CN113260412A - 利用具有时间相关驻波干涉和相干强度放大的全息能量传送（het）进行能量的精确传送 - Google Patents

Abstract

通过使用以适当的时间‑相位关系重叠的叠加波产生适当的波干涉(称为“时间相关的驻波干涉”)，波能量被放大(通过“相干强度放大”)并传送到精确的位置。例如，在一种应用中，能量被传送到活体内的一个或多个部位，以用于诸如破坏动脉内的癌细胞或斑块的治疗应用。一种实施此技术的***在一个或多个选定的疾病位置产生放大的相长干涉，同时在周围的位置产生相消干涉。在此应用示例中，该技术允许将能量“传送”到肿瘤细胞、斑块或其他病变细胞，例如以破坏它们，同时周围的健康细胞实际上不接收任何能量，从而避免了治疗带来的附带损害。同一方法可以通过检测传送到不同位置的能量来诊断疾病。

Description

利用具有时间相关驻波干涉和相干强度放大的全息能量传送 （HET）进行能量的精确传送

技术领域

本发明提供了用于精确传送能量的设备和方法，例如，以为病变的身体组织提供治疗，同时最小化与周围结构的相互作用。

背景技术

有很多疾病和其他医学状况，医生和科学家对其了解甚多，甚至非常了解，但通常他们仍然无法将其治愈。这通常是因为大多数疾病和其他医学状况发生在我们身体内(而不是在表面上或附近)，从而使得它们通常无法触及，尤其是在需要复杂交互作用时，尤其是在微观尺度上。为了应对特定位置的问题，诸如某个地方的癌性肿瘤、动脉阻塞、脑内斑块、感染、遗传病，甚至是抑郁症和PTSD等心理疾病，医生和科学家们已经设计出已被证明可以在实验室环境中解决该问题的试剂或技术。然而，将这样的实验室成功经验转化为常规的临床成功治疗方法通常是充满挑战的。例如，有化学疗法、放射疗法、热疗疗法、遗传疗法、药物疗法、抗菌药、抗病毒药、抗真菌药、消融药和神经刺激疗法在许多情况下都可以很好地解决问题。困难在于使这些疗法到达身体内需要它们的特定部位，而又不会对途中的身体内其他细胞产生负面影响。

将物质甚至是复杂的生物(诸如人)从一个位置(A)移动到另一个位置(B) 而该物质从未出现在A和B之间的居间空间中的能力，目前被称为“传送”，数百年来甚至是几千年来，它一直是科幻小说的主要内容，被归因于魔术或超自然力量。如《星际迷航》中描绘的，“运输者”以及“食品复制者”和“全息甲板”(由本发明人首先设想的)都基于这种假设发明。

爱因斯坦(Albert Einstein)提出，物质只是呈特定结构的能量(E＝mc²)。自从1997年斯坦福线性加速器中心的研究人员证明了碰撞高能光束(伽马射线光子)会产生物质粒子(电子和正电子)证实此概念后，本发明人可以理解，能量的传送可以成为物质的前导。然而，到目前为止，还没有人公开过一种基于公认科学的可以完成物质或能量传送的方法。当前关于“信息的传送”或“量子态”的研究与能量或物质的传送并不相同。

如以下所公开的，使用能量传送来治疗诸如癌症和动脉粥样硬化之类的疾病是本专利中所公开的发明的主要应用。然而，人类和非人类生物的各种疾病和医学状况的诊断、治疗或治愈也在本公开和要求保护的发明以及许多非医学应用的范围内。各种类型的能量波可以与本发明一起使用，包括电磁波(诸如光波、无线电波、微波、X射线波、γ射线波)和声波。此类能量波可以由包括激光器、激射器、超声换能器、天线和电磁线圈的任何波源产生。将波施加到身体内的特定细胞可以用于产生多种作用，诸如振动诱导(用于结构损伤的诱导，诸如结石或斑块)、加热、电离、消融、瘢痕形成、细胞凋亡、坏死、破坏和刺激或抑制基因表达、化学过程、神经放电、激素或其他生物分子的释放、蛋白质合成、血流、淋巴流和有丝***。

发明内容

通过产生波干涉(诸如使用傅里叶合成法全息地产生的)，其中叠加的驻波以适当的时间-相位关系重叠(本发明人称之为“时间相关驻波干涉”)，波能量被放大(通过“相干强度放大”)并指向精确的位置，例如在生物体内的位置，以用于治疗用途，诸如破坏癌细胞或动脉内的斑块。一种实施此技术的***在选定的位置产生放大的相长干涉，同时在周围和/或居间的位置产生相消干涉。例如，这允许能量“传送”到肿瘤细胞，以检测它们并将其破坏，同时周围的健康细胞实际上不接收任何能量，从而避免了检测或治疗带来的附带损害。也可以使用不同波的组合来产生与治疗相关的效果的组合。例如，RF能量波可用于加热肿瘤和其伴随的血管。对肿瘤的加热会产生一定的肿瘤损坏，然后释放出热激蛋白。这些蛋白随后引发进一步损坏肿瘤的免疫反应。热量还可以扩张供养肿瘤的血管，从而增加肿瘤中的氧气含量。当将利用X射线波的放射疗法也施用于该肿瘤时，氧越多，X射线剥离氧原子的外电子时产生的自由基就越多。自由基进一步使肿瘤退化。因此，提高的氧含量可以使放射治疗更加有效。因此，使用本发明可以允许将RF和X射线波的组合施用于肿瘤，而不会损害通常会在波辐射束的入射和出射路径中被照射的健康细胞。也可以增加辐射强度和持续时间，而不会增大对健康细胞的损害。因此，可以使放射疗法与热疗(加热增加)相结合，使之更有效且更安全。作为使用放射疗法的替代方法，可以使用封装在热不稳定的保护性涂层中的化学治疗剂分子来施用化学治疗。施用RF 波可能会使肿瘤血管扩张，从而允许较平常更多的化学药物进入肿瘤(从而提高了有效性)，同时也溶解了保护性涂层，仅在肿瘤中释放化学药剂，减少了健康细胞对化学药剂的暴露，并由此减少或消除了副作用。如前所述，对肿瘤的热损害也可以引发免疫反应。此外，使用本发明可以减少或消除以其他方式可能由RF能量波所产生的对健康细胞的负面影响。因此，将封装的化学治疗剂与对肿瘤和伴随血管的RF 诱导加热(热疗)相结合可以提高化学治疗的有效性和安全性。

具体实施方式

癌症和其他疾病有时可以通过手术成功治疗。然而，通常情况是过于精细和复杂，以至于不可能在不损害健康组织的情况下完全成功地进行手术。在其他时候，各种基于化学的方法(诸如化学疗法、免疫疗法或基因疗法)也可以成功。然而，尽管化学技术可以像手术一样成功地治疗癌症、动脉粥样硬化和其他疾病，但化学疗法通常会严重损害健康组织。在其他时候，基于能量的疗法(诸如放射治疗或热疗)可以成功治疗癌症和其他疾病。然而，基于能量的治疗通常也会对健康组织造成重大损害。通常，这些技术以不同的组合一起使用，并且可以成功，但仍然会对健康组织造成重大损害。为了保持患者的生活质量，会降低手术的程度和/或所施用的基于化学或能量疗法的强度，而这通常会导致治疗或“治愈”不完全或效果不佳，从而导致疾病复发，并最终导致患者早期死亡。

根据本发明，成功治疗身体内疾病需要将能量发送到身体内的选定细胞和/或其他分子，而又不会对其他细胞或分子(诸如健康细胞)产生不利影响，从而直接或间接地破坏或改变选定细胞和/或分子，和/或发起、修改或终止影响它们的一个或多个过程。

根据本发明的使用能量的治疗可以例如包括加热、电离或电磁感应，从而产生细胞过程破坏、凋亡、坏死，基因激活、失活或改变，神经激发或抑制，和/或化学过程的启动、激活、失活、停止、释放、聚类和/或***。

当前需要使用能量的身体内疾病治疗方法(诸如X射线或γ射线放射治疗，或使用电磁RF在细胞内或加热细胞的纳米颗粒内产生热量的热疗)会对许多健康细胞具有副作用，从而降低了治疗效果。这是因为能量必须在进入和离开选定的待治疗区域(诸如肿瘤)的途中经过健康的细胞，并且强度必须足够以在其到达选定的待治疗区域时能启动期望的过程。无论源是广义的能量发射器、定向能量束、多个定向射束还是聚焦相控阵列发射器，都是如此。即使相控阵列聚焦使用相长干涉和相消干涉来将能量集中在空间的特定区域，它们也不使用相消干涉来生成在待治疗的细胞周围的相对无能量的空间区域，从而使得此类区域不包含可检测或破坏性的能量。这种有意使用相消干涉是本文公开的全息能量传送(“HET”)的基本特征。它提供了一种方式，可以有意避免健康的周围细胞和居间细胞暴露在多余的能量下。此外，由于传统上通过身体的能量传输会在其经过健康细胞时由于吸收、散射以及产生热量而损失，因此在常规治疗期间，有意使这种能量在首次被发送到身体内时变得更加强烈以补偿这种损失，而这会产生潜在的不利影响，诸如对此类健康细胞的附带损害。

附带损害通常可能严重到足以显著降低患者的生活质量，并可能导致重大的永久性损害，甚至有时会导致患者死亡。为了减少当前疗法的这种负面影响，通常减少而不是最大化常规疗法，而这也会降低其有效性，从而经常导致癌症或其他疾病的复发。

为了允许使用常规治疗方式的完全有效的癌症疗法或其他疗法，理想地，手术、化学药品、放射线和/或热疗应该应用于(例如)癌性肿瘤细胞而不应用于居间或周围的健康细胞。如果化学疗法、放射疗法和/或热疗得到改进以便能够有效杀死所有肿瘤细胞，例如，无论它们在哪里，则可以消除或减少对手术的需要，从而轻松地部分去除可及的肿瘤且不会与健康细胞纠缠在一起。在放射疗法和热疗疗法的情况下，安全、完全有效的治疗需要例如以本文所教导的新颖方式将能量施加于肿瘤。在这些应用中，在最小化或消除对居间和周围健康细胞的影响的同时将能量施加到内部细胞的这种“新颖方式”在本文中被称为“全息能量传送”(HET)。此技术的目的是最大程度地减小能量对健康细胞的影响，同时使目标病变细胞所接收到的能量最大化。

重要的是要理解什么是“传送”，以理解本文公开的发明。传送的概念出现在一些科幻小说、电视节目和电影中，诸如《星际迷航》。然而，“传送”并不仅限于小说。实际上，它在量子物理学中一直存在，尽管我们没有直接看到它或将其称为传送。每当我们看到光时，这是因为光子从原子中的电子发出。每当光子从电子中发出时，电子就会改变其轨道(其原子核的轨道半径)并开始以较小的半径(称为“较低能级”)绕原子核运动。然而，与绕地球运行的卫星可以通过从高轨道向下运动到低轨道的连续运动而将其轨道改变为低轨道不同，可以说，电子从一个轨道“传送”到另一个轨道。它实际上从其所在的轨道中消失，并重新出现在新的较低轨道中，而从未“穿过这些轨道之间的空间”。这通常称为“量子隧穿”。可以说，电子使用“能量干涉”来完成这一看似神奇的壮举。当它发射光子时，电子与其自身“异相”，并因“相消干涉”而消失，且因“相长干涉”而在较低轨道中“同相”而重新出现。这符合传送的经典定义，即物质或能量从一个位置到另一位置的传递，而不会出现在起始位置与结束位置之间的居间空间中或穿过该居间空间。但是，在我们人类大小的世界中，没有人看到过这种情况。举例来说，如果您拿了一个篮球并将其扔在水泥墙上，仅会发现它不断越过墙壁而不会制造出孔洞。如果篮球到达墙壁时消失了，然后又出现在墙壁的另一侧并继续前进，那将是一个传送的篮球。然而，这或许是可能的，并且有一天可能是司空见惯的。

然而，在本专利中，本发明人公开了在人类大小的世界中通过能量干涉使用HET完成能量传送的装置。由于物质是由能量构成的——这已经通过电磁(“EM”)波(即伽马射线)的高能束的叠加而产生电子和正电子得到证明，因此理论上可以使用能量传送来进行物质传送(能量将被传送并用于在其新位置生成物质)。然而，物质传送尚未发明。

根据本发明，实现HET的一种方式是通过以适当的方式采用全息和傅立叶合成的独特能力。那些曾经看过真实全息图的人(而不是有时被称为全息图的视觉幻象，诸如“佩珀尔幻象”)知道全息图可以重新创建出现在全息图后方或前方(或两者兼有)的空间中的全三维图像。这种在空间生成可视图像不需要投影仪、屏幕、烟雾、水蒸气或任何类型的显示器(全息图本身除外)。当用简单的光束照射时，全息图会产生离开全息图并在空间中传播的波，在某些位置经历相消干涉(因此，没有光出现，而在其他位置会经历相长干涉(会出现光)。全息图是“干涉图案”(通常是在胶片上)的记录(干涉图案是空间中光的亮斑和暗斑的图案，当两束光束重叠并相互干涉时会产生这种斑点)。记录的干涉图案由具有不同形状、方向和大小的极小的暗点和清晰点组成，这些点利用衍射、折射和/或反射改变通过它们或从其反射的光线的方向。因为照射完成的全息图的光线由此被弯曲(这是全息图上记录的干涉图案针对光线所进行的)成与它们先前从真实物体(位于全息图附近)反射时所处的行进角度相同的角度，当完全息图制成后，观察者看到来自全息图的光线会认为他们看到的是真实物体，即使真实物体可能不再存在。干涉图案最好是由从真实物体反射的“相干”光(极其有序，意味着相同的频率、高度的平行度，并具有均匀的恒定相位关系)与充当“参考光束”(通常不包含有关真实物体的信息)附加相干光束的重叠来形成。此干涉图包含与来自物体和参考光束的所有重叠光线的行进角度有关的信息。两束光自然地相互作用，以在它们重叠的地方形成干涉图案，这种干涉图案在空间中某个位置的记录称为全息图。

由于行进光束和干涉光束的数学计算是已知的，因此可以选择在计算机中计算记录这种全息图时产生的干涉图案，并将其用于生成全息图(在这种情况下，称为作为计算机生成的全息图)。因此，这种计算机生成的全息图(“CGH”)可以“重建”实际上从未存在或者曾经存在但在制作全息图时已经不存在的物体的三维图像。最重要的是，全息术用于引导能量波(诸如光波、RF波、微波、X射线、声波甚至是伽马射线)，以便它们以期望的任何特定角度(并由此以任何特定的相位)行进，并且这些波将在空间中重叠，在空间的不同位置产生相消干涉和相长干涉，从而产生图像的外观。

此外，由全息图生成的图像不必一定是物体的图像。根据本发明，图像可以替代地是在空间中一个或多个特定的三维位置处被“黑度”(无表观能量)包围的一个或多个孤立的光(或其他能量)点的图像。通常，常规的全息图通过聚焦或引导光线在要显示图像的空间中所需特定点处彼此重叠来产生空间中的光点(就像镜头一样)。在该情况下，在空间中除了希望光点可见的位置(在焦点处)以外的其他位置，可检测的光仅以较低水平存在。然而，根据本发明，全息***被制造为通过与以独特方式撞击全息图的光(或其他能量)相互作用而在空间中产生光(或其他能量) 点。这种相互作用改变了光波(或其他波)的角度(并因此改变了相位)，使得它们在空间中重叠，从而在限定的空间内的任何地方都产生了相消干涉，除了期望一个或多个能量点所在的位置(多个位置)之外。这种一个或多个能量点通过相长干涉变得可见。这并非惯常制作全息图要做的。在本发明中，在空间中使其发生相消干涉的区域被电磁波填充，但是由于它们彼此异相重叠，从而产生了相消干涉，因此在空间的该区域中能量不可检测并且不产生影响(并且不会被该空间内的物质吸收或与之相互作用)。能量仅在发生相长干涉的一个或多个点处可见。通过这种方法，在空间的限定区域中产生一个或多个光点(或其他能量)，在较大的空间限定区域内未被可检测的能量包围。全息“成像”的这种非常规的独特方法是实现HET方法的基础。因此，HET是一种独特的新颖方法，可以将能量放置在限定空间中的任何位置，而在限定空间周围的空间中没有明显的能量，诸如在要包含能量的限定空间部位之前和之后的空间中沿着进入和离开限定的包含能量空间的能量行进线。

当两个普通光束重叠时，它们会产生一个光斑，该光斑的亮度与两个光束加在一起的总和一样。这基本上是一直发生的情况，尤其是在光束同相并且发生相长干涉时(会产生更多的能量，这将在下面进行说明)。然而，很少有人能想象或曾经体验过两束光重叠并产生暗斑。令人惊讶的是，当两束光束异相并且经历相消干涉时，就会发生这种情况。人们通常不会体验到这种现象，原因是，大多数光源不会产生相干辐射，而且无论何处非相干光中发生这种相消干涉，都会从其他角度入射一些其他杂散光束并填充暗斑，因此没有人注意到它。然而，当仔细地控制可用能量的相位和角度时(诸如使用来自激光的相干光)，这种正常未被体验到的、违反直觉的现象将变得可被察觉。

在日常生活中发生相消干涉的地方之一是在微波炉内。仔细地控制微波并使其重叠，从而形成“驻波”，这会在微波炉内产生具有相长干涉和相消干涉的不同区域。处于相消干涉区域(称为“节点”)的食物不会被微波加热，因为即使大功率的微波在整个烹饪期间穿过食物的该区域，相消干涉也会使食物的该区域不经历任何RF能量。这就是为什么微波炉通常包括一个旋转台(和/或旋转光束导向器)来将食物的不同区域移出相消干涉区域并移入相长干涉区域以实现更均匀加热的原因。再举一个例子，大多数人在使用无线智能手机、平板电脑或收音机时，会在家里或汽车上遇到“盲点”。这些盲点通常也是空间中具有相消干涉的区域。能量是存在的，但因为能量通过盲点，所以只能在另一位置再次被检测到，但是相消干涉使能量在“盲点”位置无法被检测到。此原理也用于降噪耳机中。检测不想要的噪声并将其再次生成，但与原始噪声异相，从而产生了相消干涉并使噪声“消失”。通过添加额外的噪声(异相)，可以消除不需要的噪声。所有这些已知的相长和相消干涉分布都是周期性散置的，而不是由一个或多个限定的相长干涉点组成，并被较大的相消干涉区域包围。然而，本发明以全新的方式使用相长干涉和相消干涉。

本发明人在此公开了如何将能量发送到诸如身体所占据的空间区域内，并且仅在期望的点出现，诸如肿瘤或斑块所在的位置，而周围的健康细胞几乎没有或没有能量。为了告诉计算机如何创建能将光(或其他能量)重定向以仅在想要的位置处产生相长干涉而在其他周围位置产生相消干涉的干涉图案，可以将空间中的我们想要产生的能量分布视为好像是“复波”(不同于简单的正弦波)。计算在空间中产生这种复波必须产生的各种电磁波(或其他波)的细节的数学方法采用“傅立叶分析”和“傅立叶合成”。傅里叶分析允许用一系列正弦波(傅里叶级数)描述任何复波。叠加此正弦波的傅里叶级数的元素将通过傅立叶合成来重建原始复波。因此，此技术用于在空间中创建所需的能量分布，其中包含由相消干涉部位包围的相长干涉区域。

采用计算机来计算产生期望复波(表示现有的或想象的能量分布)所需的正弦波的傅里叶级数，并且如果将那些正弦波加回去则会产生相同的复波，即使该复波最初只是想象中的，从来没有实际存在过。利用该数据，计算机可以为全息干涉图案(计算机生成的全息图)生成数据，该全息图将定义需要加在一起以产生空间中能量的任何复波图案的正弦波。这样的计算机生成的全息图(“CGH”)在被适当照射时，可以更改和重定向照射，以提供傅里叶分析计算所指定的上述任意振幅、频率或相位的正弦波，并且它们可以以所需任何方向发送(通过全息图的全息重建)，以在空间中产生最终期望的复波能量图案。因此，将全息图的功能与傅立叶合成相结合，使我们能够在三维空间中生成想要的任何复波。因此，如果选择某空间区域，并确定希望波能量仅出现在该空间内的一个特定位置，例如，如此处更具体教导的那样，经过适当编程的计算机将计算必要的傅立叶级数并生成全息图的数据，(当能量从该全息图发出时)其将在该空间中叠加正弦能量波(诸如射频(“RF”)波)，从而仅在指定的空间区域内产生能量(通过相长干涉)，而空间中的所有其他相邻或周围区域似乎都没有能量(由于相消干涉)。充满相长干涉的空间可以是例如人体中包含肿瘤的选定体积，因此全息图例如将高强度的RF波直接发送到肿瘤中，从而导致肿瘤发热，而所有周围 的健康细胞几乎没有或根本没有能量(即受其影响)。这种方法与以前使用的例如EM波相控阵列聚焦方法明显不同，因为相控阵列聚焦过程中产生的EM波在其进入和离开肿瘤区域的途中仍可被健康细胞检出并引起健康细胞发热。

可以使用各种设备配置来完成HET(在此公开了其示例)，从而以全息方式生成所需的干涉波，以仅将所需的能量传递到身体内的病变区域进行治疗。实际上，此技术的工作原理是在其传输经过健康细胞时将能量“静音”(通过相消干涉)，并在到达目标位置后将能量“取消静音”(通过“相长干涉”)(由此将其“传送”)。在常规治疗中，能量在穿过健康细胞时是“未静音的”，因此能量可以被健康细胞直接检测到(并对其造成潜在的损害)。

传送在科幻小说中是众所周知的，并且通常被认为是一种将存在于起始位置的某物运输到目标位置而其似乎从未穿过或存在于起始位置与目标位置之间的空间中的假想方法。在如本文所公开的HET的情况下，被传送的“某物”是能量。其在起始位置与目标位置之间的空间中无法被检测到，因为它在该空间中时被“静音”了。静音的能量实际上是无法检测到的，并且基本上不会对细胞或其他任何物质产生负面影响。这样传送的能量(由HET产生)可以直接治疗疾病(诸如通过使用电离X 射线或细胞内电磁超热产生的热量)，和/或可以启动或阻止过程的发生，诸如神经元放电或蛋白质、激素、酶或其他生物物质的合成或释放。

参照附图进行说明，通过将异相附加能量施加到通常用于提供治疗的能量上来实现对所施加能量的HET静音，从而通过对健康细胞区域进行相消干涉来抵消初始能量，同时不会抵消选定治疗区域中的能量。这使得能量仅在选定的治疗区域(诸如在肿瘤细胞中)起到治疗作用。如图1B所示，在相消干涉期间，波会相互抵消(例如，就像消除音频噪声一样)，并且它们实际上对任何事物都没有影响。细胞无法体验到相消干涉状态的波(受其影响)且不会被其改变。然而，被抵消并不意味着能量波被破坏或消散；相反，它们只是被静音了。它们仍然在空间中一起传播。

通过使能量波同相并在靶细胞中经历相长干涉来实现取消静音。如图1A所示，当两个相互相干的波发生相长干涉时，它们将其能量加在一起，从而在它们同相的区域中产生最大的影响，其强度高达任一初始能量波的强度的四倍。本质上，如果没有相消干涉，原本会在相消干涉部位出现的能量将转移到相长干涉部位。根据本发明，在患者所占据的三维空间的期望区域中产生相消干涉和相长干涉可以以新颖的方式利用全息术和光学傅立叶合成(在本文中统称为HET)。傅立叶分析可用于计算计算机中所需的正弦波参数，以确定在三维空间中的期望位置产生相消干涉和相长干涉所需的能量波的方向、相位、频率和幅度。此信息可用于定义计算机生成的全息图(“CGH”)。CGH的使用可以提供一种以期望的幅度和相位关系将能量波引导至期望的方向上的方法，从而通过光学傅立叶合成在空间中产生期望的能量图案。

这种新方法允许将能量从一个或多个初始位置(诸如身体外部)发出并发送到一个或多个选定的目标位置(诸如身体内部)，而无需在初始位置与目标位置之间或超出目标位置的居间或周围空间中被检测到(由此，能量被传送)。以前从未进行过这种将能量传送用于诊断或治疗疾病的工作。

