專利名稱：微波層析x線照相頻譜系統(tǒng)及方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明涉及一種微波層析X線成像，尤其涉及對(duì)生物組織進(jìn)行成像，以獲得內(nèi)部結(jié)構(gòu)圖像以及功能圖像。
背景技術(shù)：
微波層析X線成像是用微波射線通過微波束與對(duì)象(物體)發(fā)生作用之后檢測(cè)對(duì)象在該微波束上具有的效應(yīng)來對(duì)對(duì)象進(jìn)行成像。通過微波輻射，正在成像的對(duì)象的組織的介電常數(shù)和導(dǎo)電率特性能確定發(fā)生作用的自然屬性。把對(duì)象的介電常數(shù)和導(dǎo)電率特性一起表示成復(fù)合介電常數(shù)。
作為電磁輻射頻譜組成部分的微波頻率范圍約在0.1GHz至300GHz。該范圍對(duì)應(yīng)于300mm與1mm之間的波長范圍。對(duì)生物組織的微波成像有用的微波范圍約在0.5至3GHz的范圍內(nèi)，但微波頻譜的其它范圍也是可以使用的。電磁頻譜在該范圍內(nèi)的光子的量子能包含有非電離輻射。
通常，微波成像與X射線、正電子發(fā)射、超聲波或者原子磁諧振成像不同，因?yàn)槲⒉ㄝ椛渑c待成像的對(duì)象發(fā)生作用，成為該對(duì)象的復(fù)合介電常數(shù)的函數(shù)。復(fù)合介電常數(shù)由介電常數(shù)與介電損耗組成。介電常數(shù)是實(shí)數(shù)部分，由下式給出公式1ε’＝ε/ε0相對(duì)介電損耗由虛部給出公式2ε”＝σ/(2πfε0)其中，ε0是真空的介電常數(shù)，σ為材料的導(dǎo)電率，f為工作頻率。例如，水的介電常數(shù)范圍相當(dāng)寬，在約1GHz時(shí)約為80，在高于100GHz頻率時(shí)下降到約為4.5。水的介電損耗的值從約為1GHz至25Ghz附近增加。影響水的介電常數(shù)的其它因素為其溫度。
有兩類基本的微波成像。第一種是靜態(tài)成像，它是基于通過確定微波輻射對(duì)該對(duì)象發(fā)生作用之后微波輻射的介電常數(shù)的絕對(duì)值形成的圖像。第二種是動(dòng)態(tài)成像，它是基于微波輻射入射時(shí)產(chǎn)生的對(duì)象內(nèi)的介電常數(shù)變化。第二種成像形式在對(duì)生物組織成像以監(jiān)視進(jìn)行中的生理變化的應(yīng)用中極其有用。但必須理解，這兩種靜態(tài)成像和動(dòng)態(tài)成像都仍需要活動(dòng)的成像處理，因而，微波掃描儀用移動(dòng)和掃描入射射線，并根據(jù)對(duì)正在成像的對(duì)象的影響檢測(cè)微波射線的變化。
大多數(shù)可通過微波成像的非生物對(duì)象在介電和導(dǎo)電率變化方面是非常簡(jiǎn)單的結(jié)構(gòu)。另一方面，生物組織已證明相對(duì)介電常數(shù)的范圍相當(dāng)寬。這些范圍大部分是由微波輻射對(duì)細(xì)胞膜表面上的電荷發(fā)生的作用、在親水層之間有疏水層的細(xì)胞膜的實(shí)際結(jié)構(gòu)以及在細(xì)胞結(jié)構(gòu)內(nèi)或不在細(xì)胞結(jié)構(gòu)內(nèi)的水和電解液的含量引起的。因此，生物組織作用是極其復(fù)雜的，甚至?xí)捎谖樟擞糜讷@得微波成像的微波能量產(chǎn)生了溫度細(xì)微的變化而隨時(shí)間變化。這種吸收主要由水轉(zhuǎn)換成熱。這是十分重要的，因?yàn)橐话愕纳锝M織含有接近70％的水。
層析X線微波成像已經(jīng)使用了一系列在空間上排列在待成像對(duì)象的周圍的微波發(fā)射器和接收器。在生物醫(yī)學(xué)工程的IEEE會(huì)刊的1990年公報(bào)，第37卷第3期(1990年3月)第303-312頁上，Jofre等人的名稱為“用微波層析X線掃描儀的醫(yī)學(xué)成像”一文中揭示了圓柱狀陣列的微波發(fā)射器和接收器。陣列總計(jì)有64個(gè)波導(dǎo)天線，分成四個(gè)組，每組16個(gè)天線。每個(gè)波導(dǎo)天線能用作發(fā)射器或接收器。把待成像的對(duì)象放置在陣列圓周內(nèi)，并浸入水中，使微波入射束在與對(duì)象表面發(fā)生作用時(shí)其衰減最小。一組內(nèi)的每個(gè)天線按順序發(fā)射，相對(duì)于發(fā)射組的組中的16個(gè)天線用作接收器。該過程按序?qū)γ總€(gè)天線重復(fù)，一直到完成一次循環(huán)。輸出的微波信號(hào)為2.45GHz，提供高度約為2cm的平行場(chǎng)，在對(duì)象上，其功率密度小于每平方厘米0.1毫瓦。
Jofre等人的構(gòu)造使用了相干相位90度相移檢測(cè)器來測(cè)量接收天線的信號(hào)的幅度和相位。數(shù)據(jù)被數(shù)字化，并且計(jì)算機(jī)根據(jù)微波輻射的變化對(duì)圖象進(jìn)行重構(gòu)。這種重構(gòu)是用由公式表示的算法輸出兩維的微波衍射的近似結(jié)果來進(jìn)行的。這種算法使用了Born逼近法，它假設(shè)散射作用在照射上較小的擾動(dòng)，因此軀體內(nèi)的場(chǎng)可由入射場(chǎng)來逼近。這種逼近問題仍主要是對(duì)微波層析X線照相的限制。
在神經(jīng)科學(xué)方法期刊1991年36期第239至251頁中，Amirall等人的名稱為“有源微波計(jì)算大腦層析X線照相對(duì)挑戰(zhàn)的響應(yīng)”一文中揭示了Jofre的論文中的圓柱形陣列對(duì)大腦成像的應(yīng)用。圖像用使用快帶傅里葉變換技術(shù)和Born第一價(jià)逼近的圓柱幾何圖形的衍射算法再次重構(gòu)。整個(gè)算法中用作重構(gòu)的數(shù)據(jù)在軀體傷口的介電常值上產(chǎn)生對(duì)比，作為創(chuàng)建介電常值的這種對(duì)比的成像軀體部分的空間坐標(biāo)的函數(shù)。理論上的分辨率受到微波射線波長一半的衍射值的限制。對(duì)于2.45Ghz的頻率。這意味著在空氣中理論最小分辨率約為6cm，在水中為7mm。由于重構(gòu)算法和設(shè)備中所用的電子儀器的限制，這些理論值還沒有達(dá)到。
