para baixo na Figura 16.

[00082] Com referência agora à Figura 17, o mesmo objeto geométrico de uma linha 60 pode ser girado, como ilustrado pelas setas, de modo a criar um campo circular de fototerapia. O potencial negativo dessa abordagem, no entanto, é que a área central será repetidamente exposta e poderá atingir temperaturas inaceitáveis. Isso pode ser superado, no entanto, aumentando o tempo entre as exposições ou criando uma lacuna na linha para que a área central não seja exposta.

[00083] O campo da fotobiologia revela que diferentes efeitos biológicos podem ser alcançados expondo os tecidos-alvo a lasers de diferentes comprimentos de onda. O mesmo também pode ser alcançado aplicando consecutivamente vários lasers de comprimento de onda diferentes ou do mesmo em sequência com períodos variáveis de tempo de separação e/ou com diferentes potências irradiantes. A presente invenção antecipa o uso de vários comprimentos de onda a laser, de luz ou radiantes (ou modos) aplicados simultaneamente ou em sequência para maximizar ou personalizar os efeitos de tratamento desejados. Este método também minimiza potenciais efeitos prejudiciais. Os métodos e sistemas ópticos ilustrados e descritos acima fornecem aplicação simultânea ou sequencial de múltiplos comprimentos de onda.

[00084] A Figura 18 ilustra esquematicamente um sistema que acopla múltiplas fontes de luz de tratamento no subconjunto óptico gerador de padrões descrito acima. Especificamente, este sistema 20' é semelhante ao sistema 20 descrito na Figura 11 acima. As principais diferenças entre o sistema alternativo 20' e o sistema descrito anteriormente 20 é a inclusão de uma pluralidade de consoles de laser, cujas saídas são cada uma alimentadas em um acoplador de fibra 42. Cada console de laser pode fornecer um feixe de luz de laser com parâmetros diferentes, como de comprimento de onda diferente. O acoplador de fibra produz uma única saída que é passada para a óptica do projetor a laser 24, como descrito no sistema anterior. O acoplamento da pluralidade de consoles de laser 22 em uma única fibra óptica é conseguido com um acoplador de fibra 42, como é conhecido na técnica. Outros mecanismos conhecidos para combinar múltiplas fontes de luz estão disponíveis e podem ser usados para substituir o acoplador de fibra aqui descrito.

[00085] Neste sistema 20', as múltiplas fontes de luz 22 seguem um caminho semelhante ao descrito no sistema anterior 20, isto é, colimado, difratado, recolimado e direcionado ao dispositivo e/ou tecido do projetor. No entanto, o elemento difrativo funciona de maneira diferente da descrita anteriormente, dependendo do comprimento de onda da luz que passa, o que resulta em um padrão ligeiramente variável. A variação é linear com o comprimento de onda da fonte de luz sendo difratado. Em geral, a diferença nos ângulos de difração é pequena o suficiente para que os diferentes padrões de sobreposição possam ser direcionados ao longo do mesmo caminho óptico através do dispositivo do projetor 26 para o tecido para tratamento.

[00086] Como o padrão resultante varia ligeiramente para cada comprimento de onda, uma compensação sequencial para obter uma cobertura completa será diferente para cada comprimento de onda. Essa compensação sequencial pode ser realizada em dois modos. No primeiro modo, todos os comprimentos de onda da luz são aplicados simultaneamente sem cobertura idêntica. Um padrão de direção de deslocamento para obter cobertura completa para um dos vários comprimentos de onda é usado. Assim, enquanto a luz do comprimento de onda selecionado alcança cobertura completa do tecido, a aplicação dos outros comprimentos de onda alcança cobertura incompleta ou sobreposta do tecido. O segundo modo aplica sequencialmente cada fonte de luz de comprimento de onda variável com o padrão de direção adequado para obter uma cobertura completa do tecido para esse comprimento de onda específico. Este modo exclui a possibilidade de tratamento simultâneo usando vários comprimentos de onda, mas permite que o método óptico obtenha cobertura idêntica para cada comprimento de onda. Isso evita cobertura incompleta ou sobreposta para qualquer um dos comprimentos de onda ópticos.

[00087] Esses modos também podem ser misturados e combinados. Por exemplo, dois comprimentos de onda podem ser aplicados simultaneamente, com um comprimento de onda alcançando cobertura completa e o outro com cobertura incompleta Ou sobreposta, seguido por um terceiro comprimento de onda aplicado sequencialmente e alcançando cobertura completa.

[00088] A Figura 19 ilustra esquematicamente ainda outra modalidade alternativa do sistema inventivo 20'. Este sistema 20' é configurado geralmente o mesmo que o sistema 20 representado na Figura 11. A principal diferença reside na inclusão de vários canais de submontagem geradores de padrões sintonizados em um comprimento de onda específico da fonte de luz. Múltiplos consoles de laser 22 são dispostos em paralelo com cada um deles levando diretamente para a sua própria óptica de projetor a laser 24. A óptica de projetor a laser de cada canal 44a, 44b, 44c compreende um colimador 32, máscara ou grade de difração 34 e recolimadores 38, 40, como descrito em conexão com a Figura 12 acima - todo o conjunto de elementos ópticos ajustado para o comprimento de onda específico gerado pelo console laser correspondente 22. A saída de cada conjunto de elementos ópticos 24 é então direcionada para um divisor de feixe 46 para combinação com os outros comprimentos de onda. É sabido pelos especialistas na técnica que um divisor de feixe usado em sentido inverso pode ser usado para combinar múltiplos feixes de luz em uma única saída. A saída de canal combinada do divisor de feixe final 46c é então direcionada através do dispositivo de projetor 26.

[00089] Neste sistema 20", os elementos ópticos para cada canal são ajustados para produzir o padrão exato especificado para o comprimento de onda desse canal. Consequentemente, quando todos os canais são combinados e alinhados adequadamente, um único padrão de direção pode ser usado para obter uma cobertura completa do tecido para todos os comprimentos de onda. O sistema 20'pode usar tantos canais 44a, 44b, 44c, etc. e divisores de feixe 46a, 46b, 46c, etc., pois existem comprimentos de onda de luz sendo usados no tratamento.

[00090] A implementação do sistema 20” pode tirar proveito de diferentes simetrias para reduzir o número de restrições de alinhamento. Por exemplo, os padrões de grade propostos são periódicos em duas dimensões e direcionados em duas dimensões para obter uma cobertura completa. Como resultado, se os padrões para cada canal forem idênticos aos especificados, o padrão real de cada canal não precisará ser alinhado para o mesmo padrão de direção, a fim de obter cobertura completa para todos os comprimentos de onda. Cada canal precisaria apenas ser alinhado opticamente para obter uma combinação eficiente.

[00091] No sistema 20'”, cada canal começa com uma fonte de luz 22, que pode ser de uma fibra óptica, como em outras modalidades do subconjunto gerador de padrão. Esta fonte de luz 22 é direcionada ao conjunto óptico 24 para colimação, difração, recolimação e direcionada para o divisor de feixe que combina o canal com a saída principal.

[00092] Será entendido que os sistemas geradores de luz a laser ilustrados nas Figuras 11-19 são exemplares. Outros dispositivos e sistemas podem ser utilizados para gerar uma fonte de luz SDM que pode ser passada operacionalmente para um dispositivo projetor.

