CN117440851A

CN117440851A - 具有固定参数的视网膜光疗系统和方法

Info

Publication number: CN117440851A
Application number: CN202280040568.9A
Authority: CN
Inventors: J·K·卢特鲁勒
Original assignee: Ojai Retinal Technology LLC
Current assignee: Ojai Retinal Technology LLC
Priority date: 2021-06-08
Filing date: 2022-05-09
Publication date: 2024-01-23
Also published as: CA3220257A1; WO2022260792A1; EP4329874A1; AU2022291348A1; BR112023019838A2

Abstract

一种视网膜光疗或光刺激系统，包括生成至少一个治疗光束的激光控制台，所述治疗光束具有用以光刺激或治疗的参数，同时不会永久损伤视网膜靶组织。所述至少一个治疗光束的参数是被固定的，从而不会被医疗提供者改变。投影仪或相机将所述至少一个治疗光束投射至所述视网膜的至少一部分上，并且扫描机构可控制地将至少一束治疗光束引导至所述视网膜的治疗区域。

Description

具有固定参数的视网膜光疗系统和方法

背景技术

本发明通常涉及视网膜光疗或光刺激。更具体地，本发明涉及一种视网膜光疗或光刺激系统和方法，其中，一个或多个治疗光束的参数被选择并固定，从而不被医疗提供者改变，以确保对视网膜靶组织进行光刺激或治疗的同时不会永久损伤视网膜组织。

对诸如糖尿病视网膜病变的许多视网膜疾病而言，在热视网膜光凝(thermalretinal photocoagulation)出现之前，通常没有有效的治疗方法。通过可见终点光凝(visible end point photocoagulation)，激光吸收可在激光瞄准器加热色素组织。热传导将这种温度升高从视网膜色素上皮(RPE)和脉络膜传播到非色素覆盖的和相邻的未暴露组织。激光损伤变得可见，从而追踪治疗区域。实际上，据信，为了创建常规光凝术的益处，实际的组织损伤和疤痕是必要的。已发现，光凝是产生视网膜疤痕的有效手段，几十年来已成为治疗各种视网膜疾病包括黄斑光凝治疗糖尿病黄斑水肿和其他视网膜疾病的的技术标准。

近五十年来已普遍接受，医源性视网膜损伤对于有效激光治疗视网膜血管疾病而言是必要的，且仍然是普遍的观念。虽然与不治疗相比具有明显的优势，但目前的视网膜光凝治疗会有产生可见的灰色至白色视网膜烧伤和疤痕的不利和缺点。常规光凝术通常是痛苦的。可能需要局部麻醉，且其自身也伴随着风险。或者，可在较长时间内分段治疗，以尽量减少治疗疼痛和术后炎症。短暂的视力下降在常规光凝术后很常见。实际上，热组织损伤可能是常规光凝术许多潜在并发症的唯一来源，这些并发症可能导致立即和晚期视力丧失。

用于色觉和精细细节视觉的中央凹/黄斑区域是眼睛的一部分。中央凹位于黄斑的中心，中心视力所需的细胞浓度最高。尽管该区域是诸如年龄相关性黄斑变性等疾病造成严重损害的区域，但这是常规光凝光疗无法使用的区域，因为损害中央凹中的细胞可严重损害患者的视力。因此，利用当前的常规光凝疗法时，避免了中央凹区域。

最近，发明人发现，在亚阈值光凝(subthreshold photocoagulation)中没有可见的损伤或激光损伤，甚至没有任何可通过任何已知手段(包括检眼镜检查、红外线的、彩色、无红或自身荧光眼底摄影和标准逆向模式、静脉内眼底荧光素或吲哚菁绿血管造影，或治疗时或治疗后任何时间的谱域光学相干层析成像)检测到的损伤或激光损伤，在治疗中产生类似于传统组织损伤光凝的有益结果，而没有许多缺点和并发症。

据信，由这种亚阈值光凝引起的可能机制是以这种受控方式升高组织温度，以选择性刺激热休克蛋白激活和/或产生并促进蛋白质修复，其作为用于治疗性的治疗组织的机制。据信，这种微脉冲序列会热激活靶组织中的热休克蛋白(HSP)。就视网膜组织而言，所述过程会热激活紧邻包含视觉敏感视杆细胞和视锥细胞的视网膜层后面的RPE层中的HSP，接着，这些激活的HSP通过去除修复受损的蛋白质将患病视网膜重置为健康状态。这会改善RPE功能，改善视网膜功能和自动调节、恢复性急性炎症、减少慢性炎症和系统免疫调节。激光触发的效果可减缓、停止或逆转视网膜疾病，改善视功能并降低视力丧失的风险。

已确定，通过适当的操作参数，亚阈值光凝治疗可以并且可理想地应用于整个视网膜，包括诸如中央凹的敏感区域，而不会造成可见的组织损伤或传统可见视网膜光凝治疗所致的缺点或并发症。据信，以这种受控方式升高组织温度以选择性刺激热休克蛋白激活对其他组织也有好处。选择合适的操作参数，包括激光治疗光束的波长、功率、脉冲串持续时间和占空比，对于提供治疗或刺激益处，同时不损伤激光所施加的视网膜组织而言非常重要。选择和使用超出可接受范围的激光束生成和应用参数可能会导致患者视网膜受损。此外，不正确地选择激光治疗光束参数的组合，即使在确定安全的参数内，也可能导致不理想的治疗或光刺激。

因此，持续需要一种视网膜光疗或光刺激系统，其生成具有经选择的操作和应用参数的一个或多个激光治疗光束，从而治疗或光刺激视网膜组织，同时不永久损伤视网膜组织。还需要这样一种系统，其中，最佳参数被选择，并在其设置之后被固定且不可被诸如医疗提供者所改变，从而确保治疗光束既有效又安全。本发明满足了这些需要并提供了其他相关优点。

发明内容

本发明属于一种视网膜光疗或光刺激系统及相关方法。所述系统通常包括生成至少一个脉冲治疗光束的激光控制台。所述至少一个治疗光束具有波长、功率、脉冲串持续时间和占空比的参数，以光刺激或治疗视网膜靶组织，同时不会永久损伤所述视网膜靶组织。所述至少一个治疗光束的参数是被固定的，从而不会被医疗提供者改变。

至少一个治疗光束具有在530nm至1300nm之间的波长、小于10％的占空比、以及在0.1至0.6秒之间的脉冲串持续时间。至少一个治疗光束可具有在750nm与850nm之间的波长、在2％与5％之间的占空比、以及在0.15与0.5秒之间的脉冲串持续时间。激光控制台具有在1.0至3.0瓦之间的功率输出。

投影仪或相机将至少一个治疗光束投射到视网膜的至少一部分上。至少一个治疗光束可在视网膜上创建具有100至1000微米的尺寸的治疗光斑。

扫描机构可控制地将至少一个治疗光束引导至视网膜的治疗区域。至少一个治疗光束可被施加到多个靶组织区域，其中，相邻的靶组织区域被隔开，以避免热组织损伤。

至少一个治疗光束刺激靶组织中的热休克蛋白激活。至少一个治疗光束将靶组织温度升高至所需量级，同时在一段时间内将靶组织的平均温升保持于或低于预定量级，从而不会永久损伤靶组织。至少一个治疗光束可将靶组织温度升高至不大于11℃，以获得治疗性或预防性效果。至少在向靶组织施加脉冲能量源期间，至少一个治疗光束可将靶组织温度升高6℃至11℃之间。靶组织在数分钟内的平均温升保持于或低于预定量级，从而不会永久损伤靶组织。在诸如六分钟或更短时间的数分钟期间，靶组织的平均温度升高可保持于或低于1℃。

