CN110520194B - 使用脉冲能量热处理生物组织的方法 - Google Patents

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Abstract

一种热处理生物组织的系统，包括具有包含波长或频率、占空比、和脉冲串持续时间的能量参数的间歇脉冲能量源，以在第一时间段内对目标组织施加脉冲能量源期间，增加所述目标组织的温度高达至少11摄氏度，从而产生第一热休克蛋白激活水平，以及，用于控制所述脉冲能量源的激活的定时器，以在时长超过所述第一时间段的间隔时间内，停止向所述目标组织施加所述脉冲能量源，和以在单一处理环节中，在所述间隔时间后，对所述目标组织再次施加所述脉冲能量源，以增加所述目标组织中的所述热休克蛋白激活水平。

Description

使用脉冲能量热处理生物组织的方法
技术领域
本发明通常针对用于处理生物组织(诸如患病生物组织)的系统和方法。更具体地，本发明针对使用脉冲能量对生物组织进行热处理的方法，该方法对目标组织产生治疗性效果而不破坏或永久性地损伤目标组织。
背景技术
发明人已经发现，通过将生物组织，尤其是损伤的或患病的生物组织的温度可控地提升至预定温度范围，同时将该组织在几分钟内的平均温升维持在预定水平或低于预定水平，对目标组织产生治疗性效果而不永久性地损伤目标组织。更具体地，发明人已经发现，可将电磁辐射诸如各种波长的激光形式的电磁辐射施加至视网膜组织，施加方式为不破坏或损伤该视网膜组织且通常实现对于眼病的有益效果。发明人已经发现，可产生激光光束并施加到视网膜组织细胞，使得其为治疗性的，但尚不致死视网膜组织细胞并因此避免了该视网膜组织内的损伤性光凝固，这提供了对于眼部的视网膜组织的预防性和保护性处理。典型地，该处理必需施加一串激光微脉冲以辐射患病视网膜的一部分，总持续时间为短于一秒。每个微脉冲为几十至几百微秒长度的量级，且这些微脉冲之间由一至几毫秒分隔，其以可控的方式提高组织温度。
据信，以此可控的方式提升组织温度选择性地刺激热休克蛋白激活和/或蛋白修复的产生及促进，这用作治疗性地处理组织的机理。据信，这一微脉冲串在热学上激活目标组织中的热休克蛋白(HSP)。在视网膜组织的情况下，该方法在热学上激活位于紧邻视网膜层后方的含有视觉敏感杆细胞和锥细胞的视网膜色素上皮(RPE)层，且这些激活的HSP随后通过移除并修复损伤的蛋白质而令患病视网膜恢复至其健康状态。这随后导致RPE功能的改善，改善了视网膜功能和自身调节、急性炎症的恢复、慢性炎症的减轻和全身性免疫调节。随后，这些激光触发的效果减缓、停止或反转视网膜疾病，改善视觉功能并降低视觉丧失的风险。据信，以此可控的方法提升组织温度以选择性地刺激热休克蛋白的激活在其它组织中也有益。
HSP是作为对曝露于应力条件下的应答而由细胞产生的蛋白质家族。高水平的热休克蛋白的产生可通过曝露于不同肿瘤的环境应力条件诸如感染、炎症、运动、将细胞曝露于毒素、氧化剂、重金属、营养物质匮乏、低氧、脱水和组织创伤下而触发。
已知热休克蛋白在对身体组织中大量不正常条件的应答中扮演角色，这些不正常条件包括病毒感染、炎症、恶性转化、曝露于氧化剂、细胞毒素及缺氧。几种热休克蛋白作为其它蛋白质的胞内伴侣(chaperone)而起作用，且HSP家族的成员被以低水平至中等水平表达或激活，这是由于它们即使在非应力条件下仍在蛋白质维护和简单监控细胞蛋白中扮演至关重要的角色。这些活性是细胞自我修复系统中的一部分，称为细胞应力应答或热休克应答。
热休克蛋白在几乎每个细胞和组织类型的多细胞器官以及移植的组合和培养的细胞内均有发现。HSP典型占细胞蛋白的3％至10％，但当处于应力下时，该百分比可升高至15％。已经发现，哺乳动物细胞的蛋白质密度为(2-4)x 1018CM-3范围内。因此，前述百分比意为，HSP的密度正常为(1-4)x 1017CM-3，而在应力下，该密度可升高至(3-6)x1017CM-3。
典型地，根据热休克蛋白的分子量及其不同作用途径而命名它们。尤其普遍存在的热休克蛋白是Hsp70，它是一种分子量为70千道尔顿的蛋白质。它在保护刚刚形成的蛋白质中以及在挽救被损伤的蛋白质中扮演特别重要的角色。它含有一个具有对中性的疏水性氨基酸残基的亲和性的沟槽，该氨基酸残基与肽长度为最多7个的残基相互作用。Hsp70具有肽结合域和ATPase域，这些域令蛋白质结构稳定在未折叠和能够组装的状态。HSP在防止错误折叠的蛋白质的聚集中扮演角色，多数HSP具有暴露的疏水性部位，且促进蛋白质再次折叠为其适宜构象。Hsp70通过下述实现这一功能：首先结合至错误折叠的或片段化的蛋白质，通过结合ATP并将其水解为ADP的位点，这一结合在能量上是可行的。
Hsp70热休克蛋白是细胞外和膜结合热休克蛋白的成员，它们被牵涉入结合抗原并将其呈递至免疫系统。已经发现，Hsp70抑制甲型流感病毒核糖核蛋白的活性并阻断该病毒的复制。源自肿瘤的热休克蛋白引出特异性的保护性免疫。实验和临床观察结果已经显示，热休克蛋白被牵涉入自身免疫性关节炎、1型糖尿病、糖尿病、动脉硬化、多发性硬化和其它自身免疫反应的调节中。
据此，据信其优点在于，能在短时间内将目标组织温度选择性且可控地升高至预定温度，同时将该组织在更长时间内的平均温升维持在预定温度。据信，这诱导了热休克应答以增加身体组织中作为对感染或其它异常状态的应答的热休克蛋白的数目或活性。但是，为了不损伤或破坏被处理的组织或身体区域，这必须以可控地方式进行。在单一处理环节中，将目标组织细胞内的热休克蛋白激活量最大化也将是想要的。本发明满足这些需求，并提供其它相关优点。
发明内容
本发明针对通过将脉冲能量施加至目标组织而对生物组织进行热处理以治疗性地处理该目标组织的方法。通过下述实施对目标组织的第一次处理：生成脉冲能量并在一段时间内对目标组织重复施加脉冲能量以可控地增加所述目标组织的温度，从而治疗性地处理目标组织而不破坏或永久性地损伤该目标组织。目标组织可包含视网膜组织。
脉冲能量具有能量参数，包括波长或频率、占空比和脉冲串持续时间。选择能量参数以将目标组织温度最多升高11℃以实现治疗性效果，其中该组织在几分钟内的平均温升被保持在预定水平或低于预定水平，从而不永久性地损伤目标组织。可选择脉冲能量参数，使得目标组织温度至少在将该脉冲能量施加至目标组织的过程中被升高6℃至11℃之间。目标组织在几分钟内的平均温升被维持在6℃或更低，诸如在几分钟内大约1℃或更低。
脉冲能量可包含光束、微波、射频或超声。为了将脉冲能量施加至组织，可将一装置插入体腔中。可将脉冲能量施加至身体的外部区域，该区域邻近目标组织或具有接近身体的该外部区域的血液供给。
脉冲能量可包含大约3至6兆赫(MHz)之间的射频。其可具有大约2.5％至5％之间的占空比。其可具有大约0.2至0.4秒之间的脉冲串持续时间。可使用具有大约2至6mm之间的线圈半径和大约13至57安培匝数之间的装置生成射频。
脉冲能量可包含10至20千兆赫(GHz)之间的微波频率。微波可具有大约0.2至0.6秒之间的脉冲串持续时间。微波可具有大约2％至5％之间的占空比。微波可具有大约8至52瓦之间的平均功率。
脉冲能量可包含脉冲激光光束，诸如一个或多个激光光束。光束可具有大约530nm至1300nm之间，且更优选800nm至1000nm之间的波长。脉冲光束可具有大约0.5至74瓦之间的功率。脉冲光束具有低于10％，且优选2.5％至5％之间的占空比。脉冲光束可具有大约0.1至0.6秒的脉冲串持续时间。
脉冲能量可包含具有大约1至5MHz之间的频率的脉冲超声。超声可具有大约0.1至0.5秒瓦之间的脉冲串持续时间。超声可具有大约2％至10％之间的占空比。超声具有大约0.46至28.6瓦之间的功率。
第一次处理包含将脉冲能量施加至目标组织，施加时间为短于10秒，且更典型为短于1秒。第一次处理在目标组织内产生了一定水平的热休克蛋白激活。
在间隔时间内停止向所述目标组织施加脉冲能量，该间隔时间优选超过第一次处理的时间。间隔时间可包含几秒至几分钟，诸如3秒至3分钟，或优选10秒至90秒之间。
在单一处理环节中，在间隔时间后，通过下述实施第二次处理：重复地再次施加脉冲能量至目标组织以可控地增加目标组织的温度，从而治疗性地处理目标组织而不破坏或永久性地损伤目标组织。第二次处理增加目标组织内热休克蛋白激活的水平，使得其处于高于第一次处理后的水平。
参考附图，从下述更详细的说明书中将明显可知本发明的其它特征和优点，该附图以示例途径例示性说明了本发明的主旨。
附图说明
附图例示性说明本发明。在附图中：
图1A和图1B是例示性说明激光源的平均功率与激光的光源半径与脉冲串持续时间对比的图；
图2A和图2B是例示性说明温度衰减时间取决于激光光源半径和波长的图；
图3至图6是例示性说明各种视频、占空比和线圈半径的峰值安培匝数的图；
图7是说明温升衰减时间与射频线圈半径对比的图；
图8和图9是说明平均微波功率与微波频率和脉冲串持续时间对比的图；
图10是说明温度衰减时间与各种微波频率对比的图；
图11是说明平均超声源功率与频率和脉冲串持续时间对比的图；
图12和图13是说明温度衰减时间与各种超声频率对比的图；
图14是说明聚焦加热区体积与超声频率对比的图；
图15是超声能量源的温度随脉冲持续时间变化的方程式的比较图；
图16和图17是例示性说明损伤对数的大小和HSP激活的阿伦尼斯(Arrhenius)积分作为温度和脉冲持续时间的函数的图；
图18是根据本发明的产生定时脉冲序列的光生成单元的图解视图，具有自其延伸的光管；
图19是根据本发明的将电磁能输送至目标组织的光刺激输送装置的横截面图；
图20是例示性说明根据本发明的用以生成激光光束的系统的图解视图；
图21是例示性说明根据本发明的用以生成激光几何图案的光学器件的图解视图；
图22是根据本发明而使用的光学扫描机构的俯视图；
图23是图22的光学扫描机构的部分部件分解图，例示性说明其各种组成零件；
图24例示性说明，根据本发明的具体例，激光点的示例性几何图案网格的受控曝光偏移(offset)以处理目标组织；
图25是例示性说明行控制扫描模式的几何对象用来处理目标组织区域的图解视图；
图26是类似于图25但例示性说明几何行或棒旋转以处理目标组织的图解视图；
图27是例示性说明根据本发明的用以生成用于处理组织的激光光束的另选具体例的系统的图解视图；
图28是例示性说明根据本发明的用以生成用于处理组织的激光光束的又一具体例的系统的图解视图；
图29是根据本发明的插入鼻腔并处理其内部组织的内窥镜末端的横截面和图解视图；
图30是根据本发明的延伸通过气管进入肺部支气管内并且对其进行处理的支气管镜的图解和部分横截面视图；
图31是根据本发明的向身体的肠或直肠区域提供光刺激的直肠镜的图解视图；
图32是例示性说明根据本发明的插入胃内并且对其进行处理的内窥镜的图解视图；
图33是根据本发明而使用的胶囊型内窥镜的部分剖面透视图；
图34是根据本发明的用于处理身体内部组织的脉冲高强度聚焦超声的图解视图；
图35是根据本发明的通过耳垂将治疗输送至患者血流的图解视图；
图36是根据本发明的用于将光刺激经由耳垂输送至血液的本发明的刺激治疗装置的横截面视图；
图37A至图37D是图解视图，例示性说明根据本发明，在单一处理环节中，在预设的间隔时间过程中将微脉冲能量施加至不同的治疗区域，并再次施加能量至先前处理的区域；
图38至图40是说明根据本发明的具体例的处理功率与时间的关系的图；
图41是说明来自两个相距一定距离的源的波前的图；
图42A和图42B是说明在温度突然增加后HSP细胞系统组分的行为随时间变化的图；
图43A至图43H是说明在温度突然增加后的第一分钟内HSP细胞系统组分的行为随时间变化的图；
图44A和图44B是例示性说明下述的图：根据本发明，激活HSP及未激活HSP的浓度在一分钟的间隔内在细胞质储层内的变化
图45是说明根据本发明的改良率与处理间隔对比的图。
具体实施方式
如附图中所示，且如本文中更完全的描述，本发明针对输送脉冲能量的系统和方法，该脉冲能量为诸如超声、超紫外射频、微波射频、一个或多个光束等，且具有经选择的能量参数以在组织内造成热时间进程以在短期内将该组织温度升高至足够的水平，以实现治疗效果并同时将更长时间段内的平均组织温度维持在低于预设水平，从而避免永久性的组织损伤。据信，该热时间进程的产生刺激热休克蛋白激活或产生并促进蛋白质修复而不造成任何损伤。
