專利名稱：微波層析x線照相頻譜系統及方法
技術領域：
本發明涉及一種微波層析X線成像，尤其涉及對生物組織進行成像，以獲得內部結構圖像以及功能圖像。
背景技術：
微波層析X線成像是用微波射線通過微波束與對象(物體)發生作用之后檢測對象在該微波束上具有的效應來對對象進行成像。通過微波輻射，正在成像的對象的組織的介電常數和導電率特性能確定發生作用的自然屬性。把對象的介電常數和導電率特性一起表示成復合介電常數。
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。該范圍對應于300mm與1mm之間的波長范圍。對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，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、正電子發射、超聲波或者原子磁諧振成像不同，因為微波輻射與待成像的對象發生作用，成為該對象的復合介電常數的函數。復合介電常數由介電常數與介電損耗組成。介電常數是實數部分，由下式給出公式1ε’＝ε/ε0相對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，σ為材料的導電率，f為工作頻率。例如，水的介電常數范圍相當寬，在約1GHz時約為80，在高于100GHz頻率時下降到約為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。第一種是靜態成像，它是基于通過確定微波輻射對該對象發生作用之后微波輻射的介電常數的絕對值形成的圖像。第二種是動態成像，它是基于微波輻射入射時產生的對象內的介電常數變化。第二種成像形式在對生物組織成像以監視進行中的生理變化的應用中極其有用。但必須理解，這兩種靜態成像和動態成像都仍需要活動的成像處理，因而，微波掃描儀用移動和掃描入射射線，并根據對正在成像的對象的影響檢測微波射線的變化。
大多數可通過微波成像的非生物對象在介電和導電率變化方面是非常簡單的結構。另一方面，生物組織已證明相對介電常數的范圍相當寬。這些范圍大部分是由微波輻射對細胞膜表面上的電荷發生的作用、在親水層之間有疏水層的細胞膜的實際結構以及在細胞結構內或不在細胞結構內的水和電解液的含量引起的。因此，生物組織作用是極其復雜的，甚至會由于吸收了用于獲得微波成像的微波能量產生了溫度細微的變化而隨時間變化。這種吸收主要由水轉換成熱。這是十分重要的，因為一般的生物組織含有接近70％的水。
層析X線微波成像已經使用了一系列在空間上排列在待成像對象的周圍的微波發射器和接收器。在生物醫學工程的IEEE會刊的1990年公報，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線掃描儀的醫學成像”一文中揭示了圓柱狀陣列的微波發射器和接收器。陣列總計有64個波導天線，分成四個組，每組16個天線。每個波導天線能用作發射器或接收器。把待成像的對象放置在陣列圓周內，并浸入水中，使微波入射束在與對象表面發生作用時其衰減最小。一組內的每個天線按順序發射，相對于發射組的組中的16個天線用作接收器。該過程按序對每個天線重復，一直到完成一次循環。輸出的微波信號為2.45GHz，提供高度約為2cm的平行場，在對象上，其功率密度小于每平方厘米0.1毫瓦。
Jofre等人的構造使用了相干相位90度相移檢測器來測量接收天線的信號的幅度和相位。數據被數字化，并且計算機根據微波輻射的變化對圖象進行重構。這種重構是用由公式表示的算法輸出兩維的微波衍射的近似結果來進行的。這種算法使用了Born逼近法，它假設散射作用在照射上較小的擾動，因此軀體內的場可由入射場來逼近。這種逼近問題仍主要是對微波層析X線照相的限制。
在神經科學方法期刊1991年36期第239至251頁中，Amirall等人的名稱為“有源微波計算大腦層析X線照相對挑戰的響應”一文中揭示了Jofre的論文中的圓柱形陣列對大腦成像的應用。圖像用使用快帶傅里葉變換技術和Born第一價逼近的圓柱幾何圖形的衍射算法再次重構。整個算法中用作重構的數據在軀體傷口的介電常值上產生對比，作為創建介電常值的這種對比的成像軀體部分的空間坐標的函數。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。由于重構算法和設備中所用的電子儀器的限制，這些理論值還沒有達到。
第一價逼近和上述設備中所用的算法的有效性限制了對諸如四肢等較小軀干的靜態圖像的成像。在較大軀干的情況下，例如人頭，重構的圖像將僅正確顯示軀干的外輪廓，而不是內部結構。
