BRPI0618677A2 - métodos e aparelho para braquiterapia intra-ocular - Google Patents

Abstract

MéTODOS E APARELHO PARA BRAQUITERAPIA INTRA-OCULAR A presente invenção refere-se a um métodos e aparelho para braquiterapia intra-ocular nos quais uma cânula é introduzida no olho para distribuição de radiação para um tecido-alvo. As técnicas para a localização adequada da cânula com relação ao tecido-alvo, para proteção do tecido não alvo, para regulagem do calor gerado pelos emissores de raios X, e para a combinação de terapias são descritas.

Description

Relatório Descritivo da Patente de Invenção para "MÉTODOS E APARELHO PARA BRAQUITERAPIA INTRA-OCULAR".

Antecedentes da Invenção

Foi proposto o tratamento de degeneração macular relacionada com a idade (AMD) pela irradiação da neovascularização coroidal (CNV) sob a retina que está associada com a AMD com radiação por ionização (tal como radiação de raios beta ou X). vide, geralmente, patente U.S. N- 6.875.165 e publicação de pedido U.S. N- 2003/0179854, ambos os quais são incorpora- dos aqui por referência. Determinados aparelhos para a distribuição intra- ocular de radiação, de forma epi-retinal ou sub-retinal, e métodos de utilização são descritos nos pedidos de patente co-pendentes U.S. Nes 11/056.763, de- positado em 11 de fevereiro de 2005 e 11/228.030, depositado em 15 de setembro de 2005, ambos os quais são incorporados aqui por referência.

Como notado nas patentes e nos pedidos referidos acima, a ra- diação Beta e algumas formas de radiação de raios X são vantajosas para o tratamento de AMD visto que a dose distribuída por tais fontes de radiação decai muito com o quadrado da distância nos materiais com densidade simi- lar à água (tal como o tecido humano). Portanto, pelo posicionamento preci- so da fonte de radiação ou emissor em proximidade com o tecido-alvo (nes- se caso, o CNV), e/ou a realização de etapas para se evitar irradiar o tecido não alvo, por exemplo, pelo uso de máscaras ou atenuação de substâncias e filtros, uma dose de radiação terapêutica pode ser distribuída para o teci- do-alvo, enquanto pouca distribuição ou nenhuma dose para tecidos não alvo (tal como estruturas oculares ou não oculares circundantes). O presente pedido descreve uma variedade de métodos e aparelho para a realização de tal foco preciso de tratamento.

Sumário da Invenção

Em um aspecto da invenção, um dispositivo para distribuição de radiação intra-ocular local direcional para um tecido-alvo é fornecido. O dis- positivo inclui uma cânula dimensionada para inserção em um olho e possu- indo uma extremidade proximal e uma extremidade distai. Uma fonte de e- missão de radiação é adaptada para ser localizada na extremidade distai da cânula, e um transdutor de ultra-som é localizado também na extremidade distai da cânula. Em uma modalidade, o transdutor de ultra-som é localizado perto da fonte de emissão de radiação, enquanto em uma segunda modali- dade, o transdutor de ultra-som é localizado na cânula longe da fonte de e- missão de radiação.

Em outro aspecto da invenção, um método para o posiciona- mento de um dispositivo incluindo um transdutor de ultra-som como descrito acima é fornecido. O método inclui a calibragem do transdutor de ultra-som de acordo com um espaçamento predeterminado para a extremidade distai da cânula com relação ao tecido-alvo de forma a gerar um sinal quando o espaçamento predeterminado é alcançado. A cânula é então introduzida no interior do olho através de um local de acesso na superfície do olho e a ex- tremidade distai da cânula é movida na direção do tecido-alvo até que o sinal gerado pelo transdutor de ultra-som seja percebido pelo usuário. Em um as- pecto do método, o sinal gerado pelo transdutor de ultra-som é um sinal au- dível, enquanto em outro aspecto da invenção, o sinal é um sinal visual.

Em outro aspecto da invenção, um método de posicionamento de uma primeira cânula possuindo um emissor de radiação no interior de um olho por meio de uma segunda cânula com um transdutor de ultra-som é fornecido. Primeiro, a primeira cânula é introduzida no interior do olho atra- vés de um local de acesso na superfície do olho. Então, a segunda cânula é introduzida no interior do olho através de um local de acesso na superfície do olho. Então, a extremidade distai da primeira cânula é posicionada entre o transdutor de ultra-som associado com a segunda cânula e o tecido-alvo. Então, a parte distai da primeira cânula é movida na direção do tecido-alvo até que um espaçamento predeterminado entre a extremidade distai da pri- meira cânula e o tecido-alvo seja alcançado, momento no qual um sinal é gerado pelo transdutor de ultra-som. Novamente, o sinal pode ser um sinal audível ou um sinal visual.

Em outro aspecto da invenção, um método de posicionamento de uma cânula para distribuição intra-ocular de um tratamento terapêutico para um tecido-alvo no interior de um olho é fornecido. Primeiro, uma cânula é fornecida possuindo um balão inflável que obtém um tamanho predetermi- nado quando inflado para uma pressão predeterminada, o tamanho prede- terminado correspondendo a um espaçamento desejado entre a cânula e o tecido-alvo para distribuição do tratamento terapêutico. O balão pode ser deformável ou não deformável. A cânula é introduzida no interior do olho através de um local de acesso na superfície do olho e o balão é inflado para a pressão predeterminada. Então, a cânula é avançada na direção do tecido- alvo até que o tecido-alvo seja contatado pelo balão inflado. O balão é prefe- rivelmente inflado com um fluido possuindo uma densidade inferior à densi- dade do fluido deslocado pelo enchimento do balão, resultando, assim, em um tempo de tratamento reduzido. Em outro aspecto, o balão é selecionado de forma a ter um formato correspondente ao formato do tecido-alvo.

Em outro aspecto da invenção, um método de posicionamento de uma cânula no interior de um olho é fornecido no qual o fluido no interior do olho é deslocado com um volume conhecido de um segundo fluido possu- indo uma densidade diferente da densidade do primeiro fluido de modo a criar uma interface visual entre o primeiro fluido e o segundo fluido que é espaçado por uma distância predeterminada a partir do tecido-alvo. A cânula é então introduzida no interior do olho através de um local de acesso na su- perfície do olho e avançada na direção da interface do primeiro fluido e do segundo fluido até que a extremidade distai da cânula entre em contato com a interface. A cânula pode, opcionalmente, ser fornecida com uma marca visível proximal à distai, caso no qual a extremidade distai da cânula é avan- çada através da interface do primeiro fluido e do segundo fluido até que a marca visível na cânula seja alinhada com a interface. O segundo fluido po- de ter uma densidade maior que ou menor que a densidade do primeiro flui- do.

