專利名稱：電磁成像與醫(yī)療系統(tǒng)的制作方法
發(fā)明的領(lǐng)域本發(fā)明涉及電磁成像與醫(yī)療(EMIT)系統(tǒng)，尤其涉及多頻微波與最好是低頻的微波被形成一種組合以生成用于組織摘除的體外聚焦微波的裝置與方法。本發(fā)明包括幾種版本的EMIT系統(tǒng)，它們因頻率級及組合方式的不同有所區(qū)別。而且，本發(fā)明還包括一套針對EMIT系統(tǒng)專門設(shè)計、并帶有一個圖形和三維層析成像界面的計算機(jī)軟件。
發(fā)明的
背景技術(shù)：
電磁層析成像是一種相對較新、在醫(yī)療和有關(guān)領(lǐng)域具有巨大應(yīng)用潛力的技術(shù)?；诮M織介電特性的差異為用于對組織和器官的生理特性進(jìn)行體內(nèi)非損傷實時成像，該技術(shù)正在變得更加成熟和實用。
人們都知道，波層析成像是利用微波輻射，通過檢測微波遇到一個物體后該物體對微波造成的效應(yīng)來對物體進(jìn)行成像。因微波與物體的接觸而使反射微波發(fā)生的變化取決于被成像物體的組織的介電常數(shù)與導(dǎo)電特性。對于一個給定的微波頻率，在反射微波上觀察到的變化表示被成像組織一種特定的特征。
微波是指從超高頻到極高頻的電磁波，它的波長很短，從大約130分米到零點幾個毫米，頻率是從0.1GHz到3000GHz。目前用于生物組織的微波成像的微波的頻率范圍是約0.5GHz到約3GHz。但其它范圍的微波譜段也可以用。選擇微波范圍的決定因素是微波輻射必須是非離子化的，以防止對組織成份或細(xì)胞造成破壞。相應(yīng)地，在確定一個合適的頻率范圍時還有一些生物物理參數(shù)要考慮。
現(xiàn)有技術(shù)中的微波成像有兩種類型，一種是靜態(tài)成像，它通過測定微波輻射在與物體相作用后的絕對介電常數(shù)值來形成圖像。另一種是動態(tài)成像，它的成像基礎(chǔ)是當(dāng)微波輻射入射時物體內(nèi)的介電常數(shù)的變化情況。后一種成像類型尤其適用于對生物組織進(jìn)行成像，來監(jiān)視進(jìn)行中的生理變化。靜態(tài)和動態(tài)兩種技術(shù)都需要一個活動的成像過程，用一個微波掃描儀在移動中掃描入射輻射，并檢測微波輻射在與被成像物體相互作用后發(fā)生的變化。
采用動態(tài)成像時，圖像重構(gòu)的基礎(chǔ)是由幾個數(shù)據(jù)組中記錄的衍射場的差異，這幾組數(shù)據(jù)組是從改變介電對比的身體中獲得的。然而，在更大的體內(nèi)進(jìn)行內(nèi)部成像時存在分辨率的問題，這限制了動態(tài)成像的應(yīng)用和范圍。本發(fā)明通過將生物物理、計算機(jī)軟件和微波層析成像技術(shù)集成起來，實現(xiàn)了高分辨率，從而比現(xiàn)有技術(shù)有顯著的進(jìn)步。

發(fā)明內(nèi)容
概要本發(fā)明集成應(yīng)用了生物物理、算法/計算機(jī)和微波層析成像設(shè)備，提供了一個三維層析成像系統(tǒng)。具體地講，本發(fā)明包括一種用于醫(yī)療生理層析成像方法和系統(tǒng)，其中一個單頻三維微波層析成像系統(tǒng)(3D MWT)與一個能夠?qū)θ梭w軀干這樣的全尺寸范圍的生物體進(jìn)行成像的單頻三維電阻層析成像系統(tǒng)(3D EIT)組合在一起。
具體而言，本發(fā)明提供一種基于組織介電特性差異的對生理特性和組織的暫時變化以及器官進(jìn)行非損傷性實時成像的方法和系統(tǒng)。例如，本發(fā)明的應(yīng)用已經(jīng)顯示，心肌的介電特性是心肌的包括局部供血、局部缺血和梗塞在內(nèi)的生理狀況的敏感的指示因素。心肌介電特性的變化程度提供了足夠的數(shù)據(jù)用于使用微波層析技術(shù)的重構(gòu)。更具體地講，本發(fā)明包括采用多個微波頻率(微波頻譜)和低于特定的細(xì)胞膜張馳頻率的其它頻率的一個EMIT系統(tǒng)。本發(fā)明的這種頻率組合實現(xiàn)了組織的細(xì)胞量比例、細(xì)胞內(nèi)和膜電阻率、細(xì)胞膜電容、組織游離水和結(jié)合水含量以及組織溫度等生物物理參數(shù)的估計。需要指出的是這些信息不僅有意義于心臟病學(xué)，還有意義于其它醫(yī)學(xué)分支，如其中有腫瘤學(xué)、泌尿?qū)W、神經(jīng)學(xué)等領(lǐng)域。
此外，本發(fā)明提供數(shù)學(xué)模型和在計算機(jī)上實現(xiàn)的算法，用于形成在此之前不可能通過量化重構(gòu)而成的結(jié)構(gòu)清晰的圖像，這些圖像可以表達(dá)一個物體內(nèi)介電特性的真實分布。最佳實施例本發(fā)明提供一種含有一個三維電阻層析系統(tǒng)作為其中一部分的三維微波層析成像系統(tǒng)。具體地講，本發(fā)明包括一種用于醫(yī)療生理層析成像的方法和系統(tǒng)，其中一個單頻三維微波層析成像系統(tǒng)(3D MWT)與一個能夠?qū)θ梭w軀干這樣的全尺寸范圍的生物體進(jìn)行成像的單頻三維電阻層析成像系統(tǒng)(3D EIT)組合在一起。本發(fā)明的說明書所提供的理論與試驗值顯示了本發(fā)明相對于在醫(yī)療診斷與治療界目前所用的生理成像現(xiàn)有技術(shù)所具有的優(yōu)點與進(jìn)步。
本發(fā)明設(shè)想采用一種階段式的方式，使第一代EMIT系統(tǒng)被發(fā)布時有可能會在以后被升級成第二代產(chǎn)品。第一代的特點在于它含有具有以下特征的兩個系統(tǒng)(a)多頻微波層析成像0.2-6GHz和(b)具有單一低頻(約20Hz至200KHz)的單一微波頻率(約0.8至1GHz)。第二代含有具有下列特征的三個系統(tǒng)(a)多頻微波0.2-6GHz，(b)一個約200KHz的低頻，和(c)用于組織摘除的多源外部聚焦微波(60℃)。
而且，本發(fā)明還提供了獨特的算法與軟件來實現(xiàn)從EMIT系統(tǒng)中生成非常精確的圖像。具體地講，該算法實現(xiàn)了從微波層析攝影進(jìn)行圖像重構(gòu)。由于用于建立X射線層析攝影圖像的線性光學(xué)近似還不適用于微波層析成像，原因在于電磁波通過生物介質(zhì)的傳播涉及衍射與干擾現(xiàn)象，所以有必要開發(fā)出一種專門的算法來解決麥克斯韋方程或它們的標(biāo)量近似。本發(fā)明提供了算法模型與軟件程序來解這些方程并實現(xiàn)圖像的按需重構(gòu)。為了保證發(fā)明人享受應(yīng)有的保護(hù)，在此公開本發(fā)明所提供的幾種結(jié)構(gòu)、特點和可選的實施例。本發(fā)明是多方面的，即可以分別應(yīng)用也可以結(jié)合作為一個裝置使用。這里所提供的試驗結(jié)果和結(jié)論只有用作舉例之用，不應(yīng)以任何方式作為對本發(fā)明范圍的限制。


圖1是本發(fā)明的層析光譜系統(tǒng)的示意圖；圖2是本發(fā)明的層析光譜系統(tǒng)的示意圖；圖3是用于反問題解決方案的算法的流程圖；圖4是用于反問題解決方案的另一種重構(gòu)算法的流程圖；圖5是作為心動周期的函數(shù)的犬心臟組織介電特性的曲線圖；
圖6是作為心動周期的函數(shù)的犬心臟組織介電特性的曲線圖；圖7是作為閉合與重灌注的函數(shù)的犬心臟組織介電特性的曲線圖；圖8是作為閉合與重灌注的函數(shù)的犬心臟組織介電特性的曲線圖；圖9是作為閉合與重灌注的函數(shù)的犬心臟組織介電特性的曲線圖；圖10是作為閉合與重灌注的函數(shù)的犬心臟組織介電特性的曲線圖；圖11是作為微波發(fā)射的時間和頻率的函數(shù)的犬心臟組織一級和二級介電特性的曲線圖；圖12是作為微波發(fā)射的時間和頻率的函數(shù)的犬心臟組織一級和二級介電特性的曲線圖；圖13是關(guān)聯(lián)于微波發(fā)射頻率的犬心臟組織一級介電特性曲線圖；圖14是關(guān)聯(lián)于犬心臟組織二級介電特性和微波發(fā)射頻率的血液氧含量曲線圖；圖15是關(guān)聯(lián)于一級介電關(guān)聯(lián)常數(shù)和微波發(fā)射頻率的血液氧含量曲線圖；圖16是關(guān)聯(lián)于二級介電關(guān)聯(lián)常數(shù)和微波發(fā)射頻率的血液氧含量曲線圖；圖17是關(guān)聯(lián)于總血紅素相關(guān)系數(shù)和微波發(fā)射頻率的一級和二級介電系數(shù)的曲線圖；圖18是被微波發(fā)射頻率關(guān)聯(lián)起來的人體左心室心肌正常組織與患病組織二級介電特性的曲線圖；圖19是被微波發(fā)射頻率關(guān)聯(lián)起來的人體左心室心肌正常組織與患病組織二級介電特性的曲線圖；圖20是圖18所示的被微波發(fā)射頻率關(guān)聯(lián)起來的人體左心室心肌正常組織與患病組織二級介電特性的曲線圖的放大比例圖；圖21是一個摘除選擇算法的流程圖；圖22是在正常、急性和慢性局部缺血情況下介電特性的圖表；圖23是在正常、急性和慢性局部缺血情況下介電特性的圖表；圖24是在正常、急性和慢性局部缺血情況下介電特性的圖表；圖25是在正常、急性和慢性局部缺血情況下介電特性的圖表；圖26是在正常、急性和慢性局部缺血情況下絕緣特性的圖表；