使用動態成像，圖像重構是基于從介電差改變了的軀體得到的幾個數據組記錄的衍射場的差值。Amirall等能在較大的軀干內實現內部成像，但分辨率只有接近理論預測的一半。

發明內容
本發明是組織的非侵入微波層析X線頻譜系統，它使用多個對組織在空間上取向的微波發射-接收器、設置在發射-接收器之間的界面媒介、可操作地耦接在功率源與多個發射-接收器之間的控制裝置，它控制提供給多個發射-接收器的功率并從多個發射-接收器接收微波信號以從所選的多個發射-接收器發射多頻微波射線以及在與組織發生作用并通過其后由所選的多個發射-接收器進行接收，和可操作地連接到控制裝置上的計算裝置，以根據從所選的多個發射-接收器接收到的微波信號計算組織的層析X線頻譜圖像。
本發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；提供多個微波輻射發射-接收器；控制所述多個微波輻射發射-接收器，使多個微波發射-接收器能從功率源向正在接收所述微波輻射的多個發射-接收器發射多頻微波射；在發射和接收微波的發射-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；從所述微波發射-接收器發射微波射線；在與所述組織發生作用之后，在微波發射-接收器內接收所述微波射線；以及在與所述組織發生作用之后，測量微波射線的變化。
本發明把在微波層析圖像頻譜組織成像系統中辨別與專門的天線陣列相關的離散信號的方法具體化，它使用下列步驟提供一微波層析圖像頻譜系統，它具微波功率源、多個微波發射-接收器、在所述微波發射-接收器之間的界面媒介、把微波信號提供給所述發射-接收器，并在所述微波信號與所述組織發生作用之后從所述發射-接收器接收微波信號的控制裝置；在所述界面媒介內對成像的組織進行取向；對從不同發射器同時發生的信號進行編碼，并使它們與所述組織發生作用；以及對不同接收器接收到的信號進行譯碼，以根據原始發射器對信號進行辨別。
本發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組織區域；確定所指定的目標組織區域所期望的組織介電值；提供具有微波發射裝置、微波接收裝置和微波分析裝置的多頻微波射線發射和接收系統；用所述微波發射裝置發射的微波射線照射所述目標組織；用所述接收裝置從照射的目標組織區域接收微波射線；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，確定在指定的目標組織區域內的組織的生理狀態。
附圖概述

圖1是本發明的微波層析X射線頻譜系統的示意圖。
圖2是本發明的微波層析X射線頻譜系統的示意圖。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
圖11是犬的心臟組織的一價和二價介電特性曲線圖，它是微波發射時間和頻率函數。
圖12是犬的心臟組織的一價和二價介電特性曲線圖，它是微波發射時間和頻率函數。
圖13是與微波發射頻率相關的犬的心臟組織的一價介電特性曲線圖。
圖14是與犬的心臟組織的二價介電特性和微波發射頻率相關的血液含氧量的曲線圖。
圖15是與一價介電相關系數和微波發射頻率相關的血液含氧量的曲線圖。
圖16是與二價介電相關系數和微波發射頻率相關的血液含氧量的曲線圖。
圖17是與總血紅蛋白相關系數和微波發射頻率相關的一價和二價介電系數的曲線圖。
圖18是人的左心室心肌正常組織對與微波發射頻率相關的病變組織的二價介電特性曲線圖。
圖19是人的左心室心肌正常組織對與微波發射頻率相關的病變組織的一價介電特性曲線圖。
圖20是圖18所示的人的左心室心肌正常組織對與微波發射頻率相關的病變組織的二價介電特性放大的曲線圖。
圖21是切除選擇算法的流程圖。
本發明的實施方式圖1和圖2是本發明的層析X線頻譜系統10的示意圖。本發明的應用包含許多領域，然而，下面描述的僅是醫學方面的應用。尤其是，下面要求的本發明的實施例涉及對心律不齊的非侵害(non-invasive)的診斷和治療。微波系統能快速和非常正確地進行非侵害檢測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10用多頻率方式、信號編碼技術、改進的數學算法以及以前沒有認識到的相關函數來實現這些過程。本發明的這些和其它特征通過下面更詳細的描述將變得更為明顯。
