CN1229346A - 电磁成像与医疗系统 - Google Patents

Abstract

本发明公开了一种对组织进行非损伤层析成像的系统和方法,它采用多个微波发射器/接收器(16)、位于发射器/接收器(16)之间的界面介质(106)、和一个控制子系统(65),多频辐射从选定的发射器/接收器发射出来,在与组织相互作用和通过组织之后又被选定的发射器/接收器所接收,计算子系统从接收到的微波信号计算出组织的层析成像图像。

Description

电磁成像与医疗系统

发明的领域

本发明涉及电磁成像与医疗(EMIT)系统，尤其涉及多频微波与最好是低频的微波被形成一种组合以生成用于组织摘除的体外聚焦微波的装置与方法。本发明包括几种版本的EMIT系统，它们因频率级及组合方式的不同有所区别。而且，本发明还包括一套针对EMIT系统专门设计、并带有一个图形和三维层析成像界面的计算机软件。

发明的背景技术

电磁层析成像是一种相对较新、在医疗和有关领域具有巨大应用潜力的技术。基于组织介电特性的差异为用于对组织和器官的生理特性进行体内非损伤实时成像，该技术正在变得更加成熟和实用。

人们都知道，波层析成像是利用微波辐射，通过检测微波遇到一个物体后该物体对微波造成的效应来对物体进行成像。因微波与物体的接触而使反射微波发生的变化取决于被成像物体的组织的介电常数与导电特性。对于一个给定的微波频率，在反射微波上观察到的变化表示被成像组织一种特定的特征。

微波是指从超高频到极高频的电磁波，它的波长很短，从大约130分米到零点几个毫米，频率是从0.1GHz到3000GHz。目前用于生物组织的微波成像的微波的频率范围是约0.5GHz到约3GHz。但其它范围的微波谱段也可以用。选择微波范围的决定因素是微波辐射必须是非离子化的，以防止对组织成份或细胞造成破坏。相应地，在确定一个合适的频率范围时还有一些生物物理参数要考虑。

现有技术中的微波成像有两种类型，一种是静态成像，它通过测定微波辐射在与物体相作用后的绝对介电常数值来形成图像。另一种是动态成像，它的成像基础是当微波辐射入射时物体内的介电常数的变化情况。后一种成像类型尤其适用于对生物组织进行成像，来监视进行中的生理变化。静态和动态两种技术都需要一个活动的成像过程，用一个微波扫描仪在移动中扫描入射辐射，并检测微波辐射在与被成像物体相互作用后发生的变化。

采用动态成像时，图像重构的基础是由几个数据组中记录的衍射场的差异，这几组数据组是从改变介电对比的身体中获得的。然而，在更大的体内进行内部成像时存在分辨率的问题，这限制了动态成像的应用和范围。本发明通过将生物物理、计算机软件和微波层析成像技术集成起来，实现了高分辨率，从而比现有技术有显著的进步。

发明内容概要

本发明集成应用了生物物理、算法/计算机和微波层析成像设备，提供了一个三维层析成像系统。具体地讲，本发明包括一种用于医疗生理层析成像方法和系统，其中一个单频三维微波层析成像系统(3D MWT)与一个能够对人体躯干这样的全尺寸范围的生物体进行成像的单频三维电阻层析成像系统(3D EIT)组合在一起。

具体而言，本发明提供一种基于组织介电特性差异的对生理特性和组织的暂时变化以及器官进行非损伤性实时成像的方法和系统。例如，本发明的应用已经显示，心肌的介电特性是心肌的包括局部供血、局部缺血和梗塞在内的生理状况的敏感的指示因素。心肌介电特性的变化程度提供了足够的数据用于使用微波层析技术的重构。更具体地讲，本发明包括采用多个微波频率(微波频谱)和低于特定的细胞膜张驰频率的其它频率的一个EMIT系统。本发明的这种频率组合实现了组织的细胞量比例、细胞内和膜电阻率、细胞膜电容、组织游离水和结合水含量以及组织温度等生物物理参数的估计。需要指出的是这些信息不仅有意义于心脏病学，还有意义于其它医学分支，如其中有肿瘤学、泌尿学、神经学等领域。

此外，本发明提供数学模型和在计算机上实现的算法，用于形成在此之前不可能通过量化重构而成的结构清晰的图像，这些图像可以表达一个物体内介电特性的真实分布。最佳实施例

本发明提供一种含有一个三维电阻层析系统作为其中一部分的三维微波层析成像系统。具体地讲，本发明包括一种用于医疗生理层析成像的方法和系统，其中一个单频三维微波层析成像系统(3D MWT)与一个能够对人体躯干这样的全尺寸范围的生物体进行成像的单频三维电阻层析成像系统(3D EIT)组合在一起。本发明的说明书所提供的理论与试验值显示了本发明相对于在医疗诊断与治疗界目前所用的生理成像现有技术所具有的优点与进步。

本发明设想采用一种阶段式的方式，使第一代EMIT系统被发布时有可能会在以后被升级成第二代产品。第一代的特点在于它含有具有以下特征的两个系统：(a)多频微波层析成像0.2-6GHz和(b)具有单一低频(约20Hz至200KHz)的单一微波频率(约0.8至1GHz)。第二代含有具有下列特征的三个系统：(a)多频微波0.2-6GHz，(b)一个约200KHz的低频，和(c)用于组织摘除的多源外部聚焦微波(60℃)。

而且，本发明还提供了独特的算法与软件来实现从EMIT系统中生成非常精确的图像。具体地讲，该算法实现了从微波层析摄影进行图像重构。由于用于建立X射线层析摄影图像的线性光学近似还不适用于微波层析成像，原因在于电磁波通过生物介质的传播涉及衍射与干扰现象，所以有必要开发出一种专门的算法来解决麦克斯韦方程或它们的标量近似。本发明提供了算法模型与软件程序来解这些方程并实现图像的按需重构。为了保证发明人享受应有的保护，在此公开本发明所提供的几种结构、特点和可选的实施例。本发明是多方面的，即可以分别应用也可以结合作为一个装置使用。这里所提供的试验结果和结论只有用作举例之用，不应以任何方式作为对本发明范围的限制。