在放射治疗的情况下，根据本发明，尽管电离辐射(诸如高能X射线或伽马射线)穿过健康细胞以便到达(并随后远离)靶细胞，它们被HET静音，因此几乎不产生电离或发热，因此不会损害健康细胞。然而，一旦它们到达目标病变细胞，它们就被取消静音，并且可以造成最大程度的损害，尤其是因为它们的强度不需要像常规治疗那样一开始就被降低。对于热疗治疗也是如此，其中将RF能量发送到身体内以直接加热细胞，和/或可选地，激活和去激活靶细胞处的化学反应。静音的RF 能量实际上对健康细胞也没有影响，而对取消静音处的靶细胞具有最大的影响。

商标Holothermia^TM标识了采用Holobeam技术公司所提供或许可的根据本发明公开内容的方法的服务或商品。此类方法涉及将全息能量传送(HET)与改变细胞或分子的方法结合使用，诸如具有或不具有纳米颗粒的热疗，以用于治疗疾病。 Holothermia^TM设备可以高精确度地(限于所用能量的波长)将能量以几乎任何大小传递到身体内特定的选定内部结构，以用于热激活治疗疾病，而不会造成当前热疗方法的附带损害。如果将其与电离辐射(诸如X射线或伽马射线)一起使用，则可以显著减少，甚至消除常规放射疗法当前所产生的附带损害。此外，将HET与RF波一起使用有可能对肿瘤产生与电离辐射相同的损害，却没有使用常规放射疗法的缺点，诸如大型、昂贵、复杂的设备，特殊培训，各种辐射危害风险以及对健康细胞的附带损害。

图2示出了从诸如位于身体210外部的天线阵列230(具有安装结构240)的能量源发送能量到身体210内的指定区域200的挑战。能量(以行波的形式)在其到达指定区域200的途中照射健康的细胞220，从而产生附带损害和其他不良副作用。这种布置是当前所做的并且是现有技术。

为了最小化或消除这种能量的传递对健康细胞造成的负面影响，本文公开了一种新的技术，称为全息能量传送(HET)。此技术涉及全息术和傅里叶合成的新颖应用，这是第一次将能量从一个或多个“初始”位置(诸如身体210外部的能源230) 传送到一个或多个“目标”位置(诸如在身体内的一个或多个位置200)。然而，在图2中未示出用于实现此新发明的装置。传送的本质是，尽管从一个或多个初始位置230发送的能量的量和在一个或多个目标位置200接收的能量的量可能较高，但在一个或多个初始位置230和一个或多个目标位置200之间的地方220和位置200 之外的部位中可检测到的能量的量非常小或为零。能量传送是通过例如傅立叶合成和全息术以新方式完成的，这可以从以下分析和描述中理解。

1822年，数学家Joseph Fourier证明，任何复波都可以在数学上(按照称为“傅立叶分析”的过程中)被分解成一系列许多简单的正弦波(称为“傅立叶级数”)，它们彼此间唯一的区别在于振幅(强度)、频率(它们振荡的快慢、时间或空间频率) 和相位(一个正弦波与另一个正弦波的相对位置关系)。如果将计算出的一系列正弦波中的许多波相互叠加，它们将再次加起来成为原始的复波(称为“傅立叶合成”的过程)。例如，这可以在图3A中看到，其中300是原始复波，而310表示从针对原始复波300的傅立叶分析得出的各种不同的正弦波(“傅里叶级数”)。当通过将这些正弦波彼此叠加而将其加在一起时，称为傅立叶合成，将导致来自波的代数求和的相长和相消干涉，从而再次产生原始的复波300。

图3B描绘了在傅立叶合成过程中各种正弦波如何代数地加在一起。在图的上半部分分别示出了三个不同的正弦波，分别标记为波1、波2和波3。在该图的下半部分，示出了三个波的傅立叶合成，还模糊地示出了所有三个叠加的正弦波以及以深色线示出的所得到的复波。作为一个示例，在图的上半部分示出了在时间“x”处三个正弦波(在“a”、“b”和“c”处)的振幅值相加，并且在该图的下半部分示出了它们的代数和“d”。需注意，“a”和“b”是正值，而“c”是负值，在“d”处所得到的为正代数和。作为另一示例，在时间“y”处示出了波的振幅值(“e”和“f”)。需注意，“e”为负，“f”为正，而在时间“y”处波2的值为零。这些值的代数和为负，并以“g”示出。以类似的方式，将每个时间点上所有正弦波的振幅代数相加在一起，从而产生最终复波的傅立叶合成。图下半部分示出的所得到的复波是图上半部分示出的波1、波2和波3的傅立叶合成。当波在它们都为正(其中都在中心线上方)或它们都为负(都在中心线下方)处相加时，它们相长地相加，从而形成了所谓的相长干涉。当波加在一起时，其中一个在线上方(正)，另一个在线下方(负)，则它们彼此相消地相减，从而形成了所谓的相消干涉。这就是代数加法的意思。图 3C示出了通过傅里叶合成将2、3和10个正弦波相加以形成复波的示例。

任何事物的图像都可以例如分解为一系列切片或线，诸如常规电视中所使用的扫描线。然后，沿着这些线中每一条的亮度值可以表示为复曲线。然后可以通过傅立叶分析计算将每个复曲线分解为一组正弦波。然后可以将每个集合中的正弦波相互叠加，以通过傅里叶合成重新形成每个切片的图像。组装各个切片的傅立叶合成图像将导致原始图像的重新形成。

此技术的许多独特应用可用于形成其他方式无法获得的图像。本发明人将在绕开健康细胞的同时将治疗身体内疾病所需的所需能量分布视为要在患者身体内形成的能量复波，并且已经开发出构造此类复波的方法，例如通过使用傅立叶合成。

1929年，Lawrence Bragg爵士利用这一原理，用X射线和光波(本质上是正弦波)开发了“X射线显微镜”，以产生透辉石晶体中原子结构的图像。1948年，Dennis Gabor利用布拉格X射线显微镜的概念发明了全息术，目的是生产一种新型的电子显微镜。Bragg正确地推断出，晶体中原子的布局可用于衍射X射线，从而形成衍射图样，这将使他能够通过傅立叶分析来计算必要的正弦波集合。如图4A所示，以适当的角度(基于晶体对称性)通过晶体射出X射线提供了X射线衍射数据，从而使他能够确定所需傅立叶分量(正弦波集合)的振幅、相位、频率和方向。当波被衍射时，所得的衍射图成为傅立叶级数的图像。他推断出，基于检测到的在X射线波长上产生的衍射傅里叶级数，通过使用可见光对正弦图案进行光学叠加(称为“光学傅里叶合成”)，会产生晶体结构的放大图像。他还认识到，放大是自动产生的，因为事实上初始衍射是在X射线波长下完成的，而傅立叶合成是在可见光波长下完成的。X射线与光的波长大小之差成为放大因数。

最初，为了完成正弦波图像的生成，Bragg拍摄了40张不透明圆柱棒的照片，它们的轴平行，相距的距离等于其直径的两倍。每张照片中圆柱的大小、圆柱之间的间距以及圆柱的放置和方向都基于从透辉石晶体衍射图的傅里叶分析中获得的正弦波数据。将每张图像稍稍偏离焦距依次投影到同一张相纸上。每个略微离焦的图像看起来都像一个正弦波图案。图4B中描绘了三个这样的图像，它们显然具有不同的空间频率(即使它们都具有相同的时间频率)。如他所希望的那样，显影后的最终照片提供了晶体中原子结构的图像，但对比度较低。为了改善图像质量，他随后改为使用图4C中所示的1801Thomas Young双缝布置产生正弦波图案。来自单个针孔 (未示出)的光用于产生空间相干性，对一对针孔(A和B)进行照射，产生了彼此重叠的光波，从而在照相底板上形成干涉图案。

干涉图案由出现在C、D、E和F处的暗线和出现在暗线两侧的亮线组成。利用窄频带的光(诸如黄色钠光)和/或滤色器提高了所用光的时间相干性(单色性)。通过利用在不透明板上钻出的40对这样的小孔，每对在最终图片上产生另一组正弦波，每对产生具有自己空间频率的正弦波，他产生了具有更好对比度的傅立叶合成图像。改变在不透明板上钻出的孔的尺寸以对应于每组波的期望振幅，并且选择每对孔相对于彼此的放置、取向和位移以对应于每种波图案所需的放置、方向和频率。这一实验表明，通过叠加对应于复波的傅里叶分析所得出的正弦波的正弦变化光图案，可以简单地使用光学傅里叶合成来产生图像。通过使用最初来自单个针孔的光来照亮各组针孔，并对该光进行颜色过滤，所涉及的每个光束与每个其他光束(在空间和时间上)都基本相干，而所产生的不同组正弦图案在空间上彼此不同。波的相干叠加会产生最大的对比度，而不管有多少光束重叠，因为光不会像完全不相干的光那样随机填充在黑暗区域中，而是会产生由所有波的代数和得出的干涉图案，即使许多波被叠加。

图4D描绘了使用针孔进行布拉格傅立叶合成的设置。元件400是包含由正弦波的重叠得到的最终图像的照相页片(如果此技术将被用于向身体210内的特定位置发送能量的话，则将对应于身体内的目标位置200)。板440包含成对的孔430(其可以对应于结构240和能量源230)。重要的是，在包含孔430的板440和包含最终图像的页片400之间的空间420。此空间420(将对应于健康细胞220)包含行波形式的能量，使得此布置对于将能量从源230(对应于板440上的孔430)发送到位置 200(对应于页片400)而言并非所希望的，因为所有居间的健康细胞220(对应于空间420)也将被此行波能量照射，其可以被检测到并可能导致不良影响，诸如发热。这是因为行波不允许在大的体积部位内产生容易限定的、不变的相长和相消干涉驻波图案。重要的是，要注意，尽管从源430发出并传播到目的地400的波是行波，但在页片400上产生的干涉是一系列叠加的波，它们不会随时间变化，从而在平面 400中形成了驻波图案。这使得它们看起来是固定的并且被记录在胶片400上。然而，在空间420中出现的行波图案不是固定的和可限定的，因为所存在的波是行波，并且不会合为驻波图案。因此，空间420不仅仅包含相消干涉。

再次参考图2，为了完成对身体210内的目标位置200的照射而没有能量照射健康细胞220，需要一种方法来“取消”或静音位于区域220处的能量，同时预期的目标200接收未静音的能量。根据本发明，这可以通过产生位于区域220中的相消干涉的驻波图案来实现。如上所述，通过相消干涉“取消”的能量不会被吸收、散射、反射或破坏，仅由于在同一位置同时叠加了异相能量的反作用而变得无法检测且无效。这样的方法还必须能够允许能量波回到同相，从而形成相长干涉，但是仅在目标位置200处才能形成，从而能够产生期望的效果。因此，布拉格X射线显微镜设计即使在页片400平面中的指定部位产生固定的相消干涉，也无法成功地用于在不辐射健康细胞220的情况下在身体200内一个或多个目标位置重建能量。

本发明人发现了在非目标区域220处实现相消干涉的手段。本发明可以以不同于常规方式的方式利用傅立叶合成。固定波傅立叶合成涉及正弦波的叠加，形成不随时间和/或空间变化的驻波。在布拉格X射线显微镜中，每对孔仅在最终照相页片上产生固定的正弦波图案。然而，来自多个孔的光作为行波沿垂直于形成最终图像的驻波的平面的方向传播到最终图像。最终图像平面是根据需要进行恒定图案傅立叶合成以及由此固定的相长和相消干涉图案发生以创建最终图像的位置。从孔行进到最终图像的光由行进的正弦波组成，由于它们不断变化的叠加，因此不能用于生成重叠的正弦波的特定固定图案，从而仅在它们到达最终图像平面途中行进穿过的空间中产生相消干涉。因此，该能量在行进到最终图像平面时将始终是可检测的，并且不会产生用于本发明的结果。

布拉格X射线显微镜本质上基于一维傅立叶变换的，其中使用的波源位于单个平面内，而在另一平面(称为反变换平面)中形成图像。行波从一个平面传播到另一平面，同时始终可以在平面之间的空间中检测到变化的行波。最终期望的干涉图案是在一个大致平行于能量源平面的平面中产生的，而行波平面既垂直于能源平面，也垂直于图像平面。

根据本发明，一个实施例可以在空间的一个或多个选定区域(例如，肿瘤细胞所处的位置)中产生期望的强能量波场，同时与空间的周围区域(存在健康细胞的位置)中的波相消干涉(消除)，其使用的布置将能量发射器定位在选定区域周围的圆内，使波彼此重叠，使得每个波与来自其他方向的波重叠，从而在所有方向上造成相消干涉，除了希望在其中产生相长干涉的圆内的一个或多个选定区域以外的空间区域。

1998年，Okuyama等人正在研究“流浪波”的行为，“流浪波”是一种罕见的、奇特的、自然发生的海浪，可以达到100英尺高，它意外地从平静的海洋中升起使巨型船沉没只并威胁到石油钻机平台。他的分析包括使用傅立叶合成来生成离散的升高的水波或离散的水尖峰，这些水波或离散的水尖峰在他选择的特定位置从平静的水里冒出来。为了以易于证明的方式说明此过程，他使用了圆形布置的水波发生器在水面上产生凸起的美国字母。

这在图5A中示出。直径为5英尺的圆形水箱500装满水。围绕水箱的周边放置了50个电激励的螺线管造波机510，每个螺线管造波机具有产生物理水波的能力。通过使用计算机控制每个螺线管的强度、速度和时间，他能够利用傅立叶合成技术生成波浪结构，该波浪结构在水箱中心4英尺直径的圆内具有期望的形状，同时在生成的字母周围的其他任何地方产生平坦、平静的水。

如图5A所示，水被升高约5cm以在中心形成字母“S”520。从附近窗户的反射可以看出，水箱中的其余水是平坦且光滑的，这表明除了出现在520处的字母“S”之外水面上任何地方似乎都没有能量存在。因为此方法使用具有不同时间频率的行波来进行傅立叶合成，然而会产生偏差，这意味着，尽管生成的“S”之外的所有地方的水都是平坦的，但随着时间的推移，所有地方的水位都会升高，并且不再为零 (没有能量)。他证实，使用功率更强大和/或数量更多的螺线管造波机会在水面上产生甚至更高的字母。然而，非字母部位的偏差也会增加。由于不同的波具有不同的频率，因此它们需要一段时间才能以期望的相位关系相互重叠，以形成期望相长干涉图案，从而在水面上形成期望的字母。在其他时间，水位高度具有较小的随机值，导致随时间推移产生偏差，直到所有波浪再次返回期望的相位关系为止。这减小了在升高部位与平坦部位之间可能产生的高度差。

使用此方法的一种变型相比于目前使用的治疗性患者辐照方法可以表现出重要的优势，从而增加了目标区域与中间区域之间的能级差。本发明人意识到，代替放置在水箱周边周围的螺线管来产生水波，使用围绕患者按圆形放置的RF、微波、X 射线、波或甚至是γ辐射源，可以提供一种将能量发送到患者体内特定位置以治疗疾病的方法，同时最大程度地减少附带损害。然而，要实现该功能，需要一个具有新硬件和程序的全新***，并在理论上进行重大更改以实现高效且成功的实施方式。

为了分析这种与布拉格X射线显微镜中使用的干涉布置从根本上不同的圆形能量干涉***，需要进行某些更改以计算得到将要在新限定的圆形空间中产生的任何给定特定能量干涉图案所需的波振幅、频率和相位。Okuyama对他的水波***的分析与分析这种圆形电磁(“EM”)或声波***有关。首先，代替由Bragg使用的平面***的简单的x、y、z正交笛卡尔坐标，本发明人认为该空间将最好由圆柱坐标系表示。(或者，如果只考虑圆形平面，诸如水面，可以使用极坐标系，就像Okuyama 所做的那样)。

在这样的***中，如图5B所示，点位置由距离选定参考轴的距离、相对于选定参考方向的轴的方向，以及在三维体积的情况下距离从垂直于轴的选定参考平面的距离所指定。根据参考平面的哪一侧面对该点，后一个距离以正数或负数给出。***的“原点”是所有三个坐标都等于零的点。这是参考平面和轴的交点。该轴称为圆柱轴或纵轴，以将其与极轴进行区分，该极轴是位于参考平面中的射线，从原点开始并指向参考方向。与轴的距离可以称为径向距离或半径，而角坐标有时称为角位置或方位角。半径和方位角统称为极坐标，因为它们对应于穿过该点的平面中的平行于参考平面的二维极坐标系。第三坐标可以称为高度或海拔(如果参考平面被认为是水平的)，或纵向位置或轴向位置。在图5B中，原点标记为O，极轴为A，且纵轴为L。圆点是点P，径向距离ρ＝4，角坐标f＝130°，且高度Z＝4。点P的三个坐标(ρ，φ，Z)也定义为：

·径向距离ρ是从Z轴到点P的欧几里得距离。

·方位角φ是所选平面上的参考方向与原点到平面上P的投影的线之间的角度。

·高度Z是从所选平面到点P的有符号距离。

圆柱坐标的ρ坐标中的傅立叶展开等效于“傅里叶-贝塞尔”级数。在数学中，傅立叶-贝塞尔级数是基于贝塞尔函数的一种特殊的广义傅立叶级数(在有限区间上的无限级数展开)。整数α的贝塞尔函数被称为圆柱函数或圆柱谐波，因为它们出现在我们在此使用的圆柱坐标中拉普拉斯方程的解中，因此对于许多波传播问题特别重要。偏微分方程的解中使用了傅立叶-贝塞尔级数，尤其是在圆柱坐标系中。傅里叶-贝塞尔级数展开式采用非周期性和衰减贝塞尔函数作为基础。第二傅里叶-贝塞尔级数被称为“迪尼(Dini)级数”。正如傅里叶级数是针对有限区间定义的并且具有对应项(在无限区间内的连续傅立叶变换)一样，傅里叶-贝塞尔级数在无限区间内具有对应项，称为汉克尔变换。在数学中，汉克尔变换将任何给定函数f(r)表示为无数第一类贝塞尔函数J_v(kr)的加权和，其中“v”是“阶”，“k”是沿“r”轴的比例因子。它也被称为傅里叶-贝塞尔变换。正如无限区间的傅立叶变换与有限区间上的傅立叶级数相关，无限区间上的汉克尔变换与有限区间的傅立叶-贝塞尔级数相关。汉克尔函数分别用于表达圆柱波动方程的向外传播和向内传播的圆柱波动解。

这些概念提供了一种数学方法，用于分析并随后通过相长干涉生成高振幅波，本文中称为“期望能量峰值”(“DEP”)，以及随后利用反向环形波在空间中的所有其他位置产生相消干涉的区域，本文中称为“期望能量消除”(“DEC”)。在本说明书中，为了使说明易于管理并且更容易呈现，将仅考虑空间中的一个圆形平面(尽管如以下所指出的，也可以考虑几个这样的圆形平面，这些圆形平面可以限定圆柱体)。根据本发明，也可以在三维体积空间中使用球形贝塞尔函数。然而，对于本文阐述的特定实施例，它们的使用并不是必需的。通过使用可以在本发明的三维空间中完成的在一维(平行于圆的平面)上准直的波，可以将它们限制在单个平面中，从而使单个平面分析变得合适。如以下将在本文中解释的，也可以串联使用多个圆形***来创建圆柱形***。

根据本发明，对于电磁(EM)波，可以利用由贝塞尔函数以数学方式表达的环形波之和来产生DEP和DEC。基于傅立叶-贝塞尔级数展开的迪尼级数展开将波分解为贝塞尔函数。这种展开取决于波发射器和波腔(波发射器圆内的空间)的规格。

环形波在正向时间从能量发射器向外散布，并在反向时间聚焦在发射器源点上(出于计算目的)。为了产生反向环形波，我们希望使用由围绕波腔的许多吸收(抑制多重反射)的波发射器组成的波腔。为了吸收反射的RF波，例如，该腔将理想地包括冷却的可商购的材料涂层，诸如“

高损耗微波吸收器”，其被设计为通过将RF能量转换为热量来衰减电磁干涉。可选地，为了进一步减少反射，每个波发射器在其前面可以具有法拉第旋转器(每个旋转器的自身表面都涂覆有AR涂层)或等效物，以充当隔离器，从而防止从波发射器反射回腔。

在本发明的其他实施例中，可以相应地采用声学DEP和DEC。

波场的基本公式

从波发射器发散到指定平面的波场用H₀ ⁽¹⁾表示；作为拉普拉斯方程的解而获得的第一类0阶汉克尔函数。此波场充分地逼近由多段波发射器***的一段所产生的波场。***产生的波场通过各个波发射器产生的波的叠加来描述。如图5C所示，在选定平面上定义了一个极坐标系，并且定义了点P和Q。点Q位于圆的内部，圆心为原点，半径r₀为长度OP。将单波发射器放在P点。P和Q的幅角分别表示为φ和θ。每个位置向量定义为：

向量之间的关系为：

s＝r-r₀. (2)

令“r”和“s”分别表示向量“r”和“s”的大小。表示P和Q之间的距离的量值“s”描述为：

然后，将Q点处的波振幅描述为：

其中k是波数，ω是角频率。根据汉克尔函数的加法定理，在r＜r₀时，我们得到：

其中，J_m是第一类m阶贝塞尔函数。在方程的两边乘以e^inφ并从0到2π对φ进行积分，我们可以在右边仅采用n阶项。结果，获得的第一类贝塞尔函数为：

此方程式意味着当将各个波发射器放在圆上且波发射器之间半径为r₀时，圆中的波场由贝塞尔函数表达。积分项e^inφ表示各个波发射器之间的相位差。当n＝0时，相位差消失，然后出现环形波。波发射器产生的波场可以通过方程6的离散方程来近似为：

其中N表示波发射器的数量。

波场的傅立叶-贝塞尔展开

在空间中的限定平面中的任意波场在几何上描述为：通过三角级数展开表示为θ的角坐标，通过傅立叶-贝塞尔级数展开表示为r的径向坐标。令ζ(r，θ)表示空间中的平面中的任意波振幅。此振幅被描述为：

其中，k_nm表示径向坐标的波数。使用复杂的符号可以使波问题的计算更加简单，如下给出：

波数k_nm根据各个波发射器所在的圆处的波形的边界条件来确定。当边界条件像在鼓膜上一样为ζ(r₀，θ)＝0，可用波数作为方程式J_n[k_nmr₀]＝0的解提供。然而，此条件不适用于这种波问题。尽管可以将边界处的波振幅数学上设置为零，但是随后任意波场的数量也被减少。边界条件与贝塞尔函数的正交性有关。回到贝塞尔微分方程，我们获得贝塞尔函数的积分方程，如下所示：

当对于k_i≠k_j，此方程的右边等于零时，表示贝塞尔函数的正交性。由于正交性，最简单的条件是当J_n[k_ir₀]＝0且J_n[k_jr₀]＝0。当J_n[k_ir₀]≠0时，

k_jJ′_n[k_jr₀]+hJ_n[k_jr₀]＝0 (11)

的条件也可以得出正交性。′符号表示微分。参数h定义为：

此条件可用于各种波场，因为圆处的波形并不限于ζ(r₀，θ)＝0。方程11的条件下的傅里叶-贝塞尔级数展开被称为迪尼展开。通过在方程11的条件下使用正交性，我们得到系数C_nm，如下所示：

其中，μ_nm＝k_nmr₀。径向坐标的积分范围已归一化。当DEP清楚地出现在腔空间中时，仅看到特定的DEP，而所有其他区域均显示为DEC，没有波。然后，圆处的边界条件适用于ζ(r₀，θ)＝0且ζ′(r₀，θ)＝0的情况。贝塞尔函数的边界条件表示J_n[k_nmr₀]＝0且 J′_n[k_nmr₀]＝0的情况。尽管未针对J_n[k_nmr₀]＝0定义参数h，但考虑到J_n(k_nmr)→+0和 J′_n(k_nmr)→-0的极限情况，在r＝r₀处，我们得到h＝1。图5D中的表1显示了在n＝0处的归一化波数μ_nm。

可用射束必须根据波发射器的波产生性能来选择。Okuyama等人制造的水波原型由五十个吸收造波机构成，它们可以在10.08＜ω＜18.84[rad/s]的角频率范围内工作，其半径为r₀＝0.8[m]。因此，归一化波数的可用范围显示为8.17＜μ_nm＜28.86。因此，m＝4至10的展开项在n＝0时可用。展开的第n项表示角坐标的振荡模式。假设通过至少五个造波机来描述波形。因为它们的原型是由五十个吸收造波机构成，所以最大模的阶数被认为是十。因此，他们将展开项的阶数限制为十。在t＝t₀时出现的波场表示为：