心律不齊點的判別以前是依賴下面三種主要技術之一導管定位圖(cathetermapping)、心外科期間的電刺激定位圖，或者電位或磁場體表定位圖。這些技術中的每種技術都有相當大的風險和限制。例如，導管定位圖和外科手術期間的刺激定位圖本身固有侵害性、入口受到限制，并且對時間敏感。體表定位圖可以以非侵害方式、低風險地進行，但精確度差，其數據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變化，或用體表磁場的順序變化來進行。
本發明不需要把導管插入軀體，也不需要把探針插入心臟組織。然而，現在用本發明可以可靠和精確地(2-5mm)重構心臟，并得到電刺激順序。下面所列的消除心律不齊點的技術的使用是非侵害的，其優點是利用了不同的頻率和可用的能量方向，以使切除閾(ablation threshold)僅在所設計的位置上發生。本發明預先考慮非侵入過程，例如，導管或外科手術過程所提供的切除系統，以實現內科醫生的直接治療。
如上所簡述的，本發明利用了新穎的相關函數。這些函數涉及組織的物理特性以及那些在細胞刺激期間的特性變化。尤其，生物組織的介電特點可由兩特性參數介電常數和導電率來定義。該參數的函數包括頻率、溫度和組織類型。通過測量傳輸，即反射和擴散通過組織的電磁通量，組織類型參數提供了檢測解剖結構的可能。對于同質對象，介電特性可以通過測量傳輸的電磁輻射的幅度和相位快速地檢測。然而，當償試用測量到的傳輸波的幅度和相位測量傳輸通過非同質生物組織的輻射的介電值時，問題變得更復雜。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。本發明引入了組織特性與溫度的強烈相關性，并使用了多頻和多定位發射-接收結構，以新穎的方式來解決“逆向”問題。
參見圖1和2，系統10包含微波發射-接收子組件14，它適于安裝多個微波發射-接收器16。發射-接收器較佳的配置結構是圓環形陣列。然而，在本發明中，任何其它適于軀體的某些部分或者整個軀體(例如“頭”、“手臂”、“腿”等)的3維或2維陣列配置結構都是可用的。每個發射-接收器16可以相對于圓環形陣列作徑向移動。子組件14還可以包含多個垂直疊合的發射-接收器。功率源19向每個發射器提供對每個對象不大于約10mW/cm2的入射功率的窄脈寬電磁能量信號。較佳地，這些窄脈寬信號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。功率源19可以包含或多個功率源或者單個功率源，例如發生器。在圖2的實施例中，功率源19包含掃描診斷發生器22、診斷發生器控制單元24、切除發生機27和切除發生機控制塊29。掃描診斷發生器22提供多頻低功率能量，用于診斷，而切除發生器27提供高功率能量，以對指定的組織區域進行微波切除。用把發生器的輸出連接到發射器16的開關33來選擇上述發生器。
設置一渠化機構35，以激活和控制通信i，i+1，i+n發射和接收能量。本子系統包含通道號開關36、幅度衰減-檢測控制器(ADM)39、相位旋轉-檢測器42、幅度檢測器45、相位檢測器48和天線模式開關53。在診斷操作時，通道號開關36在特定時刻把診斷發生器22的輸出連接到發射器(或者多個發射器)的輸入端。在切除或治療模式，該開關把所有通道都連接到切除發生器27的輸出端。幅度衰減-檢測器39和相位旋轉-檢測器42都在所有通道的發射器路徑內。幅度衰減-檢測器39衰減發射的功率的幅度，相位旋轉-檢測器42檢測輸出信號，并對之進行編碼。在診斷模式，幅度檢測器45和相位檢測器48在所有通道的接收路徑內，并檢測接收到的信號的幅度和相位，并對之進行譯碼。應認識到，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53在所有通道中起到把發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。
計算和控制模組裝置65包括中央處理單元(CPU)68、接口子系統72、顯示器75和顯示軟件77以及存儲器82。接口子系統72由數模轉換器(DAC)86、多路轉換器89、模數轉換器(ADC)92和產生控制處理的時間同步并接收待分析的數據的控制單元94。
輔助子系統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。在本發明中，其它一些合適的液體(或基底)，諸如專門的同質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，是預先介電可調的，發射-接收器16之間的介電損耗約在5與25之間；子系統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10處于校準模式時從雙向(Bi)控制通道上接收到的信號的基本通道控制單元111。根據所要求的系統特點，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119用于系統10。
