JPH10504893A - マイクロウェーブ断層撮影法の分光学のシステムおよび方法 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 本発明は、非侵入性のマイクロウェーブによる組織の分光学的断層撮影法のシステムであって、組織に対して空間的に方向づけられた複数のマイクロウェーブのエミッタ-レシーバ(16)と、これらのエミッタ-レシーバ(16)間に置かれた媒体(106)と、多重周波数マイクロウェーブ放射線が、選択された複数のエミッタ-レシーバ(16)から放射され、上記組織を透過しつつこの組織と相互作用した後に選択された複数のエミッタ-レシーバ(16)によって受信されるように、複数のエミッタ-レシーバ(16)への出力を選択的に制御し、かつ複数のエミッタ-レシーバ(16)からのマイクロウェーブ信号を受けるべく、マイクロウェーブの複数のエミッタ-レシーバ(16)の間に操作可能に接続された制御サブシステム(65)と、選択された複数のエミッタ-レシーバ(16)から受信されたマイクロウェーブ信号から組織の分光学的断層撮影法の画像を計算するために制御サブシステム(65)に操作可能に接続された計算サブシステム(77)とを用いるシステム。

Description

【発明の詳細な説明】 マイクロウェーブ断層撮影法の分光学のシステムおよび方法発明の分野 本発明は、マイクロウェーブ断層撮影法の画像化に関し、より詳しくは内部構 造の画像および機能に係る画像を得るために生物学上の組織を画像化することに 関する。発明の背景 マイクロウェーブ断層撮影法の画像化は、対象物がマイクロウェーブと相互作 用した後に有する影響を検出することによって対象物を画像化するためにマイク ロウェーブの放射を用いている。マイクロウェーブの放射で、上記相互作用の性 質を決定するものは、画像化されるべき対象の組織の誘電率および導電率の特性 である。対象物の誘電率と導電率は、複合誘電率として一緒に表わされる。 電磁放射線スペクトルの成分としてのマイクロウェーブは、略０.１ＧＨz(ギ ガヘルツ)から300ＧＨzの周波数範囲にある。これは、300mmから１mmの波長範囲 に対応している。生物学上の組織のマイクロウェーブによる画像化に有用なマイ クロウェーブは、略０.５ＧＨzから略３ＧＨzの範囲であるが、この範囲外のマ イクロウェーブスペクトルも用いられることができる。電磁波スペクトルの上記 範囲の光子の量子エネルギは、非電離放射からなる。 一般に、マイクロウェーブによる画像化は、マイクロウェーブ放射が、対象物 の複合誘電率の関数として画像化されるべき対象物と相互作用するので、Ｘ線， ポジトロン放射線,超音波,核磁気共鳴の夫々による画像化と相違する。複合誘電 率は、誘電率と誘電損失からなる。誘電率は、実部であり、次の等式(１)で与え られる。 ε'＝ε／ε₀ …（１） 相対誘電損失は、虚部として次の等式（２）で与えられる。 ε"＝σ／２πｆε₀ …（２） ここで、ε₀は真空の誘電率、σは材料の導電率、fは作業周波数である。例え ば、水は、略１ＧＨzの周波数での略８０から100ＧＨz以上の周波数での略４.５ へ減少する相当広帯域の誘電率を有している。水の誘電損失は、略１ＧＨzでの 値から略２５ＧＨzでの値に増加する。水の誘電率に影響する付加的な要因は、 その温度である。 マイクロウェーブによる画像化には、２つの基本的な種類がある。第１の種類 は、対象物との相互作用の後のマイクロウェーブ放射線の絶対誘電率の値を決定 することによって画像を形成することに基づく静的な画像化である。第２の種類 は、マイクロウェーブ放射線が入射したときに生じる対象物内での誘電率の変化 に基づく動的な画像化である。この第２の画像化の形態は、進行中の生理学的変 化を監視するために生物学上の組織を画像化するための応用に非常に有用である 。しかし、静的な画像化も動的な画像化も、未だにアクティブな画像処理を必要 とし、その際、マイクロウェーブスキャナが、移動型または走査型の入射放射線 を採用し、画像化されるべき対象物との相互作用に基づくマイクロウェーブ放射 線の変化を検出するということが理解されなければならない。 