圖27是多頻減流情況下E″圖表；圖28是急性梗塞過程中E’的相對變化圖表；圖29是急性梗塞過程中E″的相對變化圖表；圖30是閉合后低頻下E″的圖表；圖31是閉合后低頻下E’的圖表；圖32是閉合后高頻下E’的圖表；圖33是閉合后高頻下E’的圖表；圖34是不同頻率下介電特性的比較圖表；圖35是不同頻率下介電特性的比較圖表；圖36是不同頻率下介電特性的比較圖表；圖37是低頻條件下一段時間內(nèi)介電特性的比較圖表；圖38是介電特性的一個比較圖表；圖39是一個跳動的心臟的E’重構(gòu)；圖40是一個跳動的心臟的E″重構(gòu)；圖41是一個非跳動的心臟的E’重構(gòu)；圖42是一個凝膠仿真的第一循環(huán)的E’重構(gòu)；圖43是一個凝膠仿真的第一循環(huán)的E″重構(gòu)；圖44是一個凝膠仿真的第十循環(huán)的E’重構(gòu)；圖45是一個凝膠仿真的第十循環(huán)的E″重構(gòu)；圖46是一個凝膠仿真的10％對比數(shù)學(xué)模型的E’重構(gòu)；圖47是一個凝膠仿真的10％對比數(shù)學(xué)模型的E’重構(gòu)；發(fā)明的詳細(xì)描述1.微波層析光譜成像學(xué)的背景微波層析成像采用微波輻射，通過檢測微波束在與物體作用之后物體對微波的影響來對物體進(jìn)行成像。借助于微波輻射，被成像物體的組織的介電常數(shù)和導(dǎo)電特性就可以決定相互作用的性質(zhì)。一個物體的介電常數(shù)和導(dǎo)電特性被統(tǒng)一表述成復(fù)合介電特性。
微波，作為電磁輻射譜中的一個組成部份，處于約0.1GHz到300GHz之間的頻率范圍，對應(yīng)于300毫米到1毫米的波長范圍。對生物組織成像有用的微波范圍是約0.5到3GHz，但其它范圍的微波譜也可以用。電磁譜上這段范圍上的光子的量子能量所產(chǎn)生的輻射是非離子化的。
總之，微波成像不同于X射線、正電子發(fā)射、超聲或核磁共振成像，因為微波輻射與被成像物體的相互作用結(jié)果是物體的復(fù)合介電特性的函數(shù)。復(fù)合介電特性由介電常數(shù)和介質(zhì)損耗組成。介電常數(shù)是其中的實部，由如下公式給出公式1 E′＝e/e0相對介質(zhì)損耗由如下的虛部給出公式2 E″＝σ/2πfE0其中E0是真空介電常數(shù)，σ是材料的電導(dǎo)率，f是工作頻率。例如，水具有相當(dāng)寬帶的介電常數(shù)，在約1GHz為80左右，在高于100GHz降到約4.5。影響水的介電常數(shù)的另一個因素是它的溫度。
微波成像有兩種基本類型，第一類是靜態(tài)成像，它通過測定微波輻射在與物體相互作用后的絕對介電常數(shù)值來形成圖像。第二類是動態(tài)成像，它的成像基礎(chǔ)是當(dāng)微波輻射入射時物體內(nèi)的介電常數(shù)的變化情況。后一種成像類型尤其適用于對生物組織進(jìn)行成像，來監(jiān)視發(fā)生中的生理變化。需要說明的是，靜態(tài)和動態(tài)兩種技術(shù)都需要一個活動的成像過程，用一個微波掃描儀在移動中掃描入射輻射，并檢測微波輻射在與被成像物體相互作用后發(fā)生的變化。
適于微波成像的大部分非生物物體在介電常數(shù)和電導(dǎo)率變化方面都具有很簡單的構(gòu)成。而生物組織則表現(xiàn)出很寬范圍的相對介電常數(shù)。這些寬范圍的存在很大部分是由于微波輻射與細(xì)胞膜表面電荷相互作用的結(jié)果，在細(xì)胞膜的實際結(jié)構(gòu)中，在親水層之間有疏水層，而且水和電解質(zhì)成份在細(xì)胞結(jié)構(gòu)的內(nèi)部和外部都存在。因此，微波與生物組織的作用相當(dāng)復(fù)雜，它甚至?xí)S著時間的變化而變化，因為用來獲得微波圖像的微波能量吸收導(dǎo)致了微小的溫度變化。這種吸收被轉(zhuǎn)化成熱，對于水尤其如此，這使得這種變化變得非常重要，因為生物組織平均含有70％的水。
層析微波成像采用在被成像物體周圍空間排列的一系列微波發(fā)射器與接收器。在1990年3月《IEEE生物醫(yī)療學(xué)報》(IEEE Transaction onBiomedical Engineering)第37卷第三期303-12頁上有一篇由Jofre等完成的文章，題為“采用微波層析掃描儀的醫(yī)療成像”，公開了微波發(fā)射器和接收器的圓柱式排列方法。該排列方式采用64個波導(dǎo)天線，分成4組，每組16個。每個波導(dǎo)天線都可以起發(fā)射器或接收器的作用。被成像物體被放置在波導(dǎo)天線陣列環(huán)內(nèi)并被浸于水中，以盡可能在減小入射微波束與物體表面發(fā)生作用造成的衰減。一組內(nèi)的每個天線順序發(fā)射，與該組天線位置相對的16個天線用作接收器。每個天線都依次重復(fù)該過程，直至完成一個循環(huán)。輸出微波信號為2.45GHz，在物體上提供一個高2厘米，功率密度低于每平方厘米0.1毫瓦的測試場。
Jofre等人設(shè)計的結(jié)構(gòu)用一個相干正交相位檢測器來測量來自接收天線的信號的強(qiáng)度和相位。得到的數(shù)據(jù)被進(jìn)行數(shù)字化處理，一臺計算機(jī)根據(jù)微波輻射的變化進(jìn)行圖像的重構(gòu)。該重構(gòu)由一種被設(shè)計用來在二維空間對微波衍射進(jìn)行近似的算法來執(zhí)行。這種算法采用波恩(Born)近似，假定散射只使照度產(chǎn)生很小的失真，所以用入射場對體內(nèi)的場進(jìn)行近似。這種近似方法帶來的問題仍是微波層析成像的一個主要的限制。
在1991年《神經(jīng)科學(xué)方法通訊》(Journal of NeuroscienceMethods)第36期239-51頁上有一篇Amirall等人發(fā)表的文章，題為“微波腦層析圖像對挑戰(zhàn)的響應(yīng)”，公開了Jofre的文章中的圓柱式排列方法在腦成像中的一個應(yīng)用。圖像的重構(gòu)仍是采用圓柱狀的衍射算法，用快速傅利葉變換方法與一階波恩近似。由該算法重構(gòu)的數(shù)據(jù)形成身體的一個切面的介電常數(shù)值的對比，介電常數(shù)值是被成像身體形成介電常數(shù)對比的部分的空間座標(biāo)的函數(shù)。理論上，分辨能力被限制在微波輻射的一半波長的衍射值。對于2.45GHz的頻率，這就意味著理論上的分辨率最小值為在空氣中約6厘米，在水中約7毫米。由于重構(gòu)算法的緣故以及設(shè)備中的電子元件所帶來的限制，這些理論值是無法達(dá)到的。
上述設(shè)備中所使用的一階近似與算法的有效性把靜態(tài)成像限制在四肢這樣的較小的部位。對于如人的頭部這樣較大的身體部位的情況，重構(gòu)圖像只有正確地顯示出身體的外部輪廓，無法給出內(nèi)部結(jié)構(gòu)。
采用動態(tài)成像時，圖像重構(gòu)的基礎(chǔ)是從具有變化的介電特性對比的身體中取得的幾個數(shù)據(jù)組中記錄下的衍射場的差異。Amirall等人能夠做到在較大的身體部位內(nèi)的內(nèi)部成像，但分辨率只有理論值的一半。