在他们的原型中，波峰周围出现波谷，从而形成字母“S”。将由方程14表达的模拟数据转换成通过方程7表达的产生波的信号，它们在其原型中生成了水波字母“S”，如图5A的照片所示。

通过使用“集中波”进行改进

为了使任意波场更容易，可以通过将波能量集中在可以称为“集中点”的任意点来改进该过程。可以应用迪尼展开方程14在腔的中心形成集中点，如图5E所示。形成的能量峰由0阶贝塞尔函数表示，因为该峰位于r＝0的极点。因此，傅立叶级数展开的展开项n必须为零。因此，在集中点的能量峰表示为：

当集中点置于任意点R_i(x_i，y_i)时(如图5F所示)，能量峰描述为：

其中

在集中点处的波形与方程15所表示的相同。根据贝塞尔函数的加法定理，第一类零阶贝塞尔函数表示为：

将方程6代入方程17，在n＝0时，我们得到：

中括号中的积分项表示复振幅，其包括波发射器之间的相位差。通过使用集中点，可以在空间中在任何位置自由地形成各种DEP，而无需限制波发射器的规格。这些DEP 位置表示为：

在这种改进的方法中，生成的DEP的每个分布都不需要迪尼展开。贝塞尔函数的系数A_0m由集中点处的波形确定，并且所有波形都相同。我们只需要提供集中点的位置即可。因此，计算变得更简单，需要的计算时间更少。单个波发射器产生的波场可以通过第一类汉克尔函数来描述。可以通过叠加汉克尔函数来表示在由波发射器的圆围绕的圆形腔中产生的波场。根据汉克尔函数的加法定理，此波场在数学上由第一类n阶贝塞尔函数表示，其原点位于圆的中心。因为将任意波场分解为贝塞尔函数，并且将每个贝塞尔函数分解为汉克尔函数，所以可以指定单个波发射器的波发射参数以生成任意波场和 DEP。

在本发明的本第一实施例中，可以使用此技术来构造用于诊断和/或治疗患者的***，其具有如图6所示的圆形布置的波发射器600，活动台上的患者602根据需要间歇地移动穿过能量发射器的圆形布置所限定的圆形平面(类似于常规CT扫描仪所做的那样)，以将感兴趣的组织位置604(诸如肿瘤)带入产生DEP和DEC的圆形区域以进行诊断和/或治疗。

作为利用本第一实施例的替代布置，诊断和/或治疗***由一系列平行圆形布置的能量发射器组成，每个能量发生器适于在其自身的圆形平面内产生DEP和DEC，从而形成圆柱体710，如图7所示。这样的布置能够在许多平行平面中顺序地或同时地诊断和/ 或治疗患者组织，从而潜在地消除了在诊断和/或治疗过程中对患者移动的需求。这样的圆形单元还可以按照除了彼此平行之外的其他布置位于患者周围。在能量发射器的两个单独的圆形布置之间存在空间的配置中，患者仅需要移动该距离即可非常迅速地遍及整个身体内的所有点。

优选地，可以将治疗***内置在诸如MRI、PET、CT或其他扫描仪的成像器中，诸如本文中其他地方所提到的那些。扫描仪可以检测需要治疗的肿瘤或其他组织的3D位置，并且检测到的3D坐标将用作治疗***的输入，以在指定位置生成DEP，同时在由患者身体所占占据的所有其他位置处通过利用DEC的相消干涉来消除能量。

在本实施例中，由波发射器产生不同时间频率、相位和振幅的行波，它们通过傅立叶合成叠加以产生DEP和DEC。但是，由于它们是行波，包含不同的时间频率，因此它们只能每周期一次按所需要的相位关系(对于需要傅里叶合成和构造DEP和DEC的地方)产生构成正弦波的适当叠加。此处，周期是指具有不同时间频率的波全部按照规定排列以提供期望傅里叶合成到它们再次排列在一起所需的时间。因此，DEP和DEC 将仅在每个周期的一部分时间出现，而在其他时间将出现低水平的偏差。这意味着，在本实施例中，在不需要治疗的居间位置和周围健康组织可检测的能量水平将不会为零。然而，由于在非治疗区域中产生的相消干涉，以及在波处于期望相位关系的时间期间在治疗区域中所产生的相长干涉，低水平的偏差和相对高水平的DEP之间的差异可能大到足够防止对健康组织造成重大损害或有害不良影响，同时仍为成功治疗选定的组织(诸如肿瘤)提供足够的能量。

本发明人设想，本实施例最有可能作为用于热疗的有价值的***，因为与当前可利用的热疗***诸如直接EM激发和相控阵列***相比，它会减少健康细胞暴露于RF EM 和热。用于本实施例的最佳频率优选地在100与200MHz之间，但是也可以使用其他频率，包括达到GHz范围的更高频率，因为RF波在许多频率下很容易穿过人体。

本发明人还设想了本实施例利用X射线和伽马射线的实施方式。然而，由于不相干偏差的存在以及电离EM辐射的高度破坏性影响，尽管这将是目前所使用的代替恒定辐射的更安全的替代方法，但使用本实施例利用此类辐射进行治疗相比于常规方法的优势程度首先应通过测试进行确认。

时间相关驻波干涉(TiCSI)

为了进行最佳治疗，应将最大量的能量传送到选定的靶细胞或分子上，同时尽量减少(优选消除)到周围和居间健康细胞的能量传递。因此，提供了以下本发明的优选第二实施例，其实际上消除了任何偏差的形成。其使用一种在本文中称为“时间相关驻波干扰”(TiCSI-发音为“Tixie”)的新技术来提供HET。此技术通过在驻波重叠的每个时刻将驻波的正负时间相关联，从而在驻波之间产生相干干扰。为防止形成偏差，患者所占据空间中的所有位置均应仅由固定驻波而不是行波组成，应为所有位置提供固定相消干涉(DEC)，除了选定靶细胞或分子的区域之外，这些区域应该由相长干涉(DEP)状态下的能量组成。此外，所使用的能量应尽可能地相干(既在空间上又在时间上)，以使相消干涉与相长干涉位置之间的对比度最大化。本第二优选实施例可以通过提供重叠驻波的适当布置和定时的***来实现。

驻波由波节和波腹组成，乍一看，似乎在任何地方都不会变为负。因此，这似乎可以防止形成相消干涉。负向波对于干涉正向波以便产生相消干涉至关重要，导致人们得出这样的结论，即驻波不能用于在固定空间区域内产生相消干涉。但是，本发明人认识到，如果在各个时间瞬间观察驻波，而不是像通常那样使用时间平均视图，则可以理解，在任何一个循环周期期间，波腹的状态为正或负或在两者之间。

因此，当其为负时，可以使该波干涉另一个正的驻波，例如，在同一时间和空间位置，反之亦然。参考图8A，单个驻波图案800由波节810和波腹820组成。波节始终为零，不包含可检测的能量，而波腹由正弦变化量的能量组成，该能量在波持续时间的一半为正，而在波持续时间的另一半为负(另外短暂的时间为零)。尽管感觉上波腹具有恒定能量永远不会变为负，但这是由于这种感觉是一段时间内的平均值而造成的一种幻觉。

由于波腹中的能量实际上在正负之间振荡，因此可以通过以适当的相位关系将另一个类似的驻波叠加在波腹之上，从而像波腹始终是正或始终是负的那样与波腹相互作用。因此，有可能产生看起来和表现得像常规行进的正弦波在空间中可以固定并重叠以形成相长或相消的固定干涉图案那样的干涉图案。

例如，两个驻波可以重叠，其中一个驻波平行于波传播方向偏移构成驻波的波波长的一半(该偏移由图8B中的水平箭头指示)。这将导致驻波由于相消干涉而彼此完全抵消。发生这种情况是因为波节始终为零，并且两个驻波的波腹在振荡时总是彼此异相。这在图8B中进行了说明，其中波830是在时间上在冻结时刻的一个驻波(如较深的正弦波曲线所示)，而840是在时间上在同一时刻的另一个驻波，其在空间上偏移以与830 异相(由其较暗的曲线表示)。尽管每个驻波本身都是由两个沿相反方向行进的正弦波重叠形成的，但是驻波在空间中冻结并彼此抵消850(波830叠加在波840上，如垂直箭头所示，从而产生850处的结果)，就好像它们是两个沿相同方向传播的叠加行波，但在空间中异相冻结一样。然而，除了将驻波平行重叠以外，它们还可以彼此以一定角度重叠以提供具有相长干涉的固定空间区域或具有相消干涉的空间区域以及没有干涉的空间区域(由于波在其中不重叠的部位)。

此外，如果许多对波重叠，则可以调节重叠的驻波的相位，以使选定的一个或多个空间区域始终包含相长干涉，而其他区域始终包含相消干涉，或者没有干涉(其中波不重叠)。通过调节重叠的驻波的数量、它们之间的角度和间距以及确彼此重叠的驻波的相对相位，可以根据需要在空间中形成相长干涉和相消干涉的特定的不同静态图案。

通过利用足够数量的此类驻波，还可以形成在较大部位上由任何其他地方包围的具有相长干涉的一个区域。通过参考图9A可以更好地理解这一点。区域910描绘了正方形感兴趣区域(“ROI”)以及两个能量源911和912。尽管这些源显示为点源，但也可以使用例如准直的平面波源。波915示出了在区域910中产生的检测到的驻波强度图案，其中驻波干涉图案内的能量强度由所示的亮度水平指示。元素916示出了沿着线段 911-912穿过ROI 910的中心的强度横截面。

在图9B中，区域920描绘了由四个能量源921、922、923和924围绕的ROI。图案925表示在区域920内产生的检测到的驻波强度图案。此时，可以清楚地看到相干干涉和相消干涉区域的更复杂图案。图案926示出了沿着线段921-923穿过ROI区域920 的中心的强度横截面。需注意，在中心区域周围包含相消干涉的区域的大小已增大。

在图9C中，区域930描绘了被八个能量源包围的ROI，并且图案935表示所产生的检测到的驻波强度图案。此时可以看到不同的相长和相消干涉图案，甚至有更多的相消干涉区域。图案936示出了穿过ROI区域930的中心的强度横截面。

在图9D中，区域940描绘了被16个能量源包围的ROI。图案945表示所看到的检测到的驻波强度图案。此时，产生另一个不同的相长干涉和相消干涉图案，其中在中心区域之外的相消干涉更大。图案946示出了穿过ROI区域940的中心的强度横截面。

需注意，在所有情况下，由于ROI中心处产生相长干涉的驻波的有意调整的恒定同相关系，因此该中心仍然具有较高的(随着射束数量的增加)逐渐增加的强度，而周围区域的强度持续降低。通过将射束的相位调整为在选定点处全部同相，可以选择选定体积内的任何点来替代中心作为相长干涉点。以这种方式使用相干单色波的惊人有益效果是，与如非相干辐射叠加(诸如在常规热疗或放射疗法中)那样仅将它们的强度叠加在一起不同，当它们重叠时，这些波会通过相长干涉相干地相加，从而使产生的强度等于源的振幅之和的平方。因此，使用的源越多，***需要使用的能量就越少，并且对健康细胞产生不利影响的能量也就越少。随着源数量的增加，峰值强度将增加源数量的平方 (例如，如果每个源相等并归一化为1)，而其他所有位置的能量分布由于相消干涉而越来越接近于零。

还应注意，所显示的高强度分布仅描绘了中心峰周围仅几个波长的区域。这意味着高能量峰值区域被集中到所用能量的波长的数量级上的区域大小。如曲线图946所见，半径依次增大的峰的强度连续降低。

在图9E中，图案950是被一百个能量源包围的ROI中能量强度的三维描绘。图案955示出了穿过ROI 950的中心的强度横截面。需注意，对于100个源，DEP的强度是单个源能量的10,000倍。通过使用更高强度的能量源(和/更多数量的源)将使中心能量峰值甚至更高，与此同时在其他任何地方的能量仍将几乎被相消干涉完全抵消，而不会形成明显的偏差。例如，使用316个源将导致相长干涉峰(DEP)强度约为单个源能量的100,000倍。根据本发明期望在HET中使用的此技术在本文中被称为相干强度放大 (“CIA”)。通过调节各种能量源射束的定相，可以将峰的位置选择为在ROI内的任何位置。为了进行独立确认，使用Mathematica计算图案950和955中所示的结果，并使用 Matlab来产生图案910-945中所示的结果。所有结果都一致。

相干强度放大(CIA)

以下是对CIA基本原理的解释说明。对于相干波，相对相位和干涉图案强度随时间保持恒定。根据麦克斯韦理论的能量定律，我们知道，波的电场中单位体积的能量u或能量密度通过mks单位给出：

其中ε是波在其中行进的介质的介电常数，并且

是电场矢量。我们可以将u的时间平均值写为：

其中2T是在其上获取平均值的时间，括号<>是时间平均过程的符号。在波的任何一点上，坡印廷向量都可以解释为给出垂直于流动的每单位时间、每单位区域的能量流的大小和方向。在经典光学中，通常将每单位时间、每单位面积、垂直于功率流、每单位横截面的能量流大小的时间平均值称为该点处的波强度。如果将强度标记为I_p，则：

其中s是介质中的波速。在mks***中，I_p以瓦特/平方米为单位表示。另一方面，在全息术中，习惯以缩写形式定义强度，使得：

I与I_p之间的比例关系使我们可以按照I或I_p等价地表示相对强度。因此，如果

是到射束中一个点的半径矢量，而

是到另一个点的半径矢量，则两点的相对强度由下式给出：

通过将有关波振幅的表达式代入方程(1.1)中定义的强度

中，可以获得对干涉过程的深刻理解。如果电场

以物理量存在，则其必须是空间和时间的实函数，并且如果其代表真正的单色波，则其必须是时间的简单谐波函数。我们可以令f为波振荡的频率，并针对电场写出如下：

此处

是振幅，仅是空间坐标的函数，并且

仅是空间坐标的相位函数。将方程(1.2) 代入方程(1.1)得到：

其中a_x、a_y和az表示向量

的笛卡尔分量。强度因此等于电场振幅的平方。从方程(1.4)可以明显看出，对单个波的强度的测量没有提供有关波相位的信息。干涉图案表明同时存在多于一个波，因此我们必须考虑如何添加多个干涉的单色波，然后应用方程 (1.1).每个波可由

表示，其中频率f具有单个值，其对于每个波都相同(

是干涉区域中的电场矢量)。这些正弦函数的总和本身就是正弦曲线，因此，得到：

以上内容可以重写为：

其中Re[]表示括号内复量的实部。通过使用复数记法可以使计算式更简单，并且我们可以通过取消提醒波函数是实的来便于其使用。此时，我们可以区分几个术语，这些术语可以应用于出现在方程(1.6)右侧的时间和空间的复波函数。复量¹：

其包含以振荡频率f变化的时间相位因子，称为“复电场矢量”。复量¹：

其仅包含不随频率f变化的振幅和相位因子，称为“复振幅矢量”。实量

只是振幅矢量。

在方程(1.6)中删除符号Re[]，并将每一项除以exp(2πift)，得到：

1注：复量用黑体字表示。

因此，通过根据将复数相加的规则将各个波的复振幅矢量相加而获得单色波之和的复振幅矢量。

现在，我们可以依据

的形式来书写方程(1.3)中的强度I，使得：

其中星号表示复共轭。全息术通常与两个波的干涉有关，一个是对象波，一个是参考波。在这种情况下，方程中(1.8)中的强度/的形式为：

或

因此，由两个波列形成的干涉图案中任意点的强度是各个波的强度的加上干涉项的总和。相对相位信息包含在此与时间无关的干涉项中。对于两个干涉波，所得强度I可以大于或小于它们的强度之和。例如，如果波具有恒定且相等的振幅

则通过方程(1.9)，强度I的最大值是单个强度I₁或I₂的四倍，且I的最小值为0。因此，在波的相干干涉的情况下，所得强度I减小为干涉波振幅加上干涉项值之和的平方。因此，通过相干地添加其他源，相长干涉的峰值区域(DEP)呈指数增长，而DEC 越来越接近零。

上述相消干涉部位(DEC)几乎不包含任何能量，但仍可见有少量能量存在。有几种方法可以进一步减少相消干涉部位(DEC)中的能量。如刚刚描述的，增加环中源的数量会大大增加相长干涉部位(DEP)中的峰值能量。因此，可以减少每个能量源中的能量的量，从而进一步降低DEC，与此同时减少DEP仍然可以提供足够多的能量(由于CIA)来完成所需的任务。

另选地，代替仅使用全部发射相同频率的源环，还可以将发射其他频率的其他源组放置环内，以进一步消除谐波振铃。这可以在不同位置提供进一步的相消干涉叠加，在这些位置上，由仅发射一个频率的源产生的图案中仍会有一些残余能量，尤其是与相长干涉峰值(在该位置处残余能量最高)相距很小的距离处。这可以进一步消除需要相消干涉(DEC)的部位内的能量。这在图15A至15F中进行了说明。图15A示出了在3mm 部位内的能量分布，该能量分布以DEP为中心，该DEP由位于2m直径环中的64个均匀间隔的源产生，每个源以300GHz(波长为1mm)的频率发射电磁波。图15B示出了以相同DEP为中心的3cm部位内的能量分布。图15C示出了以相同DEP为中心的0.3m部位内的能量分布。这些图表明，DEC部位中仍然有一些残余能量。图15D示出了与图15A相同的3mm部位内的能量分布，以相同的DEP为中心，但是其中向原始的300GHz波添加了五个附加频率(39.9GHz、91.6GHz、144GHz、196GHz和 248GHz)。这些频率通过分析它们的贝塞尔函数图案选择，以找出哪些谐图案会引起与仅使用一个频率产生的初始干涉图案产生相消干涉。所形成的附加相消干涉极大地减少了相消干涉部位(DEC)中的剩余能量。图15E示出了与图15B所示的相同的3cm部位内的能量分布，以相同的DEP为中心，以相同的六个不同频率进行照射。图15F示出了在图15C所示的0.3m部位内的能量分布，以相同的DEP为中心，并以相同的六个不同频率照射。

如本领域技术人员将理解的，可以类似地使用源、相位和频率的其他配置来进一步减少DEC部位内的能量，以及增加DEP部位内的能量。

通过利用本第二实施例，可以将患者置于ROI内以通过相长干涉将大量能量传送到由相消干涉部位包围的任何选定区域，其在由患者周围的能量源圆所限定的平面内的任何位置，如图6所示。

正如单个全息图可以重构空间中的几个单独点一样，如本领域中众所周知的那样，包括其为计算机生成的全息图(CGH)的情况，本发明的本第二实施例的环中的源阵列像电子全息图一样起作用，并且可以进行配置(在给定的频率下调节每个发射器的相位和振幅)以在源环所包围的部位内产生两个或更多个DEP。这意味着可以同时在放置在环内的患者身体内处理两个或多个斑点。

同样，为了消除在诊断和/或治疗过程中将患者移入或移出圆形能量源阵列的需要，可以替代地使用圆柱形能量源阵列，如图7所示，或者使用其他方向的圆形阵列。与先前讨论的第一实施例不同，所有能量是相干的并且具有相同的时间频率，并且在整个过程中以固定的驻波图案保留在整个患者空间中，从而不会产生偏差。因此，在本发明的本第二实施例中，可以根据需要尽可能大地增加施加至患者的能量以深入患者体内并向选定区域提供足够的能量强度以进行诊断和/或治疗，而并不会向居间和周围健康细胞发送危险的能量。这在通常提供很少穿透的高RF频率下尤其有用。这是可能的，因为处于相消干涉状态的能量不会与位于相消干涉区域中的患者健康组织(或任何其他组织) 相互作用。因此，能量不会被吸收或分散，也不会产生加热、电离或组织损伤。由于没有吸收能量，因此尽管其频率较高，其仍可以高强度连续无阻碍地穿透身体，直到到达相长干涉区域，在该区域“重新成形”以产生最大的效果。

DEP最大强度的区域大小(分辨率)是所用波长(约λ/2)的函数。显然，在高频下(诸如在300GHz及更高频率的毫米波的情况下)，这提供了将能量精确地传递到非常小的选定区域(约1mm或更小)的能力。如上所述，可以一次将诊断和/或治疗能量传递到一个较小点，或者可以计算出干涉图案，以便在多个位置创建有意的“热点” (DEP)，以同时进行诊断和/或治疗。

尽管利用具有围绕患者的环的本第二实施例可以在辐射环内产生相长干涉点，其直径约为所用能量的波长，但相长干涉点(DEP)的厚度不会小于单个能量发射器的厚度。当使用非常高的频率波(诸如300GHz)时，此厚度可能会大于DEP的直径，从而使生成的DEP具有类似于米粒或缝纫针的形状。如果要由DEP处理的三维部位需要对称，同时要小于能量发射器的尺寸，则可以添加垂直环。这种情况在图16中进行了描述，其中16-2是产生DEP 16-2的第一HET环。第二垂直的HET环在16-3处示出，该环在 16-4处产生DEP。这将创建两个垂直的米粒形或缝纫针形状的DEP，它们相互垂直并在它们的中心点相交，这是对称的，并且仅在所有三个维度上使用的能量的波长大小附近。因此，重叠能量点处的能量强度将约为非重叠DEP部位内任何其他位置处的能量强度的两倍。通过利用其他角度的附加环(诸如标为16-5的环)形成在同一交点处重叠的其他DEP(诸如16-6所示)，将进一步增加重叠点处与所生成的DEP的非重叠部位内的所有其他点之间能量强度差异。所得能量强度差异可以提供三维对称的DEP重叠点，该重叠点的强度足以产生期望效果，而与此同时周围部位可以没有明显的负面影响。在通常无法很好地穿透身体的频率下，可以先将相消干涉场设置为低强度，然后再将身体***场中(否则能量可能由于散射和吸收永远不会进入身体而产生相消干涉)。一旦患者的身体就位并且相长干涉区域位于要治疗的斑点，就可以调高强度以产生期望的效果。例如，如以下所解释的，可以利用MRTh来实现对身体内斑点的温度监测以进行实时反馈。

第三实施例由更简单和更紧凑的布置组成。此方法以一个不同的方式将傅立叶合成与叠加的驻波(使用具有CIA的TiCSI)结合在一起。它与Bragg X射线显微镜和上文所述的第二个实施例有些相似，但是它不像布拉格那样以垂直于驻波平面和傅立叶合成的角度发送传播波，而是在沿单个射束路径在同一单个平面或体积中完成所有工作。这种布置消除了患者空间中的行波，而行波可能对诊断和/或治疗***中的健康细胞造成损害。此外，与第二实施例一样，它不需要围绕患者始终放置不同角度的射束。取而代之的是，它仅需要一条由相距大约180°的两个“射束”产生的射束路径，为构建手持单元做好准备。另外，即使在本第三实施例中使用的两个“射束”由不同空间频率的射束分量组成(诸如在Bragg***中)以允许傅立叶合成，但如本文以上的第二实施例中那样，由于仅使用了一个时间频率或频带，因此保持了相干性，并且与布拉格***不同，仅形成和使用了驻波，从而消除了偏差的形成。这是因为不同的空间频率全部来自单个时间频率或频带的射束，该射束以期望的空间频率被脉冲化并且使用相位调制器进行相移。

要采用本实施例，如图10所示，首先在限定空间1000内定义将要包含DEP的一个或多个点1010。该空间1000的能量分布1020被认为是复波并且进行傅立叶分析，从而产生定义多个正弦波的傅里叶级数值。通过例如经光纤传播，两个相干射束1030 和1040从相反的方向被引导通过相位、频率和幅度调制器(未示出，诸如电控铌酸锂晶体)进入空间1000。当射束在空间1000中重叠时，它们产生驻波分量射束1050，其对应于所计算的傅立叶级数的第一正弦波分量。同时，另外两个射束1060和1070(示出为同相并且几乎重合)从相反的方向(同样类似地通过调制器)被引入空间1000，例如通过其他光纤，并重叠以产生第二驻波分量射束1080，其对应于所计算的傅里叶级数的第二正弦波分量。例如，通过光纤合束器从傅里叶级数中将与正弦波分量(诸如100到 1000个分量)一样多的多组射束同时重复进行此操作。光纤合束器的作用是将所有此类驻波分量射束组合为单个“复射束”。