在順序多頻層析X線頻譜系統10中，用第一至第n個發射器(接收器)16的低能量微波射線順序照射目標組織135，同時，測量(發射器)接收器16(在這一順序的特定步驟中，它不起發射機的作用)接收到的信號。幾個發射-接收機16用于接收單個發射-接收機16在給定的瞬時發射的信號。系統10根據上述配置結構按序迅速改變通道號和天線模式。在一個n通道發射和接收周期之后，掃描診斷發生器22提供另一個周期的n通道轉換測量。周期測量的總量一般不超過N×M，其中N為天線的數量，M為所用的診斷頻率數量。還認識到，用多編碼頻率配置結構可以進行同時測量。在測量之后，系統10根據接收到的信息和下面相對于圖3和4更全面描述的新穎的算法來解決“逆向”問題。在測量生理變化時，重要的是了解發生例如心肌收縮的生理事件的時間。這些時間周期定義成組織事件時間周期。
系統10在組織事件時間周期的部分的時間間隔時獲得數據，以在每次組織事件期間多次獲得數據，并把它們存儲在存儲器82中。重構時間是足夠快的，所以軀體移動不是問題。在顯示屏75上可觀察到解剖對象的結構和溫度圖形，用顯示軟件77的子程序可以控制解剖對象的結構和溫度圖形，并且可以用打印機119來打印。心臟的心律不齊區定義成具有特定ε’和ε”值的那些區域。這些區域的空間坐標利用顯示軟件、CPU和存儲器的幫助來限定。
在測量周期期間，系統10借助于熱靜力控制單元108，周期地對接口媒介106進行溫度控制校正。系統10用心電圖分析儀115還與位于其內的心臟周期同步。
提高計算速度和精確度的系統10的關鍵特點是使用了編碼裝置，對提供給發射器的微波信號進行了編碼。當與組織發生作用之后接收器接收相應的信號時，可由它們原來的發射器或發射器組來區分信號。較佳的編碼技術是相位、幅度或極性調制，但使用頻率調制仍落在本發明的范圍內。在需要多個發射器同時進行發射的某些應用中頻率調制是有用的。
系統10是使用本發明新穎的方法步驟的一個實施例，它可以進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；提供多個微波射線發射-接收器；以及控制多個微波射線發射-接收器，使多個發射-接收器能從功率源向多個正在接收微波輻射的發射-接收器發射多微波頻率的射線。進一步的步驟包括把界面媒介放置在正在發射和接收的微波發射-接收器之間，以進行介電匹配；把待照射的組織放置到界面媒介內；從微波發射-接收器發射微波射線；在與組織作用之后在微波發射-接收器內接收微波射線；以及在與組織發生作用后測量微波射線的變化。
如上所述，用新穎的算法來求解對“逆向”問題的計算。在本發明中，沒有用諸如上面討論的Born逼近法等逼近法來定義非同質的受照組織對象的介電或導電率參數。相反，上述方法的測量步驟結合舊和新的原理，精選和提取根據從這種電磁成象形式得到的數據。尤其是如圖3的流程圖所示，測量步驟包含用輸入數據形成部分220、直接問題解決部分222、逆向問題解決部分224、多頻相關部分226、計算機目視控制236和層析X線頻譜圖像238進行計算。
直接問題解決方法是一種已知的計算，它解決微波從發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測得的微波射線的變化進行精確的計算，并產生組織的層析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數，以簡化處理速度；計算最小化的參數T，以檢驗斜率函數的精度性，并以最精確的方法進行重構；以及進行E*計算234。E*計算使用下式公式3 ε*＝ε’+iε”其中，所述ε’和ε”是本發明測得的介電常數和損耗值，i表示虛數。把ε*用作ε’和ε”的表征值是一種方便的數學工具。應當理解，本發明還可以把ε’和/或ε”用作測得的介電參數，以產生圖像。用ε*的理由是可以在ε’和/或ε”的差或變化中找到組織和/或組織的生理狀態之間的介電差異。如果ε’和ε”一起計算成ε*，則ε’或者ε”之一中的介電變化都將在ε*計算中檢測到。如在后面將看到的，僅用ε’或ε”來估計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明的一個實施例，它也可以在導管系統中使用。從工作陣列形成步驟242和天線模擬步驟244把數據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步驟248來的從零逼近步驟250來的其初始值得到的數據。