將大分子物質導入活體標靶細胞的方法及系統的制作方法

文檔序號:856196
專利名稱:將大分子物質導入活體標靶細胞的方法及系統的制作方法
技術領域
本發明一般涉及將大分子物質導入標靶細胞的方法及系統,更特別地,涉及應用超聲波調節標靶細胞的細胞膜的穿透性,由此有效地將低劑量的大分子物質導入標靶細胞的方法及系統。
背景技術
人體的組織細胞有時受內部或外部有害因子刺激而致使染病。結果,染病細胞的數目迅速增加,且染病細胞轉移至健康組織,因而形成腫瘤。腫瘤包括良性腫瘤及惡性腫瘤。與良性腫瘤相比,惡性腫瘤難以治愈,且對人體危害更大。目前,每年有5,000, 000人死于腫瘤,而惡性腫瘤為主要殺手。隨著醫療科學的發展,已提供多種先進的腫瘤診斷方法及治療方法。腫瘤治療方法主要包括外科手術、化學療法及放射療法。在化學療法的治療中,由于低用藥精確性而向人體散布藥物所產生的毒性, 此仍待解決的局限性及缺陷往往吞噬著腫瘤患者的健康。因此,如何以最小藥物劑量實現最大治療效果,以及如何提升用藥精確性,為人們亟待克服的問題。近期的研究發現,體外震波碎石術(shock wave lithotripsy, SffL)可在細胞周圍產生微泡。這些微泡在細胞膜中形成非永久性孔洞。因此,提升細胞膜的穿透性并實現更好的藥物吸收性。美國專利第6,四8,264號揭露一種提升細胞膜穿透性的方法。該方法應用第一脈沖波(pulsed wave, PW)及第二脈沖波來產生環繞細胞的微泡。這些微泡在細胞膜中形成非永久性孔,以提升細胞膜的穿透性。該方法可將細胞膜的穿透性增加至90%。 因此,僅需要低的藥物劑量。然而,該方法并未揭露如何精確定位該標靶細胞以及如何提升用藥精確度。因此,仍然需要精確地定位標靶細胞并提升用藥精確度的方法。

發明內容
本發明的主要目的在于,提供將大分子物質有效地導入標靶細胞的方法及系統。本發明的另一目的在于,提供應用于基因輸送中的方法及系統,增加基因輸送的效率。本發明的再一目的在于,提供應用于基因輸送中的方法及系統,提升基因療法的效率。本發明的又一目的在于,提供提升用藥精確度的方法及系統。本發明的再另一目的在于,提供降低藥物劑量并有效地將藥物導入腫瘤細胞的方法及系統。依照上述及其它目的,本發明提供將大分子物質導入活體標靶細胞的方法及系統。該將大分子物質導入活體標靶細胞的系統包含影像擷取單元,該影像擷取單元用于擷取標靶細胞所處的組織或器官的三維(3D)結構影像及標靶細胞所處的組織或器官的3D血管攝影影像;影像合成單元,該影像合成單元用以將3D結構影像合并入3D血管攝影影像, 由此選擇完全涵蓋傳輸大分子物質的標靶細胞的血管通道;注射單元,該注射單元用于注射液體并傳輸大分子物質至該標靶細胞;能量轉換模塊,該能量轉換模塊用于施加能量,以活化該液體并產生生物效應;其中,該能量轉換模塊包含包括超聲波轉換器或高頻擴音器 (tweeter)的超聲波轉換模塊,由此在該標靶細胞的細胞膜中形成非永久性孔洞;其中,大分子物質通過標靶細胞細胞膜中的非永久性孔洞進入標靶細胞中。該將大分子物質導入活體標靶細胞的方法包含首先,擷取標靶細胞所處的組織或器官的3D結構影像及標靶細胞所處的組織或器官的3D血管攝影影像;第二,將3D結構影像合并入3D血管攝影影像,選擇完全涵蓋傳輸大分子物質的標靶細胞的血管通道;第三,使用導管沿著所選擇的血管通道注射微泡液體(超聲波或人造血液),該微泡環繞著標靶細胞排列;第四,施加能量以活化該微泡液體,以產生生物效應,由此在該標靶細胞的細胞膜內形成非永久性孔洞;以及最后,經由細胞膜內的非永久性孔洞,沿著所選擇的血管通道,將大分子物質注射進入標靶細胞中。