第一價(jià)逼近和上述設(shè)備中所用的算法的有效性限制了對(duì)諸如四肢等較小軀干的靜態(tài)圖像的成像。在較大軀干的情況下，例如人頭，重構(gòu)的圖像將僅正確顯示軀干的外輪廓，而不是內(nèi)部結(jié)構(gòu)。
使用動(dòng)態(tài)成像，圖像重構(gòu)是基于從介電差改變了的軀體得到的幾個(gè)數(shù)據(jù)組記錄的衍射場(chǎng)的差值。Amirall等能在較大的軀干內(nèi)實(shí)現(xiàn)內(nèi)部成像，但分辨率只有接近理論預(yù)測(cè)的一半。

發(fā)明內(nèi)容
本發(fā)明是組織的非侵入微波層析X線頻譜系統(tǒng)，它使用多個(gè)對(duì)組織在空間上取向的微波發(fā)射-接收器、設(shè)置在發(fā)射-接收器之間的界面媒介、可操作地耦接在功率源與多個(gè)發(fā)射-接收器之間的控制裝置，它控制提供給多個(gè)發(fā)射-接收器的功率并從多個(gè)發(fā)射-接收器接收微波信號(hào)以從所選的多個(gè)發(fā)射-接收器發(fā)射多頻微波射線以及在與組織發(fā)生作用并通過其后由所選的多個(gè)發(fā)射-接收器進(jìn)行接收，和可操作地連接到控制裝置上的計(jì)算裝置，以根據(jù)從所選的多個(gè)發(fā)射-接收器接收到的微波信號(hào)計(jì)算組織的層析X線頻譜圖像。
本發(fā)明包括一種組織的非侵入微波層析X線頻譜的方法，它使用下列步驟提供微波射線功率源；提供多個(gè)微波輻射發(fā)射-接收器；控制所述多個(gè)微波輻射發(fā)射-接收器，使多個(gè)微波發(fā)射-接收器能從功率源向正在接收所述微波輻射的多個(gè)發(fā)射-接收器發(fā)射多頻微波射；在發(fā)射和接收微波的發(fā)射-接收器之間放置界面媒介；把待照射的組織放置在所述界面媒介內(nèi)；從所述微波發(fā)射-接收器發(fā)射微波射線；在與所述組織發(fā)生作用之后，在微波發(fā)射-接收器內(nèi)接收所述微波射線；以及在與所述組織發(fā)生作用之后，測(cè)量微波射線的變化。
本發(fā)明把在微波層析圖像頻譜組織成像系統(tǒng)中辨別與專門的天線陣列相關(guān)的離散信號(hào)的方法具體化，它使用下列步驟提供一微波層析圖像頻譜系統(tǒng)，它具微波功率源、多個(gè)微波發(fā)射-接收器、在所述微波發(fā)射-接收器之間的界面媒介、把微波信號(hào)提供給所述發(fā)射-接收器，并在所述微波信號(hào)與所述組織發(fā)生作用之后從所述發(fā)射-接收器接收微波信號(hào)的控制裝置；在所述界面媒介內(nèi)對(duì)成像的組織進(jìn)行取向；對(duì)從不同發(fā)射器同時(shí)發(fā)生的信號(hào)進(jìn)行編碼，并使它們與所述組織發(fā)生作用；以及對(duì)不同接收器接收到的信號(hào)進(jìn)行譯碼，以根據(jù)原始發(fā)射器對(duì)信號(hào)進(jìn)行辨別。
本發(fā)明把組織的非侵入微波層析圖像頻譜的方法具體化，它使用下列步驟指定微波照射的目標(biāo)組織區(qū)域；確定所指定的目標(biāo)組織區(qū)域所期望的組織介電值；提供具有微波發(fā)射裝置、微波接收裝置和微波分析裝置的多頻微波射線發(fā)射和接收系統(tǒng)；用所述微波發(fā)射裝置發(fā)射的微波射線照射所述目標(biāo)組織；用所述接收裝置從照射的目標(biāo)組織區(qū)域接收微波射線；用所述分析裝置分析接收到的微波射線，以獲得被觀察的組織介電值；以及把被觀察的組織介電值與期望的組織介電值比較，確定在指定的目標(biāo)組織區(qū)域內(nèi)的組織的生理狀態(tài)。
附圖概述

圖1是本發(fā)明的微波層析X射線頻譜系統(tǒng)的示意圖。
圖2是本發(fā)明的微波層析X射線頻譜系統(tǒng)的示意圖。
圖3是逆向問題解決方法的算法流程圖。
圖4是逆向問題解決方法的另一種重構(gòu)算法的流程圖。
圖5是犬的心臟組織的介電特性曲線圖，它是心臟周期的函數(shù)。
圖6是犬的心臟組織的介電特性曲線圖，它是心臟周期的函數(shù)。
圖7是犬的心臟組織的介電特性曲線圖，它是閉合和再灌注的函數(shù)。
圖8是犬的心臟組織的介電特性曲線圖，它是閉合和再灌注的函數(shù)。
圖9是犬的心臟組織的介電特性曲線圖，它是閉合和再灌注的函數(shù)。
圖10是犬的心臟組織的介電特性曲線圖，它是閉合和再灌注的函數(shù)。
圖11是犬的心臟組織的一價(jià)和二價(jià)介電特性曲線圖，它是微波發(fā)射時(shí)間和頻率函數(shù)。
圖12是犬的心臟組織的一價(jià)和二價(jià)介電特性曲線圖，它是微波發(fā)射時(shí)間和頻率函數(shù)。
圖13是與微波發(fā)射頻率相關(guān)的犬的心臟組織的一價(jià)介電特性曲線圖。
圖14是與犬的心臟組織的二價(jià)介電特性和微波發(fā)射頻率相關(guān)的血液含氧量的曲線圖。
圖15是與一價(jià)介電相關(guān)系數(shù)和微波發(fā)射頻率相關(guān)的血液含氧量的曲線圖。
圖16是與二價(jià)介電相關(guān)系數(shù)和微波發(fā)射頻率相關(guān)的血液含氧量的曲線圖。
圖17是與總血紅蛋白相關(guān)系數(shù)和微波發(fā)射頻率相關(guān)的一價(jià)和二價(jià)介電系數(shù)的曲線圖。
圖18是人的左心室心肌正常組織對(duì)與微波發(fā)射頻率相關(guān)的病變組織的二價(jià)介電特性曲線圖。
圖19是人的左心室心肌正常組織對(duì)與微波發(fā)射頻率相關(guān)的病變組織的一價(jià)介電特性曲線圖。
圖20是圖18所示的人的左心室心肌正常組織對(duì)與微波發(fā)射頻率相關(guān)的病變組織的二價(jià)介電特性放大的曲線圖。
圖21是切除選擇算法的流程圖。
本發(fā)明的實(shí)施方式圖1和圖2是本發(fā)明的層析X線頻譜系統(tǒng)10的示意圖。本發(fā)明的應(yīng)用包含許多領(lǐng)域，然而，下面描述的僅是醫(yī)學(xué)方面的應(yīng)用。尤其是，下面要求的本發(fā)明的實(shí)施例涉及對(duì)心律不齊的非侵害(non-invasive)的診斷和治療。微波系統(tǒng)能快速和非常正確地進(jìn)行非侵害檢測(cè)和定位心律不齊病灶，以及具有非侵害心臟定位圖的能力。系統(tǒng)10用多頻率方式、信號(hào)編碼技術(shù)、改進(jìn)的數(shù)學(xué)算法以及以前沒有認(rèn)識(shí)到的相關(guān)函數(shù)來實(shí)現(xiàn)這些過程。本發(fā)明的這些和其它特征通過下面更詳細(xì)的描述將變得更為明顯。