圖1和圖2是本發(fā)明所提供的層析成像系統(tǒng)10的示意圖。本發(fā)明的應(yīng)用范圍覆蓋了許多領(lǐng)域，然而下述的最佳領(lǐng)域是醫(yī)用。更具體地說，本發(fā)明的下述實施例是關(guān)于心臟心律不齊的非損傷性診斷與治療。該系統(tǒng)實現(xiàn)了心臟中心律不齊病灶的快速、高精度非損傷性檢查與定位，并具有非損傷性心臟成像的能力。系統(tǒng)10完成這些過程是通過采用多頻率方式、信號編碼技術(shù)、改進(jìn)了的數(shù)學(xué)算法以及在先前未被發(fā)現(xiàn)的相關(guān)函數(shù)。下面的詳細(xì)描述將使本發(fā)明的這些以及其它特征變得更為清楚。
過去，人們依靠這三種基本技術(shù)中的一種來確定心臟心律不齊的起源導(dǎo)管插入成像、在心臟手術(shù)過程中的電激勵成像、或者電勢或磁場的體表成像。這些技術(shù)都有明顯的風(fēng)險和局限。例如，導(dǎo)管插入成像與手術(shù)過程中的激勵成像從根本上就是損傷性的，適用范圍受限制且對時間要求較高。體表成像雖是非損傷和低風(fēng)險的，但結(jié)果的準(zhǔn)確性很差，人們通常認(rèn)為它不足以作為治療的依據(jù)。這種成像可以采用體表電勢分布的順序瞬時變化來進(jìn)行，也可以用體表磁場的順序變化來進(jìn)行。
本發(fā)明不需要把導(dǎo)管插入體內(nèi)，也不需要把探頭插入心臟組織中。但采用本發(fā)明卻可以實現(xiàn)心臟及其電激勵順序的可靠而精確(＜約5毫米)的三維重構(gòu)。采用下述技術(shù)用于心律不齊病灶的摘除是非損傷的，而且，它使用了先進(jìn)的多頻和能量引導(dǎo)技術(shù)，使得摘除的能量閾值僅僅出現(xiàn)在指定的位置。本發(fā)明確實也伴隨損傷性的過程，如，通過導(dǎo)管送入的用于組織摘除的系統(tǒng)或醫(yī)生要進(jìn)行治療所需要的手術(shù)處理。
如上所述，本發(fā)明還使用了新的相關(guān)函數(shù)。這些函數(shù)與組織的物理特性以及這些特性在細(xì)胞激勵過程中的發(fā)生的變化有關(guān)。具體而言，生物組織的介電行為可以用兩個特性參數(shù)來確定介質(zhì)滲透率與電導(dǎo)率。參數(shù)方程包括頻率、參數(shù)與組織類型。組織類型參數(shù)提供了通過測量組織所傳遞的——即反射的和散射的——電磁能來檢測解剖結(jié)構(gòu)的機(jī)會。對于同質(zhì)物體來說，已經(jīng)能夠通過測量電磁輻射的振幅和相位來檢測介電特性，但若要簡單通過測量被傳遞的波振幅和相位來測量傳遞過非同質(zhì)生物組織的輻射的介電特性值，問題就變得復(fù)雜多了。為人所知的這個“反”問題已經(jīng)吸引了一些人尋求其答案。本發(fā)明考慮到了組織特性對溫度的強(qiáng)依賴性并通過采用多頻和多位置發(fā)射器-接收器的設(shè)計用新的方法解決了“反”問題。
參見圖1與圖2，系統(tǒng)10含有適于安裝一組微波發(fā)射器-接收器16的發(fā)射器-接收器副組件14。發(fā)射器-接收器的一種最佳設(shè)置結(jié)構(gòu)是環(huán)形排列，但適應(yīng)身體的特定部位或整個身體(如頭部、心臟、臂、腿等)需要的任何其它3維或2維排列方式也可以用在本發(fā)明中。相對于環(huán)形排列方式，每個發(fā)射器-接收器16都允許沿徑向移動。副組件14還可以含有一組縱向?qū)盈B的發(fā)射器-接收器。一個電源19提供窄脈沖寬度的電磁能信號，入射到物體上的功率密度不超過每平方厘米約10毫瓦。這些窄脈沖寬度信號的頻率帶寬的中心位于約0.1GHz到約6GHz之間，位于約0.2GHz到約2.5GHz之間更好。事實上，本系統(tǒng)還可以與一個低頻源(約20Hz到約2MHz)組合到一起形成一個電磁阻層析子系統(tǒng)，該子系統(tǒng)具有一個多源輸入模塊，因而是一個改進(jìn)的成像設(shè)備，下文會有進(jìn)一步說明。電源19可以由一組電源組成，也可以只含有一個電源，如一個發(fā)生器。在圖2所示的實施例中，電源19含有一個掃描診斷發(fā)生器22、一個診斷發(fā)生器控制模塊24、一個摘除發(fā)生器27、以及一個摘除發(fā)生器控制模塊29。掃描診斷發(fā)生器22提供用于診斷應(yīng)用中的多頻低功率能量，摘除發(fā)生器27提供對指定的組織區(qū)域進(jìn)行微波摘除所需的高功率能量。選擇使用上述哪個發(fā)生器進(jìn)行工作由轉(zhuǎn)換器33完成，轉(zhuǎn)換器33將發(fā)生器輸出與發(fā)射器16連接起來。
本發(fā)明還提供了一個波道選擇機(jī)構(gòu)35，用來激活和控制用于能量發(fā)射與接收的波道i、i+1、i+n。該子系統(tǒng)含有一個波道數(shù)開關(guān)36、一個振幅衰減器-檢測器控制機(jī)構(gòu)(ADM)39、一個相位旋轉(zhuǎn)器-檢測器42、一個振幅檢測器45、一個相位檢測器48、以及一個天線模式開關(guān)53。在診斷過程中，波道數(shù)開關(guān)36在特定的時間把診斷發(fā)生器22的輸出與發(fā)射器(或一組發(fā)射器)的輸入連接起來。在摘除或治療模式下，該開關(guān)將所有的波道與摘除發(fā)生器27的輸出連接起來。振幅衰減器-檢測器39和相位旋轉(zhuǎn)器-檢測器42處于所有波道的發(fā)射器路徑上。振幅衰減器-檢測器39使被發(fā)射的功率的振幅衰減，相位旋轉(zhuǎn)器-檢測器42對輸出信號進(jìn)行檢測和編碼。振幅檢測器45和相位檢測器48處于所有波道的接收路徑上，并在診斷模式下，對接收信號的振幅和相位進(jìn)行檢測和解碼。大家已經(jīng)知道，其它的編碼方式，如極化，可能需要額外的編碼-解碼元件。天線模式開關(guān)53所起的作用是在所在波道中把發(fā)射器路徑的輸出與天線連接起來，或在接收器路徑把輸入路徑與該天線連接起來。
計算與控制模塊65包括一個中央處理單元(CPU)68、一個接口子系統(tǒng)72、一個顯示器75和一個顯示軟件77、以及一個存儲器82。所述接口子系統(tǒng)72還包括數(shù)-模轉(zhuǎn)換器(DAC)86、一個復(fù)用器89、一個模-數(shù)轉(zhuǎn)換器(ADC)92、以及一個產(chǎn)生受控的處理過程的時間同步并接收待分析數(shù)據(jù)的控制模塊94。
一個輔助子系統(tǒng)102含有一個用來控制界面介質(zhì)106的溫度的恒溫罩105。一種合適的界面介質(zhì)例如可以是鈦和鋇溶液一類的液體。其它合適的液體(或基底)如專門均化處理過的脂肪溶液也可以用在本發(fā)明中。這些位于發(fā)射器-接收器之間的液體應(yīng)當(dāng)具有在2.45GHz頻率下介于約50和90之間的預(yù)先可調(diào)整的介電常數(shù)，還具有介于約5到25之間的介質(zhì)損耗。子系統(tǒng)102還含有一個用于控制恒溫罩105恒溫控制模塊108和一個基本波道控制模塊111，用于當(dāng)系統(tǒng)10處于校準(zhǔn)狀態(tài)時控制來自Bi控制波道的接收信號。根據(jù)對系統(tǒng)性能的特定需要，還可以添加些額外的輔助部件，如心電圖儀與/或打印機(jī)119，都可能對系統(tǒng)10有用。
在一個順序多頻層析成像系統(tǒng)10中，目標(biāo)組織135被發(fā)自第一至第n個發(fā)射器(接收器)16的低能量微波輻射所依次照射，接收器(發(fā)射器)16當(dāng)它在工作順序中不作為發(fā)射器的特定步驟中對接收信號進(jìn)行同步測量。幾個發(fā)射器-接收器16按某個設(shè)定的時間常數(shù)來接收發(fā)自發(fā)射器-接收器16的信號。系統(tǒng)10根據(jù)上述方式快速地順序改變頻道數(shù)與天線模式。完成一個n頻道發(fā)射與接收周期后，掃描診斷發(fā)生器22提供另一個周期的n頻道轉(zhuǎn)換測量。周期測量的總次數(shù)一般不超過N×M，其中N是天線的數(shù)量，M是用于診斷的頻率的數(shù)量。需要說明的是，采用多重編碼方式也可以實現(xiàn)同步測量。在測量之后，系統(tǒng)10根據(jù)接收到的信息以及將在下文參照圖3和圖4詳加說明的新算法來解決所說的“反”問題。在測量生理變化時，了解如心肌收縮這樣的生理事件發(fā)生的時間是很重要的。這些時間周期被定義為組織事件時間周期。