发明人已经发现，可将电磁辐射施加至视网膜组织，施加方式为不破坏或损伤该视网膜组织且通常实现对于眼病的有益效果。更具体地，可产生激光光束，该激光光束是治疗性的，但尚不致死视网膜组织细胞并因此避免了该视网膜组织内的损伤性光凝固，这提供了对于眼部的视网膜组织的预防性和保护性处理。据信，这可能是至少部分地由于在视网膜组织中对热休克蛋白的刺激和活化以及对蛋白修复的促进。这在2015年1月28日提交的美国专利申请14/607,959和2012年5月25日提交的美国专利申请13/481,124中有所公开，其内容通过引用而整体并入本文。
必须考虑并选择光束的各种参数，使得所选择的参数的组合实现治疗性效果，同时不永久性地损伤组织。这些参数包括激光波长、激光源半径、激光平均功率、脉冲总持续时间、和脉冲串的占空比。
这些参数的选择可以通过要求HSP激活的阿伦尼斯积分(Arrhenius integral)大于或等于1而确定。使用阿伦尼斯激发来分析作用于生物组织的影响。见，例如，《CRC热工程手册》(The CRC Handbook of Thermal Engineering,ed.Frank Kreith,SpringerScience and Business Media(2000))。同时，所选择的参数必须不对组织造成永久性损伤。因此，也可使用损伤的阿伦尼斯积分，其中所解得的阿伦尼斯积分小于或等于1。
或者，满足了FDA/FCC对每克组织的能量沉积和在几分钟内测量的温升的约束，以避免永久性的组织损伤。FDA/FCC对能量沉积和温升的要求被广泛使用，例如，对于电磁源，可参考www.fda.gov/medicaldevices/deviceregulationandguidance/guidancedocuments/ucm073817.htm#attacha，而对于超声源，可参考Anastosio和P.LaRivero编着的《新兴成像技术》(Emerging Imaging Technologies.CRC Press(2012))。一般来说，介于6℃与11℃之间的组织温升可诸如通过激活热休克蛋白产生治疗性效果，而在某些情况下，在长时间内诸如几分钟诸如6分钟内将组织平均温升维持在低于预设温度诸如6℃甚至1℃或更小，将不会永久性地损伤该组织。
发明人已经发现，生成波长大于532nm、占空比小于10％、预设的强度或功率和预设的脉冲长度或曝光时间的亚阈值、亚致死的微脉冲激光光束，产生了所希望的视网膜光刺激而没有任何可见的烧伤区域或组织破坏。更具体地，波长介于550nm至1300nm之间且在尤其优选的具体例中介于810nm与1000nm之间、占空比为大约2.5％至5％以及预设强度或功率(如，在视网膜处为介于100至590瓦/平方厘米之间，或在视网膜的每个处理点处为大约1瓦/激光点)和预设的脉冲长度或曝光时间(如，100至600微秒或更短)的激光光束，产生了亚致死的“真实亚阈值”视网膜光刺激，其中曝露于激光辐射中的视网膜色素上皮细胞的所有区域得以保存且可用以在治疗上有所贡献。换句话说，发明人已经发现，将视网膜组织提升到至少为治疗水平但低于致死细胞或组织的水平，再次产生了先前技术方法的光环效应而不破坏、烧伤或损伤视网膜组织。这在本文中称为亚阈值二极管微脉冲激光处理(SDM)。
SDM不产生激光诱导的视网膜损伤(光凝固)，没有已知的覆面处理效应，且已被报导为大量视网膜病变(包括，糖尿病黄斑水肿(DME)增生性糖尿病视网膜病变(PDR)、视网膜静脉阻塞引起的黄斑水肿(BRVO)、中心性浆液性脉络膜视网膜病变(CSR))的有效治疗方法；用来逆转药物耐受性；以及作为进行性退行性视网膜病变诸如、Stargardts病、视锥细胞营养不良和色素性视网膜炎的预防性治疗方法。SDM的安全性使得其可以20/20视敏度穿过中央凹而用于眼部，以降低由于牵涉中央凹的早期DME造成的视力丧失风险。
SDM借以能够工作的机制是热休克蛋白(HSP)的生成或激活。尽管存在无数种可能的细胞异常，所有类型的细胞拥有共同的且高度保守的修复机制：热休克蛋白(HSP)。HSP在几乎任何类型的细胞应力或伤害后几乎马上(几秒钟至几分钟内)被引出。在不存在致死性细胞伤害的情况下，HSP在修复视觉细胞并令其朝着更正常的功能状态回复中极其有效。尽管HSP是暂时性的，峰值通常持续几个小时且延续数日，但它们的效果可以是持久性的。HSP减轻炎症，而炎症是多种病变的共同因素。
激光处理可诱导HSP产生或激活并改变细胞因子表达。非致死细胞应力(例如，激光照射)越突然且剧烈，HSP激活越迅速且强劲。因此，由每次SDM曝光产生的急剧变化(每100μs微脉冲大约提升7℃，或70,000℃/sec)的重复低温热峰的爆发，在刺激HSP的激活中尤其有效，特别是与非致死性曝露于使用连续波激光的亚阈值处理相比，其可仅将该低平均组织温升加倍。
波长低于550nm的激光产生逐渐增加的细胞毒性光化学效应。在810nm，SDM产生光热细胞应力而非光化学细胞应激。因此，SDM可影响组织而不损伤该组织。因此，主要通过亚病态光热细胞HSP激活而产生SDM的临床受益。在功能失调的细胞中，通过SDM进行的HSP刺激导致了正常化的细胞因子表达，并因此改善了结构和功能。随后，这一“低强度”激光/组织相互作用的治疗性效果通过“高密度”激光应用被放大，通过致密/融合地处理大组织区域包括所有病理区域而召集目标组织区域内的所有功能失调的细胞，从而令处理效果最大化。这些原则界定了本文所述SDM的处理策略。
因为正常发挥功能的细胞无需修复，正常细胞内的HSP刺激将倾向于不具有显着的临床效果。近红外激光如SDM的影响病细胞但不影响正常细胞的“病理选择性”，对多种细胞类型造成的效果与SDM的临床观察结果一致。SDM已经被报导为具有广泛的临床治疗性，在视网膜激光模式中独一无二，与美国国家标准协会“最大允许辐照量”预测一致。虽然SDM可造成直接的光热效应诸如熵蛋白的展开和分解，但就临床安全性而言，SDM似乎是最佳选择且是HSP介导的修复的有效刺激。
如上所述，尽管就疾病进程而言，HSP的SDM刺激是非特异性的，但HSP介导的修复的结果是由其对于功能失调状态的天然特异性导致的。HSP倾向于纠正错误，而不管是什么错误。因此，在完全不同的视网膜病变如BRVO、DME、PDR、CSR、老年性和遗传学视网膜病变、以及耐药性NAMD中均观察到了SDM的有效性。在概念上，这一功能可视为一种“重置为默认值”模式的SDM动作。对于其中细胞功能是关键的多种病变，SDM通过触发经由HSP介导的细胞修复进行的“重置”(为“出厂默认设定”)而将细胞功能正常化。
发明人已经发现，对苦于老年性黄斑变性(AMD)的患者进行SDM处理可减缓甚或停止AMD的进展。在SDM处理后，大多数患者的动态功能logMAR中间视敏度和中间对比视敏度已经得以显着改善。据信，SDM通过触发、保存和“正常化”(朝着正常方向移动)视网膜色素上皮细胞(RPE)而发挥作用。
已经显示，无论全身性糖尿病的持续性如何，SDM停止或逆转糖尿病视网膜病变状态的表现而没有与该处理相关的损伤或副作用。以此为基础，假定SDM可通过在受到糖尿病影响的RPE细胞中诱发回复至更正常的细胞功能和细胞因子表达而发挥作用，与敲击电子装置的“重置”按钮以恢复出厂默认设定类似。基于上述信息和研究，SDM处理可直接影响目标组织中经由热休克蛋白(HSP)激活进行的细胞因子表达。
由于热休克蛋白在应答除眼组织以外的身体组织中的大量不正常状况中扮演重要角色，据信类似的系统和方法可有益地用于处理此类不正常状况、感染等。正因如此，本发明针对可控地施加超声或电磁辐射以处理不正常状况，包括炎症、自体免疫症状、和可通过内窥镜的光纤或表面探针手段以及聚焦的电磁/声波抵达的癌症。例如，位于前列腺表面上的具有最大转移威胁的癌症可通过直肠镜的光纤手段抵达。结肠肿瘤可通过光纤系统如在结肠镜中使用的那些而抵达。
如上所述，亚阈值二极管微脉冲激光(SDM)光刺激已经在刺激眼组织内轻微错误折叠的蛋白质的修复中显示效果。除了HSP激活之外，可能出现这一效果的另一途径为，因为由热时间进程形式的微脉冲造成的温度峰值允许水扩散入蛋白质内，且允许防止蛋白质回复至其原生状态的肽-肽氢键断裂。水扩散入蛋白质内导致对氢键抑制的数目以千量级的倍数增加。因此，据信，这一方法也将有益地应用至其它组织和疾病。
如上所述，待施加至目标组织的能量源将具有必须经测定并选择以实现治疗效果而不永久性地损伤该组织的能量和操作参数。举例而言，使用光束能量源如激光光束，则必须考虑激光波长、占空比和脉冲串总持续时间等参数。可考虑的其它参数包括激光源的半径以及激光的平均功率。调节或选择这些参数中的一个可对至少一个其它参数造成影响。
图1A和图1B示出了图表，其显示以瓦为单位的平均功率与激光源半径(介于0.1cm与0.4cm之间)和脉冲串持续时间(介于0.1与0.6秒之间)。图1A显示880nm的波长，而图1B具有1000nm的波长。从这些图中可见，所需要的功率随着光源直径的减小、脉冲串总持续时间的增加、以及波长的减小而单调减小。对于激光源的半径，优选的参数为1mm至4mm。对于880nm的波长，功率的最小值为0.55瓦，此时激光源半径为1mm且脉冲串总持续时间为600毫秒。对于880nm波长，当激光源半径为4mm且脉冲串总持续时间为100毫秒时，功率的值最大，为52.6瓦。但是，当选择波长为1000nm的激光时，最小功率值为0.77瓦，此时激光源半径为1mm且脉冲串总持续时间为600毫秒；以及，当激光源半径为4mm且脉冲串总持续时间为100毫秒时，最大功率值为73.6瓦。平均功率除以占空比得到个体脉冲过程中对应的峰值功率。
待加热的组织区的体积通过波长、在相关组织中的吸收长度和束宽测定。脉冲总持续时间和平均激光功率决定了被输送以加热该组织的总能量，且脉冲串的占空比给出了与平均激光功率相关的相关峰、或峰值功率。优选将脉冲能量源能量参数选择为使得大约20至40焦耳的能量被每立方厘米目标组织吸收。
在视网膜色素上皮细胞内的薄黑色素层中，吸收长度非常小。在身体的其它部位，吸收长度一般不那么小。在400nm至2000nm范围内的波长下，穿透深度和皮肤在0.5mm至3.5mm范围内。穿透入人黏膜组织内的深度在0.5mm至6.8mm范围内。据此，加热体积将被限制为放置有辐射源的外表面或内表面，其深度等于穿透深度，且横向尺寸等于辐射源的横向尺寸。由于光束能量源被用来处理可抵达的外表面附近或内表面附近，介于1mm至4mm之间的源半径和880nm的操作波长得到了大约2.5mm的穿透深度，而1000nm的波长得到了大约3.5mm的穿透深度。
已经确定，目标组织可在短时间如短于1秒内被加热升高达大约11℃，以产生本发明的治疗性效果，同时将目标组织在长时间段如几分钟内的平均温升维持在较低的温度范围内，如低于6℃或甚至1℃或更低。对占空比和脉冲串总持续时间的选择提供间隔时间，在该间隔时间内，热可以消散。已经发现，占空比低于10％，优选介于2.5％至5％之间，且脉冲总持续时间介于100毫秒与600毫秒之间，是有效的。图2A和图2B示出了半径为0.1cm至0.4cm之间的激光源从10℃衰减至1℃的时间，其波长为880nm(图2A)和100nm(图2B)。从图中可见，当使用880nm的波长时，衰减时间较短，但各波长均落入可接受的实现本发明的益处而不造成永久性组织损伤的要求和操作参数范围内。
已经发现，在总照射阶段中，所希望的目标区的平均温升增加至少6℃且至多11℃，且优选大约10℃，则导致HSP激活。通过下述确定对目标组织温度的控制：选择源和目标参数使得HSP激活的阿伦尼乌斯积分大于1，同时，确保符合避免损伤的保守性FDA/FCC要求或损伤阿伦尼乌斯积分小于1。
为了符合保守性FDA/FCC约束条件以避免永久性的组织损伤，对于光束和其它电磁辐射源，在任何6分钟时间段内的目标组织平均温升为1℃或更低。上述图2A和图2B示出了被加热的目标区温度通过热扩散从大约10℃的温升降低至1℃所需的典型衰减时间，如图2A中可见，当波长为880nm且源直径为1毫米时，温度衰减时间为16秒。当源直径为4mm时，温度衰减时间为107秒。如图2B中所示，当波长为100nm时，若源直径为1mm，则温度衰减时间为18秒，若源直径为4mm，则温度衰减时间为136秒。这完全处于在几分钟如6分钟或更短的进程内被维持的平均温升时间内。尽管目标组织的温度非常快速地例如在将能量源施加至该组织过程中的一秒钟时间内升高诸如大约10℃，但相对低的占空比在时间至该组织的能量脉冲之间提供相对长的时间，且相对端的脉冲串持续时间保证了在包含几分钟如6分钟或更短的相对短时间段内的足够的温度扩散和衰减，故没有永久性的组织损伤。