Em outro método de acordo com a presente invenção, um méto- do é fornecido para o posicionamento de uma primeira cânula para trata- mento do tecido-alvo no interior de um olho no qual a extremidade distai da cânula está em contato com o tecido-alvo. Uma segunda cânula é introduzi- da no interior do olho através de um local de acesso na superfície do olho, a segunda cânula possuindo uma fonte de luz que projeta um feixe de luz na direção do tecido-alvo. A primeira cânula é introduzida no interior do olho através de um segundo local de acesso na superfície do olho de forma que a extremidade distai da primeira cânula esteja entre a segunda cânula e o te- cido-alvo de forma a estar dentro do feixe de luz projetado na direção do te- cido-alvo pela segunda cânula. Isso projeta uma sombra pela extremidade distal da primeira cânula que cai no tecido-alvo, com a sombra sendo obser- vada através da lente do olho. A extremidade distai da primeira cânula é en- tão avançada na direção do tecido-alvo até que a ponta e a sombra projeta- da pela ponta coincidam, indicando, dessa forma, o contato da extremidade distai da primeira cânula com o tecido-alvo.

Em outro aspecto da invenção, o dispositivo é fornecido para a distribuição intra-ocular local, direcional de um tratamento terapêutico para um tecido-alvo que compreende uma cânula, uma fonte de tratamento tera- pêutico adaptada para ser localizada na extremidade distai da cânula que deve ser espaçada por uma distância predeterminada a partir do tecido-alvo, e pelo menos uma fonte de luz adaptada para projetar dois feixes visíveis de luz a partir da extremidade distai da cânula. Os dois feixes de luz formam uma interseção de forma que quando a interseção é coincidente com o teci- do-alvo, a fonte de tratamento é espaçada por uma distância predeterminada a partir do tecido-alvo. A fonte de luz pode preferivelmente ser um tubo de luz ou um laser.

Em outro aspecto da invenção, um dispositivo para a distribuição intra-ocular local de tratamento terapêutico de um tecido-alvo é fornecido e possui uma fricção de superfície reduzida. Essa fricção de superfície reduzi- da pode ser alcançada por eletropolimento da superfície da cânula, forma- ção de "covinhas" na superfície da cânula, aplicação de um lubrificante líqui- do, tal como glicerina, à superfície da cânula, ou fornecimento da superfície da cânula com um revestimento de baixa fricção resistente à radiação.

Em outro aspecto da invenção, um método para a distribuição de radiação de raios X para um tecido-alvo em um olho a partir do interior do olho é fornecido no qual uma sonda de raios X com um emissor de raios X associado com a mesma é introduzida no interior do olho através de um lo- cal de acesso na superfície do olho. A sonda é posicionada com relação ao tecido-alvo, e o emissor de raios X é ativado de forma intermitente até que uma dose de radiação desejada seja distribuída para o tecido-alvo. O emis- sor de raios X pode ser ativado e desativado por um termopar localizado no interior do olho que é preferivelmente associado com a sonda. A sonda de raios X também pode ter um permutador de calor associado com a mesma que inclui percurso de fluxo para o recebimento de um fluido resfriado. Adi- cionalmente, o permutador de calor pode compreender uma bainha que é preferivelmente feita de um material possuindo um baixo coeficiente de con- dutividade térmica.

Em outro aspecto da invenção, um dispositivo para a distribuição intra-ocular local direcional de radiação para um tecido-alvo é fornecido que compreende uma sonda dimensionada para a inserção no olho com uma fonte de emissão de radiação possuindo um comprimento predeterminado adaptado para ser localizado na extremidade distai da sonda. Um filtro é as- sociado com a extremidade distai da sonda que bloqueia uma quantidade maior de radiação na extremidade distai da fonte de emissão de radiação do que na extremidade proximal, resultando em um perfil de dose geralmente simétrica distribuída para o tecido-alvo quando a sonda é orientada em um ângulo com relação ao tecido-alvo. Em uma modalidade, o filtro é maior em espessura perto da extremidade distai da fonte de emissão de radiação do que perto da extremidade proximal. Alternativamente, o filtro pode ter uma densidade maior perto da extremidade distai da fonte de emissão dé radia- ção do que perto da extremidade proximal.

Em outro aspecto da invenção, um dispositivo para a distribuição intra-ocular local direcional de radiação de raios X é fornecido no qual uma camada de metal de alta densidade é associada com a extremidade distai da cânula perto do anodo para atenuação da radiação de raios X. A camada metálica possui uma abertura na mesma para permitir que a radiação de raios X passe através da mesma substancialmente de forma desimpedida, a abertura sendo localizada em tamanho para direcionar e confinar a radiação de raios X ao tecido-alvo.

Em outro aspecto da invenção, um dispositivo para a distribuição intra-ocular local direcional de radiação de raios X é fornecido no qual a ex- tremidade distai da cânula e do anodo possuem um formato hemisférico.

Alternativamente, a extremidade distai da cânula e o anodo pode ser geral- mente plana e orientada geralmente de forma perpendicular ao eixo geomé- trico longitudinal da extremidade distai da cânula.

Em outro aspecto da invenção, um método para o tratamento de tecido-alvo no interior do olho com ambos a radiação e um produto farma- cêutico anti-VEGF é fornecido. A administração de dois tipos diferentes de terapias ocorre dentro de um período de tempo de quatorze dias ou menos, e é preferivelmente realizada em um período de tempo de quatro horas ou menos, ainda mais preferivelmente durante o mesmo procedimento. O pro- duto farmacêutico pode ser administrado antes ou ao mesmo tempo em que a irradiação do tecido-alvo. Doses de acompanhamento do produto farma- cêutico podem ser fornecidas, preferivelmente de duas a oito semanas após o primeiro tratamento.

Breve Descrição das Figuras dos Desenhos

A figura 1 é uma representação esquemática de uma técnica de ultra-som para o posicionamento de uma sonda de tratamento com relação a um tecido-alvo no interior do olho.

A figura 2 é uma representação esquemática de uma represen- tação visual para uma técnica de posicionamento por ultra-som como descri- to com relação à figura 1.

A figura 3 é uma representação esquemática de um método para a calibragem de um sistema de posicionamento por ultra-som como descrito com relação à figura 1.