从下面所作的详细说明结合示例说明本发明的原理的附图，本发明的其它特征及优点将变得更加清楚。

附图说明

附图用来说明本发明。在这些附图中：

图1A和图1B是显示激光源的平均功率相较激光的源半径及脉冲串持续时间的图形；

图2A和2B是显示温度衰减时间依赖于激光源半径及波长的图形；

图3是依据本发明产生定时脉冲序列的具有自其延伸的光管的光生成单元的示意视图；

图4是显示依据本发明的用于生成治疗激光束的系统的示意视图；

图5是依据本发明用以生成激光几何图案的光学装置的示意视图；

图6是依据本发明所使用的光学扫描机构的俯视图；

图7是图6的光学扫描机构的部分分解视图，显示其不同组件；

图8显示依据本发明实施方案用以治疗靶组织的示例几何图案网格激光光斑的照射的受控偏移；

图9是显示使用可控扫描的线形式的几何对象来治疗靶组织区域的示意视图；

图10是类似于图9的示意视图，但显示经旋转以治疗靶组织的几何线或条；

图11是显示依据本发明的用于生成用于治疗组织的治疗激光束的系统的替代实施方案的示意视图；

图12是显示依据本发明的用于生成治疗激光束以治疗组织的系统的又一实施方案的示意视图；

图13A和图13B是描绘在温度突然升高后HSP細胞系统组份随时间变化的表现的图形；

图14A至图14H是描绘温度突然升高后第一分钟内HSP細胞系统组份的表现的图形；

图15A和图15B是显示依据本发明的细胞质储库中HSP和未经激活HSP在一分钟时间间隔内的激活浓度变化的图形；以及

图16是描绘依据本发明的改善比率与治疗之间的时间间隔的图形。

具体实施方式

如附图中所示，并且如本文更全面地描述的，本发明涉及一种用于递送脉冲能量的系统和方法，所述脉冲能量诸如具有被选择为在组织中引起热时程的能量参数的一个或多个光束，以在短时间段期间将组织温度升高至足以获得治疗性效果的量级，同时在较长时间段期间将平均组织温度保持在低于预定量级，以避免永久性组织损伤。据信，热时程的创建会刺激热休克蛋白的激活或产生，并促进蛋白质修复而不造成任何损伤。

发明人已发现，可经由不破坏或损伤视网膜组织的方式将电磁辐射施加到视网膜组织，同时实现对眼睛疾病的有益效果。更具体地，可生成对视网膜组织细胞而言为治疗性但亚致死性的激光束，并因此避免视网膜组织中的破坏性光凝，这提供了眼睛视网膜组织的预防性和保护性治疗。据信，这可能至少部分地归因于热休克蛋白的刺激和激活以及视网膜组织中蛋白质修复的促进。

必须考虑和选择光束的各种参数，使得所选择的参数的组合实现治疗效果，同时不会永久损伤组织。这些参数包括激光波长、平均激光功率、总脉冲持续时间和脉冲串的占空比。

这些参数的选择可通过要求针对HSP激活的Arrhenius积分大于1或一(unity)来确定。Arrhenius积分用于分析对生物组织的作用的影响。同时，所选参数不得永久性损伤该组织。因此，还可使用针对损伤的Arrhenius积分，其中，所解出的Arrhenius积分小于1或一(unity)。

或者，满足在数分钟的时间段期间所测量的每单位克组织的能量沉积及温升方面的FDA/FCC限制，以避免永久性组织损伤。一般来说，在6℃与11℃之间的组织温升可例如通过激活热休克蛋白形成治疗性效果，但在长时间段期间(例如在数分钟期间，例如6分钟)保持平均组织温度低于预定温度(例如在特定情况下6℃以及甚至1℃或更低)将不会永久性损伤组织。

发明人已发现，生成具预定的强度或功率和预定的脉冲长度或照射时间的具有大于530nm的波长且小于10％的占空比的亚阈值、亚致死微脉冲激光束，创建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，激光束具有在530nm至1300nm之间的波长，且在特别优选的实施方案中具有在750nm至850nm之间的波长，具有约2％至5％的占空比、0.15至0.5秒的脉冲串持续时间，以及预定的强度或功率(例如在视网膜每平方厘米在100至590瓦之间或对在视网膜的各治疗光斑而言每个激光点约1瓦)以及预定的脉冲长度或照射时间(例如在100和600毫秒之间)创建亚致死性的“真实的亚阈值”视网膜光刺激，其中，暴露于激光照射的视网膜色素上皮的所有区域都被保留并可用于治疗。换句话说，发明人已发现，将视网膜组织提高到至少达到治疗量级但低于细胞或组织致死量级创建了现有技术方法的益处，而不破坏、燃烧或以其他方式损伤视网膜组织。这在本文中被称为亚阈值二极管微脉冲激光治疗(subthreshold diode micropulse laser treatment，SDM)。

SDM不会产生激光诱导的视网膜损伤(光凝)，并且没有已知的不良治疗效果，且据报道，可有效治疗多种视网膜疾病(包括糖尿病性黄斑水肿(DME)、增生性糖尿病视网膜病变(PDR)、视网膜分支静脉阻塞(BRVO)引起的黄斑水肿、中心性浆液性脉络膜视网膜病变(CSR)、药物耐受性逆转以及进行性退行性视网膜病变(诸如干性年龄相关性黄斑变性、斯特格氏病(Stargardts'disease)、视锥细胞营养不良和视网膜色素变性)的预防性治疗。SDM的安全性使其可经中央凹使用于视力为20/20的眼睛中，以降低由于涉及早期中央凹的DME而导致视力丧失的风险。

SDM可能发挥作用的机制是热休克蛋白(HSP)的生成或激活。尽管可能的细胞异常种类繁多，但所有类型的细胞都有一个共同且高度保守的修复机制：热休克蛋白(HSP)。几乎任何类型的细胞应激或损伤都会在数秒到数分钟内几乎立即诱发热休克蛋白(HSP)。在没有致命细胞损伤的情况下，HSP在修复活细胞并将其恢复到更正常的功能状态方面非常有效。尽管HSP是短暂的，通常在数小时内达到峰值并持续几天，但其影响可为长期持续的。HSP可减少炎症，炎症是许多疾病的常见因素。

激光治疗可诱发HSP产生或激活并改变细胞因子表达。非致死性细胞应激(例如激光辐射)越突然且严重，HSP激活越快速且稳健。因此，通过每次SDM照射产生的具有非常高的变化速率(每100微秒微脉冲升高-7℃，或者70,000℃/秒)的重复低温热峰的突发在刺激HSP的激活方面特别有效，尤其相较用连续波激光进行亚阈值治疗的非致死性照射(其仅可复制低平均组织温升)。

低于530nm的激光波长会产生越来越强的细胞毒性光化学效应。在530nm与1310nm之间，特别是在810nm左右，SDM产生光热细胞应激，而不是光化学细胞应激。因此，SDM能够影响组织而不损伤组织。因此，SDM的临床益处主要是由亚病态光热细胞HSP激活所产生的。在功能失调的细胞中，通过SDM刺激HSP会导致细胞因子表达正常化，从而改善结构和功能。接着，通过“高密度”激光应用放大这种“低强度”激光/组织相互作用的治疗效果，通过密集/集中治疗包括所有病理区域的大组织区域，来招募靶组织区域中的所有功能失调细胞，从而最大化治疗效果。这些原则定义了本文所描述的SDM的治疗策略。

由于正常作用的细胞不需要修复，正常细胞中的HSP刺激往往没有显著的临床效果。近红外激光效应(例如SDM)的“病理选择性”影响各种细胞类型的病细胞而不影响正常细胞，与SDM的临床观察一致。据报道，SDM具有广泛的临床治疗范围，在视网膜激光模式中是独一无二的，与美国国家标准协会“最大容许照射量(Maximum Permissible Exposure)”的预测一致。虽然SDM可能会引起直接的光热效应，例如熵蛋白展开和解聚，但SDM似乎针对临床安全和有效的HSP介导的修复的刺激进行了优化。

如上所述，虽然SDM对HSP的刺激对于疾病过程而言是非特异性的，但HSP介导的修复的结果本质上是针对功能障碍的状态。HSP倾向于修复错误，无论错误是什么。因此，观察到SDM在視網膜條件下的有效性广泛不同于BRVO、DME、PDR、CSR、年龄相关和遗传性视网膜病以及耐药NAMD。从概念上说明，此功能可被视为一种SDM操作的“重置为默认”模式。对于细胞功能至关重要的各种疾病，SDM通过HSP介导的细胞修复触发“重置”(恢复为“出厂默认设置”)，从而使细胞功能正常化。