为了进一步阐明，当每对相反传播的行进波束在空间1000中作为驻波重叠时，它们会产生傅立叶级数的正弦波分量射束。这些分量射束根据需要进行调制，以相对于所产生的其他分量驻波光束调节其相位位置(使用TiCSI)，从而当它们全部相互叠加时会产生上述“复射束”。这产生了最初定义的复波的傅立叶合成。另选地，代替使用光纤来组合所有分量光束，尽管不是优选的，但是可以串联使用许多分束器以将许多射束引入期望的单射束路径中。可以在身体内的限定空间中产生一个或多个这样的复射束，以顺序或同时治疗不同的选定部位。

要实现本第三实施例，可以使用几种不同的配置。这些配置必须执行以下基本步骤：

1.在患者的每一侧形成多个射束(“每一侧”的指定是任意的，可以用“顶部和底部”或身体周围的任何相对位置代替)

2.根据定义的傅立叶分量的参数分别调制多个射束中的每个射束

3.在患者的一侧上重组调制的射束以形成沿一个方向行进的单个射束，并在患者的另一侧上重组调制的射束以形成沿相反方向行进的单个射束

4.令射束从相反的方向重叠以形成“复射束”，从而在要治疗的患者身体内的空间中产生傅立叶合成

5.如果需要，可以通过同时使用分离的多个复射束，或者一次一个依次在多个射束路径中使用单个复射束，沿着不同射束路径重复，以根据需要解决患者身体内的不同部位。

这在图17中进一步示出，其描绘了对光束的使用，诸如由激光器以及光纤、棱镜和/或全息光学元件(HOE)产生的光束。当使用诸如微波之类的RF射束时，可以使用波导代替光纤。图17描绘了模块1702的使用，该模块包含至少一个激光器，该激光器可以是内置在光纤1706中的光纤激光器，也可以是外部激光器，诸如被引导通过光纤1706进入1X2光纤分束器1708的激光二极管1704。输出射束1714之一被引导穿过***安装杆1740上的光纤1726，用于患者身体1700的第一侧(图中的右侧)的模块1728中。从分束器1708出射的另一个射束1712被引导到另一个光纤分束器1716中，该光纤分束器产生许多输出射束(与要使用的傅立叶分量的数量一样多)。如有必要，可以级联多个光纤分束器，以产生所需数量的射束。每个射束用于产生单独的傅立叶分量。光纤优选是单模的、保持偏振的光纤。分束器1716的输出光纤被组装成光纤束，诸如在光纤束1716的末端处作为阵列的表示所示，或者被安装成行和列以产生有序的光纤阵列布置，这将产生多个单独射束的阵列。另选地，可以使用激光器阵列代替组件1704-1716来产生多射束阵列。或者，单个激光器的射束可以在通过调制器阵列1718之前进行扩展和准直。无论哪种方式，都以阵列布置方式产生多个单独的射束。1718描绘了一种电光调制器阵列，其中每个进入该调制器阵列的射束都有一个调制器。在此，可以分别调制每个射束以形成射束分量，该射束分量用于形成与期望傅立叶分量之一相对应的驻波。然后，离开调制器阵列 1718的射束可以被引导到光纤合束器1720的光纤中，该光纤合束器将所有射束组合成单个射束，而新的单个光束内的每个射束保持其新的调制轮廓。离开组合器1720 的射束扩展并穿过准直光学器件1722，从而形成准直射束1724，该准直射束行进到患者的第二侧(图中的左侧)。模块1728中的组件1730、1732、1734和1736执行与模块1702中它们相同的对应部件相同的功能。它们产生射束1738，如上所述，该射束行进到患者的第一侧(图中的右侧)。代替使用光纤组合器(诸如1720或1730)，可以使用高效的全息光学元件(HOE)(最好用重铬酸钾明胶(DCG)或光敏聚合物制成)或棱镜阵列来将所有离开调制器阵列(1718或1732)的射束重新引导到达单个斑点，并且可以在该斑点处使用另一个HOE将所有射束组合为单个共线射束。

一旦形成了复射束(通过两个方向上的分量射束重叠)，就可以将患者移入复射束的合适的位置，以在患者身体内的期望位置产生DEP。整个单元(1740、1702和 1728)也可以围绕患者旋转和移动，以进行所需的定位。如本文中提及的，可以将多个单元组合在一起，以在能够使患者身体所需移动量最小的情况下同时或依次地照射到患者身体的不同部位，从而节省了时间。通过使用常规的光学技术，诸如可以在两个相对的分量射束的每一个中使用可调变焦透镜从而将它们的大小保持不变，按需将复射束的大小改变为照射到体内不同大小的部位。

为了进一步减少或消除在照射不同部位期间所需的患者移动，可以使用常规扫描组件扫描每个分量射束(来自相反方向)，将射束对准棱镜阵列或HOE，以将每个射束重定向到其新位置。以此方式，无需患者移动即可以任何大小照射身体的任何部位。例如，这可以在图18中看到，其中1800是分量射束(诸如图17中的1724)、 1810是射束扫描仪(诸如Galvano或电光XY扫描仪)，而1820是棱镜阵列，或者优选地是使射束弯曲的HOE，无论射束落在HOE)上的何处，使得其弯曲并在平行于初始分量射束1800的方向上行进到患者。

可以以不同角度围绕患者放置所使用的多个单元(每个单元由诸如1740、1702 和1728等单元组成)。例如，可以使用三个单元，每个单元都会生成DEP，该DEP 的形状类似于空间上的薄盘，其被布置成使得每个生成的DEP盘都垂直于其他两个生成的DEP盘(每个都平行于X轴、Y轴或Z轴)。这些DEP盘的交点将是空间中的DEP点，该点比生成的DEP的其他部位中的能量要强得多(使用本文所述的CIA)。此高能量点可能是唯一具有足够能量来显著影响身体组织的部位，从而可以在所有三个维度上处理与所用波长一样小的部位。仅利用在空间中形成重叠的DEP盘的两个这样的单元将产生线，而不是空间中具有足够能量用于诊断和/或治疗的点部位。可以使用不同的波长来形成不同大小的DEP和/或可以调节一个或多个射束的射束大小，以解决任何所需的身体部位形状和大小。

因此，需要DEP的一个或多个点将包含由傅立叶合成产生的相长干涉所产生的DEP，而空间1000中的其余区域由于相消干涉而将包含DEC。像布拉格X射线显微镜一样，每个傅立叶级数的正弦波均由两个波的干涉产生，但射束与最终傅立叶合成驻波图案处于相同的平面或体积，而不是如Bragg所利用那样来自于最终傅里叶合成平面外部的平面。因此，在空间1000外部的空间中不存在行波而对健康细胞产生损害。

与第一实施例的布置不同，第一实施例使用不同时间频率的行波，因此仅在一部分时间内形成适当的DEP和DEC图案，而本实施例以及上述第二实施例的正弦波分量是固定的驻波，因此100％的时间会产生DEP和DEC。因此，与第一实施例不同，即使使用功率极大的能量射束，在DEC的区域中也不会产生偏差并且不会损害健康细胞。当在患者诊断和/或治疗***中使用时，射束可以从身体外发出，并可以具有较大或非常窄的共线射束直径，从而可以允许利用诸如图11中所示的紧凑的开放式诊断和/或治疗***诊断和/或治疗沿着该射束的一个或多个特定点。这种更简单的***和/或患者可以在不同的时间被移动到不同的位置以治疗患者身体内的不同点，尤其是如果该单元包括成像技术(如之前所提及的)来确定要治疗的细胞的坐标时。如在本文中所公开的其他实施例中一样，许多这样的单元(如在本第三实施例中公开的)可以被组装成诸如圆形的布置以限定围绕患者的圆形平面(如图6中所示)，或者可以将若干单元一起组装成围绕患者的许多圆形环以形成如图7所示的圆柱形诊断和/或治疗区域，或者可以如图12所示构造正方形、矩形或其他形状的诊断和/或治疗区域。

其他配置也可以实现HET。例如，在第四实施例中，代替在先前的实施例中使用的布置，使用相反的能量源，可以将单个复合源(如上所述)与反射器一起使用以将相反的射束发送回去。相位调制器会在反射射束离开反射镜时改变整个反射射束的相位，使其具有由单独的复合源产生的相位前缘。另选地，在第五实施例中，未调制的反射射束(诸如来自平面反射器的反射射束)可用于通过适当地调制复射束的分量以考虑它们将被平面反射器反射而产生期望的正弦变化射束，而无需进一步的相位调制。这些第四和第五实施例也可以在如图11所示的布置中采用。

第六实施例使用两个重叠的共线射束，它们频率略有不同。最初，它们是异相的，从而形成很大范围的相消干涉。然而，频率上的差异将导致射束最终同相，从而形成相长干涉，并最终在另一距离内再次异相。因此，所产生的是一个相长干涉部位，其被同样大的相消干涉部位包围(在相长干涉部位的前方和后方)。每个部位的长度取决于所使用的频率、总路径长度以及频率之间的差异。

第二、第三、第四、第五和第六实施例也可以与X射线和伽马射线治疗一起使用，以消除来自进入和离开待治疗的选定区域的X射线或伽马射线束的附带损害。辐射的相干性越强，则形成期望干涉图案的效果就越好。相干X射线可以由例如直线加速器相干光源(LCLS)形成，该直线加速器相干光源使用硬X射线自由电子激光源，诸如位于美国斯坦福线性加速器中心的激光源。当足够强度的相干伽马射线可以从宽的伽马射线束中滤出或由相干伽马射线源(“γ射线激光器”)产生时，它们也可以用于HET。例如，如果射束(质心)参考系中激光光子的能量超过mc²，则可以在强激光场中使用相对论电子-正电子对的激发相干湮灭过程，并且相干激发产生γ射线光子成为可能。

可以将本文公开的发明设计为能与任何类型的波一起工作。这包括常规的电磁波、声波、压力波，甚至物质波。可以将任何类型的波发生器用作与本发明一起使用的波源，而根据其提供高度相干性、受控方向性等的能力，一些源的性能将优于其他源。激光照射的光学全息图提供了所有必要的灵活性，可以在3D空间中任何位置精确地重建波、射线、射束和光点，并再现精确的相位和角度信息。因此，本文公开的本发明的实施例可以使用常规可获得的激光器和光学器件容易地在光学方案中实施。例如，红外和近红外激光束可用于产生直径约为700nm至1微米的DEP，从而提供治疗或破坏各个细胞(诸如癌症干细胞)或其子成分的能力。如先前所提及的，在射束到达相长干涉部位之前，它们一直处于相消干涉状态，这消除了吸收和散射的问题，并且由此限制了这种短波长射束穿透到身体内。本文公开的技术对于RF和X射线频率范围内的医疗应用将非常有用，因为这种波可以很容易穿过身体，并按照本文的要求使其相互干涉。

为了获得最佳性能，用于产生与本发明一起使用的期望RF辐射图案的优选方法可以包括使用全息RF束发生器，该全息RF射束发生器能够精确地实现射束成形和辐射，优选地产生多个同时的无旁瓣或高阶波的球形波或平面波。尽管可行，但使用平面波而不是源于点源的球面波将需要更大的***，因为每个天线(如果使用小的球面源，则为RF透镜)必须与患者一样大。为了真正实现全息，这种电子RF全息图应优选地具有单独的实时可编程能量发射器，大约等于或小于发射的波长，并且每个发射器，与胶片全息图上的干涉斑点(称为“条纹”)相当，必须能够相对于与其相邻的其他发射波的相位发射具有任何期望相位的波。

许多RF辐射源和设计成产生具有减小旁瓣的定向射束的优化天线配置可以与本发明一起使用。然而，目前用于产生RF波的方法和设备具有一定限制。RF信号到具有毫米尺寸元件的天线阵列的常规路由和分配将给传输线特性带来严重问题，诸如损耗、阻抗匹配、高阶模式以及缆线和缆线连接器的大小。使用常规的数字射束成形阵列，由于阵列上本地振荡器的幅度和相位的不相关变化而引起的信道同步误差会降低效率。由于数模转换器内部的非线性、时钟抖动或量化误差，也会产生此类误差。另外，大功率放大器内在的固有非线性会引入互混和互调，从而产生相邻信道泄漏。当前的RF天线无法比现在做得更小、更紧密地塞在一起，因为这会在它们之间引起电磁干扰(EMI)，从而使射束的可控性降低。另外，缆线在一起的距离越近，它们作为单元的重量就越重，从而导致发热和功率损耗，而缆线越细，越“有损耗”。每条缆线还会产生电不平衡电流，这就要求每个天线使用一个“Balun”(电子不平衡-平衡转换器)，占用更多的空间(和重量)，使用更多的功率，并对天线阵列的大小和紧凑性造成附加限制。对缆线连接器的大小也有一定限制。

一种用于产生与本发明一起使用的所需电子RF全息天线***的方法利用了微波激射器阵列，或者定向成照射分束器阵列的单个微波激射器以产生多个射束。每个由微波激射器产生的RF射束可以照射RF全息射束调制器/定向器，从形成调制器 /定向器阵列，可以将它们以圆形布置放置在患者周围，例如，以产生所需干涉图案。微波激射器设计的最新进展生产出了紧凑型室温微波激射器。例如，2012年，国家物理实验室和伦敦帝国大学的研究人员使用掺有并五苯的对三联苯制成的新晶体生产了此类微波激射器，其在室温下工作并且不需要施加磁场。

在图13A中示出了一种构造所需全息射束调制器/定向器的方法。将RF射束1315发送到RF双棱镜装置1335，其通过全内反射(TIR)将RF射束以垂直入射或接近垂直入射角度反射到微机电***(MEM)设备1365上。棱镜1335例如可以由在伦伯(Luneburg)透镜中使用的相同材料制成，该材料折射RF波。这种新设备1365 将改变从MEM设备的像素阵列1367中的每个像素反射的射束的相位和角度，其随后照射患者的ROI。阵列1367中的像素可以制成与所用RF波长相同数量级的大小，或者甚至更小，以用于更高分辨率的射束成形和控制。一种类型的MEM设备可以由压电致动器阵列制成，诸如喷墨打印机、自动聚焦透镜调节器以及MRI和CT扫描仪中的精确患者移动装置中所使用的种类。MEM设备1365内的阵列1367中的每个致动器像素可以由诸如石英、陶瓷、铌酸锂、钽酸锂、钛酸钡、铌酸钠钡(通常称为banana)或诸如聚偏二氟乙烯的聚合物制成，与石英或陶瓷相比，聚合物在给定电压下产生非常大的位移效果。当施加电压时，致动器像素在平行于反射射束的方向上伸长，或者随着电压降低而收缩。通过在每个像素反射器下面堆叠若干致动器，对于给定电压，致动器的行进距离将成倍增加。阵列1367中每个像素的表面被金属化，使其对RF波具有高反射性。当致动器膨胀和收缩时，从像素面反射的射束经历相对相移。因此，通过将复电压图案施加到阵列1367(如图右下角所示)，这些像素可以在整个反射射束上提供复相位分布，就像光束从胶片上记录的全息图反射时一样。也可以使用其他类型的致动器。例如，由单独寻址的电磁场驱动的螺线管致动器阵列可用于完成同一目的。

另选地，如图13B所示，可以按照新方式使用另一种类型的MEM设备，例如 DMD空间光调制器1366，其由例如数十万或数百万个10微米大小的反射镜1377组成(也可以更大)，仅示出了其中两个，它们在两个不同的角度位置之间振荡。本发明人通过将此设备与先前描述的压电致动器1388的修改版本组合提出对此设备的修改，以提供将反射镜停止在其当前两个极端之间的任何期望位置的能力。这将允许在大的角度范围内独立改变来自每个像素的射束角度，而无需在相邻像素之间产生相位延迟，而这需要更多像素来产生整体角度偏移。这可以通过将压电致动器1388 安装在位于DMD反射镜1377的每个可移动角下方的每个弹簧尖端1399下来实现。以此方式，当通常仅用作双位置设备的DMD反射镜1377翻转到一个位置或另一位置时，它将落在选定的高度上，受下面的压电致动器1388的可编程伸长限制，从而提供了对反射镜1377和其反射射束的可编程的特定角度位置控制。利用任一提出的设备(如图13A或13B所示)，RF射束可以优选地被脉冲化以避免在一组期望的像素位置与另一组像素位置之间改变期间产生连续移动的射束。

一种产生将与本发明一起使用以在患者身体内根据需要产生EM相长和相消干涉的电子RF全息天线***的优选方法，包括使用基于由特拉华州纽瓦克市的特拉华大学的Dennis Prather博士等人开发的***的发射器(Tx)天线阵列。他们的***是为未来的5G蜂窝通信网络开发的，具有10Gb/秒的性能。这种天线***正在由同样位于特拉华州纽瓦克市的Phase Sensitive Innovations公司进行开发。Prather***通过生成实时控制的精确相位调制激光束，并同时将该激光束下变频为模拟激光的相位和幅度特性的RF波，解决了本文中以上所述的问题，从而形成了空间相干相控阵列馈送网络。该***包括一个模拟前端，以最大程度地减少量化误差和非线性度，同时利用平坦的相控阵列天线形状因子提供灵活的数字射束成形，从而保持整个阵列上的空间相干性。通过在相控阵列中采用紧密耦合的小型偶极子，提供了超宽带宽功能，且不会出现轮廓问题、扫描盲区或复杂的平衡-不平衡转换器操作。此轮廓体现了“电流板阵列”设计，该设计最初由Harold Wheeler于1965年提出，它最接近于振幅和相位可控辐射元件的理想连续体。密集地馈送网络的实现是全息驱动天线阵列所必需的，而这先前受笨重且复杂的阻抗匹配组件阻碍。Prather***通过依靠广泛使用光纤馈送的紧密耦合阵列来解决此问题，并在大多数或所有光学组件之间使用了保偏光纤。

尽管此设计可以与本发明一起使用，但是本发明人提出了另一种不需要光纤的光学馈送技术，该技术更简单、更紧凑、不那么笨重并且易于制造。为此目的而使用Prather技术在本发明的范围内。

在任一种情况下，都使用高功率、高线性度的光电探测器(诸如管芯大小为0.5 mmx 0.5mm)将激光转换为电信号，从而为天线元件供电以产生RF辐射。事实证明，这样的***在10GHz时能连续输出超过1W的功率，二极管转换效率几乎达到 40％，而在低占空比脉冲的情况下峰值功率达到10W，二极管转换效率超过50％。已经证明，阵列的每个元件具有高达24dBm的辐射功率。这样的天线阵列可以被配置为放置在患者周围作为RF能量源，以与本发明的实施例一起用于疾病诊断和/或治疗。

这种全息RF天线阵列使用毫米大小(约2mm)的阵列元件，使其能够同时进行多个射束成形以及实时的精确相位和射线角度控制。该阵列使用以密集阵列配置彼此连接的偶极子天线元件。为了避开使用常规电缆和平衡-不平衡变换器(用于平衡每个天线上的电流)时遇到的EMI和其他缺点，Prather***使用附接到光电二极管的细光纤(而不是电缆)，这些细光纤直接附接到阵列中的偶极子天线。光纤具有极宽的带宽(0至100GHz)，几乎没有损耗，不产生EMI，比电缆和连接器更细且重量更轻，并且不需要平衡-不平衡转换器，因为光信号始终是平衡的。该***使用光纤以允许将激光器、光学器件和电子器件定位在地面上，而根据蜂窝通信***的要求，将扁平天线阵列安装在塔上。

由于医学应用不需要部件之间如此大的间隔，因此本发明人设计了一种方法，该方法使用更紧凑的***，其中相位调制器阵列直接安装在光电二极管上方，从而消除了对光纤的需求。优选地，此阵列将用有源矩阵电路配置来解决，以最小化串扰。如果需要，可以使用透镜阵列来最大化光电二极管处的光收集效率。两个“注入锁定”二极管激光器用于产生以期望RF频率脉动的射束，该射束通过Prather***的光纤发送(通过本文介绍的改进***中的空间发送)，并在天线偶极子处被光电二极管转换为电信号以产生RF辐射。每条光纤都有一个电光调制器，以允许调制每个偶极子上激光光信号的相位和幅度。在这里提出的当前修改中，每个光电二极管具有一个电光调制器。由于天线元件处于所用RF能量波长的数量级，因此该阵列的作用类似于常规的薄膜全息图(除了它可以实时进行电子改变之外)，消除了不想要的波瓣、高阶和杂散射束，并允许以精确射束控制生成多个射束，以及通过相移的适当选择产生以期望的角度定向的正弦波。然而，与产生连续行波以供蜂窝通信使用的手机天线阵列***应用不同，使HET射束产生固定驻波，从而在空间中连续产生期望的相消干涉区域和相长干涉区域。这提供了能够在3D空间中全息形成RF相长干涉和相消干涉的灵活性，从而将能量传递到身体内的靶向细胞和/或大分子，同时并不会影响居间的健康细胞。

以下是图13C所示的关于如何制造和使用本发明的全息天线阵列***1300的描述。利用两个(优选地二极管)激光器，以便将一个激光器1310(主激光器)射束注入第二激光器1320(注入锁定激光器)并作为其种子，从而将来自两个激光器的射束锁定在一起。来自主激光器1310的射束穿过法拉第旋转器隔离器1330，该法拉第旋转器隔离器防止***中任何地方的光反射回到主激光器1310中破坏期望的信号。射束被分束器1340分开。离开分束器1340的一个射束1341到达零偏马赫曾德尔干涉仪(MZI)调制器1345。MZI调制器1345内的附加分束器(未示出)形成进入干涉仪的两个臂(未示出)中的两个射束。两个臂都包含电光调制器(未示出)，诸如电压控制的铌酸锂晶体。电光调制器改变两个射束的相对相位，使它们相互干涉，从而对重组的射束引入相位调制。RF种子振荡器1325电控制电光调制器，将RF频率叠加到射束上，从而产生边带。

所产生的第一个且最强的两个边带等于主激光器1310的载波频率加上和减去 RF种子振荡器1325产生的RF频率。使两个射束在MZI调制器1345中发生干涉，从而使得主激光1310的载波频率和等于载波频率减去RF频率的边带被相消干涉抑制(消零)。附加的滤光器(未示出)用于帮助这种抑制。从MZI调制器1345以等于主激光器1310的载波信号加上RF信号的频率输出的剩余射束通过该过程降低20 dB。此射束进入环行器1350，该环行器使射束离开环行器并进入注入锁定激光器 1320，从而迫使其以与入射射束相同的频率振荡(以主激光器1310的载波频率加上 RF频率的频率)，放大信号以匹配离开分束器1340的第二射束1342的强度。因此，离开注入锁定激光器1320的射束以与主激光器1310相同的特性(线宽和包络函数) 振荡，从而消除了在由两个激光器1310和1320独立生成两个射束的情况下将存在的不同包络函数的卷积而产生的噪声。然后，环行器1350允许离开注入锁定激光器 1320的射束离开环行器1350并到达偏振旋转器1344和偏振射束组合器1355。环行器1350内的路径长度导致来自离开MZI调制器1345的射束(该射束将离开环行器 1350并直接到达偏振射束组合器1355)的任何光的相消干涉，同时允许光离开环行器1350(由于相长干涉)并进入注入锁定激光器1320。同样由于相长干涉，环行器 1350中的路径长度允许来自注入锁定激光器1320的射束穿过环行器1350并到达偏振射束组合器1355。来自分束器1340和反射镜1343的射束1342在其偏振被偏振旋转器1344旋转90°之后，进入偏振射束组合器1355，并与来自环行器1350的射束 (来自注入锁定激光器1320)组合。

离开偏振射束组合器1355的射束由两个强度相等的共线正交偏振射束组成，一个在主激光器1310的载波频率下，另一个在主激光器1310的载波频率加上RF频率 (来自注入锁定激光器1320)的频率下。此组合射束被多个级联的分束器1360分开，诸如光纤或波导分束器(也可以是衍射或全息分束器)，从而产生按阵列布置的与天线阵列1300中所存在的元件1395一样多的射束。来自分束器1360的每个射束进入例如调制器阵列1370中的铌酸锂电光调制器，然后进入相对于两个叠加射束的偏振轴成45°定向的线性偏振器1375。