マイクロウェーブによって画像化しやすい大抵の非生物の対象物は、誘電率お よび導電率の変動性の点で非常に簡単な構造である。一方、生物学上の組織は、 広範囲の相対比誘電率を示す。このような広い範囲は、主としてマイクロウェー ブと細胞膜の表面の電荷との相互作用、さらには親水性の層間に疎水性の層をも つ細胞膜の実際の構造および細胞構造の内外の水と電解質成分に起因すると考え られている。従って、生物学上の組織の相互作用は、非常に複雑で、温度の微妙 な変化さらにはマイクロウェーブ画像を得るために用いられたマイクロウェーブ エネルギの吸収によって時間とともに変化しさえする。この吸収されたエネルギ は、特に水の場合は熱に変換される。このことは、平均的な生物学上の組織が略 ７０％の水を含んでいることから非常に重要である。 断層撮影法のマイクロウェーブによる画像化は、画像化されるべき対象物の回 りに空間的に配列された一連のマイクロウェーブのエミッタとレシーバを従来か ら用いている。1990年に出版された生体医用工学会(ＩＥＥＥ)会報第３７巻第３ 号(1990年5月)の第303〜312頁に表題「マイクロウェーブ断層撮影法のスキャナ 」 で掲載されたジョフレ(Jofre)らによる文献は、マイクロウェーブのエミッタと レシーバの円筒状の配列を開示している。上記配列は、１組が１６個で４組,合 計６４個の導波アンテナからなる。各導波アンテナは、エミッタまたはレシーバ として機能することができる。画像化されるべき対象物は、上記円筒状配列内に 置かれるとともに、マイクロウェーブの入射線が対象物の表面と相互作用したと きの入射線の減衰を最小にすべく、水に浸けられる。或る組の各アンテナが、マ イクロウェーブを順次放射し、この組に対向する組の１６個のアンテナが、レシ ーバとして働く。この手順は、１回転が完了するまでアンテナ毎に連続的に繰り 返される。出力マイクロウェーブ信号は、平行電磁場が略２cmの高さで,対象物 における出力密度が０.１mＷ/cm²であるとき、2.45ＧＨzであった。 ジョフレらの構造は、受信アンテナからの信号の強度と位相を測定するために コヒーレント位相矩形検出器を用いている。データはディジタル化され、コンピ ュータは、マイクロウェーブ放射線の変化に基づいて画像の再現を行なう。この 再現は、マイクロウェーブの２次元回折の近似が求まるように公式化されたアル ゴリズムによって行なわれる。このアルゴリズムは、散乱が発光における微小摂 動のように挙動し、それ故,体内の電磁場が入射電磁場によって近似されると仮 定するボーン(Born)の近似を用いている。この近似の問題は、マイクロウェーブ 断層撮影法の実質上の制限として依然として残っている。 紀要 神経科学の方法(1990年第３６巻第239〜2512頁)に表題「アクティブコン ピュータによる脳のマイクロウェーブ断層撮影法:刺激に対する反応」で掲載さ れたアミラル(Amirall)らによる文献は、ジョフレらの文献に記載の円筒状配列 を脳の画像化に適用した例を開示している。画像は、高速フーリエ変換法を用い た円筒座標系の回折のアルゴリズムおよびボーンの１次近似を使って再び再現さ れた。このアルゴリズムによって再現されたデータは、誘電率のコントラストを 生じる画像化された人体部分の空間座標の関数として、人体断面の誘電率の値の コントラストを生成する。解像能力は、理論的にはマイクロウェーブ放射線の半 波長の回折値までに限定される。これは、2.45ＧＨzの周波数では、理論的上の 最小分解能が空中で６cm,水中で７mmであることを意味する。上記再現アルゴリ ズムおよび装置に用いられる電子部品に係る制限の結果、上記理論上の最小分解 能値は達成されない。 上記１次近似および上記装置に用いられるアルゴリズムの有効性は、手足など の小さい人体部分の静的な画像の画像化に限定される。