專利名稱：包括經(jīng)由用于靶向能量傳遞的預(yù)先計算的前饋控制加圖像反饋控制的自動細(xì)胞控制和去 ...的制作方法
包括經(jīng)由用于靶向能量傳遞的預(yù)先計算的前饋控制加圖像 反饋控制的自動細(xì)胞控制和去除的基于光子的非侵入式手
術(shù)系統(tǒng)相關(guān)申請的交叉引用本申請要求于2007年10月1日向美國專利和商標(biāo)局(“USPT0”)提交的臨時申 請60/976，699、于2007年10月25日向USPTO提交的臨時申請60/982，542和于2008年1 月18日向USPTO提交的臨時申請61/021,941的優(yōu)先權(quán)；并且通過引用并入2007年8月7 日提交的臨時申請60/954，364中的信息。關(guān)于聯(lián)邦資助的研究或開發(fā)的聲明本申請是于2008年8月5日向國立衛(wèi)生研究院提交的、具有CFDA跟蹤號93. 394 的基金號為00499945的基金申請請求的主題。在本說明書中通過引用并入包括在該基金 請求中的信息。合作研究協(xié)議各方的名稱未與任何第三方簽訂合作研究協(xié)議。本發(fā)明的實施方案的背景使用MRI設(shè)備和射束發(fā)生器的癌治療系統(tǒng)在本領(lǐng)域是已知的。一些現(xiàn)有的治療系 統(tǒng)損傷了被治療的癌組織周圍的健康組織。在本申請中描述的系統(tǒng)改進了現(xiàn)有的癌治療系 統(tǒng)，其中最小化了對被治療的癌組織周圍的區(qū)域中的健康組織的損傷，并在更大程度上確 保了殺死靶組織。本發(fā)明的實施方案的簡要概括本發(fā)明的實施方案針對一種基于光子的非侵入式手術(shù)系統(tǒng)，該系統(tǒng)包括成像設(shè) 備，用于取得人的身體的圖像以提供內(nèi)部生理學(xué)的細(xì)節(jié)；以及至少兩個射束發(fā)生器，用于生 成用于傳遞到所述人的身體中的靶的能量射束，其中所述能量射束在一點處相交。所述系 統(tǒng)還包括用于前饋控制的裝置，用于預(yù)先計算當(dāng)所述能量射束行進通過所述人的身體各 處時的預(yù)期偏轉(zhuǎn)和所得路徑；以及通過由所述成像設(shè)備收集的信息進行反饋控制的裝置， 其中用于前饋控制的裝置和用于進行反饋控制的裝置以集成的方式發(fā)揮功能。本發(fā)明的另一實施方案針對一種基于光子的非侵入式手術(shù)系統(tǒng)，該系統(tǒng)包括成 像設(shè)備，用于取得人的身體的圖像以提供內(nèi)部生理學(xué)的細(xì)節(jié)；以及至少兩個射束發(fā)生器，用 于生成用于沿某路徑傳遞到所述人的身體中的靶的能量射束，其中所述能量射束在一點處 相交，并且其中所述能量射束包括用于沿所述某路徑傳遞到所述靶的不同類型的能量。所 述系統(tǒng)還包括用于前饋控制的裝置，用于預(yù)先計算當(dāng)所述能量射束行進通過所述人的身 體各處時的預(yù)期偏轉(zhuǎn)和所述某路徑；以及通過由所述成像設(shè)備收集的信息進行反饋控制的
直O(jiān)本發(fā)明的另一實施方案針對一種基于光子的非侵入式手術(shù)系統(tǒng)。所述系統(tǒng)包括 成像設(shè)備，用于取得人的身體的圖像以提供內(nèi)部生理學(xué)的細(xì)節(jié)；以及至少兩個射束發(fā)生器， 用于生成用于傳遞到所述人的身體中的靶的能量射束，其中所述能量射束在一點處相交。 所述系統(tǒng)還包括用于前饋控制的裝置，用于預(yù)先計算當(dāng)所述能量射束行進通過所述人的身體各處時的預(yù)期偏轉(zhuǎn)和所得路徑；通過由所述成像設(shè)備收集的信息進行反饋控制的裝 置；以及附著到所述靶或在所述靶內(nèi)的多個納米微粒。本發(fā)明的另一實施方案針對一種基于光子的非侵入式手術(shù)系統(tǒng)。所述系統(tǒng)包括 成像設(shè)備，用于取得人的身體的圖像以提供內(nèi)部生理學(xué)的細(xì)節(jié)；以及至少一個射束發(fā)生器， 用于生成用于傳遞到所述人的身體中的靶的能量射束。至少一個射束發(fā)生器包括用于處理 來自所述射束發(fā)生器的射束的射束處理器，并且所述能量射束在某點處相交。所述系統(tǒng)還 包括用于前饋控制的裝置，用于預(yù)先計算當(dāng)所述能量射束行進通過所述人的身體各處時 的預(yù)期偏轉(zhuǎn)和所得路徑；通過由所述成像設(shè)備收集的信息進行反饋控制的裝置；以及附著 到所述靶或在所述靶內(nèi)的多個納米微粒。對附圖的若干視圖的說明圖IA是從MRI設(shè)備的前端看去的視圖。圖IB是從MRI設(shè)備的側(cè)面看去的視圖。圖2是示出本發(fā)明實施方案中的特征的系統(tǒng)框圖。圖3A是示出射束發(fā)生器和當(dāng)射束與皮膚表面接觸時射束的偏轉(zhuǎn)的視圖。圖3B是示出射束的入射角、偏轉(zhuǎn)角和散射角的放大視圖。圖4是示出射束發(fā)生器和當(dāng)射束到達(dá)靶細(xì)胞之前與人的皮膚、骨骼和肌腱接觸時 射束的偏轉(zhuǎn)的視圖。圖5是示出當(dāng)在本發(fā)明實施方案中使用一到四條能量射束時的標(biāo)度和包括瓦特、 梯度、吸收和細(xì)胞死亡的各種參數(shù)的視圖。圖6是示出三維空間中的四條電磁射束的視圖。圖7A-7D示出三個圓柱體(圖7A和7B)的交點和六個圓柱體(圖7C和7D)的交
點ο圖8A和8B是示出電磁波的視圖，其中兩個波同相(圖8A)，且兩個波異相(圖 8B)。圖9A-9D是示出兩條射束的交點(圖9A-9C)和三條射束(圖9D)的交點的視圖。

圖10是電磁波的視圖。圖11示出當(dāng)本發(fā)明的實施方案使用三條射束并且納米微粒附著到細(xì)胞內(nèi)的細(xì)胞 器時(曲線A)、當(dāng)本發(fā)明的實施方案使用單條射束并且納米微粒附著到細(xì)胞內(nèi)的細(xì)胞器時 (曲線B)和當(dāng)使用傳統(tǒng)輻射時(曲線C)的三條效能曲線。圖12示出具有位于第一層的MRI或CT圖像掃描器和布置在更低層的三個射束發(fā) 生器的本發(fā)明的雙層實施方案。圖13示出結(jié)合射束發(fā)生器單元使用的X射線束。圖14到圖19示出本發(fā)明實施方案的控制序列的六個幀的序列，其考慮射束發(fā)生 器相對于靶的初始瞄準(zhǔn)方面的誤差，使用反饋誤差值連同前饋控制來調(diào)整射束，直到射束 會聚在靶區(qū)域上為止，且在釋放射束脈沖之后摧毀靶細(xì)胞。圖20示出分束器和瞄準(zhǔn)器(射束處理器)的實施方案，其中鏡屏蔽和隧道、第一 鏡和波導(dǎo)簇是分束器的組件，并且最后的鏡是瞄準(zhǔn)器。本發(fā)明具體實施方案的詳細(xì)說明如本申請所述的本發(fā)明的實施方案提供一種用于靶向諸如癌細(xì)胞或包括癌和非
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癌細(xì)胞的細(xì)胞群的特定細(xì)胞以便傳遞諸如輻射的能量的系統(tǒng)。這些實施方案還描述了集成 的方法和傳遞系統(tǒng)，其能夠在對周圍組織的損傷最小或沒有損傷的情況下將能量傳遞到特 定細(xì)胞或細(xì)胞群。本專利申請中描述的技術(shù)本身是一種創(chuàng)新，但是它也涉及集成許多其它技術(shù)，諸 如成像、輻射、微波、超聲、激光、機械手等。本發(fā)明的實施方案包括針對靶確定、控制、能量 傳遞策略、能量傳遞機制和系統(tǒng)集成的主題。本技術(shù)的優(yōu)點是影響深遠(yuǎn)的，并且甚至超出了醫(yī)療保健領(lǐng)域。然而，醫(yī)療保健應(yīng)用 是本發(fā)明最初的重點。例如，本說明書中描述的本發(fā)明可以用于除去身體中任何位置的癌 細(xì)胞而不需要進行手術(shù)。癌細(xì)胞的消除適用于腫瘤，并且還可以適用于已經(jīng)擴散到全身的 轉(zhuǎn)移的癌。隨著技術(shù)的發(fā)展，其也許能夠消除身體的病毒和細(xì)菌感染?？梢灾斡T如B型 肝炎和AIDS的疾病。其它潛在的應(yīng)用包括選擇性消除前列腺或身體的其它部分中的細(xì)胞。 為了健康或美容的原因而減小器官的尺寸或改進其功能或破壞脂肪細(xì)胞也是潛在的應(yīng)用。 為了諸如改進血液流動或使得關(guān)節(jié)更自由的運動的好處，也可以摧毀或疏松非細(xì)胞物質(zhì)。材料科學(xué)一分析、測試和修復(fù)。材料科學(xué)領(lǐng)域使用X射線來分析、測試和修復(fù)材 料。本發(fā)明具備高能量交點和精確的瞄準(zhǔn)，因此對于該行業(yè)可能具有重大價值。本發(fā)明將 提供在微觀水平下查明問題并且采取行動來改正問題的能力。實驗室用途一化學(xué)分析和晶體分析。工作于化合物和晶體分析的科學(xué)家將發(fā)現(xiàn)本 發(fā)明的技術(shù)可用于加速研究項目并且收集在其他情況下不可能收集的數(shù)據(jù)。與用于這種類 型工作的其它選項相比，本發(fā)明的交點的尺寸和對該交點的精確控制將再次成為預(yù)期的優(yōu)