来自偏振器1375的每个输出射束1387成为平行的线性偏振射束，其由于穿过偏振器1375而降低了3dB。驱动阵列1370中的铌酸锂调制器会改变穿过彼此的两个正交偏振射束相对于彼此的速度(系数为10)，从而导致离开调制器阵列1370的每个射束的偏振椭圆率发生变化。离开线性偏振器1375的每个线性偏振射束1387 照射光电二极管阵列1385中的光电二极管。发送到阵列1370中铌酸锂调制器的计算机生成的电子调制信号直接改变离开线性偏振器1375的输出射束1387的幅度和相位。因此，可以独立地控制来自每个铌酸锂调制器1370/线性偏振器1375组合的射束1387的幅度和相位。每个输出射束1387到达阵列1385中的光电二极管，该光电二极管连接在天线阵列元件1395之间。任选地，如果射束1387的直径大于光电二极管，则可以使用透镜阵列1380将射束1387聚焦在阵列1385中的光电二极管上，从而不会浪费光。该图的右下侧示出了阵列1385中的天线元件1395和光电二极管的近距离视图。

阵列1385中的每个光电二极管都是“低频”平方律检波器，因此，它只能对两个叠加射束的频率之间的差异(拍频)做出反应，其为期望的RF频率。各个光束的基础频率远远超出了光电探测器对它们的响应能力，因此它们没有任何作用。然后，阵列1385中的每个光电二极管在其所连接的偶极子1395中产生以RF频率振荡的电流。这导致偶极子1395相干地发射相位和幅度在每个偶极子1395处可独立控制的 RF波。产生的所有RF波将在整个阵列上同步，这对于使用常规的RF天线设计和设备实际上是不可能实现的。相控阵列中的元件的行为类似于衍射结构。通过控制每个元件上RF信号的幅度和相位，远场中的传播就像动态光学全息图场重建一样。这允许天线阵列1300表现得像RF全息图一样，其可以产生与本发明一起使用的期望的任何形式、相位、幅度和方向的RF射束。

天线阵列1300可以是平坦的或弯曲的，并且其中的一些可以围绕患者布置以进行诊断和/或治疗，例如，诸如图6和图7所示。尽管几个天线阵列中的每一个都可以独立工作，但是可以通过将它们全部锁定到同一主激光器和主RF振荡器来抑制噪声。为了实现这一点，附加的分束器1339可以将射束从主激光器1310发送到每个“从”天线单元，以将注入锁定激光器播种到从单元中，如图13D所示。来自主天线单元的RF种子振荡器也可以将其RF信号发送到从单元，以在从单元中播种MZI 调制器，如图13D所示。

相干波全息天线***的使用提供了最高效、最高功率的RF波生成方法，具有高度的方向性，并且没有高阶模和旁瓣，从而使本发明非常有效。常规的膜全息图的缺点是产生零阶未衍射射束和-1阶衍射射束，这浪费了能量、从预期方向去除了能量，并且在不需要能量的方向上发送了不需要的能量。在医疗过程中，这可能特别危险。然而，由于此全息图仅表现得像衍射全息图，而实际上是自发光的计算机生成的全息图(CGH)，来自每个能量发射器1395的能量相位由相位调制器控制而没有衍射，因此它不会产生零阶或-1阶辐射。相邻传播射束之间的相对相位关系控制所形成的射束角度。

每当并非处于相消干涉状态下的能量束穿过患者身体时，由于存在具有不同的特性(诸如不同的折射率电导率等)的不同物质(软组织、致密组织、血管、血液、肌肉、骨骼，等等)和它们之间的边界，因此可能在各种位置处出现散射和反射。当发生这样的射束路径偏转时，所得预期的干涉图案的潜在改变以及可能产生的相长干涉和相消干涉的位置和程度的潜在修改可能会损害所需理想干涉效果的精确产生。由于在本发明中使用了保存相位信息的相干波，因此可以对此进行补偿。为了实现这种校正，本发明人提出使用已经针对蜂窝通信网络开发的称为“信道状态估计”的技术。

较新的蜂窝传输技术旨在以足够的强度和来自周围静止和变化障碍物的最小干扰直接向特定用户发送针对该特定用户的信息。车辆、建筑物、人和其他障碍物会散射和反射RF信号，从而降低到其预期用户的信号强度，并导致对其他用户的干扰。由于用户和许多这些障碍物也可能移动，因此必须连续地补偿干扰。为了实现这一点，要重复监视发射器与接收器之间的通信信道，以确定其“状态”。此信息描述了信号如何从发射器传播到接收器，并表示例如散射、反射、衰落和功率衰减随距离的组合效应。通过每次从已知点发出单个脉冲，每秒多次检查此“信道状态信息”，该单个脉冲应该仅指向用户并且不会在任何其他方向上偏转。放置在发射器与接收器之间空间周围各个位置的接收天线可以检测不需要的杂散信号的存在，指示存在散射和反射。此信息可用于更改传输模式，以专门补偿在任何给定时刻的信号散射和反射。

通过将接收天线与发射天线一起放置在患者周围，此技术可以被结合到本发明的实施例中，以同样检测散射和反射。傅里叶分析允许确定杂散信号的方向和强度。有了这些信息，可以通过将负相位和幅度校正添加到传输模式来更改将在下一个时刻发送的信号，以消除先前检测到的由相消干涉引起的散射和反射。

当将RF波发送到患者身体内的特定点时，可能有必要进行监视和校正，因为取决于所使用的频率，由于患者的运动、呼吸、心跳、器官运动、血流变化、内部液体和气体流动等，射束路径可能会有很多变化。这可以使用常规的接收天线在相对较低的RF频率(诸如100-200MHz)下实现，每个接收天线之后是“模拟到数字”转换器和I/Q接收器，其捕获RF信号的幅度和相位，与时钟同步以在所有点获得复杂的场信息，之后进行实时FFT(快速傅立叶变换)。然后，创建具有负相位和1/幅度的复共轭(逆信号)作为传输轮廓校正信号，该信号被发送到发射天线，以抵消下一个发射脉冲的散射和反射，从而在接收天线处产生单点重建。

天线，诸如在图6中组成围绕患者的环的矩形部分，可以由交替的发射和接收天线部分组成。然而，对于千兆赫兹范围内的高频，很难进行必要的傅立叶分析来实时地足够迅速地确定所接收的沿错误方向行进的射束的强度和方向。然而，这可以利用同样由特拉华州大学的Prather等人开发用于将来在5G蜂窝通信中使用的接收天线***来实现。为了创建近乎瞬时的傅立叶分析，Prather***利用接收器天线阵列和一种将所接收的RF信号上变频为光波长的方法，从而允许进行实时光傅立叶变换，以实时地向发射天线提供高频杂散射束信息。

接收天线***必须提供连续的空间分辨和统计独立的检测点，从而能够确定提供每个信号的检测器元件阵列中的唯一位置。此操作等效于成像过程，并且可以使用依赖于傅立叶光学概念来执行RF环境到对应检测器阵列的空间映射的上变频相控阵列来实现。这等效于成像***，因为它通过基于环境中的原始点将每个所接收的RF信号在空间上映射到特定检测器上，而真正地对RF场景进行“成像”。在对信号环境进行“成像”的此过程中，实现了空间分离，其通过防止源于不同空间位置的信号之间的相互作用减轻相邻信道和同信道干扰。信号首先在空间上分离到不同的检测器上，然后分别作为所接收的信号进行处理，这有助于减轻信号的混合和互调。

为了实现这种能力，本发明的此组件的本实施例使用相控阵列接收器***，其中阵列中的每个元件都连接至光调制器，该光调制器将所接收的RF信号上变频为光载波的边带。在这种集体上变频之后，光信号被聚集到公共光纤束中(其中每根光纤的位置对应于其在阵列中所连接的天线元件的位置)。边带从载波中滤出并进入自由空间，以允许所有光束重叠，随后它们被光学透镜“成像”到光电探测器阵列上，其中每个光电探测器对应于唯一的空间方向。光学透镜产生光学傅里叶变换，从而可以快速且容易地在整个阵列天线孔径上对复杂的RF信号进行空间处理。通过使用光学傅立叶变换透镜，在无需使用模数转换器的情况下就可以实时地同时地且几乎瞬时地对上变频后的RF信号进行所有空间处理。这样一来，该***就成为用于近乎连续的RF射束的空间处理器，该处理器实际上以光速执行具有可能无限的射束带宽积的模拟傅立叶逆变换，从而可以对RF环境中的所有RF波进行空间处理。

此***在图14中是示意性地且以影像图格式示出。在每个天线元件1410处都有一个低噪声放大器，其输出连接到集成的马赫曾德尔干涉仪(MZI)调制器，从而形成阵列1420。激光器1430产生具有光载波频率的射束，该射束利用来自每个天线元件1410的输入RF信号进行调制，从而产生具有来自每个天线元件1410的边带的上变频信号。调制后，上变频后的信号通过光纤1440传输，该光纤重量轻、损耗低，并且已经过精确测量和拼接，以匹配所有信道中的总路径长度。在光纤之后，信号通过低速光学相位调制器1450的阵列，该阵列通常定制在单个铌酸锂光子集成电路板上。此调制器阵列用于分别向信道施加相位偏置，并实时补偿由松散光纤的声学、机械和热扰动引起的随机相位变化。检测和校正这些相位变化的装置被实现为自由空间光学处理器的一部分。以这种方式，从光纤阵列1440射出的边带光在天线孔径处复制RF场，该RF场在频率上成比例增加，但是在尺寸上变小。

载波抑制是通过使用光学带通滤波器(未示出)来实现的。另外，载波光经由偏振分束器1470引导到透镜1480中，透镜产生光纤阵列的图像，载波光被放大以使得每根光纤被成像到商用光电探测器阵列1490中的单独的光电探测器上。每根光纤的相应图像都覆盖有大的准直光斑，该准直光斑源自馈送上变频调制器1420的相同激光。由于来自相同的激光，并且在行进通过紧密匹配的光纤长度之后到达线性光电探测器阵列1490，此激光与来自每根光纤中反射的载波光的聚焦光斑混合，其中阵列1490中的每个光电探测器均捕获在每个单独的信号信道与来自激光光斑的公共参考信号之间的拍频。

这些光电探测器1490的输出用于实时(200kHz刷新率)测量和补偿光纤馈送网络内的机械/声学相位变化。当反射的载波用于在空间上对阵列进行锁相时，来自一个边带的光穿过光学带通滤波器1460，并继续传播到自由空间1495中。这样，来自所有阵列元件1440的每根光纤在自由空间1495中传播和扩展时，它们的贡献重叠。此时，透镜1496用于对透镜孔径中的光场执行空间傅立叶变换，从而产生复制 RF场景的边带能量的图像。

光学傅里叶变换入射在照相机传感器1498上，该照相机传感器生成图像，该图像可用于显示RF能量来自何处，即，到达角或空间扇区以及所成像的源的表观大小。这种类型的天线***与本发明一起使用将允许检测杂散射束，从而允许将它们消除。这将允许用电磁波或声波为HET产生期望的干涉图案，而与向其传送的患者或物体的散射轮廓无关。

如所提及的，此技术可以应用于任何类型的波。为了将其用于声波而不是EM波，声换能器阵列可以替代本文所述的RF调制阵列。

用HET检测和治疗疾病

本专利主要涉及HET和其在诊断和/或治疗疾病中的用途。HET可用于直接影响体内的细胞和分子，而不会影响或损害周围或居间的细胞。热疗(对细胞加热)是一种公认的治疗各种容易触及的疾病的方法。但是，大多数肿瘤或其他病变细胞不容易触及。HET可以在体内(包括非常不易触及的部位)进行热疗治疗。尽管本文中以上所述的使用能量来诊断和治疗身体内疾病的技术可以以非常小的(mm)的尺度对细胞和分子产生强烈的预期效果，但在许多情况下，可能需要以微观或亚微观尺度完成针对性的诊断和治疗(诸如在检测和根除选定的癌症干细胞过程中)。另外，当将能量引导到精确的蜂窝或其他位置时，可能需要提高精度。然而，利用常规方法，通常难以找到需要治疗的确切细胞或分子。此外，使用本发明检测或治疗亚毫米大小的细胞和分子还需要使用亚毫米能量波长，该波长不能很好地穿透人体。为了帮助以更高的精确度发现和治疗这种小细胞和分子，使用纳米颗粒的纳米技术可以用于本发明。使用它们可以使加热部位(或其他能量影响)更加精细和精确。适当使用纳米颗粒可以将传送的能量转换为热量或有效地产生其他效果，这可以用于完成各种微观和亚微观任务，例如，诸如使纳米颗粒聚集、加热和破坏肿瘤或其他病变细胞或其他结构、释放化学物质(诸如化学疗法或基因疗法)，或触发身体内的一些其他特定反应，诸如抑制或激发一个或多个神经元，或释放酶或激素。事实证明，将热疗疗法与将纳米颗粒注入到可及性肿瘤中一起使用是一种非常有效的选择性杀伤肿瘤而不损害健康细胞的方法。即使HET加热的部位可能大得多，诸如数毫米或更大的数量级，使用纳米颗粒也可将检测能力和治疗效果集中到纳米尺寸的部位。为了对HET最为有用，所使用的纳米颗粒应至少包含一种材料，该材料会受到所用能量的波长的强烈影响(例如，诸如吸收能量导致发热)。例如，各种金属最能吸收各种RF频率，而各种吸光染料最能吸收不同频率的光。

热疗

自20世纪60年代以来，包括本发明人在内的一些研究人员认识到并开始探索上述无药治疗技术(即所谓的热疗疗法)在以下方面的独特潜力：杀死癌症和其他病变细胞、破坏蛋白质和细胞结构以使肿瘤收缩，以及治疗或治愈各种其他疾病。与放射疗法或化学疗法相比，完善此方法的使用将更为安全且可能更有效，并且还可以与化学疗法和放射疗法一起使用以增强其效果。

自古以来(早在公元前3000年)，将细胞的温度升高到超过其可恢复的阈值的热疗就已被用于治疗包括癌症在内的疾病。已知，加热人体具有治愈作用，破坏许多病原体和疾病。正常情况下，身体发烧以杀死细菌和病毒，而健康细胞不受影响或很快从升温的影响中恢复。最后显示局部高温超过43℃是消除癌性肿瘤的有效治疗方法，甚至在1984年获得FDA批准。而且，原发性恶性肿瘤的血液循环不良，这使它们对温度变化更加敏感，从而有助于热疗更有效地对其进行破坏。最近，发现加热肿瘤细胞会在其表面释放热激蛋白，从而通过允许T细胞识别出其正常无法看到的肿瘤来激活身体的固有免疫***。因此，热疗还通过增强身体免疫***来帮助杀死肿瘤细胞。已经使用几种不同的方法进行了热疗，包括热水浴、蜡包裹、诱发性发烧、以加热的化学治疗剂局部灌注四肢、透热疗法、射频加热、微波加热和超声加热。

然而，尚未证明热疗是消除癌症的灵丹妙药，原因在于难以选择性地仅对病变细胞仅施加必要量的热量，使健康细胞不被加热或不加热太多且保持完整。尽管容易触及的癌症或其他病变细胞很容易通过外部施加热疗杀死，但对内部肿瘤和其他细胞的所有形式的外部加热都会导致人体内部的热量梯度，从而在大范围内加热健康组织而产生负面结果。另外，基于不同的组织密度和其他性质，在不同组织位置达到的温度不可控制地变化，并且随着更长的给药时间不可预测地变化。

热疗治疗的有效性与治疗过程中达到的温度、治疗时间长短以及细胞和组织特征有关。当将待治疗的部位在精确的温度范围内保持精确的时间段时，热疗效果最佳。然而，由于组织特征的区域差异，较高的温度可能会出现在各种斑点。这可能会导致灼伤、水泡、不适或疼痛。难以准确地测量肿瘤内部以及各种被加热的健康组织中的温度，并且将某部位保持在恒定温度而不影响附近组织可能非常困难。另外，并非所有的身体组织对热的反应方式都相同，因为一些组织比其他组织更敏感。为了试图确保达到但不超过期望的温度，已尝试在整个热疗治疗过程中监测肿瘤和周围组织的温度。通过使用局部麻醉，将带有细小温度计(探针)的小针头或管***治疗部位以监测温度。可以使用诸如计算机断层扫描(CT)的成像技术来确保探针正确放置。这些温度传感器有助于实现调整治疗方法，以将产生的温度保持在期望的范围内，但它们具有侵入性且无法消除不均匀的加热。最近，磁共振成像(MRI) 和CT扫描提供了一种无需***探针即可监测温度的新方法。

将能量传送到纳米颗粒的能力可以在许多实际医学应用中使用，诸如治疗和治愈许多疾病和医学状况，诸如动脉粥样硬化、阿尔茨海默氏病、肥胖症(导致糖尿病、心脏病、心肌梗死、中风、高血压以及阻塞性睡眠呼吸暂停)、无法手术的良性肿瘤、遗传性疾病、椎管狭窄和椎间盘突出症、脑部障碍(心理障碍、抑郁症、焦虑症、创伤后应激障碍、进食障碍、***行为和帕金森氏病)、细菌、真菌、病毒、寄生虫病和朊病毒感染、不育、***功能障碍、***肥大、蜂窝组织炎和癌症。

在当前的临床区域性RF热疗实践中，MR测温(MRTh)开始用于时空监测温度和治疗效率。用于MRI的RF传输通常以约63MHz的频率(磁体强度为1.5T) 执行，并且RF传输引起的加热通过通常以100MHz左右驱动的RF天线实现。脑组织中100MHz的RF波长大约为33cm(不同的组织密度可以改变所施加的RF波的波长)，这并不适合于将电磁(EM)能量选择性地充分集中到其中肿瘤大小仅为数厘米的脑肿瘤上。更高的RF频率(＞100MHz)更适合应用于头部和颈部区域以执行局部RF热疗。遗憾地是，已建立的***仍然缺乏非侵入式3D温度测量能力来监测和控制在治疗区域和健康组织中施加的热剂量。意识到这种挑战，已经进行了实验，这些实验表明超高磁场(磁体强度≥7.0T)使集成式施用装置变得可行。它们包括适用于利用MRTh的MRI的配置，和利用300MHz的单个传输频率控制的目标 RF加热。施用装置采用质子MR频率进行有针对性的RF加热，并可与市售MR***和多信道RF传输配置一起用于成像诊断和RF热疗应用。早期结果表明，此方法从概念上讲对于颅内病变的治疗具有吸引力，因为可以使用单个设备进行治疗前的诊断和计划、热剂量治疗的控制和适配以及治疗后的治疗效率评估。已经提出了能够利用甚至更高的RF频率(高达1GHz)的施用装置设计。此方法有望有效减少可实现的热治疗热点大小。为了满足此目标，已经在从健康志愿者推导的人体素模型中进行了电磁场(EMF)模拟。已经提出了针对300MHz、、500MHz和1GHz的 RF天线设计，它们对应于7.0T、11.7T和23.5T的磁体，其中在脑组织中的有效波长约为13.5cm、8.6cm和4.5cm。

适当的相位幅度控制对于优化肿瘤加热同时最小化治疗限制热点至关重要。尽管临床结果一定程度上令人鼓舞，但由于在正常组织中形成了这些治疗限制热点，因此常常无法达到所追求的1小时43℃的最佳热剂量，这阻碍了总功率的进一步增加。由于存在明显的热剂量-效应关系，因此如果可以防止功率限制热点，同时允许增加功率，则可以进一步改善临床结果(本发明的目标)。

为了减少此类热点，使用了“主动治疗控制”，它高度依赖于热疗治疗期间可获得的可靠温度信息，并且依赖于良好的空间功率控制以优化温度分布。温度通常用少量微创测温探针测量，但是稀疏的不规则温度采样无法提供对实际的3D温度分布的适当表征。通过MRI或CT扫描获得的非侵入性测温(NIT)对于深入了解获得更好加热质量所需的必要治疗调整可能非常有用，但是NIT尚未广泛可用，目前仅限于有限数量的肿瘤部位(例如，NIT目前对于诸如在肺或腹部或异质组织中的移动肿瘤并不可行)。

空间功率控制取决于天线的数量和工作频率。天线数量越多，频率越高，转向控制就越好。较高的频率还提供了较小的聚焦体积，但与较低的穿透深度相关联，因此，需要较大数量的天线才能充分加热深层的肿瘤。如果可以使用更多的功率而不产生附带损害(本发明的目的)，则即使在更高的频率下也可以增加穿透深度，这将提供更紧密聚焦的热疗治疗点。此外，由于来自各个天线的信号的幅度和相位的可调节性而导致的大量自由度，使得操作员很难凭直觉或反复试验来确定最佳转向策略。

为了帮助进行该确定，“组织分割”尝试对不同的组织分割位置的组织类型和特性进行分类，这是热疗治疗计划中非常重要的一个方面。决定组织中能量吸收的介电特性在人体的不同组织和器官之间显著不同。因此，组织分割强烈影响治疗计划。分割基于如在热疗治疗期间在相同位置所使用的CT或MRI扫描，并且可以手动或半自动进行。MRI数据优于CT数据的优点是提供了非常好的软组织对比信息，并且对健康组织没有附加的辐射剂量。必须手动描述肿瘤目标区域的轮廓，以根据目标覆盖率和治疗质量对不同的治疗计划进行比较。HET通过将能量传送到身体内很小的部位(以要加热的细胞或纳米颗粒为中心)，几乎消除了所有潜在的热点。

利用纳米颗粒的热疗背后的概念和目标是，与用于纳米颗粒的介电加热相比向身体的大范围发送更少的能量以最大程度地减少对健康组织的加热，同时允许能量集中在被置于肿瘤或其他病变细胞中的纳米颗粒中，以将它们加热。纳米颗粒具有导电性，而不是介电性，其升温比人体组织要高，施用的能量也更少。

多个临床前研究的动物研究人员多次成功地证明了纳米颗粒的感应加热可杀死癌症。例如，康宁公司(Corning)的Joseph Panzarino等人(美国专利4,323,056) 将大小＞50nm的铁磁性纳米颗粒直接注射到小鼠体内的肿瘤中以杀死肿瘤，该纳米颗粒由嵌入基于生物惰性磷酸盐的玻璃陶瓷基质中的磁铁矿晶体(Fe₃O₄)构成。在 10KHz相对较低的频率下使用700奥斯特的交变磁场产生足够的磁滞热疗加热(提供“所需最小的”每克组织1瓦)以杀死肿瘤，同时不会在健康组织中产生任何可检测到的不需要的热点，甚至在施用于人类志愿者的手进行“刺激性”耐受性测试时也没有任何可察觉的副作用(来自神经或肌肉反应)。还选择了低频以消除电击、心律不齐或停搏、癫痫发作或中枢神经***功能障碍的任何危险。将频率保持在10 Khz或更低，可最大程度地减少健康组织(在小鼠中)的电介质和涡流加热，同时最大程度地提高纳米颗粒和附着的肿瘤细胞的磁滞热疗加热。为了防止纳米颗粒的温度和相应地周围组织的温度升高太多，他们使用了纳米颗粒，并精心选择了与所期望的肿瘤治疗温度匹配的“居里温度”。一旦纳米颗粒达到其居里温度，则连续的电磁滞后加热实际上会自动停止，从而防止过热。这是因为来自热运动的随机作用力变得比引起加热的磁取向力更强。在他们的后续专利(美国专利4,574,782)中，他们确定并绘制了各种频率和场强组合，这些组合也将产生相同所需的1瓦特/克以用于肿瘤破坏，其具有标称介电或涡流加热或其他不可接受的刺激或负面效果。例如，对于相同的效果，可以将200到20奥斯特的磁场强度与10KHz到600KHz的频率一起使用，或者可以将40Hz或更低的频率与2000或更多的奥斯特一起使用。

最近，在Dartmouth-Hitchcock Health Sciences的Jack Hoopes博士等人通过利用患有癌性口腔肿瘤的一对狗(被其兽医所放弃)，示出在麻醉并在150-160KHZ范围内经受100nm氧化铁纳米颗粒的AC场磁滞热疗后，已完全根除了它们的肿瘤，其中场强为350奥斯特，在肿瘤中产生3瓦特/克。纳米颗粒被直接注入口腔肿瘤的战略象限，然后进行电磁加热。这种治疗被认为是完全成功的，可以使狗最终年老而死，而不是死于癌症。无需化学疗法或放射疗法。由于能够将足够数量的纳米颗粒直接注射到可及的肿瘤中，所以此程序是成功的。然而，由于动物在治疗过程中已被完全麻醉，并且没有使用人类志愿者来测试“刺激水平”，因此如果增大动物体型以及随之增加的功率密度是否会产生任何不良的介电或涡流效应是未知的。