附图说明

图1是本发明的层析光谱系统的示意图；

图2是本发明的层析光谱系统的示意图；

图3是用于反问题解决方案的算法的流程图；

图4是用于反问题解决方案的另一种重构算法的流程图；

图5是作为心动周期的函数的犬心脏组织介电特性的曲线图；

图6是作为心动周期的函数的犬心脏组织介电特性的曲线图；

图7是作为闭合与重灌注的函数的犬心脏组织介电特性的曲线图；

图8是作为闭合与重灌注的函数的犬心脏组织介电特性的曲线图；

图9是作为闭合与重灌注的函数的犬心脏组织介电特性的曲线图；

图10是作为闭合与重灌注的函数的犬心脏组织介电特性的曲线图；

图11是作为微波发射的时间和频率的函数的犬心脏组织一级和二级介电特性的曲线图；

图12是作为微波发射的时间和频率的函数的犬心脏组织一级和二级介电特性的曲线图；

图13是关联于微波发射频率的犬心脏组织一级介电特性曲线图；

图14是关联于犬心脏组织二级介电特性和微波发射频率的血液氧含量曲线图；

图15是关联于一级介电关联常数和微波发射频率的血液氧含量曲线图；

图16是关联于二级介电关联常数和微波发射频率的血液氧含量曲线图；

图17是关联于总血红素相关系数和微波发射频率的一级和二级介电系数的曲线图；

图18是被微波发射频率关联起来的人体左心室心肌正常组织与患病组织二级介电特性的曲线图；

图19是被微波发射频率关联起来的人体左心室心肌正常组织与患病组织二级介电特性的曲线图；

图20是图18所示的被微波发射频率关联起来的人体左心室心肌正常组织与患病组织二级介电特性的曲线图的放大比例图；

图21是一个摘除选择算法的流程图；

图22是在正常、急性和慢性局部缺血情况下介电特性的图表；

图23是在正常、急性和慢性局部缺血情况下介电特性的图表；

图24是在正常、急性和慢性局部缺血情况下介电特性的图表；

图25是在正常、急性和慢性局部缺血情况下介电特性的图表；

图26是在正常、急性和慢性局部缺血情况下绝缘特性的图表；

图27是多频减流情况下E″图表；

图28是急性梗塞过程中E’的相对变化图表；

图29是急性梗塞过程中E″的相对变化图表；

图30是闭合后低频下E″的图表；

图31是闭合后低频下E’的图表；

图32是闭合后高频下E’的图表；

图33是闭合后高频下E’的图表；

图34是不同频率下介电特性的比较图表；

图35是不同频率下介电特性的比较图表；

图36是不同频率下介电特性的比较图表；

图37是低频条件下一段时间内介电特性的比较图表；

图38是介电特性的一个比较图表；

图39是一个跳动的心脏的E’重构；

图40是一个跳动的心脏的E″重构；

图41是一个非跳动的心脏的E’重构；

图42是一个凝胶仿真的第一循环的E’重构；

图43是一个凝胶仿真的第一循环的E″重构；

图44是一个凝胶仿真的第十循环的E’重构；

图45是一个凝胶仿真的第十循环的E″重构；

图46是一个凝胶仿真的10％对比数学模型的E’重构；

图47是一个凝胶仿真的10％对比数学模型的E’重构；

发明的详细描述1.微波层析光谱成像学的背景

微波层析成像采用微波辐射，通过检测微波束在与物体作用之后物体对微波的影响来对物体进行成像。借助于微波辐射，被成像物体的组织的介电常数和导电特性就可以决定相互作用的性质。一个物体的介电常数和导电特性被统一表述成复合介电特性。

微波，作为电磁辐射谱中的一个组成部份，处于约0.1GHz到300GHz之间的频率范围，对应于300毫米到1毫米的波长范围。对生物组织成像有用的微波范围是约0.5到3GHz，但其它范围的微波谱也可以用。电磁谱上这段范围上的光子的量子能量所产生的辐射是非离子化的。

总之，微波成像不同于X射线、正电子发射、超声或核磁共振成像，因为微波辐射与被成像物体的相互作用结果是物体的复合介电特性的函数。复合介电特性由介电常数和介质损耗组成。介电常数是其中的实部，由如下公式给出：

公式1  E′＝e/e0相对介质损耗由如下的虚部给出：

公式2  E″＝σ/2πfE0其中E0是真空介电常数，σ是材料的电导率，f是工作频率。例如，水具有相当宽带的介电常数，在约1GHz为80左右，在高于100GHz降到约4.5。影响水的介电常数的另一个因素是它的温度。

微波成像有两种基本类型，第一类是静态成像，它通过测定微波辐射在与物体相互作用后的绝对介电常数值来形成图像。第二类是动态成像，它的成像基础是当微波辐射入射时物体内的介电常数的变化情况。后一种成像类型尤其适用于对生物组织进行成像，来监视发生中的生理变化。需要说明的是，静态和动态两种技术都需要一个活动的成像过程，用一个微波扫描仪在移动中扫描入射辐射，并检测微波辐射在与被成像物体相互作用后发生的变化。

适于微波成像的大部分非生物物体在介电常数和电导率变化方面都具有很简单的构成。而生物组织则表现出很宽范围的相对介电常数。这些宽范围的存在很大部分是由于微波辐射与细胞膜表面电荷相互作用的结果，在细胞膜的实际结构中，在亲水层之间有疏水层，而且水和电解质成份在细胞结构的内部和外部都存在。因此，微波与生物组织的作用相当复杂，它甚至会随着时间的变化而变化，因为用来获得微波图像的微波能量吸收导致了微小的温度变化。这种吸收被转化成热，对于水尤其如此，这使得这种变化变得非常重要，因为生物组织平均含有70％的水。

层析微波成像采用在被成像物体周围空间排列的一系列微波发射器与接收器。在1990年3月《IEEE生物医疗学报》(IEEE Transaction onBiomedical Engineering)第37卷第三期303-12页上有一篇由Jofre等完成的文章，题为“采用微波层析扫描仪的医疗成像”，公开了微波发射器和接收器的圆柱式排列方法。该排列方式采用64个波导天线，分成4组，每组16个。每个波导天线都可以起发射器或接收器的作用。被成像物体被放置在波导天线阵列环内并被浸于水中，以尽可能在减小入射微波束与物体表面发生作用造成的衰减。一组内的每个天线顺序发射，与该组天线位置相对的16个天线用作接收器。每个天线都依次重复该过程，直至完成一个循环。输出微波信号为2.45GHz，在物体上提供一个高2厘米，功率密度低于每平方厘米0.1毫瓦的测试场。

Jofre等人设计的结构用一个相干正交相位检测器来测量来自接收天线的信号的强度和相位。得到的数据被进行数字化处理，一台计算机根据微波辐射的变化进行图像的重构。该重构由一种被设计用来在二维空间对微波衍射进行近似的算法来执行。这种算法采用波恩(Born)近似，假定散射只使照度产生很小的失真，所以用入射场对体内的场进行近似。这种近似方法带来的问题仍是微波层析成像的一个主要的限制。

在1991年《神经科学方法通讯》(Journal of NeuroscienceMethods)第36期239-51页上有一篇Amirall等人发表的文章，题为“微波脑层析图像：对挑战的响应”，公开了Jofre的文章中的圆柱式排列方法在脑成像中的一个应用。图像的重构仍是采用圆柱状的衍射算法，用快速傅利叶变换方法与一阶波恩近似。由该算法重构的数据形成身体的一个切面的介电常数值的对比，介电常数值是被成像身体形成介电常数对比的部分的空间座标的函数。理论上，分辨能力被限制在微波辐射的一半波长的衍射值。对于2.45GHz的频率，这就意味着理论上的分辨率最小值为在空气中约6厘米，在水中约7毫米。由于重构算法的缘故以及设备中的电子元件所带来的限制，这些理论值是无法达到的。

上述设备中所使用的一阶近似与算法的有效性把静态成像限制在四肢这样的较小的部位。对于如人的头部这样较大的身体部位的情况，重构图像只有正确地显示出身体的外部轮廓，无法给出内部结构。

采用动态成像时，图像重构的基础是从具有变化的介电特性对比的身体中取得的几个数据组中记录下的衍射场的差异。Amirall等人能够做到在较大的身体部位内的内部成像，但分辨率只有理论值的一半。

图1和图2是本发明所提供的层析成像系统10的示意图。本发明的应用范围覆盖了许多领域，然而下述的最佳领域是医用。更具体地说，本发明的下述实施例是关于心脏心律不齐的非损伤性诊断与治疗。该系统实现了心脏中心律不齐病灶的快速、高精度非损伤性检查与定位，并具有非损伤性心脏成像的能力。系统10完成这些过程是通过采用多频率方式、信号编码技术、改进了的数学算法以及在先前未被发现的相关函数。下面的详细描述将使本发明的这些以及其它特征变得更为清楚。

