基于RPE黑色素水平的确定来安全提供视网膜光疗的方法与流程

基于rpe黑色素水平的确定来安全提供视网膜光疗的方法
技术领域
1.本发明通常涉及用于安全提供视网膜光疗的方法。更具体地，本发明涉及通过基于确定视网膜色素上皮(retinal pigment epithelium；rpe)的高黑色素含量调节视网膜光疗的治疗参数来安全提供视网膜光疗的方法。


背景技术：

2.黄斑色素对于眼睛健康的重要性促进了对用于测量其在视网膜中的密度或浓度的方法的开发及兴趣。然而，先前的系统及方法要么基于不常用的设备，要么是耗时的，要么是复杂而昂贵的。
3.现在请参照图1，其显示眼睛(通常由附图标记10表示)的示意视图。眼睛10包括角膜12，其为眼睛的透明前部，覆盖虹膜及瞳孔14，瞳孔是位于虹膜的中心的尺寸可变的黑色圆形或缝状开口，以调节进入眼睛的光量。晶状体16是位于眼睛中的透明双凸结构，它与角膜12一起帮助折射光，使其聚焦于视网膜18上。视网膜是排列在眼球的后部的一层薄的神经细胞，其撷取光线并将该光线转换成用于大脑的电性信号。它有许多血管20滋养它。中心凹及黄斑区(由附图标记22表示)是用于色觉及精细视觉的眼睛的一部分。视网膜色素上皮(rpe)24是位于神经感觉的视网膜18外部的色素细胞层，其滋养视网膜视觉细胞。它牢固地附着至下方脉络膜26上，脉络膜是排列于视网膜18与巩膜之间的眼睛10的血管层。脉络膜26为视网膜18的外层提供氧及营养。
4.许多眼部疾病与视网膜有关，已开发了方法来治疗此类疾病及状况。一些形式的光疗(例如光刺激及光凝)依赖于视网膜组织的加热来产生它们的治疗效果。过度加热可能损伤甚至破坏视网膜组织，这在一些治疗方法中是有意的，但在其它治疗方法中是要避免的。已发现，异常的色素沉着水平(尤其是rpe内的黑色素水平或浓度)在此类治疗期间可能引起非预期的且过量的热，并潜在损伤视网膜组织。
5.眼睛中的黑色素具有尚未完全了解的许多重要功能。眼睛中的黑色素通过吸收有害的紫外辐射来为眼睛提供保护。黑色素通过将杂散光散射远离视杆细胞及视锥细胞并吸收自眼睛的后部反射的光来提高视力。黑色素还充当抗氧化剂，以预防视网膜疾病，例如年龄相关黄斑变性。
6.这些特性中许多是由黑色素的吸收光谱非常宽广的事实导致的。在此方面，它在色素中是独一无二的。针对此独特的行为已提出了许多机制。例如，将宽带吸收归因于化学不均匀性、非晶半导体，以及散射。不过，已证明，散射损耗仅占宽带衰减的百分之几。化学不均匀性及非晶态半导体假说也存在问题。一些人提出了聚合物电荷跳跃。另一些人指出了水合以及将自由基引入黑色素的重要性。还有人认为黑色素激子可能在其宽带吸收中起作用。关于可解释所有的黑色素的电性及光学特性的任何特定解释，似乎没有普遍的共识。
7.如上所述，眼睛内的黑色素发挥许多重要功能。查明确定眼睛内的黑色素水平或浓度可能是重要的。例如，眼部疾病的光疗激光治疗可基于在rpe中诱发温度升高，从而激活眼睛的自然修复机制。在近红外中，这由rpe中的黑色素吸收红外辐射导致。位于rpe后面
的脉络膜中也存在大量的黑色素，但由于在相对较短的治疗时间期间缺乏向rpe的扩散型热传递，并且由于脉络膜中的血管与脉络膜毛细血管的对流冷却，脉络膜黑色素的吸收在提高rpe的温度方面不发挥重要作用。
8.在眼部疾病的激光真实亚阈值损伤光疗治疗中(避免视网膜损伤)，只要温升不超过10℃的量级，激光治疗就是有效的。此温升限制决定在治疗时间期间可由rpe吸收的最大激光能量。不过，一个可能的问题是，对于适合大多数患者的激光功率，若患者的rpe黑色素含量或浓度异常过大，则温升可能超过损伤阈值。
9.因此，持续需要一种简单且相对廉价的方法来确定眼睛内(尤其是眼睛的rpe内)的黑色素水平或浓度，从而可根据需要调节视网膜光疗治疗的一个或多个治疗参数，以避免损伤在rpe中具有异常大的黑色素含量或浓度的患者的眼睛。本发明满足这些需要并提供其它相关的优点。


技术实现要素：

10.本发明涉及在眼睛的rpe中的黑色素含量或浓度异常过量的情况下，通过调节视网膜光疗的一个或多个治疗参数来安全提供视网膜光疗的方法。
11.通过将近红外光束施加于眼睛的视网膜生成干涉信号或图案。较佳地，该光束具有在600纳米与1000纳米之间的波长以及3至10微米的量级的深度分辨率。该光束被分成参考光束以及施加于该眼睛的该视网膜的该视网膜色素上皮的样本光束。
12.检测该干涉信号或图案。可包括使用光检测器检测自该视网膜反射的光。可使用光学相干断层扫描装置将该光束施加于该视网膜并检测该干涉信号或图案。
13.利用所检测的干涉信号或图案确定该眼睛的该视网膜的该视网膜色素上皮内的黑色素水平或浓度是否高于正常水平或浓度。这可通过计算异常视网膜色素上皮黑色素与正常视网膜色素上皮黑色素密度之比来执行。这可依据以下方程的计算：[{nσ