天線模擬步驟244提供起動作為根據其構成圖像的基線的計算過程。然后直接問題解決步驟240能根據已知的發射的微波能量的幅度和相位解決圖像問題，并假設這是生物組織介電效應，計算傳輸的微波能量預期的幅度和相位值。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根據已知的微波幅度和相位值和已知的從發射器接收器陣列接收到的幅度和相位值計算生物組織的圖像。實際上，逆向問題解決方法是通過獲知發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算微波能量通過的生物組織的介電特性來產生層析圖像的。然后把矩陣不可逆步驟258的該圖像數據通過包含誤差判斷步驟260和第一誤差校正步驟262的誤差校正重復處理。對于i等于1-n的發射和接收到的每個幅度和相位值，矩陣不可逆步驟258結合誤差判斷步驟260和第一誤差校正步驟262形成重復的循環，該循環以把第一格點ε*ΔT輸入到誤差判斷步驟260為開始。對于i從1-n的每個值，產生ε*j+1、Tj+1，其中j為產生兩維或三維圖像結構的坐標系統內的格點號，j等于1-n的值。在每個ε*之后，對T值進行誤差判斷和第一誤差校正，然后把該值通過解剖和T重構和解剖誤差判斷步驟264。在這點上，把饋入到誤差判斷步驟264的值與ε”值比較，如果已發生了誤差判斷，則把該值通過到用于根據介電差異達到產生生物組織兩維或三維圖像目的的解剖結構和T目視步驟266上。然而如果誤差判斷步驟沒有響應，則把數據點通過到第二誤差校正步驟268上，與每一校正步驟262一起調節頻率和溫度相關步驟248產生的值。
圖5是證明系統10通過心臟組織的介電特性的變化檢測心臟刺激的能力的曲線圖。圖5尤其示出了在開始發作時和電刺激過程的整個周期ΔT1以及在恢復的轉變周期ΔT2期間的ε’值的變化。圖6揭示了系統10相似的檢測能力，但，其值為ε”的介電參數。在圖5和圖6兩圖中，每個點表示7次測量的平均值。
圖7-10是證明一連串冠狀動脈閉塞期間對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，在一系列短時間閉塞后有長時間的閉塞。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性。該介電變化的圖形與已知的在完全閉塞之前預調節的保護作用的組織現象一致。圖9和圖10揭示了在較短的期間，在一系列短時間閉塞后有長時間閉塞。這些圖支持相對于圖7和8陳述的結論。
圖10提供了對組織進行多頻或頻譜分析的值的另一個例子。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上相應的值相比更無用。這突出了系統10需要用多頻技術檢測組織刺激現象和其它生理事件，例如局部缺血，這可以用其它方法保持在單頻技術分析中未檢測到的或者沒用的刺激現象。這在圖11和12的ε*(f)曲線圖中進一步得到證明，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)的時間。Δ的值為Δε*/ε*。在125分鐘時，進行再灌注，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據非常少。然而，如果基本上同時進行多頻分析，則將清晰地表現出組織的生理現象。
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分別對應于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、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。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性。在該范圍中，介電常數值ε’對血液的氧合血紅蛋白飽合含量最敏感。
在圖16中揭示了ε”，介電損耗的相關系數。HbO2的相關系數在接近2GHz時最大，在2.5與4GHz之間，PO2的相關系數接近1。
在圖15中所揭示的相關系數的研究反映了本發明區別氧合血紅蛋白(HbO2)飽合百分比與PO2的能力。這兩個值都是對于提供健康護理者有用的重要信息。目前，有實時床邊測光裝置，以確定氧合血紅蛋白飽合百分比，稱為血氧定量計。然而，為了獲得PO2值，必須把動脈血從病人抽入到專門的注射器中，并把它通過能直接測量血液中氣體分壓的機器。