系統(tǒng)10的數(shù)據(jù)獲取是按一定的時間間隔進(jìn)行的，這些時間間隔是組織事件時間周期的若干分之一，這樣就使得數(shù)據(jù)獲取可以在每個組織事件時間周期中進(jìn)行多次并存儲于存儲器82中。重構(gòu)時間足夠快，使身體的運動不造成影響。物體的解剖結(jié)構(gòu)和溫度狀態(tài)在顯示器75上就可以觀察到，使用通常的顯示軟件77就可以完成這種顯示操作，用打印機(jī)119還可以把信息打印出來。心臟里心律不齊病灶區(qū)就是那些具有特殊E′和E″值的區(qū)域。這些區(qū)域的空間座標(biāo)的確立借助于顯示軟件、CPU和存儲器。
在測量周期中，系統(tǒng)10在恒溫控制模塊108的幫助下，定期地對界面介質(zhì)106進(jìn)行溫度控制校正。系統(tǒng)10還用心電圖儀115使系統(tǒng)的工作與組織所在的心臟周期調(diào)整成同步。
系統(tǒng)10具有一個能夠保證其計算速度與精確度的一個重要特征，即它采用一種對提供給發(fā)射器的微波進(jìn)行編碼的編碼設(shè)備。當(dāng)接收器接收到與組織作用后反饋回來的相應(yīng)的信號，這些信號由它們的原始發(fā)射器或發(fā)射器組進(jìn)行區(qū)分。最佳的編碼技術(shù)可以是相位、振幅、或極化調(diào)制，然而本發(fā)明技術(shù)方案范圍內(nèi)還包括了采用頻率調(diào)制，即調(diào)頻。對于需要一組發(fā)射器同時發(fā)射的應(yīng)用情況下，調(diào)頻方式是有用的。
系統(tǒng)10是允許對組織進(jìn)行非損傷性層析成像的本發(fā)明所提供的新方法的一個實施例。所述的方法含有以下步驟提供一個輻射功率源；提供一組發(fā)射器-接收器；控制這些輻射發(fā)射器-接收器，使得一組發(fā)射器-接收器能夠從功率源發(fā)射出多頻輻射到用來接收輻射的一組發(fā)射器-接收器。該方法進(jìn)一步還包括以下步驟在用于發(fā)射和接收的發(fā)射器-接收器之間放置一種用于絕緣特性比較的界面介質(zhì)；在界面介質(zhì)之間放置被輻射的組織；從發(fā)射器-接收器發(fā)射輻射；接收與組織作用后的輻射到發(fā)射器-接收器中；測量與組織作用后的輻射中所發(fā)生的變化。
如前文所述，新的算法是用來解決“反”問題的計算。在本發(fā)明中，沒有如所述的波恩近似這樣的近似處理用于被照射的組織物體的介電常數(shù)或?qū)щ姵?shù)。上述方法中的測量步驟既采納了舊的也采納了新的方法來選取這種電磁成像方式所產(chǎn)生的有用的數(shù)據(jù)。尤其是，如圖3的流程圖所示，測量步驟中含有采用一個輸入數(shù)據(jù)形成部件220、一個直接問題解決部件222、一個反問題解決部件224、一個多頻關(guān)聯(lián)部件226、一個計算機(jī)視覺化控制236、和一個層析光譜圖像238所進(jìn)行的計算處理。
直接問題解決方案是一種已知的解決微波從一個發(fā)射器通過一個生物物質(zhì)到一個接收器的傳播問題的運算方法。反問題的解決基于對微波輻射變化的測量，進(jìn)行精確的計算從而生成對層析成像有用的圖像。反問題解決步驟包括確立一個用來把發(fā)自所有發(fā)射器-接收器的輸入信號加和的函數(shù)形成組件228；用函數(shù)形成組件的一階導(dǎo)數(shù)梯度形成組件230來簡化處理程度；計算最小常數(shù)σ校驗梯度函數(shù)的精度并按最精確的方式進(jìn)行重建；進(jìn)行E*計算234。E*計算234使用下列公式等式3 E*＝E′+iE″其中，E′和E″是本發(fā)明所測得的介電常數(shù)值和損耗值，i代表虛數(shù)。用E*代表E′和E″的值是一種傳統(tǒng)的數(shù)學(xué)方法。需要說明的是，本發(fā)明也可以采用E′與E″、E′或E″作為介電常數(shù)測量值用來生成圖像。之所以采用E*是因為組織與/或組織生理狀態(tài)之間的介電常數(shù)對比可以在E′與/或E″中的差別或變化中發(fā)現(xiàn)。如果E′與E″被算到一起成為E*，那么E′或E″中發(fā)生的任何介電常的變化都可以在E*計算中測到。下面會提到，對某些生理介電特性變化的最好檢測方式是僅使用E′或E″。應(yīng)該知道，不管E*被用在哪里，E′或E″都可以用在E*的位置。
圖4所給出的流程圖是本發(fā)明的一個實施例，它也可以用在一個導(dǎo)管系統(tǒng)中。數(shù)據(jù)被從一個工作陣列形成步驟242和一個天線模擬步驟244進(jìn)入一個直接問題解決步驟240。工作陣列形成步驟242從一個頻率與溫度關(guān)聯(lián)步驟248接收數(shù)據(jù)，頻率與溫度關(guān)聯(lián)步驟248從一個零近似步驟250獲得其初始值。天線模擬步驟244所提供的數(shù)值用來啟動計算步驟，這是構(gòu)建圖像的起點。然后，直接問題解決步驟240就可以解決一個圖像問題，其過程是，獲得微波發(fā)射的振幅和相位，對生物組織的介電效應(yīng)將會怎樣做一個假設(shè)，計算傳遞回來的微波的振幅與相位的期望值。直接問題解決步驟240的結(jié)果然后被送到反問題解決步驟252，反問題解決步驟252含有等式系統(tǒng)形成步驟254、雅各比矩陣形成步驟256、以及矩陣不可倒置步驟258。之后，反問題解決步驟252依根據(jù)已知的發(fā)射微波和其它的振幅與相位值、已知的從發(fā)射器接收器陣列接收的振幅和相位值計算出生理組織的一個圖像。結(jié)果，為了計算微波能量所通過的生理組織的介電特性，反問題解決步驟通過獲得發(fā)射微波的振幅和相位以及被傳遞或被接收的微波的振幅和相位生成層析圖像。來自矩陣不可倒置步驟258的這些圖像數(shù)據(jù)然后通過一個含有一個誤差估計步驟260和一個第一誤差校正步驟262的誤差校正逼近處理過程。對于被發(fā)射的和被接收的每一個振幅和相位值，當(dāng)i等于1-n，矩陣不可倒置步驟258和誤差估計步驟260以及第一誤差校正步驟262一起形成一個逐步逼近環(huán)，該環(huán)始于把第一個座標(biāo)點E*ΔT輸入誤差估計步驟260。對于從1-n開始的每個i值，生成了E*j+1、Tj+1，其中j是用來生成二維或三維圖像的座標(biāo)系統(tǒng)中的座標(biāo)數(shù)，且j等于從1-n開始的數(shù)值。當(dāng)每個E*、T值被經(jīng)歷了一個誤差估計和第一誤差校正過程之后，其數(shù)值被送到一個組織結(jié)構(gòu)與T重構(gòu)及組織結(jié)構(gòu)誤差估計步驟264。在這一點上，被送入誤差估計步驟264的數(shù)值被與E″值比較，如果誤差估計發(fā)生了，則此值被進(jìn)一步送入用來基于介電特性對比生成生物組織的二維或三維圖像的一個組織結(jié)構(gòu)與T視覺化步驟266。如果誤差估計步驟未做出發(fā)應(yīng)，一個數(shù)據(jù)點被送入一個第二誤差校正步驟268，該步驟與第一校正步驟262一起對頻率與溫度關(guān)聯(lián)步驟248所生成的數(shù)值進(jìn)行調(diào)整。
圖5顯示了系統(tǒng)10通過心臟組織介電特性的變化來檢測心臟激勵的能力。具體地講，圖5給出了E′在初始點、電激勵過程的整個時段T1、過渡階段T2到恢復(fù)過程中的E′值。圖6給出了系統(tǒng)10的類似檢測能力，只是它所給出是介電常數(shù)E″的值。
圖7至圖10顯示的是一個選定的介電特性在多個頻率下、在一系列的冠狀主動脈閉合過程中的百分比變化。圖7和圖8所示的是在一系列短閉合以及隨后的一個長閉合過程所構(gòu)成的一個長過程的情況。這些圖表示了由心臟局部缺血所決定的介電特性E′和E″的關(guān)聯(lián)關(guān)系。介電特性的這種變化方式與一種已知的組織現(xiàn)象是一致的，即在完全閉合前的預(yù)備過程所產(chǎn)生的保護(hù)效應(yīng)。圖9和圖10所示是一系列短閉合以及隨后的一個長閉合過程的構(gòu)成的一個短過程的情況。這些圖象支持與圖7和圖8有關(guān)的結(jié)論。