发明人已发现，对患有年龄相关性黄斑变性(AMD)的患者进行SDM治疗，可减缓甚至阻止AMD的进展。大多数患者在SDM治疗后动态功能log MAR中间视觉视敏度(mesopticvisual acuity)和中间视觉对比视敏度(mesoptic contrast visual acuity)均出现显着改善。据信，SDM通过靶向、保留和“正常化”(趋向正常)视网膜色素上皮(RPE)功能而发挥作用。

尽管全身性糖尿病持续存在，SDM也已被证明可阻止或逆转糖尿病视网膜病变疾病状态的表现，而不会造成治疗相关的损害或不良反应。在此基础上，假设SDM可通过诱导受糖尿病影响的RPE细胞恢复到更正常的细胞功能和细胞因子表达来发挥作用，类似于按下电子设备的“重置”按钮以恢复出厂默认设置。基于上述信息和研究，SDM治疗可通过靶组织中的热休克蛋白(HSP)激活直接影响细胞因子的表达。

如上所述，亚阈值二极管微脉冲激光(SDM)光刺激已有效刺激眼组织中轻微错误折叠蛋白质的直接修复。除了HSP激活之外，可能发生这种情况的另一种方式是因为以热时程形式的微脉冲引起的温度峰值允许水在蛋白质内部扩散，这允许了肽-肽氢键断裂，阻止蛋白质返回至其天然状态。水扩散至蛋白质中，导致限制性氢键的数量增加了一千倍。因此，据信，所述方法也可有利地应用于其他组织和疾病。

如上所述，施加到靶组织的能量源将具有必须确定和选择的能量和操作参数，以实现治疗效果，同时不会永久损伤组织。以光束能量源(例如激光光束)为例，必须考虑激光波长、占空比和总脉冲串持续时间参数。可考虑的其他参数包括激光源的半径以及平均激光功率。调整或选择这些参数的其中一个，可影响至少一个其他参数。

因此，根据本发明，为了保持安全性并防止用户错误，体现本发明的视网膜光疗或光刺激系统具有预先选择和固定的至少一个治疗参数，包括波长、功率、脉冲串持续时间和占空比，从而不被医疗提供者或其他最终用户改变。以此方式，脉冲能量发生器，例如激光控制台，将生成脉冲能量源，例如脉冲治疗激光光束，其具有经选择的参数的组合，以便光刺激和/或治疗视网膜组织而不破坏、永久损害或甚至以任何方式损害视网膜组织。由于调整或选择一个参数可对至少一个其他参数造成影响，因而可在交付给医疗照护提供者或其他最终用户之前，选择并固定至少一个治疗光束的波长、功率、脉冲串持续时间和占空比的适当或最有益的预选参数。预选参数的组合是安全的且可优化的。由于医疗提供者或其他最终用户无法改变固定的操作参数，因此不会出现用户错误或无意中创建可能导致视网膜组织损伤的光治疗光束操作参数的组合。

例如，至少一个治疗光束可具有在530nm至1300nm之间选择的波长、小于10％的占空比以及在0.1和0.6秒之间的脉冲串持续时间。在上述波长范围内，占空比可以在2％至5％之间。峰值激光功率输出可在0.5至3.0瓦之间。由一个或多个治疗光束在视网膜组织上形成的治疗光斑尺寸可在100至1000微米之间。更具体地，至少一个治疗光束可具有在750nm与850nm之间的波长、2％至5％之间的占空比、以及在0.15与0.5秒之间的脉冲串持续时间。作为示例，系统可具有810nm的固定参数、5％的占空比、0.3秒的脉冲串持续时间、1.8瓦的功率以及500微米的所得光斑尺寸。对于约810nm的波长，可接受的替代方案是2％的占空比、0.5秒的脉冲串持续时间、2.19瓦的峰值激光功率输出以及400微米的最终视网膜治疗光斑。在上面給出的範圍內，其他特定組合也是可能的。然而，预先选择和固定这些操作参数将防止最终用户(例如医疗照护提供者)将任何参数调整到可接受范围以外，这可能导致损伤或无法提供有效的治疗。

图1A及图1B显示相较激光源半径(在0.1厘米与0.4厘米之间)及脉冲串持续时间(在0.1与0.6秒之间)的以瓦为单位的平均功率的图形。图1A显示880nm的波长，而图1B具有1000nm的波长。可看出，在这些附图中，所需功率随着源的半径减小、随着总串持续时间增加以及随着波长减小而单调减小。激光源的半径的优选参数为1mm至4mm。对于880nm的波长，在激光源的半径为1mm且总脉冲串持续时间为600毫秒的情况下，最小功率值为0.55瓦。当激光源半径为4mm且总脉冲串持续时间为100毫秒时，对于880nm波长的最大功率值为52.6瓦。不过，当选择具有1000nm的波长的激光时，在具有1mm的激光源半径以及600毫秒的总脉冲串持续时间的情况下，最小功率值为0.77瓦，且当激光源半径为4mm且总脉冲串持续时间为100毫秒时，最大功率值为73.6瓦。在单个脉冲期间的相应峰值功率通过将平均功率除以占空比来得到。

要加热的组织区的体积由波长、相关组织中的吸收长度，以及光束宽度来确定。总脉冲持续时间及平均激光功率确定经输送以加热组织的总能量，且脉冲串的占空比给出与平均激光功率相关的尖值或峰值功率。较佳地，脉冲能量源能量参数经选择以使每立方厘米的靶组织吸收约20至40焦耳的能量。在视网膜色素上皮中的薄黑色素层中，吸收长度非常小。

已确定，在短时间段内(例如小于1秒)，可将靶组织加热至高达约11℃以形成本发明的治疗性效果，同时在长时间段(例如数分钟)期间，将靶组织平均温度保持于较低的温度范围(例如小于6℃或甚至1℃或更低)。占空比及总脉冲串持续时间的选择提供可散热的时间间隔。已发现，在总脉冲持续时间在100毫秒与600毫秒之间的情况下，小于10％且较佳地在2.5％与5％之间的占空比是有效的。图2A及2B显示在图2A中波长为880nm且在图2B中波长为1000nm的情况下，具有在0.1cm与0.4cm之间的半径的激光源从10℃衰减至1℃的时间。可看出，当使用880nm的波长时，衰减时间较短，但两种波长都在可接受的要求及操作参数范围内，以获得本发明的益处而不引起永久性组织损伤。

已发现，在总辐射期间，所需靶区域的平均温升增加至少6℃且最高达11℃，以及较佳地约10℃，导致HSP激活。靶组织温度的控制通过选择源及靶参数确定，以使针对HSP激活的Arrhenius积分大于1，同时确保符合保守的FDA/FCC要求以避免损伤或损伤Arrhenius积分小于1。

为符合保守的FDA/FCC限制以避免永久性组织损伤，对于光束及其它电磁辐射源，在任意6分钟期间靶组织的平均温升为1℃或更小。上面的图2A及图2B显示加热靶区的温度通过热扩散从约10℃的温升降低至1℃所需的典型衰减时间，从图2A可看出，当波长为880nm米且源直径为1毫米时，温度衰减时间为16秒。当源直径为4毫米时，温度衰减时间为107秒。如图2B中所示，当波长为1000nm时，当源直径为1mm时，温度衰减时间为18秒，当源直径为4mm时，温度衰减时间为136秒。这完全在数分钟(例如6分钟或更短)的过程期间保持平均温升的时间内。尽管在向组织施加能量源期间，很快地(例如在几分之一秒内)将靶组织的温度升高(例如至约10℃)，但较低的占空比在施加于组织的能量脉冲之间提供较长的时间段且较短的脉冲串持续时间确保在包括数分钟(例如6分钟或更短)的较短时间段内的充足的温度扩散及衰减，从而没有永久性组织损伤。

就补救性HSP激活及促进蛋白修复而言，脉冲串能量输送模式相对单个脉冲或渐进能量输送模式具有明显的优点。有两项考虑构成此优点：

首先，SDM能量输送模式中的HSP激活及蛋白修复的一大优点来自产生10℃的量级的峰值温度。如此大的温升对Arrhenius积分具有很大影响，该积分定量说明被激活的HSP的数目以及促进蛋白修复的水扩散进入蛋白的速率。这是因为温度构成具有放大效应的指数。