與傳統醫療方法及系統相比,本發明的將大分子物質導入活體標靶細胞的方法及系統擷取標靶細胞所處的組織或器官的3D結構影像及標靶細胞所處的組織或器官的3D血管攝影影像;將3D結構影像合并入3D血管攝影影像,由此精確定位該標靶細胞,以選擇完全涵蓋標靶細胞的最有效血管通道;以及沿著所選擇的血管通道將大分子物質注射進入標靶細胞中。隨后,該方法及系統施加能量以活化環繞標靶細胞排列的微泡,以產生生物效應,由此在標靶細胞的細胞膜中形成非永久性孔洞。大分子物質通過標靶細胞細胞膜中的非永久性孔洞進入標靶細胞中。因此,本發明的將大分子物質導入活體標靶細胞的方法及系統具有很多優點,如低藥物劑量、低成本、精確用藥及有效治愈效果。為提供本發明的進一步理解,下述詳細說明書例示性說明本發明的具體實施例及實施例;應了解的是,此詳細說明書僅提供本發明的例示性說明,而非作為對本發明范圍的限制。


圖IA為根據本發明的優選具體實施例的將大分子物質導入活體標靶細胞的系統的基本結構所繪示的方塊示意圖。圖IB至圖ID分別為用于能量轉換的超聲波模塊的透視圖、正視圖及側視圖。圖IE繪示了圓盤周圍有數個直徑為2厘米(cm)低能量超聲波轉換器或高頻擴音器,其頻率范圍為20千赫(KHz)至50KHz,位在距離該圓盤20cm處,每一個低能量超聲波轉換器或高頻擴音器的聲波強度為0.0375瓦(W)/平方厘米(cm2),在合并區域為8X0. 0375ff/cm2 = 0. 3W/cm2。圖IF指出在圓盤周圍對稱設置的低能量超聲波轉換器處于合并區域之內,其中, 成像導引機器臂控制低超聲波能量傳播單元(用于超聲波分子輸送),該盤中心為B模式超聲波診斷性轉換器,以證實標靶位置。圖IG為注射納米乳劑之前及之后的腫瘤,其中左側繪示了腫瘤實體及其血管的 3D影像合成;右側繪示了注射人造血液全氟碳納米乳劑(微小白點)進入腫瘤血管中,以填充腫瘤細胞間隙空間。圖IH顯示了超聲波頭的設計,其中左圖顯示超聲波機器臂的設計;右圖說明周圍轉換器的聚焦區域(合并區域)定位在離頭盤約20cm遠處。圖II顯示,經由計算機成像導引,通過機器臂的輔助,低能量超聲波的聚焦區域被精確地定位在腫瘤實體內的預定治療區域。圖IJ為治療之前及之后的腫瘤的示意圖。圖IK顯示,超聲波機器臂可為獨立個體或其可連接至或附裝或安裝至成像裝置上。圖2為使用圖1的系統將大分子物質導入活體標靶細胞的步驟所繪示的流程圖。主要組件符號說明1 將大分子物質導入活體靶標細胞的系統100影像擷取單元
110影像合成單元
120注射單元
130能量轉換模塊
131基底部分
132成像導引機器臂
134超聲波傳播單元
136圓盤
140微處理單元
150低能量超聲波轉換器或高頻擴音器
A聲孔效應轉換器或高頻擴音器
B成像轉換器。
具體實施例方式本發明通常涉及將大分子物質引入標靶細胞的方法及系統;更特別是,關于應用超聲波來調節標靶細胞的細胞膜的穿透性,由此有效地將低劑量的大分子物質導入標靶細胞的方法及系統。下列敘述的呈現使本領域技術人員可以完成及使用本發明,并提供在專利申請及其要件的文章中。本領域技術人員很容易對本文揭示的優選具體實施例及通常原理及特征作出各種修飾。因此,本發明并非欲限制為所顯示的所述具體實施例,而是與本文所揭示的所述原理及特征的最大范疇一致。本發明的將大分子物質導入活體標靶細胞的方法及系統可應用于多種不同領域, 如基因輸送、基因療法、藥物傳輸、部分用藥及腫瘤治療。