过去，人们依靠这三种基本技术中的一种来确定心脏心律不齐的起源：导管插入成像、在心脏手术过程中的电激励成像、或者电势或磁场的体表成像。这些技术都有明显的风险和局限。例如，导管插入成像与手术过程中的激励成像从根本上就是损伤性的，适用范围受限制且对时间要求较高。体表成像虽是非损伤和低风险的，但结果的准确性很差，人们通常认为它不足以作为治疗的依据。这种成像可以采用体表电势分布的顺序瞬时变化来进行，也可以用体表磁场的顺序变化来进行。

本发明不需要把导管插入体内，也不需要把探头插入心脏组织中。但采用本发明却可以实现心脏及其电激励顺序的可靠而精确(＜约5毫米)的三维重构。采用下述技术用于心律不齐病灶的摘除是非损伤的，而且，它使用了先进的多频和能量引导技术，使得摘除的能量阈值仅仅出现在指定的位置。本发明确实也伴随损伤性的过程，如，通过导管送入的用于组织摘除的系统或医生要进行治疗所需要的手术处理。

如上所述，本发明还使用了新的相关函数。这些函数与组织的物理特性以及这些特性在细胞激励过程中的发生的变化有关。具体而言，生物组织的介电行为可以用两个特性参数来确定：介质渗透率与电导率。参数方程包括频率、参数与组织类型。组织类型参数提供了通过测量组织所传递的——即反射的和散射的——电磁能来检测解剖结构的机会。对于同质物体来说，已经能够通过测量电磁辐射的振幅和相位来检测介电特性，但若要简单通过测量被传递的波振幅和相位来测量传递过非同质生物组织的辐射的介电特性值，问题就变得复杂多了。为人所知的这个“反”问题已经吸引了一些人寻求其答案。本发明考虑到了组织特性对温度的强依赖性并通过采用多频和多位置发射器-接收器的设计用新的方法解决了“反”问题。

参见图1与图2，系统10含有适于安装一组微波发射器-接收器16的发射器-接收器副组件14。发射器-接收器的一种最佳设置结构是环形排列，但适应身体的特定部位或整个身体(如头部、心脏、臂、腿等)需要的任何其它3维或2维排列方式也可以用在本发明中。相对于环形排列方式，每个发射器-接收器16都允许沿径向移动。副组件14还可以含有一组纵向层叠的发射器-接收器。一个电源19提供窄脉冲宽度的电磁能信号，入射到物体上的功率密度不超过每平方厘米约10毫瓦。这些窄脉冲宽度信号的频率带宽的中心位于约0.1GHz到约6GHz之间，位于约0.2GHz到约2.5GHz之间更好。事实上，本系统还可以与一个低频源(约20Hz到约2MHz)组合到一起形成一个电磁阻层析子系统，该子系统具有一个多源输入模块，因而是一个改进的成像设备，下文会有进一步说明。电源19可以由一组电源组成，也可以只含有一个电源，如一个发生器。在图2所示的实施例中，电源19含有一个扫描诊断发生器22、一个诊断发生器控制模块24、一个摘除发生器27、以及一个摘除发生器控制模块29。扫描诊断发生器22提供用于诊断应用中的多频低功率能量，摘除发生器27提供对指定的组织区域进行微波摘除所需的高功率能量。选择使用上述哪个发生器进行工作由转换器33完成，转换器33将发生器输出与发射器16连接起来。

本发明还提供了一个波道选择机构35，用来激活和控制用于能量发射与接收的波道i、i+1、i+n。该子系统含有一个波道数开关36、一个振幅衰减器-检测器控制机构(ADM)39、一个相位旋转器-检测器42、一个振幅检测器45、一个相位检测器48、以及一个天线模式开关53。在诊断过程中，波道数开关36在特定的时间把诊断发生器22的输出与发射器(或一组发射器)的输入连接起来。在摘除或治疗模式下，该开关将所有的波道与摘除发生器27的输出连接起来。振幅衰减器-检测器39和相位旋转器-检测器42处于所有波道的发射器路径上。振幅衰减器-检测器39使被发射的功率的振幅衰减，相位旋转器-检测器42对输出信号进行检测和编码。振幅检测器45和相位检测器48处于所有波道的接收路径上，并在诊断模式下，对接收信号的振幅和相位进行检测和解码。大家已经知道，其它的编码方式，如极化，可能需要额外的编码-解码元件。天线模式开关53所起的作用是在所在波道中把发射器路径的输出与天线连接起来，或在接收器路径把输入路径与该天线连接起来。

计算与控制模块65包括一个中央处理单元(CPU)68、一个接口子系统72、一个显示器75和一个显示软件77、以及一个存储器82。所述接口子系统72还包括数-模转换器(DAC)86、一个复用器89、一个模-数转换器(ADC)92、以及一个产生受控的处理过程的时间同步并接收待分析数据的控制模块94。

一个辅助子系统102含有一个用来控制界面介质106的温度的恒温罩105。一种合适的界面介质例如可以是钛和钡溶液一类的液体。其它合适的液体(或基底)如专门均化处理过的脂肪溶液也可以用在本发明中。这些位于发射器-接收器之间的液体应当具有在2.45GHz频率下介于约50和90之间的预先可调整的介电常数，还具有介于约5到25之间的介质损耗。子系统102还含有一个用于控制恒温罩105恒温控制模块108和一个基本波道控制模块111，用于当系统10处于校准状态时控制来自Bi控制波道的接收信号。根据对系统性能的特定需要，还可以添加些额外的辅助部件，如心电图仪与/或打印机119，都可能对系统10有用。

在一个顺序多频层析成像系统10中，目标组织135被发自第一至第n个发射器(接收器)16的低能量微波辐射所依次照射，接收器(发射器)16当它在工作顺序中不作为发射器的特定步骤中对接收信号进行同步测量。几个发射器-接收器16按某个设定的时间常数来接收发自发射器-接收器16的信号。系统10根据上述方式快速地顺序改变频道数与天线模式。完成一个n频道发射与接收周期后，扫描诊断发生器22提供另一个周期的n频道转换测量。周期测量的总次数一般不超过N×M，其中N是天线的数量，M是用于诊断的频率的数量。需要说明的是，采用多重编码方式也可以实现同步测量。在测量之后，系统10根据接收到的信息以及将在下文参照图3和图4详加说明的新算法来解决所说的“反”问题。在测量生理变化时，了解如心肌收缩这样的生理事件发生的时间是很重要的。这些时间周期被定义为组织事件时间周期。

系统10的数据获取是按一定的时间间隔进行的，这些时间间隔是组织事件时间周期的若干分之一，这样就使得数据获取可以在每个组织事件时间周期中进行多次并存储于存储器82中。重构时间足够快，使身体的运动不造成影响。物体的解剖结构和温度状态在显示器75上就可以观察到，使用通常的显示软件77就可以完成这种显示操作，用打印机119还可以把信息打印出来。心脏里心律不齐病灶区就是那些具有特殊E′和E″值的区域。这些区域的空间座标的确立借助于显示软件、CPU和存储器。

在测量周期中，系统10在恒温控制模块108的帮助下，定期地对界面介质106进行温度控制校正。系统10还用心电图仪115使系统的工作与组织所在的心脏周期调整成同步。

系统10具有一个能够保证其计算速度与精确度的一个重要特征，即它采用一种对提供给发射器的微波进行编码的编码设备。当接收器接收到与组织作用后反馈回来的相应的信号，这些信号由它们的原始发射器或发射器组进行区分。最佳的编码技术可以是相位、振幅、或极化调制，然而本发明技术方案范围内还包括了采用频率调制，即调频。对于需要一组发射器同时发射的应用情况下，调频方式是有用的。