[00093] O tratamento proposto com um trem de pulsos eletromagnéticos tem duas vantagens principais em relação a tratamentos anteriores que incorporam um único pulso curto ou sustentado (longo). Primeiro, os pulsos individuais curtos (de preferência subsegundo) no trem ativam mecanismos de reinício celular tal como a ativação da HSP com constantes de taxa de reação maiores do que aquelas que operam em escalas de tempo mais longas (minutos ou horas). Em segundo lugar, os pulsos repetidos no tratamento fornecem grandes picos térmicos (da ordem de 10.000) que permitem que o sistema de reparo da célula supere mais rapidamente a barreira de potência de ativação que separa um estado celular disfuncional do estado funcional "desejado. O resultado líquido é um “limiar terapêutico reduzido” no sentido de que uma potência média aplicada mais baixa e potência aplicada total podem ser usadas para atingir a meta de tratamento desejada.

[00094] As limitações de potência nos atuais lasers de diodo micropulsado requerem uma duração de exposição bastante longa. Quanto maior a exposição, mais importante é a capacidade de dissipar o calor da mancha central em direção ao tecido não exposto nas margens da mancha do laser. Assim, o feixe de luz do laser micropulsado de um laser de diodo de 810 nm deve ter uma duração de envelope de exposição de 500 milissegundos ou menos e, de preferência, aproximadamente 300 milissegundos. Obviamente, se os lasers de diodo micropulsado se tornarem mais poderosos, a duração da exposição deverá ser diminuída de acordo.

[00095] Além das limitações de potência, outro parâmetro da presente invenção é o ciclo de trabalho, ou a frequência do trem de micropulsos, ou a duração do tempo de relaxamento térmico entre pulsos consecutivos. Verificou-se que o uso de um ciclo de trabalho de 10% ou mais ajustado para fornecer laser micropulsado com irradiância semelhante em níveis similares de MPE aumenta significativamente o risco de lesão celular letal. No entanto, ciclos de trabalho inferiores a 10% e preferencialmente 5% ou menos demonstram aumento térmico adequado e tratamento no nível da célula MPE para estimular uma resposta biológica, mas permanecem abaixo do nível esperado para produzir lesão celular letal. Quanto menor o ciclo de trabalho, no entanto, a duração do envelope de exposição aumenta e, em alguns casos, pode exceder 500 milissegundos.

[00096] Cada micropulso dura uma fração de milissegundo, geralmente entre 50 microssegundos e 100 microssegundos de duração. Assim, para a duração do envelope de exposição de 300-500 milissegundos e em um ciclo de trabalho inferior a 5%, há uma quantidade significativa de tempo desperdiçado entre micropulsos para permitir o tempo de relaxamento térmico entre pulsos consecutivos. Tipicamente, é necessário um atraso entre 1 e 3 milissegundos e, de preferência, aproximadamente 2 milissegundos, do tempo de relaxação térmica entre pulsos consecutivos. Para um tratamento adequado, as células são normalmente expostas ou atingidas entre 50 e 200 vezes e preferentemente entre 75-150 em cada local e com 1-3 milissegundos de relaxamento ou tempo de intervalo, o tempo total de acordo com as modalidades descritas acima para tratar uma determinada área que está sendo exposta aos manchas do laser é geralmente menor que um segundo, como entre 100 milissegundos e 600 milissegundos em média. O tempo de relaxamento térmico é necessário para não sSuperaquecer as células nesse local ou local e impedir que as células sejam danificadas ou destruídas. Embora períodos de tempo de 100 a 600 milissegundos não pareçam longos, dado o pequeno tamanho dos manchas do laser e a necessidade de tratar uma área relativamente grande do tecido alvo, o tratamento de todo o tecido alvo leva uma quantidade significativa de tempo, particularmente por um paciente que esteja em tratamento.

[00097] Por conseguinte, a presente invenção pode utilizar o intervalo entre aplicações consecutivas no mesmo local para aplicar potência a uma segunda área de tratamento, ou áreas adicionais, do tecido alvo que é espaçado da primeira área de tratamento. A potência pulsada é retornada ao primeiro local de tratamento, ou locais de tratamento anteriores, dentro do intervalo de tempo predeterminado, de modo a fornecer tempo de relaxamento térmico suficiente entre pulsos consecutivos, mas também tratar adequadamente as células nessas localizações Ou áreas adequadamente, aumentando suficientemente o temperatura dessas células ao longo do tempo, aplicando repetidamente a potência nesse local, a fim de alcançar os benefícios terapêuticos desejados da invenção.

[00098] É importante retornar a um local tratado anteriormente dentro de um período de tempo predeterminado para permitir que a área esfrie o suficiente durante esse período, mas também para tratá-la dentro da janela de tempo necessária. No caso das aplicações de potência pulsada por luz, a luz é retornada ao local tratado anteriormente dentro de vários milissegundos, como um a três milissegundos e, de preferência, aproximadamente dois milissegundos. Não se pode esperar um ou dois segundos e depois retornar a uma área tratada anteriormente que ainda não recebeu o tratamento completo necessário, pois o tratamento não será tão eficaz ou talvez nem seja eficaz. No entanto, durante esse intervalo de tempo, tipicamente aproximadamente 2 milissegundos, pelo menos uma outra área e tipicamente várias áreas, podem ser tratados com uma aplicação de luz a laser, pois os pulsos de luz a laser têm tipicamente 50 segundos a 100 microssegundos em duração. Isto é referido aqui como microdeslocamento. O número de áreas adicionais que podem ser tratadas é limitado apenas pela duração do micropulso e a capacidade de mover de modo controlável os feixes de luz de uma área para outra.

[00099] Atualmente, aproximadamente quatro áreas adicionais suficientemente espaçadas uma da outra podem ser tratadas durante os intervalos de relaxamento térmico, começando com uma primeira área de tratamento. Assim, várias áreas podem ser tratadas, pelo menos parcialmente, durante o envelope de exposição de 200 a 500 milissegundos para a primeira área. Assim, em um único intervalo de tempo, em vez de apenas 100 manchas de luz simultâneas serem aplicados a uma área de tratamento, aproximadamente 500 manchas de luz podem ser aplicados durante esse intervalo de tempo em diferentes áreas de tratamento. Este seria o caso, por exemplo, de um feixe de luz laser com um comprimento de onda de 810 nm. Para comprimentos de onda mais curtos, como 572 nm, até um número maior de locais individuais pode ser exposto aos raios laser para criar manchas de luz. Assim, em vez de um máximo de aproximadamente 400 manchas simultâneos, aproximadamente 2.000 manchas poderiam ser cobertos durante o intervalo entre tratamentos de micropulsos para uma determinada área ou local. Normalmente, cada local tem entre 50 e 200 e mais tipicamente entre 75 e 150, aplicações de luz aplicadas ao longo da duração do envelope de exposição (tipicamente de 200 a 500 milissegundos) para alcançar o tratamento desejado. De acordo com uma modalidade da presente invenção, a luz seria reaplicada em áreas previamente tratadas em sequência durante os intervalos de tempo de relaxamento para cada área ou local. Isso pode OCcOrrer repetidamente até que um número predeterminado de aplicações de luz a laser em cada área a ser tratada seja alcançado.