在圖17中示出了作為參考相關性的全部血紅蛋白的ε’和ε”曲線。所示的ε’曲線是一相當平滑的相關性曲線，它相當沒有相關性，在曲線的在部分相關性值保持在小于-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性增加。如上面與圖3和圖4有關的討論中所注的，氧合血紅蛋白PO2和全部血紅蛋白的相關性值可以在從0.2-6GHz的單頻范圍掃描期間從這些相關性曲線中精確地取得，并計算血液的介電常數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，根據在或者約在3.5GHz上計算得到的介電損耗ε”的相關性值計算PO2值，根據在或者約在4.5GHz上計算得到的介電損耗曲線ε”的相關性值上計算tHb。每次掃描通過0.2-6GHz的頻率范圍需要不超過幾個毫秒的微波暴露，然后進行值的計算。因此，本發明適宜在床邊使用，以實時估計這些參數。
本發明能提供實時的床邊監視HbO2飽和百分比和PO2值。本發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驗室進行分析造成的延遲和費用。
本發明并不限于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明非侵害地直接測量和實時估計。本發明還具有檢測發生在正在病變的組織內發生的介電特性變化。例如，10歲男性的左心室變弱的病變動脈瘤部分需要修復。在這修復期間，病變部分從心臟切除，把病變部分整個除去。這要求切除的邊緣含有正常的心肌。本發明用于估計這片切除的心臟組織，圖18至20表示了該測試結構。
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得的曲線200。在整個頻率范圍上，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表示的單個曲線。異常組織以曲線206圖示。正常的心肌組織在本發明所用的整個微波頻率范圍上可與異常的心肌組織區分開來。
圖20是與圖18相同的ε”介電損耗數據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。
本發明能用該介電特性差異來產生圖像。例如，當圖1-4的系統10掃描病人的胸部時，根據在圖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，本發明有助于在正常的組織內對已病變的異常組織進行解剖定位。該解剖信息在許多方面是有用的。一個重要的用途的例子是直接實時治療。異常的心肌組織常常會造成有害的心律紊亂。可惜，該異常組織不能通過目視與周圍的正常心肌區別開來。本發明提供了根據諸如圖18-20檢測到的那些介電特性差提供實時的異常組織成象。臨床醫師使用快速的重構程序，并以組織事件的時間周期的幾分之一的時間速率掃描整個頻率范圍，創建異常組織的映射圖。根據估計的頻率和介電特性，研究者可以重構介電性質，以產生在整個異常組織區域上函數刺激映射圖，并把那些暫時的變化與組織內已知的異常現象的電標志相關聯。然后臨床醫師可以直接進行切除治療，以除去異常的心律病灶，并估計除去的組織的足夠程度。
在圖21揭示了本發明用激光或微波源進行切除的一個實施例。如所揭示的，切除損害，例如在正常心肌組織內的心律不齊的病灶的方法是這樣進行的，開始時把信息從根據圖2所揭示的本發明產生的數據得到的解剖結構分析和期望的溫度分布值輸入到輸入數據形成步驟300。輸入數據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。把該確定的結果送到源與損害相關性數據庫312，以推導出逼近步驟314，還從天線模擬步驟316取得輸入。在步驟318計算當前期望的溫度，在步驟320對溫度的非線性進行校正。把結合從320來的經校正的當前溫度得到的微波或激光306、308的直接問題解決方法的結果引入到生物加熱公式解決方法322中，以得到實際的溫度解決方法。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，該步驟把數據送回到源損害相關數據庫312中，以把下一近似運行通過輸入數據形成300，進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前損害形成步驟，把當前的損害大小與估計必須的損害大小進行比較，以確定是否實現了最佳的治療。如果已經進行了處理，則決定進入到最佳區域步驟328。如果當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數據庫312，在步驟314再次近似通過輸入數據形成300，開始下次處理，以整個處理更接近必須的損害。開關300監視整個反復處理的步驟數，并在步驟0、步驟334與期望的損害定位大小步驟332進行比較。如步驟大于0，則開關330把步驟轉換到大于零步驟336的步驟。整個處理連續地再次進行估計，以完成切除治療，實時地再估計分析從微波層析成像系統得到的解剖結構產生的損害。