本發明尤其適用于腫瘤治療,更特別是,實體瘤的治療。舉例而言,在實體瘤的治療中,一般將計算機斷層掃描(CT)或磁共振成像(MRI)作為預備步驟。通過該預備步驟擷取腫瘤細胞所處的組織或器官的三維(3D) 結構影像作為后續治療(如外科手術、化學療法及放射療法)的基礎。請參閱圖1A,依照本發明的優選具體實施例的將大分子物質導入活體標靶細胞的系統的基本結構在圖IA中例示性說明,包括圖2,其僅對將大分子物質導入活體標靶細胞的系統1的主要組件作簡明例示性說明用。實際使用的系統1可更為復雜。將大分子物質導入活體標靶細胞的系統1包含影像擷取單元100、影像合成單元 110、注射單元120及能量轉換模塊130。在本具體實施例中,影像擷取單元100、影像合成單元110、注射單元120及能量轉換模塊130受微處理單元140所控制。影像擷取單元100用于擷取標靶細胞所處的組織或器官的3D結構影像及擷取標靶細胞所處的血管的3D攝影影像。本具體實施例中,影像擷取單元100為下列之一 CT裝置、MRI裝置及血管攝影裝置。標靶細胞至少為一腫瘤細胞。通常,CT裝置利用扇形X射線從軸向掃描人體的斷層,并利用一列檢測器接收穿透人體的信號。當X射線發射器固定在特定位置時,所述檢測器會從對應的特定層中接收信號。當X射線發射器環繞一斷層轉動時,定位于X射線發射器反向的檢測器會接收來自同一層但不同方向的信號。計算機分析所述信號并計算出組成該層組成點的密度分布,隨后顯示具有不同灰階(gray level)的點圖形的影像,用來增強該層的分辨率。就掃描大腦而言,約15張1厘米厚的層面即可以完全涵蓋整個大腦及小腦,且可顯示大腦的微細結構。 因此,可檢測大腦中是否有水腦或血塊。目前,快速全身型掃描儀可在患者屏住呼吸以極大降低呼吸及腸移動的干擾的情況下于30秒內掃描肝臟。也可使用掃描儀快速檢測并清晰顯示其它疾病如小肝癌、腎上腺腫瘤或胰腺疾病。MRI裝置用于提供清晰的多層照片。MRI裝置利用電磁波刺激患者,并利用檢測器接收自患者釋放出的回波。在多次復雜的刺激-回波過程之后,可根據龐大的回波數據實現高分辨率影像。不同組織受刺激之后釋放出不同的回波,從而在所得的影像中產生截然不同的比較。相比于通常從軸向(最多于大腦中加入一冠狀平面)掃描斷層的CT裝置,MRI 裝置可自不同角度掃描人體的部分,如類似腦垂體或腦干的特定部分,其結構可清晰顯示。 另一實施例中,MRI裝置不利用X射線,可在15分鐘內完成掃描檢查,因此,大幅降低對人體的輻射。再者,神經系統中很多疾病,如腦干輕微中風、鄰近顱骨底部的小腫瘤或骨髓疾病(如骨髓的急性創傷或椎間盤突出(lumbar disc herniation,LDH)),一般為CT裝置所忽略,卻可通過MRI裝置輕易地檢出。在骨骼及肌肉系統中,MRI裝置尤其適用于檢查影響關節及實質(parenchyma)的疾病,如運動傷害。MRI裝置也可用以檢查膽管。使用MRI裝置的膽管檢查中,可在屏住呼吸的情況下于20秒內獲得該膽管的影像,從而可免受內視鏡逆行月夷膽管攝影(endoscopic retrograde cholangiopancreatography, ERCP)的痛苦。盡管MRI裝置具有上述的很多優點,但其用于檢查的成本過高,使得MRI檢查無法廣泛使用。再者,若患者佩戴心律調整器或其它生理監視器,將限制使用MRI裝置的檢查效率。因此,擷取組織或器官的3D結構影像的適當方法應根據腫瘤所處位置,以及患者個人情況而選擇。