s
+μ
backscat
}
rpe
/{2n(σ
s
+σ
a
)+2μ
backscat
}
rpe
}]乘以[1
‑
exp[
‑
2w{n(σ
s
+σ
a
)+μ
backscat
}
rpe
]]，其中，n是吸收及散射该光束的黑色素聚集体的数密度；σ
s
表示用于后向散射的黑色素聚集体的剖面；σ
a
表示用于吸收的黑色素聚集体的剖面；以及μ
backscat
是该视网膜的结构基质的后向散射系数。
[0014]
若该眼睛的该视网膜色素上皮中的该黑色素水平或浓度超出该正常水平或浓度一预定量，则调节该视网膜光疗的一个或多个治疗参数。当干涉信号或图案的变化为百分之十或更大时，可调节该一个或多个治疗参数。当该视网膜色素上皮中的该黑色素水平或浓度大于该正常水平或浓度至少三倍时，可调节该一个或多个治疗参数。
[0015]
所述调节步骤包括调节治疗光束的视网膜光斑尺寸、该治疗光束的脉冲列持续时间、该治疗光束的占空比，或该治疗光束的功率的至少其中之一。例如，可增加该治疗光束的视网膜光斑尺寸。作为替代或附加，可降低治疗光束的脉冲列持续时间。作为替代或附加，可降低治疗光束的占空比。作为替代或附加，可降低该治疗光束的功率。
[0016]
当该眼睛的该视网膜色素上皮中的该黑色素浓度超出该预定量时，可自动调节该视网膜治疗系统的该一个或多个治疗参数。可提供关于该视网膜治疗参数的其中一个或多个已被自动调节的通知。
[0017]
从下面结合示例说明本发明的原理的附图所作的详细说明，本发明的其它特征及优点将变得更加清楚。
附图说明
[0018]
附图示例说明本发明。在这些附图中：
[0019]
图1显示眼睛的示意视图；
[0020]
图2显示依据本发明用于确定眼睛的rpe内的黑色素水平的系统的示意视图；
[0021]
图3显示依据本发明所使用的oct系统的示意视图；
[0022]
图4显示使用oct装置的眼睛的视网膜层的图像；
[0023]
图5显示主要眼色素的吸收的波长依赖图；
[0024]
图6显示在较窄波长范围中的主要眼色素的吸收的波长依赖图；
[0025]
图7显示真黑素的吸收率与波长的关系图；
[0026]
图8显示普通浓度下通过rpe黑色素的双向传输图；
[0027]
图9显示在不同波长的rpe黑色素传输的变化图；
[0028]
图10显示表示rpe黑素体密度与正常密度之比的oct信号中的百分比变化图；
[0029]
图11显示相较脉冲光疗的脉冲列持续时间，可能发生损伤的异常rpe黑色素含量与正常rpe黑色素含量的损伤比图；以及
[0030]
图12是与图11类似的图形，显示在200毫秒至500毫秒的光疗脉冲列持续时间的范围内的损伤比。
具体实施方式
[0031]
出于示例说明的目的，本发明涉及用于通过确定眼睛内(尤其是眼睛的视网膜色素上皮(rpe)内)的黑色素浓度来安全提供视网膜光疗的方法。确定眼睛的rpe内的黑色素浓度对于确定眼部疾病的治疗可能是重要的。例如，若一个人在rpe内具有异常高的黑色素浓度或水平，这可能在使用光源(例如红外或近红外激光光束，例如用于视网膜光疗如光凝或光刺激中的光束，在该光疗中，加热组织作为治疗过程的部分)治疗眼睛(尤其是视网膜)时引起非预期的抬升加热，并因此造成组织破坏。确定rpe内的黑色素水平或浓度常常是重要的，因为在光凝或光刺激治疗期间，当视网膜被暴露于光源时，这一层可能引起过度加热及损伤。
[0032]
眼睛中的黑色素主要为真黑素，其单体具有化学式c
18
h
10
n2o4，以及318.283的分子量，密度为1.7g/cc，折射率为1.772。在rpe中，黑色素被包含于蛋白质编码的细胞器中，称作黑素体(melanosomes)。在黑素体内部，尺寸小于10埃的黑色素单体结合形成聚集体。该些聚集体具有几十埃的尺寸，并由共价键合单体的叠片组成，该些片具有3.4埃的间隔。这些片由较弱的π
‑
π键合力固定在一起。
[0033]
rpe中的黑色素来自神经外胚层。在rpe中，黑素体主要位于rpe细胞的顶端区域中，呈细长形，具有与顶端对齐的长尺寸，以与视杆细胞及视锥细胞紧密接触。所有外来rpe黑素体的典型宽度为250
‑
500纳米，典型长度为640
‑
800纳米。典型的黑素体体积为6.5x10
‑
14
立方厘米。黑色素在rpe黑素体中密集堆积，单体的黑色素密度为1.7g/cc。
[0034]
在rpe中，依据上述数字，黑色素的数密度为3.38x10
18
cm
‑3，质量密度为1.8x10
‑3g/cc，并且由于黑色素被全部包含于黑素体中，因此，rpe中的黑素体的相应数密度为10x10
10
cm
‑3。这给出rpe中的黑素体之间的线性间隔为3.68微米。
[0035]