心律不齊點(diǎn)的判別以前是依賴下面三種主要技術(shù)之一導(dǎo)管定位圖(cathetermapping)、心外科期間的電刺激定位圖，或者電位或磁場(chǎng)體表定位圖。這些技術(shù)中的每種技術(shù)都有相當(dāng)大的風(fēng)險(xiǎn)和限制。例如，導(dǎo)管定位圖和外科手術(shù)期間的刺激定位圖本身固有侵害性、入口受到限制，并且對(duì)時(shí)間敏感。體表定位圖可以以非侵害方式、低風(fēng)險(xiǎn)地進(jìn)行，但精確度差，其數(shù)據(jù)一般不適于用于直接治療。這種定位圖可以或用體表電位分布的順序瞬時(shí)變化，或用體表磁場(chǎng)的順序變化來進(jìn)行。
本發(fā)明不需要把導(dǎo)管插入軀體，也不需要把探針插入心臟組織。然而，現(xiàn)在用本發(fā)明可以可靠和精確地(2-5mm)重構(gòu)心臟，并得到電刺激順序。下面所列的消除心律不齊點(diǎn)的技術(shù)的使用是非侵害的，其優(yōu)點(diǎn)是利用了不同的頻率和可用的能量方向，以使切除閾(ablation threshold)僅在所設(shè)計(jì)的位置上發(fā)生。本發(fā)明預(yù)先考慮非侵入過程，例如，導(dǎo)管或外科手術(shù)過程所提供的切除系統(tǒng)，以實(shí)現(xiàn)內(nèi)科醫(yī)生的直接治療。
如上所簡(jiǎn)述的，本發(fā)明利用了新穎的相關(guān)函數(shù)。這些函數(shù)涉及組織的物理特性以及那些在細(xì)胞刺激期間的特性變化。尤其，生物組織的介電特點(diǎn)可由兩特性參數(shù)介電常數(shù)和導(dǎo)電率來定義。該參數(shù)的函數(shù)包括頻率、溫度和組織類型。通過測(cè)量傳輸，即反射和擴(kuò)散通過組織的電磁通量，組織類型參數(shù)提供了檢測(cè)解剖結(jié)構(gòu)的可能。對(duì)于同質(zhì)對(duì)象，介電特性可以通過測(cè)量傳輸?shù)碾姶泡椛涞姆群拖辔豢焖俚貦z測(cè)。然而，當(dāng)償試用測(cè)量到的傳輸波的幅度和相位測(cè)量傳輸通過非同質(zhì)生物組織的輻射的介電值時(shí)，問題變得更復(fù)雜。該問題稱為“反向”或“逆向”問題，該問題把一些注意力吸引到它的解決方案上。本發(fā)明引入了組織特性與溫度的強(qiáng)烈相關(guān)性，并使用了多頻和多定位發(fā)射-接收結(jié)構(gòu)，以新穎的方式來解決“逆向”問題。
參見圖1和2，系統(tǒng)10包含微波發(fā)射-接收子組件14，它適于安裝多個(gè)微波發(fā)射-接收器16。發(fā)射-接收器較佳的配置結(jié)構(gòu)是圓環(huán)形陣列。然而，在本發(fā)明中，任何其它適于軀體的某些部分或者整個(gè)軀體(例如“頭”、“手臂”、“腿”等)的3維或2維陣列配置結(jié)構(gòu)都是可用的。每個(gè)發(fā)射-接收器16可以相對(duì)于圓環(huán)形陣列作徑向移動(dòng)。子組件14還可以包含多個(gè)垂直疊合的發(fā)射-接收器。功率源19向每個(gè)發(fā)射器提供對(duì)每個(gè)對(duì)象不大于約10mW/cm2的入射功率的窄脈寬電磁能量信號(hào)。較佳地，這些窄脈寬信號(hào)的頻帶寬度的中心約在0.1GHz與6GHz之間，更佳地，在約0.2GHz至約2.5GHz的頻率范圍內(nèi)。功率源19可以包含或多個(gè)功率源或者單個(gè)功率源，例如發(fā)生器。在圖2的實(shí)施例中，功率源19包含掃描診斷發(fā)生器22、診斷發(fā)生器控制單元24、切除發(fā)生機(jī)27和切除發(fā)生機(jī)控制塊29。掃描診斷發(fā)生器22提供多頻低功率能量，用于診斷，而切除發(fā)生器27提供高功率能量，以對(duì)指定的組織區(qū)域進(jìn)行微波切除。用把發(fā)生器的輸出連接到發(fā)射器16的開關(guān)33來選擇上述發(fā)生器。
設(shè)置一渠化機(jī)構(gòu)35，以激活和控制通信i，i+1，i+n發(fā)射和接收能量。本子系統(tǒng)包含通道號(hào)開關(guān)36、幅度衰減-檢測(cè)控制器(ADM)39、相位旋轉(zhuǎn)-檢測(cè)器42、幅度檢測(cè)器45、相位檢測(cè)器48和天線模式開關(guān)53。在診斷操作時(shí)，通道號(hào)開關(guān)36在特定時(shí)刻把診斷發(fā)生器22的輸出連接到發(fā)射器(或者多個(gè)發(fā)射器)的輸入端。在切除或治療模式，該開關(guān)把所有通道都連接到切除發(fā)生器27的輸出端。幅度衰減-檢測(cè)器39和相位旋轉(zhuǎn)-檢測(cè)器42都在所有通道的發(fā)射器路徑內(nèi)。幅度衰減-檢測(cè)器39衰減發(fā)射的功率的幅度，相位旋轉(zhuǎn)-檢測(cè)器42檢測(cè)輸出信號(hào)，并對(duì)之進(jìn)行編碼。在診斷模式，幅度檢測(cè)器45和相位檢測(cè)器48在所有通道的接收路徑內(nèi)，并檢測(cè)接收到的信號(hào)的幅度和相位，并對(duì)之進(jìn)行譯碼。應(yīng)認(rèn)識(shí)到，其它的編碼手段，諸如極性，可能需要另外的編碼/譯碼部件。天線模式開關(guān)53在所有通道中起到把發(fā)射器路徑的輸出在具有相同天線的接收路徑上與天線或輸入路徑連接的作用。
計(jì)算和控制模組裝置65包括中央處理單元(CPU)68、接口子系統(tǒng)72、顯示器75和顯示軟件77以及存儲(chǔ)器82。接口子系統(tǒng)72由數(shù)模轉(zhuǎn)換器(DAC)86、多路轉(zhuǎn)換器89、模數(shù)轉(zhuǎn)換器(ADC)92和產(chǎn)生控制處理的時(shí)間同步并接收待分析的數(shù)據(jù)的控制單元94。