人間の脳などの大きな人 体部分の場合、再現された画像は、人体部分の外郭のみを正確に示すにすぎず、 その内部構造を示すことはない。 動的な画像化を用いると、画像の再現は、誘電率のコントラスト変化をもつ人 体から取られた数組のデータから記録された回折場の差異に基づく。アミラルら は、大きな人体部分内の画像化を達成することができたが、分解能は、理論上の 予測値の略半分にすぎなかった。発明の概要 本発明は、非侵入性のマイクロウェーブによる組織の分光学的断層撮影法のシ ステムであって、組織に対して空間的に方向づけられた複数のマイクロウェーブ のエミッタ-レシーバと、これらのエミッタ-レシーバ間に置かれた媒体と、多重 周波数マイクロウェーブ放射線が,選択された複数のエミッタ-レシーバから放射 され，組織を透過しつつ組織と相互作用した後に複数のエミッタ-レシーバによ って受信されるように、選択された複数のエミッタ-レシーバへの出力を選択的 に制御し,かつ複数のエミッタ-レシーバからのマイクロウェーブ信号を受けるべ く、電源と複数のマイクロウェーブのエミッタ-レシーバの間に操作可能に接続 された制御手段と、上記選択された複数のエミッタ-レシーバから受信されたマ イクロウェーブ信号から組織の分光学的断層撮影法の画像を計算するために上記 制御手段に操作可能に接続された計算手段とを備えている。 本発明は、非侵入性のマイクロウェーブによる組織の分光学的断層撮影法であ って、マイクロウェーブ放射線の電源および複数のマイクロウェーブ放射線のエ ミッタ-レシーバを備えるステップと、複数のエミッタ-レシーバが,電源からマ イクロウェーブ放射線を受ける複数のエミッタ-レシーバに多重周波数マイクロ ウェーブ放射線を放射できるように、複数のマイクロウェーブ放射線のエミッタ -レシーバを制御するステップと、放射用と受信用のマイクロウェーブのエミッ タ-レ シーバの間に媒体を置くステップと、上記媒体内に照射されるべき組織を置くス テップと、マイクロウェーブのエミッタ-レシーバからマイクロウェーブ放射線 を放射するステップと、組織と相互作用した後のマイクロウェーブ放射線をマイ クロウェーブのエミッタ-レシーバに受信するステップと、組織と相互作用した 後のマイクロウェーブ放射線の変化を測定するステップとを備えている。 本発明の実施例は、マイクロウェーブによる組織の分光学的断層撮影法の画像 化システムにおいて特定のアンテナ配列に関連する離散的信号を同定する方法で あって、マイクロウェーブの電源,複数のマイクロウェーブのエミッタ-レシーバ ,マイクロウェーブのエミッタ-レシーバの間の媒体,エミッタ-レシーバにマイク ロウェーブ信号を供給するとともに組織と相互作用した後のマイクロウェーブ信 号をエミッタ-レシーバから受けるための制御手段を有するマイクロウェーブに よる分光学的断層撮影法システムを備えるステップと、画像化されるべき組織を 上記媒体内で方向づけるステップと、異なったエミッタから同時に発せられて組 織と相互作用する信号を符号化するステップと、異なったレシーバにより受信さ れた信号を発せられたエミッタに応じて区別できるように復号化するステップと を備えている。 本発明の実施例は、非侵入性のマイクロウェーブによる組織の分光学的断層撮 影法であって、マイクロウェーブで照射する組織の目標域を選定するステップと 、選定された組織の目標域の予想誘電率を決定するステップと、マイクロウェー ブの放射手段,マイクロウェーブの受信手段,マイクロウェーブの解析手段を有し て多重周波数マイクロウェーブ放射線を放射および受信するシステムを備えるス テップと、マイクロウェーブ放射手段からのマイクロウェーブ放射線で組織の目 標域を照射するステップと、照射された組織の目標域からのマイクロウェーブ放 射線を受信手段によって受けるステップと、組織の実測誘電率を得るために受信 されたマイクロウェーブ放射線を解析手段によって解析するステップと、組織の 目標域の生理学的状態を決定するために組織の実測誘電率を予想誘電率と比較す るステップとを備えている。