系统10是允许对组织进行非损伤性层析成像的本发明所提供的新方法的一个实施例。所述的方法含有以下步骤：提供一个辐射功率源；提供一组发射器-接收器；控制这些辐射发射器-接收器，使得一组发射器-接收器能够从功率源发射出多频辐射到用来接收辐射的一组发射器-接收器。该方法进一步还包括以下步骤：在用于发射和接收的发射器-接收器之间放置一种用于绝缘特性比较的界面介质；在界面介质之间放置被辐射的组织；从发射器-接收器发射辐射；接收与组织作用后的辐射到发射器-接收器中；测量与组织作用后的辐射中所发生的变化。

如前文所述，新的算法是用来解决“反”问题的计算。在本发明中，没有如所述的波恩近似这样的近似处理用于被照射的组织物体的介电常数或导电常数。上述方法中的测量步骤既采纳了旧的也采纳了新的方法来选取这种电磁成像方式所产生的有用的数据。尤其是，如图3的流程图所示，测量步骤中含有采用一个输入数据形成部件220、一个直接问题解决部件222、一个反问题解决部件224、一个多频关联部件226、一个计算机视觉化控制236、和一个层析光谱图像238所进行的计算处理。

直接问题解决方案是一种已知的解决微波从一个发射器通过一个生物物质到一个接收器的传播问题的运算方法。反问题的解决基于对微波辐射变化的测量，进行精确的计算从而生成对层析成像有用的图像。反问题解决步骤包括：确立一个用来把发自所有发射器-接收器的输入信号加和的函数形成组件228；用函数形成组件的一阶导数梯度形成组件230来简化处理程度；计算最小常数σ校验梯度函数的精度并按最精确的方式进行重建；进行E*计算234。E*计算234使用下列公式：

等式3      E*＝E′+iE″其中，E′和E″是本发明所测得的介电常数值和损耗值，i代表虚数。用E*代表E′和E″的值是一种传统的数学方法。需要说明的是，本发明也可以采用E′与E″、E′或E″作为介电常数测量值用来生成图像。之所以采用E*是因为组织与/或组织生理状态之间的介电常数对比可以在E′与/或E″中的差别或变化中发现。如果E′与E″被算到一起成为E*，那么E′或E″中发生的任何介电常的变化都可以在E*计算中测到。下面会提到，对某些生理介电特性变化的最好检测方式是仅使用E′或E″。应该知道，不管E*被用在哪里，E′或E″都可以用在E*的位置。

图4所给出的流程图是本发明的一个实施例，它也可以用在一个导管系统中。数据被从一个工作阵列形成步骤242和一个天线模拟步骤244进入一个直接问题解决步骤240。工作阵列形成步骤242从一个频率与温度关联步骤248接收数据，频率与温度关联步骤248从一个零近似步骤250获得其初始值。天线模拟步骤244所提供的数值用来启动计算步骤，这是构建图像的起点。然后，直接问题解决步骤240就可以解决一个图像问题，其过程是，获得微波发射的振幅和相位，对生物组织的介电效应将会怎样做一个假设，计算传递回来的微波的振幅与相位的期望值。直接问题解决步骤240的结果然后被送到反问题解决步骤252，反问题解决步骤252含有等式系统形成步骤254、雅各比矩阵形成步骤256、以及矩阵不可倒置步骤258。之后，反问题解决步骤252依根据已知的发射微波和其它的振幅与相位值、已知的从发射器接收器阵列接收的振幅和相位值计算出生理组织的一个图像。结果，为了计算微波能量所通过的生理组织的介电特性，反问题解决步骤通过获得发射微波的振幅和相位以及被传递或被接收的微波的振幅和相位生成层析图像。来自矩阵不可倒置步骤258的这些图像数据然后通过一个含有一个误差估计步骤260和一个第一误差校正步骤262的误差校正逼近处理过程。对于被发射的和被接收的每一个振幅和相位值，当i等于1-n，矩阵不可倒置步骤258和误差估计步骤260以及第一误差校正步骤262一起形成一个逐步逼近环，该环始于把第一个座标点E*ΔT输入误差估计步骤260。对于从1-n开始的每个i值，生成了E*j+1、Tj+1，其中j是用来生成二维或三维图像的座标系统中的座标数，且j等于从1-n开始的数值。当每个E*、T值被经历了一个误差估计和第一误差校正过程之后，其数值被送到一个组织结构与T重构及组织结构误差估计步骤264。在这一点上，被送入误差估计步骤264的数值被与E″值比较，如果误差估计发生了，则此值被进一步送入用来基于介电特性对比生成生物组织的二维或三维图像的一个组织结构与T视觉化步骤266。如果误差估计步骤未做出发应，一个数据点被送入一个第二误差校正步骤268，该步骤与第一校正步骤262一起对频率与温度关联步骤248所生成的数值进行调整。

图5显示了系统10通过心脏组织介电特性的变化来检测心脏激励的能力。具体地讲，图5给出了E′在初始点、电激励过程的整个时段T1、过渡阶段T2到恢复过程中的E′值。图6给出了系统10的类似检测能力，只是它所给出是介电常数E″的值。

图7至图10显示的是一个选定的介电特性在多个频率下、在一系列的冠状主动脉闭合过程中的百分比变化。图7和图8所示的是在一系列短闭合以及随后的一个长闭合过程所构成的一个长过程的情况。这些图表示了由心脏局部缺血所决定的介电特性E′和E″的关联关系。介电特性的这种变化方式与一种已知的组织现象是一致的，即在完全闭合前的预备过程所产生的保护效应。图9和图10所示是一系列短闭合以及随后的一个长闭合过程的构成的一个短过程的情况。这些图象支持与图7和图8有关的结论。

图10还提供了多频数值或组织波谱成像分析的例子。在这个图中，E′的百分比变化在4.1GHz处的曲线形状较之于在0.2GHz或1.17GHz处相对平坦且用途较小。这强调说明了系统10通过多频技术检测如局部缺血等组织激励现象以及其它生理事件的必要，对于单一频率分析方式，这些组织现象和事件可能会检测不到或没有用途。图11和图12中的E*(f)图进一步说明了这一问题，图中曲线145、147、149、151、153和155分别代表闭合(即剧烈局部缺血)后0、15、30、45、120和125分钟时间后E′(用*形曲线表示)和E″(用0形曲线表示)的情况。在值为E*/E*之前，在125分钟处出现重注现象，由曲线155表示。这些图形表示，如果只在单一频率做分析，那么在短的组织激励过程中，只产生很少的有用的数据。但如果同时进行多频分析，则可以清晰地表示出组织的生理现象。

图13和图14给出了介电特性与血液氧合血红蛋白含量间的关系。图13中，介电特性是(E′(Hb02)-E′(86.9))/E′(86.9)的百分比，图14中，介电特性是(E″(Hb02)-E″(86.9))/E″(86.9)的百分比。在两个图中，频率曲线161、163、165、167、169、171和173分别对应于0.2GHz、1.14GHz、2.13GHz、3.12GHz、4.01GHz、5.0GHz和6.0GHz。

图15中，氧合血红蛋白(Hb02)、局部氧压(P02)和总血红蛋白(tHb)含量被关联于0.2-6MHz范围的微波频率。氧合血红蛋白的最高关联度出现于0.5-2.5GHz的频率范围。介电特性值e贯穿这个范围。