重要的是温升不会长时间保持于高值(10℃或更高)，因为那样就违反在数分钟时间段期间平均温升必须小于1℃的FDA及FCC要求。

SDM能量输送模式通过明智地选择功率、脉冲时间、脉冲时间间隔以及待治疗的靶区的体积独特地满足上述这两项考虑。治疗区的体积1被纳入是因为温度必须相当快地从其10℃量级的高值衰减，以使长期平均温升不超过长期FDA/FCC限制(针对电磁辐射能量源为1℃或更低)。

现在请参照图3，光生成单元10，例如具有所需波长和/或频率以及其他操作参数的激光器，用于以受控的脉冲方式生成电磁辐射，例如激光，电磁辐射通过光管或管道12输送到投影仪。光生成单元10，诸如包括激光控制台，将生成诸如脉冲激光光束的一个或多个脉冲能量源，其具有预先选择和固定的上述操作参数，从而不会被医疗照护提供者或其他最终用户改变。本领域技术人员可以理解，光管12可连接至相机、投影仪，或可将光生成单元10所传输的光直接传输至此类投影仪、相机等，而无需光管或管道等。

现在请参照图4，示意图显示用于生成电磁能辐射的系统，所述电磁能辐诸如激光，包括SDM。所述系统通常由附图标记20表示，包括激光控制台22，例如在优选实施例中为810nm近红外微脉冲二极管激光器。激光器生成激光光束，所述激光光束可根据需要经过光学装置，例如光学透镜或掩模，或多个光学透镜和/或掩模24。激光投影仪光学装置24将成形光束传递到输送装置26，其用于将激光束光投射到患者的靶组织上。应理解，标有26的框可代表激光束投影仪或输送装置以及观察系统/相机，或包括正在使用中的两个不同的部件。观察系统/相机26向显示监控器28提供反馈，显示监控器28还可包括用于操纵激光控制台22、光学装置24和/或投影/观察部件26的必要的计算机化硬件、数据输入器和控制器等。

现在请参照图5，在一个实施方案中，生成多个光束，每个光束具有被选择的参数，使得靶组织温度可以可控制地升高以治疗性地处理靶组织而不破坏或永久损伤靶组织。这可以例如通过使激光光束30经过光学装置来完成，所述光学装置衍射或以其他方式从具有选定参数的单个激光光束30生成多个激光光束。例如，激光光束30可经过准直仪透镜32并接着经过掩模34。在特别优选的实施方案中，掩模34包括衍射光栅。掩模/衍射光栅34产生几何对象，或更典型地，由同时产生的多个激光光斑或其它几何对象构成的几何图案。这由用附图标记36所标记的多个激光光束来表示。或者，多个激光光斑可由多个光纤波导管生成。生成激光光斑的任何一种方法都允许在极广的治疗场上同时创建极大量的激光光斑。实际上，可同时生成极高数目的激光光斑，可能数百甚至数千或更多，以覆盖靶组织的给定区域，或甚至可覆盖整个靶组织。可能需要同时施加一系列的小分离激光光斑应用，因其避免已知的与大激光光斑应用相关的某些缺点和治疗风险。

通过使用具有与所采用的激光的波长相当的特征尺寸的光学特征(例如通过使用衍射光栅)，有可能利用量子力学效应，以允许对极大的靶区域同时施加极大量的激光光斑。由此类衍射光栅产生的单独光斑都具有与输入光束类似的光学几何，各光斑具有极小的功率变化。结果是具有足够辐照度的多个激光光斑同时在大的靶区域上产生无害但有效的治疗应用。本发明也考虑使用通过其它衍射光学元件生成的其它几何对象及图案。

经过掩模34的激光衍射，产生距离掩膜34一定距离的周期性图案，如图5中标记为36的激光束所示。因此将单个激光束30形成为数百或者甚至数千个单独的激光束36，以创建光斑或其它几何对象的所需图案。可使这些激光束36经过额外的透镜、准直仪等38和40，以传送激光束形成所需图案。此类额外的透镜、准直仪等38和40还可根据需要转换并重新定向激光束36。

通过控制光学掩膜34的形状、间距及图案可构造任意图案。该图案及照射光斑可依据光学工程领域中的专家的应用要求所需任意创建并修改。光刻技术(尤其在半导体制造领域中所开发的那些技术)可用以创建光斑或其它对象的同时的几何图案。

本发明可使用多个同时生成的治疗光束或光斑，例如几十个或甚至数百个，因为本发明的参数及方法创建治疗上有效但非破坏性的且非永久损伤的治疗。虽然可同时生成和创建数百甚至数千个激光光斑并形成为同时施加到组织的图案，但由于要求不使组织过热，因此对根据本发明可同时使用的治疗光斑或光束的数量受到限制。各单独激光束或光斑需要在串持续时间期间的最小平均功率以使有效。不过，同时，组织不能超过特定温升使不被损伤。例如，对于使用810nm波长激光，当使用0.04(4％)占空比以及0.3秒(300毫秒)的总串持续时间时，所生成并使用的同时光斑的数目可从只有1个到高达约100个。吸水率随着波长的增加而增加。对于较短的波长，例如577nm，激光功率可较低。例如，在577nm，为使本发明有效，可将功率降低4倍。相应地，当使用577nm波长激光时，可仅具有单个激光光斑或者高达约400个激光光斑，同时仍不损害或损伤组织。

通常，本发明的系统包含引导系统，以确保利用整个视网膜或视网膜的选定部分的视网膜光刺激进行完整且全面的视网膜治疗。可将由固定靶标、跟踪机构组成并与系统操作链接的固定/跟踪/登记系统纳入本发明。同步激光光斑的几何图案可按顺序偏移，从而实现表面的汇合和完全处理。

这可通过使用光学扫描机构50以受控的方式执行。图6和图7显示MEMS镜形式的光学扫描机构50，其具有基底52，所述基底具有电子致动控制器54和56，当向所述电子致动控制器施加及移除电时，所述电子致动控制器用以倾斜及移动镜子58。向控制器54和56施加电使镜子58移动，因而使在其上反射的激光光斑或其它几何对象的同时图案相应在患者的视网膜上移动。这可例如通过使用电子软件程序调节光学扫描机构50直至视网膜完全覆盖或者需要治疗的视网膜的至少部分被暴露于光疗而以自动的方式执行。所述光学扫描机构还可为小光束直径扫描振镜系统，或类似系统，例如由Thorlabs公司分销的系统。这样的系统能够以所需偏移模式扫描激光。

光斑的图案在每次照射被偏移，以与前一次照射之间形成时间间隔，从而允许散热并防止热损伤或组织损害的可能性。因此，如图8中所示，示例显示为16个光斑的网格的图案在每次照射被偏移，以使该激光光斑占据不同于先前照射的空间。应当理解，圆圈或空心点以及实心点的示意使用仅为示意目的，以说明依据本发明光斑图案对区域的先前及后续照射。激光光斑的间距防止使组织过热及损伤。应当理解，其发生直至整个待治疗靶组织已接收光疗，或者直至达成所需效果为止。这可例如通过向微加工镜施加静电力矩执行，如图6及图7中所示。通过结合使用被无照射区域隔开的小激光光斑(防止热积累)与每边具有大量光斑的网格，有可能比现有技术更快速地以短照射持续时间无损伤地且不可见地治疗大的靶区。

通过快速地且按顺序地重复光斑或几何对象的整个同时施加的网格阵列的重新定向或偏移，可快速实现靶的完整覆盖，而没有热组织损伤。依据激光参数及所需应用，可通过演算法确定此偏移，以确保最快治疗时间及因热组织导致的最小损伤风险。

而且，借助衍射光栅或掩膜中所采用的小孔，可观察到量子力学行为，其允许激光输入能量的任意分布。这将允许生成任意几何形状或图案，例如呈网格图案、线或任意其它所需图案的多个光斑。还可在本发明中使用生成几何形状或图案的其它方法，例如使用多个光纤或微透镜。通过使用几何形状或图案的同时投影所节省的时间，允许新颖尺寸的治疗区域，例如1.2cm²区域，以在单个临床环境或治疗会期中完成整个视网膜治疗。虽然生成和应用多个激光光束以同时创建相应的多个靶组织治疗光斑具有其优点，但应理解，本发明可仅利用单个治疗激光光束，其可控地移动到视网膜的所需治疗区域上。