點ο除去有害或不希望的細(xì)胞將改善周圍細(xì)胞的功能。從而，在本說明書中描述的方 法和系統(tǒng)可以用于控制或改善細(xì)胞的功能。在一些應(yīng)用中，低密度的能量可以被傳送到靶 點，以便刺激細(xì)胞或提供細(xì)胞療法。細(xì)胞療法也可以包括使細(xì)胞膜變薄、移動細(xì)胞、分解或 摧毀不希望的內(nèi)部細(xì)胞物質(zhì)、分解或摧毀不希望的外部或非細(xì)胞物質(zhì)、以及通過使用諧波 刺激內(nèi)部細(xì)胞器。本發(fā)明相對于放射治療即使當(dāng)使用X射線能量時，本發(fā)明也在五個大的方面不 同于放射治療。首先，其使用不同的形態(tài)來使得細(xì)胞死亡。第二，其依賴于每秒的光子量而 不是每光子能量來提高瓦特數(shù)。第三，其更好的利用細(xì)胞自身的機制來促成單次治療中立 即的細(xì)胞死亡。第四，本發(fā)明通過使用較少的總能量和較少的每光子能量來避免大多數(shù)DNA 損傷。第五，與生物的、內(nèi)部的、不可控的和不確定的放射治療的靶選擇性相比，本發(fā)明的靶 選擇性機制是機械的、外部的和可控的。放射治療尋求形成大量自由基，而這又導(dǎo)致DNA雙螺旋鏈中的雙鏈斷裂。身體已 經(jīng)建立對于這種細(xì)胞損傷的修復(fù)機制。因此，放射治療必須以大量的這些斷裂來壓倒該修 復(fù)機制。每次治療使得身體增加其在修復(fù)方面的努力，這使得隨后的治療效果越來越小。本發(fā)明導(dǎo)致細(xì)胞內(nèi)各種過程的立即(對于給定細(xì)胞，在幾毫秒的治療內(nèi))破壞，并 且使細(xì)胞的內(nèi)部膜破裂，以使得細(xì)胞死亡。這些破壞和破裂直接引起細(xì)胞的凋亡或自我消 化。凋亡最終也將隨著放射治療而在死亡的細(xì)胞中出現(xiàn)。然而，任何給定細(xì)胞將死亡僅具 有統(tǒng)計概率，且可能在治療之后花費數(shù)天或甚至數(shù)周細(xì)胞才死亡。這是因為放射治療中的 相互作用與本發(fā)明中的相互作用相比，距凋亡處于事件鏈的非常上端的位置。在事件鏈中越處于上端，結(jié)果越不確定。本發(fā)明使用多條射束來增加到達(dá)小靶體積的瓦特數(shù)。每條射束將額外的能量引入 到交點。與放射治療中個體光子的更大的電子電壓相反，交點中的電子電壓(能量)之和 通過射束的數(shù)目來控制。該差別是重要的，因為它允許本發(fā)明a)使用更容易被吸收的光 子能量，并且b)將較少的總能量引入到人體內(nèi)。在本發(fā)明和放射治療之間，到達(dá)靶的峰值能量在絕對值上是類似的，但是處于不 同形式。與放射治療使用較少數(shù)目的較高能量光子相反，本發(fā)明中使用的形式是相對較高 數(shù)目的較低能量光子。本發(fā)明使用交點中的高瓦特數(shù)來形成足以使細(xì)胞器的膜破裂而不燒毀細(xì)胞的化 學(xué)和生理破壞。這些破壞是低能量相互作用中大量光子衰減的結(jié)果。放射治療更加依賴于 高能量范圍的康普頓相互作用，且伴隨有能斷裂DNA鏈的自由基的大量產(chǎn)生。本發(fā)明使用其交點和/或納米技術(shù)來確保與非靶細(xì)胞相比對靶細(xì)胞的選擇性。本 發(fā)明的架構(gòu)中的計算機和操控器控制與交點相關(guān)聯(lián)的該選擇性。附著到納米微粒的單克隆 抗體或其它靶確定用分子為本發(fā)明提供了第二程度的選擇性。靶確定用分子使得納米微粒 以高得多的濃度在某種類型的細(xì)胞中積聚。例如可以以這種方式將癌細(xì)胞確定為靶。因為 納米微粒大幅降低了使本發(fā)明引起細(xì)胞死亡所需的能量數(shù)量，本發(fā)明的輸出能量可以向下 調(diào)整到這樣的水平，其使得除非射束在納米微粒的濃度超過閾值(其將細(xì)胞識別為靶)的 地方相交，否則不出現(xiàn)細(xì)胞死亡。以這種方式，本發(fā)明倍增了其靶確定的確定性；失敗的模 式是，如果納米微粒濃度太低或交點沒有擊中細(xì)胞，則對于細(xì)胞而言什么也不發(fā)生。當(dāng)靠近 神經(jīng)或其它敏感組織工作時，這種選擇性是非常關(guān)鍵的。放射治療依賴于細(xì)胞分裂周期來選擇哪些細(xì)胞將被摧毀。在細(xì)胞復(fù)制的某些階 段，細(xì)胞特別容易發(fā)生DNA鏈斷裂。癌細(xì)胞在復(fù)制方面花費更多時間，因此更易受放射治療 攻擊。然而，在癌細(xì)胞將處于該狀態(tài)方面僅存在更高的概率。實際上，一些正常細(xì)胞將處于 分裂中并且將被殺死，而一些癌細(xì)胞在放射治療時將不處于分裂之中，并且對于該治療相 對地更不易受傷害。這是為何放射治療采用多次治療并且常常未能殺死所有癌細(xì)胞的原 因。在放射治療期間，不能保證任何量的靶細(xì)胞將被殺死。以下推論也是正確的不能保證 不會殺死放射治療射束的路徑中的健康細(xì)胞。本發(fā)明也存在殺死健康細(xì)胞的可能，但是這種概率遠(yuǎn)低于放射治療的情形。實際 上，與診斷用的X射線相比，本發(fā)明在導(dǎo)致這種損傷方面可能性不會更大(甚至，與之相比， 本發(fā)明在這方面更不可能)。在進行放射治療的情況下，發(fā)生繼發(fā)癌的風(fēng)險也比在本發(fā)明的情況下更高。這是 由引入病人的總能量方面的差別以及主要的細(xì)胞死亡形態(tài)方面的差別造成的。DNA鏈中的 期望斷裂可能失敗，并且會導(dǎo)致對DNA鏈的改變。若干百分比的這些改變變?yōu)槔^發(fā)癌。申請人:指出，本發(fā)明的實施方案針對治療人類；然而，諸如狗、貓等的動物也可以 使用本發(fā)明治療，并且被包括在如權(quán)利要求中使用的“人”的定義中。如圖IA和IB所示，本發(fā)明的實施方案使用諸如磁共振成像(MRI) 1或計算機斷層 掃描(“CT”或CAT掃描)的現(xiàn)有圖像獲取系統(tǒng)來將圖像信息輸出到圖2所示的控制系統(tǒng)， 該系統(tǒng)將某些細(xì)胞確定為靶，以進行破壞。該控制系統(tǒng)然后使用來自所述成像系統(tǒng)的連續(xù) 反饋確認(rèn)和細(xì)化其瞄準(zhǔn)從而將兩條或更多條優(yōu)選為非常窄的射束2瞄準(zhǔn)人3中的靶區(qū)域。如以下更詳細(xì)描述的，該系統(tǒng)控制這些射束和它們的強度，使得當(dāng)射束會聚在靶上時，釋放 強度突發(fā)(burst)。在圖IA所示的具體實施方案中，示出躺在可移動水平平臺4上的人3 的視圖。該實施方案示出布置在人上方的三個正交的射束發(fā)生器2，并且圖IB示出從人3 的側(cè)面看的另一實施方案，其包括兩個正交射束發(fā)生器。本領(lǐng)域的普通技術(shù)人員將容易理 解，射束發(fā)生器2可以布置在MRI設(shè)備1的下方或其一側(cè)。取決于應(yīng)用，使用的射束2的數(shù)目是兩條或更多。每條射束的最大能量傳遞小于 引起細(xì)胞損傷的能量傳遞的最小值。然而，在各射束相交的焦點處，取決于使用的射束的數(shù) 目，能級為2、3、4...更大倍數(shù)。這種應(yīng)用允許設(shè)備摧毀身體深處的細(xì)胞，而不損傷周圍的 組織。通過身體的每條射束(包括到達(dá)和來自靶區(qū)域的射束)具有足夠低的能量，以避免和 /或最小化對靶區(qū)域周圍的健康組織的損傷，即，僅僅在交點處的那些細(xì)胞接收足夠的能量 以便被摧毀。分束器概念如圖20所示，該實施方案是對使用完全分離的各射束發(fā)生器的一種 替代。單個射束發(fā)生器(X射線管、直線加速器、...)可以被分為多個射束成分。這些多個 射束成分然后可以被偏轉(zhuǎn)并且用于形成交點。這樣，通過減少射束發(fā)生器來降低成本和復(fù) 雜度，但是對處理一個剩余的射束發(fā)生器的射束成分而言增加了一些成本和復(fù)雜度。本發(fā) 明的該實施方案使用X射線鏡來選擇和引導(dǎo)各射束成分通過多個波導(dǎo)，然后使用額外的鏡 將每個射束分量引導(dǎo)到交點。此外，本發(fā)明的另一實施方案包括多個射束發(fā)生器，每個射束 發(fā)生器具有與其相關(guān)聯(lián)的射束處理器(該射束處理器包括分束器和瞄準(zhǔn)設(shè)備)。具有與每 個射束發(fā)生器相關(guān)聯(lián)的射束處理器的特征的實施方案將增加交點中的瓦特數(shù)，并擴展本發(fā) 明的有用性。如圖9A-9D所示，射束的相交為更精細(xì)的工作提供了更小的交點。圖9A-9C中示 出的實施方案示出兩條射束的交點，而圖9D中示出的實施方案示出具有與圖9A中示出的 兩條射束結(jié)合的部分相交的第三射束。這要求個體射束的瞄準(zhǔn)方面的更大精度，并且經(jīng)由 額外的信號處理來實現(xiàn)，以提供“能級”反饋回路，通過該回路測量了交點內(nèi)的電磁能量。該 能級與該相交占恒定功率的射束的百分比或分?jǐn)?shù)成比例。然后可以測量作為該能級反饋的 函數(shù)的交點的尺寸。其中，本說明書中描述的系統(tǒng)將把細(xì)胞內(nèi)的線粒體、溶酶體或其他細(xì)胞器確定為 靶和使它們破裂，這將導(dǎo)致細(xì)胞從內(nèi)部分解。本領(lǐng)域的普通技術(shù)人員將容易理解，在一些細(xì) 胞中可能存在多個線粒體，并且在每個細(xì)胞中存在多個溶酶體和其他細(xì)胞器。殺死細(xì)胞將 要求大部分的這些物質(zhì)被破壞。任何機制引起的細(xì)胞死亡將導(dǎo)致細(xì)胞的最終消化。將觸發(fā) 細(xì)胞的消化的對線粒體、溶酶體或其他細(xì)胞器的攻擊提供了降低完成殺死給定細(xì)胞的任務(wù) 所需的能量數(shù)量的顯著優(yōu)點。實現(xiàn)細(xì)胞死亡的優(yōu)選方法是使用附著到細(xì)胞內(nèi)的細(xì)胞器的納米微粒。納米微粒的 類型包括金、碳、鐵、磁性材料、合金、管、球、泡、彈簧、線圈、桿和其組合。