圖10還提供了多頻數(shù)值或組織波譜成像分析的例子。在這個圖中，E′的百分比變化在4.1GHz處的曲線形狀較之于在0.2GHz或1.17GHz處相對平坦且用途較小。這強(qiáng)調(diào)說明了系統(tǒng)10通過多頻技術(shù)檢測如局部缺血等組織激勵現(xiàn)象以及其它生理事件的必要，對于單一頻率分析方式，這些組織現(xiàn)象和事件可能會檢測不到或沒有用途。圖11和圖12中的E*(f)圖進(jìn)一步說明了這一問題，圖中曲線145、147、149、151、153和155分別代表閉合(即劇烈局部缺血)后0、15、30、45、120和125分鐘時間后E′(用*形曲線表示)和E″(用0形曲線表示)的情況。在值為E*/E*之前，在125分鐘處出現(xiàn)重注現(xiàn)象，由曲線155表示。這些圖形表示，如果只在單一頻率做分析，那么在短的組織激勵過程中，只產(chǎn)生很少的有用的數(shù)據(jù)。但如果同時進(jìn)行多頻分析，則可以清晰地表示出組織的生理現(xiàn)象。
圖13和圖14給出了介電特性與血液氧合血紅蛋白含量間的關(guān)系。圖13中，介電特性是(E′(Hb02)-E′(86.9))/E′(86.9)的百分比，圖14中，介電特性是(E″(Hb02)-E″(86.9))/E″(86.9)的百分比。在兩個圖中，頻率曲線161、163、165、167、169、171和173分別對應(yīng)于0.2GHz、1.14GHz、2.13GHz、3.12GHz、4.01GHz、5.0GHz和6.0GHz。
圖15中，氧合血紅蛋白(Hb02)、局部氧壓(P02)和總血紅蛋白(tHb)含量被關(guān)聯(lián)于0.2-6MHz范圍的微波頻率。氧合血紅蛋白的最高關(guān)聯(lián)度出現(xiàn)于0.5-2.5GHz的頻率范圍。介電特性值e貫穿這個范圍。
圖16給出了介電損耗E″的關(guān)聯(lián)系數(shù)曲線。Hb02的關(guān)聯(lián)系數(shù)在約2GHz處最高，P02的關(guān)聯(lián)系數(shù)在2.5與4GHz間接近一致。
圖15和圖16中所給出的關(guān)聯(lián)系數(shù)結(jié)果代表了本發(fā)明在氧合血紅蛋白(Hb02)飽和比例與P02之間進(jìn)行區(qū)分的能力。這些值都是有用于從事保健工作的單位的重要的信息。目前，已經(jīng)有一種用于病床旁實時測定氧合血紅蛋白飽和比例的光度裝置，稱為光電血色計。但為了獲得P02值，主動脈血必須從患者身體抽到一介專用注射器中并流過一個可以直接測量液體中氣體的局部壓力的機(jī)器。
圖17所示是作為一種參照關(guān)聯(lián)的總氧合血紅蛋白的E′和E″曲線。所示的E′曲線是相當(dāng)平坦的關(guān)聯(lián)曲線，而且具有很明顯的非關(guān)聯(lián)性，在曲線大部分中關(guān)聯(lián)值保持在低于-0.995.E″曲線在4至56Hz間的微波頻率范圍內(nèi)與總血紅蛋白的關(guān)聯(lián)性提高。如前面關(guān)于圖3和圖4的討論所表明的，在從0.2-6GHz掃描單一頻率條件下的關(guān)聯(lián)曲線，并通過計算血液的介電常數(shù)E′和E″就可以從這些關(guān)聯(lián)曲線精確地導(dǎo)出氧合血紅蛋白P02與總血紅蛋白間的關(guān)聯(lián)值。在1.5GHz或附近，氧合血紅蛋白飽合濃度最佳地關(guān)聯(lián)于E′值，從在3.5GHz或附近計算得到的介電損失E″的關(guān)聯(lián)值就可以算出P02值，從在4.5GHz或附近計算得到的介電損失E″的關(guān)聯(lián)值就可以算出tHb。0.2-6GHz頻率范圍內(nèi)的每個段只需要不超過幾個毫秒的微波曝光時間即可進(jìn)行數(shù)值計算。所以本發(fā)明可以用在床邊用于對這些參數(shù)的虛擬實時監(jiān)測。
本發(fā)明能夠提供對Hb02飽和比例與P02值的一種實時床側(cè)監(jiān)測。本發(fā)明不需要從患者身體取血，并省卻了把血樣送到實驗室進(jìn)行分析所需要的成本及所花費的時間。
本發(fā)明并不局限于Hb02與P02值。采用本發(fā)明，任何可進(jìn)行絕緣特性對比的血液和組織成份都可以進(jìn)行非損傷性實時評測。本發(fā)明具有的另一種能力是檢測正在病變的組織中所發(fā)生的絕緣特性變化。例如，一個10歲男孩的左腹處因病變而弱化了的動脈瘤部分被修復(fù)。在修復(fù)過程中，病變的部分被從心臟完全摘除。這要求切割邊緣含有正常的心肌。本發(fā)明被用來檢測這部分被切除的組織，檢測結(jié)果如圖18至20所示。
正常心肌的介電損耗特性E″如圖18所示，其中的曲線200是在0.2-6GHz的微波頻率范圍內(nèi)測得。在整個頻率范圍內(nèi)，該正常組織都可以與曲線202所示的非正常組織區(qū)分開。
圖19所示是同一組織樣本的介電常數(shù)特性E′的曲線。正常組織具有曲線204所代表的一條E′單個曲線。非正常組織由曲線206表示。在本發(fā)明所使用的整個微波頻率范圍內(nèi)，正常心肌組織都可以與非正常組織區(qū)分開。
圖20是圖18的表示相同E″介電損耗數(shù)據(jù)的展開比例的曲線圖。曲線208表示正常心肌組織E″，曲線210表示非正常心臟的組織的E″值。
本發(fā)明可以利用介電特性的這一差異生成一個圖像。例如，當(dāng)圖1至4中的系統(tǒng)10掃描一位患者的胸部，基于圖5至12和圖18至20所顯示的各種組織間的介電特性差異，可以獲得器官的解剖構(gòu)造圖。此外，本發(fā)明還有利于在正常組織內(nèi)對病變的非正常組織的解剖結(jié)構(gòu)定位。非正常的心肌組織一般會導(dǎo)致有害的節(jié)律錯亂。不利的是，這些非正常的心肌組織可能會被包圍在正常的心肌中，視覺上無法分辨。本發(fā)明基于如圖18至20中所探測到的介質(zhì)特性差異可以提供非正常組織的實時成像。采用快速重構(gòu)方法和按照組織事件時間周期的若干分之一的時間周期在整個頻率范圍內(nèi)進(jìn)行掃描，臨床醫(yī)生可以生成非正常組織的一幅圖像。根據(jù)頻率與被檢測的介質(zhì)特性的變化，觀察者可以對介電特性進(jìn)行重構(gòu)以通過非正常組織生成一個功能激勵圖，也可以生成一個臨時變化圖，并把這些臨時變化關(guān)聯(lián)于已知的組織內(nèi)的異常情況的電子標(biāo)識。臨床醫(yī)生然后就可以指導(dǎo)摘除療法，去掉非正常節(jié)律癥結(jié)點并對組織去除是否充分進(jìn)行評測。
圖21公開了本發(fā)明的一個采用激光或微波源進(jìn)行組織摘除的實施例。如其所公開的內(nèi)容，一種用于摘除如正常心肌組織中的心律不齊病灶等患病組織的方法，首先開始于把組織結(jié)構(gòu)分析所產(chǎn)生的信息輸入到一個輸入數(shù)據(jù)形成步驟300中，這些組織結(jié)構(gòu)分析是基于圖2所示的發(fā)明方案所產(chǎn)生的數(shù)據(jù)以及期望的溫度分布值。當(dāng)輸入數(shù)據(jù)形成步驟所用的信息來源于一個微波源時，它是作為一個近似步驟302，或來源于一個激光源作為一個近似步驟304，以導(dǎo)出將被送入微波直接問題解決方案模塊306或激光直接問題解決方案控制模塊308的輸入信號。在步驟310進(jìn)行一個確定步驟的處理，用來確定可能在工作的微波或激光源。該確定步驟所產(chǎn)生的結(jié)果被傳遞到一個功率源與病灶關(guān)聯(lián)數(shù)據(jù)庫312，以引出一個近似步驟314，而且還接收來自一個天線模擬步驟316的輸入信號。在步驟318對目前的期望溫度進(jìn)行計算并在步驟320校正成溫度非線性。對應(yīng)于微波或激光306、308的直接問題解決方案與在步驟320校正過的當(dāng)前溫度一起被合并入一個生物熱等式解決方案332用以產(chǎn)生一個真實的溫度結(jié)果。生物等式322所產(chǎn)生的溫度分布被傳遞到一個病灶定位步驟324，病灶定位步驟324提供數(shù)據(jù)返回到功率源與病灶關(guān)聯(lián)數(shù)據(jù)庫312，以進(jìn)行下一步近似直至輸入數(shù)據(jù)形成步驟300，從而進(jìn)一個確定生物熱等式解決方案步驟322。