包括微波、红外激光、射频和超声在内的不同能量源的参数不同，因为组织对这些不同类型的能量源的吸收特性不同。不同类型的组织的含水量可彼此不同，但是，正常情况或接近正常情况下的组织特性之间存在可观察到的一致性，这已经允许公开了被临床医生在设计治疗方案中广泛使用的组织参数。下面是示出电磁波在生物介质中的特性的表，其中表1关于肌肉、皮肤和具有高含水量的组织，而表2关于脂肪、骨骼和具有低含水量的组织。
表1.电磁波在生物介质中的性质：肌肉、皮肤及具有高含水量的组织
表2.电磁波在生物介质中的性质：脂肪、骨骼及具有低含水量的组织
与身体尺寸相比，射频在身体组织中的吸收长度是长的。因此，通过射频能量源的线圈尺寸而不是吸收长度来确定加热区。在与线圈的距离长为r处，来自线圈的(近)磁场下降1/r3。在距离较短时，电磁场可表达为矢量磁位，其进而表达为第一类和第二类的封闭形式椭圆积分。加热仅出现在大小与线圈源本身尺寸相当的区域内。据此，如果想要优先加热以半径表征的区域，则将源线圈选择为具有类似的半径。在半径的半球形区外，加热下降非常快，这是因为磁场下降1/r3。由于对仅可在外部或从内腔抵达的患病组织使用射频，认定线圈半径为介于大约2至6mm之间是合理的。
源线圈的半径以及源线圈中的安培匝数给出了磁场的大小和空间范围，且射频是将电场大小与磁场大小相关联的因数。所得热量与电导率和电场的平方的乘积成正比。对于接近外表面或内表面的感兴趣的目标组织，电导率是皮肤和黏膜组织的电导率。脉冲串的占空比以及脉冲串的总持续时间是影响多少总能量被输送至该组织的因素。
射频能量源的优选参数已经被确定为：线圈半径介于2至6mm之间，射频在3值6MHz范围内，脉冲串总持续时间为0.2至0.4秒，且占空比介于2.5％至5％之间。图3至图6显示，为了给出产生大约为1或等于1的HSP激活的阿伦尼乌斯积分的温升，安培匝数如何随着这些参数的改变而改变。参考图3，对于6MHz的RF频率、介于0.2至0.4秒之间的脉冲串持续时间、介于0.2至0.6cm的线圈半径和5％的占空比，峰值安培匝数(NI)在0.6cm线圈半径时为13，而在0.2cm线圈半径时为20。对于3MHz频率，如图4所示，当脉冲串时序时间为0.4秒、线圈半径为0.6cm且占空比为5％时，峰值安培匝数为26。但是，占空比同样为5％，当线圈半径为0.2cm且脉冲串持续时间为0.2秒时，峰值安培匝数为40。图5和图6中使用2.5％的占空比。这导致，如图5所示，对于线圈半径为0.6cm且脉冲串持续时间为0.4秒的6Mhz射频，安培匝数为18；而当线圈半径仅为0.2cm且脉冲串持续时间为0.2秒时，安培匝数为29。参考图6，使用2.5％的占空比和3Mhz的射频，当脉冲串持续时间为0.4秒且线圈半径为0.6cm时，峰值安培匝数为36；而当脉冲串持续时间为0.2秒且线圈半径为0.2cm时，峰值安培匝数为57。
对于线圈半径介于0.2cm至0.6cm之间的射频能量源，温升从大约10℃衰减至大约1℃所用的以秒计的时间在图7中示出。当射频线圈半径为0.2cm时，温度衰减时间为大约37秒，而当射频线圈半径为0.5cm时，温度衰减时间为大约233秒。当射频线圈半径为0.6cm时，衰减时间为大约336秒，这仍处于可接受的衰减时间范围内但是该范围的较高点。
微波是可根据本发明使用的另一种电磁能量源。微波的频率决定了组织穿透距离。与微波的波长相比，锥形微波角的增益是大的，表明在那些环境下，大多数能量以狭窄的前进载荷被辐射。典型地，根据本发明使用的微波源具有厘米级或更小的线性尺寸，因此该源比波长小，在这种情形中，微波源可近似看作偶极天线。此类小微波源更容易插入身体内腔中，也可用来辐射外表面。这种情形中，加热区为近似半球形，其半径等于被处理的身体组织对微波的吸收长度。若使用微波处理组织的外表面附近或可从内腔抵达的表面，则使用10至20Ghz的频率，其中相应的穿透距离仅为大约2至4mm之间。
通过微波的平均功率和脉冲串总持续时间来确定使用微波能量源的组织温升。脉冲串的占空比决定了一串脉冲中单个脉冲内的峰值功率。由于源的半径取为小于大约1厘米，且典型使用介于10至20GHz之间的频率，因此所得脉冲串持续时间以0.2和0.6秒为优选。
所需功率随着脉冲串持续时间的增加和微波频率的增加而单调下降。对于10GHz的频率，当脉冲串持续时间为0.6秒时，平均功率为18瓦；而当脉冲串持续时间为0.2秒时，平均功率为52瓦。对于20GHz的微波频率，当脉冲串持续时间为0.6秒时，使用8瓦的平均功率；而当脉冲串持续时间为0.2秒时，平均功率可为26瓦。平均功率简单地除以占空比得到对应的峰值功率。
现在参考图8，该图说明频率为10GHz且脉冲串持续时间介于0.2秒至0.6秒之间的微波的以瓦计的平均微波功率。图9是类似的图，但现实频率为20GHz的微波的平均微波功率。因此将可知，微波源平均功率随着脉冲串总持续时间和微波频率的改变而改变。但是，管理条件为，加热区的HSP激活的阿伦尼乌斯积分大约为1。
参考图10，该图说明温升从大约10℃衰减至1℃所用的以秒计的时间与介于58Mhz至20000MHz之间的微波频率对比。对于优选的微波频率范围，最短和最长温升衰减时间为：当微波频率为20Ghz时的8秒，和当微波频率为10GHz时的16秒。
使用超声作为能量源可以加热组织表面和身体内不同深度的组织，包括相当深的组织。身体对超声的吸收长度相当长，如通过其在成像中的广泛使用所证实。据此，超声可聚焦在身体内深处的目标区，且聚焦的超声束所产生的热量主要汇聚在该束的大概为圆筒状的聚焦区内。加热区的体积由艾里斑的聚焦束腰和该聚焦束腰区的长度所决定，该长度为共聚焦参数。可使用不同角度的来自多个源的多个光束，加热出现在重叠聚焦区。
对于超声，当该超声换能器(transducer)的聚焦长度和直径给定时，决定组织温度的相关参数是超声频率、脉冲串总持续时间和转换功率。该频率、聚焦长度和直径决定了超声能量汇聚处的聚焦区体积。该聚焦体积包含目标体积的待处理组织。直径为大约5cm且聚焦长度为大约10cm的换能器可轻易获得。当超声频率介于1至5MHz之间且脉冲串总持续时间为0.1至0.5秒时，实现了有利的聚焦尺寸。例如，对于10cm的聚焦长度和5cm的换能器直径，聚焦体积在5Mhz为0.02cc而在1Mhz为2.36cc。
现在参考图11，该图示出了以瓦计的平均源功率与频率(1MHz至5MHz之间)和脉冲串持续时间(介于0.1秒至0.5秒之间)对比。已经假定了聚焦长度为10cm且源直径为5cm的换能器。给出HSP激活的阿伦尼乌斯积分为大约1所需的功率随着频率的增加和脉冲串总持续时间的增加而单调下降。给定优选的参数，当频率为1GHz且脉冲串持续时间为0.5秒时，功率最小，为5.72瓦；而当频率为1GHz且脉冲串持续时间为0.1秒时，功率最大，为28.6瓦。对于5GHz频率，脉冲串持续时间为0.5秒所需的功率为0.046瓦，而脉冲串持续时间为0.1秒所需的功率为0.23瓦。简单地通过除以占空比而得到个体脉冲过程中对应的峰值功率。
图12示出了当超声频率介于1至5MHz之间时，温升从10℃扩散或衰减为6℃所用的以秒计的时间。图13示出了对于1至5MHz的超声频率，从大约10℃衰减为大约1℃所用的以秒计的时间。对于优选的10cm的聚焦长度和5cm的换能器直径，当超声频率为1Mhz时，温升衰减时间最长，为366秒；而当微波频率为5MHz时，温升衰减时间最短，为15秒。由于FDA要求在几分钟测试时间内的温升仅为低于6℃，因此在1MHz下衰减366秒以获得在几分钟内1℃的温升是允许的。如自图12和图13可见，衰减至温升为6℃的时间比衰减至1℃的时间短得多，缩短大约70倍。
图14示出了以立方厘米计的聚焦加热区体积与1至5MHz的超声频率对比。就1至5MHz的超声频率而言，与这些频率相对应的聚焦尺寸为3.7mm至0.6mm的范围，且聚焦区的长度为5.6cm至1.2cm的范围。相对应的处理体积为大约2.4cc至0.02cc的范围。
给出所希望的HSP激活阿伦尼乌斯积分大于1且损伤阿伦尼乌斯积分小于1的参数的实例是：总超声功率介于5.8至17瓦之间，脉冲持续时间为0.5秒，脉冲间的间隔为5秒，其在50秒的脉冲流总时间内的脉冲总数为10。目标处理体积的侧边将为大约1mm。较大的处理体积可通过类似于激光衍射光系统的超声系统处理，以同步施加的邻近但分离且间隔的多列来施加超声。多个聚焦的超声束汇集到身体内非常小的处理目标上，该汇集使得处于该目标处的重叠束之外的加热效应最小。这一区域将被加热并刺激HSP的激活且促进通过瞬时高温峰进行的蛋白质修复。但是，考虑到本发明的脉动方面以及在任何给定时间被处理的相对小的区域，该处理符合FDA/FCC对于长期(几分钟)平均温升<1K的要求。本发明与现有对于疼痛和肌肉拉伤的治疗性加热处理的重要区别在于，现有技术中没有高T峰，而高T峰是有效激活HSp并促进蛋白质修复以在细胞水平上提供愈合所需的。
就关系到补救HSP的激活和蛋白质修复的促进而言，与单个脉冲或渐进式能量输送相比，脉冲串模式的能量输送具有明显的优势。两个原因导致了这一优势：
首先，SDM能量输送模式中的HSP激活和蛋白质修复方面的大的优势来自于10℃量级的峰温度的产生。这一大幅度的温升很大地影响了定量描述被激活的HSP数目的阿伦尼乌斯积分和促进蛋白质修复的水扩散入蛋白质的速率。这是因为温度进入了具有大的放大效应的指数区间。
温升并不长期保持在高位(10℃或更高)很重要，因为否则将会违反FDA和FCC对于几分钟时间内的平均温升必须小于1℃(或在超声情形中，小于6℃)的规定。
通过对功率、脉冲时间、脉冲间隔、和待处理的目标区体积的明智选择，SDM模式的能量输送独特地满足了前述两种考虑因素。考虑处理区的体积是因为，温升必须十分迅速地从其10℃量级的高点衰减，以使长期平均温升不超过FDA/FCC的限制，该限制对于超声频率为6℃或对于电磁辐射能量源为1℃或更小。
对于线性尺寸L的区域，组织中峰值温度衰减至e倍所用的时间大致为L2/16D，其中D＝0.00143cm2/sec是典型的热扩散系数。例如，如果L＝1mm，衰减时间大致为0.4sec。据此，对于一侧为1mm的区域，由各自持续时间为0.5秒且脉冲间的间隔时间为5秒的10个脉冲组成的脉冲串可实现所希望的短暂的大幅度温升，同时长期平均温升仍然不超过1℃。这在下文中进一步证明。
对被加热体积的限制是RF电磁辐射不是与超声一样好的对身体深处区域进行SDM型处理的选择的原因。长的皮肤深度(穿透距离)和贯穿皮肤深度的电阻加热导致被加热体积大，其热惯性既不允许达成激活HSP并促进蛋白修复的高峰温度，也不允许达成满足FDA和FCC长期平均温升限制的快速温升衰减。
超声已经被用来治疗性地加热身体区域以缓解疼痛和肌肉拉伤。但是，加热并不遵循SDM型策略，且不具有作为HSP激发原因的温度峰。
再则考虑的是目标为身体深处的目标区域的一组聚焦超声束。为了简化数学运算，建议将多束替换为具有球形表面的聚焦在球形中心的单个源。对超声的吸收长度还算长。下表3显示对1MHz超声的典型吸收系数。吸收系数与频率粗略地称正比。
表3.1 MHz超声在身体组织中的典型吸收系数：
假设由于聚焦造成的入射辐射的几何变异在由于衰减造成的任何变异中占据多数，则与焦点相距r的入射超声的强度可大约写为：
I(r)＝P/(4πr2) [1]
其中P表示超声总功率。
r处的在短脉冲持续时间tp终点的温升则为
dT(tp)＝Pαtp/(4πCvr2) [2]
其中，α是吸收系数，且Cv是比体积热容。直到r到达在tp的热扩散长度变得与r相当为止，或直到达到聚焦束的衍射极限为止，皆是如此。对于较小的r，温升基本不依赖于r。举例来说，建议在小于由热扩散所确定的半径距离处达到衍射极限。则
rdif＝(4Dtp)1/2 [3]
其中，D是热扩散吸收，且对于r<rdif，在tp的温升为dT(rdif,tp)＝3Pα/(8πCvD)当r<rdif时 [4]
因此，在脉冲终点，我们可将温升写为：
dTp(r)＝{Pαtp/(4πCv}[(6/rdif 2)U{rdif-r)+(1/r2)U(r-rdif)] [5]
将热扩散方程式的格林函数
G(r,t)＝(4ΩDt)-3/2exp[-r2/(4Dt)] [6]
应用于这一初始温度分布，我们发现，在焦点r＝0处在时间t的温度dT(t)为
dT(t)＝[dTo/{(1/2)+(π1/2/6)}][(1/2)(tp/t)3/2+(π1/2/6)(tp/t)] [7]
且
dTo＝3Pα/(8πCvD) [8]
方程式[7]的充分逼近提供为：
dT(t)≈dTo(tp/t)3/2 [9]
如图15中可见，该图是方程式[7]与方程式[9]的dT(t)/dTo在目标处理区域的比较。下方曲线是方程式[9]的近似表达。
现在，可使用方程式[9]给出的温升来评估N个脉冲的脉冲串的阿伦尼乌斯积分。在这一表达式中，