本發明提供了以新穎的方式使用微波能量通過對生物組織的介電特性的逆向問題解決來提供快速實時評估生物功能和解剖結構。本發明在處理速度上有相當大的提高，并對已有技術，在分辨率上有相當大的改善。本發明還提供了估計實時參數，根據生物化合物或者生理反應的生理活動的不同狀態之間的介電差異，確定生物組分濃度或者生理特性。
權利要求
1.一種組織的非侵入微波層析圖像頻譜系統，該系統包含a)提供微波輻射的功率源裝置；b)多個組織空間取向的微波發射-接收器；c)置于發射-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微波發射-接收器之間的控制裝置，它選擇性地控制提供給所述多個發射-接收器的功率，并接收所述多個發射-接收器的微波信號，以從所選的多個發射-接收器發射多頻微波射線，并在與所述組織發生作用并通過其后由所選的多個發射-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算裝置，它根據從所選多個發射-接收器接收到的微波信號計算所述組織的層析圖像頻譜圖像。
2.如權利要求1所述的系統，其特征在于，所述界面媒介包含介電常數在2.45GHz上事先可在約50與90之間進行介電調節的、介電損耗約在5與25之間的液體。
3.如權利要求1所述的系統，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。
4.如權利要求1所述的系統，其特征在于，用發射器之一的脈寬發射產生多頻微波射線，每次發射的功率約為1mW/cm2。
5.如權利要求1所述的系統，其特征在于，所述多個微波發射-接收器包含以圓環形配置分布的發射-接收器陣列。
6.如權利要求5所述的系統，其特征在于，所述發射-接收器相對于圓環形陣列是可徑向調節的。
7.如權利要求1所述的系統，其特征在于，所述多個微波發射-接收器包含多個以圓環形配置分布的疊合的發射-接收器。
8.如權利要求1所述的系統，其特征在于，控制裝置包含選擇多個發射-接收器，把它們作為發射器，以及選擇分開的多個發射-接收器，把它們作為接收器的裝置。
9.如權利要求1所述的系統，其特征在于，所述計算裝置包含輸入數據信息部件；直接問題解決部件；逆向問題解決部件；和頻率相關性部件。
10.如權利要求9所述的系統，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τ計算部件；和ε*計算。
11.如權利要求1所述的系統，其特征在于，進一步包含編碼裝置，它對提供給所選出的多個發射-接收器進行發射的微波射線進行編碼，當與所述組織作用之后從選出用于接收的多個發射-接收器中接收到微波信號時，它們原來的發射器可以辨別出這些信號。
12.如權利要求11所述的系統，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.如權利要求11所述的系統，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.如權利要求11所述的系統，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.如權利要求10所述的系統，其特征在于，ε*計算得到的值是通過計算根據測得的在專門的頻率范圍上發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)提供多個微波輻射發射-接收器；c)控制所述多個微波輻射發射-接收器，使多個微波發射-接收器能從功率源向正在接收所述微波輻射的多個發射-接收器發射多頻微波射；d)在發射和接收微波的發射-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；f)從所述微波發射-接收器發射微波射線；g)在與所述組織發生作用之后，在微波發射-接收器內接收所述微波射線；以及h)在與所述組織發生作用之后，測量微波射線的變化。
17.如權利要求16所述的方法，其特征在于，進一步包含下列步驟對發射的微波射線進行編碼，以辨別所述多個發射-接收器中不同的發射器之間的原始發射器；和在與所述組織發生作用之后對接收到的微波射線進行譯碼，以使原始的發射器能辨別出改變后的微波射線。