图16给出了介电损耗E″的关联系数曲线。Hb02的关联系数在约2GHz处最高，P02的关联系数在2.5与4GHz间接近一致。

图15和图16中所给出的关联系数结果代表了本发明在氧合血红蛋白(Hb02)饱和比例与P02之间进行区分的能力。这些值都是有用于从事保健工作的单位的重要的信息。目前，已经有一种用于病床旁实时测定氧合血红蛋白饱和比例的光度装置，称为光电血色计。但为了获得P02值，主动脉血必须从患者身体抽到一介专用注射器中并流过一个可以直接测量液体中气体的局部压力的机器。

图17所示是作为一种参照关联的总氧合血红蛋白的E′和E″曲线。所示的E′曲线是相当平坦的关联曲线，而且具有很明显的非关联性，在曲线大部分中关联值保持在低于-0.995.E″曲线在4至56Hz间的微波频率范围内与总血红蛋白的关联性提高。如前面关于图3和图4的讨论所表明的，在从0.2-6GHz扫描单一频率条件下的关联曲线，并通过计算血液的介电常数E′和E″就可以从这些关联曲线精确地导出氧合血红蛋白P02与总血红蛋白间的关联值。在1.5GHz或附近，氧合血红蛋白饱合浓度最佳地关联于E′值，从在3.5GHz或附近计算得到的介电损失E″的关联值就可以算出P02值，从在4.5GHz或附近计算得到的介电损失E″的关联值就可以算出tHb。0.2-6GHz频率范围内的每个段只需要不超过几个毫秒的微波曝光时间即可进行数值计算。所以本发明可以用在床边用于对这些参数的虚拟实时监测。

本发明能够提供对Hb02饱和比例与P02值的一种实时床侧监测。本发明不需要从患者身体取血，并省却了把血样送到实验室进行分析所需要的成本及所花费的时间。

本发明并不局限于Hb02与P02值。采用本发明，任何可进行绝缘特性对比的血液和组织成份都可以进行非损伤性实时评测。本发明具有的另一种能力是检测正在病变的组织中所发生的绝缘特性变化。例如，一个10岁男孩的左腹处因病变而弱化了的动脉瘤部分被修复。在修复过程中，病变的部分被从心脏完全摘除。这要求切割边缘含有正常的心肌。本发明被用来检测这部分被切除的组织，检测结果如图18至20所示。

正常心肌的介电损耗特性E″如图18所示，其中的曲线200是在0.2-6GHz的微波频率范围内测得。在整个频率范围内，该正常组织都可以与曲线202所示的非正常组织区分开。

图19所示是同一组织样本的介电常数特性E′的曲线。正常组织具有曲线204所代表的一条E′单个曲线。非正常组织由曲线206表示。在本发明所使用的整个微波频率范围内，正常心肌组织都可以与非正常组织区分开。

图20是图18的表示相同E″介电损耗数据的展开比例的曲线图。曲线208表示正常心肌组织E″，曲线210表示非正常心脏的组织的E″值。

本发明可以利用介电特性的这一差异生成一个图像。例如，当图1至4中的系统10扫描一位患者的胸部，基于图5至12和图18至20所显示的各种组织间的介电特性差异，可以获得器官的解剖构造图。此外，本发明还有利于在正常组织内对病变的非正常组织的解剖结构定位。非正常的心肌组织一般会导致有害的节律错乱。不利的是，这些非正常的心肌组织可能会被包围在正常的心肌中，视觉上无法分辨。本发明基于如图18至20中所探测到的介质特性差异可以提供非正常组织的实时成像。采用快速重构方法和按照组织事件时间周期的若干分之一的时间周期在整个频率范围内进行扫描，临床医生可以生成非正常组织的一幅图像。根据频率与被检测的介质特性的变化，观察者可以对介电特性进行重构以通过非正常组织生成一个功能激励图，也可以生成一个临时变化图，并把这些临时变化关联于已知的组织内的异常情况的电子标识。临床医生然后就可以指导摘除疗法，去掉非正常节律症结点并对组织去除是否充分进行评测。

图21公开了本发明的一个采用激光或微波源进行组织摘除的实施例。如其所公开的内容，一种用于摘除如正常心肌组织中的心律不齐病灶等患病组织的方法，首先开始于把组织结构分析所产生的信息输入到一个输入数据形成步骤300中，这些组织结构分析是基于图2所示的发明方案所产生的数据以及期望的温度分布值。当输入数据形成步骤所用的信息来源于一个微波源时，它是作为一个近似步骤302，或来源于一个激光源作为一个近似步骤304，以导出将被送入微波直接问题解决方案模块306或激光直接问题解决方案控制模块308的输入信号。在步骤310进行一个确定步骤的处理，用来确定可能在工作的微波或激光源。该确定步骤所产生的结果被传递到一个功率源与病灶关联数据库312，以引出一个近似步骤314，而且还接收来自一个天线模拟步骤316的输入信号。在步骤318对目前的期望温度进行计算并在步骤320校正成温度非线性。对应于微波或激光306、308的直接问题解决方案与在步骤320校正过的当前温度一起被合并入一个生物热等式解决方案332用以产生一个真实的温度结果。生物等式322所产生的温度分布被传递到一个病灶定位步骤324，病灶定位步骤324提供数据返回到功率源与病灶关联数据库312，以进行下一步近似直至输入数据形成步骤300，从而进一个确定生物热等式解决方案步骤322。来自等式解决方案步骤322的信息还被传递到一个不同的估计病灶与当前病灶形成步骤，用以把当前病灶大小与估计的病灶大小进行比较从而判定最佳疗法是否已做到。如果已经达到了处理效果，判断结果会传递到一个优化区步骤328。如果当前病灶不同于估计病灶，不同的信息会传递回功率源与病灶关联数据库步骤312，用来在步骤314重新进行近似，直至输入数据形成步骤300，以进行下一次处理，使估计病灶大小的结果更接近于实际。这一循环过程所进行的步骤的数目由开关330进行监测，并在步骤0，即步骤334把处理结果与病灶期望大小和位置步骤332进行比较。对于大于0的步骤，开关330转向步骤336。整个过程不断地为了完成摘除治疗而被重新评测，基于从微波层析成像系统所得出的组织结构的分析而产生的病灶信息也在实时基础上不断地被重新评测。

上述系统采用微波能，用一种新的方法，通过基于生物组织的介电特性的反问题解决方案实现对生物功能和组织结构的快速实时评测。与任何已有技术相比，本发明显著地提高了处理速度及分辨能力。本发明还提供了一种用来确定生物成分或生理特性的有关参数的实时评测技术，该技术基于生物化合物或生理反应的不同生理活动状态所相关的介电特性的对比关系。下文还会说明实现上述优点的其它方式，包括修正的循环算法，低频(EIT)与微波频率构成多频组合，以及整体心肌介电特性分析。2.整体心肌介电特性综述

在探索这些发明的优点及特征的过程中，发明人获得了几项突破性的技术及成果。这其中采用了整体心肌介电特性的一种最佳的新模型。这种模型假设被一层复合膜覆盖的细胞的模型是不定圆柱体。该模型利用了细胞内、细胞外介质和细胞膜的介电特性的复合值。该模型适于对正常的心肌以及急性和慢性梗塞情况下细胞膜松驰光谱之上和之下的心肌电阻率进行分析。该心肌细胞模型不仅对正常心肌电阻的图谱给出了合理的解释，而且解释了人们基于一个分数量假说在急性局部缺血和慢性梗塞情况下的心肌电阻图谱中所观察到的变化。