來自等式解決方案步驟322的信息還被傳遞到一個不同的估計病灶與當(dāng)前病灶形成步驟，用以把當(dāng)前病灶大小與估計的病灶大小進(jìn)行比較從而判定最佳療法是否已做到。如果已經(jīng)達(dá)到了處理效果，判斷結(jié)果會傳遞到一個優(yōu)化區(qū)步驟328。如果當(dāng)前病灶不同于估計病灶，不同的信息會傳遞回功率源與病灶關(guān)聯(lián)數(shù)據(jù)庫步驟312，用來在步驟314重新進(jìn)行近似，直至輸入數(shù)據(jù)形成步驟300，以進(jìn)行下一次處理，使估計病灶大小的結(jié)果更接近于實際。這一循環(huán)過程所進(jìn)行的步驟的數(shù)目由開關(guān)330進(jìn)行監(jiān)測，并在步驟0，即步驟334把處理結(jié)果與病灶期望大小和位置步驟332進(jìn)行比較。對于大于0的步驟，開關(guān)330轉(zhuǎn)向步驟336。整個過程不斷地為了完成摘除治療而被重新評測，基于從微波層析成像系統(tǒng)所得出的組織結(jié)構(gòu)的分析而產(chǎn)生的病灶信息也在實時基礎(chǔ)上不斷地被重新評測。
上述系統(tǒng)采用微波能，用一種新的方法，通過基于生物組織的介電特性的反問題解決方案實現(xiàn)對生物功能和組織結(jié)構(gòu)的快速實時評測。與任何已有技術(shù)相比，本發(fā)明顯著地提高了處理速度及分辨能力。本發(fā)明還提供了一種用來確定生物成分或生理特性的有關(guān)參數(shù)的實時評測技術(shù)，該技術(shù)基于生物化合物或生理反應(yīng)的不同生理活動狀態(tài)所相關(guān)的介電特性的對比關(guān)系。下文還會說明實現(xiàn)上述優(yōu)點的其它方式，包括修正的循環(huán)算法，低頻(EIT)與微波頻率構(gòu)成多頻組合，以及整體心肌介電特性分析。2.整體心肌介電特性綜述在探索這些發(fā)明的優(yōu)點及特征的過程中，發(fā)明人獲得了幾項突破性的技術(shù)及成果。這其中采用了整體心肌介電特性的一種最佳的新模型。這種模型假設(shè)被一層復(fù)合膜覆蓋的細(xì)胞的模型是不定圓柱體。該模型利用了細(xì)胞內(nèi)、細(xì)胞外介質(zhì)和細(xì)胞膜的介電特性的復(fù)合值。該模型適于對正常的心肌以及急性和慢性梗塞情況下細(xì)胞膜松馳光譜之上和之下的心肌電阻率進(jìn)行分析。該心肌細(xì)胞模型不僅對正常心肌電阻的圖譜給出了合理的解釋，而且解釋了人們基于一個分?jǐn)?shù)量假說在急性局部缺血和慢性梗塞情況下的心肌電阻圖譜中所觀察到的變化。
細(xì)胞內(nèi)、細(xì)胞外介質(zhì)和細(xì)胞膜的電阻對整體心肌電阻的貢獻(xiàn)是依頻率的變化而變化的。在0.2MHz以下的頻率，細(xì)胞內(nèi)電阻對主體心肌電阻的貢獻(xiàn)與細(xì)胞外電阻相比是很小的，不超過10-15％。在高于0.5MHz的頻率，測得的主體電阻反應(yīng)出細(xì)胞內(nèi)電阻和細(xì)胞外電阻基本處于同樣的水平。細(xì)胞膜電阻的貢獻(xiàn)對細(xì)胞內(nèi)和細(xì)胞外的電阻的影響也是同一水平的。與細(xì)胞內(nèi)和細(xì)胞外電阻相比，細(xì)胞膜電阻的貢獻(xiàn)是很小的，在1Hz附近的頻率對于正常的心肌不超過0.1％。
下面將介紹基于這些假設(shè)所進(jìn)行的一個專門試驗，其中在接近細(xì)胞膜松馳頻率的光譜帶上檢測到了急性和慢性心肌梗塞情況下心肌介電特性的顯著變化。在此給出急性和慢性心肌梗塞情況下在主體心肌電阻所觀察到的變化的理論解釋。該解釋基于主體心肌介電特性的一種新模型，即被一層復(fù)合膜覆蓋的細(xì)胞的模型是無限個圓柱體。該模型利用了細(xì)胞內(nèi)、細(xì)胞外介質(zhì)和細(xì)胞膜的介電特性的復(fù)合值。該模型被用來對正常的心肌以及急性和慢性梗塞情況下細(xì)胞膜松馳光譜之上和之下的心肌電阻率進(jìn)行分析。這其中的原因是在低于和高于細(xì)胞膜松馳頻率的頻率條件下，通過與/或圍繞細(xì)胞的電流具有顯著不同的方式。細(xì)胞內(nèi)、細(xì)胞外介質(zhì)和細(xì)胞膜的電阻對測量的主體心肌電阻的貢獻(xiàn)也被在理論上加以研究。
這里所說的低頻電阻或介電特性的概念是指在0.2MHz或更低頻率下的特性。當(dāng)然，更低的值也可能被用來指代這些概念。重構(gòu)或高頻電阻的概念是指由微波頻率介電譜數(shù)據(jù)所確定的離子電導(dǎo)率部分的倒置值。
高頻下的離子電導(dǎo)率部分是從在微波譜中測得的介電特性所重構(gòu)的。該重構(gòu)的進(jìn)行是基于一個多組件模型，微波譜中的心肌介電特性被描述為按相應(yīng)比例量組合的游離水、結(jié)合水和蛋白質(zhì)松馳以及體碎片和離子電導(dǎo)率的一個組合形式。
為了這一目的，考慮一種具有復(fù)合介電常數(shù)(E2)的同質(zhì)介質(zhì)，該介質(zhì)量的一部分被具有一定幾何形狀的(半徑為r1的球體或無定性圓柱)的細(xì)胞(Vcell)所占據(jù)。每個細(xì)胞含有兩層。假設(shè)外層是一層同質(zhì)膜，具有復(fù)合介電常數(shù)(E1)、厚度(h)和同質(zhì)細(xì)胞內(nèi)介質(zhì)(E0)。還讓我們假設(shè)細(xì)胞的濃度足夠小，以致可以忽略它們的相互作用。
細(xì)胞結(jié)構(gòu)學(xué)表明細(xì)胞結(jié)構(gòu)近似于互相連在一起的圓柱體，而不是球體。與此相應(yīng)，本模型使用了圓柱形的方案。該模型還采用了介電特性的復(fù)合值。該模型的拉普拉斯方程是在假定細(xì)胞間無相互作用的條件下求解的。一種復(fù)合體Eeff的有效介電特性被確定為平均(量的平均)值D和E間的系數(shù)等式(4)D＝εeffE在這種圓柱或球狀細(xì)胞的情況下，Eeff等式可以被重寫為等式(5)ϵeff=∫VD(r)dr∫VE(r)dr=ϵ3+(ϵ0-ϵ3)∫V0E(r)dr+(ϵ1-ϵ3)∫V1E(r)dr∫V0E(r)dr+∫V1E(r)dr+∫V1E(r)dr]]>現(xiàn)在考慮沒有電相互作用的細(xì)胞并忽略細(xì)胞外空間的電場變化。在這些假設(shè)下并考慮到所有平均電場的方向近似或一致于一個外部場的方向(如，x)等式(6)E(0)‾=A0Elmc,EX(1)‾=A1Elmc,Ex(2)‾=Elmc,]]>然后Eeff等式可以被重寫為等式(7)ϵeff=ϵ3+Vcell-(ϵ0-ϵ3)r0mr1mE(0)‾+(ϵ1-ϵ2)[1-r0mr1m]E(1)‾Vcellr0mr1mE(0)‾+Vcell(1-r0mr1m)E(1)‾+(1-Vcell)E(2)‾]]>最后，得到了混合物(或整體心肌)的復(fù)合介電常數(shù)
等式(8)ϵmtx=ϵ2[1+nVcellAB]]]>其中，球體的情況下n＝e，圓柱的情況＝2，r0＝r1-，h是細(xì)胞的內(nèi)半徑，等式(9)A=[(ϵ1-ϵ2)(ϵ0+(n-1)ϵ1)+(ϵ0-ϵ1)(ϵ2+(n-1)ϵ1)r0mr1m]]]>等式(10)B＝(ε0+(n-1)ε1)[(ε1+(n-1)ε2)+Vcell(ε2-ε1)]+r0mr1m(ϵ0-ϵ1)[(n-1)(ϵ1-ϵ2)-Vcell((n-1)ϵ1+ϵ2)]]]>下述的探針方法(同軸探針)的基礎(chǔ)是測量探針的復(fù)合輸入阻抗，探針位于一種介電常數(shù)為E′、電導(dǎo)率為σ的半不定介質(zhì)的表面。在某一頻率下輸入探針阻抗的有功部分和無功部分可以描述為等式(11)Rtmp-∫vσ|E‾|2dv+∫sE‾×H‾ds]]>Xtmp-∫v(μ|H‾|2+ϵ|E‾|2)dv]]>請記住，第一個術(shù)語，即復(fù)合輸入阻抗的有功部分是指被測介質(zhì)中的有功損耗，能夠估計細(xì)胞內(nèi)、細(xì)胞外和細(xì)胞膜電阻率對整體心肌的貢獻(xiàn)
等式(12)Contribution1-∫V1σ1|E‾|2dvi=0,1,2]]>其中，i＝0對應(yīng)于細(xì)胞內(nèi)；i＝1對應(yīng)于細(xì)胞膜；i＝2對應(yīng)于細(xì)胞外。