As figuras 4 e 5 são representações esquemáticas de um méto- do para o posicionamento de uma sonda de tratamento no interior do olho no qual o transdutor de ultra-som é montado em uma sonda separada da sonda contendo o emissor de radiação.

A figura 6 é uma representação esquemática de uma sonda de tratamento possuindo um balão de espaçamento preso à mesma em sua extremidade distai.

A figura 7 é uma vista transversal da sonda da figura 6;

As figuras 8 e 9 são representações gráficas da dose adminis- trada versus distância da fonte de radiação ilustrando o contraste na distribu- ição de dose entre o espaçamento da fonte de radiação alcançado por um pequeno balão (figura 8) e a distribuição de dose quando um balão relativa- mente maior é utilizado (figura 9).

As figuras 10 e 11 ilustram um método de posicionamento de uma sonda no interior de um olho no qual um fluido é injetado dentro do olho e possui uma densidade diferente (maior) do que a do fluido dentro do olho.

As figuras 12a e 12b ilustram de forma esquemática um método de posicionamento de uma sonda de distribuição no interior do olho utilizan- do uma fonte de luz separada.

As figuras 13a e 13b ilustram de forma esquemática duas alter- nativas para o posicionamento de uma sonda na qual a sonda possui um par de fontes de luz integrais com a mesma.

A figura 14 ilustra de forma esquemática uma sonda de radiação por raios X possuindo um permutador de calor associado com a mesma.

A figura 15 ilustra de forma esquemática uma sonda de radiação de raios X que inclui thermocouples para provarem os dados de temperatura.

As figuras 16a-b e 17a-c ilustram de forma esquemática as son- das de distribuição de radiação incluindo dispositivos para a formatação do campo de dose de radiação (figura 16a, 17a, 17b) e o efeito que a incorpo- ração de tais dispositivos tem no campo de dose (figuras 16b, 17c).

As figuras 18a e 18b ilustram de forma esquemática um método de proteção de tecido não alvo no qual um balão é afixado à sonda de distri- buição.

As figuras 19 e 20a-c ilustram dispositivos para a formatação do perfil de dose de uma sonda de radiação de raios X.

Descrição Detalhada das Modalidades Descritas

Vários métodos e aparelho para a distribuição alvo de uma dose de radiação são descritos em detalhes abaixo.

Posicionamento de Fonte de Radiação

Uma forma de se espaçar adequadamente a fonte de radiação do tecido-alvo é utilizar vários sistemas de retorno de distância que são ge- ralmente conhecidos da técnica. Por exemplo, um transmissor de RF ("fre- qüência de rádio") ou Ultra-som pode ser fixado à sonda/cânula de distribui- ção de radiação descrita nas patentes e nos pedidos referidos acima. Espe- cificamente, com referência à figura 1, um transdutor de ultra-som 10a ou 10b pode ser montado na sonda 12 de forma proximal ao emissor de radia- ção 14, "posição de transdutor 1" (para o transdutor 10a), ou longe do emis- sor de radiação 14, "posição de transdutor 2" (para o transdutor 10b). O transdutor gera e percebe a energia de ultra-som. O transdutor é ativado por um comutador acionado externamente de forma que, quando ligado, o transdutor gere de forma alternativa pulsos de energia de ultra-som e ouça os sinais de retorno. O retorno é então convertido em uma exibição visual 15, como ilustrado na figura 2, ou um sinal audível para o usuário, fornecen- do, dessa forma, a informação de distância sobre a localização da sonda com relação aò tecido-alvo 16. A posição preferida do transdutor de ultra- som é longe da fonte de radiação ou emissor 14 (isso é, transdutor 10b). Se o transdutor estiver longe da fonte de radiação ou emissor, o transdutor pode ser relativamente maior, visto que a fonte de radiação 14 não precisa passar através de ou em torno do transdutor quando é movida para a posição de tratamento.

O transdutor pode emitir ondas de ultra-som na direção do teci- do-alvo ou na direção da ponta da sonda. Se a dose prescrita for calculada considerando-se um espaço entre a ponta da sonda e a retina, o transdutor é direcionado de forma a emitir o ultra-som na direção do tecido-alvo, e a calibragem é necessária antes do tratamento. As técnicas de calibragem de distância de ultra-som são bem conhecidas da técnica e não serão discuti- das em detalhes. Como um exemplo, e como ilustrado de forma esquemáti- ca na figura 3 considerando-se que a distância ideal "X" entre o centro da fonte de emissão de radiação 15 e o tecido-alvo é de 3,0 mm, durante a cali- bragem, a separação real entre o transdutor 10b e o tecido 16 a fim de se alcançar uma separação de 3,0 mm entre o tecido e a fonte é determinada fora do olho pela utilização de um alvo 18, tipicamente um material plástico, que possui uma densidade comparável com o líquido vítreo, solução salina (pós-vitretomia) ou tecido-alvo, que é essencialmente a densidade de água. Para calibrar, a sonda 12 é carregada em um acessório e o transdutor 10b é ligado= O software do sistema é utilizado para identificar a posição atual co- mo a "posição de tratamento". A calibragem pode ser realizada no local de fabricação do dispositivo ou na clínica. Um monitor de ultra-som, tal como o ilustrado na figura 2, preferivelmente visualizado através da peça de obser- vação do microscópio cirúrgico, permite que o cirurgião visualize o resultado do ultra-som para determinar quando a sonda está adequadamente posicio- nada. Alternativamente, ou adicionalmente, um sinal audível pode ser forne- cido quando o espaçamento desejado é alcançado, como descrito em maio- res detalhes abaixo.

Em determinadas circunstâncias, o transdutor pode emitir ultra- som na direção da ponta da sonda, por exemplo, quando a fonte de radiação está para ser posicionada pelo toque da sonda contra a superfície do tecido- alvo. Em tais casos, a calibragem é opcional. Se a dose prescrita for calcu- lada considerando-se o contato entre a ponta da sonda e a retina, o cirurgião pode visualizar o resultado do ultra-som diretamente através da peça de ob- servação e determinar quando o contato é realizado. Se a dose prescrita for calculada considerando-se alguma separação entre a ponta da sonda e a retina, o sistema terá que ser calibrado depois da fabricação ou antes do tratamento como descrito acima. Se o ultra-som for direcionado para a pon- ta, a ponta pode ser feita de um material com uma densidade menor do que o metal do qual a sonda é construída, tal como silicone ou um balão cheio de fluido. Isso deve impedir que uma sombra de metal de alta densidade apare- ça nas imagens de ultra-som e causa menos trauma ao tecido.