[000100] A energia pulsada pode ser reaplicada a uma área previamente tratada em sequência durante os intervalos de tempo de relaxamento para cada área ou local até que um número desejado de aplicações seja alcançado em cada área de tratamento. As áreas de tratamento devem ser separadas por pelo menos uma distância mínima predeterminada para permitir relaxamento térmico e dissipação de calor e evitar danos aos tecidos térmicos. Os parâmetros de potência pulsada e de aplicação são selecionados de modo a elevar a temperatura do tecido alvo até 11 ºC, como entre aproximadamente 6 ºC -11 “ºC, durante a aplicação da fonte de potência pulsada no tecido alvo para obter um efeito terapêutico, como estimulando a produção de HSP dentro das células. No entanto, as células do tecido alvo devem ter um período de tempo para dissipar o calor, tal que a subida média da temperatura do tecido durante vários minutos seja mantida na, ou abaixo de um nível predeterminado, 1 ºC ou menos por vários minutos, para não danificar permanentemente o tecido alvo.

[000101] Isto é ilustrado esquematicamente nas Figuras 20A- 20D. Figura 20A ilustra com círculos sólidos uma primeira área com feixes de potência, como feixes de luz laser, aplicados a ela como uma primeira aplicação. Os feixes são deslocados de forma controlável ou micro-deslocados para uma segunda área de exposição, seguida por uma terceira área de exposição e uma quarta área de exposição, como ilustrado na Figura 20B, até que os locais na primeira área de exposição precisem ser novamente tratados com a aplicação de feixes novamente dentro do intervalo de tempo de relaxamento térmico. Os locais dentro da primeira área de exposição teriam então feixes de potência reaplicados, como ilustrado na Figura 20C. As exposições secundárias ou subsequentes ocorreriam em cada área de exposição, como ilustrado na Figura 20D pelos manchas ou círculos cada vez mais sombreados até que o número desejado de exposições, impactos ou aplicações de potência na área do tecido alvo seja alcançado para tratar terapeuticamente essas áreas, ilustradas em diagrama pelos círculos enegrecidos na área de exposição 1 na Figura 20D. Quando uma primeira Ou anterior área de exposição é concluída, isso permite que o sistema adicione uma área de exposição adicional, cujo processo é repetido até que toda a área a ser tratada tenha sido totalmente tratada. Deve ser entendido que o uso de círculos sólidos, círculos de linhas quebradas, círculos parcialmente sombreados e círculos totalmente sombreados são apenas para fins explicativos e ilustrativos, pois, de fato, a exposição da potência ou da luz do laser de acordo com a presente invenção é invisível e não detectável tanto para o olho humano como para dispositivos e técnicas de detecção conhecidos.

[000102] As áreas de exposição adjacentes devem ser separadas por pelo menos uma distância mínima predeterminada para evitar danos no tecido térmico. Essa distância está a pelo menos 0,5 diâmetro de distância da localização ou área tratada imediatamente anterior e, mais preferencialmente, a 1-2 diâmetros de distância. Esse espaçamento refere-se aos locais realmente tratados em uma área de exposição anterior. É contemplado pela presente invenção que uma área relativamente grande pode realmente incluir várias áreas de exposição nela que são deslocadas de uma maneira diferente da ilustrada na Figura 20. Por exemplo, as áreas de exposição podem compreender as linhas finas ilustradas nas Figuras 16 e 17, que seriam expostas repetidamente em sequência até que todas as áreas necessárias fossem totalmente expostas e tratadas. De acordo com a presente invenção, o tempo necessário para tratar a área a ser tratada é significativamente reduzido, como por um fator de 4 ou 5 vezes, de modo que uma única sessão de tratamento leve muito menos tempo para o profissional médico e o paciente precisar não sentir desconforto por um período de tempo.

[000103] De acordo com esta modalidade da invenção de aplicar uma ou mais vigas de tratamento de uma só vez, e mover os feixes de tratamento para uma série de novos locais, em seguida, trazer os feixes de volta para tratar novamente o mesmo local ou área repetidamente também requerem menos potência em comparação com a metodologia de manter os feixes nos mesmos locais ou áreas durante toda a duração do envelope de exposição. Com referência às Figuras 21-23, existe uma relação linear entre o comprimento do pulso e a potência necessária, mas existe uma relação logarítmica entre o calor gerado.

[000104] Com referência à Figura 21, é fornecido um gráfico em que o eixo x representa o log da potência média em watts de um laser e o eixo y representa o tempo de tratamento, em segundos. A curva inferior é para tratamento panmacular e a curva superior é para tratamento panretinal. Isso seria para um feixe de luz laser com um tempo de micropulso de 50 microssegundos, um período de 2 milissegundos de tempo entre pulsos e a duração do trem em um local de 300 milissegundos. As áreas de cada mancha retinal são de 100 micra e a potência do laser para essas manchas de retina de 100 micra é de 0,74 watts. A área panmacular é de 0,552, exigindo 7.000 manchas panmaculares totais, e a área panretinal é de 3,302, exigindo

42.000 manchas de laser para cobertura total. Cada mancha RPE requer uma potência mínima para que seu mecanismo de reinicialização seja adequadamente ativado, de acordo com a presente invenção, a saber, 38,85 joules para panmaculares e 233,1 joules para panretinal. Como seria de esperar, quanto menor o tempo de tratamento, maior a potência média necessária. No entanto, existe um limite superior à potência média permitida, que limita quão breve a duração do tratamento deve ser.

[000105] Como mencionado acima, existem não apenas restrições de potência em relação à luz laser disponível e usada, mas também a quantidade de potência que pode ser aplicada ao olho sem danificar o tecido ocular. Por exemplo, o aumento da temperatura na cristalino do olho é limitado, como aproximadamente 4 “ºC, para não superaquecer e danificar o cristalino, tal como induzindo cataratas. Assim, uma potência média de 7,52 watts pode elevar a temperatura do cristalino para aproximadamente 4 “ºC. Essa limitação de potência aumenta o tempo mínimo de tratamento.

[000106] No entanto, com referência à Figura 22, a potência total por pulso requerida é menor no caso de microdeslocamentos, movendo repetidamente e sequencialmente os manchas do laser e retornando a locais tratados anteriormente, de modo que a potência total fornecida e a potência média total durante o tempo de tratamento sejam as mesmas. As Figuras 22 e 23 mostram como a potência total depende do tempo de tratamento. Isso é exibido na Figura 22 para tratamento panmacular e na Figura 23 para tratamento panretinal. A linha ou curva sólida superior representa a modalidade em que não há microdeslocamentos “aproveitando o intervalo de tempo de relaxamento térmico, como descrito e ilustrado na Figura 15, enquanto a linha tracejada inferior representa a situação para esses microdeslocamentos, como descrito e ilustrado na Figura

20. Figuras 21 e 22 mostram que, para um dado tempo de tratamento, o pico da potência total é menor nos microdeslocamentos do que nos sem-turnos. Isto significa que é necessária menos potência durante um determinado tempo de tratamento utilizando a modalidade de microdeslocamentos da presente invenção. Alternativamente, o pico de potência permitido pode ser utilizado com vantagem, reduzindo o tempo total de tratamento.