図面の簡単な説明 図１は、本発明のマイクロウェーブ断層撮影分光装置の概略図である。 図２は、本発明のマイクロウェーブ断層撮影分光装置の概略図である。 図３は、逆問題解決方法のためのアルゴリズムの流れ図である。 図４は、逆問題解決方法のための交替再建アルゴリズムのフローチャートであ る。 図５は、心臓サイクルの関数として犬の心臓組織の誘電特性のグラフである。 図６は、心臓サイクルの関数として犬の心臓組織の誘電特性のグラフである。 図７は、血管閉塞と再灌流の関数として犬の心臓組織の誘電特性のグラフであ る。 図８は、血管閉塞と再灌流の関数として犬の心臓組織の誘電特性のグラフであ る。 図９は、血管閉塞と再灌流の関数として犬の心臓組織の誘電特性のグラフであ る。 図１０は、血管閉塞と再灌流の関数として犬の心臓組織の誘電特性のグラフで ある。 図１１は、マイクロウェーブ放射の時間と周波数の関数として犬の心臓組織の 第１順位と第二順位の誘電特性のグラフである。 図１２は、マイクロウェーブ放射の時間と周波数の関数として犬の心臓組織の 第１順位と第２順位の誘電特性のグラフである。 図１３は、マイクロウェーブ放射の周波数に相関された第１順位の犬の心臓組 織の誘電特性のグラフである。 図１４は、第２順位の犬の心臓組織の誘電特性とマイクロウェーブ放射の周波 数に相関された血中酸素含有量のグラフである。 図１５は、第１順位の誘電相関係数とマイクロウェーブ放射の周波数に相関さ れた血中酸素含有量のグラフである。 図１６は、第２順位の誘電相関係数とマイクロウェーブ放射の周波数に相関さ れた血中酸素含有量のグラフである。 図１７は、総ヘモグロビン相関係数とマイクロウェーブ放射の周波数に相関さ れた第１順位と第２順位の誘電係数のグラフである。 図１８は、マイクロウェーブ放射の周波数に相関された人間の左心室の心筋の 通常組織と罹病組織の第２順位の誘電特性のグラフである。 図１９は、マイクロウェーブ放射の周波数に相関された人間の左心室の心筋の 通常組織と罹病組織の第１順位の誘電特性のグラフである。 図２０は、図１８に示されたマイクロウェーブ放射の周波数に相関された人間 の左心室の通常組織と罹病組織の第２順位の誘電特性の拡大尺度のグラフである 。 図２１は、切除選択アルゴリズムのフローチャートである。発明の詳細な説明 図１と図２は、本発明の断層撮影分光装置１０の各概略図である。本発明の効 用は多くの分野を包含するが、以下に記載された好ましい分野は医学的用途のそ れである。さらに詳しくは、下記に請求された発明の実施の形態は、心臓の不整 脈の非侵入性診断と治療に関する。このマイクロウェーブ装置は、非侵入性の心 臓マッピングの可能性と同様に、心臓の不整脈惹起性病巣について迅速かつ高度 に正確な非侵入性の発見と位置決めを可能にする。装置１０は、多重周波数の統 括、信号符号化技術、改善された数学的アルゴリズム、および以前には認識され なかった相関関数を使用して、これら処置を達成する。本発明のこれら特徴や他 の特徴は、下記のより詳細な記載から明らかになる。 従来、心臓不整脈の起源の同定は、３つの主要な技術、すなわちカテーテルマ ッピング、心臓手術中の電気的興奮マッピング、電位や磁場の人体表面マッピン グの内の１つに依存していた。これらの各々の技術は、本質的なリスクと限界を 持つ。例えば、カテーテルマッピングや手術中の興奮マッピングは、本来非侵入 性であり、アクセスが制限され、時間感受性が高い。人体の表面マッピングは、 そのデータは一般に治療を行なうに不適切と見なされるといった貧弱な定義をも つが、非侵入性かつ低リスクな方法で成され得る。マッピングは、人体表面上の 電位分布の継続的な時間的変化、あるいは人体表面上の磁場の継続的変化を使用 して行なわれてもよい。 本発明は、カテーテルを人体に挿入する必要はなく、またそれはプローブを心 臓組織に挿入する必要がない。しかしながら、信頼性が高く正確(２〜５mm)な３ 次元の心臓の再建とその電気的刺激の継続は、本発明を用いて今や可能である。 