采用這種模型對低頻和高頻下的整體心肌電阻進(jìn)行理論計算要用到下述參數(shù)細(xì)胞外電阻Rext＝70歐姆*厘米，細(xì)胞內(nèi)電阻Rint＝185歐姆*厘米，細(xì)胞膜電阻Rmem＝1千歐姆*平方厘米，膜電容Cmem＝1μF/平方厘米，細(xì)胞半徑Rcell＝10微米，細(xì)胞內(nèi)和細(xì)胞外介電常數(shù)值Eint＝Eext＝75。細(xì)胞體級分Vcell和頻率是可變的。
了解細(xì)胞外和細(xì)胞內(nèi)電阻對測得的整體心肌的電阻的貢獻(xiàn)是很重要的。表1總結(jié)了在正常的心肌細(xì)胞體比例情況下(Vcell＝0.75)細(xì)胞外和細(xì)胞內(nèi)電阻的貢獻(xiàn)值。
表1 細(xì)胞外和細(xì)胞內(nèi)對整體心肌電阻的貢獻(xiàn)率(％)隨頻率的變化情況

從表1中可以看出，在低頻下細(xì)胞內(nèi)電阻的貢獻(xiàn)較之于細(xì)胞外電阻的貢獻(xiàn)要小得多。在低細(xì)胞量比例的情況下它小到可以忽略。同時，在高頻下和正常細(xì)胞量比例的情況下，細(xì)胞內(nèi)和細(xì)胞外電阻的貢獻(xiàn)幾乎是一樣的。所以，本發(fā)明的低頻方法所測得的正常心肌的整體電阻所反映的主要是外部電阻(從DC高至0.2MHz)。對于高于0.5MHz的頻率，測得的整體電阻反映的是同樣量級的外部和內(nèi)部電阻。
膜電阻對整體心肌電阻的貢獻(xiàn)較之于細(xì)胞外和細(xì)胞內(nèi)電阻要小得多。例如，在正常細(xì)胞量比例(約0.70-075)情況下，膜的貢獻(xiàn)在1Hz、1MHz、1GHz頻率下分別是0.1％、0.02％、1×10-6％。需要強(qiáng)調(diào)的是該模型并未考慮由于細(xì)胞間的相互作用而導(dǎo)致的電磁場的變化。膜兩側(cè)的電磁場的梯度在低頻下是相當(dāng)大的。它隨頻率的升高而減小，在松馳頻率區(qū)(1-10MHz)之后變得可以忽略。它與一個廣為所知的現(xiàn)象是一致的，即激發(fā)電流的振幅與頻率成正比?？梢灶A(yù)測，外加電流的激勵(就象本發(fā)明的實施例所打算的那樣)幾乎不可能在高于10MHz的頻率下產(chǎn)生合理的電流振幅。
要指出的是，在本方法的初始階段采用接觸式探針時心肌中的電磁場分布大大不同于其它別的把探頭放入心肌中的損傷性方式。表2總結(jié)了試驗測得的電阻的平均值與理論預(yù)測的本模型在體溫下的心肌電阻。
表2、犬LV心肌電阻平均值<

從表2中可以看出，正常心肌電阻的試驗測得值與理論預(yù)測值是基本相符的，尤其是在為球體和圓柱模型假設(shè)細(xì)胞量比例為0.7的微波頻率下更是相符。表3給出了在2小時LAD閉合后心肌電阻升高的情況，以及在高頻和低頻下的測得值與本模型的理論預(yù)測值的比較。
表3、2小時LAD閉合后犬心肌電阻的變化情況<

從表3可以看出，這個心肌細(xì)胞模型基于量比例假說對在劇烈局部缺血情況下心肌電阻譜中觀測到的變化做出了合理的解釋。還對4個3周慢性心肌梗塞情況在心肌介電特性進(jìn)行了測量，結(jié)果是觀測到了心肌電阻率的下降，在低于和高于細(xì)胞膜松馳頻率的頻率上分別下降30％和10％。意識到在慢性動脈瘤中肌細(xì)胞的數(shù)量比膠原蛋白要少得多，并假設(shè)在動脈瘤情況下心肌細(xì)胞量比例下降到0.2。這種情況下，理論計算給出下列電阻值對于球體，ΔPMN＝-20％和ΔPLP＝-66％對于圓柱體，ΔPLP＝-68％最后，該心肌細(xì)胞模型不僅對正常心肌電阻譜給出了合理的定量解釋，還基于量比例假說對急性局部缺血和慢性梗塞情況下心肌電阻譜上所觀測到的變化給出了合理的定量解釋。
這一理論合理地預(yù)測正常心肌的整體電阻。該模型可以解釋在兩個不同的譜段內(nèi)實驗測得的整體心肌電阻率的值和E′。用這種方法，可以從試驗測得的整體心肌電阻率和介電特性中對模型參數(shù)(如細(xì)胞內(nèi)、細(xì)胞外和膜電阻、細(xì)胞量比例及細(xì)胞電容)進(jìn)行理論重構(gòu)。3、犬試驗回顧發(fā)明人進(jìn)行了一項犬試驗，基于對組織介電特性的測量和使用這些數(shù)據(jù)的重構(gòu)，同軸探針方式測量心肌電阻。所用的探針位于心外膜的表面并被用來測量心肌的介電特性。從本發(fā)明的層析方法可以看出一個很重要的問題，該方法所測量出的介電特性以及重構(gòu)出的心肌電阻與層析X射線攝影所能重構(gòu)出的結(jié)果是一樣的。在這兩種情況下，確定介電特性的基礎(chǔ)是外部電磁場與組織的相互作用以及散射(反射)電磁場的測量。所以，探針方法所接收到的試驗數(shù)據(jù)可以直接用來解釋層析成像數(shù)據(jù)。插入心肌的損傷性探針方法所獲得的試驗數(shù)據(jù)的應(yīng)用，還不足以滿足需要。
該項犬研究的重點在于研究在高于和低于細(xì)胞膜張馳頻率的頻譜位置上心肌E′和電阻的變化情況。其原因在于，在高于和低于細(xì)胞膜松馳頻率的情況下，通過與/或圍繞細(xì)胞的電流模式發(fā)生根本變化。高頻下的介電常數(shù)的實部E′的確定是在0.2GHz頻率下測得的。
用于本項研究的動物屬于學(xué)院動物保護(hù)與應(yīng)用委員會(Institutional Animal Care and Use Committee)批準(zhǔn)的研究方案，其養(yǎng)護(hù)是在NIH(美國國立衛(wèi)生研究院)實驗室研究準(zhǔn)則下進(jìn)行的。對4只犬進(jìn)行左前下冠狀動脈閉合2小時。第一，被研究的心肌介電特性的整個頻譜(在這種情況下是從0.1MHz到高達(dá)6.0MHz)都被測量。進(jìn)行15分鐘的基準(zhǔn)介電測量(從0.2到6.0MHz)之后，局部心肌溫度和介電特性在閉合后被立即測量，隨后進(jìn)行2小時的血流中斷。在2小時中斷結(jié)束的時候，重復(fù)整個頻譜測量。
在4只犬心肌梗塞3周后，研究心肌梗塞對心肌介電特性的影響。研究過程所使用的麻醉和手術(shù)規(guī)范與精密試驗是一樣的。
在高頻(從0.2GHz到6.0GHz)情況下，介電特性的測量是借助于惠普網(wǎng)絡(luò)分析儀(惠普8753C型)進(jìn)行的。在低頻(從50KHz到2MHz)情況下，介電特性的測量是借助于為復(fù)合阻抗測量而專門生產(chǎn)的設(shè)備進(jìn)行，該專門設(shè)備是上述發(fā)明中電阻抗層析成像內(nèi)容的一部分。
所有的值都被表示成平均值±一個標(biāo)準(zhǔn)偏差。數(shù)據(jù)分析采用Statgraphic 4.0/T版本的測試軟件。
細(xì)胞外、細(xì)胞內(nèi)和細(xì)胞膜電阻對被測的整體心肌電阻率的貢獻(xiàn)在低于和高于細(xì)胞松馳頻率的情況下是很不同的。研究者期望在急性和慢性梗塞情況下心肌介電特性也是不同的。圖22和圖23分別總結(jié)了在低于(圖22)和高于(圖23)細(xì)胞膜松馳頻率情況下急性和慢性梗塞中心肌電阻率的變化情況。
在高頻下，一個細(xì)胞膜大體上是“看不見”的，重的離子電導(dǎo)率同時反映了細(xì)胞內(nèi)和細(xì)胞外的電導(dǎo)率，二者具有一定的比例，該比例主要是受細(xì)胞量比例影響。在低頻下，測得的電阻主要反映細(xì)胞外空間的電導(dǎo)率特性，主要是因為相對低的膜電導(dǎo)率的緣故。如所期望的那樣，低頻和高頻情況下，變化的方向是一致的，只是幅度有所不同。在急性局部缺血情況下，心肌電阻率在低頻和高頻兩種頻率下均分別顯著(信號水平0.02和0.01)升高達(dá)大約42％和14％。3周的慢性心肌梗塞引起整體電阻在低頻和高頻下分別下降約30％和10％。
觀察到的心肌電阻率的變化可以在細(xì)胞量比例假說的基礎(chǔ)上得到解釋。眾所周知，在急性局部缺血情況下，心肌電阻升高。在這些試驗中動脈血流閉合后，幾乎同時觀察到了整體心肌電阻的升高，以前的研究人員認(rèn)為動脈血流閉合，會導(dǎo)致細(xì)胞外電阻的立刻升高，但那很可能是因為內(nèi)部血管數(shù)量下降的緣故?；谶@樣一種假說，觀察到的心肌電阻的變化就可以被理解了。的確，在發(fā)明人利用探針方法進(jìn)行低頻測量的情況下，整體心肌電阻主要反映細(xì)胞外的電阻率，較之于高頻的情況則可以觀察到發(fā)生了很大的變化，高頻時整體心肌電阻既反映了細(xì)胞外電阻率也反映了細(xì)胞內(nèi)電阻率，而且二者處于相近的水平。在3周慢性心肌梗塞之后所觀察到的心肌電阻率的變化可以被解釋為細(xì)胞量比例的下降。