盡管CT裝置及MRI裝置可有效地擷取組織或器官的3D結構影像,但使用注射方法的用藥中,一般無法控制藥物的輸送通道,且不能確定使用導管注射的藥物是否有效地傳輸至全部腫瘤細胞,因此,治愈效果極差。為了克服這些問題,依照本發明的將大分子物質導入活體標靶細胞的系統1的影像擷取單元100進一步包含血管攝影裝置。該血管攝影裝置將特定顯影劑注射入血管中,以生成一系列血管影像。舉例而言,在心臟血管系統的檢查中,先從腹股溝對股骨穿孔,隨后放入導管,再反向傳輸進入特定血管中。隨后,通過導管將顯影劑快速注入,同時進行連續圖像擷取。因此,可獲得血管流入的器官如大腦、心臟、肝臟或腎臟的血液流動情況。再者,可使用3D重建血管照相術,如使用通用電氣公司(General Electric, GE)制造的診斷性及介入性血管攝影術系統 (Advantx LCA+)、心血管及血管攝影術成像系統(Advantx LCV+)及雙平面神經血管攝影術系統(Advantx LCN+)來擷取腫瘤細胞所處的組織或器官的3D血管攝影影像。影像合成單元110將通過影像擷取單元100擷取的3D結構影像合并入3D血管攝影影像中,以精確地定位腫瘤細胞,以及選擇完全涵蓋腫瘤細胞的適當血管通道。如上所述,在CT裝置及3D血管攝影裝置、及/或MRI裝置或3D血管攝影裝置分別擷取腫瘤細胞的3D結構影像及3D血管攝影影像之后,影像合成單元110執行影像合成操作(亦稱為組織制圖)。合成后的影像用于精確地定位腫瘤細胞,以及用于選擇最有效的血管通道。經由導管,沿著所選擇的血管通道注射藥物,由此確保將藥物有效地傳輸至腫瘤細胞,并實現徹底治療及低的復發機會。此外,影像合成之后,精確地顯示腫瘤及環繞腫瘤的血管的相對位置。除了可精確地定位腫瘤細胞以外,還可以選擇最有效的血管通道。因此,可通過導管將藥物沿著最有效的血管通道傳輸至全部腫瘤細胞。注射單元120利用導管將微泡液體及大分子物質注射入標靶細胞中。大分子物質通過微泡在標靶細胞的細胞膜中形成的非永久性孔洞進入標靶細胞中。本具體實施例中, 經由注射單元120的導管,沿著所選擇的血管通道,注射微泡液體并環繞著腫瘤細胞分布。 為了平順地通過血管,氣泡的尺寸優選為小于10微米。經由導管注射藥物的步驟可于在細胞膜中形成非永久性孔洞之前或者之后進行。因為藥物通過在細胞膜中形成的孔洞進入腫瘤細胞,藥物的劑量可減少至普通劑量的1%,且實現更加有效的治愈效果,避免藥物毒性對其他細胞造成的損害,并節省大量成本。能量轉換模塊130用于施加能量以活化微泡液體,并產生生物效應,由此在標靶細胞的細胞膜中形成非永久性孔洞。本具體實施例中,能量轉換模塊130可為超聲波轉換模塊。具有超聲波轉換器或高頻擴音器的超聲波轉換模塊施加20至50千赫(KHz)頻率的超聲波,并在細胞膜中形成非永久性孔洞,以幫助藥物進入腫瘤細胞中。圖IB至圖ID分別為能量轉換的超聲波能量轉換模塊130的透視圖、正視圖及側視圖。超聲波能量轉換模塊130包括基底部分131及成像導引機器臂132。模塊130包括超聲波傳播單元134,其包含具有轉換器及高頻擴音器的用于輻射超聲能量的圓盤。成像導引機器臂132控制低超聲波能量傳播單元134(用于超聲波活化的分子輸送)。一具體實施例中,圓盤136的中心為超聲波(B模式)診斷轉換器(未顯示),以檢驗標靶位置。圖IE標示圓盤周圍具有數個低能量超聲波轉換器或高頻擴音器150(頻率范圍為 20至50KHz),且能量合并區域可調節的強度范圍為約0.2至0.3瓦(W)/平方厘米(cm2) (距圓盤約20cm)。