[000107] Assim, de acordo com as Figuras 21-23, uma potência logarítmica de 1,0 (10 watts) exigiria um tempo total de tratamento de 20 segundos usando a modalidade de microdeslocamentos da presente invenção, como aqui descrito. Levaria mais de 2 minutos sem os microdeslocamentos e, em vez disso, deixaria os feixes de luz micropulsados no mesmo local ou área durante toda a duração do envelope de tratamento. Há um tempo mínimo de tratamento de acordo com a potência. No entanto, esse tempo de tratamento com o deslocamento de micro é muito menor do que sem o deslocamento de micro. Como a potência do laser necessária é muito menor com o microdeslocamento, é possível aumentar a potência em alguns casos, a fim de reduzir o tempo de tratamento para uma determinada área de tratamento da retina desejada. O produto do tempo de tratamento e a potência média são fixados para uma dada área de tratamento, a fim de alcançar o tratamento terapêutico de acordo com a presente invenção. Isso pode ser implementado, por exemplo, aplicando um número maior de feixes ou manchas terapêuticos de luz a laser simultaneamente a uma potência reduzida. Obviamente, uma vez que os parâmetros da luz do laser são selecionados para serem terapeuticamente eficazes, mas não destrutivos ou permanentemente prejudiciais às células, não são necessários feixes de orientação ou de rastreamento, apenas os feixes de tratamento, pois todas as áreas podem ser tratadas de acordo com a presente invenção.

[000108] Embora a presente invenção seja descrita para uso em conexão com um laser micropulsado, teoricamente um laser de ondas contínuas poderia potencialmente ser usado em vez de um laser micropulsado. No entanto, com o laser de ondas contínuas, existe a preocupação de superaquecimento, pois oO laser é movido de um local para outro, pois o laser não para e pode haver vazamento de calor e superaquecimento entre as áreas de tratamento. Assim, embora seja teoricamente possível usar um laser de ondas contínuas, na prática ele não é o ideal e o laser micropulsado é o preferido.

[000109] Embora as informações fornecidas em conexão com os gráficos 21-23 sejam derivadas de observações e cálculos de feixes de luz como a fonte de potência aplicada ao tecido ocular da retina, acredita-se que a aplicação dessa luz pulsada a outro tecido alcance resultados semelhantes ao mover os feixes de tratamento para uma série de novos locais, e trazer os feixes de volta para tratar novamente o mesmo local ou área repetidamente, não apenas economizará tempo, mas também exigirá menos potência em comparação com a metodologia de manter os feixes no mesmo local ou área durante todo o período duração do envelope de exposição.

[000110] De acordo com a técnica de microdeslocamento descrita acima, a mudança ou orientação do padrão de feixes de luz pode ser feita usando um mecanismo de scanner óptico, como o ilustrado e descrito em conexão com as Figuras 13 e 14.

[000111] O direcionamento das fontes de potência pode ser feito usando várias fontes que fornecem uma “matriz”. A idéia básica para orientar o padrão de radiação de iluminação de uma matriz é a interferência construtiva (e destrutiva) entre a radiação dos membros individuais da matriz de fontes.

[000112] Como mencionado acima, a maneira controlada de aplicar potência ao tecido alvo visa aumentar a temperatura do tecido alvo para tratar terapeuticamente o tecido alvo sem destruir ou danificar permanentemente o tecido alvo. Crê-se que esse aquecimento ativa as HSPs e que as HSPs ativadas termicamente trabalham para restaurar o tecido doente a uma condição saudável, como por exemplo, removendo e/ou reparando proteínas danificadas. Os inventores acreditam que maximizar a ativação de HSP melhora o efeito terapêutico no tecido alvo. Como tal, a compreensão do comportamento e ativação de HSPs e espécies de sistema HSP, sua geração e ativação, faixas de temperatura para ativar HSPs e prazos de ativação ou de geração e desativação de HSP, podem ser utilizados para otimizar o tratamento térmico do tecido alvo biológico.

[000113] Como mencionado acima, o tecido alvo é aquecido pela potência pulsada por um curto período de tempo, como dez segundos ou menos, e tipicamente menos de um segundo, como entre 100 milissegundos e 600 milissegundos. O tempo em que a potência é realmente aplicada ao tecido alvo é tipicamente muito menor que isso, a fim de fornecer intervalos de tempo para relaxamento térmico, para que o tecido alvo não superaqueça e seja danificado ou destruído. Por exemplo, como mencionado acima, os pulsos de luz do laser podem durar da ordem de microssegundos com vários milissegundos de intervalos de tempo relaxado.

[000114] Assim, a compreensão dos comportamentos de sub- segundo das HSPs pode ser importante para a presente invenção.

A ativação térmica das HSPs no SDM é normalmente descrita por uma integral Arrhenius associada, Q= fdt A exp[-E/ksT(t)]

[1] onde a integral é sobre o tempo de tratamento e A É a constante de taxa de Arrhenius para ativação da

HSP E é a potência de ativação T (t) é a temperatura da camada fina de RPE, incluindo o aumento de temperatura induzido por laser

[000115] O aumento da temperatura induzida por laser - e, portanto, a integral de Arrhenius de ativação - depende dos parâmetros de tratamento (por exemplo, potência do laser, ciclo de trabalho, duração total do trem) e das propriedades do RPE (por exemplo, coeficientes de absorção, densidade de HSPs). Verificou-se clinicamente que o tratamento eficaz com SDM é obtido quando as integrais de Arrhenius são da ordem da unidade.

[000116] O formalismo da integral de Arrhenius leva em consideração apenas uma reação direta; Ou seja, apenas a reação de ativação da HSP: ele não leva em consideração nenhuma reação inversa na qual as HSPs ativadas retornam aos seus estados inativados. Para as durações típicas de subsegundo dos tratamentos com SDM, isso parece ser bastante adequado. No entanto, por períodos mais longos (por exemplo, um minuto ou mais), esse formalismo não é uma boa aproximação: nesses períodos mais longos, uma série de reações ocorre, resultando em taxas de ativação eficazes muito menores da HSP. Este é o caso durante os minutos propostos mais ou menos entre os aplicativos SDM na divulgação da presente invenção.

[000117] Na literatura publicada, a produção e destruição de proteínas por choque térmico (HSPs) em células por períodos mais longos é geralmente descrita por uma coleção de 9-13 equações diferenciais de balanço de massa simultâneas que descrevem o comportamento das várias espécies moleculares envolvidas no ciclo vital de uma molécula de HSP. Essas equações simultâneas são geralmente resolvidas por computador para mostrar o comportamento das HSPs e das outras espécies após a elevação repentina da temperatura.

[000118] Essas equações são todas equações de conservação baseadas nas reações das várias espécies moleculares envolvidas na atividade das HSPs.

[000119] Para descrever o comportamento das HSPs em intervalos de aproximadamente um minuto entre aplicações repetidas de SDM, usaremos as equações descritas em MM, Rybinski, Z.Szymanska, S. Lasota, A. Gambin (2013) Modeling the efficacy of hyperthermia treatment. Journal of the Royal Society Interface 10, No. 88, 20130527 (Rybinski et al (2013)). As espécies consideradas em Rybinski et al (2013) são mostradas na Tabela 8. Tabela 8. Descrição das espécies do sistema HSP em Rybinski et al (2013): HSP Proteína de choque térmico ubíqua de peso molecular 70 Da (em estado livre, ativado) HSF Fator de (transcrição) choque térmico que não possui capacidade de ligação ao DNA HSFr Fator de choque térmico (trímero) capaz de se ligar ao DNA, formado a partir de HSF HSE Elemento de choque térmico, um site de DNA que inicia a transcrição da HSP quando ligada ao HSF3 mMRNA Molécula de RNA mensageiro para a produção de HSP S Substrato para ligação à HSP: uma proteína danificada P Proteína dobrada corretamente HSP.HSF um complexo de HSP ligado à HSF (HSPs não ativadas) HSF;.HSE um complexo de HSF3 ligado a HSE, que induz a transcrição e a criação de uma nova molécula de mRNA da HSP HSP.S um complexo de HSP ligado a proteínas danificadas (HSP reparando ativamente a proteína)