輔助子系統(tǒng)102包含熱靜力屏蔽105，用于控制接口媒介106的溫度。合適的接口媒介可以是例如諸如鈦或鋇的溶液等液體。在本發(fā)明中，其它一些合適的液體(或基底)，諸如專門的同質(zhì)脂肪溶液也可以使用。這些液體的介電常在2.45GHz上約在50與90之間，是預(yù)先介電可調(diào)的，發(fā)射-接收器16之間的介電損耗約在5與25之間；子系統(tǒng)102還包含控制熱靜力屏蔽105的熱靜力控制單元108和控制在系統(tǒng)10處于校準(zhǔn)模式時(shí)從雙向(Bi)控制通道上接收到的信號(hào)的基本通道控制單元111。根據(jù)所要求的系統(tǒng)特點(diǎn)，可以增加其它的輔助部件，例如，可以把心電圖分析儀和/或打印機(jī)119用于系統(tǒng)10。
在順序多頻層析X線頻譜系統(tǒng)10中，用第一至第n個(gè)發(fā)射器(接收器)16的低能量微波射線順序照射目標(biāo)組織135，同時(shí)，測(cè)量(發(fā)射器)接收器16(在這一順序的特定步驟中，它不起發(fā)射機(jī)的作用)接收到的信號(hào)。幾個(gè)發(fā)射-接收機(jī)16用于接收單個(gè)發(fā)射-接收機(jī)16在給定的瞬時(shí)發(fā)射的信號(hào)。系統(tǒng)10根據(jù)上述配置結(jié)構(gòu)按序迅速改變通道號(hào)和天線模式。在一個(gè)n通道發(fā)射和接收周期之后，掃描診斷發(fā)生器22提供另一個(gè)周期的n通道轉(zhuǎn)換測(cè)量。周期測(cè)量的總量一般不超過N×M，其中N為天線的數(shù)量，M為所用的診斷頻率數(shù)量。還認(rèn)識(shí)到，用多編碼頻率配置結(jié)構(gòu)可以進(jìn)行同時(shí)測(cè)量。在測(cè)量之后，系統(tǒng)10根據(jù)接收到的信息和下面相對(duì)于圖3和4更全面描述的新穎的算法來解決“逆向”問題。在測(cè)量生理變化時(shí)，重要的是了解發(fā)生例如心肌收縮的生理事件的時(shí)間。這些時(shí)間周期定義成組織事件時(shí)間周期。
系統(tǒng)10在組織事件時(shí)間周期的部分的時(shí)間間隔時(shí)獲得數(shù)據(jù)，以在每次組織事件期間多次獲得數(shù)據(jù)，并把它們存儲(chǔ)在存儲(chǔ)器82中。重構(gòu)時(shí)間是足夠快的，所以軀體移動(dòng)不是問題。在顯示屏75上可觀察到解剖對(duì)象的結(jié)構(gòu)和溫度圖形，用顯示軟件77的子程序可以控制解剖對(duì)象的結(jié)構(gòu)和溫度圖形，并且可以用打印機(jī)119來打印。心臟的心律不齊區(qū)定義成具有特定ε’和ε”值的那些區(qū)域。這些區(qū)域的空間坐標(biāo)利用顯示軟件、CPU和存儲(chǔ)器的幫助來限定。
在測(cè)量周期期間，系統(tǒng)10借助于熱靜力控制單元108，周期地對(duì)接口媒介106進(jìn)行溫度控制校正。系統(tǒng)10用心電圖分析儀115還與位于其內(nèi)的心臟周期同步。
提高計(jì)算速度和精確度的系統(tǒng)10的關(guān)鍵特點(diǎn)是使用了編碼裝置，對(duì)提供給發(fā)射器的微波信號(hào)進(jìn)行了編碼。當(dāng)與組織發(fā)生作用之后接收器接收相應(yīng)的信號(hào)時(shí)，可由它們?cè)瓉淼陌l(fā)射器或發(fā)射器組來區(qū)分信號(hào)。較佳的編碼技術(shù)是相位、幅度或極性調(diào)制，但使用頻率調(diào)制仍落在本發(fā)明的范圍內(nèi)。在需要多個(gè)發(fā)射器同時(shí)進(jìn)行發(fā)射的某些應(yīng)用中頻率調(diào)制是有用的。
系統(tǒng)10是使用本發(fā)明新穎的方法步驟的一個(gè)實(shí)施例，它可以進(jìn)行組織的非侵入性層析X線頻譜。該方法包含下列步驟提供微波輻射功率源；提供多個(gè)微波射線發(fā)射-接收器；以及控制多個(gè)微波射線發(fā)射-接收器，使多個(gè)發(fā)射-接收器能從功率源向多個(gè)正在接收微波輻射的發(fā)射-接收器發(fā)射多微波頻率的射線。進(jìn)一步的步驟包括把界面媒介放置在正在發(fā)射和接收的微波發(fā)射-接收器之間，以進(jìn)行介電匹配；把待照射的組織放置到界面媒介內(nèi)；從微波發(fā)射-接收器發(fā)射微波射線；在與組織作用之后在微波發(fā)射-接收器內(nèi)接收微波射線；以及在與組織發(fā)生作用后測(cè)量微波射線的變化。
如上所述，用新穎的算法來求解對(duì)“逆向”問題的計(jì)算。在本發(fā)明中，沒有用諸如上面討論的Born逼近法等逼近法來定義非同質(zhì)的受照組織對(duì)象的介電或?qū)щ娐蕝?shù)。相反，上述方法的測(cè)量步驟結(jié)合舊和新的原理，精選和提取根據(jù)從這種電磁成象形式得到的數(shù)據(jù)。尤其是如圖3的流程圖所示，測(cè)量步驟包含用輸入數(shù)據(jù)形成部分220、直接問題解決部分222、逆向問題解決部分224、多頻相關(guān)部分226、計(jì)算機(jī)目視控制236和層析X線頻譜圖像238進(jìn)行計(jì)算。
直接問題解決方法是一種已知的計(jì)算，它解決微波從發(fā)射器通過生物手段到接收器的傳送。逆向問題的解決方法可以根據(jù)測(cè)得的微波射線的變化進(jìn)行精確的計(jì)算，并產(chǎn)生組織的層析X線頻譜化的圖像。逆向問題解決方法的步驟包含確定功能形成部分228，它把所有發(fā)射-接收器的輸入相加；把斜率形成部分230用作功能形成部分的導(dǎo)數(shù)，以簡(jiǎn)化處理速度；計(jì)算最小化的參數(shù)T，以檢驗(yàn)斜率函數(shù)的精度性，并以最精確的方法進(jìn)行重構(gòu)；以及進(jìn)行E*計(jì)算234。E*計(jì)算使用下式公式3 ε*＝ε’+iε”其中，所述ε’和ε”是本發(fā)明測(cè)得的介電常數(shù)和損耗值，i表示虛數(shù)。把ε*用作ε’和ε”的表征值是一種方便的數(shù)學(xué)工具。應(yīng)當(dāng)理解，本發(fā)明還可以把ε’和/或ε”用作測(cè)得的介電參數(shù)，以產(chǎn)生圖像。用ε*的理由是可以在ε’和/或ε”的差或變化中找到組織和/或組織的生理狀態(tài)之間的介電差異。如果ε’和ε”一起計(jì)算成ε*，則ε’或者ε”之一中的介電變化都將在ε*計(jì)算中檢測(cè)到。如在后面將看到的，僅用ε’或ε”來估計(jì)某些生理介電變化是最佳的。重要的是理解無論在哪里使用ε*，ε’或ε*”也都可以用來代替ε*。