Em uma opção adicional (como ilustrado na figura 4), o transdu- tor de ultra-som 20 pode ser parte de um instrumento 22 que é totalmente separado da sonda de distribuição de radiação. Nesse caso, o transdutor de ultra-som 20 é introduzido em uma abertura separada dentro do olho onde é posicionado na cavidade vítrea, ou é posicionado fora do olho. A sonda de radiação 24 possuindo um emissor 26 é localizada entre o transdutor de ul- tra-som e o tecido-alvo 16, como ilustrado na figura 5.

Em cada caso, a saída do transdutor fornece ao cirurgião um retorno de posição de tempo real de forma que o cirurgião possa ajustar a posição da sonda para garantir que a dose prescrita de radiação seja distri- buída. Por exemplo, um tom ou bip discreto pode ser gerado em incremen- tos de um segundo quando a sonda está distante do alvo. A freqüência de bip aumenta à medida que a sonda se aproxima do alvo. Se a sonda entrar em contato com o alvo, o tom de bip soa continuamente. Enquanto a exposi- ção à radiação do tecido-alvo está ocorrendo, um dispositivo de gravação coleta dados que descrevem a localização da sonda pela duração do trata- mento. Esses dados podem ser utilizados para a análise pós-procedimento da dose distribuída. O resultado pode ser analisado para determinar ambas a posição da fonte e a duração de tempo que permaneceu em cada posição. Quando essa informação é combinada com a taxa de dose da fonte de radi- ação, uma dose precisa distribuída para o tecido-alvo pode ser calculada.

Alternativamente, a fonte de radiação pode ser espaçada de forma adequada do tecido-alvo através do uso de um balão deformável que forma uma parte da sonda de distribuição. Especificamente, como ilustrado na figura 6, um balão 28 feito de um material deformável ou semideformável tal como látex ou silicone, é fixado à ponta distai da sonda de distribuição de radiação 30. O balão 28 é projetado com uma relação de pressão/tamanho específica. Com referência à figura 7, a sonda é fornecida com um lúmen 32 (em adição ao lúmen de fonte de radiação 33) para enchimento do balão 28. A extremidade proximal do lúmen de enchimento 32 termina fora do olho com uma conexão Iuer 34, enquanto a extremidade distai do lúmen de en- chimento 32 termina na extremidade distai da sonda 30 sob o balão 28 com um furo ou saída 36 para o fluido escapar para encher o balão. Uma fonte de pressão tal como uma bomba ou seringa de enchimento preenchida com um fluido de enchimento (gás ou líquido) é fixada à conexão de Iuer proximal 34. A fonte de pressão inclui dispositivos para monitorar a pressão do sistema fechado. O fluido para inflar o balão pode ser compressível (tal como nitro- gênio, ar, dióxido de carbono) ou não compressível (tal como solução salina, glicerina ou óleo). A fonte de pressão é ativada e o fluido infla o balão para a pressão desejada. O balão é projetado de forma que as pressões menores correlacionem com volumes menores conhecidos, enquanto pressões maio- res correlacionam com volumes maiores conhecidos para o balão. O balão é inflado para a pressão desejada para posicionar a fonte de radiação a uma distância desejada do tecido. Quando o balão é inflado para a pressão dese- jada, a sonda/balão inflado é movido na direção da retina de forma que a fonte de radiação seja posicionada sobre o tecido-alvo e o balão esteja em contato leve com a retina. Depois de a radiação ser distribuída, o balão é desinflado e o sistema retirado do olho.

Quanto mais distante a fonte de radiação é posicionada do teci- do, maior o campo de tratamento e mais tempo a fonte deve permanecer em posição para alcançar a dose prescrita. Esse fenômeno é ilustrado nas figu- ras 8 e 9. Conseqüentemente, uma vantagem da utilização de um fluido de baixa densidade (por exemplo, um gás) para inflar o balão é que a radiação não é significativamente atenuada pelo gás, e a fonte de radiação distribui, dessa forma, uma taxa de dose mais alta por tempo unitário do que se o ba- lão fosse preenchido com um material de alta densidade. Adicionalmente, a distribuição de dose será espacialmente mais uniforme com um fluido de baixa densidade. A geometria do balão pode ser esférica, cilíndrica, cúbica, piramidal etc. dependendo das características de desempenho desejadas. O balão possui o benefício adicional de criar um contato relativamente suave com a retina em comparação com o toque da retina diretamente com a son- da metálica. Adicionalmente, a carga originada da mão do cirurgião e sendo transmitida para a retina através da sonda de distribuição de radiação é dis- tribuída através de uma área de superfície muito maior quando o balão é utilizado para contatar a retina.

Como uma alternativa para o uso de um balão deformável, um balão não deformável feito de um material tal como PET pode ser fixado à ponta distal da sonda de distribuição de radiação. O balão não deformável é inflado para uma pressão predeterminada com qualquer um dos fluidos des- critos acima de forma a ser inflado para um volume conhecido que não pode ser ajustado. O volume conhecido posiciona a sonda em uma distância co- nhecida a partir do tecido-alvo. O procedimento é o mesmo que o apresen- tado acima com relação ao uso de um balão deformável.

Com referência às figuras 10 e 11, um método alternativo adi- cional para o posicionamento adequado da sonda de tratamento 28 com re- lação ao tecido-alvo envolve a criação de uma "bolha" no interior do olho pela injeção de um volume conhecido de fluido possuindo uma densidade maior que a solução salina ou líquido vítreo no olho, ou uma densidade infe- rior que a solução salina ou líquido vítreo, tal como um gás. O volume de fluido a ser injetado é calculado considerando-se uma geometria de olho comum ou depois desse medir o olho do paciente e é baseado na profundi- dade desejada do fluido. A profundidade de fluido determina a interface 40 entre o fluido vítreo ou solução salina e o fluido recém-introduzido. Essa pro- fundidade é utilizada como um sinal para o cirurgião quando do posiciona- mento da ponta do dispositivo. Através do microscópio, o cirurgião pode vide quando a ponta do dispositivo 38 toca o fluido de maior densidade, como ilustrado na figura 10. Isso é uma indicação para o cirurgião de que a distân- cia adequada de separação entre a ponta do dispositivo 38 e o tecido-alvo foi alcançada e que a dose de radiação pode ser distribuída. Durante o tra- tamento, o cirurgião mantém a ponta nessa posição exata. Alternativamente, se a ponta da sonda 38 for localizada em uma posição dentro da interface 40 entre os fluidos de baixa e alta densidade, a superfície externa da sonda 38 pode incluir uma linha de estrita 42 ou outra marcação visual indicando a extensão à qual a sonda 38 deve ser avançada além da interface 40. Sob visualização microscópica, o cirurgião pode então alinhar esse indicador vi- sual com a interface de fluido e distribuir a fonte, como ilustrado na figura 11. Depois do tratamento, esse fluido denso pode ser removido e substituído por solução salina utilizando-se técnicas de vitretomia padrão.