细胞内、细胞外介质和细胞膜的电阻对整体心肌电阻的贡献是依频率的变化而变化的。在0.2MHz以下的频率，细胞内电阻对主体心肌电阻的贡献与细胞外电阻相比是很小的，不超过10-15％。在高于0.5MHz的频率，测得的主体电阻反应出细胞内电阻和细胞外电阻基本处于同样的水平。细胞膜电阻的贡献对细胞内和细胞外的电阻的影响也是同一水平的。与细胞内和细胞外电阻相比，细胞膜电阻的贡献是很小的，在1Hz附近的频率对于正常的心肌不超过0.1％。

下面将介绍基于这些假设所进行的一个专门试验，其中在接近细胞膜松驰频率的光谱带上检测到了急性和慢性心肌梗塞情况下心肌介电特性的显著变化。在此给出急性和慢性心肌梗塞情况下在主体心肌电阻所观察到的变化的理论解释。该解释基于主体心肌介电特性的一种新模型，即被一层复合膜覆盖的细胞的模型是无限个圆柱体。该模型利用了细胞内、细胞外介质和细胞膜的介电特性的复合值。该模型被用来对正常的心肌以及急性和慢性梗塞情况下细胞膜松驰光谱之上和之下的心肌电阻率进行分析。这其中的原因是在低于和高于细胞膜松驰频率的频率条件下，通过与/或围绕细胞的电流具有显著不同的方式。细胞内、细胞外介质和细胞膜的电阻对测量的主体心肌电阻的贡献也被在理论上加以研究。

这里所说的低频电阻或介电特性的概念是指在0.2MHz或更低频率下的特性。当然，更低的值也可能被用来指代这些概念。重构或高频电阻的概念是指由微波频率介电谱数据所确定的离子电导率部分的倒置值。

高频下的离子电导率部分是从在微波谱中测得的介电特性所重构的。该重构的进行是基于一个多组件模型，微波谱中的心肌介电特性被描述为按相应比例量组合的游离水、结合水和蛋白质松驰以及体碎片和离子电导率的一个组合形式。

为了这一目的，考虑一种具有复合介电常数(E₂)的同质介质，该介质量的一部分被具有一定几何形状的(半径为r1的球体或无定性圆柱)的细胞(V_cell)所占据。每个细胞含有两层。假设外层是一层同质膜，具有复合介电常数(E1)、厚度(h)和同质细胞内介质(E0)。还让我们假设细胞的浓度足够小，以致可以忽略它们的相互作用。

细胞结构学表明细胞结构近似于互相连在一起的圆柱体，而不是球体。与此相应，本模型使用了圆柱形的方案。该模型还采用了介电特性的复合值。该模型的拉普拉斯方程是在假定细胞间无相互作用的条件下求解的。一种复合体E_eff的有效介电特性被确定为平均(量的平均)值D和E间的系数：

等式(4)

        D＝ε_eff E

在这种圆柱或球状细胞的情况下，E_eff等式可以被重写为：

等式(5) ${\mathrm{\ϵ}}_{\mathrm{eff}}=\frac{\underset{V}{\∫}D\left(r\right)\mathrm{dr}}{\underset{V}{\∫}E\left(r\right)\mathrm{dr}}={\mathrm{\ϵ}}_3+\frac{({\mathrm{\ϵ}}_0-{\mathrm{\ϵ}}_3)\underset{V_0}{\∫}E\left(r\right)\mathrm{dr}+({\mathrm{\ϵ}}_1-{\mathrm{\ϵ}}_3)\underset{V_1}{\∫}E\left(r\right)\mathrm{dr}}{\underset{V_0}{\∫}E\left(r\right)\mathrm{dr}+\underset{V_1}{\∫}E\left(r\right)\mathrm{dr}+\underset{V_1}{\∫}E\left(r\right)\mathrm{dr}}$

现在考虑没有电相互作用的细胞并忽略细胞外空间的电场变化。在这些假设下并考虑到所有平均电场的方向近似或一致于一个外部场的方向(如，x)：

等式(6) $\stackrel{\‾}{E^{\left(0\right)}}=A_0{E}^{\mathrm{lmc}},\stackrel{\‾}{E_X^{\left(1\right)}}=A_1{E}^{\mathrm{lmc}},\stackrel{\‾}{E_x^{\left(2\right)}}=E^{\mathrm{lmc}},$ 然后E_eff等式可以被重写为：

等式(7) ${\mathrm{\ϵ}}_{\mathrm{eff}}={\mathrm{\ϵ}}_3+V_{\mathrm{cell}}-\frac{({\mathrm{\ϵ}}_0-{\mathrm{\ϵ}}_3)\frac{r_0^m}{r_1^m}\stackrel{\‾}{E^{\left(0\right)}}+({\mathrm{\ϵ}}_1-{\mathrm{\ϵ}}_2)[1-\frac{r_0^m}{r_1^m}]\stackrel{\‾}{E^{\left(1\right)}}}{V_{\mathrm{cell}}\frac{r_0^m}{r_1^m}\stackrel{\‾}{E^{\left(0\right)}}+V_{\mathrm{cell}}(1-\frac{r_0^m}{r_1^m})\stackrel{\‾}{E^{\left(1\right)}}+(1-V_{\mathrm{cell}})\stackrel{\‾}{E^{\left(2\right)}}}$ 最后，得到了混合物(或整体心肌)的复合介电常数：

等式(8) ${\mathrm{\ϵ}}_{\mathrm{mtx}}={\mathrm{\ϵ}}_2[1+n{V}_{\mathrm{cell}}\frac{A}{B}]$ 其中，球体的情况下n＝e，圆柱的情况＝2，r0＝r1-，h是细胞的内半径，

等式(9) $A=[({\mathrm{\ϵ}}_1-{\mathrm{\ϵ}}_2)({\mathrm{\ϵ}}_0+(n-1){\mathrm{\ϵ}}_1)+({\mathrm{\ϵ}}_0-{\mathrm{\ϵ}}_1)({\mathrm{\ϵ}}_2+(n-1){\mathrm{\ϵ}}_1)\frac{r_0^m}{r_1^m}]$

等式(10)

    B＝(ε₀+(n-1)ε₁)[(ε₁+(n-1)ε₂)+V_cell(ε₂-ε₁)] $+\frac{r_0^m}{r_1^m}({\mathrm{\ϵ}}_0-{\mathrm{\ϵ}}_1)[(n-1)({\mathrm{\ϵ}}_1-{\mathrm{\ϵ}}_2)-V_{\mathrm{cell}}((n-1){\mathrm{\ϵ}}_1+{\mathrm{\ϵ}}_2)]$

下述的探针方法(同轴探针)的基础是测量探针的复合输入阻抗，探针位于一种介电常数为E′、电导率为σ的半不定介质的表面。在某一频率下输入探针阻抗的有功部分和无功部分可以描述为：

等式(11) $R_{\mathrm{tmp}}-\underset{v}{\∫}\mathrm{\σ}{\left|\stackrel{\‾}{E}\right|}^2\mathrm{dv}+\underset{s}{\∫}\stackrel{\‾}{E}\×\stackrel{\‾}{H}\mathrm{ds}$ $X_{\mathrm{tmp}}-\underset{v}{\∫}(\mathrm{\μ}{\left|\stackrel{\‾}{H}\right|}^2+\mathrm{\ϵ}{\left|\stackrel{\‾}{E}\right|}^2)\mathrm{dv}$ 请记住，第一个术语，即复合输入阻抗的有功部分是指被测介质中的有功损耗，能够估计细胞内、细胞外和细胞膜电阻率对整体心肌的贡献：