不整脈惹起性部位の切除ための下記に挙げられた技術の使用は、非侵入性であり 、切除閾値が指定された位置においてのみ生じるように、利用できるエネルギー の異なる周波数と方向を有利に利用する。本発明は、内科医が指示した治療を達 成するべく、非侵入性の処理、例えばカテーテルによって供給される切除装置、 あるいは外科的な処理の機先を制する。 簡単に上述したように、本発明は新しい相関関数を使用する。これらの関数は 、組織の物理的な特性および細胞刺激中のこれらの特性の変化に関する。特に、 生物組織の誘電挙動は２つの特性パラメータ、すなわち誘電率と導電率によって 定義され得る。パラメータ関数は、周波数と温度と組織タイプを含む。この組織 タイプのパラメータは、伝達された、すなわち反射かつ分散されて組織を通る電 磁エネルギを測定することによって、解剖学的構造を探知する好機を与える。均 質な物体に対しては、誘電特性が、伝達された電磁放射の振幅と位相を測定する ことによって、たやすく探知され得る。しかしながら、非均質な生物組織を通し て伝えられる放射の誘電値を、伝達された波の測定された振幅と位相を使用する ことによってのみ測定しよう試みるときは、問題はもっと複雑である。この問題 は、「反対の」または「逆の」の問題として知られおり、その解決に幾らかの注 目を集めている。本発明は、組織特性の強度の温度依存性を組み合わせており、 多重周波数と多重位置エミッタ-レシーバ構成とを用いることによる新しい方法 で、「逆の」の問題を解決する。 図１と図２を参照すると、装置１０は、複数のマイクロウェーブのエミッタ- レシーバ１６を搭載するのに適したマイクロウェーブのエミッタ-レシーバ・サブ アセンブリ１４を備えている。エミッタ-レシーバの好ましい構成は、円形配列 にある。しかしながら、人体のある部分または全部の人体(例えば、「頭」、「心臓」、「 腕」、「脚」など)に適しているいかなる他の３次元または２次元の配列構成であ っても、本発明に使用することができる。各エミッタ-レシーバ１６は円形配列 に対して半径方向に動くようにしてもよい。サブアセンブリ１４は、また複数 の鉛直に積み重ねられたエミッタ-レシーバを備えてもよい。電源１９は狭小な パルス幅で対象上入射電力密度が約１０mＷ／cm²以下の電磁エネルギ信号を各エ ミッタに供給する。好ましくは、これら狭小パルス幅信号の周波数帯域幅は、約 ０.１ＧＨzから約６ＧＨzの間に、より好ましくは、約０.２ＧＨzから約２.５Ｇ Ｈzの周波数範囲内に中心がある。電源１９はジェネレータのような複数あるい は単一の電源を備えてもよい。図２の実施の形態において、電源１９は掃引診断 ジェネレータ２２、診断ジェネレータ制御ブロック２４、切除ジェネレータ２７ および切除ジェネレータ制御ブロック２９を備える。掃引診断ジェネレータ２２ は、診断用途に使用するために多重周波数低出力エネルギを供給し、一方、切除 ジェネレータ２７は指定された組織領域のマイクロウェーブによる切除のために 高出力エネルギを供給する。上記ジェネレータのいずれかの選択は、ジェネレー タの出力をエミッタ１６に接続するスイッチ３３によって行なわれる。 チャネリゼイション機構３５は、エネルギ放射と受信用のチャネルｉ、ｉ＋１ 、ｉ＋ｎの作動と制御のために設けられる。このサブシステムは、チャネル番号 スイッチ３６と、振幅アテニュエータディテクタ操作(ＡＤＭ)３９と、位相ロー タディテクタ４２と、振幅ディテクタ４５と位相ディテクタ４８とアンテナモー ドスイッチ５３とを備える。診断作業では、チャンネル番号スイッチ３６は、診 断ジェネレータ２２を単数のエミッタ(または多数のエミッタ)の入力に任意の特 定の時間で接続する。治療モードの切除では、スイッチは総てのチャンネルを切 除ジェネレータ２７の出力に接続する。振幅アテニュエータディテクタ３９と位 相ロータディテクタ４２とは、総てのチャンネルのエミッタ経路にある。振幅ア テニュエータディテクタ３９は放射された出力の振幅を減衰させ、かつ位相ロー タディテクタ４２で出力信号を検知し符号化する。