现在请参照图2，其显示可依据本发明使用的系统100。激光控制台102生成具有近
红外波长的光束。波长范围可在600纳米与1000纳米之间，通常在600纳米与850纳米之间。低于预定波长范围的波长开始吸收及散射来自其它色素的光，且高于本发明的预定波长范围的波长不断被水吸收。不过，在600纳米与1000纳米之间的本发明的预定波长范围对于测量rpe的黑色素水平是理想的。
[0036]
接着，使所生成的光束通过光学元件104，该光学元件可用以聚焦该光束、过滤该光束、从所生成的第一光束生成多个光束等。接着，使该光束通过投影仪106，该投影仪可为视网膜相机等，以投射至眼睛10中，尤其是以将该第一光束施加于眼睛10的rpe24。必要时，可使用额外光学元件108，以将该光束引导至视网膜的rpe24上。检测器110检测来自rpe的反射。在特别优选的实施例中，检测器110检测干涉仪，例如光学相干断层扫描(optical coherent tomography；oct)装置。
[0037]
测量该光束从rpe反射的光量，接着利用所测量的该光束从rpe反射的光量来确定眼睛的rpe内的黑色素浓度。接着，可将所确定的rpe内的黑色素水平或浓度与rpe内正常预期的或平均的黑色素水平比较，以确定该眼睛的rpe内的黑色素水平是否升高或超出预期范围或预定量。
[0038]
现在请参照图3，在特别优选的实施例中，生成并检测干涉信号或图案，由此可确定rpe内的黑色素水平或浓度是否危险地升高。这包括利用光源(light source；ls)生成红外光束。如本文中将更充分描述，该光束具有在600纳米与1000纳米之间的波长，且更佳地，在600纳米与850纳米之间的波长。分束器(beam splitter；bs)将该光束分成参考光束(ref)以及施加于视网膜(尤其是rpe)的样本光束(smp)。通常，将该参考光束施加于可移动的镜子或其它参考点。
[0039]
请继续参照图3，将该光束(尤其是，该光束的样本光束部分(smp))聚焦至与rpe的厚度对应的3至10微米的量级的深度分辨率。自rpe反射的光包括例如通过使用光检测器(photodetector；pd)检测的干涉信号或图案，采用电子形式的数字信号处理(digital signal processing；dsp)(包括微控制器及/或电脑)处理该些反射，并可创建可显示的图像(image)及/或提供关于眼睛的视网膜的rpe内的黑色素水平或浓度是否高于正常水平或浓度的确定。
[0040]
通常，生成该近红外光束并检测该干涉信号或图案的装置或系统是光学相干断层扫描(oct)装置或系统。oct的原理是光或低相干干涉法。该光学装置通常由具有低相干的干涉仪与光源组成。如上所述，光分别在样本臂中被分成参考光以及自其重新组合。在oct中，由于该光源的使用，干涉是微米的距离。如上所述，oct系统中的光被分成两臂，也就是，包含兴趣项目的样本臂，以及参考臂(通常为镜子)。若来自两臂的光经过大致相同的光学距离，则来自该样品臂的反射光与来自该参考臂的参考光的组合产生干涉图案。通过扫描该参考臂中的该镜子，可获得样本的反射率分布，其为时域oct。与不反射光的区域相比，反射回许多光的样本区域将产生较大的干涉。如图4中所示，通过横向组合一系列这些轴向深度扫描可实现剖面层析成像。oct可用以以相当于低倍显微镜的分辨率获得半透明或不透明材料的亚表面图像。应当了解，必要时，在图3中大体描述的oct装置可具有额外组件，例如额外光学装置、相机、滤波器、衍射光栅等。依据本发明使用oct装置的优点是，它们通常被用于眼科领域，并可依据本发明使用从其获得的数据，或者可根据需要修改该oct系统以达成本发明。
[0041]
视网膜专家经常使用oct来成像视网膜。无论采用什么治疗，通常在治疗开始前使用oct评估视网膜的一般状况。图4显示视网膜层的两个oct映射。左边的oct图像具有10微米的深度分辨率，利用具有843纳米的中心波长的超发光二极管(super luminescent diode；sld)获得。右边的oct图像具有三微米的深度分辨率，利用具有800纳米的平均波长的ti:al2o3激光获得。这些图像中的rpe通常是最亮的层。
[0042]
请继续参照图4，其显示沿着～3毫米的视乳头黄斑轴在中心凹(fovea centralis)的视网膜层的体内形貌绘图的例子。用该图的顶部所示的伪色标度表示该信号的对数。(a)sld：平均波长λ＝843,δλ＝30纳米，深度分辨率10微米。(b)ti:al2o3激光：平均波长λ＝800纳米，δλnm；3微米深度分辨率。该些层(从顶部起)：ilm/nfl＝内界膜/神经纤维层(inner limiting membrane/nerve fiber layer)；ipl＝内丛状层(inner plexiform layer)；opl＝外丛状层(outer plexiform layer)；onl＝外核层(outer nuclear level)；elm＝外界膜(external limiting membrane)；pr