18.如權利要求16所述的方法，其特征在于，從多個發射器同時發射多頻微波射線。
19.如權利要求16所述的方法，其特征在于，所述測量步驟包括解決逆向問題，以根據測得的微波射線的變化計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)計算最小化參數τ；和d)進行ε*計算。
20.一種在微波層析圖像頻譜組織成像系統中辨別與專門的天線陣列相關的離散信號的方法，它包含下列步驟a)提供一微波層析圖像頻譜系統，它具微波功率源、多個微波發射-接收器、在所述微波發射-接收器之間的界面媒介、把微波信號提供給所述發射-接收器，并在所述微波信號與所述組織發生作用之后從所述發射-接收器接收微波信號的控制裝置；b)在所述界面媒介內對待成像的組織進行取向；c)對從不同發射器同時發生的信號進行編碼，并使它們與所述組織發生作用；以及d)對不同接收器接收到的信號進行譯碼，以根據原始發射器對信號進行辨別。
21.如權利要求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組織區域；b)確定所指定的目標組織區域所期望的組織介電值；c)提供具有微波發射裝置、微波接收裝置和微波分析裝置的多頻微波射線發射和接收系統；d)用所述微波發射裝置發射的微波射線照射所述目標組織；e)用所述接收裝置從照射的目標組織區域接收微波射線；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，確定在指定的目標組織區域內的組織的生理狀態。
26.如權利要求25所述的方法，其特征在于，多個發射器同時發射多頻微波射。
27.如權利要求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，以根據測得的微波射線的變化計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)計算最小化參數τ；以及d)進行ε*計算。
28.如權利要求25所述的方法，其特征在于，所述提供微波射線發射步驟包含以多個頻率提供微波射線。
29.如權利要求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時比較，以實時確定變化的生理狀態。
30.如權利要求25所述的方法，其特征在于，確定的生理狀態是從由下列組成的生理狀態表中選出的生理狀態溫度、電刺激狀態、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.如權利要求25所述的方法，其特征在于，指定的目標組織區域包括病人的心臟區域，以確定心律不齊源點的位置。
33.如權利要求25所述的方法，其特征在于，提供多頻微波射線發射和接收系統的步驟包括使用體內和體外亞系統。
34.如權利要求33所述的方法，其特征在于，包含使用導管切除能量傳遞亞系統。
35.如權利要求16、20或25所述的方法，其特征在于，進一步包含用切除導管亞系統來切除指定的組織區域的步驟。
36.如權利要求35所述的方法，其特征在于，所述切除導管亞系統使用激光能量來切除。
37.如權利要示35所述的方法，其特征在于，所述切除導管亞系統使用微波能量來切除。
38.如權利要求35所述的方法，其特征在于，所述切除導管亞系統使用無線頻率能量來切除。
39.一種層析頻譜圖像，用權利要求16、20或25的方法產生。
全文摘要
本發明是組織的非侵入微波層析圖像頻譜系統，該系統使用了多個組織空間取向的微波發射-接收器(16)，置于發射-接收器(16)之間的界面媒介(106)，可操作地耦接到多個微波發射-接收器(16)上的控制子系統(65)，它選擇性地控制提供給多個發射-接收器(16)的功率，并接收多個發射-接收器(16)的微波信號，以從所選的多個發射-接收器(16)發射多頻微波射線，并在與組織(135)發生作用并通過其后由所選的多個發射-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(65)上的計算子系統(77)，它根據從所選多個發射-接收器(16)接收到的微波信號計算組織(135)的層析X線頻譜圖像。
文檔編號A61B5/145GK1151684SQ95193883
公開日1997年6月11日 申請日期1995年5月24日 優先權日1994年5月26日
發明者羅伯特·H·斯文森, 謝爾古艾Y·謝苗諾夫, 弗拉基米爾Y·巴拉諾夫 申請人:卡羅琳娜絲心臟研究所