因此，为了协助特定的医学诊断和治疗应用，本专利公开了使用HET直接与病变细胞或纳米颗粒相互作用。对于疾病治疗，纳米颗粒在扫描过程中显示肿瘤细胞的位置，然后通过利用病变细胞的坐标，传送的能量可以使病变细胞的温度升高至恰好启动诸如凋亡(程序性细胞死亡)或坏死(外部导致的细胞死亡)，或在需要时蒸发之类的过程。

通过共振频率激发最大化热疗效率

除了本文上面概述的步骤之外，还可以采取附加的措施来最大化由纳米颗粒吸收并作为热量重新散发出的能量，同时最大限度地减少健康细胞对能量的任何暴露。因此，为了进一步最大化纳米颗粒加热，同时最小化需要发送到纳米颗粒的能量，要选择的电磁能量频率最好是用于由细胞或所用纳米颗粒吸收的最佳频率。正如酒杯在适当频率(称为“共振频率”)下暴露于声音时会破碎一样，细胞或纳米颗粒也可以通过在其共振频率下电磁“振动”而吸收最大量的EM能量并释放最大量的热量。实际上，必须使细胞原子或纳米颗粒的电子自旋的进动彼此相干、平行且同相，然后一起翻转到垂直轴以实现此目的。此技术类似于“激射”，激光使用共振腔通过激射过程来产生相干的同相放大辐射(激光束)，其比常规的非相干光束功率大得多。这可以通过当与金属纳米颗粒一起使用时称为“铁磁共振加热”(FMRH)的方法来完成。

2000年，Christian Kirsten等人提出，使用此技术来加热包含导电颗粒的热激活粘合剂层，以使用微波通过仅加热粘合剂层而不加热标签或标签所附着的表面(或两种粘结材料)，有效地将标签附着到表面或从表面分离，或者将两种材料粘结在一起，或脱粘结分离。他建议这可以用金属、磁性、亚铁磁性、铁磁性、反铁磁性或超顺磁性的颗粒来完成，例如，它们可以选自铝、钴、铁、镍或它们的合金、六铁酸钡、正磁赤铁矿(y-Fe₂O₃)、正磁铁矿(Fe₃O₄)或MeFe₂O₄型铁氧体类型的金属氧化物，其中Me是选自锰、铜、锌、钴、镍、镁、钙和镉的二价金属。他进一步建议，优选的颗粒将是由磁铁矿制成的超顺磁性纳米颗粒(直径小于20nm)。他提到，自1946年以来就已经知道FMRH现象的存在，但是迄今为止尚未对可能的工业适用性进行***的研究。各研究人员在20世纪60年代就对研究、解释和量化该现象进行了大量的实验和分析并进行了发表。当将此类粒子置于静态直流磁场中(以对齐其电子自旋进动)，然后以振荡的EM场(例如，在微波频率下，沿垂直于直流磁场的方向)照射时，会发生FMRH从而翻转进动轴。形成FMRH所需的确切频率取决于被加热颗粒的特性和直流磁场的强度。对于任何给定的颗粒组成和DC磁场强度，共振频率都是非常具体设置的，只有该频率才会引起振荡磁场能量的有效吸收、共振和非常有效的热辐射。这种类型的加热比磁滞加热要有效得多，磁滞加热是通常在较低的频率下由EM振荡产生的涡流和电介质加热所产生。通过这样的高频EM振荡，颗粒会在其表面吸收能量(称为“集肤效应”)，从而防止在其中形成涡流。只要颗粒处于静态(DC)磁场中，吸收的能量就会从颗粒内的翻转电子自旋中产生相干的同时热辐射。因此，由于高效的能量吸收和来自FMRH效应的高效的热量产生，提供大量热量所需的能量要少得多。FMRH的另一个重要优点是可以使用梯度(空间变化)而不是均匀的静态DC磁场，并且只有位于梯度部位内的具有适当场强的颗粒段(考虑到材料特性和振荡场频率)会产生共振并产生热量，同时周围的所有部位都不会发热。这提供了一种仅在选定的小部位内产生热量的方法，其具有高度精确性，而这对于磁滞加热是不可能的。

2010年，Noboru Yoshikawa等人进行的实验表明，用微波通过FMRH加热的直径约为几毫米的Fe₃O₄颗粒显示出50℃的温度增益，并且未检测到磁滞加热，从而确认了高效加热是FMRH单独引起的。

2005年，Gang Wang等人提出，超顺磁性纳米颗粒可以与FMRH一起使用，以产生针对性的癌性肿瘤损伤，尽管他们从未在实际的肿瘤上尝试过(由于缺乏资金支持)。他们建议使用较低的RF频率电磁振荡(而不是微波)，该振荡对身体几乎是透明的，在100与200MHz之间，并使用由基于磁赤铁矿(y-Fe₂O₃)的化合物或钇铁石榴石(Y₃Fe₅O₁₂)的化合物制成的纳米颗粒。通过使用可调节的梯度静态DC磁场和配置为在RF频率下传递垂直振荡电磁场的能量源，他们设想，首先，RF功率将足以引起对肿瘤(和周围部位)的常规磁滞加热，将其加热至高达42℃，而FMRH 随后可以仅进一步加热纳米颗粒并由此加热肿瘤本身，再加热3℃至5℃，从而导致细胞凋亡(程序性细胞死亡)，或者另选地，再加热7℃至10℃，从而导致坏死(消融导致的细胞死亡)。通过使用两个或三个垂直磁梯度并随时间使空间中的静态DC磁场梯度变化，从而改变FMRH的区域，可以一次在一个切片(平面)，甚至一个体素中破坏肿瘤细胞，而无需加热大范围。尽管他们意识到尝试通过全身性注射将纳米颗粒注入肿瘤的尝试只会使肿瘤中的纳米颗粒浓度低于1％，但他们计算出，如此低的纳米颗粒浓度仍会由于FMRH的高能量效率而产生足够的热量来杀死肿瘤细胞。他们的计算表明，通过FMRH的加热可能比利用常规电介质加热产生的热量大约三个数量级(1000倍)。这意味着实现上述差异加热仅需要约0.1％至约1％的纳米颗粒体积浓度，该浓度远低于基于奈尔加热的热疗治疗所需的浓度。为了保护免受毒性影响，他们提出可以将纳米颗粒涂上诸如普鲁兰多糖、乳铁蛋白、血浆铜蓝蛋白、胰岛素、聚乙二醇和白蛋白等材料，以及涂覆有氨基丙基硅烷的钇铝铁石榴石(更具体地说是掺铝的YIG)。通过使用FMRH获得的附加优点是，通过使用电子自旋共振(ESR)监测，可以将纳米颗粒的电子自旋共振频率用于监测其温度(和其所附着的细胞的温度)，原因是超顺磁性纳米颗粒中ESR特性的温度依赖性。例如，可通过ESR检测到的磁化饱和度取决于温度。先前在本领域中已经证明，这种效应可用于以1℃的灵敏度测量温度。也可以将基于ESR的纳米颗粒成像结合到单个***中，该***可以在使用相同的设备件的情况下以比常规MRI更低的成本实现 FMRH加热、成像和测温，这是因为与MRI相比，ESR只需要比MRI强度低得多的磁体(约500高斯)，从而使其比MRI所需的高强度磁体(通常需要1.5特斯拉或15,000 高斯的磁强度)更为便宜。

本发明的附加优点是它也可以用于在没有纳米颗粒的情况下破坏肿瘤或其他病变细胞。由于此类细胞具有与健康细胞不同的特性，诸如密度、电特性、倍性(细胞中染色体组或细胞器内特殊结构(细胞内的组织结构)的数量)等，因此病变细胞自身(不含纳米颗粒)的共振频率不同于相邻的健康细胞。因此，调节解决问题的RF频率可利用共振在病变细胞中选择性地产生热量，该热量的强度是单独的RF 激发在相邻健康细胞中引起的加热强度的许多倍。这样可以避免使用纳米颗粒，同时仍可以以小至细胞水平的高精确度提供对病变细胞的集中加热。而且，伴随使用 HET可以消除对健康细胞的任何加热。可以在不同的频率下监测样本靶细胞(与待治疗体内的靶细胞类型相同)在强磁场中的放置和用RF脉冲进行的辐射，以发现待损伤(如利用FMRH和纳米颗粒)细胞的共振频率。然后，患者可以在磁场中经历 RF脉冲以破坏选定细胞。

因此，FMRH或利用HET和热疗的细胞共振加热可用于最大程度地提高纳米颗粒的热量产生，或者在没有纳米颗粒情况下对病变细胞的细胞共振加热，从而最大化其加热，同时将实现该过程所需的能量降至最低，并消除对健康细胞的加热。

通过使纳米颗粒能够携带“携载物”保护身体免受有毒药物的侵害并保护药物免 受免疫***的侵害

化学疗法药物被设计成对肿瘤细胞具有致死性(但对健康细胞也具有毒性或致死性)，而基因疗法药物可能对健康细胞具有毒性或破坏性，并且可以被身体的免疫***破坏或失活。然而，由于必须全身性地进行化学疗法和基因疗法以发现身体内的任何肿瘤细胞，并且由于超过99％的施用疗法到达了健康细胞而不是肿瘤细胞，因此可能出现许多副作用，而一些可能非常严重(有时甚至致命)。

然而，热不稳定的涂层纳米颗粒中可能包含有毒性的化学疗法和基因疗法药物，使它们无法与健康细胞相互作用。纳米颗粒可以被设计成能寻找并附着于肿瘤或其他病变细胞(具有特定载体)。一旦到达那里，就可以使用几种方法来释放携载物。酶催化(加快蛋白质相关的化学反应)，或对细胞内低pH的反应(如果纳米颗粒涂有对pH敏感的聚合物涂层，即当暴露于酸性环境中会降解的涂层)，也可以触发纳米颗粒携载物的释放。从外部施加到此类纳米颗粒的电磁能会产生热量并溶解其保护层，还仅向肿瘤或其他靶细胞提供有毒化学疗法或基因疗法药物的受控释放。通过使用这种隐秘的药物递送方法，目前施用的化学疗法药物的微量部分就足以造成相当于当前更大的化学疗法方案所产生的致命细胞损伤。此外，其可以在不产生健康细胞受到化学疗法药物攻击时产生的副作用的情况下实现。科学文献报道了此技术的实验测试，并获得了可喜的结果。一旦附着在肿瘤或其他细胞上，则其必须能够在纳米颗粒中产生足够的热量以释放化学物质，而在健康细胞中不产生热量。

在一个这样的实验中，将亲水性(吸水的)阿霉素(一种化疗药物)和氧化铁纳米颗粒胶囊包封在聚乙烯醇(PVA)的外壳中。选择PVA是因为它还可以负载疏水(拒水)紫杉醇(另一种化疗药物)。因此，这些纳米颗粒在一个纳米颗粒中包含两种具有完全不同特性的强效化学疗法。药物通过使用外部振荡电磁场产生的热量按需释放。类似地，其他几种化学疗法癌症药物也与包括替莫唑胺(TMZ)和5-氟尿嘧啶在内的纳米颗粒结合使用。

Kostas Kostarelos等人在动物研究中，对人黑素瘤癌细胞使用了温度敏感脂质体 (TSL)，它是由细胞膜材料制成的微小囊泡(气泡)，证明了对肿瘤细胞的细胞毒性作用明显增强。他们在过度表达的人黑素瘤癌细胞(MDA-MB-435)中利用了针对 MUC-1抗原的hCTMO1单克隆抗体，从而适度改善了动物的存活率。在另一项研究中，基于脂质(有机化合物，诸如脂肪)和“亮氨酸拉链温度响应性肽”(Lp-肽杂化物)之间的杂合膜形成，一种新型的这种热敏囊泡被用来包封阿霉素(DOX)。与对照小鼠相比，这种组合实现了显著的肿瘤生长阻滞，没有伴随的毒性迹象，因为它们的血液循环更长，使得肿瘤趋向良好。

这种携载物携带能力还可以用于肿瘤或其他细胞的其他重要的治疗类型(以治疗许多不同的疾病)。由于癌症和许多其他疾病都是遗传性疾病，即使所有癌症或其他疾病细胞都被发现并破坏了，导致癌症或其他疾病的致命组合中的缺陷基因仍会存在于身体内，并且仍然可能产生新疾病。因此，还需要开发和交付隐秘、安全的基因疗法，以阻止新疾病的形成，尤其是在遗传上倾向于形成特定疾病的患者中。持续的研究表明，大约12种不同组合(称为途径)中的大约200个基因与大多数癌症有关。基因和/或其选定组合(途径)中的连锁的载体可根据需要针对它们进行热疗，以破坏它们，或根据需要打开或关闭它们，从而阻止它们在体内任何地方促进癌性细胞的复制。不过最终，基因疗法可以阻止它们重新在患者中形成癌症或其他疾病。生物治疗疗法与化学疗法相似，不同之处在于，将生物药剂(诸如DNA、小干扰RNA(siRNA)、蛋白质和肽)递送到了肿瘤部位以诱导细胞死亡，而不是递送小分子药物。在癌症中，受损的DNA导致非典型蛋白质表达，从而造成负面影响。通过替换癌细胞内的缺陷基因，可以通过DNA递送来治疗癌症。另选地，通过siRNA 进行癌症疗法可通过抑制受损基因的蛋白质表达来发挥作用。另一方面，蛋白质和肽疗法通过攻击特定的细胞机制来发挥作用，诸如通过破坏细胞粘附、干扰血管生成和/或阻断其他细胞功能，从而导致细胞凋亡(程序性细胞死亡)。过去，由于递送载体所引起的免疫原性(引起免疫应答)，生物治疗药物的递送成功率有限。另一方面，将生物治疗药物包含在纳米颗粒递送***中可以解决此问题，因为生物相容的聚合物涂覆的纳米颗粒可以提供针对抑制性免疫应答的保护，并且可以提供这些治疗剂的靶向递送。

据科学文献报道，已开发了涂覆有聚合物壳的氧化铁核心纳米颗粒，该聚合物壳由壳聚糖、PEI和PEG组成。壳聚糖用于提供具有可与PEI和PEG结合的活性位点的稳定的生物相容性和生物降解性表面涂层。PEI静电结合核酸，并用于加载 siRNA。结果表明，成功地将siRNA细胞内递送到了髓母细胞瘤和室管膜瘤癌细胞，并因此抑制了抗辐射的DNA修复蛋白。siRNA介导的对这种蛋白的抑制导致肿瘤细胞对伽玛射线的抵抗力降低。外部电磁场产生的热量也可以用于在需要时释放这些有效载荷。

随着众多临床相关癌症基因的发现，基因编辑已成为癌症疗法中越来越重要的方面。通过RNA干扰(RNAi)、小干扰RNA(siRNA)或微RNA(miRNA)递送、肽核酸和CRISPR/Cas技术进行的基因编辑可以潜在地使任何目的基因沉默。CRISPR (成簇的规则间隔的短回文重复)是细菌中的DNA序列家族，其中包含攻击该细菌的病毒的DNA片段。这些序列在细菌防御***中起着关键作用，并且还形成了称为 CRISPR/Cas9的基因组编辑技术的基础，该技术允许对生物体内的基因进行永久性修饰。通过将与合成的指导RNA(gRNA)复合的Cas9(CRISPR相关***9)核酸酶输送到细胞中，可以在期望位置切割细胞的基因组，从而允许去除现有的基因和/ 或添加新的基因。

基因疗法是核酸的细胞递送，以便调节基因表达来治疗疾病。然而，基因传递可能效率低下或是危险的。具有保护性涂层的纳米颗粒和其通过热量生成的靶向释放可以解决此问题。表型调节(特定基因结构(基因型)的出现和行为随其环境的变化)可通过基因添加、基因修复或基因敲落来实现。基因添加通常是最常见的方法，并且通过引入宿主体内固有地缺失的遗传物质和随后的蛋白质来改变细胞行为。基因修复不太常见，但是越来越流行，它利用诸如“锌指核酸酶”、形成三链体的寡核苷酸或CRISPR-Cas等的技术来改变或校正基因组序列。最后，通过RNA干扰(RNAi)进行的基因敲落已经引起了极大的热情。由于癌症发病机理的复杂性以及疾病进展中涉及的多种信号传导途径，分离独特且单一的分子靶标变得越来越困难。通常，肿瘤细胞已改变了转录因子的活性，影响了多种途径，而这些途径很难通过小分子药物靶向。因此，基因疗法可以为设计有效而具有特异性的抗癌疗法提供另一种策略。

递送此类携载物并在其到达靶向目的地后使用热量将其释放的问题是传统的将热量递送到内部目的地的方法所带来的副作用和附带损害。HET通过以下来解决此问题：将能量直接递送到位于其靶细胞中的适当纳米颗粒，仅在靶位置产生热量，从而消除了对来自免疫***的携载物分子的损害以及对患者的副作用和附带损害。因此，适当涂覆的纳米颗粒可以与HET一起使用，以安全地将化学疗法“携载物”携带到肿瘤或其他疾病细胞中受控释放，从而提供增强的化学疗法治疗而没有常见的副作用。另外，携载有纳米颗粒的携载物可以大大提高基因疗法的安全性和有效性。

检测和监测纳米颗粒(和携载物)以诊断疾病、引导并监测治疗，以及测量和管理 温度

为了最大程度地提高热疗或Holothermia^TM的准确性和有效性，对于身体内的纳米颗粒的检测和监测非常重要，原因有以下几个：

1.涂覆有亲肿瘤载体的注入纳米颗粒将在肿瘤细胞中累积，为检测不同癌症的存在提供了一种安全、无创的诊断工具。一旦纳米颗粒已被注入并有机会被肿瘤或其他病变细胞吸收，则通过一个或多个扫描仪对其存在的检测就可以强烈表明此类细胞的存在。这种方法可以检测出非常早期的疾病，甚至可以检测出以前无法检测到的前期癌，从而可以作为早期诊断工具。

2.检测产生在肿瘤或其他病变细胞中累积的纳米颗粒的位置需要生成引导能量通过定向热疗或Holothermia^TM治疗而选择性地仅加热包含纳米颗粒的细胞所需要的算法。

3.纳米颗粒监测具有提供对电磁能、携载物-药物递送以及组织反应的实时治疗监测的潜力，从而可以加快对过程中治疗方案的更新，并改善患者的生活质量。检测携带纳米颗粒的携载物在肿瘤细胞相对于健康细胞中的沉积程度，将有助于确保向肿瘤细胞的充分递送，确保健康细胞接收到最少的携载物和热量，以及在健康细胞中最小化或消除热量释放和携载物的激活，但同时在病变细胞中将其最大化。

4.还需要监测纳米颗粒以提供有关加热的病变细胞以及周围健康组织的实时温度数据，以允许主动修改向不同组织位置发送多少能量，防止出现热点、防止纳米颗粒过热(这可能会导致周围健康组织过热)，以及确保纳米颗粒接收足够的能量以适当损伤病变细胞或执行其他期望功能。检测纳米颗粒的温度还可以提供有关产生的细胞损伤和携载物释放的信息。

为了检测纳米颗粒在身体内的位置，必须将患者放置在能够检测纳米颗粒的成像***中，诸如ESR(电子自旋共振)扫描仪(如上所述)、SPECT(单光子发射计算机断层扫描)扫描仪、MPI(磁粒子成像)扫描仪、PET(正电子发射断层扫描) 扫描仪、CT(计算机断层扫描)扫描仪、荧光镜、MRI(磁共振成像)扫描仪或ULTRA (无限制无线电采集序列)MRI扫描仪或这些的组合。由于必须使用收集的纳米颗粒位置数据实现在治疗过程中与纳米颗粒进行精确配准，因此重要的是，要么使用立体定向方法将位置数据与能量的施加相关联，要么为了更精确地对应，成像扫描仪与热疗或Efolothermia^TM治疗***集成在单个设备中。由于在该情况下不必在成像与治疗之间移动患者，因此可以维持实际组织位置与组织图像之间的最佳配准。使用单个***来同时诊断和治疗患者被称为“治疗诊断学”。

MPI扫描仪是检测纳米颗粒位置的最简单、最准确的方法之一。磁性颗粒成像(MPI)是一种新兴的非侵入式断层扫描技术，其可直接检测注入血流中的氧化铁超顺磁性纳米颗粒的磁性。它以毫秒为间隔实时生成三维图像。MPI能够以高灵敏度、高空间分辨率(约0.4mm)和高成像速度(约20ms)对纳米颗粒的分布进行成像。 MPI可使附着在纳米颗粒上的细胞在整个身体中被追踪。成像不使用电离辐射，并且可以在体内任何深度产生信号。纳米颗粒在附着到细胞上时是稳定的、无毒的并且在87天后仍可检测到。

也可以使用其他类型的检测器。在文献中已经报道了由铋-氧化铁复合芯组成的纳米颗粒。重金属铋用作X射线衰减剂，并且可用于通过CT扫描仪或荧光镜(检测X射线)对纳米颗粒成像。还生产了由放射性氟同位素(¹⁸F)-氧化铁芯组成的纳米颗粒，可以用PET或SPECT扫描仪对其进行成像(由于放射性衰变，氟同位素发射出湮灭电子的正电子，它们会在体内碰撞，产生可被PET和SPECT扫描仪检测到的伽玛射线)。也可以使用其他放射性核素(放射性同位素)。氧化铁本身可以在MRI 扫描仪中检测到。因此，MRI扫描仪可用于检测纳米颗粒，而无需向其添加其他元素(诸如铋或氟)。另外，所有三种材料也可以结合形成纳米颗粒，以在结合了一些或所有成像方法的扫描仪中使用。MRI和CT具有出色的空间分辨率，但缺乏敏感性，而PET具有很高的敏感性，却没有提供详细的结构信息。因此，这些成像方法的组合可以提供准确诊断和治疗所需的解剖学分辨率和分子敏感性，并且通过使用一种类型的组合纳米颗粒作为所有成像方法的造影剂，可以显著地改善诊断和治疗的准确性和一致性。

在这样的治疗***中使用MRI特别有价值，因为它能够以高分辨率和高对比度为软组织成像，而无需使用电离辐射或可能有害的放射性示踪剂。氧化铁纳米颗粒已被广泛研究用于增强MRI的对比度。在增加对比度的同时，它们可以帮助锐化图像，增强其细节。最广泛使用的MRI造影剂是钆螯合物，其中最著名的是Gd-DTPA，尽管具有潜在的毒性，但多年来在临床应用中已将其与保护性涂层一起使用。另一方面，超顺磁性和顺磁性氧化铁纳米颗粒通常是无毒的，并且也可用作纳米级MRI 造影剂，提供钆的两倍对比度。

在医疗诊断***中使用MRI的另一个优点是它能够监测从携载有氧化铁的纳米颗粒中释放出的携载物。在MR成像期间，静态线性磁场会对准进动原子核(主要是水分子中氢原子的质子)的轴。然后，RF脉冲使原子核翻转，从而使它们的进动轴变得垂直于其先前对准的方向，此后，RF脉冲结束，原子核松弛回到其先前对准的方向，并在此过程中发出自己的射频信号，该射频信号被检测到以形成图像。当纳米颗粒被“装载”有药物携载物时，纳米颗粒的氧化铁芯附近的水扩散被抑制，这改变了弛豫时间(与纳米颗粒未被“装载”的情况相比)，并且因此，改变了纳米颗粒的MRI图像密度，从而指示来自纳米颗粒的药物递送(卸载)程度。如果治疗药物是“放射性标记的”(附着在放射性示踪剂上)，则可以进行“生物分布”扫描以确定组织中药物的吸收、其浓度以及最终的消除。

MRI诊断治疗学的一个问题基于以下观察结果：当其浓度超过约1mg Fe/g组织时，无法量化氧化铁纳米颗粒的组织水平，研究表明，这具有产生显著加热功效的最大潜力(如上所述)。两个主要问题是：1)在如此高的浓度下，图像预测的纳米颗粒的分布比实际发生的分布大(即，图像中暗孔(或信号空隙)的周长大于纳米颗粒以高浓度存在的部位的实际周长)，这会混淆图像细节的解释；和2)这些信号空隙通常与组织/空气边界难以区分，从而进一步混淆了它们的解释。通过使用许多特殊的MRI扫描序列之一解决了这个问题，在该序列中，与氧化铁纳米颗粒显现为过大的暗孔(称为“负反差”)不同，纳米颗粒在图像中产生了亮斑点(称为“正反差”)，从而可以更轻松地将它们与其他组织和空气/组织边界准确地区分开。