Uma técnica adicional para o posicionamento da ponta da sonda em contato suave com o tecido-alvo, ilustrada nas figuras 12a-b, envolve a criação de uma sombra da sonda 44 no interior do olho que pode ser visuali- zada através da lente do paciente pelo cirurgião durante a cirurgia vítreo- retinal através do microscópio. Para essa finalidade, o cirurgião pode utilizar um endo-iluminador padrão ou tubo de luz 46 em conjunto com a ponta da sonda. Quando o tubo de luz 46 é corretamente posicionado com relação à sonda, o mesmo projeta urna sombra 48 a partir da sonda na superfície reti- nal 50. Pela visualização do formato e da posição da sombra 48, o cirurgião pode determinar a posição da ponta da sonda com relação à retina 50. À medida que o cirurgião move a sonda 44 na direção da retina 50, a ponta da sombra 48 e a sonda 44 convergem e eventualmente se sobrepõem, dessa forma, sinalizando o contato com a retina 50. Quando o cirurgião move a sonda 44 para longe da retina 50, a ponta da sombra 48 e a sonda 44 se movem para longe uma da outra.

Em um método adicional para o posicionamento da sonda, ilus- trado nas figuras 13a, 13b, a sonda 52 é fornecida com um ou dois tubos de luz ou Iasers 54 e duas saídas 56 na extremidade distai da sonda 52 para permitir que as fontes de luz 54 escapem da sonda 52. As luzes 54 são foca- lizadas de forma que criem uma interseção a uma distância predeterminada longe da sonda 52 correspondendo à distância a qual a sonda 52 deve ser espaçada acima do tecido-alvo de forma que a fonte seja posicionada na altura desejada acima do tecido-alvo. O cirurgião liga a(s) luz(es) 54, move a sonda 52 na direção da retina e quando a interseção dos dois feixes alcança o tecido-alvo, a sonda 52 está a uma distância desejada longe do tecido- alvo.

Redução da Tração entre a Sonda e o Líquido Vítreo

A cirurgia vítreo-retinal exige instrumentos projetados para o ambiente singular do olho que também são compatíveis com os instrumen- tos cirúrgicos existentes. A sonda do dispositivo de distribuição de radiação utilizado na presente invenção possui preferivelmente uma seção transversal compatível com os instrumentos cirúrgicos de calibre 20, incluindo trocares. As sondas dimensionadas maiores do que o calibre 20 aumentam a probabi- lidade de complicações, tal como descolamentos de retina, devido à tração. Isso se deve à área de superfície aumentada da sonda e o deslocamento de volume da sonda à medida que é inserida no olho. Para diminuir a tração entre sonda e o líquido vítreo, a superfície externa da sonda, se feita de me- tal, pode ser polida eletricamente para fornecer uma superfície suave, redu- zindo, assim, a fricção de superfície. Alternativamente, a superfície da sonda pode ter "covinhas" (sirniiar a uma bola de golfe) em um nível micro ou ma- cro utilizando o acabamento de superfície conhecido ou técnicas de usina- gem. As "covinhas" da superfície externa da sonda reduzem a fricção de superfície sob condições de fluxo (tal como inserção e remoção da sonda).

Adicionalmente, um lubrificante líquido, tal como glicerina ou lu- brificante de instrumento Hinge Free (disponível na Steris Corporation), pode ser aplicado à superfície externa da sonda para reduzir adicionalmente a fricção na interface de sonda/líquido vítreo. Adicionalmente, a sonda pode ser fornecida com um revestimento de baixa fricção par alcançar o mesmo objetivo.

Regulagem de Calor com Emissores de Raios X

A geração de raios X dentro do olho pode elevar a temperatura dentro do olho acima do limite para danos de tecido. Para limitar o calor transmitido para o olho, várias estratégias podem ser empregadas. Primeiro, ao invés de estar sempre ligado, o gerador de raios X pode ser pulsado, com o mesmo alternando automaticamente entre o estado ligado e o desligado em uma freqüência conhecida. Adicionalmente, a freqüência de pulso pode ser regulada por um termopar dentro do olho (incorporado na sonda de raios X ou inserido através de uma saída diferente). Adicionalmente, ou alternati- vamente, o dispositivo de resfriamento do emissor pode ser empregado. Por exemplo, com referência à figura 14, um permutador de calor 58 pode ser incorporado fora dos eletrodos da sonda de raios X 60, e um fluido resfriado (gás ou líquido) é circulado através do permutador de calor por meio de uma bomba ou outra fonte de pressão 62 para reduzir a carga total de calor da sonda de raios X 60. Adicionalmente, o emissor de raios X 60 pode ser for- necido com uma bainha 64 entre a fonte de calor (eletrodos) e o olho feita de um material com baixo coeficiente de condutividade térmica.

Adicionalmente, como ilustrado na figura 15, um termopar 66 ou outro instrumento de percepção de temperatura pode ser localizado em ou perto do anodo da sonda de raios X 68 para fornecer um retorno de dados de temperatura para o controlador de raios X 70. Quando a temperatura ex- cede determinados limites, o controlador 70 pode automaticamente ajustar a saída de energia do sistema de raios X. Distribuição de Dose e Proteção de Tecido Não Alvo

A radiação Beta e a radiação de raios X de baixa energia possu- em, cada uma, uma queda rápida de dose quando percorrendo através da água em comparação com as formas de radiação gama. Outras formas de radiação externa podem controlar a profundidade de penetração dentro de poucos centímetros; no entanto, a distribuição de dose é menos controlada do que a radiação beta ou de raios X de baixa energia. A sonda da presente invenção apresenta a vantagem de fornecer um controle preciso sobre a dis- tribuição de dose e profundidade de penetração através de outras alternati- vas de radiação.

O uso de uma abordagem de radiação "alvo", com a proteção do tecido não alvo e/ou atenuação da radiação além da direcionada para o teci- do-alvo com filtros e similares, permite uma dose total maior distribuída para o tecido-alvo enquanto reduz o risco de danos colaterais às estruturas ocula- res circundantes. Quando uma abordagem alvo não é empregada (tal como com fontes de radiação alfa ou gama), a dose total é limitada devido ao risco para as estruturas oculares próximas. Adicionalmente, o risco para a retino- patia por radiação é reduzido quando um volume menor de tecido é irradia- do, e a resposta de cura do tecido irradiado é aperfeiçoada com uma abor- dagem alvo.