‑
is＝光感受器内节(photoreceptors inner segment)；pr
‑
os＝光感受器外节(photoreceptors outer segment)；rpe＝视网膜色素上皮(retinal pigment epithelium)；ch＝脉络膜毛细血管及脉络膜(choriocapillaris and choroid)。
[0043]
如上所述，oct基于低相干干涉法，通常采用近红外光。以其最简单的形式，在oct系统中，此近红外光被分成两臂：包含兴趣目标的样本臂，以及包含可移动镜子的参考臂。当来自该样本臂的反射光与来自该参考臂的反射光结合时，但仅当来自两臂的光经过几乎相同的距离时，产生干涉图案。这里的“几乎”意味着两条路径必须在辐射源的“相干长度”内。这意味着，对于短的相干长度，可通过移动镜子来调节该参考臂的长度，以使该oct装置能够“聚焦”于目标的特定深度上。以此方式，排除目标的所有其它深度对所需信号的贡献。
[0044]
对于oct，深度分辨率δz通常表示为：
[0045]
δz＝(2ln2/π(λ2/δλ)＝0.44(λ2/δλ)
ꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀ
[2.1]
[0046]
这假设理想的高斯振幅谱。此表达式是波包的更一般的不确定性关系估计的极限情况：
[0047]
δzδk≈2π
ꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀ
[2.2a]
[0048]
其中，在k＝2π/λ的情况下，
[0049]
|δk|≈2π(δλ/λ2),
ꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀ
[2.2b]
[0050]
给出：
[0051]
δz≈(λ2/δλ).
ꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀ
[2.3]
[0052]
例如，对于图7的λ＝800纳米且δλ＝260纳米的情况，方程[23]给出深度分辨率δz≈2.5微米，与从实际的ti:al2o
3 oct系统获得的3微米分辨率差别不太大。
[0053]
将干涉仪的检测器处的总电场e
t
(t)视为标量，可将该总电场写为参考臂的电场e
r(
t+δt)与样本臂的电场e
s
(t)之和：
[0054]
e
t
(t)＝e
r
(t+δt)+e
s
(t)
ꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀ
[2.4]
[0055]
在此表达式中，在参考信号中引入时间延迟δt，以允许参考臂与样本臂的路径长度存在差异。
[0056]
与各电场e(t)相关的强度i(t)为：
[0057]
i(t)＝e*(t)e(t).
ꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀ
[2.5]
[0058]
我们可假设每个电场具有以下形式：
[0059]
e(t)＝a(t)exp[φ(t)
–
iωt],
ꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀ
[2.6]
[0060]
其中，a(t)exp[ф(t)]是电场的包络，且ω是e(t)的功率谱的平均角频率。对于oct中的兴趣电场，包络的时间变化率与由平均角频率ω描述的时间变化率相比很小。
[0061]
接着，在干涉仪的检测器处的平均强度为：
[0062]
i
t
(δt)＝<e
t
*(t,δt)e
t
(t,δt)>,
ꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀ
[2.7]
[0063]
其中，尖括号表示整体平均值。该过程可被视为遍历式的，因此平均强度与t无关。
[0064]
将方程[2.4]
‑
[2.6]插入方程[2.7]中，结果为：
[0065]
i
t
(δt)＝i
s
+i
r
+g
sr
(δt),
ꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀ
[2.8]
[0066]
其中：
[0067]
g
sr
(δt)＝2{i
s
i
r
]
1/2
γ
sr
(δt)cos[α
sr
–
δ
sr
(δt)].