圖4所示的流程圖表示了本發(fā)明的一個(gè)實(shí)施例，它也可以在導(dǎo)管系統(tǒng)中使用。從工作陣列形成步驟242和天線模擬步驟244把數(shù)據(jù)饋送到直接問題解決步驟240。工作陣列形成步驟242接收從頻率和溫度相關(guān)步驟248來的從零逼近步驟250來的其初始值得到的數(shù)據(jù)。天線模擬步驟244提供起動(dòng)作為根據(jù)其構(gòu)成圖像的基線的計(jì)算過程。然后直接問題解決步驟240能根據(jù)已知的發(fā)射的微波能量的幅度和相位解決圖像問題，并假設(shè)這是生物組織介電效應(yīng)，計(jì)算傳輸?shù)奈⒉芰款A(yù)期的幅度和相位值。然后把直接問題解決步驟240的解決方法通過包含公式系統(tǒng)形成步驟254、Jacobian形成步驟25和矩陣不可逆(irreversing)步驟258的逆向問題解決步驟252。逆向問題解決步驟252根據(jù)已知的微波幅度和相位值和已知的從發(fā)射器接收器陣列接收到的幅度和相位值計(jì)算生物組織的圖像。實(shí)際上，逆向問題解決方法是通過獲知發(fā)射的微波能量的幅度和相位和傳輸或接收到的微波能量的幅度和相位以計(jì)算微波能量通過的生物組織的介電特性來產(chǎn)生層析圖像的。然后把矩陣不可逆步驟258的該圖像數(shù)據(jù)通過包含誤差判斷步驟260和第一誤差校正步驟262的誤差校正重復(fù)處理。對(duì)于i等于1-n的發(fā)射和接收到的每個(gè)幅度和相位值，矩陣不可逆步驟258結(jié)合誤差判斷步驟260和第一誤差校正步驟262形成重復(fù)的循環(huán)，該循環(huán)以把第一格點(diǎn)ε*ΔT輸入到誤差判斷步驟260為開始。對(duì)于i從1-n的每個(gè)值，產(chǎn)生ε*j+1、Tj+1，其中j為產(chǎn)生兩維或三維圖像結(jié)構(gòu)的坐標(biāo)系統(tǒng)內(nèi)的格點(diǎn)號(hào)，j等于1-n的值。在每個(gè)ε*之后，對(duì)T值進(jìn)行誤差判斷和第一誤差校正，然后把該值通過解剖和T重構(gòu)和解剖誤差判斷步驟264。在這點(diǎn)上，把饋入到誤差判斷步驟264的值與ε”值比較，如果已發(fā)生了誤差判斷，則把該值通過到用于根據(jù)介電差異達(dá)到產(chǎn)生生物組織兩維或三維圖像目的的解剖結(jié)構(gòu)和T目視步驟266上。然而如果誤差判斷步驟沒有響應(yīng)，則把數(shù)據(jù)點(diǎn)通過到第二誤差校正步驟268上，與每一校正步驟262一起調(diào)節(jié)頻率和溫度相關(guān)步驟248產(chǎn)生的值。
圖5是證明系統(tǒng)10通過心臟組織的介電特性的變化檢測(cè)心臟刺激的能力的曲線圖。圖5尤其示出了在開始發(fā)作時(shí)和電刺激過程的整個(gè)周期ΔT1以及在恢復(fù)的轉(zhuǎn)變周期ΔT2期間的ε’值的變化。圖6揭示了系統(tǒng)10相似的檢測(cè)能力，但，其值為ε”的介電參數(shù)。在圖5和圖6兩圖中，每個(gè)點(diǎn)表示7次測(cè)量的平均值。
圖7-10是證明一連串冠狀動(dòng)脈閉塞期間對(duì)于多種頻率所選的介電特性的變化百分比的曲線圖。圖7和8揭示了在較長期間上，在一系列短時(shí)間閉塞后有長時(shí)間的閉塞。這些圖證明ε’和ε”的介電特性隨心臟局部缺血的程度的相關(guān)性。該介電變化的圖形與已知的在完全閉塞之前預(yù)調(diào)節(jié)的保護(hù)作用的組織現(xiàn)象一致。圖9和圖10揭示了在較短的期間，在一系列短時(shí)間閉塞后有長時(shí)間閉塞。這些圖支持相對(duì)于圖7和8陳述的結(jié)論。
圖10提供了對(duì)組織進(jìn)行多頻或頻譜分析的值的另一個(gè)例子。在該圖中，在4.1GHz上ε”變化的百分比值的曲線較平坦，與在0.2GHz或1.17Ghz上相應(yīng)的值相比更無用。這突出了系統(tǒng)10需要用多頻技術(shù)檢測(cè)組織刺激現(xiàn)象和其它生理事件，例如局部缺血，這可以用其它方法保持在單頻技術(shù)分析中未檢測(cè)到的或者沒用的刺激現(xiàn)象。這在圖11和12的ε*(f)曲線圖中進(jìn)一步得到證明，在這些圖中，曲線145、147、149、151、153和155表示分別在閉塞(即嚴(yán)重的局部缺血)了0、15、30、45、120和125分鐘后，ε’(用*曲線圖示)和ε”(用o曲線圖示)的時(shí)間。Δ的值為Δε*/ε*。在125分鐘時(shí)，進(jìn)行再灌注，用由線155表示。這些圖證明如果把分析限于單頻率，則在較短的組織刺激期間得到的有用數(shù)據(jù)非常少。然而，如果基本上同時(shí)進(jìn)行多頻分析，則將清晰地表現(xiàn)出組織的生理現(xiàn)象。
圖13和14揭示了介電特性與血液的氧合血紅蛋白含量的相關(guān)性。在圖13中，介電特性為(ε’(HbO2)-ε’(86.9))/ε”(86.9)的百分比，在圖14中，介電特性是(ε”(HbO2)-ε”(86.9))/ε”(86.9)的百分比。在每幅圖中，頻率曲線161、163、165、167、169、171和173分別對(duì)應(yīng)于0.2GHz、1.14GHz、2.13GHz、3.12GHz、4.01GHz、5.0GHz和6.0GHz。
在圖15中，氧合血紅蛋白(HbO2)的介電常數(shù)、氧分壓(PO2)和全部血紅蛋白(tHb)含量與微波頻率范圍0.2-6MHz相關(guān)。在0.5-2.5MHz的頻率范圍之間氧合血紅蛋白有最高程度的相關(guān)性。在該范圍中，介電常數(shù)值ε’對(duì)血液的氧合血紅蛋白飽合含量最敏感。
在圖16中揭示了ε”，介電損耗的相關(guān)系數(shù)。HbO2的相關(guān)系數(shù)在接近2GHz時(shí)最大，在2.5與4GHz之間，PO2的相關(guān)系數(shù)接近1。