從而，細(xì)胞器內(nèi)的 分子發(fā)熱導(dǎo)致細(xì)胞的膨脹和破裂或發(fā)熱，其導(dǎo)致細(xì)胞的死亡。實現(xiàn)細(xì)胞死亡的另一方法是 使用射束流中的交織的諧波，以影響細(xì)胞物質(zhì)。另外，可以使細(xì)胞的外部膜破裂來殺死細(xì)胞。這可以使用如圖9D所示的射束的部 分相交來進行，使得細(xì)胞膜的一小部分處于交點內(nèi)部。由射束的相交導(dǎo)致的焦點處的能量 突發(fā)形成了熱點，該熱點導(dǎo)致了細(xì)胞膜中的孔洞。該孔洞允許細(xì)胞物質(zhì)的排出和細(xì)胞的死亡。該方法每次殺死兩個或更多個細(xì)胞，因為相鄰細(xì)胞的膜也被弄破了。本說明書中描述的 系統(tǒng)將使用一種或所有的上述方法來破壞單個細(xì)胞或小群細(xì)胞。限制因素是圖像分辨率、 射束尺寸、靶確定和瞄準(zhǔn)。如上所述，本發(fā)明的優(yōu)選實施方案包括使用多條射束，當(dāng)它們通過人的身體各處 時，個體的射束不會對靶區(qū)域周圍的健康組織產(chǎn)生不利影響。然而，當(dāng)多條射束相交時，形 成了殺死靶細(xì)胞的能量突發(fā)。圖6和7A-D幫助本領(lǐng)域的普通技術(shù)人員進一步理解針對交 點的動態(tài)學(xué)。例如，圖6示出三維空間中的四條相交的電磁射束。因為射束是電磁的，所以 不需要它們是共面的。實際上，如果它們是正交的，則各波甚至不必是相位對準(zhǔn)的。這些相 交波的幅值是各個個體波的幅值的和，這些個體波的幅值在交點內(nèi)的多個點處將為最大的 千電子伏(KeV)。每個重復(fù)的波成分將顯示該最大KeV。本領(lǐng)域的普通技術(shù)人員將容易理解，技術(shù)上，焦點是被本說明書中所述的本發(fā)明 的優(yōu)選實施方案作為靶的小的三維體積。一般而言，點沒有維數(shù)。焦點由射束的相交定義， 并且大約為由射束的旋轉(zhuǎn)截面創(chuàng)建的球體的尺寸(假定射束是圓柱形的，且一般具有相等 的尺寸)。如圖7A-D所示，交點的實際形狀稱為斯坦梅茨固體(Steinmetz solid)。例如，圖 7A示出具有三個圓柱體的菱形十二面體，其中這些圓柱體穿過每個面的中心。這種安排與 穿過八面體的頂點的圓柱體相同。而且，在這種安排中，該3-圓柱體菱形十二面體的體積 由公式(16-sqrt(128))r3確定。例如，圖7C示出具有穿過每條邊的中點的六個圓柱體的立 方八面體。而且，在這種安排中，該立方八面體的體積是(16/3) (3 = sqrt(12)-sqrt(32)) r3。當(dāng)使用本發(fā)明的優(yōu)選實施方案時，正交的射束提供了優(yōu)選的和可能是最好的靶確定，因 為它們的交點是最小尺寸。對于不同尺寸的射束或?qū)τ诜钦簧涫?，交點具有修改的斯坦 梅茨固體(未示出)形狀。對于要求多于三條射束的應(yīng)用，射束的交點的尺寸和形狀較少 依賴于會聚的角度。圖5也示出，射束的較低集中度模式改進了圖像分辨率和控制功能。具體地，圖5 示出了在焦點處使用多條電離輻射射束的一般預(yù)期結(jié)果。例如，當(dāng)使用四條射束時，瓦特 數(shù)、梯度、細(xì)胞吸收和細(xì)胞死亡是最多的。類似于電子顯微鏡，焦點處的高集中度的能量形 成了來自該區(qū)域中的細(xì)胞的發(fā)射。可以讀取和分析這些發(fā)射，以增強圖像信息，并因此改進 系統(tǒng)控制和靶確定。許多MRI和CT系統(tǒng)已經(jīng)集成了高精度的托臺機械手(robot)來移動人3。在優(yōu)選 實施方案中，靶確定和傳遞系統(tǒng)也被集成到相同類型的機械手中，以便將人和靶區(qū)域移入 視場和最終瞄準(zhǔn)的范圍內(nèi)。在使用MRI或CT技術(shù)來獲取圖像的這種實施方案中，機械手被 并入MRI和CT系統(tǒng)之中。然而，本發(fā)明的實施方案可以使用與MRI和CT系統(tǒng)分離的托臺 機械手，以移動支持人的平臺。在某些實施方案中，使用安裝在壓電設(shè)備上的鏡或諸如液晶 或等離子體偏轉(zhuǎn)的其他技術(shù)來實現(xiàn)第二層瞄準(zhǔn)。這些技術(shù)能夠在小范圍內(nèi)實現(xiàn)能量射束的 高準(zhǔn)確度瞄準(zhǔn)。使用高斯表面和其他衰減技術(shù)減少或消除了成像、控制和傳遞之間的系統(tǒng) 沖突和干擾。也可以考慮各設(shè)備之間的高速切換。圖12示出具有位于第一層的MRI或CT圖像掃描器和設(shè)置在更低層的三個射束發(fā) 生器的本發(fā)明的雙層實施方案的實例，所述射束發(fā)生器能夠?qū)⑺鼈兊妮椛渖涫鴤魉偷教稍?位于第一層的MRI或CT設(shè)備中的水平平臺上的人。在這種實施方案中，含有圖12中示出 的設(shè)計的這類設(shè)施的層設(shè)計包括給定的14英寸的鉛或96英寸的混凝土(SR)，以阻擋幾乎
10所有的X射線散射。另一個給定的條件是，在該層設(shè)計中存在24英寸的可用空間。此外， X射線-14L = 0且X射線-96C = 0，其中X射線-χX L_y X C = 0且x+y = 24，以及χ比y 貴得多?；谠撔畔?，最佳解是y= 12.5且χ= 11.5。鉛蓋提供了用于取得希望結(jié)果的便 宜得多的方式。該估計基于IOOMeV X射線的最差情形。當(dāng)使用本發(fā)明的優(yōu)選實施方案時， 因為預(yù)期了更低能量的射束，因而要求的屏蔽會少得多(可能為上述估計的25%或更少)。 以上分析是最差情形。在圖2中圖示了其中示出優(yōu)選實施方案中各組件的系統(tǒng)框圖。磁體、RF線圈、RF 檢測器和放大器、MRI脈沖生成及磁場控制和數(shù)字化儀是MRI組件，并將信息提供給中央處 理器以進行處理。其中，本發(fā)明的優(yōu)選實施方案包括射束控制、數(shù)模轉(zhuǎn)換器、功率放大器、機 械手、用于控制人在治療期間所在的水平平臺的位置的機械手操控器和機械手系統(tǒng)、射束 發(fā)生器、瞄準(zhǔn)器和各種設(shè)備控制。靶確定用計算機被連接到中央處理器。該靶確定用計算機 是用于計算和更新前饋控制指令并將它們傳遞到中央處理器的子處理器。該子處理器保持 來自治療前掃描的物理數(shù)據(jù)和用于計算前饋驅(qū)動器值和增益的數(shù)學(xué)模型。該數(shù)據(jù)和模型由 所述靶確定用計算機用來執(zhí)行前饋控制必需的大量數(shù)學(xué)計算。在完成這些計算之后，將前 饋值傳遞到中央處理器，并且獲取更新的前饋信息，以便進行用于前饋控制的下一輪計算。 中央處理器運行實際控制回路，并具有來自靶確定用計算機以及來自成像設(shè)備和其他傳感 器的輸入。本發(fā)明的優(yōu)選實施方案使用用于可能的最佳控制架構(gòu)的動態(tài)增益。這些增益中 的任何一個(包括與前饋控制或反饋控制相關(guān)聯(lián)的增益)可以歸零；然而，兩種類型的控制 不能同時為零。這實際意味著本發(fā)明可以僅使用前饋控制或僅使用反饋控制運行。該單一 策略控制的情形一次不太可能持續(xù)超過一秒。本發(fā)明的優(yōu)選實施方案使用的瞄準(zhǔn)技術(shù)類似于用于配備有圖像采集的工業(yè)機械 手的瞄準(zhǔn)技術(shù)，以用于第一層瞄準(zhǔn)。第二層瞄準(zhǔn)使用的技術(shù)將與在精密加工或高分辨率電 視中使用的技術(shù)類似。在每種情況下，將使用前饋控制策略，其預(yù)測移動、偏轉(zhuǎn)、衍射和其他 誤差引入。例如，呼吸是循環(huán)的并且移動可以被預(yù)測為處于某些參數(shù)以內(nèi)?？梢灶A(yù)期，與其 他組織密度相比，骨骼密度將導(dǎo)致一定限度內(nèi)的偏轉(zhuǎn)和衍射。如果控制系統(tǒng)模型在前饋控 制中預(yù)期到這些方面，則反饋回路將會精確得多。在過去的醫(yī)療應(yīng)用中，一般認(rèn)為X射線射束的偏轉(zhuǎn)是可忽略的。一般的規(guī)則是在 每次偏轉(zhuǎn)中射束將被偏轉(zhuǎn)多達(dá)1/10000。換句話說，在從偏轉(zhuǎn)點起的一分米的長度上，偏移 將約為10微米。多次偏轉(zhuǎn)將是累積性的，并可以導(dǎo)致大得多的偏移。圖3A和3B示出當(dāng)使 用本發(fā)明的優(yōu)選實施方案時遇到的問題，如當(dāng)射束與包括骨骼、組織、韌帶、肌腱、器官以及 相關(guān)身體部分的人的身體的各部分接觸時的射束的入射角問題。這些圖示出，隨著射束尺 寸相對于細(xì)胞的尺寸變小，入射角的影響也減小。在該尺度上，身體的表面不能再被近似為 平滑或平坦的。相反地，認(rèn)為身體的表面是不規(guī)則的，且被類似毛發(fā)的東西和其它障礙物覆 蓋。這些表面不規(guī)則性將要求諸如刮和涂覆的補償措施。本發(fā)明實施方案的控制系統(tǒng)中的 反饋回路與前饋模型一起補償了剩余的偏轉(zhuǎn)。更具體地，圖3A示出射束發(fā)生器和來自該發(fā) 生器的與人的皮膚接觸的射束。在這樣做時，出現(xiàn)了某種偏轉(zhuǎn)。圖3B更詳細(xì)地側(cè)重于該偏 轉(zhuǎn)。其中示出入射角為當(dāng)射束與人的皮膚表面接觸時的角度。且其中示出偏轉(zhuǎn)角為在身體 的表面(例如，人的皮膚)下的角度。最顯著的，當(dāng)被加在一起時，入射角和偏轉(zhuǎn)角小于180 度，以指示當(dāng)射束與皮膚的表面接觸時其發(fā)生了偏轉(zhuǎn)。