圖IF標示在圓盤周圍對稱設置的低能量超聲波轉換器或高頻擴音器(頻率范圍為20至50KHz),處于如距圓盤20cm遠的合并區域內,合并區域的超聲波強度約0. 2至0. 3ff/cm2的范圍內。通過使用能量轉換模塊130,可對腫瘤等提供能量的有效輸送。圖IG為注射納米乳劑之前及之后的腫瘤,其中左側繪示了腫瘤實體及其血管的 3D影像合成;右側繪示將人造血液全氟碳納米乳劑(微小白點)注射入腫瘤血管中,以填充腫瘤細胞間隙。圖IH的左圖顯示超聲波機器臂的設計。超聲波機器臂的頭盤具有8個對稱設置的低能量轉換器或高頻擴音器(頻率范圍為20至50KHz);此等轉換器或高頻擴音器的尺寸約為2cm的直徑。此等轉換器或高頻擴音器的聚焦區域為自該盤的表面約20cm處。頭盤的直徑約為15至20cm。盤中有一個設置于其中的B模式診斷性換能器(頻率3至8兆赫(MHz),直徑為3至5cm,最大穿透深度為20至30cm)。圖IH的右圖說明周圍轉換器的聚焦區域(合并區域)定位于距頭盤的約20cm處。 應注意,聚焦區域的超聲波能量水平是每平方厘米約0. 2至0. 3W,其對于低頻超聲波空化 (聲孔效應)效果最佳,但在FDA超聲波安全性指南中為良好。該8個獨立的超聲波波束的路徑具有非常低的超聲波能量,其既不能創造聲孔效應,也無法獲得任何非所欲的生理性效果。換句話說,僅聚焦區域可具有治療性聲孔效應,且在該聚焦區域內累積的能量對于患者是安全的。圖II顯示了標靶區域的精確能量活化,其中,經由計算機成像導引,通過機器臂的輔助,低能量超聲波的聚焦區域被精確地定位在腫瘤實體內的預定治療區域。圖IJ為治療之前及之后的腫瘤的示意圖。腫瘤的實體于治療之后大幅收縮。圖IK顯示了具有超聲波臂的CT掃描儀(在同一位點成像并治療),超聲波機器臂可為獨立個體或其可連接至或附裝于或安裝至成像裝置(如CT、MR、PET掃描儀)上。請參閱圖2,該圖繪示了使用上述系統1將大分子物質導入活體標靶細胞的步驟。在步驟S201中,影像擷取單元100擷取腫瘤細胞所處的組織或器官的3D結構影像,以及腫瘤細胞所處的組織或器官的3D血管攝影影像。隨后進行步驟S202。在步驟S202中,影像合成單元110將3D結構影像合并入3D血管攝影影像,以精確地定位腫瘤細胞并選擇完全涵蓋用于傳輸該大分子物質的標靶細胞的血管通道。隨后進行步驟S203。在步驟S203中,注射單元120經由所選擇的血管通道,注射微泡液體以環繞腫瘤細胞。隨后進行步驟S204。在步驟S204中,能量轉換模塊130使用轉換器或高頻擴音器,施加用于活化微泡液體的超聲波,以產生生物效應,由此在腫瘤細胞的細胞膜中形成非永久性孔洞。隨后進行步驟S205。在步驟S205中,注射單元120經由腫瘤細胞的細胞膜中的非永久性孔洞,將大分子物質注射入腫瘤細胞中。本發明另一具體實例中,將人造血液作為微泡液體注射并環繞腫瘤細胞。人造血液是指其滿足生物學血液的某些功能,尤其是在人體中。因為人類血液除了執行載氧功能之外,也執行其它功能,所以稱作氧療法更為精確。舉例而言,白血球防御感染性疾病,而血小板參與血液凝結。人造血液的一個實例為全氟碳(PFC)納米乳劑。該人造血液具有約 150納米的非常小的體積,因此不會堵塞毛細血管,且該人造血液不會進入血管間的裂隙。 因此,可改善使用導管時由于低血流造成的缺氧。\也可利用超聲波顯影劑擷取該3D血管攝影影像。該超聲波顯影劑是由包裹在特定保護殼中的微泡組成。