在圖15中所揭示的相關(guān)系數(shù)的研究反映了本發(fā)明區(qū)別氧合血紅蛋白(HbO2)飽合百分比與PO2的能力。這兩個(gè)值都是對(duì)于提供健康護(hù)理者有用的重要信息。目前，有實(shí)時(shí)床邊測(cè)光裝置，以確定氧合血紅蛋白飽合百分比，稱為血氧定量計(jì)。然而，為了獲得PO2值，必須把動(dòng)脈血從病人抽入到專門的注射器中，并把它通過能直接測(cè)量血液中氣體分壓的機(jī)器。
在圖17中示出了作為參考相關(guān)性的全部血紅蛋白的ε’和ε”曲線。所示的ε’曲線是一相當(dāng)平滑的相關(guān)性曲線，它相當(dāng)沒有相關(guān)性，在曲線的在部分相關(guān)性值保持在小于-0.995。然而，ε”曲線示出4與5GHz之間的微波頻率范圍的全部血線蛋白的相關(guān)性增加。如上面與圖3和圖4有關(guān)的討論中所注的，氧合血紅蛋白PO2和全部血紅蛋白的相關(guān)性值可以在從0.2-6GHz的單頻范圍掃描期間從這些相關(guān)性曲線中精確地取得，并計(jì)算血液的介電常數(shù)ε’和介電損耗ε”值。然后，最好把氧合血紅蛋白飽的濃度在或者約在1.5GHz上與ε’值相關(guān)，根據(jù)在或者約在3.5GHz上計(jì)算得到的介電損耗ε”的相關(guān)性值計(jì)算PO2值，根據(jù)在或者約在4.5GHz上計(jì)算得到的介電損耗曲線ε”的相關(guān)性值上計(jì)算tHb。每次掃描通過0.2-6GHz的頻率范圍需要不超過幾個(gè)毫秒的微波暴露，然后進(jìn)行值的計(jì)算。因此，本發(fā)明適宜在床邊使用，以實(shí)時(shí)估計(jì)這些參數(shù)。
本發(fā)明能提供實(shí)時(shí)的床邊監(jiān)視HbO2飽和百分比和PO2值。本發(fā)明這樣工作不需要從病人身上取得血液，不需要把血液送到實(shí)驗(yàn)室進(jìn)行分析造成的延遲和費(fèi)用。
本發(fā)明并不限于HbO2和PO2值。任何具有介電差別特征的血液和組織成份都能用本發(fā)明非侵害地直接測(cè)量和實(shí)時(shí)估計(jì)。本發(fā)明還具有檢測(cè)發(fā)生在正在病變的組織內(nèi)發(fā)生的介電特性變化。例如，10歲男性的左心室變?nèi)醯牟∽儎?dòng)脈瘤部分需要修復(fù)。在這修復(fù)期間，病變部分從心臟切除，把病變部分整個(gè)除去。這要求切除的邊緣含有正常的心肌。本發(fā)明用于估計(jì)這片切除的心臟組織，圖18至20表示了該測(cè)試結(jié)構(gòu)。
正常心肌的ε”介電損耗特性在圖18中圖示成在0.2與6GHz之間的微波頻率范圍上測(cè)得的曲線200。在整個(gè)頻率范圍上，該正常的組織可與以曲線202圖示的異常的組織區(qū)分開來。
圖19示出了該同一組織的樣本的ε’介電常特性曲線。正常組織具有曲線204表示的單個(gè)曲線。異常組織以曲線206圖示。正常的心肌組織在本發(fā)明所用的整個(gè)微波頻率范圍上可與異常的心肌組織區(qū)分開來。
圖20是與圖18相同的ε”介電損耗數(shù)據(jù)的尺寸放大的曲線圖。曲線208表示正常心肌組織的ε”，曲線210表示異常心臟組織的ε”值。
本發(fā)明能用該介電特性差異來產(chǎn)生圖像。例如，當(dāng)圖1-4的系統(tǒng)10掃描病人的胸部時(shí)，根據(jù)在圖5-12和18-20證明的各種組織之間的介電特性差異獲得器官的解剖圖像。另外，本發(fā)明有助于在正常的組織內(nèi)對(duì)已病變的異常組織進(jìn)行解剖定位。該解剖信息在許多方面是有用的。一個(gè)重要的用途的例子是直接實(shí)時(shí)治療。異常的心肌組織常常會(huì)造成有害的心律紊亂?？上?，該異常組織不能通過目視與周圍的正常心肌區(qū)別開來。本發(fā)明提供了根據(jù)諸如圖18-20檢測(cè)到的那些介電特性差提供實(shí)時(shí)的異常組織成象。臨床醫(yī)師使用快速的重構(gòu)程序，并以組織事件的時(shí)間周期的幾分之一的時(shí)間速率掃描整個(gè)頻率范圍，創(chuàng)建異常組織的映射圖。根據(jù)估計(jì)的頻率和介電特性，研究者可以重構(gòu)介電性質(zhì)，以產(chǎn)生在整個(gè)異常組織區(qū)域上函數(shù)刺激映射圖，并把那些暫時(shí)的變化與組織內(nèi)已知的異常現(xiàn)象的電標(biāo)志相關(guān)聯(lián)。然后臨床醫(yī)師可以直接進(jìn)行切除治療，以除去異常的心律病灶，并估計(jì)除去的組織的足夠程度。
在圖21揭示了本發(fā)明用激光或微波源進(jìn)行切除的一個(gè)實(shí)施例。如所揭示的，切除損害，例如在正常心肌組織內(nèi)的心律不齊的病灶的方法是這樣進(jìn)行的，開始時(shí)把信息從根據(jù)圖2所揭示的本發(fā)明產(chǎn)生的數(shù)據(jù)得到的解剖結(jié)構(gòu)分析和期望的溫度分布值輸入到輸入數(shù)據(jù)形成步驟300。輸入數(shù)據(jù)形成步驟把微波源的信息用作逼近步驟302或者把激光源用作逼近步驟304，以推導(dǎo)出饋送到直接問題解決的微波306輸入，或者直接問題解決的激光控制308的輸入。在步驟310開始確定步驟306，確定可能可用微波和激光源。把該確定的結(jié)果送到源與損害相關(guān)性數(shù)據(jù)庫312，以推導(dǎo)出逼近步驟314，還從天線模擬步驟316取得輸入。在步驟318計(jì)算當(dāng)前期望的溫度，在步驟320對(duì)溫度的非線性進(jìn)行校正。把結(jié)合從320來的經(jīng)校正的當(dāng)前溫度得到的微波或激光306、308的直接問題解決方法的結(jié)果引入到生物加熱公式解決方法322中，以得到實(shí)際的溫度解決方法。把生物公式步驟322的溫度分布通過到損害局部化步驟324中，該步驟把數(shù)據(jù)送回到源損害相關(guān)數(shù)據(jù)庫312中，以把下一近似運(yùn)行通過輸入數(shù)據(jù)形成300，進(jìn)行下一步確定生物加熱公式解決步驟322。公式解決步驟322的信息還通過到不同的必須損害的當(dāng)前損害形成步驟，把當(dāng)前的損害大小與估計(jì)必須的損害大小進(jìn)行比較，以確定是否實(shí)現(xiàn)了最佳的治療。如果已經(jīng)進(jìn)行了處理，則決定進(jìn)入到最佳區(qū)域步驟328。如果當(dāng)前損害與必須的損害不同，則把不同的信息返回到源損害相關(guān)數(shù)據(jù)庫312，在步驟314再次近似通過輸入數(shù)據(jù)形成300，開始下次處理，以整個(gè)處理更接近必須的損害。開關(guān)300監(jiān)視整個(gè)反復(fù)處理的步驟數(shù)，并在步驟0、步驟334與期望的損害定位大小步驟332進(jìn)行比較。如步驟大于0，則開關(guān)330把步驟轉(zhuǎn)換到大于零步驟336的步驟。整個(gè)處理連續(xù)地再次進(jìn)行估計(jì)，以完成切除治療，實(shí)時(shí)地再估計(jì)分析從微波層析成像系統(tǒng)得到的解剖結(jié)構(gòu)產(chǎn)生的損害。