dTN(t)＝∑dT(t-ntI) [11]
其中，dT(t-ntI)是方程式[9]中将t替换为t-ntI和表示脉冲间的间隔的tI的表达式。
通过将积分区间分为温度峰出现的部分和温度峰不存在的部分，可近似地评估阿伦尼乌斯积分。通过将拉普拉斯端点公式应用至温度峰的积分，可简化温度峰贡献的求和。此外，通过记录非峰温升非常迅速地到达渐近值，可简化温度峰不存在的部分的积分，从而通过将变化的温升替换为其渐近值而获得很好的近似。当做出这些近似时，方程式[10]变为：
Ω＝AN[{tp(2kBTo 2/(3EdTo)}exp[-(E/kB)1/(To+dTo+dTN(NtI))]+exp[-(E/kB)1/(To+dTN(NtI))]] [12]
其中
dTN(NtI)≈2.5dTo(tp/tI)3/2 [13]
(方程式[13]中的2.5得自对(N-n)-3/2的n的求和且是感兴趣的典型N的调和数(N,3/2)的大小。)
将这一表达式与应用于视网膜的SDM的表达式比较得到了有趣的结果。第一项非常类似于来自视网膜情况下的峰贡献者，但这一3D会聚束情况下的有效峰间隔减少3倍。牵涉dTN(NtI)的第二项比视网膜情况下小得多。这种情况下，背景温升的大小与峰值温升相当。但在会聚束情况下，背景温升小得多，减小比率为(tp/tI)3/2。这强调了峰贡献对于HSP激活或产生以及蛋白质修复促进的重要性，因为与峰贡献相比，与连续超声加热情况下的温升类似的背景温升不显着。在脉冲串的终点，即使这一低背景温升也通过热扩散而快速消散。
图16和图17显示损伤和HSP激活或产生的阿伦尼乌斯积分对数的大小，其作为dTo的函数，其中脉冲持续时间tp＝0.5sec、脉冲间隔tI＝10sec、且总脉冲数N＝10。损伤和HSP激活的阿伦尼乌斯积分对数[方程式12]作为以开尔文度数计的来自单个脉冲dTo的温升的函数，其中脉冲持续时间tp＝0.5sec、脉冲间隔tI＝10sec、且总脉冲数N＝10。图16显示损伤积分的对数，其阿伦尼乌斯常数A＝8.71x1033sec-1且E＝3.55x10-12ergs。图17显示HSP激活积分的对数，其阿伦尼乌斯常数A＝1.24x1027sec-1且E＝2.66x10-12ergs。图16和图17的图显示，直至dTo超过11.3K为止，Ω损伤都不超过1；而Ωhsp在整个积分区间均大于1，显示所希望的用于细胞修复而无损伤的条件。
方程式[8]显示，当α＝0.1cm-1时，可使用5.8瓦的总超声功率实现11.5K的dTo。这可轻易地实现。如果α增加2或3倍，则所得功率仍可轻易地实现。温升为常数时的区域体积(即，对应于r＝rd＝(4Dtp)1/2的体积)为0.00064cc。这对应于边长为0.86mm的立方体。
这一简单示例表明，聚焦超声可通过简单的实现设备来刺激身体深处的修复性HSP：
可使用SAPRA系统来加速对较大内部体积的处理。
可将脉冲能量源引导至身体的外部，其邻近目标组织或具有接近身体的该外部的血液供给。或者，可将一装置插入体腔中以将脉冲能量源施加至目标组织。能量源是否在身体外部或身体内部施加以及使用何种类型的装置取决于所选择的用以处理目标组织的能量源。
根据本发明，可使用内窥镜诸如支气管镜、直肠镜、结肠镜等将光刺激有效地传输至内部表面区域或身体组织。这些内窥镜各自基本上由本身含有一个或多个内管的挠性管组成。典型地，内管之一包含光管或多模式光纤维，其将光传导一定范围以照射感兴趣的区域并使得医生能够看见所照射处的东西。另一内管可由线组成，其携带电流以使得医生能够烧灼所照射的组织。再一内管可由生物活检工具组成，其将使得医生能够剪掉并握持所照射的组织的任一处。
本发明中，这些内管之一用作电磁辐射管，诸如多模式光纤，以传输SDM或在医生握持端馈入末端范畴的其它电磁辐射脉冲。现在参考图18，使用光生成单元10诸如具有所希望波长和/或频率的激光器来以可控的脉冲模式生成待通过光管或管12输送至视界远端14的电磁辐射诸如激光，如图19中所示，其被插入身体内且激光或其它辐射16被输送至待处理的目标组织18。
现在参考图20，该图显示用于生产电磁能量辐射如激光的系统的示意图，该系统包括SDM。该系统通常以参考标号20表示，包括激光控制台22，诸如在优选具体例中为810nm近红外微脉冲二极管激光器。激光器生成激光光束，该激光光束穿过光学器件诸如光学透镜或光罩，或者若需要，多个光学透镜和/或光罩24。激光投影光学器件24令成形的光束穿过并抵达输送装置26诸如内窥镜，以将激光光束投影在患者的目标组织上。应理解，在使用中，标记盒26可代表激光束投影或输送装置以及观察系统/相机诸如内窥镜，或包含两个不同的构件。观察系统/相机26提供反馈至显示监控器28，该显示监控器也可包括必要的计算机硬件、数据输入和控制等用于操纵激光器22、光学器件24和/或投影/观察构件26。
现在参考图21，在一个具体例中，生成多个光束，每个光束具有经选择的参数，使得目标组织温度可以受控地升高以治疗性地处理目标组织而不破坏或永久性地损伤目标组织。举例而言，这可通过令激光光束30穿过光学器件而进行，使得来自具有所选参数的单个激光光束30衍射或生成多个激光光束。举例而言，激光光束30可穿过准直透镜并随后穿过光罩34。在特别优选的具体例中，光罩34包含衍射光栅。光罩/衍射光栅34产生几何对象，或更典型地，产生同步产生的多个激光点或其它几何对象的几何图案。这由以标号36标记的多个激光光束表示。或者，多个激光点可由多个光纤波导生成。每种生成激光点的方法允许在非常宽的处理领域内同步产生非常大数目的激光点。事实上，可同步生成非常大数目的激光点，可能是几百甚至几千或更多，以覆盖目标组织的给定区域，或可能甚至是整个目标组织。各种各样的同步施加的分离的小激光点应用可能是所希望的，因为它们避免了某些已知与大激光点应用相关的缺点和处理风险。
使用特征尺寸与所采用的激光波长相等的光学特征部件，举例而言，使用衍射光栅，可能取得量子机械效应的优点，该效应允许将非常大量的激光点同步应用于非常大的目标区域。此类衍射光栅所产生的单个点全部具有类似于输入束的光学几何尺寸，且每个点的功率变动最小。结果是多个具有足够辐射量的激光点在大目标区域内同步产生无害但有效的治疗应用。本发明也预期使用通过其它衍射光学元件生成的其它几何对象和图案。
穿过光罩34的激光衍射，产生远离光罩34的周期性图案，在图21中以标记的激光束36示出。因此，单个激光束30已经被形成为数百甚或数千个独立的激光束36，以产生所希望的点图案或其它几何对象。可令这些激光束36穿过额外的透镜38、准直器40等，以传播输激光束并形成所希望的图案。此类额外的透镜38、准直器40等可进一步如需要而将激光束36变形或重新导向。
通过控制光罩34的形状、间隔和图案，可构建任意图案。光学工程领域专业人士可根据应用要求而如所希望的任意地产生图案和曝光点。光刻技术，尤其是在半导体制造领域中发展的那些，可用来产生点或其他对象的同步几何图案。
本发明可使用大量同步产生的治疗性光束或点，诸如几十或甚至几百的数量，因为本发明的参数和方法产生治疗性有效的但非破坏性的、非永久性损伤性的处理方法。尽管可生成并产生几百或甚至几千个同步激光点并形成为待同步施加至组织的图案，由于不能过度加热组织的要求，对可根据本发明同步使用的处理点或束的数目存在限制。每个独立的激光束或点需要在脉冲串持续时间内的最小平均功率是有效的。但在同时，组织不能超过一定的温升而不受到损伤。例如，使用810nm波长的激光，当使用0.04(4％)的占空比和0.3秒(300毫秒)的脉冲串总持续时间时，所生成和使用的刺激点的数目可为小至1且至多大约100的数字。吸水率随着波长的增加而增加。对于较短的波长如577nm，激光功率可以较低。例如，在577nm，为使本发明有效，功率可以降低4倍。据此，当使用577nm波长的激光时，可存在少至1个激光点或多达大约400个激光点，同时仍不伤害或损伤组织。
典型地，本发明的系统合并了引导系统以确保使用视网膜光刺激进行的完全且完整的视网膜处理。由固定目标、跟踪装置和链接至操作系统组成的固定/跟踪/登记系统可并入本发明中。在特别优选的具体例中，同步激光点的几何图案被依次偏移，以实现对表面的融合且完全的处理。
这可使用光学扫描机构50以可控的方式进行。图22和图23示出了MEMS镜形式的光学扫描机构50，其具有具电子驱动控制器54和56的基底52，控制器用来随着电的施加和移除而拴系和平移镜58。将电施加至控制器54和56，造成镜58移动，并因此造成反射在镜上的激光点或其它几何对象的同步图案据此在患者视网膜上移动。举例而言，这可通过自动方式进行：使用电子软件程序调节光学扫描机构50，直到想要处理的视网膜全部或至少部分的视网膜被曝露于光疗为止。光学扫描结构也可以是小光束直径扫描检流镜系统或类似的系统如Thorlabs分配的。此系统能以所希望的偏移模式扫描激光。
在每次曝光时均将点图案偏移，以在紧邻的前一次曝光之间产生间隔空间，以允许散热并预防热损伤或组织破坏的可能性。因此，如图24所示，该图示出了作为十六点网格的例示性建议，每次曝光时均偏移，使得激光点占据不同于前一次曝光的空间。应理解，环状或空点以及填充点的示意性使用仅用作示意性目的，以示出根据本发明的点图案至该区域的前一次曝光和后一次曝光。激光点的间隔空间防止了过度加热和对组织的损伤。应理解，在整个待处理的组织已经接收光治疗之前或在成就所希望的效果之前，皆是如此。举例而言，这可通过将静电力矩施加至微加工镜而进行，如图22和图23中所示。通过合并使用由未曝光区域分开的小激光点、防止热蓄积、以及每侧具有大量点的网格，可使用比使用当前技术快得多的短曝光持续时间以防止损伤地且不可见地处理大的目标区域。
通过快速且依次重复整个同步时间的点或几何对象的网格阵列的重新导向或偏移，可快速实现对目标的完全覆盖而没有对组织的热伤害。这一偏移可在算法上确定以确保最快的处理时间和对组织造成的热伤害风险极小，取决于激光参数和所希望的应用。
已经使用夫琅和费近似(Fraunhoffer Approximation)进行下述建模。使用具有9乘9方点阵的具9μm孔径和600μm孔间距的光罩，使用具有75mm的光罩-透镜的890nm波长激光器，以及2.5mm乘2.5mm的二级光罩尺寸，下述参数将得到每侧具有19个点的网格，各点之间的间距为133μm，且点半径大小为6μm。处理(以小点应用融合覆盖)边长为“A”的给定区域、每个方形侧边图案点为“n”的给定输出、点间的间距为“R”、点半径为“r”、且所希望的方形边长为“A”的处理区域所需的曝光数“m”可通过下式给出：
使用前述设定，可计算处理不同的曝光区域面积所需的操作数。举例而言，可用于处理的3mm x 3mm面积，将需要98次偏移操作，需要大约30秒的处理时间。另一示例将是3cmx 3cm面积，代表了整个的人视网膜表面。对于如此大的处理面积，将使用大得多的二级光罩尺寸(25mm乘25mm)，得到每侧190个点的处理网格，点的间距为133μm且点的半径大小为6μm。由于二级光罩尺寸以与所希望的处理面积相同的倍数增加，大约98次的偏移操作次数是恒定的，因此大约30秒的处理时间也是恒定的。
当然，以同步图案阵列形式产生的点的数目和尺寸可轻易且大幅度地改变，使得完成处理所需的后续偏移操作的次数可依据给定应用的治疗需求轻易地调节。
再者，由于在衍射光栅或光罩中采用的小孔，可观察到允许激光输入能量的任意分配的量子机械行为。这将允许生成任何任意几何形状或图案，诸如网格图案形式的多个点、线、或任何其它所希望的图案。其它生成几何形状或图案的方法，诸如使用多个纤维光纤或微透镜，也可用于本发明。使用同步投影的几何形状或图案造成的时间节省，使得在单一临床设定或处理环节中处理新颖尺寸的区域，诸如1.2cm2面积，以实施全视网膜处理。
现在参考图25，作为小激光点的几何图案的替代，本发明预期使用其它几何对象或图案。举例而言，可产生连续形成的或通过一系列紧密分隔的点形成的单线60的激光。偏移光学扫描机构可用以依次扫描整个区域内的线，如图25中向下的箭头所示。
现在参考图26，可旋转相同几何对象的线60，如通过箭头所示出，以产生光治疗的圆形场。但这一途径的潜在负面结果是，中心区域将被重复曝光且可达到不可接受的温度。但这可通过增加曝光之间的间隔时间或在线中产生空隙，使得中心区域不被曝光而克服。
光生物学领域透露，可通过将目标组织曝露于不同波长的激光而实现不同的生物学效果。通过连续施加一系列多个或不同或相同波长的激光实现相同效果，其中激光具有可变的间隔时间段和/或具有不同的照射能量。本发明预期使用同步或依次施加的多个激光、光或辐射波长(或模式)以最大化或定制所希望的处理效果。这一方法也最小化了潜在的有害作用。上文示出和描述的光学方法提供多个波长的同步或依次施加。