A proteção das áreas saudáveis da retina é desejável visto que reduz o risco de efeitos colaterais induzidos por radiação. A distribuição de dose pode ser mascarada pela colocação de um filtro de formatação 70 a- trás da fonte de radiação 72 (como ilustrado na figura 16a), pela criação de uma janela de radiação 74 entre a fonte 76 e o tecido (como ilustrado nas figuras 17a, 17b), ou pela introdução de um fluido de baixa densidade entre a fonte de radiação e o tecido (tal como o uso de um gás para o fluido de enchi- mento para os balões de espaçamento discutidos acima e ilustrados na figura 6). O filtro de formatação 70 e a janela de radiação 74 são feitos de um material de alta densidade, tal como irídio de platina e servem para formatar a distribui- ção de dose tal como tornando a distribuição mais uniforme, alargando a distribuição s/ou estreitando a distribuição, como ilustrado de forma esque- mática nas figuras 16b e 17c. Vide, por exemplo, WO 2005/049139 que é incorporada aqui por referência. A janela de radiação 74 pode criar modifica- ções similares à distribuição de dose. Geralmente, a adição de um filtro de formatação 70 ou janela de radiação 74 serve para aumentar o tempo de permanência total.

Devido ao formato quase hemisférico da retina e muitos ângulos de entrada para a sonda de radiação, pode ser desejável se ter a capacidade de direcionar a radiação para fora da sonda. A radiação beta é bloqueada pelo material espesso e/ou denso. Pela utilização de material denso, a emissão de Bremstrahlung (radiação gama secundária) é aumentada. Pela alteração da densidade e/ou espessura dos metais na ponta do dispositivo, o formato do campo de dose beta pode ser alterado, como ilustrado na figura 16b.

Alternativamente, com referência às figuras 18a e 18b, um balão 78 cheio com um fluido de densidade menor do que a solução salina (tal como gás) pode ser colocado entre a fonte e o tecido. O fluido de baixa den- sidade não atenua a radiação tanto quanto o líquido vítreo ou solução salina circundante. Isso resulta em tempo de tratamento reduzido quando compa- rado com a distribuição da terapia através do líquido vítreo. O tempo de tra- tamento mais curto resulta em maior proteção para outras estruturas ocula- res que são mascaradas pela solução salina ou líquido vítreo de densidade comparativamente maior. O balão é formatado para corresponder ao formato do tecido-alvo de forma que o tecido em contato com o balão seja tratado enquanto o tecido fora da área de contato com o balão é mascarado. Inúme- ras geometrias de balão podem ser vislumbradas para combinar com o for- mato da lesão. A formatação do balão de modo que a área de contato cor- responda ao formato da lesão também reduz a probabilidade de isquemia no tecido-alvo. As etapas de procedimento e o desenho básico de sonda são descritos acima.

Através do uso de um ímã na ponta da sonda (por exemplo, on- de o transdutor é localizado na figura 1, posição 2) e ímãs externos, uma sonda de radiação beta ou de raios X flexível pode ser navegada de forma estereotática e posicionada dentro do olho de forma que a direção e a dis- tância da retina para a fonte de radiação possa ser controlada. (Vide, por exemplo, patente U.S. N2 6.755.816 de Stereotaxis, Inc. de Saint Louis, MO, que é incorporada aqui por referência). A sonda de radiação é inserida no olho e o dispositivo é ativado. Os ímãs podem ser energizados alternada- mente de uma forma a mover a sonda de forma que o campo de radiação beta ou raios X varra através da lesão. Os ímãs podem ser controlados por um computador que foi pré-programado com a estratégia de planejamento de tratamento desejada. A varredura através da retina pode distribuir diferen- tes doses para diferentes áreas do alvo dependendo da determinação do cirurgião da dose necessária para tratar a doença em questão.

A radiação de raios X de baixa energia pode ser bloqueada por uma camada fina de metal de alta densidade 80, como ilustrado na figura 19. Adicionalmente a radiação de raios X de baixa densidade pode ser formata- da pela geometria do anodo 82 e/ou catodo como ilustrado nas figuras 20a- c. Por exemplo, se o anodo 82 do emissor de raios X for hemisférico (figura 20a), a radiação de raios X será emitida em torno da ponta do emissor atra- vés de um arco de 180° (quando visualizado a partir do lado). Se o anodo 82 tiver um formato plano (figura 20a ou figura 20c), o raio X será emitido subs- tancialmente de forma "longitudinal" para fora da extremidade do emissor. O feixe de raios X focai pode ser especificamente direcionado em pequenas partes do tecido-alvo. Essa abordagem seletiva na direção das áreas de tra- tamento da retina pode ser especialmente útil quando da proteção de tecidos não alvo.

Outro método para proteção do tecido não alvo contra exposição indevida à radiação é se definir de forma mais precisa os limites do tecido- alvo. Os testes de diagnóstico pré-tratamento, tal como fotografia de fundo colorido e angiografia fluorescente, fornecem uma forma de visualização dos limites específicos da lesão AMD. Então, a natureza focai da distribuição de dose permite que o cirurgião focalize especificamente nas lesões ou partes das lesões, ao invés de dosar genericamente a retina.

Uma fotografia de fundo colorido fornece uma imagem da retina ilustrando características anatômicas similares às quais o cirurgião vê atra- vés do microscópio cirúrgico. De uma fotografia de fundo colorido, o cirurgi- ão pode observar drusas, vasos sangüíneos principais da retina e outras características. No entanto, é difícil se visualizar a extensão da lesão AMD e o vazamento a partir dessas fotografias (e durante a cirurgia).

Para se visualizar a extensão da lesão AMD e o vazamento, uma tintura radiopaca é injetada de forma intravenosa no paciente. À medida que a tintura circula através da corrente sangüínea e eventualmente alcança a circulação retinal, um fotógrafo liga um raio X e captura os quadros da tin- tura à medida que penetra na circulação retinal e coroidal. Essas imagens em raio X ilustram os limites do vazamento AMD que não são visíveis com a fotografia de fundo.

Utilizando-se software Imagenet antes da cirurgia, os limites da lesão podem ser localizados com relação à anatomia que pode ser visuali- zada com o microscópio, tal como vasos sangüíneos, ramificações de vasos sangüíneos, e disco ótico. Com essa informação, uma estratégia de plane- jamento de tratamento pode ser desenvolvida incluindo a determinação, por exemplo, do espaçamento da sonda com relação ao tecido-alvo, o tempo de permanência para a fonte de radiação, a localização do centro da fonte de radiação, e/ou o tipo de filtro ou janela de formatação a ser utilizado durante a cirurgia.