第一代顯影劑由其內部包裹空氣的氣泡制成,例如具有4微米 (μπι)的平均體積并由超聲波振動的白蛋白制成的albimexOiiallinckrodt)。其它超聲波顯影劑包括echovist、echogen、levovist、aerosomes等。新一代超聲波顯影劑是由難溶于水的氣體如氟碳或四氟化硫制成。將磷脂類、白蛋白、聚合物、表面活性劑和其它物質加入該氣體中。新一代超聲波顯影劑可延長其在血液中的壽命,并強化超聲波傳播效果。該超聲波顯影劑的尺寸優選不超過10微米,因此該超聲波顯影劑可平滑地通過該微血管??赏ㄟ^靜脈注射或使用導管注射本發明的方法及系統中使用的超聲波顯影劑。當施加1兆帕(Mpa)強度的超聲波時,顯影劑的氣泡會產生非線性振動,并發射調諧信號。因為氣泡的調諧信號比組織的調諧信號強很多,顯影劑的信號截然不同于組織的信號,因此可清晰地顯示包括心肌及腎臟的血流情況的組織情況以及腫瘤的血管分布。如上所述,將3D結構影像合并入3D血管攝影影像之后,選擇最有效的血管通道。經由所選擇的通道,注射腫瘤治療的藥物以環繞腫瘤細胞。將藥物注射為環繞腫瘤細胞之后,施加使用轉換器或高頻擴音器的至少IMpa強度的超聲波或適當強度的震蕩波,以活化微泡或超聲波顯影劑并進行強烈的氣泡移動,由此在細胞膜中形成非永久性孔洞,由此增加細胞膜的穿透性,立即大幅地降低用藥劑量,并維持有效的治愈效果?;蛘?,可在腫瘤細胞的細胞膜中形成非永久性孔洞之前注射藥物,由此實現與上述相同的精確用藥效果。此外,本發明的將大分子物質導入活體標靶細胞的系統1進一步包含數據處理電子裝置或與數據處理電子裝置一起運作,用于處理在系統1工作進程中產生的數據。數據處理電子裝置可為個人計算機(PC)、筆記型計算機(NB)、服務器、工作站、個人數字助理 (PDA)、液晶顯示器(LCD)計算機或平板計算機等。數據處理電子裝置包含顯示單元及輸入單元。顯示單元用于顯示通過影像合成單元110執行的影像合成處理,通過注射單元120 執行的藥物注射過程,以及通過能量轉換模塊130執行的能量傳輸情況。輸入單元用于輸入本發明的將大分子物質導入活體標靶細胞的系統1的指令及/或參數,至該數據處理電子裝置中。顯然,對于本領域技術人員,上述說明書儀為本發明的特定具體實施例及實施例的例示性說明。本發明應因此涵蓋對本文揭示的本發明的結構及操作所做的各種修飾及變更,其落入本發明的權利要求書所定義的保護范疇內。盡管業經根據所顯示的具體實施例揭示本發明,本領域技術人員將很容易認知, 可對所述具體實施例進行變更,且該變更將處于本發明的精神及范疇內。由此,本領域技術人員可對本發明作出很多修飾,而不背離本發明權利要求書的精神及范疇。
權利要求
1.一種將大分子物質導入活體標靶細胞的系統,其特征在于,包含影像擷取單元,該影像擷取單元用于擷取該標靶細胞所處的組織或器官的3D結構影像及該標靶細胞所處的組織或器官的3D血管攝影影像;影像合成單元,該影像合成單元用于將該3D結構影像合并至該3D血管攝影影像,由此選擇完全涵蓋傳輸該大分子物質的標靶細胞的血管通道;注射單元,該注射單元用于注射液體并傳輸該大分子物質至該標靶細胞;能量轉換模塊,該能量轉換模塊用于施加能量,以活化該液體并產生生物效應,由此在該標靶細胞的細胞膜中形成非永久性孔洞;其中,該能量轉換模塊包含包括超聲波轉換器或高頻擴音器的超聲波轉換模塊,且該大分子物質通過該標靶細胞的細胞膜中的非永久性孔洞進入該標靶細胞中。