图27示意性地示出将多个处理光源耦合为上述生成图案的光学亚组件的系统。具体地，这一系统20′与上述图20中所述的系统20类似。备选系统20′与早前描述的系统20的主要差异为，前者包含多个激光控制台，其输出各自馈入纤维耦合器42中。每个激光控制台可供给具有不同参数诸如不同波长的激光光束。纤维耦合器产生单一输出，该输出穿入如早前系统中描述的激光投影光学器件24内。使用该领域中已知的纤维耦合器42实现将多个激光控制台22耦合至单一光纤内。已知的用于组合多个光源的机构是可获得的，且可用来替换本文所述的纤维耦合器。
在这一系统20′中，多个光源22遵循与早前的系统20中所述相似的路径，即，准直、衍射、再准直并引导至投影装置和/或组织。在这一另选的系统20′中，衍射元件必须不同于早前所述而依赖穿行通过的光的波长发挥作用，这导致图案的轻微改变。该改变与被衍射的光的波长呈线性关系。通常，衍射角之间的差异足够小，以使得不同的重叠图案可沿着相同的光路被引导通过投影装置26而到达进行处理的组织。
由于使用不同波长所得的图案略微改变，因此对于每个波长，实现完全覆盖所需的相继偏移将是不同的。这一相继偏移可以两种模式实施。在第一种模式中，所有波长的光被同步施加而没有完全相同的覆盖区域。使用实现多个波长之一的完全覆盖的偏移转向图案。因此，在所选择波长的光实现了对组织的完全覆盖的同时，其它波长的施加实现了对该组织的不完全或重叠的覆盖。第二种模式相继应用具有适宜转向图案的不同波长的各光源，以实现特定波长对组织的完全覆盖。这一模式排除了使用多个波长同步处理的可能性，但令光学方法实现各波长的完全相同的覆盖。这避免了任何光学波长的不完全或重叠的覆盖。
这些模式也可混合并匹配。举例而言，可同步施加两个波长，其中一个波长实现完全覆盖而另一个实现不完全或重叠的覆盖，之后相继施加第三个波长并实现完全覆盖。
图28示出了又一备选具体例的本发明系统20″。这一系统20″通常设置为与图20中描绘的系统20相同。主要差异存在于包含多个生成图案的亚组件通道，该通道经调谐至具体波长的光源。多个激光控制台22平行排列，且每一个均直接引导至其自己的激光投影光学组件24。每个通道的激光投影光学组件44a、44b、44c包含准直器32、光罩或衍射光栅34和再准直器38、40，如关于上图21所述，整套光学组件经调谐用于相应激光控制台22生成的具体波长。每套光学组件24的输出随后被引导至分束器46，与其它波长合并。该领域技术人员已知，逆向使用的分束器可用来将多个光束合并为单个输出。随后，通过投影装置26将来自最终分束器46c的组合通道输出导向。
在这一系统20″中，用于每个通道的光学元件经调谐以产生用于该通道波长的确切具化的图案。结果，当所有通道被合并且适宜地对准时，可使用单个转向图案实现所有波长对组织的完全覆盖。系统20″可使用与处理中所使用的光波长一样多的通道44a、44b、44c等和分束器46a、46b、46c等。
系统20″的实际操作可取不同对称性的优势以降低对准约束的数目。举例而言，所建议的网格图案在两个维度上是周期性的，且在两个维度上可转向以实现完全覆盖。结果，如果用于每一通道的图案指定为完全相同，则每一通道的实际图案无需相对于相同转向图案而对准以实现所有波长的完全覆盖。每个通道将仅需在光学上对准以实现有效的组合。
在系统20″中，每一通道开始于光源22，光源将来自光纤，在另一具体例中，来自图案生成组件。这一光源22被导向至光学组件24进行准直、衍射、再准直并导向至分束器内，该分束器将通道与主输出组合。
应理解，图20至图28中示出的激光生成系统是示例性的。可使用其它装置和系统生成SDM激光光源，该激光能够可操作地通过并到达投影装置，且投影装置典型为具有光管等的内窥镜形式。另外，也可生成并使用其它形式的电磁辐射，包括紫外波、微波、其它射频波和预设波长的激光。此外，可生成并使用超声波在目标组织中产生热时间进程温度峰，该峰足以在目标组织的细胞内激活或产生热休克蛋白而不损伤目标组织本身。为了做到这一点，典型地，将超声或电磁辐射能量的脉冲源提供并施加至目标组织，施加方式为将目标组织温度短暂地提升诸如6℃至11℃之间，同时长时间诸如几分钟内仅提升6℃或1℃或更少。
据信，根据本发明刺激HSP产生，可有效地用于处理各种各样的组织异常、小疾病、甚至感染。例如，造成感冒的病毒主要影响鼻腔通道和鼻咽中呼吸上皮的小出入口。与视网膜类似，呼吸上皮是薄且透明的组织。参考图29，该图显示人头部62的剖面图，其中内窥镜14被插入鼻腔64中，且能量16诸如激光等被导向鼻腔64内的待处理组织18。待处理的组织18可位于鼻腔64内，包括鼻腔通道和鼻咽。
为了确保对激光能量或其它能量源的吸收，将波长调节为水中的红外(IR)吸收峰，或可使用佐剂染料作为光敏剂。这种情形中，处理将会由下述组成：喝下或外用施加该佐剂，等待几分钟使得该佐剂穿透表面组织，随后诸如经由内窥镜14中的光纤给予激光或其它能量源16至目标组织18，给予时间为几秒，如图29中所示。为了向患者提供舒适度，将在施用外用麻醉剂后插入内窥镜14。若需要，可周期性地重复该过程，如在大约一天中。
该处理将会刺激热休克蛋白的激活或产生，并且促进蛋白修复而不损伤待处理的细胞和组织。如上所述，已经发现某些热休克蛋白在免疫应答以及目标细胞和组织的健康中扮演重要角色。能量源可为单色激光器诸如810nm波长激光，以类似于上文所引的专利申请中所述的方式给予，但通过内窥镜等给予，如图29中所示。将选择佐剂染料以增加激光吸收。尽管这包含实施本发明的特优选方法和具体例，但应接受，其它类型的能量和输送手段可用来实现根据本发明的相同目标。
现在参考图30，对于流感病毒存在相似情况，其主要目标是上呼吸道的直径大于约3.3mm节段中的名为上呼吸道的上六代的上皮细胞。一层薄黏膜将目标上皮细胞与气道内腔分隔开来，且就是在这一薄层中，出现了导致病毒失活的抗原-抗体相互作用。
继续参考图30，支气管窥镜14的挠性光管12被通过个体的口腔66插入喉咙和气管68并进入呼吸道的支气管70内。以与上述图29中所述相同的方式，将激光或其它能量源16给予并输送至这一最上部节段的区域内的组织，以处理该组织和区域。预期将选择激光或其它能量的波长，以令其匹配该黏膜中存在的水的IR吸收峰，从而以其自身所伴有的益处加热该组织、刺激HSP激活或产生、并促进蛋白质修复。
现在参考图31，结肠镜14将具有被插入肛门和直肠72内并抵达大肠74或小肠76内的挠性光管12，以将所选择的激光或其它能量源16输送至待处理的区域和组织，如图所示。这将用来辅助治疗结肠癌以及其它胃肠道疾病。
典型地，将以类似于结肠镜的方式实施该过程，在该过程中，清除肠内的所有粪便，患者侧卧，医生将结肠镜14的细长的光管部分12插入直肠内并将其移动至结肠、大肠74或小肠76区域并抵达待处理的区域。医生将通过监控所插入的挠性部件12的路径而观察，甚至观察位于结肠镜14尖端处的肠内组织，从而观察待处理的区域。如上所述，为了刺激组织18内的HSP激活或产生，使用其它纤维光学器件或光管中的一种，内窥镜的尖端78将被引导至待处理的组织，且激光或其它辐射源16将通过结肠镜14的光管之一被输送以处理待处理的组织区域。
现在参考图32，该图示出了本发明可有利地用于其中的另一示例，该示例为一般被称为“肠漏”综合征的疾病，以胃肠(GI)道的炎症和其它代谢功能失调为标志。由于GI道与视网膜类似，易感代谢功能失调，预计GI道将对本发明的处理应答良好。这将通过如上所述的亚阈值、二极管微脉冲激光器(SDM)处理的手段进行，或通过其它能量源和本文中讨论的和该领域中已知的手段进行。
继续参考图32，内窥镜等的挠性光管12被通过患者口腔66插入，通过喉咙和器官区域68并进入胃80内，在胃内，其尖端或末端78被引导朝向待处理的组织18，且激光或其它能量源16被引导至组织18。该领域技术人员应知晓，结肠镜也可使用并通过直肠72插入且进入胃80内或胃与直肠之间的任何组织内。
若需要，可口服将发色团颜料输送之GI组织以令辐射能够吸收。例如，若使用来自激光二极管或LED的未聚焦的810nm辐射，则该颜料将具有位于或接近810nm的吸收峰。或者，可将能量源的波长调节为略长于水的吸收峰的波长，使得不需要外部施加的发色团。
本发明还预期，可使用胶囊型内窥镜82诸如图33中所示者，给予根据本发明的辐射和能量源。此类胶囊的尺寸相对较小，诸如大约一英寸的长度，以便于患者吞服。随着胶囊或丸82被吞服并进入胃内且行经GI道，当在适宜的位置时，该胶囊或丸82将诸如经由天线84接收功率和信号，从而激活能量源86诸如激光二极管和相关电路，并使用适宜的头颈88将所生成的激光或辐射聚焦通过对于辐射为透明的盖90并抵达待处理的组织上。应理解，胶囊型内窥镜82的位置可通过多种手段诸如外部成像、信号跟踪确定，甚或通过具有光源的微型相机手段确定，通过这些手段，医生将观察到丸或胶囊82在该时间段行经的GI道的图像。胶囊或丸82可通过其自己的电源诸如电池供电，或可经由天线而在外部供电，使得激光二极管86或其它生成能量的源产生所希望的波长和脉冲能量源以处理待处理的组织和区域。
与先前应用中对视网膜的处理相同，辐射将会是脉冲式的，以取微脉冲温度峰的优点和相应的安全性，且可调节功率而使得该处理对于组织完全无害。这可能牵涉调节峰值功率、脉冲时间和重复率以给出10℃量级的峰值温升，通常将长时间内的温升保持为低于FDA要求的限制，即1℃。如果使用丸形式82的输送，则该装置可能通过小型可充电的电池或超无线感应励磁线圈等供电。被加热/应激的组织将会刺激HSP的激活或产生，并促进蛋白质修复以及其自身伴有的益处。
从前述示例可知，本发明的技术受限于对接近体表处或位于可轻易通过纤维光学器件或其它光学输送手段到达的内部表面处的症状的处理。SDM激活HSP活性的应用受限于接近体表处或光学上可到达的身体区域的原因在于，IR或可见辐射在身体内的吸收长度非常短。但是，存在将会从本发明受益的位于组织或身体内更深处的症状。因此，本发明预期使用超声波和/或射频(RF)以及甚至更短波长的电磁(EM)辐射诸如微波，其具有相对更长的在身体组织内的吸收长度。相对于RF电磁辐射，优选使用脉冲超声激活表面SDM等无法到达的异常组织内的补救性HSP活性。
对于不靠近内口(internal orifice)的深处组织，光管可能不是输送脉冲能量的有效手段。在这种情况下，可使用脉冲低频电磁能量或优选脉冲超声在目标组织内造成一系列温度峰。
因此，根据本发明，将脉冲超声或电磁辐射源施加至目标组织，以在活体动物组织内刺激HSP产生或激活并促进蛋白质修复。通常，电磁辐射可以是紫外波、微波、其它射频波、预设波长的激光等。另一方面，如果要将电磁能量用于远离天然口(natural orifice)的深处组织目标，则吸收长度依据目标组织的深度而限定了微波或射频波的波长。但是，对于远离天然口的深处组织目标，相对于长波长的电磁辐射，优选超声。
将超声或电磁辐射脉冲化以在该组织内产生热时间进程，其刺激HSP产生或激活并促进蛋白质修复，而不造成对被处理的细胞和组织的损伤。也控制并最小化被处理组织的面积和/或体积，使得温度峰为几度的量级，如大约10℃，同时将长时间内的温升保持在低于FDA要求的限制，诸如1℃。已经发现，如果被处理的组织的面积或体积过大，则该组织的增加的温度不能足够快速的扩散以符合FDA的要求。但是，限制被处理组织的面积和/或体积以及产生能量的脉冲源，通过加热或其他方式对细胞及组织施加压力令其产生应激，实现了本发明的刺激HSP激活或产生，同时令被处理的细胞和组织发散任何过量的所生成的热以令其处于可接受的限制之内。
现在参考图34，通过使用各自聚焦在目标位点的一束或多束超声，可特异性地以身体深处的具体区域为靶点。随后，仅在该束聚焦并重叠的目标区域内，脉冲加热将会较大。脉冲超声源也可用于位于或接近表面的异常状态。
如图34中所示，超声换能器92等生成多个超声束94，超声束经由声阻抗匹配凝胶被耦合至皮肤，且穿透皮肤96并通过在超声束94前方的未受损组织而抵达目标器官98，诸如示例性的肝脏，并特异性地抵达超声束94所聚焦处的待处理的目标组织100。如上所述，随后仅在聚焦束94重叠处的目标聚焦区域100处出现脉冲加热。在聚焦区域100之前和之后的组织将不被加热或明显影响。
本发明不仅预期诸如使用激光等对表面或接近表面处的组织的处理，使用例如聚焦的超声束等对深处组织的处理，而且预期对血液疾病诸如败血症的处理。如上所述，聚焦超声处理将会用于位于表面以及身体深处的组织，且可在这种情况下用于处理血液。但是，还预期SDM和相似的处理选项，它们典型被限制在对位于表面或接近表面处的上皮细胞等的处理，被用于处理疗位于可通过相对薄层的组织到达血液的区域如耳垂处的血液疾病。