等式(12) $\mathrm{Contributio}{n}_1-\underset{V_1}{\∫}{\mathrm{\σ}}_1{\left|\stackrel{\‾}{E}\right|}^2\mathrm{dvi}=\mathrm{0,1,2}$ 其中，i＝0对应于细胞内；i＝1对应于细胞膜；i＝2对应于细胞外。

采用这种模型对低频和高频下的整体心肌电阻进行理论计算要用到下述参数：细胞外电阻R_ext＝70欧姆*厘米，细胞内电阻R_int＝185欧姆*厘米，细胞膜电阻R_mem＝1千欧姆*平方厘米，膜电容C_mem＝1μF/平方厘米，细胞半径R_cell＝10微米，细胞内和细胞外介电常数值E_int＝E_ext＝75。细胞体级分V_cell和频率是可变的。

了解细胞外和细胞内电阻对测得的整体心肌的电阻的贡献是很重要的。表1总结了在正常的心肌细胞体比例情况下(V_cell＝0.75)细胞外和细胞内电阻的贡献值。

表1  细胞外和细胞内对整体心肌电阻的贡献率(％)随频率的变化情况

频率	1Hz	10KHz	100KHz	0.5MHz	1MHz	1GHz
							细胞内	7.7	7.7	10.3	41.1	60.5	66.3
细胞外	92.2	92.2	89.6	58.9	39.5	33.7

从表1中可以看出，在低频下细胞内电阻的贡献较之于细胞外电阻的贡献要小得多。在低细胞量比例的情况下它小到可以忽略。同时，在高频下和正常细胞量比例的情况下，细胞内和细胞外电阻的贡献几乎是一样的。所以，本发明的低频方法所测得的正常心肌的整体电阻所反映的主要是外部电阻(从DC高至0.2MHz)。对于高于0.5MHz的频率，测得的整体电阻反映的是同样量级的外部和内部电阻。

膜电阻对整体心肌电阻的贡献较之于细胞外和细胞内电阻要小得多。例如，在正常细胞量比例(约0.70-075)情况下，膜的贡献在1Hz、1MHz、1GHz频率下分别是0.1％、0.02％、1×10^-6％。需要强调的是该模型并未考虑由于细胞间的相互作用而导致的电磁场的变化。膜两侧的电磁场的梯度在低频下是相当大的。它随频率的升高而减小，在松驰频率区(1-10MHz)之后变得可以忽略。它与一个广为所知的现象是一致的，即激发电流的振幅与频率成正比。可以预测，外加电流的激励(就象本发明的实施例所打算的那样)几乎不可能在高于10MHz的频率下产生合理的电流振幅。

要指出的是，在本方法的初始阶段采用接触式探针时心肌中的电磁场分布大大不同于其它别的把探头放入心肌中的损伤性方式。表2总结了试验测得的电阻的平均值与理论预测的本模型在体温下的心肌电阻。

           表2、犬LV心肌电阻平均值

	PMV[欧姆*厘米]	ΔPLP[欧姆*厘米]
			试验	133±17	202±13
理论(ΔVcell＝0.7)	球-130；不定圆柱-132	球-247；不定圆柱-286

从表2中可以看出，正常心肌电阻的试验测得值与理论预测值是基本相符的，尤其是在为球体和圆柱模型假设细胞量比例为0.7的微波频率下更是相符。表3给出了在2小时LAD闭合后心肌电阻升高的情况，以及在高频和低频下的测得值与本模型的理论预测值的比较。

      表3、2小时LAD闭合后犬心肌电阻的变化情况

	ΔPMV[％]	ΔPLP[％]
			试验	12±9	42±21
理论(ΔVcell＝+0.15％)	球-19；不定圆柱-18	球-65；不定圆柱-62

从表3可以看出，这个心肌细胞模型基于量比例假说对在剧烈局部缺血情况下心肌电阻谱中观测到的变化做出了合理的解释。还对4个3周慢性心肌梗塞情况在心肌介电特性进行了测量，结果是观测到了心肌电阻率的下降，在低于和高于细胞膜松驰频率的频率上分别下降30％和10％。意识到在慢性动脉瘤中肌细胞的数量比胶原蛋白要少得多，并假设在动脉瘤情况下心肌细胞量比例下降到0.2。这种情况下，理论计算给出下列电阻值：对于球体，ΔP_MN＝-20％和ΔP_LP＝-66％对于圆柱体，ΔP_LP＝-68％最后，该心肌细胞模型不仅对正常心肌电阻谱给出了合理的定量解释，还基于量比例假说对急性局部缺血和慢性梗塞情况下心肌电阻谱上所观测到的变化给出了合理的定量解释。

这一理论合理地预测正常心肌的整体电阻。该模型可以解释在两个不同的谱段内实验测得的整体心肌电阻率的值和E′。用这种方法，可以从试验测得的整体心肌电阻率和介电特性中对模型参数(如细胞内、细胞外和膜电阻、细胞量比例及细胞电容)进行理论重构。3、犬试验回顾

发明人进行了一项犬试验，基于对组织介电特性的测量和使用这些数据的重构，同轴探针方式测量心肌电阻。所用的探针位于心外膜的表面并被用来测量心肌的介电特性。从本发明的层析方法可以看出一个很重要的问题，该方法所测量出的介电特性以及重构出的心肌电阻与层析X射线摄影所能重构出的结果是一样的。在这两种情况下，确定介电特性的基础是外部电磁场与组织的相互作用以及散射(反射)电磁场的测量。所以，探针方法所接收到的试验数据可以直接用来解释层析成像数据。插入心肌的损伤性探针方法所获得的试验数据的应用，还不足以满足需要。

该项犬研究的重点在于研究在高于和低于细胞膜张驰频率的频谱位置上心肌E′和电阻的变化情况。其原因在于，在高于和低于细胞膜松驰频率的情况下，通过与/或围绕细胞的电流模式发生根本变化。高频下的介电常数的实部E′的确定是在0.2GHz频率下测得的。

用于本项研究的动物属于学院动物保护与应用委员会(Institutional Animal Care and Use Committee)批准的研究方案，其养护是在NIH(美国国立卫生研究院)实验室研究准则下进行的。对4只犬进行左前下冠状动脉闭合2小时。第一，被研究的心肌介电特性的整个频谱(在这种情况下是从0.1MHz到高达6.0MHz)都被测量。进行15分钟的基准介电测量(从0.2到6.0MHz)之后，局部心肌温度和介电特性在闭合后被立即测量，随后进行2小时的血流中断。在2小时中断结束的时候，重复整个频谱测量。

在4只犬心肌梗塞3周后，研究心肌梗塞对心肌介电特性的影响。研究过程所使用的麻醉和手术规范与精密试验是一样的。

在高频(从0.2GHz到6.0GHz)情况下，介电特性的测量是借助于惠普网络分析仪(惠普8753C型)进行的。在低频(从50KHz到2MHz)情况下，介电特性的测量是借助于为复合阻抗测量而专门生产的设备进行，该专门设备是上述发明中电阻抗层析成像内容的一部分。

所有的值都被表示成平均值±一个标准偏差。数据分析采用Statgraphic 4.0/T版本的测试软件。

细胞外、细胞内和细胞膜电阻对被测的整体心肌电阻率的贡献在低于和高于细胞松驰频率的情况下是很不同的。研究者期望在急性和慢性梗塞情况下心肌介电特性也是不同的。图22和图23分别总结了在低于(图22)和高于(图23)细胞膜松驰频率情况下急性和慢性梗塞中心肌电阻率的变化情况。