在急性和慢性心肌梗塞情況下，E′在低頻時下降(圖24)。E′下降的幅度在慢性情況下要高得多，達(dá)52％。圖25給出了E′在高頻時變化的情況。對于急性局部缺血，高頻E′下降的幅度因頻率的不同而變化，對于慢性梗塞高頻E′升高。
發(fā)明人假設(shè)E′在低頻時所觀測到的變化表示心肌細(xì)胞膜稀釋，高頻時觀察到的E′的變化，表示多種事件的組合，包括細(xì)胞膜稀釋、組織中游離水和結(jié)合水組合的變化、以及蛋白質(zhì)重構(gòu)。這些試驗數(shù)據(jù)證明，急性和慢性心肌梗塞引起心肌介電特性在細(xì)胞膜松弛頻譜上發(fā)生顯著的變化。觀察到的心肌介電特性的變化，反映了復(fù)雜的生物物理事件。為了把這些寶貴的信息利用起來，很有必要在一個實時多頻環(huán)境下對這些變化加以評測。
在下列圖中給出了這些現(xiàn)象的進(jìn)一步試驗證據(jù)，圖26所示的是LAD閉合—重灌注之前的心肌介電特性變化情況。此圖中假定組織在時刻0是正常的，然后只發(fā)生局部缺血而不是永久損害。圖27所示的是10只犬在經(jīng)歷低血流時介電特性對不同頻率測量條件的敏感程度。這也顯示了E″的低頻敏感度。圖28所示是E′在時刻0多種頻率條件下相關(guān)于閉合前(控制)與閉合時的變化。圖29所示的是與圖28類似的內(nèi)容只是它的對象變成了E″。
圖30給出了在0.2GHZ頻率下、100％閉合時測得的心肌介電特性E″的變化情況。這說明了在細(xì)胞水平上發(fā)生的劇烈而且明顯不可逆的變化，核磁共振等其它技術(shù)是無法在實時基礎(chǔ)上實現(xiàn)此類檢測的。圖31也給出了100％ LAD閉合時的心肌特性，但它是針對E′而不是E″。如圖所示，最劇烈的變化發(fā)生在閉合的30到40分鐘，這個階段也是大部分變化從可逆發(fā)展為不可逆的近似階段。例如，觀察圖32所示的同一個E′但處于6.0GHz條件下我們可以看到它的變化無法返回基礎(chǔ)線水平，也就是說在心肌中已經(jīng)發(fā)生了不可逆變化。最后在圖33中可以觀察到6.0GHz下的E″的值，有時幾乎返回到基礎(chǔ)線水平，本發(fā)明的一個優(yōu)點就是它能夠通過這種和相關(guān)的模型方法區(qū)分和預(yù)測各類心肌變化的發(fā)生。
在建立精確的生理重構(gòu)模型時，對局部缺血的心肌和正常心肌(圖34、35)、疤痕和正常心肌(圖36)、以及用來指示是否發(fā)生了纖維化或局部缺血損傷的標(biāo)志物之間的正常差別是很有幫助的。通過這種方式發(fā)明人實現(xiàn)了創(chuàng)造某種具有一定模式或梯度的檢測算法從而幫助醫(yī)生選擇可能的治療途徑。本發(fā)明的另一種用途是定位并顯示一個可能會引起嚴(yán)重心率不齊的梗塞區(qū)。的確如圖38所示本發(fā)明所提供的多頻組織介電特性試驗允許對能夠有效建立各種細(xì)胞現(xiàn)象模型的E′和E″進(jìn)行重構(gòu)。這顯著的提高了對組織事件發(fā)生時間的判定，以及這種組織對進(jìn)一步的危險的敏感度，例如這有助于把疤痕區(qū)與局部缺血的組織隔離開來，從而提高組織對電檢測的適應(yīng)度以及格準(zhǔn)確性。4、空間改進(jìn)與重構(gòu)算法上面所描述的系統(tǒng)以及它的各種功能，對于仿真物體和真實組織的成像都是很有用的。這樣的組織包括圖39至圖41所示的跳動的和不跳動的心臟的重構(gòu)。本系統(tǒng)的空間和對比分辨率受到天線的數(shù)量、數(shù)學(xué)重構(gòu)算法、用于三維散射物體的二維衍射模型的影響。影響圖像質(zhì)量的其它因素包括衍射場的測量精度、介電對比等。本發(fā)明還可以作出各種改進(jìn)，例如圖42至47所示的凝膠仿真循環(huán)迭代中該系統(tǒng)的整體改進(jìn)涉及多個高低頻率的組合、獨特的生理模型與重構(gòu)、以及系統(tǒng)處理方法的改進(jìn)。
權(quán)利要求
1.一種檢測生物組織疾病發(fā)生情況的方法，其特征在于，它含有以下方法a)為電磁輻射指定一個目標(biāo)組織區(qū)域；b)為指定的目標(biāo)組織區(qū)域確定在高于和低于被指定目標(biāo)組織的松馳頻率的頻率條件下組織介電特性值的期望值；c)提供一個多頻率輻射發(fā)射和接收系統(tǒng)，該系統(tǒng)包括具有多個發(fā)射器-接收器位置的發(fā)射裝置、含有多個發(fā)射器-接收器位置的接收裝置、以及信號分析裝置；d)用從多個發(fā)射器接收器位置發(fā)射出來的多頻率輻射照射所述目標(biāo)組織區(qū)域；e)用微波接收裝置接收來自被照射目標(biāo)組織區(qū)域的輻射；f)用信號分析裝置對接收到的輻射進(jìn)行分析以獲得被觀察組織的介電特性值，把對應(yīng)于最佳關(guān)聯(lián)于目標(biāo)組織的一個期望的頻率范圍的組織介電特性觀測值與期望的組織介電特性值進(jìn)行比較，以確定代表組織疾病發(fā)生情況的目標(biāo)組織的生理狀態(tài)的變化。
2.如權(quán)利要求1所述的方法，其特征在于，所述的多頻率輻射最好是處于約100KHz到6GHz范圍內(nèi)。
3.一種對心臟組織進(jìn)行快速、非損傷性成像以檢測所述組織的不同生理狀態(tài)的層析成像方法，其包括步驟a)為輻射指定一個目標(biāo)心臟組織區(qū)；b)為指定的心臟組織區(qū)域確定期望的心臟組織介電特性值；c)提供一個多頻率輻射發(fā)射和接收系統(tǒng)，該系統(tǒng)包括具有多個發(fā)射器-接收器位置的輻射發(fā)射裝置、含有多個發(fā)射器-接收器位置的輻射接收裝置、以及輻射分析裝置；d)用從多個射器-接收器設(shè)置發(fā)射出來的多頻率輻射照射所述目標(biāo)心臟組織；e)用輻射接收裝置接收來自被照射的目標(biāo)心臟組織區(qū)域的輻射；f)用輻射分析裝置對接收到的輻射進(jìn)行分析以獲得被觀察組織的介電特性值，把觀測到的組織介電特性值與期望的組織介電特性值進(jìn)行比較，以確定被指定的目標(biāo)組織區(qū)域內(nèi)的組織的生理狀態(tài)；此分析和比較步驟使用一個作為組織區(qū)域或組織生理狀態(tài)之間的介電對比的代表值而起作用的E*計算，其中E*＝E′□+iε″，E′□和ε″是測量到的介電常數(shù)和介電損耗值，i代表虛數(shù)；和g)在一個顯示裝置上顯示被照射的目標(biāo)心臟組織區(qū)域的表示方式，使組織的不同的生理狀態(tài)可以辨認(rèn)得出來。
4.如權(quán)利要求3所述的方法，其特征在于，所述的分析和比較步驟包括用來基于測量到的輻射的變化重構(gòu)所述組織的層析生物物理圖象的解決反問題的步驟，解決反問題的步驟包括a)確定一個函數(shù)形成組件；b)計算函數(shù)形成組件的一個導(dǎo)數(shù)值以產(chǎn)生一個用于提高數(shù)學(xué)重構(gòu)計算的處理速度的梯度形成組件；c)計算一個最小參數(shù)σ；和d)進(jìn)行一個E*計算。
全文摘要
本發(fā)明公開了一種對組織進(jìn)行非損傷層析成像的系統(tǒng)和方法,它采用多個微波發(fā)射器/接收器(16)、位于發(fā)射器/接收器(16)之間的界面介質(zhì)(106)、和一個控制子系統(tǒng)(65),多頻輻射從選定的發(fā)射器/接收器發(fā)射出來,在與組織相互作用和通過組織之后又被選定的發(fā)射器/接收器所接收,計算子系統(tǒng)從接收到的微波信號計算出組織的層析成像圖像。
文檔編號G01N22/02GK1229346SQ9719768
公開日1999年9月22日 申請日期1997年7月4日 優(yōu)先權(quán)日1996年7月5日
發(fā)明者羅伯特·H·斯文森, 塞爾吉·Y·謝苗諾夫, 弗拉基米爾·Y·巴拉諾夫 申請人:卡羅萊納心臟研究所