以下说明了如何完成此操作。MRI基于原子核的磁性。采用强大、均匀的外部磁场(沿“z轴”)来对准质子自旋，该质子自旋通常在被检查组织的水核内随机取向。附加的电磁线圈会在所有三个维度(x、y和z)上产生梯度磁场(在定义的空间内强度发生变化)。然后，通过引入外部RF能量脉冲来破坏质子自旋的对准，该外部RF能量脉冲激发(旋转)质子自旋的分量(例如，以1-90°的角度)进入横向 (xy)平面，该横向(xy)平面垂直于均匀磁场。这些核自旋在xy平面中旋转(或进动)，并逐渐彼此异相(即，横向弛豫)，并通过纵向驰豫过程再次返回到与z轴上的均匀磁场平行的静止对准。当自旋在xy平面上进动时，它们会产生电动势 (EMF)，该电动势接收线圈接收到的信号的源并被测量。梯度磁场被打开和关闭，并且它们的强度随时间变化，以由被扫描的身体部位的每个平面内的每个点产生不同的进动频率。使用傅里叶变换将来自每个成像平面中的每个位置的信号中包含的频率信息转换为相应的强度级别，然后将其显示为像素排列中的灰色阴影。通过在施加不同的磁场梯度的同时改变施加和收集的RF脉冲的顺序，可以从不同的平面和组织位置创建不同类型的图像。

重复时间(TR)是给定MRI序列中连续激发RF脉冲之间的时间。回波时间(TE) 是指在施加给定的激励RF脉冲与获取信号(在一些情况下呈梯度回波或自旋回波) 的时间之间的时间。组织可以通过两个不同的质子自旋弛豫时间来表征，质子自旋弛豫时间的特征在于指数时间常数T1和T2。T1(纵向弛豫时间)是激发的自旋质子与外部z轴磁场重新对准(恢复平衡)的时间常数。T2(横向弛豫时间)是描述激发的自旋在x-y平面内彼此异相需要多久的时间常数。T2短意味着信号衰减非常快，因此T2短的物质比T2值较长的物质信号更小，看上去更暗。TR和TE的选择确定成像序列对不同的T1和T2值的敏感性。例如，某些脉冲序列以及TE和TR设置的选择将突出显示身体内的脂肪组织。可以按特定顺序设置TR和TE的时序，以制作出T2加权图像，其同时突出显示身体内的脂肪和水分。最常见的MRI序列是“T1加权”和“T2加权”扫描。通常通过使用短的TE和TR时间来产生T1加权图像。图像的对比度和亮度主要由组织的T1性质决定。相反，通常通过使用较长的 TE和TR时间来生成T2加权图像。在这些图像中，对比度和亮度主要由组织的T2 (脂肪和水)特性决定。但是，在实际的MRI扫描过程中，横向磁化强度(在x-y 平面上)的衰减比固有的原子和分子机制所预测的要快；此速率表示为T2*。T2*可以被认为是“观察到”或“有效”的T2，而T2可以被认为是正在成像的组织的“自然”或“真实”T2。T2*始终小于或等于T2。T2*主要由主磁场中的不均匀性引起。这些不均匀性可能是磁体本身固有缺陷的结果，也可能是由放置在磁场中的组织或其他材料产生的磁化感应磁场畸变引起的。使用梯度回波和相对较长的TE值的某些 MR序列称为T2*加权。它们可用于增强局部磁均匀性效果，以帮助检测出血或钙化。 T2*敏感序列也使用“BOLD(血氧水平依赖性)”技术形成功能性MRI(fMRI)的基础。

MRI是基于核磁共振(NMR)化学光谱分析技术开发的。开发了三种不同类型的NMR技术：连续波(CW)型、脉冲型和随机型。在意识到脉冲傅立叶变换(FT) 光谱的效率之后，脉冲FT取代了CW作为主要的光谱技术，并最终成为了开发MRI 的首选方法。明尼苏达大学的Michael Garwood博士等人开发了一种新的MRI方法，可以将其认为是这三种基本NMR技术的组合。与CW NMR中一样，此方法使用扫频RF激发(在一定范围内依次步进频率)，但即使在快速扫描期间，扫描速率也远远超过CW扫描速率。与在频域中获取信号的CW方法不同，该信号被视为时间的函数，与脉冲FT方法一样。此外，该方法使用与随机NMR中使用的相关性相同的相关性来提取质子自旋***产生的信号。此方法称为“SWIFT”，用于具有傅里叶变换的扫频成像。使用扫频RF激发而不是单色(单频)RF脉冲或随机激发，然后使用相关方法重建NMR谱的概念在三十多年前就被提及过，但从未付诸实践。与脉冲 MRI技术相比，CW方法的主要优点是其对RF功率的要求低。然而，由于采集速率慢，CW MRI非常耗时，因此不适用于体内应用。随机NMR的主要局限性是需要创建真正的随机激发，以便避免***性的噪声伪像。原则上，使用相同的“分时”采集的SWIFT技术可以被认为是随机NMR的一个分支。SWIFT的主要优势在于其几乎同时的激发和采集技术。此外，与常规的MRI相比，它产生可比的高带宽成像所需的峰值RF功率要少得多。在常规MRI中，激发和采集事件之间的间隔时间称为回波时间(TE)，通常＞1ms。此时间长度太长，无法检测到具有短T2弛豫时间的缓慢翻滚的核。相比之下，SWIFT允许TE接近零，因为信号采集可以在激发后的几微秒内开始。可以使用几种方法来防止直接接收激励脉冲并将其与质子信号(或 EMF)混淆，这是分析和图像生成所需要的，诸如仔细地调整接收线圈的方向(使接收线圈与发射线圈异相90°)、使用环行器或四路混合无源电子器件以及使用主动消除激励脉冲。由于按顺序使用了许多频率扫描中的每个频率，因此只需要一个小的峰值功率，并且以此方式，如SWIFT中所做的那样，频率扫描激发降低了将MRI 信号与每个频率上泄漏RF发射信号分离所需要的RF隔离电平。SWIFT是一种功能强大的工具，可用于对弛豫时间分布广泛(包括非常短的T2值)的物体进行成像。该方法采用具有不同(扫描)频率的RF脉冲序列，每个RF脉冲具有通常在毫秒范围内的持续时间。扫频激发会及时分配信号能量，因此，与常规MRI相比，降低了适当信号数字化的动态范围要求。在一种称为间隔SWIFT的SWIFT版本中，该脉冲被分成多个段，每个段在关闭RF功率后经过一段延迟之后，使RF功率打开一段较短持续时间。在脉冲段之后执行数据采样。这种分时的激发和信号采集是在施加磁场梯度的情况下执行的，该磁场梯度用于在自旋上赋予空间相关的进动频率。简单来说，脉冲的最小时间间隔(重复时间)(TR)就是脉冲持续时间加上在磁场梯度方向上进行增量更改所需的时间量。如常规MRI一样，用于空间编码的场梯度不像脉冲那样开和关，而是以递增的方式逐步定向，这使得声学噪声非常低。这种独特的短时采集方法对样本运动相对不敏感，而这对成像实时对象很重要。采集完整的频率编码投影集后，可以使用3D反投影算法重建3D图像。例如，利用标准MRI 扫描仪可以轻松实现的采集参数，可以在不到30s的时间内采集矩阵尺寸＝128x 128 x 128的3D图像。使用等距投影采样方法，可以进一步减少大约30％的时间而不会影响图像质量。SWIFT在没有可观察到的图像伪影的情况下提供了高S/N(信噪比)。 SWIFT技术对于MRI具有许多新颖且有益的特性：(a)快速——该方法不仅避免了与重新聚焦脉冲或梯度反转相关的延迟，而且避免了激励脉冲的时间，该时间与采集周期相结合；(b)对短T2敏感；(c)减少运动伪影——因为SWIFT方法没有“回波时间”，所以相较于常规MRI方法它对运动伪影和流动伪影没有那么敏感，与其他快速序列相比，SWIFT因存在梯度时的扩散或无补偿运动而造成的信号损失要少得多；(d)信号动态范围减小——由于顺序激发了不同的频率，因此所得信号会及时分布，从而导致所采集信号的幅度减小，这样可以更有效地利用数字化仪的动态范围；(e)安静——最后但同样重要的是，SWIFT方法在更改投影之间的梯度时使用小步长，因此避免了在使用常规MRI情况下产生嘈杂噪声的快速、大角度的梯度切换。

除了产生身体内组织的图像外，MRI还可以产生身体内金属纳米颗粒的图像，这在热疗治疗过程中对确定组织温度、纳米颗粒和肿瘤的位置、治疗进展以及其他因素非常重要。准确了解患者体内氧化铁纳米颗粒(IONP)的分布对于有效和安全的治疗至关重要。传统的MR成像序列无法量化治疗浓度范围内的IONP浓度，因为铁的某个特定值以上，由于超短的T2*值，即使在可能最短的回波时间，MRI信号也会被噪声所主导。例如，当使用常规MRI梯度回波(GRE)和自旋回波(SE)脉冲序列成像时，FDA批准的称为Resovist和Feridex的纳米颗粒制剂通常会产生低强度信号(负反差)。尽管通常可以使用此类GRE和SE序列对低浓度的IONP进行量化，但是由于产生了强烈的负反差，这些方法无法对高浓度的IONP(在治疗范围内) 进行量化。GRE和SE序列在低浓度下对IONP敏感，因为它们的回波时间(TE)相对较长(通常＞1ms)，并且在存在IONP时自旋的T2和T2*时间较短。然而，当使用此类传统(基于回波)脉冲序列时，仅当T2或T2*时间足够长以能够成像时，才能定量高浓度的IONP。然而，在高IONP浓度下，T2和T2*值衰减更快，并且变得太短而无法进行精确的IONP量化。另一方面，X射线计算机断层扫描(CT)在欧洲用于磁性纳米颗粒热疗期间在临床上用于IONP量化，它依赖于体积密度的微小变化，并且仅在较高的纳米颗粒浓度(＞5mg Fe/mL)下是实际的。这在可检测的IONP 浓度范围(1至5mg Fe/mL)中留下了空白，CT和常规MRI都没有足够的灵敏度来进行准确的量化。为了解决此问题，SWIFT将与“Look-Locker”方法结合使用，以在这些高浓度下映射IONP的T1时间。除SWIFT之外，近年来还开发了其他能够保留来自T2*时间超短的自旋信号的MRI脉冲序列，例如UTE、ZTE和PETRA。这些序列的T2或T2*加权可忽略不计，因为信号是在激励脉冲之后或期间立即获取的。利用这些序列，可以基于水的纵向弛豫时间(T1)的缩短来检测和量化IONP。最常见的T1映射方法基于反转恢复(IR)或饱和恢复(SR)。Look-Locker方法是一种加速SR和IR方法的T1映射的方法。例如，已经将具有3.0mgFe/mL的Ferrotec EMG-308氧化铁纳米颗粒(Ferrotec美国公司，贝德福德，新罕布什尔州)与SWIFT 方法一起使用，以形成具有IONP正反差的图像，并且SWIFT Look-Locker技术能够量化高局部浓度的IONP。作为一个示例，其他人已经使用SWIFT对纵向(T1)驰豫速率进行了成像和映射，并且在肝脏、脾脏和肾脏中体内观测并量化了由IONP引起的T1正反差信号增强，达到了定量3.2mg Fe/(克组织重量)。传统的基于回波的脉冲序列在这些高IONP浓度下仅显示噪声。通过没有“回波”并能够捕获来自具有非常短的T2*值的自旋信号，SWIFT可以探测随着铁浓度变化对T1的影响。

当加热纳米颗粒和其周围组织时，组织内的不均匀性以及边界和不同组织类型的存在对吸热和导热率造成局部差异。这使得3D实时温度映射成为必要，以防止出现热点和不均匀加热。温度映射对于确保健康细胞不会接收到过多的热量而同时肿瘤细胞能接收到足够的热量以产生期望损伤同样很重要。基于几个质子弛豫参数的温度依赖性，“质子光谱”MR成像(称为MR温度测量或MRTh)可进行连续温度测量和对温度变化的3D映射，从而指示绝对温度值。此技术利用了水中(其在大多数身体组织中)氢质子的“质子共振频移”(PRFS)的温度依赖性。使用对温度敏感的造影剂可以进一步提高该技术的灵敏度和准确性。示例包括顺磁性热敏脂质体、镧系元素络合物、多功能纳米颗粒和自旋跃迁分子材料。MR成像依赖于身体内水氢原子中质子的进动轴的翻转。原子(和其质子)被置于静态磁场中，该磁场的强度 (大部分情况下)决定了它们的共振频率。然而，它们的共振频率也取决于温度，因此，当它们的温度变化时，它们的频率将发生变化。通常，在环境温度下，水分子彼此键合，因此，由于将每个水分子连接至其他水分子的氢键扭曲，电子在某种程度上被拉离了质子。因此，任何单个水分子的电子对质子核的反磁“屏蔽”作用都较小。屏蔽的减小增加了质子检测到的磁场，从而增加了其共振频率。然而，当温度升高时，水分子之间的氢键长度会增加，直到它们断裂为止。一旦键断裂，孤立的、自由的单个水分子的电子将更靠近氢质子，并增强其对质子的抗磁屏蔽能力，使其免受MRI施加的磁场的影响。这降低了质子检测到的场强度，从而降低了其共振频率。对于使用63.85MHz的RF激励场的1.5T成像***，质子的共振频率将随温度变化而变化0.6385Hz/℃。可以检测到共振频率的这种小变化，以在MRI所成像的部位内产生非常灵敏的温度图。这样的温度图将允许对被加热的纳米颗粒和其周围组织进行实时监测，从而可以根据需要在不同部位中控制温度。这种空间精确的温度监测和控制的非常有价值的优点是能够减少或消除患者具有导电性植入物 (这通常会阻止它们进行MRI)的部位的发热。最初，可使用低功率信号检测此类导电植入物的位置，从而提供不应接收EM辐射的患者体内斑点的坐标。然后可以改变加热电磁辐射场的形状，以避开此类部位。因此，具有此类植入物的患者将能够进行MRI以及热疗或Holothermia^TM治疗。MR温度监测已在体内得到成功证明，并已在许多临床应用中定期使用，主要与聚焦超声(FUS)和激光加热相结合。该方法广泛用于磁场强度在3T或以下的热消融手术中。PRFS映射先前有两个局限。首先，尽管它具有出色的线性和温度依赖性，与所成像的组织类型无关，但除了脂肪之外。脂肪没有水氢原子，因此未显示出温度依赖性效应。结果，尽管具有很少或没有脂肪的组织的温度映射非常精确，但是具有显著脂肪含量的组织的映射是不准确的。其次，运动(诸如呼吸引起的运动)、肌肉张力变化、心跳、蠕动、器官运动和变形，以及热治疗组织的膨胀、肿胀、结构变化和变形，会导致伪影(诸如幻影和映射细节的模糊)，使运动成为PRFS温度监测的许多领域中最普遍的问题，从而阻碍了其在临床应用中的广泛接受。

一些无益的运动可以用外部方法进行监测，并与MR成像同步，从而在运动源的稳定周期期间进行图像采集(称为“门控”)，诸如呼吸周期或心跳。其他人已成功地在全身麻醉和机械呼吸下对动物使用了常规的呼吸门控。

基于PRFS的温度成像通常可以分为两种技术，“光谱成像”和“相位成像”。光谱成像通常受低空间和时间分辨率的影响。它涉及在许多不同的时间点测量信号，以便可以提取频率信息。相比之下，相位成像通常同时对信号采样，并允许在亚秒级的时间以高空间分辨率进行温度测量。显然，对单个值而不是许多不同的值进行采样可以以更好的空间分辨率更快地成像，这对于实时监测运动器官中的热疗法尤其有用。然而，这种采样数据量的减少确实使相位成像更容易受到脂肪信号和/或与温度无关的场变化的破坏。加热前需要进行相位成像的“基线”(或参考)图像，以便可以从加热后获取的图像中减去该图像。减法将温度误差增加了2倍，并使相位映射方法易受运动和磁场漂移的影响。尽管有这些缺点，但相位成像仍是迄今为止最常用的PRFS温度测量方法。另选地，已经提出了所谓的“无参考”方法来从每个随后获取的相位图像本身估计基线(参考)相位图像，从而消除了在先前时间获取基线参考的需要。通过消除对基线图像减法的需要，此方法对“扫描间”运动(连续扫描之间的运动)不敏感。这种无参考方法需要至少部分地由非加热部位包围的加热点。DeSenneville等人开发了一种替代的自适应相位成像方法，其可以实时使用。在他们的方法中，使用在不加热的情况下在预处理期间获取的50张MR图像构建运动图谱。在热疗期间，随后将获取的每个动态图像与图谱图像进行比较。图谱中与动态图像具有最大相似性的对应的相位图像被用作温度映射的参考。

由于脂肪细胞缺少水的氢质子，因此它们的存在会破坏从身体中存在过多脂肪的部位中的水分子获得的温度数据。因此，需要采用抑制脂肪相关数据的技术，以便利用这些技术产生准确的温度图。各种脂肪抑制方法已用于温度映射，诸如使用光谱选择性RF脉冲、短“tau反转恢复”(STIR)和所谓的“Dixon”方法。

波士顿学院的Chang-Sheng-Mei开发了一种混合技术，该技术结合了三个附加程序来补偿运动和脂肪细胞的存在。首先，他通过减小RF激励脉冲所激励的部位以及将信号监测限制于同一减小的部位，减少了采集每个图像所花费的时间，从而限制了由于扫描内运动(单次扫描内的运动)导致的伪影。其次，他通过使用“并行成像”进一步减少了图像采集时间，这依赖于这样一个事实，即所成像的物体被放置在成像解剖结构周围不同位置的多个不同线圈同时“看到”。再次，他使用了重叠信号的傅立叶编码(一种选择性信号处理的高级数学方法)来消除由于叠加从不同线圈单独采集的图像而产生的混叠伪影。此组合方法通过显著减少图像采集时间而大大减少了运动伪影，并通过从包含脂肪的部位中排除数据(“抑制脂肪”)从根本上消除了脂肪组织的存在会产生的温度映射误差。

科罗拉多大学的J.H.Hankiewicz等人最近提出了一种完全不同的方法来解决准确的MR温度映射问题。他们形成MRI温度图的方法基于纳米颗粒的使用，其中居里温度在感兴趣范围的顶部(诸如热疗或Holothermia^TM治疗的温度为43℃或更高)。居里温度是材料的热运动变得比其粒子间磁吸引力强的温度。超过该温度，电磁加热基本停止。通过使用磁化与温度密切相关的纳米颗粒(发生在纳米颗粒的居里温度附近)，可以在NMR中获得与温度相关的线宽，从而获得MRI强度变化，其准确度约为1℃。这是从T2*加权MRI图像中引起的亮度变化获得的。嵌入组织中的纳米颗粒将形成局部偶极子磁场，其使MRI扫描仪的静态磁场不均匀，从而加宽NMR 线。这种线变宽将取决于温度，因为磁性颗粒会在纳米颗粒的居里温度附近表现出磁化作为温度的函数而迅速改变。随着纳米颗粒的加热，例如，取决于纳米颗粒的组成，随着温度在30℃范围内升高，MR线宽会显示出大于250％的减小。磁性颗粒的不同组成(合金和异质结构)和大小将改变与温度相关的MR图像对比度。通过将元素掺杂(混合)在一起，可以根据需要设置纳米颗粒的居里温度。例如，坡莫合金(Fe0_.2Ni0_.8)的居里温度通常为576℃。然而，当掺杂50％的Cu时，居里温度下降到55℃，这非常适合热疗或Holothermia^TM细胞加热。要知道绝对温度，还需要知道磁性颗粒的浓度。然而，在浓度未知的情况下，可以测量温度差异，诸如在热疗或Holothermia^TM程序期间的局部加热引起的差异。可以校准MRI图像中显示的不同灰色阴影(甚至各种伪彩色)，以显示温度变化图，以纳米颗粒的预处理温度作为初始基准开始。使用此技术的另一个优点是基于这样的事实，即当材料达到其居里温度时，磁性加热就会停止。这可以防止在热疗或Holothermia^TM治疗过程中损坏失控加热。

如上所述，对于最佳的热疗或Holothermia^TM治疗，优选使用诊断治疗学方法，同时监测组织和纳米颗粒的位置、携载物的释放以及温度。尽管常规的MRI是完成此类监测的优选方法之一，但它仍然具有非实时显示以及明显的电气和声学噪声的缺点。这些问题可以通过使用纽约Michael Hutchinson博士所提出的目前正在开发的新 MRI***(美国专利申请公开号2016/0282429)来解决，该***称为ULTRA(无限制无线电采集序列)。常规的MRI***利用三个梯度产生线圈(每个维度一个)来产生梯度磁场，这些梯度磁场在单次扫描(可能需要几分钟)内以非常快的速度在反向方向上打开和关闭。此外，它们还在相同的时间段内使用重复的质子激励RF脉冲 (所有这些都促成了由常规MRI成像产生的电噪声和声噪声)。从三维患者空间中的每个体素单独并顺序收集数据，导致整个体积的成像时间相对较长。另一方面， ULTRA MRI***仅使用一个梯度线圈，该梯度线圈始终保持打开状态(无变化)，并且仅使用一个RF脉冲来翻转所有进动质子，从而使它们重复辐射其RF信号，这些RF信号被捕获并显示为完整的3D立体图像。将恒定的单个梯度磁场叠加到MRI 磁体的固定静态磁场上会导致在3D患者体积内的空间中形成一系列垂直于梯度场的“切片”，每个切片都有自己唯一的磁场强度。因此，患者在空间中每个此类切片中的水质子所见的磁场强度与任何其他切片中的质子不同，因此以与空间中其他任何切片中的质子不同的共振频率进动，从而使所发射的质子RF信号强度值在切片之间可区分。由于结果是从一个切片位置到下一个切片位置磁场是不同的，但是每个切片中的磁场是恒定的，因此可以同时从所有切片中收集数据，并通过傅立叶分析在计算机中将其分离，从而分别描绘来自每个切片的数据。代替常规MRI***中相对简单的接收线圈布置，ULTRA***使用一系列并排的环，从而形成放置在患者周围的圆柱体。每个环由微小的线圈阵列组成，共同构成了圆柱形的线圈阵列。同时从所有线圈中检测任何给定切片中任何给定体素的数据值，从而在每个切片中创建像素强度图，这是因为每个切片中的每个体素与周围的每个线圈位置之间的距离不同，因此可以进行计算。由于这种布置，整个3D患者空间中的所有体素都会被捕获并同时显示。因此，整个3D体积的成像时间可短至1毫秒，这是相当的常规MRI 成像速度的250到2500倍，从而允许实现“实时”扫描和显示。由于消除了常规 MRI中使用的梯度切换所产生的RF噪声，因此信噪比(SNR)极佳。这也使ULTRA MRI非常适合在治疗过程中实时测量3D温度。

因此，总而言之，应该检测纳米颗粒，并因此检测它们所连接的肿瘤细胞(或其他感兴趣的细胞)，以诊断疾病和其在身体内的位置。它们的检测和监测还将允许确定携载物释放、治疗的进展以及组织对治疗的反应，从而为实时治疗修改提供反馈，以最大程度地提高治疗效果，同时最大程度地减少附带损害或副作用。这可以通过将热疗或Holothermia^TM治疗设备与诊断成像设备(诸如ESR扫描仪、MPI扫描仪、PET扫描仪、CT扫描仪、荧光镜、具有Swift成像功能的MRI扫描仪和/或ULTRA MRI扫描仪)结合起来的诊疗***来完成，从而利用叠加的温度图产生感兴趣的患者体积的图像，并消除图像中的迷惑性的负反差孔以及运动和居间脂肪造成的伪影，所有这些操作都尽可能接近实时。

总而言之，一旦将纳米颗粒全身注射并达到其目标，就可以将活化能(优选以纳米颗粒或细胞的共振频率)发送给它们，从而以最少的施加能量产生最大的效果。这最好通过使用铁磁共振加热(FMRH)或细胞共振频率加热来实现，其中将RF能量以其共振频率发送到细胞或纳米颗粒，其电子自旋首先被外部磁场对准，然后翻转为因施了RF能量而导致的新取向，从而允许RF能量被纳米颗粒非常有效地吸收并有效地转化为热量。HET可以单独使用，也可以与纳米颗粒一起使用，以进行精确治疗而不会损害健康细胞。优选将热疗或Holothermia^TM治疗***设备与扫描*** (诸如MRI或其他扫描仪)组合使用，以通过检测集中的纳米颗粒的存在来诊断疾病，指导和监测治疗进度，以及测量和管理治疗期间温度3D变化。