2.根據權利要求1所述的將大分子物質導入活體標靶細胞的系統,其特征在于,該超聲波轉換模塊包括基底部分、影像導向機器臂及超聲波傳播單元。
3.根據權利要求2所述的將大分子物質導入活體標靶細胞的系統,其特征在于,該超聲波傳播單元包括該超聲波轉換器或高頻擴音器。
4.根據權利要求1所述的將大分子物質導入活體標靶細胞的系統,其特征在于,該影像擷取單元為下列之一計算機斷層攝影裝置、磁共振成像裝置及血管攝影裝置。
5.根據權利要求1所述的將大分子物質導入活體標靶細胞的系統,其特征在于,該3D 血管攝影影像通過使用3D重建血管照相術獲得。
6.根據權利要求1所述的將大分子物質導入活體標靶細胞的系統,其特征在于,該液體為下列之一微泡液體、人造血液及超聲波顯影液。
7.根據權利要求6所述的將大分子物質導入活體標靶細胞的系統,其特征在于,該液體的體積小于10微米。
8.根據權利要求7所述的將大分子物質導入活體標靶細胞的系統,其特征在于,該包含超聲波轉換器或高頻擴音器的超聲波轉換模塊發出20KHz至50KHz的超聲波。
9.根據權利要求1所述的將大分子物質導入活體標靶細胞的系統,其特征在于,用于下列之一基因輸送、基因療法、藥物傳輸、部分用藥及實體瘤治療。
10.根據權利要求1所述的將大分子物質導入活體標靶細胞的系統,其特征在于,該將大分子物質導入活體標靶細胞的系統進一步包含數據處理電子裝置。
11.根據權利要求1所述的將大分子物質導入活體標靶細胞的系統,其特征在于,該將大分子物質導入活體標靶細胞的系統與數據處理電子裝置一起運作。
12.根據權利要求10所述的將大分子物質導入活體標靶細胞的系統,其特征在于,該數據處理電子裝置包含顯示單元,該顯示單元用于顯示該影像合成單元執行的影像合成過程、該注射單元執行的藥物注射過程,以及,包括超聲波轉換器或高頻擴音器的該能量轉換模塊的能量傳輸情況;以及輸入單元,該輸入單元用于把將大分子物質導入活體標靶細胞的系統的指令及/或參數輸入至該數據處理電子裝置中。
13.根據權利要求10所述的將大分子物質導入活體標靴細胞的系統,其特征在于,該數據處理電子裝置為下列之一個人計算機、筆記型計算機、服務器、工作站、個人數字助理、液晶顯示器計算機及平板計算機。
14.根據權利要求1所述的將大分子物質導入活體標靶細胞的系統,其特征在于,該超聲波轉換模塊設置成獨立個體。
15.根據權利要求1所述的將大分子物質導入活體標靶細胞的系統,其特征在于,該包括超聲波轉換器或高頻擴音器的超聲波轉換模塊位于該影像合成單元內。
全文摘要
將大分子物質導入活體標靶細胞的方法及系統包括影像擷取單元、影像合成單元、注射單元及能量轉換模塊。超聲波能量轉換模塊包含超聲波轉換器或高頻擴音器。影像擷取單元用于擷取標靶細胞所處的組織或器官的3D結構影像及3D血管攝影影像。影像合成單元用于將3D結構影像合并至3D血管攝影影像,從而選擇完全涵蓋用于傳輸大分子物質的標靶細胞的血管通道。注射單元用于注射液體并傳輸大分子物質至標靶細胞。能量轉換模塊用于施加能量,以活化液體并產生生物效應。能量轉換模塊包含超聲波轉換器或高頻擴音器,由此在標靶細胞的細胞膜中形成非永久性孔洞,從而使大分子物質通過非永久性孔洞進入標靶細胞中。
文檔編號A61M37/00GK102406979SQ20101053661
公開日2012年4月11日 申請日期2010年11月4日 優先權日2010年9月22日
發明者田德揚 申請人:田德揚
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