A taxa de dose de radiação é inversamente proporcional ao quadrado da distância entre a fonte e o alvo, e o campo de dose aumenta com a separação crescente entre a fonte e o alvo. Essas características da física da radiação podem ser utilizadas para se controlar o formato da distri- buição de dose. Em colaboração com o balão deformável discutido acima, a distribuição de dose pode ser modificada para combinar especificamente com a lesão AMD. Especificamente, a extensão da lesão pode ser medida. Um balão deformável pode ser projetado para fornecer um espaçamento predeterminado da fonte de radiação para um volume de enchimento deter- minado. Dessa forma, com base no tamanho da lesão, o volume de enchi- mento para fornecimento do espaçamento projetado da fonte de radiação para fornecer uma dose de radiação terapêutica será conhecido, e o balão pode ser inflado para esse volume.

Como apresentado nos pedidos co-pendentes referidos acima, existe uma faixa terapêutica de doses que apresentam o efeito de tratamen- to desejado no tecido-alvo sem efeitos co-laterais indevidos. As doses abai- xo da faixa terapêutica não são suficientes para interromper o vazamento CNV. Doses acima da faixa terapêutica interrompem o vazamento CNV, mas podem causar efeitos co-laterais que tornam os riscos do tratamento maio- res do que o benefício do mesmo. A faixa terapêutica é singular para a bra- quiterapia intra-ocular com radiação por ionização. A faixa terapêutica pode variar com outras fontes de energia ou dispositivos de distribuição. A faixa terapêutica para radiação Beta é de aproximadamente 7 a 50 Gy (medidos no CNV). A dose preferida se encontra entre 10Gy e 30Gy.

Combinação de Terapias e/ou Novo Tratamento de Tecido-alvo

Pode ser vantajoso se tratar a degeneração macular com radia- ção de não ionização em combinação com outras substâncias terapêuticas que estão atualmente em uso ou em desenvolvimento. Por exemplo, deter- minadas substâncias farmacêuticas estão atualmente em desenvolvimento e agem sobre a cascata de fator de crescimento endotelial vascular (VEGF). VEGF são vasodilatadores e vasoproliferativos. A característica vasodilata- dora resulta em paredes do vaso com vazamento enquanto a característica de vasoproliferação resulta na formação de novos vasos sangüíneos. Produ- tos farmacêuticos anti-VEGF, tal como Macugen®, Avastin® e Lucentis®, se aglutinam ao VEGF, impedindo, assim, a vasodilatação e a vasoproliferação, e interrompendo o vazamento CNV.

Testes clínicos com o produto farmacêutico anti-VEGF Lucen- tis® mostram que o mesmo é eficaz não apenas na redução dos efeitos de vasodilatação e vasoproliteração, mas também na redução de vazamentos logo após a injeção. No entanto, os efeitos não são permanentes, e o fárma- co deve ser injetado mensalmente para se obter a eficácia máxima. Em con- traste, visto que o tratamento com radiação funciona pela interferência com a divisão celular no nível de DNA, os efeitos do tratamento com radiação não devem ser imediatos. Na verdade, os íestes clínicos mostram uma redução na acuidade visual em uma semana de pós-operatório, um aumento peque- no com quarto semanas, e um aumento maior com dois meses. Portanto, um tratamento de combinação com um anti-VEGF e terapia com radiação pode ter um efeito mais rápido, basicamente devido ao produto farmacêutico, e um efeito mais tardio, devido basicamente à terapia por radiação.

O intervalo de tempo entre o tratamento com radiação e o trata- mento com anti-VEGF é preferivelmente de duas semanas ou menos, mais preferivelmente de cinco dias ou menos, e ainda mais preferivelmente de quatro horas ou menos. O intervalo de tempo mais preferido seria de 15 mi- nutos ou menos. Isso é, ambos a radiação e o anti-VEGF são administrados durante o mesmo procedimento. Isso pode ser feito com um único dispositi- vo no qual a cânula ou sonda para distribuição da dose de radiação também inclui um lúmen separado através do qual o anti-VEGF pode ser injetado, como ilustrado e descrito nos pedidos co-pendentes referidos acima. A fonte de radiação pode ser um emissor beta ou um emissor de raios X em miniatu- ra, que preferivelmente distribui uma dose de radiação para o tecido-alvo a partir de 20 a 30 Gy em uma taxa de dose de 5 a 30 cGy/seg., e mais prefe- rivelmente a uma taxa de dose de 8 a 15 cGy/seg. Os produtos farmacêuti- cos anti-VEGF podem ser distribuídos antes ou depois ou ambos antes e depois da braquiterapia.

Uma dose subseqüente de um produto farmacêutico anti-VEGF também pode ser administrada ao tecido-alvo de forma intra-ocular para me- Ihorar os efeitos complementares da terapia de combinação. A segunda do- se pode ser fornecida a partir de duas a oito semanas depois da primeira dose, preferivelmente três e cinco semanas após a primeira dose, e mais preferivelmente de 25 a 35 dias depois da primeira dose.

Outros agentes terapêuticos ou modalidades também podem ser utilizados em combinação com a radiação para o tratamento da degenera- ção macular. Por meio de exemplo e não de limitação, isso pode incluir, em qualquer combinação, um ou mais dentre um RNA pequeno de interferência ("siRNA"), terapia fotodinâmica ("PDT"- tipicamente com verteporfina como o agente de fotossensibiüzação), corticosteróides (tai como acetonida triamci- nolona e dexametasona), esteróides angiostáticos (tal como acetato de ane- cortave), implantes de fator neutotrófico ciliar humano encapsulados ("CNTF"-NTC-201), VEGF Traps, suplementos alimentares (por exemplo, ácido docosahexaenóico), medicamentos antiinflamatórios (por exemplo, infliximab, sirolimus, declizumab ou cetorolaco tromethamine), fármacos an- timetabólicos (por exemplo, metotrevato), Iactato de esqualamina (um ami- nosterol), mesilato de ruboxistaurina (um inibidor beta de proteína quinase C), implantes de acetonida fluocinolona, anticorpos monoclonais (por exem- plo, Shingomab), e antioxidantes. Tais produtos farmacêuticos podem ser administrados em uma ampla variedade de formas, tal como de forma intra- vítrea, intravenosa, subcutânea (por injeção), oral, tópica (incluindo colírios), e por implante.