现在参考图35和图36，对血液病变的处理仅需将SDM或其它电磁辐射或超声脉冲传输至耳垂102，在该处，SDM或其它能量的辐射源可穿过耳垂组织并进入流经耳垂的血液中。应知晓，这一途径也可发生在身体的血流较高的其它区域和/或接近组织表面的区域，诸如指尖、口腔或喉咙内侧等。
再次参考图35和图36，该图显示耳垂102与配置为用以传输SDM辐射等的紧固装置104相邻。举例而言，这可通过一个或多个激光二极管106的手段完成，该激光二极管将所希望的频率以所希望的脉冲和脉冲串形式传输至耳垂102。举例而言，通过灯驱动器108供电。或者，灯驱动器108可以是真实的激光源，激光将通过适宜的光学器件和电子器件被传输至耳垂102。紧固装置104仅用以紧固在患者耳垂上，并造成辐射被限制在患者耳垂处102。这可通过镜、反射器、扩散器等手段进行。这将受控于通过键盘112等操作的控制计算机110。若需要，该系统也可包括显示器和扬声器114，举例而言，在该过程是由远离患者的操作者实施的情况下。
与早前合并单个的短或持续(长)脉冲的处理相比，所建议的使用电磁或超声脉冲串进行的处理具有两大优点。首先，脉冲串中的个体短(优选亚秒级)脉冲激活细胞重置机制如HSP激活，其反应速率常数比在较长(分或小时)时间规模下操作的反应速率常数大。第二，重复的脉冲在处理中提供大量热峰(10,000量级)，令细胞修复系统更快速地越过经功能失调的细胞状态与所希望的功能状态分隔开来的激活能障。最终结果是“降低的治疗阈值”，从某种意义上说，可使用更低的平均施加功率和总施加能量来实现所希望的治疗目的。
当前使用的微脉冲二极管激光器的功率限制令其需要相当长的曝光持续时间。曝光时间越长，中心点的热朝向位于激光点边缘处的未曝光组织发散的能力越重要。因此，810nm二极管激光器的微脉冲激光光束应具有500毫秒或更短且优选大约300毫秒的曝光持续时间。当然，如果微脉冲二极管激光器变得功率更大，则曝光持续时间应据此而缩短。
除了功率限制之外，本发明的另一参数是占空比、或微脉冲串的频率、或连续脉冲之间的热弛豫时间。已经发现，使用调节为10％或更高的占空比来输送处于相似辐照度和相似MPE水平下的微脉冲激光，显着增加了致死性细胞伤害的风险。但是，低于10％且优选5％或更低的占空比演示了温升和处理处于足以刺激生物学应答的MPE细胞水平，但保持在低于预期将产生致死性细胞伤害的水平。但是，占空比越低，则曝光持续时间越长，且在一些情况下可超过500毫秒。
在持续时间中，每个微脉冲历时一毫秒的区间，典型为50微秒至100微秒之间。因此，对于300至500毫秒的总曝光持续时间且在低于5％的占空比下，微脉冲之间的大量空白时间的存在使得连续脉冲之间具备热弛豫时间。典型地，连续脉冲之间需要1至3毫秒之间且优选大约2毫秒的热弛豫时间延迟。对于足够的处理，在每个位置，细胞典型被曝光或敲击50至200次且优选75至150次，且驰豫或间隔时间为1至3毫秒，根据上述具体例的用以处理待曝露于激光点的给定区域的总时间一般短于一秒，诸如平均为100毫秒至600毫秒之间。需要热弛豫时间以令处于该位置或点内的细胞不被过度加热，并防止细胞被损伤或破坏。尽管100至600毫秒的时间段似乎并不长，但由于激光点的小尺寸和对于处理相对大面积的目标组织的需求，处理整个目标组织耗费大量的时间，尤其是对于正在进行处理的患者来说。
其它脉冲能量源，包括微波、射频和超声，优选也在特性上脉冲化且具有占空比和/或脉冲串，并因此在施加至目标组织的微脉冲能量之间存在时延或间隔。此外，为了不超过将会永久性损伤甚或催化目标组织细胞的预设的温度上限，使用微脉冲的能量进行前述处理的目标组织必须能够令由于施加能量所造成的热消散。典型地，即使多束能量被产生并施加至目标组织，待处理的目标组织的面积或体积比在任何给定时刻由能量源处理的目标组织的面积或体积大得多。
据此，本发明可在施加至相同位置的连续施加之间采用间隔以将能量施加至目标组织的第二个处理区域或额外的区域，该第二个处理区域或额外的区域与第一处理区域分隔开来。在预设的间隔时间内，将脉冲能量返回至第一处理区域或多个先前处理区域，以在连续脉冲之间提供足够的热弛豫时间，还通过重复施加能量至该位置而随时间足够地增加那些细胞的温度，从而适当地对那些位置或区域中的细胞进行足够的处理，以实现所希望的本发明的治疗性益处。
重要的是，在预设时间段内返回至先前处理的位置，以令该区域在该时间内足够冷却并在必要的时间窗口内处理该区域。在施加激光脉冲能量的情形中，在一至三毫秒且优选大约两毫秒内将激光返回至先前处理的位置，如果不等待一秒或两秒并随后返回至尚未接收必要的完整处理的先前处理区域，则该处理将不会如预期般有效或可能完全无效。但是，在典型为大约2毫秒的间隔时间内，至少一个其它区域且典型为多个区域，可通过施加激光进行处理，其中激光脉冲的持续时间典型为50秒至100微秒。这在本文中称为微位移。可被处理的额外区域的数目仅受限于微脉冲持续时间和将光束可控地从一个区域移动到另一个区域的能力。
目前，当使用激光时，在从第一处理区域开始的热弛豫时间内，可处理大约4个彼此之间有足够距离的额外区域。因此，在200至500毫米的对于第一区域的曝光持续时间内，可至少部分地处理多个区域。因此，在单个间隔时间内，可在不同处理区域的间隔时间内施加大约500个光点来替代施加至处理区域的仅100个同步光点。举例而言，这将在使用波长为810nm的激光光束的情形中发生。对于较短的波长诸如572nm，甚至可将更大数目的个体位置曝露于激光束以产生光点。因此，对于给定的区域或位置，在微脉冲处理的间隔过长中，可同步覆盖的点最多为大约2,000个而非400个。典型地，在曝光持续时间(典型为200至500毫秒)进程内，每个位置具有50至200次且更典型75至150次施加至该位置的光，以实现所希望的处理。根据本发明的具体例，对于每一区域或位置，在间隔时间中的弛豫时间内，激光将依次被再次施加至先前处理区域。这将重复出现，直到实现预设的对每一待处理区域的激光施加次数为止。
同样，可将一束或多束微波、射频和/或超声施加至目标组织的与第一处理区域分隔开来的第二区域或额外处理区域，且若必要，在预设的间隔时间后返回至目标组织的第一处理区域以再次将脉冲能量施加至该第一处理区域。对于每一区域或位置，在间隔时间中的弛豫时间内，可将脉冲能量再次依次施加至先前处理区域，直到实现对于每一处理区域的所希望的施加次数为止。处理区域必需通过至少预设的最小距离分隔开来，以令热驰豫和消散称为可能并避免对组织的热损伤。选择包括波长或频率、占空比和脉冲串持续时间在内的脉冲能量参数，以在将脉冲能量施加至目标组织的过程中将目标组织的温度升高最多11℃诸如大约6至11℃，以诸如通过刺激细胞内的HSP产生而实现治疗效果。但是，必须向目标组织的细胞给出一段用以散热的时间，使得该组织在几分钟内的平均温升维持在预设水平或低于预设水平，诸如在几分钟内的平均温升为6℃或更少或甚至为1℃或更少，从而不对目标组织造成永久性损伤。
这在图37A至图37D中示意性地示出。图37A以实线圆示出了具有作为第一次施加而施加至其上的能量束诸如激光光束的第一区域。将这些能量束可控地偏移或微位移至第二曝光区域，之后为第三曝光区域和第四曝光区域，如图37B中所示，直到第一曝光区域内的位置需要在间隔时间的弛豫时间中通过具有再次施加至其上的能量束而再次处理为止。第一曝光区域内的位置随后将具有再次施加至其上的能量束，如图37C所示。第二次或后续曝光将出现在每一曝光区域，如图37D中通过逐渐增加的阴影点或圆示出的，直到已经实现对目标组织区域的所希望的曝光或敲击次数或能量施加次数为止，以治疗性地处理这些区域，在图37D中通过曝光区域1中填充黑色的圆示意性地示出。当第一或先前曝光区域已经被完全处理时，这使得系统能够加入额外的曝光区域，重复该过程，直到整个待处理区域被完整处理为止。应理解，使用实线圆、虚线圆、部分阴影的圆和完全阴影的圆仅用于举例的目的，事实上，根据本发明的能量或激光曝光是人眼不可见的，也是已知的检测装置和技术无法检测的。
相邻的曝光区域必需通过至少预设的最小距离分隔开来，以避免对组织的热损伤。该距离与前一次处理的位置或区域相距至少0.5倍直径，且更优选相距1至2倍直径。该间隔是相对于先前曝光区域中的实际处理位置的。本发明预期，相对大的区域实际上可包括位于其内的多个曝光区域，这些曝光区域以不同于图37中所示的方式偏移。举例而言，曝光区域将会包含图25和图26中示出的细线，其将会被依次重复曝光，直到所有的必要区域均被完整曝光并处理为止。根据本发明，处理待处理区域所需的时间得以显着缩短，诸如缩短4或5倍，使得单个处理环节耗费的医疗提供者时间少得多且患者无需在很长时间内感觉不适。
已经发现，根据本发明的一次性施加一个或多个处理束并将该处理束移动至一系列新位置且随后令该束返回以再次重复地处理相同位置或区域的这一具体例，也需要比在整个曝光持续时间内将该束保持在相同位置或区域的方法更低的功率。参考图38至图40，脉冲长度与必需功率之间存在线性关系，但与所生成的热之间存在对数关系。
参考图38，提供一图，其中x轴表示以瓦计的激光平均功率的Log值，且y轴表示以秒计的处理时间。下方曲线对应于黄斑平移处理，且上方曲线对应于视网膜平移处理。这将用于微脉冲时间为50微秒、脉冲间时间段为2毫秒、且一个点上的脉冲串持续时间为300毫秒的激光光束。每个视网膜点的大小是100微米，用于这些100微米视网膜点的激光功率是0.74瓦。黄斑平移区域是0.552，总计需要7,000个黄斑平移点；而视网膜平移区域是3.302，完全覆盖需要42,000个激光点。用于每个RPE点的待足够激活的重置机制所需的最小能量，根据本发明，对于黄斑平移为38.85焦耳，对于视网膜平移为233.1焦耳。如预期，处理时间越短，所需的平均功率越大。但是，可允许的平均功率存在上限，这限制了处理时间可以短至何种程度。
如上所述，不仅对于可获得并使用的激光的功率存在约束，而且对于可施加至眼部而不损伤眼组织的功率量也存在约束。举例而言，眼部晶状体内的温升受限，诸如4℃，以不令晶状体过热和损伤，诸如造成白内障。因此，7.52瓦的平均功率可将晶状体温度提升大约4℃。对功率的这一限制延长了最短处理时间。
但是，参考图39，在重复且依次移动激光点并返回至先前处理位置的微位移情形中所需的总功率每脉冲较低，使得在处理时间中输送的总能量和总平均功率相同。图39和图40显示总功率是如何取决于处理时间的。图39中显示黄斑平移处理，而图40显示视网膜平移处理。上方的实现或曲线表示下述具体例，其中没有具有热弛豫时间间隔的优点的微位移，诸如图24中所描述和示出的，而下方的虚线表示此类微位移的情况，如图37中所描述和示出的。图30和图40显示，对于给定处理时间，具有微位移时的峰值总功率比不具有微位移时小。这意味着，对于给定的使用本发明的微位移具体例的处理时间，所需要的功率更小。或者，可有利地使用被允许的峰值功率，降低总体处理时间。
因此，根据图38至图40，使用本发明的微位移具体例，1.0的对数功率(10瓦)将需要20秒的总处理时间，如本文中所述。若不采取微位移，而是在整个处理持续时间内将微脉冲光束留在相同位置或区域，则将耗费超过2分钟。根据瓦特数，存在最短处理时间。但是，这一具有微位移时的处理时间比不具有微位移时短得多。由于当具有微位移时所需的激光功率小得多，在一些例子中，为了缩短对于给定的所希望的视网膜处理区域的处理时间，可增加功率。为了实现根据本发明的治疗性处理，对于给定的处理区域，处理时间与平均功率的乘积是固定的。举例而言，这将通过以较低的功率同步施加更大量的治疗性激光光束或点而实施。当然，由于激光的参数被选择为治疗上有效且不对细胞造成破坏性或永久性的损伤，无需导引或跟踪光束而仅需处理光束就可以根据本发明处理所有区域。
尽管本发明描述微脉冲激光的用途，理论上，可潜在地使用连续波激光来替代微脉冲激光。但是，使用连续波激光时，随着激光被从一个位置移动到另一个位置且期间激光不停顿，存在过度加热的问题，且在处理区域之间可能存在热渗漏和过度加热。因此，尽管理论上可使用连续波激光，但实际上连续波激光是不理想的，而优选脉冲激光。
尽管图38至图40中提供的信息源自对于激光光束作为能量源被施加至视网膜眼组织的观察和计算，据信，将此脉冲激光施加至其它组织将实现类似的结果，其中，将处理光束移动到一系列新位置，随后令该光束返回以再次重复处理相同的位置或区域，不仅节约时间，而且需要比在整个曝光持续时间内将光束保持在相同位置或区的方法更低的功率。同样，据信，使用包括微波、射频和超声能量源在内的其它脉冲能量源也将实现此功率保持。