ꢀꢀꢀꢀꢀꢀ
[2.9]
[0068]
量g
sr
(δt)包含所需干涉信息，该信息给出关于目标的信息。在此表达式中，γ
sr
(δt)是两个波的复杂相干度，δ
sr
(δt)是相位延迟，时间延迟δ与参考光束和样本光束之间的路径差δz有关，δt＝δz/c。量α
sr
是恒定相位，对确定关于目标的信息没有影响。
[0069]
方程[2.9]是针对简单的oct建立的，其中，通过在参考臂中的可移动镜子在参考臂与目标臂之间引入路径长度差。由于它由来自参考臂与目标臂的电场之间的相关函数产生，因此，也可直接应用将相关函数与频谱功率密度关联的wiener
‑
khinchine定理来获得频域oct仪器的表达式。但oct的基本物理原理仅仅是参考臂与样本臂的信号之间的低相干干涉法。
[0070]
根据上面的说明，oct基于参考臂与样本臂的信号之间的干涉，这些信号产生自具有短相干时间的源。由于在oct中所使用的极短相干时间源，该现象非常类似于两个短持续时间波包之间的干涉。仅当两条路径之差对应于比波包的持续时间短的时差时，才会有干涉信号。这意味着，当相干时间很短时，干涉信号的峰值只会产生自样本中的给定深度。此深度由参考臂中的可移动镜子确定：该深度仅为参考臂中光的路径长度的一半(往来于镜子)。当深度与方程[2.3]的深度分辨率估计的值不同时，信号将变为零。
[0071]
测量rpe的黑色素含量的意义在于，通过选择与rpe的黑色素厚度相当的源相干距离(6
‑
8微米)，可使用oct来分离rpe黑色素对oct信号的贡献，并由此确定rpe黑色素浓度危险高的时间。
[0072]
具体地说，对于6
‑
8微米的量级的源相干距离，产生自与参考臂信号相互作用的rpe的辐射的总oct干涉信号将由以下因素确定：
[0073]
自rpe的后向散射，以及
[0074]
通过rpe及前部视网膜传播的吸收及散射的衰减。
[0075]
oct中的源相干距离与rpe的厚度相当：有时较短，有时较长。例如，在图4的两种情况下，相干距离是3微米及10微米。下面建立的近似式应当足以给出结果对rpe黑色素含量的依赖性：尤其是，它们应当可被用以估计自正常及危险异常黑色素含量预期的信号的相对幅度。
[0076]
样本臂中的近红外辐射经历吸收与散射(后者导致辐射反射至干涉仪的检测器中)。
[0077]
现在请参照图5，图形显示四种主要眼色素(也就是黑色素(melanin)、氧合血红蛋
白(oxygenated hemoglobin)、血红蛋白(hemoglobin)以及水)的吸收主要在近红外中的波长依赖性。图形还显示晶状体(lens)的吸收。可看出，黑色素的吸收光谱与所有其它色素的不同之处在于它非常宽广。不过，rpe黑色素不仅吸收而且散射辐射。在600
‑
800+纳米的范围内，黑色素吸收大于眼睛中的水中的所有其它色素的吸收，如图5中所示。
[0078]
现在请参照图6，其显示主要在可见波长范围内的血液、黑色素、黄斑色素、晶状体、水、长波长敏感视觉色素(lws)及中波长敏感视觉色素(mws)的吸收。血液层取23微米厚，具有95％的氧合率。黑色素密度在500纳米为1.32，且黄斑密度在460纳米为0.54。晶状体密度在420纳米为0.54，且水密度在740纳米为0.025。视觉色素密度在其峰值均为0.57。在眼睛中，黑色素主导通常在550纳米与1000纳米之间(尤其在600纳米与850纳米之间)的波长范围内的激光的吸收，如图6中所示。
[0079]
先前建模的人眼的光谱反射率针对rpe黑色素使用3.61
‑
8.05mmol/l的值。rpe中的黑色素层的厚度小于10微米，通常为约6微米。已发现，rpe中的黑色素含量在患者之间的差别通常不大。
[0080]
如图6中所示，随着波长增加，黑色素的吸收系数显着降低。因此，在黑色素为主导的吸收窗口的600纳米下端，rpe黑色素吸收远大于其在特别优选的波长范围的850纳米上端的吸收。不过，关于黑色素吸收如何随波长变化，没有普遍的共识。
[0081]
图7显示真黑素的吸收率与波长(尤其在250纳米与700纳米之间)的关系图。真黑素是眼睛中的黑色素的主导成分。尽管关于光密度随波长的变化没有普遍的共识，但本发明假设exp[
‑
0.062λ(nm)]的指数依赖性，如图7所示。若将此结果与先前发现的在500纳米的光密度0.22结合，则这给出通过rpe的双向传输：
[0082]
传输＝exp[
‑
2αl]＝exp[
‑
22.72exp[
‑
0.0062λ(nm)]]。[3.1]
[0083]
另一方面，若使用在500纳米的光密度0.29，则结果为：
[0084]
传输＝exp[
‑
2αl]＝exp[
‑
29.973exp[
‑
0.0062λ(nm)]]。[3.2]
[0085]
图8中绘制方程[3.1]及[3.2]，其显示通过常规浓度的rpe黑色素的双向传输图(由大的吸收剖面决定)。顶部曲线假设在500纳米的光密度为0.22，而下方曲线假设在500纳米的光密度为0.29。可看出，接近黑色素主导的吸收窗口的850纳米极限，rpe黑色素的吸收系数很小，从而允许来自脉络膜的反射信号通过检测器110。在rpe黑色素水平升高、具有潜在危险的情况下，来自脉络膜在600纳米的反射信号在通过rpe时明显减小，而在800纳米则没有减小那么多。