在高频下，一个细胞膜大体上是“看不见”的，重的离子电导率同时反映了细胞内和细胞外的电导率，二者具有一定的比例，该比例主要是受细胞量比例影响。在低频下，测得的电阻主要反映细胞外空间的电导率特性，主要是因为相对低的膜电导率的缘故。如所期望的那样，低频和高频情况下，变化的方向是一致的，只是幅度有所不同。在急性局部缺血情况下，心肌电阻率在低频和高频两种频率下均分别显著(信号水平0.02和0.01)升高达大约42％和14％。3周的慢性心肌梗塞引起整体电阻在低频和高频下分别下降约30％和10％。

观察到的心肌电阻率的变化可以在细胞量比例假说的基础上得到解释。众所周知，在急性局部缺血情况下，心肌电阻升高。在这些试验中动脉血流闭合后，几乎同时观察到了整体心肌电阻的升高，以前的研究人员认为动脉血流闭合，会导致细胞外电阻的立刻升高，但那很可能是因为内部血管数量下降的缘故。基于这样一种假说，观察到的心肌电阻的变化就可以被理解了。的确，在发明人利用探针方法进行低频测量的情况下，整体心肌电阻主要反映细胞外的电阻率，较之于高频的情况则可以观察到发生了很大的变化，高频时整体心肌电阻既反映了细胞外电阻率也反映了细胞内电阻率，而且二者处于相近的水平。在3周慢性心肌梗塞之后所观察到的心肌电阻率的变化可以被解释为细胞量比例的下降。

在急性和慢性心肌梗塞情况下，E′在低频时下降(图24)。E′下降的幅度在慢性情况下要高得多，达52％。图25给出了E′在高频时变化的情况。对于急性局部缺血，高频E′下降的幅度因频率的不同而变化，对于慢性梗塞高频E′升高。

发明人假设E′在低频时所观测到的变化表示心肌细胞膜稀释，高频时观察到的E′的变化，表示多种事件的组合，包括细胞膜稀释、组织中游离水和结合水组合的变化、以及蛋白质重构。这些试验数据证明，急性和慢性心肌梗塞引起心肌介电特性在细胞膜松弛频谱上发生显著的变化。观察到的心肌介电特性的变化，反映了复杂的生物物理事件。为了把这些宝贵的信息利用起来，很有必要在一个实时多频环境下对这些变化加以评测。

在下列图中给出了这些现象的进一步试验证据，图26所示的是LAD闭合—重灌注之前的心肌介电特性变化情况。此图中假定组织在时刻0是正常的，然后只发生局部缺血而不是永久损害。图27所示的是10只犬在经历低血流时介电特性对不同频率测量条件的敏感程度。这也显示了E″的低频敏感度。图28所示是E′在时刻0多种频率条件下相关于闭合前(控制)与闭合时的变化。图29所示的是与图28类似的内容只是它的对象变成了E″。

图30给出了在0.2GHZ频率下、100％闭合时测得的心肌介电特性E″的变化情况。这说明了在细胞水平上发生的剧烈而且明显不可逆的变化，核磁共振等其它技术是无法在实时基础上实现此类检测的。图31也给出了100％ LAD闭合时的心肌特性，但它是针对E′而不是E″。如图所示，最剧烈的变化发生在闭合的30到40分钟，这个阶段也是大部分变化从可逆发展为不可逆的近似阶段。例如，观察图32所示的同一个E′但处于6.0GHz条件下我们可以看到它的变化无法返回基础线水平，也就是说在心肌中已经发生了不可逆变化。最后在图33中可以观察到6.0GHz下的E″的值，有时几乎返回到基础线水平，本发明的一个优点就是它能够通过这种和相关的模型方法区分和预测各类心肌变化的发生。

在建立精确的生理重构模型时，对局部缺血的心肌和正常心肌(图34、35)、疤痕和正常心肌(图36)、以及用来指示是否发生了纤维化或局部缺血损伤的标志物之间的正常差别是很有帮助的。通过这种方式发明人实现了创造某种具有一定模式或梯度的检测算法从而帮助医生选择可能的治疗途径。本发明的另一种用途是定位并显示一个可能会引起严重心率不齐的梗塞区。的确如图38所示本发明所提供的多频组织介电特性试验允许对能够有效建立各种细胞现象模型的E′和E″进行重构。这显著的提高了对组织事件发生时间的判定，以及这种组织对进一步的危险的敏感度，例如这有助于把疤痕区与局部缺血的组织隔离开来，从而提高组织对电检测的适应度以及格准确性。4、空间改进与重构算法

上面所描述的系统以及它的各种功能，对于仿真物体和真实组织的成像都是很有用的。这样的组织包括图39至图41所示的跳动的和不跳动的心脏的重构。本系统的空间和对比分辨率受到天线的数量、数学重构算法、用于三维散射物体的二维衍射模型的影响。影响图像质量的其它因素包括衍射场的测量精度、介电对比等。本发明还可以作出各种改进，例如图42至47所示的凝胶仿真循环迭代中该系统的整体改进涉及多个高低频率的组合、独特的生理模型与重构、以及系统处理方法的改进。

Claims (4)

1.一种检测生物组织疾病发生情况的方法，其特征在于，它含有以下方法：

a)为电磁辐射指定一个目标组织区域；

b)为指定的目标组织区域确定在高于和低于被指定目标组织的松驰频率的频率条件下组织介电特性值的期望值；

c)提供一个多频率辐射发射和接收系统，该系统包括具有多个发射器-接收器位置的发射装置、含有多个发射器-接收器位置的接收装置、以及信号分析装置；

d)用从多个发射器接收器位置发射出来的多频率辐射照射所述目标组织区域；

e)用微波接收装置接收来自被照射目标组织区域的辐射；

f)用信号分析装置对接收到的辐射进行分析以获得被观察组织的介电特性值，把对应于最佳关联于目标组织的一个期望的频率范围的组织介电特性观测值与期望的组织介电特性值进行比较，以确定代表组织疾病发生情况的目标组织的生理状态的变化。

2.如权利要求1所述的方法，其特征在于，所述的多频率辐射最好是处于约100KHz到6GHz范围内。

3.一种对心脏组织进行快速、非损伤性成像以检测所述组织的不同生理状态的层析成像方法，其包括步骤：

a)为辐射指定一个目标心脏组织区；

b)为指定的心脏组织区域确定期望的心脏组织介电特性值；

c)提供一个多频率辐射发射和接收系统，该系统包括具有多个发射器-接收器位置的辐射发射装置、含有多个发射器-接收器位置的辐射接收装置、以及辐射分析装置；

d)用从多个射器-接收器设置发射出来的多频率辐射照射所述目标心脏组织；

e)用辐射接收装置接收来自被照射的目标心脏组织区域的辐射；

f)用辐射分析装置对接收到的辐射进行分析以获得被观察组织的介电特性值，把观测到的组织介电特性值与期望的组织介电特性值进行比较，以确定被指定的目标组织区域内的组织的生理状态；此分析和比较步骤使用一个作为组织区域或组织生理状态之间的介电对比的代表值而起作用的E*计算，其中E*＝E′□+iε″，E′□和ε″是测量到的介电常数和介电损耗值，i代表虚数；和

g)在一个显示装置上显示被照射的目标心脏组织区域的表示方式，使组织的不同的生理状态可以辨认得出来。

4.如权利要求3所述的方法，其特征在于，所述的分析和比较步骤包括用来基于测量到的辐射的变化重构所述组织的层析生物物理图象的解决反问题的步骤，解决反问题的步骤包括：

a)确定一个函数形成组件；

b)计算函数形成组件的一个导数值以产生一个用于提高数学重构计算的处理速度的梯度形成组件；

c)计算一个最小参数σ；和

d)进行一个E*计算。

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