[000120] As equações simultâneas de conservação de massa acopladas para essas 10 espécies estão resumidas abaixo como eqs. [2] - [11]: d[HSP]/dt = (11+ki)) [HSPS] +1,[HSPHSF] +k,[mMRNA] — k,[S] [HSP] -k;] [HSP] [HSF] -1;[HSP] [HSF;] - k.[HSP] [2] d[HSF]/dt = 1,[HSPHSF] + 21;[HSP] [HSF;] + ks.[HSPHSF] [S] -k, [ESP] [ESF] - 3k;[HSF]*? - 1k,[HSPS] [HSF] [3] d[S]/dt = k,([P] + 1,[ESPS] + 1s;[SPS] [HSF] - K[S] [HSP] - K«[HSPHSF] ([S] [4] d[HSPHSF] /dt = k,-[HSP] [HSF] + 1;[HSPS] [HSF] + 1;[HSP] [HSF;] — 1,[HSPHSF] - ks.[HSPHSF] [S] [5] d[HSPS]/dt = kK [S] [ESP] + K.[HSPHSF] [S] - (1;+k1)[HSPS] - 1k:[HSPS] [HSF] [6] d[HSF;]/dt = k;[HSF]?º + 1,[HSF3] [HSE] - 1;[HSP] [HSF;] - Kk,[HSF;] [HSE] 17) d[HSE] /dt = 1,[HSF;] [HSE] - Kk;[HSF;] [HSE] [8] d[HSF;HSE] /dt = k;[HESF;] [ESE] - 15;[HSF;] [HSE] [9] dImRNA]/dt = ks [HSF;HSE] - ks[MRNA] [10] d[P]/dt = k,[HSPS] - Kk1[P] 111)

[000121] Nessas expressões, [] denota a concentração celular da quantidade dentro do colchete. Para Rybinski et al (2013)

as concentrações iniciais na temperatura de equilíbrio de 310K são apresentadas na Tabela 9. Tabela 9. Valores iniciais de espécies em 310K para uma célula típica em unidades arbitrárias [Rybinski et al (2013)]). As unidades arbitrárias são escolhidas por Rybinski et al. Para conveniência computacional: tornar as quantidades de interesse na faixa de 0,01-10.

[HSP(0)] 0,308649 [HSF(0)] 0,150836 [8(0)] 0,113457 [HSPHSF (0) ] 2,58799 [HSPS(0)] 1,12631 [HSF3(0)] 0,0444747 [HSE(0)] 0,957419 [HSF3HSE (0) ] 0,0425809 [MRNA(0)] 0,114641 [P(0)] 8,76023

[000122] As constantes de taxa de Rybinski et al (2013) são mostradas na Tabela 10. Tabela 10. Rybinski et al (2013) constantes de taxa que fornecem taxas em min-l para as unidades de concentração arbitrárias da tabela anterior.

1,7 = 0.0175 ki = 1.47 17 = 0.0175 k2 = 1.47 13 = 0.020125 k3 = 0.0805 ka = 0.1225 ks = 0.0455 kk = 0.0805 lg = 0.00126 k; = 0.1225 17 = 0.1225 kg = 0.1225 ka = 0.0455 kKkio = 0.049 Kk11 = 0.00563271

[000123] Os valores de concentração inicial da Tabela 9 e as constantes de taxa da Tabela 10 foram determinados por Rybinski et al (2013) para corresponder a dados experimentais sobre o comportamento geral do sistema HSP quando a temperatura foi aumentada na ordem de 5 ºC por vários (por exemplo, 350) minutos.

[000124] Observe que a concentração inicial de HSPs é de 100 x 0,308649/(8,76023 + 0,113457 + 1,12631) = 3,09% do número total de proteínas presentes na célula.

[000125] Embora as constantes de taxa da Tabela 10 sejam usadas por Rybinski et al para T = 310 + 5 + 315K, é provável que existam constantes de taxa muito semelhantes em outras temperaturas. Nesse sentido, o comportamento qualitativo das simulações é semelhante para uma grande variedade de parâmetros. Por conveniência, devemos assumir que os valores das constantes de taxa na Tabela 10 são uma boa aproximação para os valores na temperatura de equilíbrio de T = 310K.

[000126] O comportamento dos diferentes componentes na célula de Rybinski et al. É mostrado nas Figuras 24A-24B por 350 minutos para a situação em que a temperatura é subitamente aumentada em 5K em t = 0 em um ambiente de 310K.

[000127] Com referência contínua às Figuras 24A-24B, é mostrado o comportamento dos componentes do sistema celular HSP durante 350 minutos após um aumento repentino de temperatura de 37 ºC para 42 ºC.

[000128] Aqui, as concentrações dos componentes são apresentadas em unidades arbitrárias computacionalmente convenientes. S denota proteínas desnaturadas ou danificadas que ainda não foram afetadas pelas HSPs; HSP denota proteínas por choque térmico livres (ativadas); HSP: S indica HSPs ativados que estão ligados às proteínas danificadas e realizando reparos; HSP: HSF denota HSPs (inativos) conectados a monômeros de fator de choque térmico; HSF denota um monômero de fator de choque térmico; HSF3 denota um trímero do fator de choque térmico que pode penetrar na membrana nuclear para interagir com um elemento de choque térmico na molécula de DNA; HSE: HSF3 denota um trímero do fator de choque térmico ligado a um elemento de choque térmico na molécula de DNA que inicia a transcrição de uma nova molécula de mRNA; O mRNA denota a molécula de RNA mensageiro que resulta do HSE: HSF3 e leva à produção de uma nova molécula de HSP (ativada) no citoplasma da célula.

[000129] A Figura 24 mostra que, inicialmente, a concentração de HSPs ativados é o resultado da liberação de HSPs sequestradas nas moléculas HSPHSF no citoplasma, com a criação de novas HSPs do núcleo celular via mRNA não ocorrendo até 60 minutos após o aumento da temperatura. Figura 24 também mostra que as HSPs ativados são rapidamente ligados a proteínas danificadas para iniciar seu trabalho de reparo. Para a célula representada, o aumento repentino de temperatura também resulta em um aumento temporário na concentração de proteínas danificadas, com o pico na concentração de proteínas danificadas ocorrendo cerca de 30 minutos após o aumento da temperatura.

[000130] A Figura 24 mostra o que as equações de Rybinski et al. prevêem quanto à variação das 10 espécies diferentes ao longo de um período de 350 minutos. No entanto, a presente invenção refere-se à aplicação do SDM, que está relacionada à variação das espécies ao longo do intervalo O (minuto) muito mais curto entre duas aplicações do SDM em qualquer locus da retina. Será entendido que a modalidade preferida do SDM na forma de tratamento com luz a laser é analisada e descrita, mas também é aplicável a outras fontes de potência.