A nova irradiação do tecido-alvo também pode ser indicada. A resposta do tecido à radiação é proporcional à dose distribuída, e existem quatro respostas gerais do tecido à radiação. Com baixas doses (abaixo do limite terapêutico), existe pouca ou nenhuma resposta duradoura do tecido. Em doses acima do limite terapêutico, mas abaixo do limite de toxidade, o efeito terapêutico desejado é obtido. Em doses acima do limite de toxidade, uma fibrose ou cicatrização de longo prazo pode ocorrer. Com doses signifi- cativamente acima do limite terapêutico, uma necrose e cicatrização agudas ocorrerão.

Os estudos de fracionamento com terapia de radiação externa para AMD não mostraram quaisquer benefícios apreciáveis. No entanto, o novo tratamento de pacientes que mostram a recorrência de AMD com radi- ação pode fornecer um benefício sem exceder o limite de toxidade. A Iitera- tura fornece alguma evidência de um efeito de acúmulo no tecido da radia- ção depois de múltiplos tratamentos (isto é, tecido previamente irradiado po- de ser mais sensível do que o tecido virgem a novos tratamentos de radia- ção). Se essa teoria for provada, pode afetar a estratégia de primeira, se- gunda e terceira doses. Adicionalmente, o tecido pode recuperar com o tem- po entre os tratamentos com radiação.

Claims (15)

1. Dispositivo para distribuição intra-ocular de radiação para um tecido-alvo compreendendo: uma cânula dimensionada para inserção em um olho e possuin- do uma extremidade proximal e uma extremidade distai; uma fonte de emissão de radiação adaptada para ser localizada na extremidade distai da cânula; e um transdutor de ultra-som localizado na extremidade distai da cânula.

2. Dispositivo de acordo com a reivindicação 1, no qual o trans- dutor de ultra-som é localizado na extremidade distai do cateter perto da fon- te de emissão de radiação.

3. Dispositivo de acordo com a reivindicação 1, no qual o trans- dutor de ultra-som é localizado na extremidade distai da cânula longe da fon- te de emissão de radiação.

4. Dispositivo para a distribuição intra-ocular local de um trata- mento terapêutico para um tecido-alvo compreendendo: uma cânula dimensionada para a inserção intra-ocular em um olho e possuindo uma extremidade proximal e uma extremidade distai; uma fonte de tratamento terapêutico adaptada para ser localiza- da na extremidade distai da cânula, a fonte destinada a ser espaçada por uma distância predeterminada a partir do tecido-alvo para a distribuição do tratamento terapêutico; e pelo menos uma fonte de luz adaptada para projetar dois feixes visíveis de luz a partir da extremidade distai da cânula, os feixes de luz for- mando uma interseção de forma que quando a interseção coincide com o tecido-alvo, a fonte de tratamento é espaçada por uma distância predetermi- nada do tecido-alvo.

5. Dispositivo de acordo com a reivindicação 4, no qual a fonte de luz é um tubo de luz.

6. Dispositivo de acordo com a reivindicação 4, no qual a fonte de luz é um laser.

7. Dispositivo para distribuição intra-ocular local de um tratamen- to terapêutico para um tecido-alvo compreendendo: uma cânula dimensionada para inserção em um olho e possuin- do uma superfície que possui covinhas para reduzir fricção.

8. Dispositivo para distribuição intra-ocular local de radiação pa- ra um tecido-alvo, compreendendo: uma sonda dimensionada para inserção em um olho e possuin- do uma extremidade proximal e uma extremidade distai; uma fonte de emissão de radiação possuindo um comprimento predeterminado adaptado para ser localizada na extremidade distai da son- da, a fonte de emissão de radiação possuindo uma extremidade proximal e uma extremidade distai; e um filtro associado com a extremidade distai da sonda que blo- queia uma quantidade maior de radiação na extremidade distai da fonte de emissão de radiação do que na extremidade proximal da fonte de emissão de radiação de forma que um perfil de dose geralmente simétrico é distribuí- do para o tecido-alvo pela fonte de emissão de radiação quando a extremi- dade distai da sonda é orientada em um ângulo com relação a um plano de- finido geralmente pelo tecido-alvo.

9. Dispositivo de acordo com a reivindicação 8, no qual o filtro é superior em espessura adjacente à extremidade distai da fonte de emissão de radiação do que adjacente à extremidade proximal da fonte de emissão de radiação.

10. Dispositivo de acordo com a reivindicação 8, no qual o filtro possui uma densidade maior adjacente à extremidade distai da fonte de e- missão de radiação do que adjacente à extremidade proximal da fonte de emissão de radiação.

11. Dispositivo para a distribuição intra-ocular local de radiação de raios X para o tecido-alvo compreendendo: uma cânula dimensionada para inserção em um olho e possuin- do uma extremidade proximal e uma extremidade distai; um catodo dentro da extremidade distai da cânula; um anodo na extremidade distai da cânula; e uma camada de metal de alta densidade associado com a ex- tremidade distai da cânula perto do anodo para atenuação da radiação de raios X, a camada metálica possuindo uma área de espessura reduzida para permitir que a radiação de raios X passe através da mesma substancialmen- te de forma desimpedida, a abertura sendo localizada e dimensionada para direcionar e confinar a radiação de raios X ao tecido-alvo.

12. Dispositivo para a distribuição intra-ocular local de radiação de raios X para um tecido-alvo compreendendo: uma cânula dimensionada para inserção dentro de um olho e possuindo uma extremidade proximal e uma extremidade distai; um catodo dentro da extremidade distai do cateter; um anodo na extremidade distai da cânula; e a extremidade distai da cânula e do anodo possuindo um forma- to hemisférico.

13. Dispositivo para distribuição intra-ocular local de radiação de raios X para um tecido-alvo compreendendo: uma cânula dimensionada para inserção dentro de um olho e possuindo uma extremidade proximal e uma extremidade distai; um catodo dentro da extremidade distai da cânula; um anodo na extremidade distai da cânula; e a extremidade distai da cânula e o anodo sendo geralmente pla- na e sendo orientada geralmente de forma perpendicular a um eixo geomé- trico longitudinal da extremidade distai da cânula.

14. Dispositivo de acordo com a reivindicação 13, no qual a ex- tremidade distai da cânula compreende um material permeável a raios X.

15. Dispositivo de acordo com a reivindicação 14, no qual a ex- tremidade distai da cânula compreende um material de bloqueio de raios X para atenuação da radiação por raios X recebida pelo tecido-alvo.