现在请参照图9，替代使用小激光光斑的几何图案，本发明考虑使用其它几何对象或图案。例如，可创建通过连续或通过一系列间距紧密的光斑形成的单条激光线60。可使用偏移光学扫描机构在区域上方按顺序扫描该线，如图9中向下的箭头所示。

现在请参照图10，可旋转线60的相同几何对象，如箭头所示，从而创建圆形光疗场。不过，此方法的潜在负面影响是中心区域将被重复照射，且可能达到不可接受的温度。不过，通过增加照射之间的时间或在该线中形成空隙从而不照射中心区域可克服此缺点。

光生物学领域表明，通过将靶组织暴露于不同波长的激光可获得不同的生物效果。通过以可变的时间间隔以及/或者以不同的辐射能量按顺序地连续施加具有不同或相同波长的多个激光也可获得相同的效果。本发明预期同时或按顺序施加多个激光、光或辐射波长(或模式)，以最大化或定制所需治疗效果。此方法还最小化潜在有害作用。上面所示及所述的光学方法及系统提供多个波长的同时或按顺序应用。

图11示意性地显示将多个治疗光源与上述图案生成光学子组件耦接的系统。具体地说，此系统20’与上面图4中所述的系统20类似。在替代系统20’与较早说明的系统20之间的主要差别是包括多个激光控制台，其输出分别被输入光纤耦合器42中。各激光控制台可提供具有不同参数诸如不同波长的激光光束。所述光纤耦合器产生单个输出，所述输出被传递至如较早的系统中所述的激光投影仪光学装置24中。将多个激光控制台22耦合于单个光纤中是通过现有技术已知的光纤耦合器42实现。可获得用于组合多个光源的其它已知机构并可用其替代本文中所述的光纤耦合器。

在此系统20’中，多个光源22遵循较早系统20中所述的类似路径，也就是准直、衍射、重新准直，并引导至投影仪设备和/或组织。在此替代系统20’中，依据所经过的光的波长，衍射元件必须以不同于较早所述的方式作用，从而导致稍微变化的图案。所述变化与被衍射的光源的波长呈线性关系。一般来说，衍射角度的差异足够小，从而可沿相同的光学路径通过投影仪设备26引导不同的重叠图案至组织，以用于治疗。

由于所得图案针对各波长会稍微变化，实现完整覆盖的顺序偏移对于各波长将是不同的。此顺序偏移可以两种模式实施。在第一种模式中，同时施加所有波长的光，而没有相同的覆盖。使用针对所述多个波长的其中之一实现完整覆盖的偏移引导图案。因此，尽管所选波长的光实现组织的完整覆盖，但其它波长的施加获得不完整的或者重叠的组织覆盖。第二种模式按顺序施加具有合适的引导图案的变化的波长的各光源，以针对此特定波长实现组织的完整覆盖。此模式排除使用多个波长同时治疗的可能性，但允许所述光学方法针对各波长实现相同的覆盖。这避免针对任意光波长的不完整的或重叠的覆盖。

还可混合并匹配这些模式。例如，可同时施加两个波长，一个波长实现完整的覆盖且另一个实现不完整的或重叠的覆盖，接着按顺序施加第三波长并实现完整的覆盖。

图12示意显示发明系统20”的另一个替代实施例。此系统20”被配置为与图4中所示的系统20大致相同。主要差别在于包括被调谐至光源的特定波长的多个图案生成子组件通道。平行布置多个激光控制台22，各个激光控制台直接通向其自己的激光投影仪光学装置24。与上述类似，根据本发明，激光控制台22的操作参数和所得激光治疗光束的参数将被预先选择和固定，从而不会被医疗照护提供者或其他最终用户改变。一个或多个或者甚至各激光治疗光束的参数可彼此不同，但仍然是预先选择和固定的，从而不会被改变。

各通道44a、44b、44c的激光投影仪光学装置包括准直仪32、掩膜或衍射光栅34以及重新准直仪38、40，如上面关于图11所述──针对相应激光控制台22所生成的特定波长调谐整组光学装置。接着，将各组光学装置24的输出引导至分束器46，以与其它波长组合。本领域的普通技术人员已知，反向使用的分束器可用以将多个光束组合为单个输出。接着，引导来自最终分束器46c的组合通道输出穿过投影仪设备26。

在系统20”中，各通道的光学元件经调谐以针对该通道的波长产生精确的特定图案。因此，当将所有通道组合并适当对齐时，可使用单个引导图案以针对所有波长实现组织的完整覆盖。系统20”可使用与治疗中所使用的光波长一样多的通道44a、44b、44c等以及分束器46a、46b、46c等。

系统20”的实施可利用不同的对称性来减少对齐约束的数目。例如，所提出的网格图案在二维上是周期性的并沿二维引导以实现完整覆盖。因此，若各通道的图案与指定相同，则各通道的实际图案将不需要针对相同的引导图案对齐以针对所有波长实现完整覆盖。将仅需要光学对齐各通道，以实现有效的组合。

在系统20”中，各通道开始于光源22，其可来自如图案生成子组件的其它实施例中的光纤。将此光源22引导至光学组件24以准直、衍射、重新准直并引导至所述分束器，所述分束器将所述通道与主输出组合。

应当理解，图4至图12所示的激光光生成系统是示例性的。可使用其他设备和系统来生成SDM激光源，可使其操作性地经过投影仪设备。

所提出的使用电磁脉冲串的治疗与先前包含单个短的或持续的(长的)脉冲的治疗相比具有两个主要优点。首先，在所述串中的短的(较佳为亚秒级)单个脉冲激活细胞重置机制如HSP激活，其与在较长时间规模(分钟或小时)上操作的那些相比具有较大的反应速率常数。其次，治疗中的重复脉冲提供大的热峰值(10,000的量级)，其允许细胞的修复系统较快地克服将功能失调细胞状态与所需功能状态隔开的激活能障。可使用较低的施加平均功率及总施加能量来获得所需治疗目标，在这个意义下，最终结果是“降低的治疗阈值”。

当前的微脉冲二极管激光器中的功率限制要求相当长的照射持续时间。照射时间越长，向位于激光光斑的边缘的未被照射的组织的中心-光斑散热能力越重要。因此，810nm二极管激光器的微脉冲激光光束应当具有500毫秒或更小的照射包络持续时间，并较佳地约300毫秒。当然，若微脉冲二极管激光器变为更大功率，则应当相应减少照射持续时间。

除功率限制以外，本发明的另一个参数是占空比，或微脉冲串的频率，或连续脉冲之间的热弛豫时间的长度。已发现，使用经调节以输送在类似MPE水平的类似辐照度的微脉冲激光的10％占空比或更高占空比显著增加致死性细胞损伤的风险。不过，小于10％以及较佳地5％或更小的占空比表明在用以刺激生物响应的MPE细胞水平的足够的热升及治疗，但保持低于预期产生致死性细胞损伤的水平。不过，占空比越低，照射包络持续时间增加，且在一些情况下可超过500毫秒。

各微脉冲持续几分之一毫秒，持续时间通常在50微秒至100微秒之间。因此，对于300至500毫秒的照射包络持续时间，且小于5％的占空比，在微脉冲之间有大量时间以允许连续脉冲之间的热弛豫时间。通常，在连续脉冲之间需要在1与3毫秒之间的热弛豫时间延迟，较佳地约2毫秒。对于充足的治疗，细胞通常受到在50至200次之间的照射或撞击，且较佳地在每个位置在75至150次之间，且在具有1至3毫秒的弛豫或时间间隔的情况下，依据上述实施方案治疗暴露于激光光斑的给定区域的总时间通常小於1秒，諸如平均在100毫秒与600毫秒之间。热弛豫时间是需要的，以免使在该位置或光斑内的细胞过热，并防止细胞受到损伤或破坏。

相邻的照射区域必须至少隔开预定的最小距离，以避免热组织损伤。距紧邻的先前治疗位置或区域，这种距离为至少0.5的直径，且更优选为在1至2的直径之间。这种间距与先前照射区域中实际治疗的位置有关。本发明可预期，相对较大的区域实际上可包括其中被偏移的多个照射区域。