當(dāng)觀看圖3B時，本領(lǐng)域的普通技術(shù)人員將容易理解，這種偏轉(zhuǎn)可以使得射束移動到射束的左邊，從而使得這種組合的角度大 于180度。在任一情況下，身體的表面使得射束在某一方向上偏轉(zhuǎn)，因此為了適當(dāng)?shù)靥幚碓?焦點和靶區(qū)域以盡力最小化對任何健康組織的損傷，需要考慮這類障礙。此外，圖3B還示 出，在與身體表面接觸之后，由于如圖3B所示的入射角、偏轉(zhuǎn)角和散射角的緣故，當(dāng)射束遭 遇人的身體內(nèi)部的其他身體部分時，射束的寬度變得更大。當(dāng)使用本發(fā)明的優(yōu)選實施方案時，偏移的容限約為2微米，所以必須考慮偏轉(zhuǎn)且 必須進行校正。與電離輻射相比，所有其它能量類型的偏轉(zhuǎn)位移更大。結(jié)果，假定具有最低 偏轉(zhuǎn)比率的能量類型的偏移足夠大以至于需要校正，則所有能量類型均要求前饋控制以補 償偏轉(zhuǎn)。圖4示出使用中的前饋控制系統(tǒng)的實例，以及到達(dá)焦點和靶細(xì)胞之前與其相關(guān)的 某些偏轉(zhuǎn)(包括人的皮膚、骨骼和肌腱)。在這樣的情況下，圖2中示出的靶確定用計算機 中的軟件程序包括預(yù)先計算預(yù)期的偏轉(zhuǎn)和所得路徑的前饋模型，以及用于收集由成像設(shè)備 獲得的信息的反饋控制。結(jié)果，使用本發(fā)明的優(yōu)選實施方案的所得系統(tǒng)能夠進行自動和實 時的圖像獲取、分析和處理。對于直徑為7微米的射束尺寸，該系統(tǒng)運行的速度處于每秒10 到1，000個細(xì)胞的范圍內(nèi)。相對于現(xiàn)今市場上的大多數(shù)先進技術(shù)，本發(fā)明的優(yōu)選實施方案提供了能量閾值的 降低和準(zhǔn)確度、精度和速度方面的提高。在優(yōu)選實施方案中，本發(fā)明提供了更小射束尺寸和 更低能量射束的優(yōu)點，通過降低成像裝置的信號噪聲，這也將提高系統(tǒng)性能。能量閾值降低是通過避免使用高溫來破壞細(xì)胞而實現(xiàn)的。替代地，本發(fā)明的實施 方案尋求使用細(xì)胞自身的破壞機制。這導(dǎo)致破壞細(xì)胞所需的能量大幅減少，并且留下的細(xì) 胞殘余物非常少。攻擊溶酶體、線粒體或其它細(xì)胞器提供了比簡單地?zé)龤ЫM織遠(yuǎn)為精密的 方法。由于更高的能量要求和可能在身體內(nèi)形成疤痕組織的緣故，組織燒蝕或燒毀是本發(fā) 明最不愿采取的策略。通過使用與反饋控制結(jié)合的前饋控制，直接和顯著地提高了準(zhǔn)確度、精度和速度。 前饋控制也提供了工作區(qū)域尺寸的減小，使得在反饋控制回路的每次重復(fù)中處理的數(shù)據(jù)數(shù) 量被最小化。該最小化形成了快得多的反饋回路，而這再次提高了整個處理的準(zhǔn)確度、精度 和速度。本發(fā)明的優(yōu)選實施方案的初始精度和準(zhǔn)確度是大約7微米士2微米，其稍小于最 小的人類細(xì)胞的尺寸。在每個軸上，這比任何競爭技術(shù)好約50倍。由于成像和射束生成技 術(shù)得到改善，本發(fā)明中使用的技術(shù)具有將精度和準(zhǔn)確度提高另一數(shù)量級的潛力。本說明書 中描述的涉及本發(fā)明的優(yōu)選實施方案的技術(shù)有可能治愈許多當(dāng)前不可治愈的疾病。該技術(shù) 也為許多已經(jīng)實現(xiàn)治愈和治療的領(lǐng)域提供了巨大的進步。與本發(fā)明的優(yōu)選實施方案的治療相比，現(xiàn)今對于癌癥的傳統(tǒng)治療是非常粗糙的。 當(dāng)前的治療使用單個相對較寬的輻射射束，其引起對周圍組織的損傷。在獲取問題區(qū)域的 圖像、診斷和可能采取的任何行動之間存在延遲。該延遲可能是顯著的，并意味著對人的生 死之別。可重復(fù)性低，且人為犯錯的機會高。靶確定和瞄準(zhǔn)限于最初步的方法。(與本發(fā)明 相比)不可能將某些細(xì)胞或非常小的細(xì)胞群確定為靶。可以使用本設(shè)備的其它醫(yī)療保健領(lǐng)域?qū)@得更高的準(zhǔn)確性和可重復(fù)性的好處。通 過使用自動化和實時技術(shù)消除人為錯誤具有重大意義。本說明書中描述的技術(shù)還提供了因 為是非侵入方式因此避免了手術(shù)的重大優(yōu)點。其它用途包括擴大呼吸通道、修復(fù)心臟瓣膜、減小前列腺尺寸、提高聽力、刺激腦細(xì)胞、內(nèi)部燒灼以止血、治療脂肪肝綜合癥以及除去息 肉。本發(fā)明的優(yōu)選實施方案在設(shè)置之后自發(fā)工作，并至少包括以下優(yōu)點誤差減少、提 高的可重復(fù)性、更高的準(zhǔn)確度、更快的運行速度和更好的跟蹤。自動化使得該系統(tǒng)以有利的 方式工作，因為對細(xì)胞的選擇和靶確定計算量很大。瞄準(zhǔn)射束必須非?？旌透叨葴?zhǔn)確。對 人類而言，為一個細(xì)胞進行有根據(jù)的和準(zhǔn)確的決策可能花費數(shù)小時。這將是冗長和乏味的， 并且錯誤將不可避免。即使可以克服人為錯誤的問題，但是人們將不能忍受非自動化程序 的長時間。即使身體的小的移動也將使跟蹤被分析的區(qū)域超過幾毫秒變得非常困難。分析 和行動是一起實時完成的。圖像信息在數(shù)值上比在視覺上更有意義。在MRI系統(tǒng)的情況中，從其中獲取圖像 的數(shù)學(xué)空間(k空間)被轉(zhuǎn)換和解釋為供人眼觀看的像素信息。這些數(shù)學(xué)操作可能引入容 限誤差。然后，信息的視覺表示也將受限于觀看它的人的眼睛和心態(tài)。自動化是客觀的、可 重復(fù)的、快速的、準(zhǔn)確的和可靠的。對于一旦流程被啟動就必須完成的工作，這些特性不僅 是非常希望的，而且是一種要求。如上所述，圖2提供了本發(fā)明的優(yōu)選實施方案的流程圖， 并且包括這樣的組件，其確保系統(tǒng)是自動化的，并因此在執(zhí)行對人的治療時更為有效。繼續(xù)以上關(guān)于射束生成的描述，盡管輻射射束是本發(fā)明的優(yōu)選實施方案的邏輯選 擇，但是輻射射束并非唯一的選擇，并且取決于具體應(yīng)用，也不一定是最佳選擇。本發(fā)明中 的架構(gòu)使得可能使用任何穿透肌肉的能量射束工作。本發(fā)明的優(yōu)選實施方案可以使用無線 電波、超聲和其它能量射束。本發(fā)明可以使用各種波長/能級的電磁射束(光子)和機械 波(超聲)。電離輻射具有一些顯著的副作用和風(fēng)險。即使在使用低功率射束的情況下，對 于每個應(yīng)用而言，輻射也可能不總是最佳選擇。在聚焦、穿透、能量傳遞、安全性、破壞能力 和/或副作用方面，其它能量射束可能是更有效的。本發(fā)明的優(yōu)選實施方案使用一種輻射射束的組合，該組合基于在最小副作用的情 況下獲得最大效用的標(biāo)準(zhǔn)。優(yōu)選實施方案僅需要使細(xì)胞膜破裂或使細(xì)胞器失效來殺死細(xì) 胞。如上所述的優(yōu)選實施方案使得細(xì)胞自我破壞并且從內(nèi)部溶解其自身。使細(xì)胞膜破裂可 能會留下細(xì)胞物質(zhì)，其發(fā)生腐爛并可能引起感染。組織燒蝕可能會留下疤痕組織。溶解的 物質(zhì)將更容易被吸收和重復(fù)使用或從身體排出。輻射具有使細(xì)胞膜劣化(degrading)或衰 敗(decaying)直到其發(fā)生破裂的效果。其中，使用由本發(fā)明控制的聚焦的、相交的能量射 束來加熱細(xì)胞器(如溶酶體或線粒體)或細(xì)胞液，以使得細(xì)胞器失效和細(xì)胞死亡。以同樣 方式，本發(fā)明的優(yōu)選實施方案使得可能以足以導(dǎo)致細(xì)胞死亡的能級使用超聲來振動溶酶體 或其它細(xì)胞物質(zhì)。折衷在于個體射束類型對各種進入和離開路徑的副作用(或損傷量)。 為了獲得足夠的穿透，微波射束強度必須特別強來避免對入口表面的損傷，以到達(dá)身體深 處(超過3或4厘米)的細(xì)胞。圖11示出三條效能曲線，即，曲線“A”示出當(dāng)本發(fā)明使用 三條射束并且納米微粒被附著到細(xì)胞內(nèi)的細(xì)胞器時創(chuàng)建的效能曲線；當(dāng)使用該優(yōu)選實施方 案時，在靶區(qū)域出現(xiàn)100%細(xì)胞死亡。曲線B示出當(dāng)本發(fā)明使用一條射束并且納米微粒被附 著到細(xì)胞內(nèi)的細(xì)胞器時創(chuàng)建的效能曲線；當(dāng)使用該實施方案時，由于僅使用單條射束的限 制，出現(xiàn)約50%的細(xì)胞死亡。曲線C示出使用傳統(tǒng)輻射的效能曲線，其示出在某種情況下， 這種傳統(tǒng)輻射治療可能實際上導(dǎo)致對人類身體的不利影響(已知會導(dǎo)致癌癥)。曲線C還 示出，由于與靶區(qū)域/焦點周圍的健康組織有關(guān)的細(xì)胞的死亡，達(dá)到了某一平臺區(qū)。需要指出，這些曲線顯示基于由發(fā)明人執(zhí)行的計算的預(yù)期結(jié)果，即，這些曲線并非基于實驗數(shù)據(jù)?；趦?yōu)選應(yīng)用，本發(fā)明的優(yōu)選實施方案的射束發(fā)生器能夠生成若干不同類型和尺 寸的射束。各種射束類型可以被用作替代物或作為組合來實現(xiàn)最佳結(jié)果。就取得希望的結(jié) 果所需的能量數(shù)量而言，一條射束中組合的多個能量類型將提供最佳結(jié)果。例如，圖13示 出結(jié)合射束發(fā)生單元使用的X射線束。施加在初波(primary wave)上的或在其中調(diào)制的諧波也可以用來減少實現(xiàn)希望 結(jié)果所需的能量。與細(xì)胞器內(nèi)的分子、整個細(xì)胞器或整個細(xì)胞的大小相匹配的諧波將導(dǎo)致 能量吸收更快，并因此導(dǎo)致需要的能量較少。因為穿透肌肉的射束的波長非常短(短于需 要的諧波波長)，所以可以通過調(diào)制射束中能量的釋放來實現(xiàn)諧波。諧波的使用將使得將細(xì) 胞器確定為靶更為容易，因為射束交點將僅需要包括細(xì)胞器而不是在其上聚焦。射束尺寸和能級涉及成像。通常，本領(lǐng)域的普通技術(shù)人員容易理解，諸如MIR或CT 的成像裝置對雜散能量非常敏感。X射線的康普頓和湯姆森散射使得X射線和成像裝置的 同時使用變得有挑戰(zhàn)性?？灯疹D散射是圖像失真的主要原因，因為它是散射的主要原因，并 且導(dǎo)致光子被導(dǎo)向隨機的方向。光子與電子碰撞且臨時地被該電子吸收造成了散射。這使 得電子離開原子或者躍遷到更高殼層，從而在其原始?xì)恿粝驴瘴恢?。?dāng)電子落回該原始 殼層中的空位時，其在隨機方向上發(fā)射光子。這些光子中的一部分將與傳感器陣列相互作 用。減少射束能量和尺寸便減少了散射。每單位時間的輸入光子越少，則每單位時間的散 射越少。假定圖像獲取花費固定的時間量，則減少每單位時間的散射意味著較少的圖像失 直