[0086]
图9显示当rpe黑色素浓度从正常(n＝1)变化至正常的三倍(n＝3)的高危险阈值时，在750纳米(顶部曲线)及600纳米(底部曲线)的rpe黑色素传输变化图(由大的吸收系数决定)。在图9中，假设对于正常的rpe浓度，500纳米的光密度为0.22。请继续参照图9，图形显示当浓度从正常(n＝1)变为正常的3倍(n＝3)的危险水平时，在600纳米及750纳米的rpe黑色素传输行为。图9的图形显示在600纳米，传输信号减小近4倍，而在750纳米，它仅减小约1.5倍。不过，此大的差异可通过反射率表达式中的其它因素在某种程度上缓解。
[0087]
除在600纳米
‑
800纳米以上的波长范围内作为辐射的主导吸收体之外，黑色素还散射辐射。黑色素在黑素体中密集堆积。如上所述，在rpe中，黑素体呈细长形并与视杆细胞及视锥细胞紧密接触。黑素体被认为基本的散射实体。黑素体具有与600纳米
‑
850纳米的兴趣波长相当的尺寸。典型的rpe黑素体具有250
‑
400纳米(平均300纳米)宽及640纳米
‑
800纳
米(平均720纳米)长的尺寸。
[0088]
相应地，在此波长范围内的散射在米氏散射(mie scattering)域中。对于米氏散射，沿后向方向的渐近散射剖面与λ2大致成比例。rpe中的黑素体的后向散射所导致的剖面为：
[0089]
σ
srpe
≈≈0.05x10
‑
14
λ
nm2
cm
2,
ꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀ
[3.3]
[0090]
其中，λ
nm
表示以纳米为单位的波长。
[0091]
尽管在600纳米至800+纳米的波长范围内由黑色素主导吸收，但也可由嵌入黑素体的结构基质造成散射。已确定，对于视网膜中855纳米的波长，oct扫描的视网膜及脉络膜的散射特性为：
[0092]
散射系数1.64x10
‑4λ
nm2rpe
＝120cm
‑1[0093]
各向异性因子g
rpe
＝<cosθ>＝0.97
[0094]
通过将散射系数乘以(1
‑
g)，自散射系数获得后向散射系数。
[0095]
散射因不同组织成分(涉及范围从细胞膜至整个细胞)的折射率不匹配而发生。细胞核及线粒体是最重要的散射体。它们的尺寸在从100纳米到6微米的范围内变化，并因此落入nir(近红外)窗口。这些细胞器中的大部分落在米氏区域中，并呈现高度各向异性的前向散射。
[0096]
上面仅给出整个视网膜的散射系数及各向异性因子，而不是单独针对形成视网膜的后部层的rpe层。我们将通过使用总视网膜量来近似rpe散射系数及各向异性因子。
[0097]
我们将应用方程[3.3]的λ2因子来确定在其它波长的散射系数，从而得出：
[0098]
μ
backscatrpe
＝(1
‑
0.97)120(λ
nm
/855)2＝4.92x10
‑6λ
nm2
cm
‑1[3.4]
[0099]
可将这些与正常黑素体密度(n
rpe
＝2x10
10
cm
‑3)的黑色素的散射系数比较。
[0100]
μ
srpe
＝2x10
10
x0.05x10
‑
14
λ
nm2
＝1x10
‑5λ
nm2
cm
‑1[正常rpe黑色素密度][3.5]
[0101]
我们看到，rpe中的结构基质的散射小于黑色素的散射。该些散射系数也小于上面针对正常黑色素密度下的吸收系数得出的结果：
[0102]
μ
arpe
＝2x10
10
x9.47x10
‑7exp[
‑
0.0062λ
nm
]＝1.89x104exp[
‑
0.0062λ
nm
][3.6]
[0103]
黑素体数密度及散射剖面表明，对于在600
‑
800+纳米波长范围内的辐射，在穿过rpe时不会发生太多散射。这远小于黑色素吸收的光密度。前部视网膜中的散射光密度也很小。
[0104]
在具有2x10
10
cm
‑3的黑素体密度的rpe中，平均自由路径为：
[0105]
λ
mfp
＝1/9.54＝0.0.1cm，也就是1000微米。
ꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀ
[3.7]
[0106]
这远大于rpe的6
‑
10微米厚度，因此，光子在穿过rpe时散射的概率确实很小。rpe中散射的光密度为：
[0107]
od
scattering in rpe
＝μ
scat
w＝9.54x0.0006/2.303＝0.004.[3.8]
[0108]
这远小于黑色素吸收的光密度。前部视网膜的散射光密度也很小。因此，在600
‑
800纳米的波长范围内，在rpe中，吸收比散射更重要。
[0109]
由于rpe中近红外辐射的散射非常小，因此我们将使用由kubelka and munk(1931)建立的输运方程。利用蒙特卡罗数值方法可进行更精确的处理[参见例如preece and claridge(2002)]，但我们在这里使用简单的kubelka
‑
munk方程以针对oct结果对相关参数的依赖性建立简单的直觉。
[0110]
该处理与计算总反射率的处理类似。不过，它与后者不同是因为具有与rpe内的点对应的时间延迟以及与rpe厚度相当的深度分辨率的低相干源的干涉信号意味着脉络膜不会产生对信号的贡献。
[0111]