本發(fā)明提供了以新穎的方式使用微波能量通過對(duì)生物組織的介電特性的逆向問題解決來提供快速實(shí)時(shí)評(píng)估生物功能和解剖結(jié)構(gòu)。本發(fā)明在處理速度上有相當(dāng)大的提高，并對(duì)已有技術(shù)，在分辨率上有相當(dāng)大的改善。本發(fā)明還提供了估計(jì)實(shí)時(shí)參數(shù)，根據(jù)生物化合物或者生理反應(yīng)的生理活動(dòng)的不同狀態(tài)之間的介電差異，確定生物組分濃度或者生理特性。
權(quán)利要求
1.一種組織的非侵入微波層析圖像頻譜系統(tǒng)，該系統(tǒng)包含a)提供微波輻射的功率源裝置；b)多個(gè)組織空間取向的微波發(fā)射-接收器；c)置于發(fā)射-接收器之間的界面媒介；d)可操作地耦接在所述功率源裝置與所述多個(gè)微波發(fā)射-接收器之間的控制裝置，它選擇性地控制提供給所述多個(gè)發(fā)射-接收器的功率，并接收所述多個(gè)發(fā)射-接收器的微波信號(hào)，以從所選的多個(gè)發(fā)射-接收器發(fā)射多頻微波射線，并在與所述組織發(fā)生作用并通過其后由所選的多個(gè)發(fā)射-接收器接收所述多頻微波射線；和e)可操作地連接到所述控制裝置上的計(jì)算裝置，它根據(jù)從所選多個(gè)發(fā)射-接收器接收到的微波信號(hào)計(jì)算所述組織的層析圖像頻譜圖像。
2.如權(quán)利要求1所述的系統(tǒng)，其特征在于，所述界面媒介包含介電常數(shù)在2.45GHz上事先可在約50與90之間進(jìn)行介電調(diào)節(jié)的、介電損耗約在5與25之間的液體。
3.如權(quán)利要求1所述的系統(tǒng)，其特征在于，多頻微波射線較佳地在約0.2GHz至約5Ghz的范圍內(nèi)。
4.如權(quán)利要求1所述的系統(tǒng)，其特征在于，用發(fā)射器之一的脈寬發(fā)射產(chǎn)生多頻微波射線，每次發(fā)射的功率約為1mW/cm2。
5.如權(quán)利要求1所述的系統(tǒng)，其特征在于，所述多個(gè)微波發(fā)射-接收器包含以圓環(huán)形配置分布的發(fā)射-接收器陣列。
6.如權(quán)利要求5所述的系統(tǒng)，其特征在于，所述發(fā)射-接收器相對(duì)于圓環(huán)形陣列是可徑向調(diào)節(jié)的。
7.如權(quán)利要求1所述的系統(tǒng)，其特征在于，所述多個(gè)微波發(fā)射-接收器包含多個(gè)以圓環(huán)形配置分布的疊合的發(fā)射-接收器。
8.如權(quán)利要求1所述的系統(tǒng)，其特征在于，控制裝置包含選擇多個(gè)發(fā)射-接收器，把它們作為發(fā)射器，以及選擇分開的多個(gè)發(fā)射-接收器，把它們作為接收器的裝置。
9.如權(quán)利要求1所述的系統(tǒng)，其特征在于，所述計(jì)算裝置包含輸入數(shù)據(jù)信息部件；直接問題解決部件；逆向問題解決部件；和頻率相關(guān)性部件。
10.如權(quán)利要求9所述的系統(tǒng)，其特征在于，所述逆向問題解決部件包含功能形成部件；斜率形成部件；最小化參數(shù)τ計(jì)算部件；和ε*計(jì)算。
11.如權(quán)利要求1所述的系統(tǒng)，其特征在于，進(jìn)一步包含編碼裝置，它對(duì)提供給所選出的多個(gè)發(fā)射-接收器進(jìn)行發(fā)射的微波射線進(jìn)行編碼，當(dāng)與所述組織作用之后從選出用于接收的多個(gè)發(fā)射-接收器中接收到微波信號(hào)時(shí)，它們?cè)瓉淼陌l(fā)射器可以辨別出這些信號(hào)。
12.如權(quán)利要求11所述的系統(tǒng)，其特征在于，所述編碼裝置包含改變微波射線相位的裝置。
13.如權(quán)利要求11所述的系統(tǒng)，其特征在于，所述編碼裝置包含改變微波射線幅度的裝置。
14.如權(quán)利要求11所述的系統(tǒng)，其特征在于，所述編碼裝置包含改變微波射線極性的裝置。
15.如權(quán)利要求10所述的系統(tǒng)，其特征在于，ε*計(jì)算得到的值是通過計(jì)算根據(jù)測(cè)得的在專門的頻率范圍上發(fā)射和接收到的微波能量的幅度和相位變化的差值得到的介電特性ε’和ε”而取得的。
16.一種對(duì)組織的非侵入微波層析圖像頻譜的方法，所述方法包含下列步驟a)提供微波射線功率源；b)提供多個(gè)微波輻射發(fā)射-接收器；c)控制所述多個(gè)微波輻射發(fā)射-接收器，使多個(gè)微波發(fā)射-接收器能從功率源向正在接收所述微波輻射的多個(gè)發(fā)射-接收器發(fā)射多頻微波射；d)在發(fā)射和接收微波的發(fā)射-接收器之間放置界面媒介；e)把待照射的組織放置在所述界面媒介內(nèi)；f)從所述微波發(fā)射-接收器發(fā)射微波射線；g)在與所述組織發(fā)生作用之后，在微波發(fā)射-接收器內(nèi)接收所述微波射線；以及h)在與所述組織發(fā)生作用之后，測(cè)量微波射線的變化。
17.如權(quán)利要求16所述的方法，其特征在于，進(jìn)一步包含下列步驟對(duì)發(fā)射的微波射線進(jìn)行編碼，以辨別所述多個(gè)發(fā)射-接收器中不同的發(fā)射器之間的原始發(fā)射器；和在與所述組織發(fā)生作用之后對(duì)接收到的微波射線進(jìn)行譯碼，以使原始的發(fā)射器能辨別出改變后的微波射線。