ο降低射入人的光子的能級也減少了散射。在14. 32KeV的閾值之下時，X射線光子 僅可以驅(qū)除L和M殼層的電子。由于電子落回L或M殼層而發(fā)射的光子能量低得多，并且 更不能穿透肌肉。這些相互作用也更不可能，并且因此較為不頻繁。結(jié)果，這些光子極少到 達(dá)傳感器陣列。申請人決不是將本發(fā)明的實施方案限于低于14. 32KeV的那些能級。而是， 申請人:建議，降低射束的能級以減少散射和其導(dǎo)致的圖像失真是有利的。散射和失真與進 入的光子的能級有關(guān)。該關(guān)系不是線性的，但是該關(guān)系的存在意味著對在本發(fā)明中使用的 光子而言，存在一個或更多最佳個能級。用于確定最佳能級的其它標(biāo)準(zhǔn)是穿透肌肉的能力 和對病人和醫(yī)療保健工作者的風(fēng)險。圖14-19示出涉及能量射束的靶確定和瞄準(zhǔn)的本發(fā)明的優(yōu)選實施方案的特征。本 領(lǐng)域的普通技術(shù)人員理解，“靶確定”是選擇靶細(xì)胞，而“瞄準(zhǔn)”是對將能量傳遞到那些靶的 引導(dǎo)。靶確定要求預(yù)先掃描加實時掃描。預(yù)先掃描將信息提供給前饋控制所需的自動化建 模過程，以及提供圖形用戶界面(“GUI”)的輸入，醫(yī)生在該圖形用戶界面中選擇靶和提供 設(shè)置參數(shù)。這些設(shè)置參數(shù)定義了系統(tǒng)可以在其中操作的空間限制。潛在的靶由靶確定計算 機在預(yù)先掃描中識別，并且在⑶I中呈現(xiàn)出來，使得醫(yī)生可以選擇哪些潛在靶成為最終靶。在使射束瞄準(zhǔn)時使用的反饋控制回路優(yōu)選地使用來自圖像獲取系統(tǒng)的視覺數(shù)據(jù)。 可能需要修改諸如MRI的標(biāo)準(zhǔn)成像系統(tǒng)，以增強成像數(shù)據(jù)中射束的可見度。也可以在射束 生成中包括示蹤物成分(諸如額外的波長)，以提高射束的可見度。康普頓和/或光電散射 使得高能X射線對于CT或PET裝置可見。圖14-19示出本發(fā)明的優(yōu)選實施方案的控制序 列的六幀序列，其考慮了射束發(fā)生器的初始瞄準(zhǔn)相對于靶的誤差，使用反饋誤差值連同前 饋控制來調(diào)整射束，直到射束會聚在靶區(qū)域為止，并且在釋放射束脈沖之后摧毀靶細(xì)胞。更具體地，圖14示出全幀視場和與本發(fā)明相關(guān)聯(lián)的成像設(shè)備上的靶區(qū)域的子幀視場。參考字 母 “ B1，，、“ a2 ”、“ Id1 ”、“ b2 ”、“ C1 ”、“ C2，，、“ Cl1，，、“ d2，，、“ ex，，、“ ey，，、“ fx，，、“ fy，，、“ gx，，和 “ gy ” 表示由
沒有會聚到靶“T”上的三條射束Ap A2和A3造成的反饋誤差。例如，參考字母“a”和“b” 可以表示機械手手臂誤差，參考字母“C”和“d”可以表示托臺誤差，并且參考字母“e”、“f” 和“g”可以表示最終瞄準(zhǔn)誤差。這些參考誤差號與前饋控制一起使用，以確保射束會聚在靶 區(qū)域，使得當(dāng)射束脈沖釋放在靶“T”上時，摧毀靶細(xì)胞而不摧毀靶區(qū)域周圍的健康組織。圖 15示出具體靶“T”和靶“T”周邊的三條射束ApA2和A3中的每一條的位置。如其中所示， 圖15示出三條射束ApA2和A3未會聚在靶區(qū)域T。計算三條射束ApA2和A3以及靶區(qū)域T 之間的間隔，并將其用于操作每個射束發(fā)生器處的偏轉(zhuǎn)設(shè)備。圖15示出與三條射束ApA2 和A3相關(guān)的靶區(qū)域“T”的另一示例。圖15示出由于偏轉(zhuǎn)設(shè)備使得射束ApA2和A3靠近靶 “T”，三條射束A1, A2和A3和靶區(qū)域T之間的間隔變得更小。圖16示出三條射束A1, A2和 A3向靶“T”會聚直到任何誤差處于某種可接受的容限水平之內(nèi)為止的示例，而圖17示出會 聚在靶“T”上的三條射束A1J2和A3。圖18示出在三條射束A1J2和A3已經(jīng)會聚在靶“T” 上之后被釋放的射束脈沖的示例(因此摧毀了細(xì)胞)。圖19示出確認(rèn)靶已經(jīng)被破壞的系統(tǒng) 的示例。靶對于非靶的區(qū)分在靶和非靶區(qū)分之間作出決定時，靶和非靶細(xì)胞之間的數(shù)學(xué) 或控制區(qū)分是關(guān)鍵問題之一，當(dāng)靶細(xì)胞物理地接近敏感的非靶細(xì)胞(如神經(jīng)細(xì)胞)時，尤其 如此。使得靶細(xì)胞看起來和/或反應(yīng)顯然不同是一種挑戰(zhàn)。為了實現(xiàn)該區(qū)分，存在可以使 用的若干方法1)附著到靶細(xì)胞的納米微粒，其降低細(xì)胞死亡所需的能量，定義其中沒有 靶可選的敏感區(qū)域周圍的邊緣，如下面進一步所述；2)在靶物質(zhì)/細(xì)胞上使用標(biāo)記染料；以 及3)在控制法則中使用增強靶和非靶物質(zhì)之間的區(qū)分的數(shù)學(xué)算法，如下面進一步所述。本 發(fā)明的優(yōu)選實施方案中的非常小的射束尺寸和控制架構(gòu)是用于確保靶細(xì)胞并且僅僅靶細(xì) 胞被破壞的策略。散熱對于需要在集中區(qū)域進行大量工作的應(yīng)用而言，身體內(nèi)部的散熱可能是個 問題。為避免不必要的熱量堆積，系統(tǒng)的優(yōu)選實施方案將自我優(yōu)化，以傳遞導(dǎo)致希望效果所 需的最小數(shù)量的能量。該特征是用于前饋控制的自動化建模的一部分。使線粒體、溶酶體 或其它細(xì)胞器破裂所需的能量數(shù)量很可能足夠小，使得來自該操作的熱量將容易地由身體 自身的系統(tǒng)自然地消散。一些流程可能要求使用輔助的冷卻，諸如吸熱或冷卻的IV。也可 以使用分散的靶確定，其避免在給定空間內(nèi)釋放過多能量。最簡單的解決方案將是減慢系 統(tǒng)，以與身體自然消散熱量的能力匹配。這對于一些應(yīng)用將是有效的，但是可能導(dǎo)致其它應(yīng) 用總體耗時過長，無法忍受。使用線粒體、溶酶體或其它細(xì)胞器來溶解細(xì)胞利用溶酶體的力量來溶解細(xì)胞將 導(dǎo)致使用較少能量來實現(xiàn)細(xì)胞死亡。其復(fù)雜性在于，簡單地使溶酶體破裂將不會有效，因為 需要低的PH水平來激活溶酶體內(nèi)的酶。細(xì)胞內(nèi)的正常pH水平太高。使溶酶體參與進來的 一個策略是攻擊線粒體。如果對線粒體進行了足夠的損傷，則將觸發(fā)細(xì)胞的消化。本質(zhì)上， 摧毀線粒體便殺死了細(xì)胞，并且導(dǎo)致細(xì)胞分解為基本成分。摧毀細(xì)胞內(nèi)的全部或幾乎全部 的任何類型細(xì)胞器將實現(xiàn)細(xì)胞死亡。一種用于將線粒體確定為靶的優(yōu)選方法是使用附著有靶確定劑的金或碳納米微 粒。一種方法包括將肽附著到將搜尋出和附著到某些細(xì)胞的線粒體的納米微粒。另一種方法包括使用附著到納米微粒的單克隆抗體以將該微粒提供給特定的細(xì)胞類型(靶細(xì)胞)， 以及使用附著的肽鏈來使該微粒留存在細(xì)胞的線粒體的小孔中，使得能量射束可以被用來 激活該微粒，以使線粒體破裂并且開始細(xì)胞凋亡來破壞細(xì)胞。對于將單克隆抗體添加到納 米微粒的一種替代方案是添加核酸適體(aptamer)。核酸適體是DNA、RNA或修飾的DNA或 RNA的寡核苷酸。它是短的(長度為10-15個核苷酸)，并且特異性地結(jié)合某些蛋白質(zhì)。目 前已經(jīng)表征約200個核酸適體。已經(jīng)發(fā)現(xiàn)特異性地結(jié)合肝癌的一種核酸適體。針對肝細(xì)胞 瘤表征的核酸適體識別和結(jié)合PDGF α，后者通常僅在胚胎中表示。本發(fā)明的優(yōu)選實施方案 可以使用附著到納米微粒的該核酸適體來將靶向肝癌。已經(jīng)描述的另一核酸適體識別前列 腺特異膜抗原。另一種可能性是使用Macugen，其是由Eyetech公司針對VEGF開發(fā)的一種 核酸適體。由于形成新血管的要求，在腫瘤中過量表達(dá)VEGF。納米微粒經(jīng)由附著的肽、抗體、抗體片段或核酸適體靶向疾病細(xì)胞。