而且，我们已看到，仅rpe的吸收剖面大，因此我们将忽略通过视网膜的前部的辐射衰减。(这应当足以显示干涉仪的检测器从rpe中的正常黑色素浓度及危险高水平的rpe黑色素浓度接收的相对信号是如何)。
[0112]
相应地，我们将假设短相干干涉信号仅产生自rpe本身反射(及衰减)的辐射。在稳态的近似输运方程为：
[0113]
di(+)/dx＝
‑
[n(σ
s
+σ
a
)+μ
back scat
]i(+)+[nσ
s
+μ
back scat
]i(
‑
)
ꢀꢀꢀꢀ
[3.9]
[0114]
di(
‑
)/dy＝
‑
[n(σ
s
+σ
a
)+μ
back scat
]i(
‑
)+[nσ
s
+μ
back scat
]i(
‑
)
ꢀꢀꢀꢀ
[3.10]
[0115]
这里，
[0116]
i(+)是输入辐射经过rpe时的强度；
[0117]
i(
‑
)是反射辐射向后经过rpe到达rpe的前端时的强度；
[0118]
x是从rpe的前面测量的至rpe的距离；
[0119]
y＝w
‑
x，其中，w是rpe黑色素层的厚度；
[0120]
n是是吸收及散射辐射的黑色素聚集体的数密度；
[0121]
σ
s
表示用于后向散射的黑色素聚集体的剖面；
[0122]
σ
a
表示用于吸收的黑色素聚集体的剖面；以及
[0123]
μ
back scat
是结构基质的后向散射系数。
[0124]
实验证明，σ
a
/(σ
s
+σ
a
)相当大，散射贡献不到紫外线及光范围内的所有波长上的总光衰减的6％。量n(σ
s
+σ
a
)w只是2.303x rpe黑色素层的总衰减(吸收+散射)光密度。还可通过忽略方程[3.9]中的项+nσ
s
i(
‑
)来进一步简化方程[3.9]及[3.10]，理由是反射信号i(
‑
)远小于输入信号i(+)。接着，要求：
[0125]
在x＝0，i(+)等于输入强度i
o
ꢀꢀꢀꢀ
[3.11]
[0126]
在x＝w，i(
‑
)等于0
ꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀ
[3.12]
[0127]
可直接解出这些方程，以给出在x＝0的输出强度i(
‑
)
[0128]
i(
‑
,x＝0)＝i(+,x＝0)[{nσ
s
+μ
backscat
}
rpe
/{2n(σ
s
+σ
a
)+2μ
backscat
}
rpe
}]
[0129]
乘以
[0130]
[1
‑
exp[
‑
2w{n(σ
s
+σ
a
)+μ
backscat
}
rpe
]]
ꢀꢀꢀꢀꢀꢀ
[3.11]
[0131]
在方程[3.11]中添加下标“rpe”来标示该些量都针对rpe。
[0132]
根据方程[2.9]，oct干涉信号与{i(
‑
,x＝0)i(+,x＝0)}
1/2
成比例。
[0133]
oct信号＝常量x i(+,x＝0)[{nσ
s
+μ
backscat
}
rpe
/{2n(σ
s
+σ
a
)+2μ
backscat
}
rpe
}]
1/2
x
[0134]
[1
‑
exp[
‑
2w{n(σ
s
+σ
a
)+μ
backscat
}
rpe
]]
1/2
ꢀꢀꢀ
[3.12]
[0135]
其中，该常量由系统的效率及几何结构的细节决定。
[0136]
为避免系统细节的问题，我们将把我们的注意力放在异常与正常rpe密度的oct信号之比上：
[0137]
oct信号(异常pre黑色素密度)/oct信号(正常rpe黑色素密度)＝
[0138]
[{nσ
s
+μ
backscat
}
rpe
/{2n(σ
s
+σ
a
)+2μ
backscat
}
rpe
}]乘以
[0139]
[1
‑
exp[
‑
2w{n(σ
s
+σ
a
)+μ
backscat
}
rpe
]]
ꢀꢀꢀꢀꢀ
[3.13]
[0140]
现在请参照图10，图形显示当rpe黑素体密度从其正常值2x10
10
cm
‑3增加n倍时，由方程[3.12]及[3.13]给出的oct信号的百分比变化。图10显示方程[3.12]的oct信号的百分比变化与n的关系，其中，n是异常rpe黑素体密度与正常密度2x10
10
cm
‑3之比。图10显示rpe黑素体密度增加约5倍导致oct信号的20％变化。正常rpe黑素体密度的3
‑
8倍的危险阈值导致oct信号降低10％的量级，且可由光电电池或其它类似检测器可靠地测量。具有在600
–
900纳米波长范围内的中心波长以及3
‑
10微米的深度分辨率的预处理低相干光学相干断层扫描(oct)可用以检测rpe黑色素浓度的危险水平。光电池完全能够检测图10中所示的变化类型。这表明可使用光检测器来可靠地检测亮度的危险阈值百分比变化。这可通过直接获取oct检测器的光电信号或通过使用光电池测量oct视觉显示的亮度来达成。可将此值与被视为正常的黑色素rpe含量(对于正常患者在2x10
10
cm
‑3的量级)比较。
[0141]
应当注意，rpe黑色素浓度随眼睛中的横向位置变化。它在黄斑的中心达到峰值，然后在每侧约5
°
的范围内降至较恒定的值，在每侧持续约10
°
，然后在
‑
20
°
及+15
°
向着赤道再次升高.为了获得一致的结果，最好在浓度较恒定的区域中操作检测器110，或者换句话说，在离开黄斑的中心大约10