[000131] Com referência agora às Figuras 25A-25H, o comportamento dos componentes do sistema celular HSP durante o primeiro minuto após um aumento repentino de temperatura de 37 ºC para 42 ºC usando Rybinski et al. (2013) são apresentadas as equações com os valores iniciais e constantes de taxa das Tabelas 9 e 10. A abcissa indica o tempo em minutos e a ordenada mostra a concentração nas mesmas unidades arbitrárias da Figura 25)

[000132] A Figura 25 mostra que a fonte nuclear de HSPs praticamente não desempenha nenhum papel durante um período de 1 minuto e que a principal fonte de novas HSPs no citoplasma decorre da liberação de HSPs sequestradas no reservatório de moléculas de HSPHSF. Também mostra que uma boa fração das HSPs recém-ativadas se ligam a proteínas danificadas para iniciar o processo de reparo.

[000133] As concentrações iniciais na Tabela 9 não são os valores de equilíbrio das espécies, ou seja, elas não dão d[..]/dt = O, como evidenciado pelas curvas nas Figuras 24 e

25. os valores de equilíbrio que dão d[..] /dt = o correspondentes às constantes de taxa da Tabela 10 são os listados na Tabela 11. Tabela 11. Valores de equilíbrio de espécies em unidades arbitrárias [Rybinski et al (2013) ] correspondentes às constantes de taxa da Tabela 10. As unidades arbitrárias são aquelas escolhidas por Rybinski et al para conveniência computacional: ter as quantidades de interesse na faixa de 0,01-10.

[HSP (equil)] 0,315343 [HSF (equil)] 0,255145 [S(equil )] 0,542375 [HSPHSF (equil)] 1,982248 [HSPS (equil)] 5,05777 [HSF3 (equil)] 0,210688 [HSE (equil)] 0,206488 [HSF;HSE (equil)] 0,643504 [MRNA (equil)] 0,1171274 [P(equil)] 4,39986

[000134] Observe que a concentração de equilíbrio das HSPs é de 100 x (0,315343/(4,39986 + 5,05777 + 0,542375)) = 3,15% do número total de proteínas presentes na célula. Isso é comparável, mas menor que o número total previsto de 5% a 10% de proteínas encontradas por outros pesquisadores. No entanto, não tentamos ajustar a porcentagem para cima, esperando que o comportamento geral não seja alterado de maneira apreciável, conforme indicado por outros pesquisadores.

[000135] Os inventores descobriram que um primeiro tratamento para o tecido alvo pode ser realizado aplicando repetidamente a potência pulsada (por exemplo, SDM) ao tecido alvo durante um período de tempo, de modo a elevar de modo controlável uma temperatura do tecido alvo para tratar terapeuticamente o tecido alvo sem destruir ou danificar permanentemente o tecido alvo. Um “tratamento” compreende o número total de aplicações da potência pulsada no tecido alvo durante um determinado período de tempo, como dezenas ou mesmo centenas de luz ou outras aplicações de potência no tecido alvo durante um curto período de tempo, como um período de menos de dez segundos e, geralmente, um período de menos de um segundo, como 100 milissegundos a 600 milissegundos. Esse “tratamento” aumenta de modo controlável a temperatura do tecido alvo para ativar as proteínas por choque térmico e componentes relacionados.

[000136] O que foi encontrado, no entanto, é que, se a aplicação da potência pulsada no tecido alvo for interrompida por um intervalo de tempo, como um intervalo de tempo que exceda o primeiro período de tempo compreendendo o “primeiro tratamento”, que pode compreende vários segundos a vários minutos, como três segundos a três minutos ou mais preferencialmente dez segundos a noventa segundos e, em seguida, um segundo tratamento é realizado no tecido alvo após o intervalo de tempo dentro de uma única sessão de tratamento ou visita ao consultório, em que o segundo tratamento também implica reaplicar repetidamente a potência pulsada no tecido alvo, de modo a aumentar de modo controlável a temperatura do tecido alvo para tratar terapeuticamente o tecido alvo, sem destruir ou danificar permanentemente o tecido alvo, a quantidade de HSPs ativadas e componentes relacionados nas células do tecido alvo é aumentada, resultando em um tratamento geral mais eficaz do tecido biológico. Por outras palavras, o primeiro tratamento cria um nível de ativação da proteína por choque térmico do tecido alvo, e o segundo tratamento aumenta o nível de ativação da proteína por choque térmico no tecido alvo acima do nível devido ao primeiro tratamento. Assim, a realização de múltiplos tratamentos para o tecido alvo do paciente em uma única sessão de tratamento ou visita ao consultório melhora o tratamento geral do tecido biológico, desde que o segundo tratamento ou tratamentos adicionais sejam realizados após um intervalo de tempo que não exceda vários minutos, mas que seja espaçado de modo suficiente para permitir o relaxamento da temperatura, de modo a não danificar ou destruir o tecido alvo.

[000137] Essa técnica pode ser referida aqui como “degrau”, na medida em que os níveis de produção de HSP ativada aumentam com o tratamento ou tratamentos subsequentes na mesma sessão de tratamento de visita ao consultório. Essa técnica de “degrau” pode ser descrita por uma combinação da abordagem integral de Arrhenius para fenômenos de subsegundo com o tratamento de Rybinski et al. (2013) de intervalos entre repetidas aplicações de subsegundo de SDM ou outra potência pulsada.

[000138] Para o SDM de degrau proposto (aplicações SDM repetitivas) proposto nesta divulgação da invenção, existem algumas diferenças importantes da situação representada na Figura 24:

e O SDM pode ser aplicado profilaticamente a uma célula saudável, mas muitas vezes o SDM será aplicado a uma célula doente. Nesse caso, a concentração inicial de proteínas danificadas [S(0)] pode ser maior do que a apresentada na Tabela 11. Não tentaremos explicar isso, assumindo que a qualidade qualitativa comportamento não será alterado. * A duração de um único aplicativo SDM é de apenas subsegundos, em vez dos minutos mostrados na Figura

24. As constantes de taxa de Rybinski et al são muito menores que as constantes de Arrhenius: as últimas fornecem integrais de Arrhenius da ordem de unidade por durações de segundo, enquanto que as constantes de taxa de Rybinski et al são muito pequenas para fazer isso. Este é um exemplo das diferentes constantes da taxa efetiva que existem quando as escalas de tempo são diferentes: As constantes da taxa de Rybinski et al. Aplicam-se a fenômenos que ocorrem ao longo de minutos, enquanto as constantes da taxa Arrhenius se aplicam a fenômenos de subsegundos.

[000139] Dessa forma, para analisar o que acontece na técnica de SDM proposta para melhorar a eficácia do SDM, combinaremos o tratamento integral de Arrhenius apropriado para oS fenômenos de subsegundo com o tratamento de Rybinski et al (2013) apropriado para os fenômenos que ocorrem na ordem de um intervalo de minutos entre aplicativos SDM repetidos: e Aplicativo de subsegundo SDM descrito pelo formalismo integral de Arrhenius e Intervalo de O (minuto) entre aplicações de SDM descritos pelas equações de Rybinski et al (2013

[000140] Especificamente, consideramos duas aplicações sucessivas do SDM, cada trem de micropulso SDM com uma duração de subsegundo.