納米微粒還附 著有靶向線粒體的肽，以便一旦處于靶細(xì)胞之中時，將這些納米微粒發(fā)送到線粒體的線粒 體小孔。因為它們的尺寸將稍大于小孔尺寸，這些納米微粒將塞住小孔，這使得它們緊貼地 配合在小孔中。然后，光子將向納米微粒提供能量，使得后者在線粒體膜中形成孔，而這允 許了細(xì)胞色素“C”的釋放。將細(xì)胞色素“C”釋放到細(xì)胞質(zhì)將觸發(fā)細(xì)胞凋亡或細(xì)胞自殺，而這 開始了從內(nèi)部起的細(xì)胞降解。本發(fā)明使用納米微粒，其包括金、碳、鐵、磁性材料、合金、管、 球、泡、彈簧、線圈、桿或其組合。射束尺寸和波長對偏轉(zhuǎn)的影響的考慮高能X射線通常被建模為不受從一種密度 的材料通往另一種密度的材料的影響。該模型對于大直徑射束工作得較好，因為與射束尺 寸相比實際偏轉(zhuǎn)較小。然而，隨著射束尺寸和靶尺寸變得更小(如在本發(fā)明中)，小的偏轉(zhuǎn) 變得更為重要。即使非常小的偏轉(zhuǎn)角也將移動射束。因為靶非常小，并且希望的交點也同 樣地小，因此不能忽略這些小的偏轉(zhuǎn)。波長越短，則偏轉(zhuǎn)越小。該效應(yīng)容易在彩虹中見到，且其中偏轉(zhuǎn)遭遇到衍射。隨著 波長接近零，偏轉(zhuǎn)也將接近零。這使得不同波長相互分離并且在不同方向上行進。在偏振 光的情況下，我們看見彩虹的各顏色。在非偏振光、非相干X射線的例子中，我們看見顯得 隨機的色散(小角度的)。在超聲的例子中，我們看見色散、相移以及甚至波長的改變。為 了實現(xiàn)預(yù)測結(jié)果，必須細(xì)化能量射束。對于X射線，使用波導(dǎo)提供了一種本領(lǐng)域已知的產(chǎn)生 相干光的方法。具有對應(yīng)于射束尺寸的直通道的少至三英尺的鉛將給出希望的結(jié)果。添加 濾波器來吸收低能量光子并選擇發(fā)射不超過能量上限的X射線源(例如X射線管)，可以使 得射束高度均勻。一種替代的和更精確的方法是偏轉(zhuǎn)X射線射束(例如從線性加速器)，使 得僅僅某個波長進入波導(dǎo)。射束軌道選擇/射束發(fā)生器清晰度(articulation) /病人清晰度如果我們假設(shè) 我們使用本發(fā)明的優(yōu)選實施方案，該實施方案包括三條正交射束，所述射束具有落入成像 系統(tǒng)的在用部分的交點，該射束發(fā)生器不需要超過由最終的瞄準(zhǔn)設(shè)備提供的清晰度。MRI設(shè) 備中用來操縱人的位置的托臺系統(tǒng)將提供定位治療的人以進行治療所需的全部六個自由 度。然而，對于身體的一些部分，三條正交射束不會提供到達(dá)靶的最佳路徑。在優(yōu)選實施方 案中，為了單獨優(yōu)化每條路徑，最少兩個射束發(fā)生器需要具有六個運動自由度的能力。用于 選擇最佳路徑的確定基于保護敏感組織、避免復(fù)雜障礙物以及最小化實現(xiàn)希望結(jié)果所需的 總射束能量。
射束軌跡偏轉(zhuǎn)和其它計算作為本發(fā)明的優(yōu)選實施方案的一部分，前饋控制、射束 路徑、偏轉(zhuǎn)、吸收、衰減、漫射和所得的機械手控制是預(yù)先計算的。各種機械手系統(tǒng)組件所需 的預(yù)先計算的移動、扭矩和電機電流是所述路徑、偏轉(zhuǎn)、吸收、衰減和漫射的函數(shù)。這些預(yù)先 計算的移動與反饋控制相結(jié)合，得到了靶內(nèi)的或包圍靶的交點的精準(zhǔn)安置。奇點(singularity)奇點是數(shù)學(xué)上不確定的控制問題。它們通常由自動化計算 中除以零造成或由導(dǎo)致多個解的計算造成。本發(fā)明的優(yōu)選實施方案本質(zhì)上易于導(dǎo)致奇點。 為解決奇點問題，將考慮若干策略。其中之一是引入用于移動和軌跡的經(jīng)過排序的優(yōu)先級。 換言之，通過標(biāo)準(zhǔn)軌跡接近靶的第一次將不同于第二次、第三次、第四次..·。這些標(biāo)準(zhǔn)軌跡 也包括標(biāo)準(zhǔn)移動，從而消除了大多數(shù)奇點。如上結(jié)合圖3和4所述，用于路徑選擇的計算是圍繞靶的組織內(nèi)的障礙物、距離和 密度的函數(shù)。障礙物包括應(yīng)該避開的敏感組織。眾所周知，正常人體(未變形或受傷)的這 些障礙物的距離和密度處于某些參數(shù)之內(nèi)，并可在對病人的預(yù)先掃描中得到快速驗證。該 知識基礎(chǔ)將被用于減少計劃和靶確定過程中的計算時間。在從一種密度的組織到另一種密 度的每個轉(zhuǎn)換點處，計算從靶起向前和向后的偏轉(zhuǎn)角。可能存在多個偏轉(zhuǎn)，這為射束形成了 復(fù)雜的路徑。為了簡化該過程并減少或消除奇點，每種流程類型的標(biāo)準(zhǔn)路徑將被用于身體 的每個區(qū)域內(nèi)的靶。當(dāng)前，身體中用于路徑選擇的目的而需要的區(qū)域總數(shù)是未知的，但是該 總數(shù)可能超過一百。將會以容限來定義這些標(biāo)準(zhǔn)路徑，以便為病人特定的應(yīng)用進行自動化 調(diào)整。骨骼和組織密度計算在預(yù)先掃描中計算骨骼和組織密度，并將其用于靶確定和 軌跡計劃?？赡苄枰{(diào)整成像系統(tǒng)來獲取密度信息?？赡苄枰哂械皆撓到y(tǒng)的輸入的額外 的傳感器。年齡、性別和健康事項將被輸入要使用的系統(tǒng)，以加速該處理并減少用于確定密 度的計算量。CT PET掃描也可以提供關(guān)于密度的有價值的信息，因為骨骼(并且在較低的 程度上，肌肉)的分子構(gòu)成是一種對密度的指示。入口簡化(浸沒(submersion)、凝膠(gel))對于非常窄的超聲射束(并且可能 是其它類型的能量)，可能需要簡化身體的入口表面。皮膚的表面中的不規(guī)則性可能導(dǎo)致不 可預(yù)測的和大的偏轉(zhuǎn)?？赏ㄟ^使用涂層或?qū)⑸眢w浸沒在水中來減少或消除大多數(shù)這種類型 的誤差引入。該涂層或水將具有與皮膚相同的密度，所以當(dāng)從其中之一進入另一方時，不論 這兩種物質(zhì)之間的表面不規(guī)則性是怎樣的，均不存在任何偏轉(zhuǎn)(或最小的偏轉(zhuǎn))。能量類型速度超聲、微波和輻射以已知的但是不同的速度通過給定密度的物質(zhì)。 對于由多種能量類型組成的復(fù)合射束，需要分級發(fā)射(firing)來使得各種能量類型以希 望的時間和順序到達(dá)靶?？赡芨Ｍ环N類型的能量比另一種類型的能量稍早或稍后到 達(dá)，或可能最好讓全部能量同時到達(dá)以實現(xiàn)閾值能級。在包括能量的順序到達(dá)的優(yōu)選實施 方案中，希望的效果將是降低每個隨后能量類型的個體閾值。例如，輻射可以用來削弱細(xì)胞 膜，隨后微波可用來加熱細(xì)胞和使其膨脹，隨后超聲可用來振動該被削弱的細(xì)胞，使其快速 崩潰。在同時到達(dá)的情況下，希望的效果將是迅速越過形成希望的效果所需的總能量閾值。利用速度差異形成相交即使單一射束類型在不同基質(zhì)中也將以不同的速度行 進。當(dāng)不同射束類型以不同速度在同一基質(zhì)中行進時，這變得更為復(fù)雜。例如，在任何給定 材料內(nèi)，超聲都比輻射行進慢得多。此外，當(dāng)超聲從一種物質(zhì)行進到另一種物質(zhì)時，其以不 同速度進行。
本發(fā)明的優(yōu)選實施方案在其前饋建模內(nèi)考慮了這些速度方面的變化。然而，本發(fā) 明也利用這些變化來為從單個射束發(fā)生器發(fā)出的兩種或更多種能量類型形成交點。這是通 過首先釋放移動較慢的能量類型/射束然后釋放較快的射束以使得較快的射束在靶處趕 上較慢的射束來實現(xiàn)的，并且當(dāng)能量突發(fā)會聚時，形成了高能交點。使用腫瘤密度進行靶選擇和瞄準(zhǔn)腫瘤和癌細(xì)胞一般具有不同于正常健康細(xì)胞的 密度特性。這些特性可用于幫助選擇和毀滅靶。能量射束吸收和圖像對比度是用于本發(fā)明 的優(yōu)選實施方案的有用特性。將能級反饋回路用于本發(fā)明可以在針對組織密度而瞄準(zhǔn)射束 方面提供顯著的改進，并因此導(dǎo)致提高的準(zhǔn)確度和/或速度。如果射束包含離子，則通過圖像獲取系統(tǒng)的能量射束跟蹤可以得到改進，因為電 荷和所導(dǎo)致的電磁場對于用于磁共振的檢測器應(yīng)當(dāng)是可見的。另一方面，當(dāng)帶電微粒通過 檢測器時，它們也將生成它們自身的磁場，這將引起一些圖像失真或干擾。可以數(shù)學(xué)地或通 過其他手段(諸如圖像消減(imagesubstraction)或排除)來對失真進行補償。隨著包含離子的兩條射束變得相互接近，軌跡偏轉(zhuǎn)對于控制系統(tǒng)將成為復(fù)雜的問 題。具有相同電荷的微粒將相互排斥，同時相反電荷將被吸引。如果在射束進入身體之后 微粒還保留在射束中，則這些力量將對射束軌跡產(chǎn)生一些影響。數(shù)字化方案(與計算分析相比，其優(yōu)先用于視覺分析)-MRI系統(tǒng)架構(gòu)的修改為取 得可能的最佳圖像分辨率和避免視頻抖動，必須進行直接數(shù)字化而不是幀截取。將源信息 轉(zhuǎn)換為標(biāo)準(zhǔn)視頻信號(RS170)以及然后使用幀截取器和數(shù)字化器引入了誤差，并且導(dǎo)致信 息被丟失。將要求成像硬件的重新配置/修改來提供直接數(shù)字化，以改善本發(fā)明的系統(tǒng)性 能。波消除和放大如果將能量射束建模成連續(xù)的同質(zhì)波，則能量波中的相移控制初 看似乎是很關(guān)鍵的。需要相移控制來確保在交點處釋放最大能量。