根据上述微位移技术，光束图案的位移或转向可通过使用诸如在图22和图23中示出和描述的光学扫描机构进行。对于照射或能量波长比与待照射或曝光体积的距离小得多的情况，可使用相位阵列实施转向。在这种情形中，照射或能量称为“远场”。相位阵列可用于微波和超声照射应用，或甚至用于激光光束源。
可使用提供“阵列”的多个源进行微波、超声甚或激光能量源的转向。用于将阵列的照射辐射图案转向的基本理念是来自源阵列个体成员的辐射之间的相长(和相消)干涉。参考图41，为了示出这一点，仅需要考虑该阵列的两个相邻成员。图41描绘了来自两个相邻源的波前。
已经证实，对于描述为与两个源之间的距离成角度θ的波前，来自左侧源的波幅与exp[iωt]成正比，而来自右侧源的波幅与 成正比，其中，ω是该辐射的角频率，且k＝2π/λ。
对于相长干涉，这两个波应为“同相”，即
对于相消干涉，这两个波应为“异相”，即
据此，在下式给出的方向θ上的发光较大
换句话说，通过选择不同的延迟可简单地将辐射转向至所希望的不同方向θ。
该延迟可电性引入电路中，以激发辐射源。作此动作的手段也已经在公开文献中有所探讨：模拟延迟电路以及数字延迟电路均可获得。
微波源、超声源和激光源的辐射图案得以很好地引导。如果我们通过下述艾里斑(Airy disc)表达式评估来自横向尺寸为2b的源的辐射束的发散度
Θ1/2＝0.6λ/b [4]
则在与该源的目标距离为D时，照射区的半宽度w大略为w＝0.6λD/b [5]
如果我们需要照射区的间距为2w，则该源的间距s大略为3w：
a＝1.8λD/b [6]
如果将源的大小选择为比辐射波长大得多，这可能是小间距。
举例而言，使用超声时，假设我们有横向尺寸为1cm的5Mhz源，且假设所希望的目标距离为10cm，则间距为a≈0.5cm。
作为另一示例，可商购的在140至220Ghz操作的微波标准增益喇叭源具有13.9mm乘10.8mm的横向尺寸以及32.2mm的深度尺寸。对于200Ghz，波长为0.15cm，且对于10cm的目标距离，通过方程式[5]给出的目标宽度为1.2x 0.15x 10/0.6＝3cm。对于喇叭的间距a，方程式[6]则给出9cm。
之后，应用方程式[4]至[6]以获得对810nm激光辐射的可调阵列的粗略估计。假设b＝2x810nm，且假定D＝1mm，则方程式[4]至[6]给出：Θ1/2＝0.3，w＝0.3mm，且a＝0.9mm。
但对于射频应用，射频辐射的波长通常比人体尺寸大得多。在这种情况下，处理体积被称为处于该射频源的“近场”。相位阵列不可用于近场，且需要不同的转向方法。
对于射频处理，辐射的波长比身体尺寸大得多。因此，对于3至6MHz，波长范围从10,000cm到5000cm。据此，身体中的目标区处于该源的“近场”，即，目标距离和尺寸比RF辐射的波长小得多。这意味着相关处理场不是辐射场(如它们在微波、超声和激光处理中所处)，而是感应场。
来自RF线圈的感应场仅大于与该线圈尺寸相当的尺寸。超过这一距离时，诱导磁场快速下降为1/r3。据此，对于处于身体表面的线圈，我们可将处理体积粗略划为半径等于线圈半径的半球形。
对于半径介于2至6mm之间的线圈，对应于这些线圈的处理体积更接近表面(距离与线圈尺寸相当)。更大的线圈可用于更深的组织。按照早前探讨的间距策略，表面阵列中线圈的间距将被选择为与个体线圈尺寸相当。
如上所述，将能量施加至目标组织的可控模式倾向于提升目标组织的温度，以治疗性地处理目标组织而不破坏或永久性损伤目标组织。据此，此加热激活了HSP，且被热激活的HSP发挥作用以将患病组织重置为健康状态，诸如通过移除和/或修复受损的蛋白质。本发明人相信，将此HSP激活最大化改善了对于目标组织的治疗效果。就这样，理解HSP和HSP系统品类的行为和激活，可使用它们的生成和激活、用于激活HSP的温度范围和HSP激活或生成以及失活的时间框来优化对生物目标组织的热处理。
如上所述，通过脉冲能量将目标组织加热短的一段时间，诸如10秒或更短，且典型短于1秒，诸如100毫秒至600毫秒之间。为了提供用于热驰豫的间隔时间而使得目标组织不被过度加热并变为受损或被破坏，将能量实际上施加至目标组织的时间通常比这一时间短得多。举例而言，如上所述，激光脉冲的延续时间为微秒量级，且作为驰豫时间的间隔为几毫秒。
因此，理解HSP的亚秒级行为对于本发明来说很重要。SDM中对HSP的热激活典型通过相关的阿伦尼乌斯积分描述，
Ω＝∫dt A exp[-E/kBT(t)] [1]
其中该积分覆盖整个处理时间且
A是HSP激活的阿伦尼乌斯速率常数
E是激活能量
T(t)是薄RPE层的温度，包括激光诱导的温升
激光诱导温度上升，因此，激活的阿伦尼乌斯积分取决于处理参数(例如，激光功率、占空比、脉冲串总持续时间)和RPE特性(例如，吸收系数、HSP的密度)两者。临床上已经发现，当阿伦尼乌斯积分为1的量级时，获得有效的SDM处理。
阿伦尼乌斯积分形式仅考虑正反应，即仅考虑HSP激活反应：它不考虑任何逆反应，在该逆反应中，被激活的HSP返回至其未激活状态。对于典型的亚秒级持续时间的SDM处理，这似乎十分适用。但是，对于更长的时间段(如，1分钟或更久)，这一形式不是充分逼近：在这些更长的时间中，整个序列的反应均出现，导致有效HSP激活率小得多。这是在本发明公开的SDM施加之间的所建议时间左右的间隔过程中的情形。
在已出版的文献中，细胞内的热休克蛋白(HSP)在较长持续时间内的产生和毁灭一般通过一组9至13个联动质量平衡微分方程式描述，这些方程式描述牵涉入HSP分子生命周期内的多种分子的行为。这些联动方程一般通过计算机求解，以显示HSP和其它频率在温度突然上升后的及时行为。
这些方程全部为基于HSP活性所牵涉的多种分子的反应的守恒方程式。
为了描述HSP在重复时间的SDM之间的几分钟左右的间隔内的行为，我们使用M.Rybinski,Z.Szymanska,S.Lasota,A.Gambin(2013)Modeling the efficacy ofhyperthermia treatment.Journal of the Royal Society Interface 10,No.88,20130527(Rybinski et al(2013))中描述的方程式。Rybinski et al(2013)中考量的品类显示在表1中。
表1.Rybinski et al(2013)说明中的HSP系统品类：
这10项的耦合同步质量守恒方程总结为下述方程式[2]至[11]：
d[HSP]/dt＝(l1+k10)[HSPS]+l2[HSPHSF]+k4[mRNA]-k1[S][HSP]-k2[HSP][HSF]-l3[HSP][HSF3]-k9[HSP] [2]
d{HSF]/dt＝l2[HSPHSF]+2l3[HSP][HSF3]+k6[HSPHSF][S]-k2[HSP][HSF]–3k3[HSF]3–l6[HSPS][HSF] [3]
d[S]/dt＝k11{[P]+l1[HSPS]+l6[SPS][HSF]-k1[S][HSP]-k6[HSPHSF][S] [4]
d[HSPHSF]/dt＝k2[HSP][HSF]+l6[HSPS][HSF]+l3[HSP][HSF3]-l2[HSPHSF]–k6[HSPHSF][S] [5]
d[HSPS]/dt＝k1[S][HSP]+k6[HSPHSF][S]-(l1+k10)[HSPS]-l6[HSPS][HSF][6]
d[HSF3]/dt＝k3[HSF]3+l7[HSF3][HSE]-l3[HSP][HSF3]–k7[HSF3][HSE] [7]
d[HSE]/dt＝l7[HSF3][HSE]-k7[HSF3][HSE] [8]
d[HSF3HSE]/dt＝k7[HSF3][HSE]-l7[HSF3][HSE] [9]
d[mRNA]/dt＝k8[HSF3HSE]–k5[mRNA] [10]
d[P]/dt＝k10[HSPS]–k11[P] [11]
在这些表达式中，[]表示括号内数量的细胞浓度。对于Rybinski et al(2013)，在表2.0中给出了在310K的平衡温度下的初始浓度。
表2.以任意单位[Rybinski et al(2013)]表示的典型细胞的各项在310K的初始值。该任意单位由Rybinski等人出于计算方便性而选择：以将感兴趣的数量作成0.01至10的范围内。
Rybinski et al(2013)速率常数显示在表3中。
表3.以min-1为单位给出先前表中任意浓度单位的速率的Rybinski et al(2013)速率常数。
l1＝0.0175
k1＝1.47
l2＝0.0175
k2＝1.47
l3＝0.020125
k3＝0.0805
k4＝0.1225
k5＝0.0455
k6＝0.0805
l6＝0.00126
k7＝0.1225
l7＝0.1225
k8＝0.1225
k9＝0.0455
k10＝0.049
k11＝0.00563271
通过Rybinski et al(2013)确定表2的初始浓度值和表3的速率常数，以照应温度以5℃的量级增加几(如，350)分钟时整体HSP系统行为的实验数据。
注意，基于细胞内存在的蛋白质的总数，HSP的初始浓度为100x0.308649/(8.76023+0.113457+1.12631)}＝3.09％。
尽管表3中的速率常数被Rybinski等人用作T＝310+5+315K，但似乎非常类似的速率常数存在于在其它温度下。在这一点上，在大量参数下，这些刺激的定性行为是相似的。方便起见，我们假定表3中的速率常数值是对在T＝310K的平衡温度下的值的充分逼近。
对于其中温度在t＝0时从310K的环境温度突然增加5K的情况，Rybinski等人描述的细胞中的不同组分在350分钟内的行为显示于图42中。
继续参考图42，该图显示了在温度从37℃突然增加至42℃后的350分钟时间内，HSP细胞系统组分的行为。
这里，这些组分的浓度以计算上便利的任意单位表示。S表示变性或受损但尚未受到HSP影响的蛋白质；HSP表示游离(激活)的热休克蛋白；HSP:S表示附接至受损蛋白质并实施修复的被激活的HSP；HSP:HSF表示附接至热休克因子单体的(无活性)HSP；HSF表示热休克因子的单体；HSF3表示可穿透核膜以与DNA分子上的热休克单元相互作用的热休克因子三聚体；HSE:HSF3表示附接至启动新mRNA分子转录的DNA分子上的热休克单元的热休克因子三聚体；mRNA表示从HSE:HSF3得到的信使RNA分子，且其导致细胞质中新(激活的)HSP分子的产生。
图42显示，最初，激活的HSP的浓度是隐藏在细胞质内的HSPHSF分子中的HSP释放的结果，且在温升出现后60分钟之前并不出现从细胞核经由mRNA进行的新HSP的产生。图42也显示，被激活的HSP非常快速的附接至受损蛋白以开始其修复工作。对于所描述的细胞，温度的突然上升也导致受损蛋白质浓度的短暂上升，且受损蛋白质浓度的峰值出现在温度增加后约30分钟时。
图42显示，Rybinski等人的方程式预测10个不同品类在350分钟时间段内的变动如何。但是，本发明关心的是，在任何单个视网膜定位点处，在两次SDM施加之间的短得多的O(分钟)间隔时间中，SDM施加对于品类变动的影响。应理解，分析并描述了优选的激光处理形成的SDM，但也可使用其它能量源。
现在参考图43A至43H，该图显示，在温度从37℃突然增加至42℃后的第一分钟内，使用Rybinski et al.(2013)方程式的HSP细胞系统组分的行为，该方程式采用表2和表3中的初始值和速率常数。横坐标表示以分钟计的时间，且纵坐标显示以与图43中相同的任意单位计的浓度。
图43显示，HSP的核源在1分钟的时间内几乎不扮演角色，且细胞质中新HSP的主要来源由于被隐藏的HSP从HSPHSF分子库中释放出来而出现。该图还显示，大比例的新激活的HSP将其自身附接至受损的蛋白质以开始修复过程。
表2中的初始浓度不是该品类的平衡值，即，它们并不给出d[…]/dt＝0，如图42和图43中的曲线所证实。发现给出对应于表3的速率常数的d[…]/dt＝0的平衡值是表4中所列的那些。
表4.对应于表3速率常数的以任意单位[Rybinski et al(2013)]计的各项的平衡值。该任意单位是由Rybinski等人出于计算方便性而选择的那些：以将感兴趣的数量作成0.01至10的范围内。
/>