e Por a escala de tempo de curto subsegundo, assumimos que as HSP's inativas que são a fonte das HSP ativadas (livres) estão todos contidos nas moléculas de HSPHSF no citoplasma. Consequentemente, a primeira aplicação SDM é tomada para reduzir o reservatório citoplasmático de HSPs não ativados na população inicial da molécula HSPHSF de HSPHSF (equil)] a [HSPHSF (equil)] exp[-92], * e aumentar a população molecular inicial da HSP de [HSP (equil)] a [HSP (equil)] + [HSPHSF (equil)] (1-exp[-2]) * bem como aumentar a população molecular inicial do HSF de HSF (equil)] a [HSF (equil)] + [HSPHSF (equil)] (1-exp[-2]) e Presume-se que as concentrações de equilíbrio de todas as outras espécies permaneçam as mesmas após a primeira aplicação SDM e As equações de Rybinski et al são usadas para calcular o que acontece com [HSP] e [HSPHSF] no intervalo Mt = O (minuto) entre o primeiro aplicativo SDM e o segundo aplicativo SDM, com os valores iniciais de HSP, HSF e HSPHSF após o primeiro aplicativo SDM considerado [HSP (SDM1)] = [HSP (equil)] + [HSPHSF (equil)] (1-exp[-2]) HSF (SDM1)] = [HSF (equil)] + [HSPHSF (equil)] (1- exp[-2]) e HSPHSF (SDM1)] = [HSPHSF (equil)] exp[-2] * Para a segunda aplicação do SDM após o intervalo ft, os valores de [HSP], [HSF] e (HSPHSF] após o SDM serão considerados "“ HSP (SDM2)] = [HSP (%t)] + [HSPHSF (St)] (1-exp[- 21) "“ HSF (SDM2)] = [HSF (%t)] + [HSPHSF (St)] (1-exp[- nal) e "“ HSPHSF (SDM2)] = [HSPHSF (9?t)] exp[-9] * onde [HSP (*t)], [HSF (?t)] e [HSPHSF (?t)] são os valores determinados a partir das equações de Rybinski et al (2013) no momento tt.

* Nosso interesse no momento é comparar [HSP [SDM2)] com [HSP [SDMl)], para verificar se a aplicação repetida do SDM em um intervalo após a primeira aplicação do SDM resultou em mais HSPs (livres) ativados no citoplasma. A relação B(f?t, OQ) = [HSP (SDM2) ] / [HSP (SDM1)] = ([([HSP (*t)] + [HSPHSF (9t)] (1-exp[-2]))/([HSP (0)] + [HSPHSF (0)] (1-exp[- 92])) fornece uma medida direta da melhoria no grau de ativação da HSP para uma aplicação repetida do SDM após um intervalo *t da primeira aplicação de SDM.

[000141] As concentrações de HSP e HSPHSF podem variar bastante no intervalo entre aplicativos SDM.

[000142] As Figuras 26A e 26B ilustram a variação nas concentrações ativadas [HSP] e na HSP não ativada no reservatório citoplasmático [HSPHSF] durante um intervalo *t = 1 minuto entre as aplicações SDM quando a integral SDM Arrhenius Q = 1 e as concentrações de equilíbrio são as seguintes: dado na Tabela 11.

[000143] Embora apenas uma única repetição (uma etapa) seja tratada aqui, é aparente que o procedimento pode ser repetido para fornecer vários eventos de subida em degraus como um meio de melhorar a eficácia do SDM ou outro método terapêutico que envolve a ativação de HSPs teciduais.

[000144] Os efeitos da variação da magnitude da integral Arrhenius OQ e do intervalo %*t entre dois tratamentos distintos espaçados por um intervalo de tempo são mostrados pelos seguintes exemplos e resultados.

[000145] Nove exemplos gerados com o procedimento descrito acima são apresentados a seguir. Todos os exemplos são de um tratamento que consiste em dois tratamentos SDM, com o segundo ocorrendo de cada vez após o primeiro, e eles exploram: * O efeito de diferentes integrais de Arrhenius de magnitude diferente nos tratamentos SDM [três diferentes são considerados: Q = 0,2,0,5 e 1,0] * O impacto da variação do intervalo entre os dois tratamentos SDM [três diferentes sWt"'s são considerados: St = 15 segundos, 30 segundos e 60 segundos.

[000146] Como indicado acima, a integral de ativação Arrhenius Q depende dos parâmetros de tratamento (por exemplo, potência do laser, ciclo de trabalho, duração total do trem) e das propriedades do RPE (por exemplo, coeficientes de absorção, densidade das HSPs).

[000147] A Tabela 12 abaixo mostra o efeito de diferentes 9Q (2 = 0,2, 0,5, 1) no conteúdo de HSP de uma célula quando o intervalo entre os dois tratamentos SDM é 9º9t = 1 minuto. Aqui, a célula é considerada como tendo as concentrações de equilíbrio de Rybinski et al (2013) para as dez espécies envolvidas, apresentadas na Tabela 11.

[000148] A Tabela 12 mostra quatro concentrações de HSP (nas unidades arbitrárias de Rybinski et al), cada uma correspondendo a quatro tempos diferentes: * Antes do primeiro tratamento SDM: [HSP (equil)] * Imediatamente após o primeiro aplicativo SDM: [HSP (SDM1)] * No final do intervalo, após o primeiro tratamento SDM: [HSP (9St)] e Imediatamente após o segundo tratamento SDM em Pt: [HSP (SDM2)] * Também é mostrado o fator de melhoria em um único tratamento: B = [HSP (SDM2)]/[HSP (SDM1)] Tabela 12. Concentrações de HSP nos quatro tempos descritos no texto: Efeito da variação do SDM Q para duas aplicações de SDM em uma célula quando os tratamentos são espaçados por t = 0,25 minutos = 15 segundos. [HSP (equil)] [HSP (SDM1) ] [ESP(9t)] [HSP (SDM2) ] 8 2es=0o,2 0,315 0,67 0,54 0,95 1,27 2=0,5 0,315 1,10 0,77 1,34 1,22 2e=1,0 0,315 1,57 0,93 1,71 1,09

[000149] A Tabela 13 é igual à Tabela 12, exceto que é para um intervalo entre os tratamentos SDM de *t = 0,5 minutos = 30 segundos. Tabela 13. Concentrações de HSP nos quatro tempos descritos no texto: Efeito da variação do SDM Q para dois tratamentos SDM em uma célula quando os tratamentos são espaçados por t = 0,5 minutos = 30 segundos. [HSP (equil)] [HSP(SDM1)] [HSP(9t)] [HSP (SDM2) ] 8 2=0,2 0,315 0,67 0,44 0,77 1,14 2=0,5 0,315 1,10 0,58 1,18 1,08 2e=1,0 0,315 1,57 0,67 1,59 1,01

[000150] A Tabela 14 é igual às Tabelas 12 e 13, exceto que os tratamentos são espaçados por um minuto ou sessenta segundos. Tabela 14. Concentrações de HSP nos quatro tempos descritos no texto: Efeito da variação do SDM Q para dois tratamentos SDM em uma célula normal (saudável) quando os tratamentos são espaçados por t = 1 minuto = 60 segundos. [HSP(equil)] [HSP(SDM1)] [HSP(9t)] [HSP (SDM2) ]

B o 0,2 0,315 0,67 0,30 0,64 0,95 2=0,5 0,315 1,10 0,37 1,06 0,96 2e=1,0 0,315 1,57 0,48 1,51 0,96

[000151] As Tabelas 12-14 mostram que: €* O primeiro tratamento do SDM aumenta [HSP] em um grande fator para todos os três Q's, embora o aumento seja maior quanto maior Q. Embora não seja exibido explicitamente nas tabelas, o aumento de [HSP] ocorre às custas do reservatório citoplasmático de HSP's sequestradas (não ativadas): [HSPHSF (SDM1)] é muito menor que [HSPHSF (equil)] . [HSP] diminui consideravelmente no intervalo entre os dois tratamentos SDM, com a diminuição sendo maior quanto maior for. (A diminuição de [HSP] é acompanhada por um aumento de ambos [HSPHSF] - como mostrado na Figura 26 e em [HSPS] durante o intervalo *t - indicando uma rápida reposição do reservatório citoplasmático de HSP não ativado e uma rápida ligação de HSP para as proteínas danificadas) e Para ft menor que 60 segundos, há uma melhoria no número de HSP ativadas (livres) no citoplasma para dois tratamentos SDM em vez de um único tratamento.