18.如權(quán)利要求16所述的方法，其特征在于，從多個(gè)發(fā)射器同時(shí)發(fā)射多頻微波射線。
19.如權(quán)利要求16所述的方法，其特征在于，所述測(cè)量步驟包括解決逆向問題，以根據(jù)測(cè)得的微波射線的變化計(jì)算所述組織的層析圖像，所述逆向問題的解決包含下列步驟a)確定功能形成部件；b)使用斜率形成部件；c)計(jì)算最小化參數(shù)τ；和d)進(jìn)行ε*計(jì)算。
20.一種在微波層析圖像頻譜組織成像系統(tǒng)中辨別與專門的天線陣列相關(guān)的離散信號(hào)的方法，它包含下列步驟a)提供一微波層析圖像頻譜系統(tǒng)，它具微波功率源、多個(gè)微波發(fā)射-接收器、在所述微波發(fā)射-接收器之間的界面媒介、把微波信號(hào)提供給所述發(fā)射-接收器，并在所述微波信號(hào)與所述組織發(fā)生作用之后從所述發(fā)射-接收器接收微波信號(hào)的控制裝置；b)在所述界面媒介內(nèi)對(duì)待成像的組織進(jìn)行取向；c)對(duì)從不同發(fā)射器同時(shí)發(fā)生的信號(hào)進(jìn)行編碼，并使它們與所述組織發(fā)生作用；以及d)對(duì)不同接收器接收到的信號(hào)進(jìn)行譯碼，以根據(jù)原始發(fā)射器對(duì)信號(hào)進(jìn)行辨別。
21.如權(quán)利要求20所述的方法，其特征在于，所述編碼步驟包含改變所述微波射線的相位。
22.如權(quán)利要求20所述的方法，其特征在于，所述編碼步驟包含改變所述微波射線的幅度。
23.如權(quán)利要求20所述的方法，其特征在于，所述編碼步驟包含改變所述微波射線的極性。
24.如權(quán)利要求20所述的方法，其特征在于，所述編碼步驟包含改變所述微波射線的頻率。
25.一種組織的非侵入微波層析圖像頻譜的方法，所述方法包含下列步驟a)指定微波照射的目標(biāo)組織區(qū)域；b)確定所指定的目標(biāo)組織區(qū)域所期望的組織介電值；c)提供具有微波發(fā)射裝置、微波接收裝置和微波分析裝置的多頻微波射線發(fā)射和接收系統(tǒng)；d)用所述微波發(fā)射裝置發(fā)射的微波射線照射所述目標(biāo)組織；e)用所述接收裝置從照射的目標(biāo)組織區(qū)域接收微波射線；f)用所述分析裝置分析接收到的微波射線，以獲得被觀察的組織介電值；以及g)把被觀察的組織介電值與期望的組織介電值比較，確定在指定的目標(biāo)組織區(qū)域內(nèi)的組織的生理狀態(tài)。
26.如權(quán)利要求25所述的方法，其特征在于，多個(gè)發(fā)射器同時(shí)發(fā)射多頻微波射。
27.如權(quán)利要求25所述的方法，其特征在于，所述分析和比較步驟包含解決逆向問題，以根據(jù)測(cè)得的微波射線的變化計(jì)算所述組織的層析圖像，所述逆向問題解決包含下列步驟a)確定功能形成部件；b)使用斜率形成部件；c)計(jì)算最小化參數(shù)τ；以及d)進(jìn)行ε*計(jì)算。
28.如權(quán)利要求25所述的方法，其特征在于，所述提供微波射線發(fā)射步驟包含以多個(gè)頻率提供微波射線。
29.如權(quán)利要求25所述的方法，其特征在于，所述比較步驟包含把接收到的微波射線實(shí)時(shí)比較，以實(shí)時(shí)確定變化的生理狀態(tài)。
30.如權(quán)利要求25所述的方法，其特征在于，確定的生理狀態(tài)是從由下列組成的生理狀態(tài)表中選出的生理狀態(tài)溫度、電刺激狀態(tài)、氧合血紅蛋白飽合度、血液含氧量、總血紅蛋白以及血液氣體分壓。
31.如權(quán)利要求30所述的方法，其特征在于，血液氣體分壓包含PO2。
32.如權(quán)利要求25所述的方法，其特征在于，指定的目標(biāo)組織區(qū)域包括病人的心臟區(qū)域，以確定心律不齊源點(diǎn)的位置。
33.如權(quán)利要求25所述的方法，其特征在于，提供多頻微波射線發(fā)射和接收系統(tǒng)的步驟包括使用體內(nèi)和體外亞系統(tǒng)。
34.如權(quán)利要求33所述的方法，其特征在于，包含使用導(dǎo)管切除能量傳遞亞系統(tǒng)。
35.如權(quán)利要求16、20或25所述的方法，其特征在于，進(jìn)一步包含用切除導(dǎo)管亞系統(tǒng)來切除指定的組織區(qū)域的步驟。
36.如權(quán)利要求35所述的方法，其特征在于，所述切除導(dǎo)管亞系統(tǒng)使用激光能量來切除。
37.如權(quán)利要示35所述的方法，其特征在于，所述切除導(dǎo)管亞系統(tǒng)使用微波能量來切除。
38.如權(quán)利要求35所述的方法，其特征在于，所述切除導(dǎo)管亞系統(tǒng)使用無線頻率能量來切除。
39.一種層析頻譜圖像，用權(quán)利要求16、20或25的方法產(chǎn)生。
全文摘要
本發(fā)明是組織的非侵入微波層析圖像頻譜系統(tǒng)，該系統(tǒng)使用了多個(gè)組織空間取向的微波發(fā)射-接收器(16)，置于發(fā)射-接收器(16)之間的界面媒介(106)，可操作地耦接到多個(gè)微波發(fā)射-接收器(16)上的控制子系統(tǒng)(65)，它選擇性地控制提供給多個(gè)發(fā)射-接收器(16)的功率，并接收多個(gè)發(fā)射-接收器(16)的微波信號(hào)，以從所選的多個(gè)發(fā)射-接收器(16)發(fā)射多頻微波射線，并在與組織(135)發(fā)生作用并通過其后由所選的多個(gè)發(fā)射-接收器(16)接收所述多頻微波射線，和可操作地連接到控制子系統(tǒng)(65)上的計(jì)算子系統(tǒng)(77)，它根據(jù)從所選多個(gè)發(fā)射-接收器(16)接收到的微波信號(hào)計(jì)算組織(135)的層析X線頻譜圖像。
文檔編號(hào)A61B5/145GK1151684SQ95193883
公開日1997年6月11日 申請(qǐng)日期1995年5月24日 優(yōu)先權(quán)日1994年5月26日
發(fā)明者羅伯特·H·斯文森, 謝爾古艾Y·謝苗諾夫, 弗拉基米爾Y·巴拉諾夫 申請(qǐng)人:卡羅琳娜絲心臟研究所