°
的量级操作检测器110。
[0142]
下表1显示当rpe黑色素含量具有不同的值时，光疗视网膜治疗的峰值激光功率将针对hsp激活的arrhenius积分保持在统一的保守值。该表显示光斑半径、列持续时间、占空比以及异常rpe黑色素比值含量。该表假设810纳米的治疗脉冲波长。
[0143]
表1
[0144]
[0145]
[0146]
[0147]
[0148]
[0149][0150]
如上表1中所示，异常rpe黑色素含量与正常rpe黑色素含量之比的范围取在一与八之间的范围。峰值激光功率依赖于在视网膜的激光光斑半径、微脉冲列的持续时间以及占空比。针对这些情况的其中每一种，异常与正常rpe黑色素含量之比取1、3、5及8。
[0151]
任何异常rpe黑色素含量都通过对入射激光辐射的rpe的吸收系数的变化来表现：吸收系数与总rpe黑色素含量成比例。因此，在该表中，rpe黑色素含量由吸收系数α与正常吸收系数α
normal
的四个比值表示。
[0152]
α/α
normal
＝1、3、5、8。
[0153]
黑色素含量对峰值激光治疗功率p
sdm
的影响依赖于激光的视网膜光斑半径(r)、微
脉冲列的持续时间(t
f
)，以及微脉冲列(t
f
)的占空比(dc)。在该表中给出针对所有可能组合的p
sdm
(以瓦特为单位)的例子。
[0154]
r＝100微米、200微米
[0155]
t
f
＝0.2秒、0.3秒、0.4秒，以及0.5秒
[0156]
dc＝2％、3％、4％、5％
[0157]
针对各该四个比值α/α
normal
。
[0158]
所示λ
nm
的值是将热休克蛋白(heat shock protein；hsp)激活的arrhenius积分ω
hsp
维持在统一的(保守)治疗值的峰值功率的值：
[0159]
ω
hsp
＝1。
[0160]
且假设治疗激光波长为810纳米，针对此波长，α
normal
＝104cm
‑1。
[0161]
对于任意近红外波长(以纳米为单位)λ
nm
，应当将该表中的治疗功率乘以因子ξ(λ
nm
)。
[0162]
ξ(λ
nm
)＝exp[0.0062(810
‑
λ
nm
)]，也就是
[0163]
p
sdm
(λ
nm
)＝p
sdm
ξ(λ
nm
)＝p
sdm
(表值)x exp[0.0062(810
‑
λ
nm
)]。
[0164]
从上面可看出，p
sdm
随α/α
normal
增加而减小；光斑半径(r)越大，p
sdm
的值越大；列持续时间t
f
越小，p
sdm
的值越大；以及占空比(dc)越小，p
sdm
的值越大。
[0165]
图11及12显示可能发生损伤的异常rpe黑色素含量与正常rpe黑色素含量之比r
damage
的图形。这些图形基于hsp激活及损伤的arrhenius积分的粗略近似表达式，这些表达式与精确表达式惊人地高度匹配。两个图形都绘制比r
damage
与脉冲列持续时间t
f
的关系。图11的图形涵盖从0.01秒至1秒的t
f
范围。图12的图形涵盖从0.2至0.5秒的更真实的t
f
临床范围。
[0166]
从图11及12中可看出，对于在从0.2秒至0.5秒的范围内变化的脉冲列持续时间，可能发生损伤的异常rpe黑色素含量与正常rpe黑色素含量之临界比r
damage
在3至约8之间变化。因此，如上所述，当确定rpe中的黑色素含量大于rpe中的正常黑色素含量至少三倍时，调节一个或多个治疗参数。因此，假设正常rpe密度为2x10
10
cm
‑3，当确定rpe中的黑色素含量大于6x10
10
cm
‑3时，调节该一个或多个治疗参数。
[0167]
在此临界比，通过改变该些治疗参数的正常值，可避免损伤并可确保有效的hsp激活。例如，对于感兴趣的大多数临床治疗参数：
[0168]
可将峰值功率p从其正常值p
normal
减小至位于以下范围内：
[0169]
p
normal
/r
damage
<p<p
normal
，
[0170]
在占空比及视网膜光斑半径保持于其正常值的情况下。
[0171]
可将占空比dc从其正常值dc
normal
减小至位于以下范围内：
[0172]
dc
normal
/r
damage
<dc<dc
normal
，
[0173]
在激光峰值功率及视网膜光斑半径保持于其正常值的情况下。
[0174]
可将视网膜半径r从其正常值r
normal
减小至位于以下范围内：
[0175]
r
normal
<r<r
normal
r
damage
，
[0176]
在激光峰值功率及占空比保持于其正常值的情况下。
[0177]
尽管可调节单个激光光疗参数，但应当理解，可同时调节这些参数中的不止一个参数。例如，可增加激光光斑半径，并减小功率，但不会减小到仅需减小功率的程度。类似
地，可稍微调节所有参数，例如稍微增加治疗光束的视网膜光斑尺寸，降低治疗光束的脉冲列持续时间，降低治疗光束的占空比，以及降低治疗光束的功率，以使arrhenius积分为统一，从而避免损伤rpe中具有异常大的黑色素浓度或量的患者的视网膜及眼睛。
[0178]
尽管为说明目的详细描述了数个实施例，但在不背离本发明的范围和精神的情况下可以进行各种修改。因此，除所附权利要求外，本发明不受限制。