注意，基于细胞内存在的蛋白质的总数，HSP的平衡浓度为100x{0.315343/(4.39986+5.05777+0.542375)}＝3.15％。这与其他研究者发现的预期为蛋白质总数的5％至10％相当，但低于后者。但是，由于期待通常行为将不像其他研究者指明的那样明显变化，我们尚未尝试上调百分比。
发明人已经发现，可通过下述实施对目标组织的第一次处理：在一定的时间段内对目标组织重复施加脉冲能量(如SDM)以可控地增加所述目标组织的温度，从而治疗性地处理目标组织而不破坏或永久性地损伤该目标组织。“处理”包含在给定时间段内将脉冲能量施加至目标组织的总施加次数，诸如在短时间内诸如短于10秒，且更典型短于1秒诸如100毫秒至600毫秒的时间段内，将光或其它能量施加至目标组织几十或甚至几百次。这一“处理”可控地升高目标组织的温度，以激活热休克蛋白和相关组分。
但已经发现的是，如果在间隔时间内中止将脉冲能量施加至目标组织，间隔时间为诸如超过包含“第一次处理”的第一段时间且可包含几秒钟至几分钟，诸如3秒至3分钟，或更优选10秒至90秒，随后在一个处理环节或一次随访过程中，在该间隔时间后，对目标组织实施第二次处理，其中第二次处理也必需重复地将脉冲能量再次施加至目标组织以可控地提升目标组织的温度，从而治疗性地处理目标组织而不破坏或永久性地损伤目标组织，则目标组织的细胞内被激活的HSP和相关组分的量增加，导致对该生物组织的更有效的整体处理。换句话说，第一次处理产生了目标组织的热休克蛋白激活水平，且二次处理将目标组织内热休克蛋白激活的水平增加至高于第一次处理所导致的水平。因此，在一个处理环节或一次随访过程中实施多次对患者目标组织的处理，提升了对该生物组织的整体处理，只要第二次处或额外处理是在间隔时间后实施且该间隔时间不超过几分钟但其长度足以允许温度驰豫以不损伤或破坏目标组织即可。
本文中，这一技术可称为“阶梯式步进(stair-stepping)”，其中，被激活的HSP产生的水平随着同一个随访处理环节内的后续一次或多次处理而增加。这一“阶梯式步进”技术可通过将用于亚秒级现象的阿伦尼乌斯积分途径与在SDM或其它脉冲能量的重复的亚秒级施加之间存在间隔的Rybinski et al.(2013)处理组合而描述。
对于本发明公开中建议的阶梯式步进SDM(重复性的SDM施加)，与图42中描述的情境有一些重要差异：
·SDM可预防性地应用于健康细胞，但SDM将时常被应用于患病的细胞。这种情况下，受损蛋白质的初始浓度[S(0)]可能比表4中给出的大。我们不尝试对此作出解释，假定该定性行为将不改变。
·单次SDM施加的持续时间仅为亚秒级，而非图42中显示的几分钟。Rybinski etal速率常数比阿伦尼乌斯常数小得多：后者给出与亚秒级持续时间相同的量级的阿鲁尼乌斯积分，而Rybinski et al速率常数太小而无法进行这一动作。这是当该兴趣的时间规模不同时存在的不同的有效速率常数的实施例：Rybinski et al速率常数应用于在几分钟时间内出现的现象，而阿伦尼乌斯速率常数应用于亚秒级现象
据此，为了分析在用于改善SDM效能的所建议的阶梯式步进SDM技术中发生了什么，我们应将适用于亚秒级现象的阿伦尼乌斯积分处理与适用于在重复SDM施加之间的分钟级别的间隔内出现的现象的Rybinski et al(2013)处理组合：
·SDM亚秒级施加通过阿伦尼乌斯积分形式描述
·SDM施加之间的间隔O(分钟)通过Rybinski et al(2013)的方程式描述
具体地，我们考虑两次成功的SDM施加，每次SDM微脉冲串具有亚秒级的持续时间。
·对于较短的亚秒级时间规模，我们假定作为被激活(游离)的HSP来源的未激活的HSP全部包含在细胞质中的HSPHSF分子内。据此，采取第一次SDM施加将初始HSPHSF分子集落中的未激活HSP的细胞质库从[HSPHSF(平衡)]降低至[HSPHSF(平衡l)]exp[-Ω]，
·并将初始HSP分子集落从[HSP(平衡)]增加至[HSP(平衡)]+[HSPHSF(平衡)](1-exp[-Ω])
·以及，将初始HSFP分子集落从[HSF(平衡)]增加至[HSF(equil)]+[HSPHSF(平衡)](1-exp[-Ω])
·所有其它品类的平衡浓度假定为在第一次SDM施加之后保持相同
·随后，使用Rybinski等人的方程式计算在第一次SDM施加与第二次SDM施加之间的间隔(分钟)内[HSP]和[HSPHSF]发生了什么，其中，在第一次SDM施加后的HSP、HSF和HSPHSF初始值取为
[HSP(SDM1)]＝[HSP(平衡)]+[HSPHSF(平衡)](1-exp[-Ω])
[HSF(SDM1)]＝[HSF(平衡)]+[HSPHSF(平衡)](1-exp[-Ω])
和
[HSPHSF(SDM1)]＝[HSPHSF(平衡)]exp[-Ω]
·对于在间隔后的SDM的第二次施加，SDM后的[HSP]、[HSF]和[HSPHSF]值将被取为
和
其中，和/>是在时间/>下从Rybinski etal(2013)测定的数值。
·我们目前的兴趣在于将[HSP[SDM2)]与[HSP[SDM1)]比较，以观察在第一次施加SDM且间隔后重复施加SDM是否已经在细胞质中造成更多被激活(游离)的HSP。比率/> 提供对在与第一次SDM事件间隔/>后重复施加的SDM造成的HSP激活程度的改善的直接测量。
在SDM施加的间隔内，HSP和HSPHSF的浓度可能发生很大改变。
图44A和图44B示出了当SDM阿伦尼乌斯积分Ω＝1时，在SDM时间之间的间隔激活浓度[HSP]和细胞质库中未激活HSP浓度[HSPHSF]的改变，且平衡浓度在表4中给出。
尽管这里仅处理一个环节(一个步骤)，但很明显，可重复该过程以提供多个阶梯式步进事件作为改善SDM效能的手段，或其它牵涉组织HSP激活的治疗性方法。
通过下述实施例和结果显示改变阿伦尼乌斯积分Ω和由间隔时间分隔开来的两次截然不同的处理之间的间隔的效果。
使用上述过程生成的9个实施例呈现如下。所有实施例均是由两次SDM处理组成的处理，且第二次处理在第一次处理后的时间出现，且它们探究：
·不同大小的阿伦尼斯积分Ω在SDM处理中的效果[考量三个不同的Ω：Ω＝0.2、0.5和1.0]
·改变两次SDM处理间的间隔的影响[考量三个不同的/> ]。
如上所述，激活的阿伦尼乌斯积分Ω取决于处理参数(例如，激光功率、占空比、脉冲串总持续时间)和RPE特性(例如，吸收系数、HSP的密度)两者。
下表5显示，当两次SDM处理之间的间隔为不同Ω(Ω＝0.2、0.5、1)对于细胞的HSP含量的效果。这里，细胞取为具有表4中给出的所牵涉的10项的Rybinskiet al(2013)平衡浓度。
表5显示四个HSP浓度(以Rybinski等人的任意单位表示)，各自对应于四个不同时间：
·在第一次SDM处理之前：[HSP(平衡)]
·紧接在第一次SDM应用之后：[HSP(SDM1)]
·在第一次SDM处理后的间隔结束时：/>
·紧接在的第二次SDM处理之后：[HSP(SDM2)]
·也显示单次处理过程中的改善因素：β＝[HSP(SDM2)]/[HSP(SDM1)]
表5.在文中刚刚描述的四个时间的HSP浓度：当处理的间隔时间改变对细胞的两次SDM施加的SDMΩ的效果。
表6与表5相同，但SDM处理之间的间隔为
表6.在文中描述的四个时间的HSP浓度：当处理的间隔时间 改变对细胞的两次SDM处理的SDMΩ的效果。
表7与表5和表6相同，但处理之间的间隔为1分钟或60秒。
表7.在文中刚刚描述的四个时间的HSP浓度：当处理的间隔时间改变对正常(健康)细胞的两次SDM处理的SDMΩ的效果。
表5至表7显示：·对于三种Ω，SDM的第一次处理均在很大程度上增加[HSP]，但Ω越大，则增加程度越高。尽管表中未明确显示，但[HSP]的增加以游离的(未激活的)HSP的细胞质储层为代价：
[HSPHSF(SDM1)]比[HSPHSF(平衡)]小得多
·[HSP]在两次SDM处理之间的间隔内明显减少，且/>越大，减少程度越大。(间隔/>期间，[HSP]的降低伴随有[HSPHSF]的增加(如图44所示)和[HSPS]的增加，表明未激活的HSP的细胞质库的快速补充和HSP与受损蛋白质的快速附接。)
·对于小于60秒的两次SDM处理相对于一次处理具有细胞质中被激活的(游离)HSP的数目的改善。
·随着变小，该改善增加。
·但对于变为长达60秒的比率β＝[HSP(SDM2)]/[HSP(SDM1)]变为小于1，表明两次SDM处理相对于一次SDM处理没有改善，但这一结果可根据能量源参数和被处理的组织类型而变。
·对应于的改善越大，SDM阿伦尼乌斯积分Ω越小。
改善比β＝[HSP(SDM2)]/[HSP(SDM1)]的结果总结在图45中，其中，改善比β＝[HSP(SDM2)]/[HSP(SDM1)]与三个SDM阿伦尼乌斯积分Ω的SDM处理间隔(以秒计)对比，并进行三个间隔值/> 的对比。最上方曲线对应于Ω＝0.2；中间的曲线对应于Ω＝0.5；且最下方曲线对应于Ω＝1.0。这些结果对应于表3的Rybinski et al(2013)速率常数和表4的各项平衡浓度。
应了解，表5至表7和图45的结果对应于表3的Rybinski et al.(2013)速率常数和表4的平衡浓度。细胞中的实际浓度和速率常数可能不同于这些值，因此，表5至表7和图45中的数字结果应视为代表性的而非绝对性的。但是，预计它们不具显着差异性。因此，在单个目标组织位置或区域如单个视网膜定位点上实施多次环节内处理，且第二次和后续处理跟随第一次处理且在3秒至3分钟的任意时间且优选10秒至90秒的间隔之后进行，应增加HSP和相关组分的激活并因此增加对该目标组织的整体处理效力。所得“阶梯式步进”效应实现了被激活的热休克蛋白质数目的大幅度增加。但是，如果第一次处理和后续处理之间的间隔时间过长，则“阶梯式步进”效应降低或不能实现。
当处理参数或组织特征使得相关的激活阿伦尼斯积分低时，以及当重复时间之间的间隔短时如短于90秒且优选短于1分钟时，本发明的技术尤其有用。据此，此类多次处理必须在相同的处理环节内实施，例如在单一随访中进行，其中截然不同的处理可能在其间具有间隔窗口以实现本发明的技术的有益效果。
尽管已经详细描述了若干具体例以作例示性说明之用，但可作出各种修饰而不悖离本发明的范畴和精神。据此，本发明除了受限于所附权利要求书之外并无限制。

Claims (11)

1.一种热处理生物组织的系统，包含：
间歇脉冲能量源，其具有包含波长、频率、占空比和脉冲串持续时间的能量参数，以在第一时间段内对目标组织施加间歇脉冲能量源期间，增加所述目标组织的温度，从而产生第一热休克蛋白激活水平；
其特征在于，
所述间歇脉冲能量源在时长超过所述第一时间段的间隔时间内，停止向所述目标组织施加所述间歇脉冲能量源，和在单一处理环节中，在所述间隔时间后，对所述目标组织再次施加所述间歇脉冲能量源，以增加所述目标组织中的所述热休克蛋白激活水平，
其中，所述间隔时间是10秒钟至90秒钟，
其中，选择所述间歇脉冲能量源的能量参数，使得所述目标组织温度增加6摄氏度至11摄氏度，并将所述目标组织在6分钟内的平均温升维持在6摄氏度或更少。
2.根据权利要求1所述的系统，其中，所述第一时间段短于10秒。
3.根据权利要求2所述的系统，其中，所述第一时间段短于一秒。
4.根据权利要求1所述的系统，其中，所述目标组织在6分钟内的平均温升维持在1摄氏度或更少。
5.根据权利要求1或2所述的系统，其中，所述间歇脉冲能量源包含光束、微波、射频或超声。
6.根据权利要求5所述的系统，其中，所述射频是3至6兆赫之间、具有2.5％至5％之间的占空比和0.2至0.4秒之间的脉冲串持续时间。
7.根据权利要求6所述的系统，包括用于生成所述射频的具有2至6mm之间的线圈半径和13至57安培匝数之间的装置。
8.根据权利要求5所述的系统，其中，所述微波频率是10至20GHz之间、具有0.2至0.6秒之间的脉冲串持续时间、2％至5％之间的占空比和具有8至52瓦之间的平均功率。
9.根据权利要求5所述的系统，其中，所述光束具有530nm至1300nm之间的波长、低于10％的占空比和0.1至0.6秒之间的脉冲串持续时间。
10.根据权利要求9所述的系统，其中，所述光束具有800nm至1000nm之间的波长和0.5至74瓦之间的功率。
11.根据权利要求5所述的系统，其中，所述超声具有1MHz至5MHz之间的频率、0.1至0.5秒之间的脉冲串持续时间和2％至10％之间的占空比和具有0.46至28.6瓦之间的功率。
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