尽管本发明被描述为与微脉冲激光器结合使用，但理论上可有潜力地使用连续波激光器来代替微脉冲激光器。然而，对于连续波激光器而言，当激光从一个位置移动到另一个位置时，存在过热的问题，因为激光不会停止，且治疗区域之间可能存在热泄漏和过热。因此，虽然理论上可使用连续波激光器，但它在实践中并不理想，且优选为微脉冲激光器。

如上所述，向靶组织施加能量的受控方式旨在提高靶组织的温度，以治疗性地治疗靶组织而不破坏或永久损伤靶组织。据信，这种加热会激活HSP，且热激活的HSP可将患病组织重置为健康状态，例如通过去除和/或修复受损蛋白质。发明人认为，将这种HSP激活最大化可改善对靶组织的治疗效果。因此，了解HSP和HSP系统种类的行为和激活、它们的生成和激活、激活HSP的温度范围以及HSP激活或生成和失活的时间范围可用于优化生物靶组织的热处理。

如上所述，靶组织被脉冲能量加热较短的时间段，例如十秒或更短，并且通常小于一秒，例如在100毫秒和600毫秒之间。能量实际施加到靶组织的时间通常远小于此，以便提供热弛豫的时间间隔，使得靶组织不会过热并被损伤或破坏。例如，如上所述，激光脉冲可保持于微秒级，并具有几毫秒的松弛时间间隔。

因此，请理解，对本发明而言，HSP的亚秒级行为可为重要的。SDM中HSP的热激活通常由相关的Arrhenius积分描述，

Ω＝∫dt A exp[-E/k_BT(t)] [1]

其中，积分是治疗时间的积分，以及

A是HSP激活的Arrhenius速率常数，

E是激活能，

T(t)是RPE薄层的温度，包括激光引起的温升。

激光引起的温升——以及因此激活的Arrhenius积分——取决于治疗参数(例如，激光功率、占空比、总串持续时间)和RPE属性(例如，吸收系数、HSP密度)这两者。临床发现，当Arrhenius积分达到等级一(unity)时，可获得有效的SDM治疗。

Arrhenius积分形式仅考虑正向反应，即仅考虑HSP激活反应：其不考虑任何逆向反应，于其中，激活的HSP返回到其失活状态。对于SDM治疗的典型亚秒级持续时间来说，此似乎已为足够。然而，对于较长的时间段(例如一分钟或更久)，这种形式并非好的近似值：在这些较长的时间内，发生一系列反应，导致有效HSP激活率更小。这是在本发明公开所提出的SDM应用之间的分钟左右时间间隔的情况。

在已发表的文献中，细胞中热休克蛋白(HSP)在较长时间内的产生和破坏通常由9至13个联立质量平衡微分方程式(simultaneous mass-balance differentialequations)来描述，这些方程式描述了HSP分子的生命周期中涉及的各种分子种类的行为。这些联立方程式通常由计算机求解，以显示温度突然升高后热休克蛋白和其他种类的及时行为。

这些方程式都是基于参与HSP活性的各种分子物质的反应的守恒方程式。为了描述HSP在重复应用SDM之间的分钟左右时间间隔内的行为，我们将使用M.Rybinski,Z.Szymanska,S.Lasota,A.Gambin(2013)Modeling the efficacy of hyperthermiatreatment.Journalof the Royal Society Interface 10,No.88,20130527(Rybinskietal(2013))中描述的方程式。Rybinski等人(2013)所考虑的物质如表1所示。

表1.在Rybinskietal(2013)中描述的HSP系统物质：

HSP 无处不在的热休克蛋白，分子量为70Da(游离、激活状态)

HSF 不具有DNA结合能力的热休克(转录)因子

HSF₃ (三聚体)热休克因子，能够与DNA结合，由HSF形成

HSE 热休克元件，当结合至HSF₃时，启动HSP转录的DNA位点

mRNA 用于产生HSP的信使RNA分子

S 与HSP结合的底物：受损的蛋白质

P 正确折叠的蛋白质

HSP.HSF 与HSF结合的HSP复合物(未激活的HSP)

HSF₃.HSE 与HSE结合的HSF₃复合物，可诱导转录并创建新颖HSP mRNA分子

HSP.S 附着在受损蛋白质上的HSP复合物(HSP主动修复蛋白质)

这10个物质耦合的联立质量守恒方程式(coupled simultaneousmassconservation equation)总结如以下方程式[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，[]表示括号内量的细胞浓度。对于Rybinski等人(2013)而言，平衡温度为310K时的初始浓度如表2.0所示。

表2.任意单位的典型细胞在310K的物质初始值[Rybinski等人(2013)]。Rybinski等人为了计算方便而选择任意单位：使感兴趣的量在0.01至10的范围内。

[HSP(0)] 0.308649

[HSF(0)] 0.150836

[S(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

Rybinski等人(2013)的速率常数如表3所示。

表3.Rybinski等人(2013)的速率常数，给出上表中任意浓度单位的速率(以min^-1为单位)。

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

表2的初始浓度值和表3的速率常数是由Rybinski等人(2013)所确定，以对应于当温度在数分钟(例如350)升高5℃等级时HSP系统整体行为的实验数据。

请注意，HSP的初始浓度为细胞中蛋白质总数的100x0.308649/(8.76023+0.113457+1.12631)}＝3.09％。

尽管Rybinski等人在T＝310+5+315K使用表3的速率常数，但在其他温度可能也存在非常相似的速率常数。在这方面，对于大范围的参数来说，模拟的定性行为是相似的。为了方便起见，我们假设表3中的速率常数值是平衡温度T＝310K的值的良好近似值。

在图13中显示350分钟中Rybinski等人的细胞中不同组分的行为，针对t＝0时温度从环境310K突然升高5K的情况。

请继续参照图13，显示了HSP细胞系统组件在温度从37℃突然升高到42℃后350分钟内的行为。

这里，组分的浓度以计算方便的任意单位表示。S表示尚未受HSP影响的变性或受损蛋白质；HSP表示游离(激活)热休克蛋白；HSP:S表示激活的HSP，附着在受损蛋白质上并进行修复；HSP:HSF表示附着在热休克因子单体上的(无活性)HSP；HSF表示热休克因子单体；HSF₃表示热休克因子的三聚体，可穿透核膜与DNA分子上的热休克元件相互作用；HSE:HSF₃表示附着至DNA分子上的热休克元件的热休克因子三聚体，启动新mRNA分子的转录；mRNA表示由HSE:HSF₃产生的信使RNA分子，其导致细胞的细胞质中产生新(激活的)HSP分子。

图13显示，最初激活的HSP的浓度是隔离在细胞质中的HSPHSF分子中的HSP释放的结果，直到温度升高发生后60分钟才通过mRNA从细胞核产生新HSP。图13还显示，激活的HSP非常快速地附着到受损的蛋白质上，以开始其修复工作。对于所描述的细胞，温度的突然升高也会导致受损蛋白质浓度暂时升高，受损蛋白质浓度的峰值发生在温度升高后约30分钟。

图13显示Rybinski等人的方程式对10个不同物质在350分钟内变化的预测。然而，本发明所关注的SDM应用是关于在任意单个视网膜位点的两次SDM应用之间更短的O(分钟)时间间隔内物质的变化。应当理解，SDM的优选实施方案以激光处理形式进行分析和描述，但它也适用于其他能量源。

现在请参照图14A至图14H，使用Rybinski等人(2013)的方程式以及如表2和表3所示的初始值和速率常数，显示HSP细胞系统组件在温度从37℃突然增加到42℃之后的第一分钟期间的行为。横坐标显示以分钟为单位的时间，且纵坐标显示与图15中相同的任意单位的浓度。

图15显示HSP的核源在1分钟期间实际上没有发挥任何作用，并且细胞质中新HSP的主要来源来自于HSPHSF分子库中隔离的HSP的释放。它还表明，新激活的HSP的很大一部分会附着在受损的蛋白质上，开始修复过程。

表2中的初始浓度不是物质的平衡值，即，它们没有给出d[...]/dt＝0，如图13和14中的曲线所示。给出与表3的速率常数相对应的d[...]/dt＝0的平衡值者，被发现是表4中列出的平衡值。

表4.任意单位的物质平衡值[Rybinski等人(2013)]对应于表3的速率常数。任意单位是Rybinski等人为了计算方便而选择的单位：使感兴趣的量在0.01至10的范围内。