當(dāng)波在它們的曲線中的 反點相交時，出現(xiàn)了波消除或放大。為實現(xiàn)到靶點的最佳能量傳遞，本領(lǐng)域的普通技術(shù)人員 將理解需要嚴(yán)格控制相移。然而，相移僅與共軸射束或軸之間偏移小的角度的射束相關(guān)。隨 著射束之間的角度變大，影響變小，直到其在90度處達(dá)到零為止。在90度處，不論相移是 怎樣的，在該相交的每個可重復(fù)成分中存在總求和區(qū)域和其他的總消除區(qū)域。如果將射束更適當(dāng)?shù)亟３膳c電子碰撞的亞原子微粒(光子)，則得到不同結(jié)論。 關(guān)于交點處發(fā)生求和的理由變得更為清楚了。實際上，X射線與原子相互作用的已知方式意 味著在交點中消除非常少或沒有消除?？灯疹D效應(yīng)和湯姆森效應(yīng)均應(yīng)在交點中釋放能量。 再者，高能光子的可能碰撞和導(dǎo)致的能量釋放也加強了這一理由。圖8A、8B和10提供了與從射束發(fā)生器發(fā)出以破壞靶細(xì)胞的能量波有關(guān)的信息。對 這些能量波的特性和它們在交點內(nèi)部的放大的理解將使本領(lǐng)域的普通技術(shù)人員更好地理 解波對靶細(xì)胞的影響。例如，圖8A和8B包括與交點內(nèi)部的波放大有關(guān)的信息。圖8A在左 邊示出，當(dāng)兩個波分開時，每個波具有幅值“X”和某一波長“y”;當(dāng)這兩個波同相且相加時， 它們具有“2x”的幅值和“y”的波長。圖8B示出如果兩個波異相并且相加，則在交點處形 成波1、2和3。圖10示出一種電磁波，其包括磁場、電場、該電磁波的某一波長和該電磁波 的傳播方向。圖10中的波表明，在每個波的開始階段，將出現(xiàn)強度的增加，并且在每個波的 結(jié)束階段，將出現(xiàn)強度的降低。最重要地，圖10表明磁場和電場均將在交點處放大。焦點集中如果人或射束發(fā)生器在能量的發(fā)射之間沒有移動，則將在最靠近射束
18發(fā)生器的身體表面上出現(xiàn)焦點集中。如果靶要求多次發(fā)射且最終瞄準(zhǔn)在各發(fā)射之間僅調(diào)整 一個或兩個角度，則可看到該效果。這形成了由包含靶最外部點的圓和位于射束發(fā)生器末 端的點限定的圓錐(漩渦)。該圓錐的截面(各條軌跡)隨著該截面靠近射束發(fā)生器而變 得越來越小，且最大集中位于身體的表面。如圖4所示，病人/平臺的小移動可以導(dǎo)致軌跡 方面的足夠變化，以避免與焦點集中有關(guān)的問題。能量閾值考慮如上所述，圖5示出了在焦點處使用多條電離輻射射束的一般預(yù) 期結(jié)果。例如，當(dāng)使用四條射束時，瓦特數(shù)、梯度、細(xì)胞吸收和細(xì)胞死亡是最多的。類似于電 子顯微鏡，焦點處的能量高度集中將形成來自該區(qū)域中的細(xì)胞的發(fā)射?？梢宰x取和分析這 些發(fā)射以增強圖像信息，并因此改進系統(tǒng)控制和靶確定。 如果ζ是損傷細(xì)胞所需的最小的能量吸收量，并且y是身體的入口點處的射束強 度/吸收量，且X是靶處的射束強度/吸收量，以及W是使用的射束數(shù)目，則l/w*z<x<y<z。在確定吸收速率時，還必須考慮能量梯度。期望更高的能級來引起更快的吸收，因 此交點內(nèi)的能量吸收量將高于交點外的能量吸收量，且將是射束的數(shù)目的函數(shù)。如果m是 交點外的能量吸收速率，且η是交點內(nèi)的能量吸收速率，且w是射束的數(shù)目，則w m<n。能量閾值降低本發(fā)明尋求通過使用細(xì)胞特征以幫助毀壞細(xì)胞來降低能量閾值。 該策略導(dǎo)致的摧毀細(xì)胞所需的能量數(shù)量減少的準(zhǔn)確量預(yù)期約為100倍，因為線粒體或溶酶 體所占體積少于總細(xì)胞體積的5%。分解細(xì)胞的工作是通過細(xì)胞中的酶而非來自射束中的 能量完成的?？刂萍軜?gòu)(圖14-19)前饋控制。本發(fā)明的前饋控制的優(yōu)選實施方案將預(yù)先計算 所述處理的物理特性靶位置、用于靶獲取的標(biāo)志物、靶尺寸、靶處的最佳射束尺寸、從靶起 向后的射束路徑、衍射角、偏轉(zhuǎn)角、射束漫射、靶處所需的射束強度、沿射束路徑的吸收和衰 減率、沿每條軌跡的功率損失、要求的初始射束強度、發(fā)生器處要求的射束尺寸、需要的射 束數(shù)目、托臺機械手位置、每個射束發(fā)生器的臂的機械手定位、以及六個自由度上的預(yù)期移 動、人的移動范圍、人的移動周期、相移和發(fā)射順序。這些參數(shù)全部用于設(shè)計前饋控制的細(xì) 節(jié)。機械手系統(tǒng)將為基于人身體內(nèi)的靜態(tài)或準(zhǔn)靜態(tài)標(biāo)志物的每個靜止位置重新校準(zhǔn) 其自身。如果靶或射束移出視場，則系統(tǒng)將自動重新校準(zhǔn)，并從其丟失反饋輸入的地方開 始。反饋控制和最終瞄準(zhǔn)。反饋回路將使用從成像裝置的子幀收集的數(shù)字信息。該子 幀將提供關(guān)于靶周圍的小區(qū)域的信息，且僅將大到足以確保靶和前饋瞄準(zhǔn)的射束被包括在 該幀中。然后，反饋回路將控制射束的最終瞄準(zhǔn)，以使得它們會聚在靶內(nèi)的希望的交點處。為了使該多級瞄準(zhǔn)有效工作，將要求機械手系統(tǒng)相對于靶保持處于約為一百至 二百微米的容限內(nèi)的靜態(tài)位置。一個優(yōu)選實施方案將用于使該機械手系統(tǒng)自身通過使用 圖像反饋而滿足這些容限標(biāo)準(zhǔn)。然而，該容差在移動周期內(nèi)可以是順序的。換言之，移動周 期內(nèi)可能僅存在一個或兩個點，在這樣的點處，該靜止系統(tǒng)處于本發(fā)明的容限內(nèi)，以發(fā)出突 發(fā)。在這種情況下，將需要移動圖像和控制相位，以適應(yīng)該移動周期。機械手瞄準(zhǔn)的目標(biāo)是使靶和所有射束處于子幀視場的中心的400至500微米內(nèi)。如果子幀的視場是4平方毫米，則最終瞄準(zhǔn)控制將具有足夠的空間，在該空間內(nèi)測量每條 射束相對于靶的誤差。然后，將該誤差用作反饋回路的控制規(guī)則中的輸入。反饋回 路的控制規(guī)則將誤差測量轉(zhuǎn)換為最終瞄準(zhǔn)設(shè)備的可用信號。在電磁場被用 于偏轉(zhuǎn)各條個體射束的情況下，該控制規(guī)則將生成一系列具有不同值的電流。這些電流為 最終瞄準(zhǔn)執(zhí)行器供電，以導(dǎo)致希望的偏轉(zhuǎn)。最終瞄準(zhǔn)的控制規(guī)則增益將是可變的，并且將被自動調(diào)整以實現(xiàn)成比例的移動。 換言之，每條射束的移動必須預(yù)期為與磁場的偏斜成比例，但該比例將不是恒定的。可以預(yù) 期，取決于射束必須通過的介質(zhì)，對于最終瞄準(zhǔn)設(shè)備處的相同偏轉(zhuǎn)，射束將在視場內(nèi)或多或 少地移動。例如，如圖4所示，如果最終瞄準(zhǔn)移動非?？拷亟?jīng)過肌腱或骨骼的射束，使得 其接觸或通過不同的介質(zhì)，則該射束將突然具有不同的偏轉(zhuǎn)模式。然而，視場內(nèi)的該射束的 位置將是最終瞄準(zhǔn)控制的連續(xù)函數(shù)。所以，盡管該射束的移動的比例不是恒定的，但它是可 測量的，因此可以在控制規(guī)則中得到調(diào)整，以獲得希望的準(zhǔn)確度(如果硬件能夠以敏感到 足以引起希望的偏轉(zhuǎn)的增量來產(chǎn)生最終瞄準(zhǔn)移動。)也可以要求將相移調(diào)整作為反饋控制 的一部分。圖像控制子幀圖像將用于實現(xiàn)本發(fā)明的優(yōu)選實施方案所希望的速度和準(zhǔn)確度。 這是通過以最大的精度處理小部分的陣列來實現(xiàn)的。盡管用于切片的總陣列可以為四十到 六十平方厘米，但是要為反饋控制處理的子幀將約為三或四平方毫米。由各個傳感器收集 的關(guān)于每個像素的基本信息被分發(fā)給傳感器陣列的大部分。因此，收集關(guān)于子幀的有用和 完整的信息仍將要求對傳感器陣列的一部分進行部分處理，該部分大于直覺地預(yù)期的那個 部分。機械手穩(wěn)定性要求為使系統(tǒng)工作，將要求機械手系統(tǒng)產(chǎn)生相對于彼此的穩(wěn)定的 坐標(biāo)系統(tǒng)，該系統(tǒng)具有每反饋回路周期約為0.1微米的容限。該設(shè)計標(biāo)準(zhǔn)依賴于反饋控制 回路的速度。該回路越快，則該容限越大。反饋控制回路速度的限制因素是MRI幀速率。對 于高準(zhǔn)確度圖像，MRI系統(tǒng)的公布的幀速率約為每秒10幀。機械手末端執(zhí)行器(射束發(fā)生 器)上的陀螺可幫助實現(xiàn)該設(shè)計標(biāo)準(zhǔn)。為了提高流程的速度，系統(tǒng)配備了改變射束直徑的功能。較大的射束可用于更快 地除去較大的細(xì)胞群。較小的射束將用于將較小的細(xì)胞群或個體的細(xì)胞確定為靶。該系統(tǒng)將采用來自醫(yī)生的大量輸入來為每個病人進行設(shè)置，并且將僅在醫(yī)生設(shè)置 的參數(shù)內(nèi)操作。然而，一旦其啟動，該處理就將是高度自動化的。將在該設(shè)備中包括包含緊 急停機按鈕在內(nèi)的故障保護措施。
權(quán)利要求