全息能量传送(HET)成像和其他应用

本发明还使得一种新形式的成像成为可能，其在本文中被称为“HET扫描”或“HET成像”。即使本文中针对医学成像进行了描述，这种成像形式也具有许多其他应用，诸如对材料、结构和组件的无损检测。HET提供了一种在空间的任何指定位置(甚至在物体内部)形成高能量点的方法，同时提供了较大的无能量的周围区域。因此，例如，能量可以被传送到患者身体内的任何体素中，然后能量将从其向外辐射，并且将发生变化，诸如升高被传送到的体素的温度。可以检测所辐射的体素中发生的变化，以传达有关该能量如何与选定体素的内容物相互作用的信息，并且如有需要，还可以传达能量在离开身体的途中与从所辐射的体素向外辐射时遇到的体素的相互作用。这样的能量可以产生可测量的效果，该效果可以提供有关化学键、组织密度、血管化的存在、骨密度等的信息，并且可以用作诊断成像工具。在材料和结构中，由最小限度的加热导致的不均匀膨胀可能表示隐藏的内部缺陷。即使“部件”是患者的血管，该信息也可用于防止部件过早失效。通过将HET连同HET一起用于组织治疗的诊断成像技术，还可以提供有关治疗效果的数据，诸如显示所治疗组织的温度升高、膨胀、破裂、结构变化等。这可以在逐个体素的基础上完成，从而扫描出平面或体积的感兴趣区域(ROI)。

诸如MRI或IR成像等的任何能量检测方法(根据使用的能量类型选择)都可以在患者身体(或物体)外部使用，以收集数据。如本文中以上所述，使用信道状态估计可以用来抵消能量从其原始点向外传播到检测器或检测器阵列时能量的反射和散射。这将允许精确测量对从发射体素以一条直线或选定的多条直线检测到的能量脉冲所做的改变。如果能量源被传送到身体内的任何位置，或者即使能量源位于身体外部而不是被传送到身体内，也可以使用这种信道状态校正方法，从而允许能量行进通过身体并从另一侧离开，例如，如CT扫描那样。然而，与CT扫描不同，不需要电离辐射即可使能量直接穿过身体，以进行断层分析和图像重建。通常，散射会阻碍此类扫描(使用非电离或高频能量)提供有用的信息，但是通过消除散射噪声，可以收集到准确的数据。将能量传送到身体内的体素中会导致体素内部产生少量的加热，这可以通过灵敏的红外摄像头***或MRTh扫描从身体外部进行测量。

如果HET是在两个相长干涉点(其中一个在体内，另一个在体外)的情况下进行的，则两个相长干涉区域将纠缠在一起。因此，如果身体内在相长干涉点处的状况发生改变(诸如通过吸收)，则该变化将在身体外部的第二相长干涉点处被检测到。因此，外部相长干涉点(DEP)的外部监测可以提供有关身体内特定体素的数据，而无需进行信道状态校正来消除吸收和散射的影响。本质上，能量被传送到身体内的某个斑点，在该斑点处，能量会因其发现的状况而改变，然后再传送到身体外部到达检测器，该检测器仅测量对身体内DEP点处能量的影响。此方法可用于在身体内各个位置生成DEP，从而对整个感兴趣区域(ROI)进行扫描。即使可以在身体内的许多不同点上顺序地(优选顺序地)形成一个相长干涉点(DEP)，但在身体外部产生的DEP始终可以位于可以放置检测器的同一单个位置。此信息可用于生成例如在 MRI或CT扫描图像中看到的强度的三维地图类型图像。然而，并不需要像CT扫描中那样使用电离X射线，也不需要像MRI扫描仪那样使用具有所有复杂性的磁体。此技术被称为“HET纠缠扫描”。

HET MRI扫描

MRI扫描仪在无需使用任何电离辐射的情况下无创地确定健康细胞和病变细胞之间的差异的能力是独特的。这包括检测癌性恶性肿瘤以及其他疾病状况。MRI扫描可以检测T1和T2数据，从而对健康和病变细胞进行独特的分类，并以CT扫描无法比拟的水平提供有关软组织的详细数据。MRI通过使用强磁场和三个产生磁性梯度场的线圈来实现此目的，这些线圈必须以许多不同的功率和时序配置快速打开和关闭。遗憾的是，这减慢了扫描过程，导致患者需要不舒服地静止30分钟或更长时间以完成扫描。所需的较长扫描时间使得无法对儿童或宠物进行扫描，除非对其进行麻醉，而这会增加风险。此时间延迟还限制了每天可以完成的扫描次数，从而限制盈利能力。由于无法识别小于1毫米的组织，因此CT和MRI扫描都受限于其提供高组织分辨率的能力。这可能非常关键，因为早期癌症的开始于远小于1毫米，因此无法利用这些***在它们的早期阶段进行诊断。这是特别令人遗憾的，因为当癌症在其早期阶段被发现时，完全治愈的机会非常高。此外，当癌症转移时，微小的癌细胞和癌症干细胞会转移到身体的其他部位，从而在其他位置生长为更大的癌症，这通常是致命的。如果微小的癌细胞和癌症干细胞能够在长出大肿瘤之前被检测到并成像，那么就可以将其破坏，从而阻止癌症在全身的广泛转移。所有因癌症死亡的人数中有近95％来自转移。

HET可以与MRI技术一起使用，以生产出高级型的MRI扫描仪，从而解决所有这些问题。这样的***在本文中称为HET MRI扫描仪。

通常，MRI扫描仪需要以梯度磁场的激活和去激活(导致膨胀和收缩)的复杂模式处理的梯度线圈。随时间推移产生的许多不同的梯度场加在一起以在空间中以许多不同的取向产生许多不同的平面，这些平面是具有恒定磁场强度的平面。具有不同频率的脉冲RF信号能够激发位于具有恒定磁场强度的给定平面内的水分子的氢原子内的进动质子。通过以各种特定的复杂方式改变梯度，并且由此改变具有恒定磁场强度的平面的取向以及进动质子的相位，可以一次一个平面、一次一行以及一次一个点收集数据，以生成三维MRI图像数据。改变梯度需要使梯度线圈断电并使磁场塌缩，然后以新的配置为梯度线圈和其产生的磁场重新通电。此过程需要时间。此外，不断增长和塌缩的磁场会吸引、加压力于和移动扫描仪内的金属导体和结构，从而在整个扫描时间期间产生极大的噪音。此外，由于难以检测空间的相邻部位中的磁场强度的细微差异，因此在身体中不同平面之间进行区分的能力受到了限制。因此，常规的全身MRI扫描仪通常限于大小为1mm或更大的显示特征(体素)。

在经修改的MRI扫描仪上使用HET可以消除这些缺点。在一个实施例中，可以使用具有常规磁体(诸如场强在0.6与3特斯拉之间的磁体)的MRI扫描仪而无需任何梯度线圈。消除梯度切换将消除MRI扫描仪的常见噪声，并消除所需的长扫描时间。可以使用HET代替梯度线圈，以将RF脉冲发送到位于固定磁场内的患者体内的任何特定点(形成RF DEP)。这将导致水-氢-质子进动的激发和翻转仅在相长干涉点处以适当的共振频率以及在该点处现有的磁场强度下发生。扫描仪内各处的检测线圈将拾取当RF脉冲停止并且质子衰减回到固定磁场轴附近时产生的回波信号。如在常规MRI扫描中一样，T1和T2数据将是可检测的。

在此公开了一种新的光学共振激励方法，以使所产生的RF DEP的大小达到亚毫米尺寸，同时仍能够在常规的低RF频率下产生共振。为了产生大小为1mm或更小的DEP，传送的能量必须在300GHz或更高的频率下，因为DEP的大小约为所用能量波长的大小。然而，通过使用常规MRI场强，水氢质子所需的共振频率小于130 MHz，其波长为2.3米。因此，产生所需的微观DEP所需的能量频率(300GHz或更高)将不会在常规MRI***中产生共振。为了消除此问题，可以用所需的共振频率(例如，对于1.5特斯拉磁体使用63MHz，或对于3特斯拉磁体使用126MHz) 来调制激光器产生的IR或NIR射束。这可以使用诸如AM调制的常规方法来完成。产生所需射束的另一种方法是从IR或NIR射束以及第二IR或NIR射束开始，该第二IR或NIR射束从第一射束稍微下变频或上变频，以产生和频与差频边带，其中一个边带在所需的共振频率下。在此参考图13C和13D详细说明一种这样做的方法。在IR或NIR频率(诸如300Ghz与430Thz之间)下的载波可以产生小至700nm(0.7 微米)的DEP斑点。相比之下，红细胞的直径约为7微米。尽管这种高频载波可以产生亚毫米级的DEP，但只有处于氢质子共振频率的调制边带才能激励水质子产生 MRI回波信号。

随着为更高的分辨率而选择的体素的大小减小，回波的信号强度将减小，从而使其更难以检测。为了补偿回波强度的这种降低，可以使用更高功率的重复RF脉冲来激励体素中的更多质子，直到达到完全饱和为止。此外，由于进行时间平均，可以根据需要将RF脉冲重复多次以产生更强的回波。这增加了信噪比，从而可以检测到有用的信号。一旦从正在处理的体素中检测到具有足够强度的信号，扫描仪便可以将RF脉冲(作为另一个DEP)发送到患者体内的相邻点，重复此过程，直到感兴趣区域(ROI)中的所有体素都已经被询问以允许产生图像。同样也不需要在常规 MRI扫描中为确定来自患者体内未知体素位置的回波发射起源的精确位置而对检测数据进行的傅立叶变换。这是因为在任何时候接收到的所有数据都被理解为来自已知的体素位置，在该位置由HET生成RF DEP。

在不使用任何梯度的情况下，患者身***于均匀的磁场内。因此，可以使用特定的固定RF频带依次从身体的每个点引发回波，而无需更改所生成的频率。将DEP 的位置移动到患者身体内的所有不同位置，这可以通过类似于光栅扫描的三维扫描模式快速完成，此操作可以在计算机或TV监视器上每秒产生多达600个场，不管它的大小如何。为了加快数据采集时间，可以在患者所在的整个隧道或扫描部位中放置多个单独的接收器线圈。检测相位并且由此检测接收到来自各个接收线圈的信号的时间可以定位所接收到的回波的来源，从而允许同时将RF DEP置于身体内的多个位置处。

为了进一步加快对患者整个身体的扫描速度，在第二实施例中，可以使用单个梯度线圈，其在全部时间都是打开的。这将身体分成具有不同磁场强度的各个薄平面。为了使每个平面中的小区产生共振信号，必须用不同的RF频带来激励每个平面。因此，所有需要的不同RF频带可以同时发送到整个身体。然而，每个RF频带仅将仅在具有适当的相应磁场强度的一个平面中激发共振。这导致容易将来自组织的每个不同平面的所有数据与来自每个其他平面的所有数据区分开。因此，可以与每个其他平面一起同时地扫描每个单独的平面(通过在不同点生成DEP)，从而大大削减了用于整个患者身体的扫描时间。

HET也可以用于许多非医学应用中。它提供了可以将带有或不带有信息的能量传送到期望位置的独特能力，而在相对较大的居间区域上无法检测到该能量或信息。

应该理解，本发明可以具有各种其他实施例。此外，尽管在本文中示出和描述的本发明的形式构成本发明的各种优选实施例，但这并不旨在例示说明其所有可能的形式。还应该理解，所使用的词语是描述性而非限制性的词语，并且可以在不脱离所公开的本发明的精神和范围的情况下进行各种改变。本发明的范围不应仅限于所给出的示例。

本文中所使用的缩写

CIA-相干强度放大

DCG-重铬酸盐明胶

DEC-期望的能量消除

DEP-期望的能量峰值

HET-全息能量传送

HOE-全息光学元件

TiCSI-时间相关驻波干涉。

Claims (16)

1.一种用于治疗疾病的***，包括：

至少一个能量源；

坐标数据源，所述坐标数据源对应于待治疗身体内一个或多个位置；

计算机***，所述计算机***适于利用所述坐标数据进行傅立叶分析，从而产生表示正弦波的傅立叶级数的数据；以及

能量干涉***，所述能量干涉***被配置为根据所述正弦波的傅里叶级数从所述能量源产生一系列能量正弦波，从而使得所述一系列能量正弦波彼此干涉，以在待治疗身体内的所述一个或多个位置处产生相长干涉并在所述一个或多个位置之外的空间区域中产生相消干涉。

2.一种将能量从至少一个起始位置能量源传送到至少一个目标位置的方法，其中：

至少两个驻波被定向为至少部分地彼此重叠，每个所述驻波由来自所述至少一个起始位置能量源的两个重叠的能量波产生，从而在位于所述至少一个起始位置能量源与所述至少一个目标位置之间的至少一个限定的时间和空间点中产生相消干涉，并且其中至少两个驻波被定向为在至少另一个限定的时间和空间点中至少部分地彼此重叠，每个所述驻波由来自所述至少一个起始位置能量源的两个重叠的能量波产生，从而在至少一个所述目标位置中产生相长干涉，其中相较于在所述至少一个目标位置处，在位于所述至少一个起始位置能量源与所述至少一个目标位置之间的包含所述相消干涉的所述至少一个限定的时间和空间点中可测量的能量密度较小。

3.一种将能量从至少一个起始位置能量源传送到至少一个目标位置的方法，其中：

至少两个驻波被定向为在所述至少一个目标位置处至少部分地彼此重叠，每个所述驻波由来自所述至少一个起始位置能量源的两个重叠的能量波产生，从而在所述至少一个目标位置处产生相长干涉，并且其中至少两个驻波被定向为至少部分地彼此重叠，每个所述驻波由来自所述至少一个起始位置能量源的两个重叠的能量波产生，从而在位于所述至少一个起始位置能量源与所述至少一个目标位置之间的至少一个限定的时间和空间点中产生相消干涉，其中相较于在所述至少一个起始位置能量源处或在所述至少一个目标位置处，在至少部分地包围所述至少一个目标位置的包含所述相消干涉的空间区域中可测量的能量密度较小。

4.根据权利要求2或3所述的方法，其中来自所述至少一个起始位置能量源的所有所述两个重叠的能量波在时间上彼此相干。

5.根据权利要求2或3所述的方法，其中来自所述至少一个起始位置能量源的所有所述两个重叠的能量波在空间上彼此相干。

6.根据权利要求2或3所述的方法，其中在所述至少一个目标位置处的能量的强度约为来自所述至少一个起始位置能量源的至少部分地彼此重叠从而产生相长干涉的所述至少两个能量波的振幅之和的平方。

7.一种将能量从能量源传送到至少一个限定的空间第一区域的方法，以使所述第一区域包含来自所述能量源的在相长干涉状态下的相干能量，其中所述第一区域至少部分地由包含在相消干涉状态下的相干能量的空间第二限定区域包围，所述方法包括以下步骤：

选择至少一个空间第一区域以包含在相长干涉状态下的所述能量；

选择至少部分包围的空间区域以包含在相消干涉状态下的所述能量；

用所述能量的至少两对相互重叠的相干能量束照射所述选定的至少一个第一区域和所述包围的区域，每个所述相干能量束对彼此重叠以产生驻波图案，从而产生至少两个驻波图案，其中所述产生的驻波图案彼此重叠，使得每个所述驻波图案与所述选定的至少一个第一区域和所述选定的包围的区域相交；

在选定的时刻调整每个所述产生的驻波图案相对于每个其他所述产生的驻波图案的相位，从而使得所有所述产生的驻波图案的波腹在所述选定的时刻在所述选定的至少一个第一区域处全部彼此同相；以及在所述照射期间，

在所述重叠的驻波图案之间成角度提供多个所述重叠的驻波图案，从而使得所述重叠的驻波图案重叠在一起以在所述选定的包围的区域中产生相消干涉。

8.一种将相干能量从能量源传送到限定的空间第一区域的方法，以使所述第一区域包含来自所述能量源的在相长干涉状态下的相干能量，其中所述第一区域由以下区域包围：(A)包含在相消干涉状态下的相干能量的空间第二限定区域和(B)不包含来自所述能源的相干能量的空间第三限定区域，所述方法包括以下步骤：

选择空间第一区域以包含在相长干涉状态下的所述能量；

选择空间第一包围的区域以包含在相消干涉状态下的所述能量；

选择空间第二包围的区域以不包含所述能量；

定义至少一个复曲线以表示要在所述第一区域和所述第一包围的区域中产生的能量分布，

对所述至少一个复曲线进行傅立叶分析，以定义具有不同空间频率和相位的多个傅立叶分量正弦波，

用所述能量的至少两对共线的相互重叠的相干能量束照射所述选定的第一区域和所述第一包围的区域，每个所述相干能量束对彼此重叠以产生驻波图案，从而产生至少两个驻波图案，其中所述产生的驻波图案共线地彼此重叠，使得每个所述驻波图案与所述选定的第一区域和所述选定的第一包围的区域相交，但是不在所述第二包围的区域中；

在选定的时刻调整每个所述产生的驻波图案相对于每个其他所述产生的驻波图案的相位和空间频率，从而使得每个驻波图案具有与所述傅里叶分量正弦波中不同的傅里叶分量正弦波相对应的相位和空间频率值，使得所述驻波图案叠加并经历傅里叶分析以在所述第一区域和所述第一包围的区域中形成所述至少一个复曲线能量分布；以及在所述照射期间，

提供多个所述重叠的驻波图案，从而使得所述重叠的驻波图案重叠在一起以在所述第一区域中产生相长干涉并在所述选定的第一包围的区域中产生相消干涉。

9.一种将能量从能量源传送到限定的空间第一区域的方法，以使所述第一区域在第一时间段期间包含来自所述能量源的在相长干涉状态下的能量，其中所述第一区域被至少一个限定的空间第二区域包围，所述至少一个限定的空间第二区域在所述第一时间段期间包含来自所述能量源的在相消干涉状态下的能量，所述方法包括以下步骤：

选择限定的空间第一区域以包含在相长干涉状态下的所述能量；

选择限定的空间第二区域以包含在相消干涉状态下的所述能量；

定义复曲线以表示要在所述第一时间段期间在所述第一区域和所述第二区域中产生的能量分布，

对所述复曲线进行傅立叶分析，以定义具有不同时间频率和相位的多个傅立叶分量正弦波，

用所述能量的多个部分重叠的行波束照射所述第一区域和所述第二区域；

在所述选定的时间段调整每个所述行波束相对于每个其他所述行波束的相位和时间频率，从而使得每个行波束具有与所述傅里叶分量正弦波中不同的傅里叶分量正弦波相对应的相位和时间频率值，使得所述行波束在所述选定的时间段期间叠加并经历傅里叶分析以在所述第一区域和所述第二区域中形成所述复曲线能量分布；以及在所述照射期间，

提供多个所述重叠的行波，从而使得所述重叠的行波重叠在一起以在所述第一时间段期间在所述第一区域中产生相长干涉并在所述第二区域中产生相消干涉。

10.一种方法，所述方法使用能够做机械功、电功、热功或其他功的能量源以及傅立叶合成，以通过相长干涉在要做所述功的空间中的从所述能量源偏移的期望位置处重构能够做所述功的所述能量的至少一些，同时通过在空间的其他位置处的相消干涉来减少或消除这种能量的存在，其中功实际上在相长干涉的所述期望位置处完成，并且其中空间中的所述其他位置包括空间中的在所述能量源与空间中包含相长干涉的所述期望位置之间的位置。

11.一种使用来自指向身体的外部能量源的能量治疗所述身体内不良医学状况的方法，其中所述身体内至少两个不同区域经历不同的能量密度水平，所述不同的能量密度水平中的一个是包括零的任何能量密度水平，且所述不同的能量密度水平中的另一个为非零，其中所述身体内至少两个不同区域中经历非零能量密度水平一个是待治疗区域，并且所述身体内所述至少两个不同区域中的另一个在此被称为能量减少区域，所述能量减少区域是所述待治疗区域与所述外部能量源之间的区域，所述方法包括以下步骤：

a)由所述外部能源产生能量，

b)从至少两个不同的空间位置将所述产生的能量引向包含正在治疗的所述不良医学状况的所述身体，以及

c)使来自所述至少两个不同空间位置的所述能量重叠并彼此干涉以产生干涉图案，

其中调节来自形成所述干涉图案的所述至少两个空间位置的所述能量的频率、相位和强度，以在所述干涉图案内产生期望能量分布图案的傅立叶合成，以及

其中所述待治疗区域位于所述干涉图案的波腹，并且其中所述能量减少区域包括所述干涉图案的至少一个节点。

12.根据权利要求11所述的方法，其中所述干涉图案是驻波图案。

13.一种使用来自指向身体的外部能量源的外部施加的能量治疗所述身体内不良医学状况的***，其中所述身体内至少两个不同区域经历不同的能量密度水平，所述不同的能量密度水平中的一个是包括零的任何能量密度水平，且所述不同的能量密度水平中的另一个为非零，其中所述身体内至少两个不同区域中经历非零能量密度水平的一个是待治疗区域，并且所述身体内所述至少两个不同区域中的另一个在此被称为能量减小区域，所述能量减小区域是所述待治疗区域与所述外部能量源之间的区域，所述***包括：

a)用于将化学试剂引入所述身体内以协助检测所述身体内所述待治疗区域或促进和增强治疗效果的装置，所述化学试剂通过向其施加能量而被激活，

b)用于选择所述身体内待治疗的任何区域的空间坐标的装置，

c)用于由所述外部能源产生能量的装置，

d)用于将所述产生的能量从至少两个不同的空间位置引向所述身体内含待治疗的所述不良医学状况的任何选定区域的空间坐标的装置，

e)用于使来自所述至少两个不同空间位置的所述能量重叠并彼此干扰以形成驻波图案的装置，其中调节来自形成所述驻波图案的所述至少两个空间位置的所述能量的频率、相位和强度以产生对所述驻波图案内能量分布的至少一个期望图案的傅立叶合成，其中待治疗的所述选定区域位于所述驻波图案的波腹处，并且其中所述能量减少区域包括所述驻波图案的至少一个节点，

f)用于促进和增强将引入的化学试剂定位到所述身体内待治疗的所述选定区域内的外部装置，

由此所述驻波能量图案增强了所述化学试剂向所述身体内待治疗的所述选定区域内的流动和吸收。

14.一种用于将能量从至少一个能量源传送到至少一个能量目标的方法，

其中来自所述至少一个能量源的能量在相长干涉的状态下集中在所述至少个一个能量目标处，并且

其中在所述至少一个能量源与所述至少一个能量目标之间存在限定空间区域，来自所述至少一个能量源的能量以相消干涉的状态通过所述限定空间区域，

由此在所述目标处的能量产生热量。

15.一种用于在单个光束的部分之间产生相长和相消能量波干涉的***，所述***包括：

光束发射器；以及

第一模块，所述第一模块包括：

第一模块光纤；

第一分束器，所述第一分束器被形成为将所述光束分成两个光束；

第二分束器，所述第二分束器被形成为将所述两个光束中的一个分成两个光束；

第一模块电光调制器阵列，所述第一模块电光调制器阵列具有用于调制从所述第二分束器出现的每个光束的装置；

第一模块光纤合束器；以及

第一模块装置，所述第一模块装置用于对光学器件进行准直；

第二模块，所述第二模块包括：

分束器，所述分束器被形成为将光束分成至少两个光束；

第二模块电光调制器阵列，所述第二模块电光调制器阵列具有用于调制从所述第二分束器出现的每个光束的装置；

第二模块光纤合束器；以及

第二模块装置，所述第二模块装置用于对光学器件进行准直；

连接光纤，所述连接光纤在所述第一模块的所述第一分束器与所述第二模块之间延伸；以及

***安装杆；

其中，所述第一模块与所述第二模块之间的空间限定能量区域，并且其中所述第一模块和所述第二模块被定位成使得从所述第一模块出现的光束与从所述第二模块出现的光束相交，从而在所述能量区域的一些位置处形成相长干涉并在所述能量区域内其他点处形成相消干涉。

16.一种诊断疾病的方法，其中能量被传送到患者身体内的某个区域，并且随后被传送到所述患者身体内的所述区域的所述能量被能量检测仪器检测到，所述能量检测仪器对被传送的能量和在其与所述患者的所述区域中的组织相互作用而被改变之后的能量差异进行量化，并将检测到的差异与不同疾病对与组织相互作用的能量的效果有关的信息相关联。

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