[HSP(平衡)] 0.315343

[HSF(平衡)] 0.255145

[S(平衡)] 0.542375

[HSPHSF(平衡)] 1.982248

[HSPS(平衡)] 5.05777

[HSF₃(平衡)] 0.210688

[HSE(平衡)] 0.206488

[HSF₃HSE(平衡)] 0.643504

[mRNA(平衡)] 0.1171274

[P(平衡)] 4.39986

请注意，HSP的平衡浓度是细胞中存在的蛋白质总数的100倍{0.315343/(4.39986+5.05777+0.542375)}＝3.15％。这与其他研究人员发现的蛋白质总数相当，但少于预期的5％至10％。然而，我们并没有尝试向上调整百分比，期望一般行为不会发生明显改变，像其他研究人员所指出的那样。

发明人发现，对靶组织的第一次治疗，可通过在一段时间内向靶组织重复施加脉冲能量(例如，SDM)来执行，从而可控制地升高靶组织的温度，以对靶组织进行治疗性治疗，而不破坏或永久损伤靶组织。“治疗”包括在给定时间段内向靶组织施加脉冲能量的总数，例如在短时间内(例如小于十秒的时间段，并且更典型地小于一秒的时间段，诸如100毫秒至600毫秒)向靶组织施加数十甚至数百次光或其他能量。这种“治疗”可控制地升高靶组织的温度，以激活热休克蛋白和相关成分。

然而，已经发现，如果停止向靶组织施加脉冲能量一段时间间隔，例如超过包括“第一治疗”的第一时间段的时间间隔，其可包括数秒至数分钟，例如三秒至三分钟或更优选十秒至九十秒，然后在单次治疗会期或就诊期间内的时间间隔之后对靶组织进行第二次治疗，其中，第二次治疗还需要反复向靶组织重新施加脉冲能量，从而可控制地升高靶组织的温度，以治疗靶组织，而不会破坏或永久损伤靶组织，靶组织细胞中激活的HSP和相关组分的量增加，从而更有效的对生物组织进行整体治疗。换句话说，第一次治疗创建靶组织的热休克蛋白激活量级，且第二次治疗将靶组织中的热休克蛋白激活量级提高至高于由于第一次治疗的水平的量级。因此，在单次治疗会期或就诊期间，对患者的靶组织进行多次治疗，只要在不超过数分钟但足够长的时间间隔后进行第二次或额外治疗，以允许温度弛豫，从而不会损伤或破坏靶组织，即可增强生物组织的整体治疗。

此技术在本文中可称作“阶梯式(stair-stepping)”，因为激活的HSP产生的量级随着相同就诊治疗会期内的后续治疗或治疗而增加。这种“阶梯式”技术可通过亚秒级现象的Arrhenius积分方法与Rybinski等人(2013)SDM或其他脉冲能量亚秒级重复应用之间的治疗时间间隔的组合来描述。

对于本发明公开中提出的阶梯式SDM(重复SDM应用)，与图13中描绘的情况存在一些重要区别：

SDM可预防性地应用于健康细胞，但SDM通常会应用于患病细胞。在这种情况下，受损蛋白质[S(0)]的初始浓度可大于表4中给出的浓度。假设定性行为不会改变，我们不会尝试解释这一点。

单个SDM应用的持续时间仅为亚秒级，而非图13所示的分钟。Rybinski等人的速率常数比Arrhenius常数更小：后者给出亚秒级持续时间的等级一(unity)的Arrhenius积分，而Rybinski等人的速率常数太小而无法做到这一点。这是当感兴趣的时间尺度不同时所存在的不同有效速率常数的例子：Rybinski等人的速率常数适用于数分钟内发生的现象，而Arrhenius速率常数适用于亚秒级现象。

因此，为了分析为提高SDM功效而提出的阶梯式SDM技术中会发生的情况，我们应将结合适用于亚秒级现象的Arrhenius积分处理与适用于在重复SDM应用之间的分钟级间隔中发生的现象的Rybinski等人(2013)处理：

Arrhenius积分形式描述的SDM亚秒级应用

Rybinski等人(2013)方程式描述的SDM应用之间的O(分钟)时间间隔

具体来说，我们考虑SDM的两次连续应用，各SDM微脉冲串具有亚秒级持续时间。

·对于短的亚秒级时间尺度，我们假设作为激活(游离)HSP来源的未激活HSP均包含在细胞质中的HSPHSF分子中。因此，第一次SDM应用是为了减少初始HSPHSF分子群中未激活的HSP的细胞质库

[HSPHSF(平衡)]至[HSPHSF(平衡)]exp[-Ω]，

·且为了增加初始HSP分子群

[HSP(平衡)]至[HSP(平衡)]+[HSPHSF(平衡)](1-exp[-Ω])

·以及为了增加初始HSF分子群

[HSF(平衡)]至[HSF(平衡)]+[HSPHSF(平衡)](1-exp[-Ω])

·在第一次SDM应用后，假定所有其他物质的平衡浓度保持不变

·接着使用Rybinski等人的方程式，计算[HSP]和[HSPHSF]在第一次SDM应用和第二次SDM应用之间的时间间隔内会发生什么情况，HSP、HSF和HSPHSF在第一次SDM应用后的初始值为：/>

[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]

·对于时间间隔之后的第二次SDM应用，SDM之后的[HSP]、[HSF]和{HSPHSF]的值将被视为

和

其中，和[HSPHSF(t)]是根据Rybinski等人(2013)方程式在时间/>确定的值。

·我们目前的兴趣是将[HSP[SDM2]]与[HSP[SDM1)]进行比较，以查看第一次SDM应用之后在时间间隔的重复应用SDM是否导致细胞质中更多的激活(游离)HSP。比率

提供从第一次SDM应用在时间间隔后重复SDM应用的HSP激活程度改善的直接测量。

HSP和HSPHSF浓度在SDM应用之间的时间间隔t内可能会有极大差异。

图15A和图15B显示，当SDM Arrhenius积分Ω＝1且平衡浓度如表4所给出者，在SDM应用之间的时间间隔分钟期间，细胞质储库[HSPHSF]中激活浓度[HSP]和未激活HSP的变化。

虽然此处仅经单次重复(single repetition)(一个步骤)治疗，但显然可重复所述过程以提供多次阶梯事件，作为提高SDM或其他涉及组织HSP激活的治疗方法的功效的手段。

以下实施例和结果显示在两次不同治疗之间，改变Arrhenius积分Ω和时间间隔的大小的影响。

以下介绍使用上述过程产生的九个实施例。所有实施例均由两次SDM治疗组成的治疗，第二次治疗发生在第一次治疗之后的时间它们探讨了：

·在SDM治疗中不同大小的Arrhenius积分Ω的影响[考虑三个不同的Ω：Ω＝0.2、0.5和1.0]

·在两次SDM治疗之间不同时间间隔的影响[考虑三个不同的

如上所述，激活Arrhenius积分Ω取决于治疗参数(例如，激光功率、占空比、总串持续时间)和RPE属性(例如，吸收系数、HSP密度)二者。

下表5显示，当在两次SDM治疗之间的时间间隔分钟时，不同Ω(Ω＝0.2、0.5、1)对细胞的HSP含量的影响。如表4所示，此处取细胞具有Rybinski等人(2013)所涉及的10种物质的平衡浓度。

表5显示了四种HSP浓度(采用Rybinski等人的任意单位)，各浓度对应于四个不同的时间：

·在第一次SDM治疗前：[HSP(平衡)]

·在第一次SDM应用后立即：[HSP(SDM1)]

·在第一次SDM治疗后的时间间隔结束时：/>

·在的第二次SDM治疗后立即：[HSP(SDM2)]

·还显示单次治疗的改善因子：β＝[HSP(SDM2)]/[HSP(SDM1)]

表5.刚才在文中描述的四个时间的HSP浓度：当经由分钟＝15秒隔开治疗时，针对细胞上两次SDM应用改变SDMΩ的影响。

表6与表5相同，不同之处在于SDM治疗之间的时间间隔分钟＝30秒。

表6.文中描述的四个时间的HSP浓度：当治疗时间间隔分钟＝30秒时，针对细胞上两次SDM治疗改变SDMΩ的影响。

表7与表5和表6相同，不同之处在治疗经由一分钟或六十秒隔开。

表7.刚才在文中描述的四个时间的HSP浓度：当治疗时间间隔＝1分钟＝60秒时，改变两次SDM治疗的SDMΩ对正常(健康)细胞的影响。

表5至表7显示：

·SDM的第一次治疗经由巨大因子在所有三个Ω增加[HSP]，尽管Ω越大，增加幅度越大。表中没有明确显示，但[HSP]的增加是以牺牲隔离(未激活)HSP的细胞质库为代价的：