* A melhoria aumenta à medida que ft diminui.

e Para Mt se tornar tão grande quanto 60 segundos, no entanto, a relação B = [HSP (SDM2) ] / [HSP (SDM1)] se torna menor que a unidade, indicando que não há melhora em dois tratamentos SDM em comparação com um único tratamento SDM, embora esse resultado pode variar dependendo dos parâmetros da fonte de potência e do tipo de tecido tratado.

* A melhoria para *t < 60 segundos é maior quanto menor for a integral SDM Arrhenius OQ.

[000152] Os resultados para a taxa de melhoria B = [HSP (SDM2) ] / [HSP (SDM1)] estão resumidos na Figura 27, onde a taxa de melhoria B = [HSP (SDM2)]/[HSP (SDM1)] x intervalo entre tratamentos SDM $t (em segundos) para três valores da integral SDM Arrhenius Q e para os três valores do intervalo $t = 15 s, s e 60 s. A curva superior é para Q = 0,2; a curva do meio é para Q = 0,5; e a curva inferior é para Q = 1,0. Esses resultados são para as constantes de taxa de Rybinski et al (2013) da Tabela 10 e as concentrações de espécies de equilíbrio da Tabela 11.

[000153] Deve ser apreciado que os resultados das Tabelas 12- 14 e Figura 27 são para Rybinski et al. (2013) constantes de taxa da Tabela 10 e as concentrações de equilíbrio da Tabela

11. As concentrações reais e constantes de taxa em uma célula podem diferir desses valores e, portanto, o número resulta nas Tabelas 12-14 e Figura 27 deve ser tomado como representativo, e não absoluto. No entanto, não se prevê que sejam significativamente diferentes. Assim, a realização de vários tratamentos intra-sessões em um único local ou área de tecido- alvo, como um único locus da retina, com o segundo e subsequentes tratamentos após o primeiro após um intervalo entre três segundos e três minutos e, de preferência, dez segundos a noventa segundos, deve aumentar a ativação de HSPs e componentes relacionados e, portanto, a eficácia do tratamento geral do tecido alvo.

[000154] O efeito “degrau” resultante alcança aumentos incrementais no número de proteínas ativadas por choque térmico, melhorando o efeito terapêutico do tratamento. No entanto, se o intervalo de tempo entre o primeiro e o tratamento subsequente for muito alto, o efeito “degrau” será diminuído ou não será alcançado.

[000155] A técnica da presente invenção é especialmente útil quando os parâmetros de tratamento ou as características do tecido são tais que a integral Arrhenius associada à ativação é baixa e quando o intervalo entre aplicações repetidas é pequeno, como menos de noventa segundos e, de preferência, menor que um minuto. Por conseguinte, esses múltiplos tratamentos devem ser realizados dentro da mesma sessão de tratamento, como em uma única visita ao consultório, onde tratamentos distintos podem ter uma janela de intervalo de tempo entre eles, de modo a alcançar os benefícios da técnica da presente invenção.

[000156] Embora várias modalidades tenham sido descritas em detalhes para fins de ilustração, várias modificações podem ser feitas sem se afastar do escopo e espírito da invenção. Por conseguinte, a invenção não deve ser limitada, exceto como pelas reivindicações anexas.

Claims

— REIVINDICAÇÕES -

1. SISTEMA PARA TRATAMENTO TÉRMICO DE TECIDOS BIOLÓGICOS, compreendendo: um gerador da radiação de tratamento (22) para gerar radiação de tratamento (30) com um comprimento de onda entre 570 nm e 1300 nm e uma potência média entre 0,0000069 e 37,5 watts; caracterizado por, aplicar a radiação de tratamento (30) ao tecido biológico tal que pelo menos um mancha de tratamento com um diâmetro entre 10-700 micra seja formado no tecido biológico e o tecido biológico seja estimulado pelo calor o suficiente para estimular a ativação da proteína por choque térmico sem destruir o tecido.

2. Sistema, de acordo com a reivindicação 1, caracterizado pelo aquecimento do tecido biológico entre 6 “ºC e 11 ºC durante a aplicação da radiação de tratamento (30) ao tecido, em que a elevação média da temperatura do tecido durante vários minutos é mantida em aproximadamente 1 ºC ou menos.

3. Sistema, de acordo com uma ou outra das reivindicações 1 ou 2, caracterizado por a radiação de tratamento (30) ser pulsada e ser aplicada ao tecido por uma duração entre 30-800 milissegundos.

4, Sistema, de acordo com qualquer uma das reivindicações 1 a 3, caracterizado por a radiação de tratamento (30) ser aplicada ao tecido retinal de um olho, e preferentemente a pelo menos uma porção da fóvea do olho.

5. Sistema de acordo com qualquer uma das reivindicações 1 a 4, caracterizado por o gerador da radiação de tratamento (22) gerar a radiação de tratamento (30) com um comprimento de onda entre 600 nm-1100 nm, numa potência média entre 0,00015 e 6,94 watts, e formar pelo menos um mancha de tratamento com um diâmetro entre 100-500 micra.

6. Sistema, de acordo com qualquer uma das reivindicações 1 a 5, caracterizado por uma pluralidade de feixes espaçados (36) da radiação de tratamento (30) ser gerados e aplicados simultaneamente ao tecido para formar uma pluralidade de manchas de tratamento espaçadas numa primeira área de tratamento.

7. Sistema, de acordo com qualquer uma das reivindicações 1 a 6, caracterizado por durante um intervalo de tempo compreendendo menos de um segundo entre pulsos da radiação de tratamento (30) aplicados à primeira área de tratamento do tecido, os feixes da radiação de tratamento ser aplicados a uma segunda área de tratamento do tecido, suficientemente afastada da primeira área de tratamento do tecido para evitar danos térmicos ao tecido alvo, e serem aplicados repetidamente, de maneira alternada durante a mesma sessão de tratamento, a cada uma das primeira e segunda áreas de tratamento do tecido, até que um número predeterminado de aplicações para cada uma das primeira e segunda áreas de tratamento do tecido seja alcançado.

8. Sistema, de acordo com qualquer uma das reivindicações 1 a 7, caracterizado pelo fato de que o gerador da radiação de tratamento (22) aplicar a radiação de tratamento (30) ao tecido por um primeiro período de tempo para estimular a ativação da proteína por choque térmico no tecido, em seguida interromper a aplicação da radiação de tratamento por um intervalo de tempo que excede o primeiro período de tempo e, em seguida, reaplicar a radiação de tratamento ao tecido após o intervalo de tempo dentro de uma única sessão de tratamento, de modo a aumentar de forma controlável a subida da temperatura do tecido sem destruir o tecido de modo a aumentar o nível de ativação da proteína por choque térmico no tecido.

9. Sistema, de acordo com a reivindicação 8, caracterizado por o primeiro período de tempo ser menor que 1 segundo e o intervalo de tempo ser de vários segundos a vários minutos.