一種基于光子的非侵入式手術(shù)系統(tǒng)，包括成像設(shè)備，用于取得人的身體的圖像以提供內(nèi)部生理學(xué)的細(xì)節(jié)；至少兩個射束發(fā)生器，用于生成用于傳遞到所述人的身體中的靶的能量射束，其中所述能量射束在一點處相交；用于前饋控制的裝置，用于預(yù)先計算當(dāng)所述能量射束行進通過所述人的身體各處時的預(yù)期偏轉(zhuǎn)和所得的路徑；以及用于通過由所述成像設(shè)備收集的信息進行反饋控制的裝置，其中所述用于前饋控制的裝置和所述進行反饋控制的裝置以集成的方式發(fā)揮功能。
2.如權(quán)利要求1所述的系統(tǒng)，其中所述成像設(shè)備包括磁共振成像設(shè)備或計算機斷層掃 描設(shè)備。
3.如權(quán)利要求2所述的系統(tǒng)，其中所述成像設(shè)備包括用于在所述磁共振成像設(shè)備或計 算機斷層掃描設(shè)備中移動所述人的托臺。
4.如權(quán)利要求1所述的系統(tǒng)，其中所述至少兩個射束發(fā)生器生成相同類型的能量。
5.如權(quán)利要求1所述的系統(tǒng)，其中所述至少兩個射束發(fā)生器生成不同類型的能量。
6.如權(quán)利要求5所述的放療系統(tǒng)，其中所述能量射束包括輻射、超聲和微波能量。
7.如權(quán)利要求1所述的系統(tǒng)，其中所述靶包括特定細(xì)胞，諸如癌細(xì)胞或包括非癌細(xì)胞 的細(xì)胞群。
8.如權(quán)利要求7所述的系統(tǒng)，其中所述靶包括所述細(xì)胞中的溶酶體、線粒體和其他細(xì) 胞器。
9.如權(quán)利要求1所述的系統(tǒng)，其中所述點是所述靶。
10.如權(quán)利要求1所述的系統(tǒng)，其中所述用于前饋控制的裝置包括靶確定計算機中的 軟件程序，用于預(yù)先計算所述靶的位置、由所述人的身體的表面、骨骼和肌腱導(dǎo)致的預(yù)期偏 轉(zhuǎn)、用于所述靶獲取的標(biāo)志物、所述靶的尺寸、所述靶處的最佳射束尺寸、從所述靶起向后 的射束路徑、衍射角、偏轉(zhuǎn)角、射束漫射、所述靶處所需的射束強度、沿路徑的吸收或衰減 率、沿路徑的功率損失、要求的初始射束強度、發(fā)生器處要求的射束尺寸、需要的射束數(shù)目、 托臺機械手位置、每個射束發(fā)生器的臂的機械手定位、某些自由度上的預(yù)期移動、人的移動 范圍、人的移動周期、相移和發(fā)射順序。
11.一種基于光子的非侵入式手術(shù)系統(tǒng)，包括成像設(shè)備，用于取得人的身體的圖像以提供內(nèi)部生理學(xué)的細(xì)節(jié)；至少兩個射束發(fā)生器，用于生成用于沿某路徑傳遞到所述人的身體中的靶的能量射束，其中所述能量射束在某點處相交，并且其中所述能量射束包括用于沿所述某路徑傳遞到所述靶的不同類型的能量； 用于前饋控制的裝置，用于預(yù)先計算當(dāng)所述能量射束行進通過所述人的身體各處時的 預(yù)期偏轉(zhuǎn)和所述某路徑；以及用于通過由所述成像設(shè)備收集的信息進行反饋控制的裝置。
12.如權(quán)利要求11所述的系統(tǒng)，其中所述成像設(shè)備包括磁共振成像設(shè)備或計算機斷層 掃描設(shè)備。
13.如權(quán)利要求12所述的系統(tǒng)，其中所述成像設(shè)備包括用于在所述磁共振成像設(shè)備或計算機斷層掃描設(shè)備中移動所述人的托臺。
14.如權(quán)利要求11所述的系統(tǒng)，其中所述至少兩個射束發(fā)生器生成相同類型的能量。
15.如權(quán)利要求11所述的系統(tǒng)，其中所述至少兩個射束發(fā)生器生成不同類型的能量。
16.如權(quán)利要求15所述的放療系統(tǒng)，其中所述能量射束包括輻射、超聲和微波能量。
17.如權(quán)利要求11所述的系統(tǒng)，其中所述靶包括特定細(xì)胞，諸如癌細(xì)胞或包括非癌細(xì) 胞的細(xì)胞群。
18.如權(quán)利要求17所述的系統(tǒng)，其中所述靶包括所述細(xì)胞中的溶酶體、線粒體和其他 細(xì)胞器。
19.如權(quán)利要求11所述的系統(tǒng)，其中所述點是所述靶。
20.如權(quán)利要求11所述的系統(tǒng)，其中所述用于前饋控制的裝置包括靶確定計算機中 的軟件程序，用于預(yù)先計算所述靶的位置，由所述人的身體的表面、骨骼和肌腱導(dǎo)致的預(yù)期 偏轉(zhuǎn)、用于所述靶獲取的標(biāo)志物、所述靶的尺寸、所述靶處的最佳射束尺寸、從所述靶起向 后的射束路徑、衍射角、偏轉(zhuǎn)角、射束漫射、所述靶處所需的射束強度、沿路徑的吸收或衰減 率、沿路徑的功率損失、要求的初始射束強度、發(fā)生器處要求的射束尺寸、需要的射束數(shù)目、 托臺機械手位置、每個射束發(fā)生器的臂的機械手定位、某些自由度上的預(yù)期移動、人的移動 范圍、人的移動周期、相移和發(fā)射順序。
21.一種基于光子的非侵入式手術(shù)系統(tǒng)，包括成像設(shè)備，用于取得人的身體的圖像以提供內(nèi)部生理學(xué)的細(xì)節(jié)；至少兩個射束發(fā)生器，用于生成用于傳遞到所述人的身體中的靶的能量射束，其中所述能量射束在某點處相交；用于前饋控制的裝置，用于預(yù)先計算當(dāng)所述能量射束行進通過所述人的身體各處時的 預(yù)期偏轉(zhuǎn)和所得的路徑；用于通過由所述成像設(shè)備收集的信息進行反饋控制的裝置；以及附著到所述靶或所述靶內(nèi)的多個納米微粒。
22.如權(quán)利要求21所述的系統(tǒng)，其中所述成像設(shè)備包括磁共振成像設(shè)備或計算機斷層 掃描設(shè)備。
23.如權(quán)利要求22所述的系統(tǒng)，其中所述成像設(shè)備包括用于在所述磁共振成像設(shè)備或 計算機斷層掃描設(shè)備中移動所述人的托臺。
24.如權(quán)利要求21所述的系統(tǒng)，其中所述至少兩個射束發(fā)生器生成相同類型的能量。
25.如權(quán)利要求21所述的系統(tǒng)，其中所述至少兩個射束發(fā)生器生成不同類型的能量。
26.如權(quán)利要求25所述的系統(tǒng)，其中所述能量射束包括輻射、超聲和微波能量。
27.如權(quán)利要求21所述的系統(tǒng)，其中所述靶包括特定細(xì)胞，諸如癌細(xì)胞和包括非癌細(xì) 胞的細(xì)胞群。
28.如權(quán)利要求27所述的系統(tǒng)，其中所述靶包括所述細(xì)胞中的溶酶體、線粒體和其他 細(xì)胞器。
29.如權(quán)利要求21所述的系統(tǒng)，其中所述點是所述靶。
30.如權(quán)利要求21所述的系統(tǒng)，其中所述用于前饋控制的裝置包括靶確定計算機中的 軟件程序，用于預(yù)先計算所述靶的位置、由人的身體的表面、骨骼和肌腱導(dǎo)致的預(yù)期偏轉(zhuǎn)、 用于所述靶獲取的標(biāo)志物、所述靶的尺寸、所述靶處的最佳射束尺寸、從所述靶起向后的射束路徑、衍射角、偏轉(zhuǎn)角、射束漫射、所述靶處所需的射束強度、沿路徑的吸收或衰減率、沿 路徑的功率損失、要求的初始射束強度、發(fā)生器處要求的射束尺寸、需要的射束數(shù)目、托臺 機械手位置、每個射束發(fā)生器的臂的機械手定位、某些自由度上的預(yù)期移動、人的移動范 圍、人的移動周期、相移和發(fā)射順序。
31.如權(quán)利要求21所述的系統(tǒng)，其中所述納米微粒包括金、碳、鐵、磁性材料、合金、管、 球、泡、彈簧、線圈、桿及其組合。
32.如權(quán)利要求21所述的系統(tǒng)，其中所述用于前饋控制的裝置和所述進行反饋控制的 裝置以集成或以獨立的方式發(fā)揮功能。
33.如權(quán)利要求21所述的系統(tǒng)，其中所述納米微粒通過附著的肽、單克隆抗體、單克隆 抗體片段或適體靶向所述靶細(xì)胞。
34.如權(quán)利要求21所述的系統(tǒng)，其中所述納米微粒通過附著的靶向線粒體的肽而靶向 線粒體。
35.如權(quán)利要求30所述的系統(tǒng)，其中以容限定義所述路徑，以便為人特定的應(yīng)用進行 自動化調(diào)整。
36.一種基于光子的非侵入式手術(shù)系統(tǒng)，包括成像設(shè)備，用于取得人的身體的圖像以提供內(nèi)部生理學(xué)的細(xì)節(jié)； 至少一個射束發(fā)生器，用于生成用于傳遞到所述人的身體中的靶的能量射束， 其中至少一個射束發(fā)生器包括用于處理來自所述射束發(fā)生器的射束的射束處理器，并且其中所述能量射束在某點處相交；用于前饋控制的裝置，用于預(yù)先計算當(dāng)所述能量射束行進通過所述人的身體各處時的 預(yù)期偏轉(zhuǎn)和所得的路徑；用于通過由所述成像設(shè)備收集的信息進行反饋控制的裝置；以及 附著到所述靶或所述靶內(nèi)的多個納米微粒。
全文摘要
一種基于光子的非侵入式手術(shù)系統(tǒng)，包括諸如MRI設(shè)備的成像設(shè)備；以及至少兩個射束發(fā)生器，用于生成用于傳遞到人的身體中的靶的能量射束，其中這些能量射束在一點處相交。該系統(tǒng)還包括用于預(yù)先計算當(dāng)能量射束行進通過人的身體各處時的預(yù)期偏轉(zhuǎn)和所得路徑的前饋控制；以及用于獲得和使用由成像設(shè)備收集的信息的反饋控制。
文檔編號A61N5/10GK101883608SQ200880118566
公開日2010年11月10日 申請日期2008年10月1日 優(yōu)先權(quán)日2007年10月1日
發(fā)明者肯尼斯·奧斯廷, 艾米·斯努克 申請人:茵斯派德外科技術(shù)公司