[HSPHSF(SDM1)]比[HSPHSF(平衡)]更小

·在两次SDM治疗之间，时间间隔中的[HSP]明显下降，/>越大，下降幅度越大。(如图15和在时间间隔/>期间的[HSPS]所示，[HSP]的下降伴随着[HSPHSF]的增加，表明未激活的HSP的细胞质库的快速补充和HSP对受损蛋白质的快速附着。)

·在不到60秒的时间里，针对两次SDM治疗的细胞质中激活(游离)HSP的数量比起单次治疗有所改善。

·随着变小而增加改善。

·然而，在变为60秒时，比率β＝[HSP(SDM2)]/[HSP(SDM1)]变为小于一(unity)，表明与单次SDM治疗相比，两次SDM治疗没有改善，尽管此结果可因能量源参数和所治疗组织类型而异。

秒的改善越大，SDM Arrhenius积分Ω越小。

针对SDM Arrhenius积分Ω的三个值，以及针对时间间隔秒、30秒和60秒的三个值，改善率β＝[HSP(SDM2)]/[HSP(SDM1)]相对在SDM治疗之间的时间间隔/>(以秒计)，改善率β＝[HSP(SDM2)]/[HSP(SDM1)]的结果总结于图16中。最上面的曲线为Ω＝0.2；中间的曲线为Ω＝0.5；底部曲线为Ω＝1.0时的曲线。这些结果是针对表3的Rybinski等人(2013)速率常数和表4的平衡物质浓度。

应当理解，表5至表7和图16的结果是针对表3的Rybinski等人(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与这些值不同，因此表5至表7和图16中的数值结果应视为具代表性而非绝对值。但预计它们不会有显着差异。因此，对单个靶组织位置或区域上进行多次会期内(intra-sessional)治疗(例如，在第一次治疗的三秒至三分钟、优选十秒至九十秒的任意时间间隔后，对单个视网膜位点进行第二次治疗和随后的治疗)，应增加HSP和相关成分的激活，从而提高靶组织整体治疗的功效。所致“阶梯式”效应实现数量逐渐增加的经激活的热休克蛋白，加强治疗的疗效。然而，如果第一次治疗和后续治疗之间的时间间隔太大，“阶梯式”效果则会减弱或无法实现。

当治疗参数或组织特征使得用于激活的相关联Arrhenius积分为低的，且当重复应用之间的时间间隔为小的，例如小于九十秒，并且优选小于一分钟时，本发明的技术格外有用。因此，这类多次治疗必须在同一个治疗会期中进行，例如在单次就诊中，其中，治疗之间的区别可为具有空窗的时间间隔，从而实现本发明的技术的益处。

尽管出于说明目的详细描述了数个实施方案，但可作各种修改而不背离本发明的范围和精神。因此，除所附权利要求外，本发明不受限制。

Claims

1.一种视网膜光疗或光刺激系统，包括：

激光控制台，生成至少一个脉冲治疗光束，所述至少一个治疗光束具有波长、功率、脉冲串持续时间和占空比的参数，以光刺激或治疗视网膜靶组织，同时不会永久损伤所述视网膜靶组织，其中，所述至少一个治疗光束的所述参数是被固定的，从而不会被医疗提供者改变；

投影仪或相机，用于将所述至少一个治疗光束投射至视网膜的至少一部分上；以及

扫描机构，用于将所述至少一个治疗光束可控制地引导至所述视网膜的治疗区域。

2.根据权利要求1所述的系统，其中，所述至少一个治疗光束刺激所述靶组织中的热休克蛋白激活。

3.根据权利要求1所述的系统，其中，所述至少一个治疗光束将靶组织温度提高至所需量级，同时在一段时间内将所述靶组织的平均温升保持于或低于预定量级，从而不会永久损伤所述靶组织。

4.根据权利要求2所述的系统，其中，所述至少一个治疗光束将靶组织温度升高至不大于摄氏十一度，以获得治疗性或预防性效果，其中，所述靶组织在数分钟内的平均温升保持于或低于预定量级，从而不会永久损伤所述靶组织。

5.根据权利要求4所述的系统，其中，至少在向所述靶组织施加所述脉冲能量源期间，所述至少一个治疗光束将所述靶组织温度升高至摄氏六度至摄氏十一度之间，同时，在数分钟期间，将所述靶组织的平均温升保持于或低于摄氏一度。

6.根据权利要求5所述的系统，其中，在六分钟时长期间，所述靶组织的平均温升被保持于或低于摄氏一度。

7.根据权利要求1所述的系统，其中，所述至少一个治疗光束被施加至多个靶组织区域，以及其中，相邻的靶组织区域被隔开，以避免热组织损伤。

8.根据权利要求1所述的系统，其中，所述至少一个治疗光束具有在530nm至1300nm之间的波长、小于10％的占空比、以及在0.1至0.6秒之间的脉冲串持续时间。

9.根据权利要求8所述的系统，其中，所述至少一个治疗光束具有在750nm与850nm之间的波长、在2％与5％之间的占空比、以及在0.15与0.5秒之间的脉冲串持续时间。

10.根据权利要求1所述的系统，其中，所述激光控制台具有在0.5至3.0瓦之间的功率输出。

11.根据权利要求1所述的系统，其中，所述至少一个治疗光束在所述视网膜上创建具有100至1,000微米的尺寸的治疗光斑。

12.一种视网膜光疗或光刺激系统，包括：

扫描机构，用于将所述至少一个治疗光束可控制地引导至所述视网膜的治疗区域；

其中，所述至少一个治疗光束将靶组织温度升高至摄氏六度至摄氏度十一之间，以刺激所述靶组织中的热休克蛋白激活并获得治疗性或预防性效果；以及

其中，所述靶组织在数分钟期间的平均温升在六分钟时长期间被保持于或低于摄氏一度，从而不会永久损伤所述靶组织。

13.根据权利要求12所述的系统，其中，所述至少一个治疗光束被施加至多个靶组织区域，以及其中，相邻的靶组织区域被隔开，以避免热组织损伤。

14.根据权利要求12所述的系统，其中，所述至少一个治疗光束具有在530nm至1300nm之间的波长、小于10％的占空比、以及在0.1至0.6秒之间的脉冲串持续时间。

15.根据权利要求14所述的系统，其中，所述至少一个治疗光束具有在750nm与850nm之间的波长、在2％与5％之间的占空比、以及在0.15与0.5秒之间的脉冲串持续时间。

16.根据权利要求12所述的系统，其中，所述激光控制台具有在0.5至3.0瓦之间的功率输出。

17.根据权利要求12所述的系统，其中，所述至少一个治疗光束在所述视网膜上创建具有100至1,000微米的尺寸的治疗光斑。

18.一种视网膜光疗或光刺激系统，包括：

其中，所述至少一个治疗光束具有在530nm至1300nm之间的波长、小于10％的占空比、以及在0.1至0.6秒之间的脉冲串持续时间；

其中，所述至少一个治疗光束在所述视网膜上创建具有100至1,000微米的尺寸的治疗光斑；

其中，所述至少一个治疗光束被施加至多个靶组织区域，以及其中，相邻的靶组织区域被隔开，以避免热组织损伤。

19.根据权利要求18所述的系统，其中，所述至少一个治疗光束具有在750nm与850nm之间的波长、在2％与5％之间的占空比、以及在0.15与0.5秒之间的脉冲串持续时间，并且所述激光控制台具有在0.5至3.0瓦之间的功率输出。

20.根据权利要求18所述的系统，其中，所述至少一个治疗光束将靶组织温度升高至摄氏六度至摄氏度十一之间，以刺激所述靶组织中的热休克蛋白激活并获得治疗性或预防性效果；以及其中，所述靶组织在数分钟期间的平均温升在六分钟时长期间被保持于或低于摄氏一度，从而不会永久损伤所述靶组织。