振幅ディテクタ４５と位相デ ィテクタ４８は全チャンネルの受信経路にあり、診断モードにおいて受信した信 号の振幅と位相を検知して復号する。極性のような他の符号化の手段は、付加的 な符号化／復号化する構成要素を必要とすることがあるということが認識されて いる。アンテナモードスイッチ５３は、エミッタ経路の出力をアンテナまたは出 力経路に接続し、レシーバ経路で上記同一のアンテナに接続するように、総ての チャ ンネルで機能する。 計算と制御モジュール手段６５は、メモリ８２と同様に中央演算装置(ＣＰＵ) ６８とインターフェイスサブシステム７２とディスプレイ７５とディスプレイソ フトウェア７７を含む。インターフェイスサブシステム７２は、デジタル-アナ ログコンバータ(ＤＡＣ)８６とマルチプレックサ８９とアナログ-デジタルコン バータ(ＡＤＣ)９２と、制御されたプロセスの時間同期を作り出すとともに分析 されるべきデータを受け取る制御ボックス９４とから成る。 補助的なサブシステム102は、インターフェイス106の温度を制御するための温 度自動調節のシールド105を備えている。適切なインターフェイス媒体は、例え ばチタンとバリウムの溶液のような流体である。他の適切な液体(またはサブス トレート)、例えば、特別に均質化された脂肪質の溶液が本発明に使用できる。 これらの液体は、エミッタ-レシーバ１６の間で、２.４５ＧＨzで約５０と９０ の間の予め誘電的に調整可能な誘電率を持ち、約５と２５の間の誘電損失を持つ 。サブシステム102は、また温度自動調節シールド105を制御するための温度自動 調節制御ブロック108と、システム１０が較正モードにあるとき、Ｂi制御チャン ネルから受けた信号の制御のための基本チャンネル制御ブロック111とを備える 。付加的な補助構成要素が、本発明の望まれる性能特徴に依存して加えられても よく、例えば、分析器とプリンタ119またはいずれか一方がシステム１０に有用 であり得る。 シーケンシャル多重周波数の断層撮影分光装置１０において、目標組織135は 、第１番目からＮ番目のエミッタ(レシーバ)１６に低エネルギのマイクロウェー ブ放射で次々に照射される。その間、同時に、シーケンスのこの特別なステップ においてはエミッタとして機能していない(エミッタ)レシーバ１６で受信した信 号の測定をする。数個のエミッタ-レシーバ１６は、任意の与えられた瞬間に単 一のエミッタ-レシーバ１６によって放射される信号を受信するのに使用される 。システム１０は、上記構成によってチャンネル番号とアンテナモードを次々と 急速に変化させる。ｎチャンネルの放射と受信の１サイクルの後、掃引診断ジェ ネレータ２２はｎチャンネルに切り換えられた測定のもう１つのサイクルを与え る。 サイクル測定の全数は、通常Ｎ×Ｍ以下である。ここで、Ｎはアンテナの数であ り、Ｍは使用される診断周波数の数である。また、同時測定が多重符号化された 周波数構成を使用して得られるかもしれないということが認められる。測定に続 いて、システム１０は、受信した情報と図３と図４に関係して下記に詳細に記載 された新たなアルゴリズムによって、「逆の」問題を解決する。生理的変化を測 定するとき、生理的事象、例えば心筋収縮が生じるのに要する時間を理解するこ とは重要である。これらの時間周期は、組織事象時間サイクルとして定義される 。 システム１０におけるデータ獲得は、データ獲得が各組織事象中に多く生じて メモリ８２に格納されるように、組織事象時間サイクルの分数である時間間隔で 行なわれる。再建時間は十分短期間であり、身体の動きは問題にならない。解剖 学上の対象の構造および温度プロフィールは、デスプレイ７５上で観察でき、デ スプレイソフトウェア７７のルーティンを使用して操作されてもよく、かつプリ ンタ119を使用して印字されてもよい。心臓の不整脈惹起性区域は、特定のε'と ε"値を持つこれら領域として定義される。これら区域の空間座標は、デスプレ イソフトウェアとＣＰＵとメモリの助けを得て定義される。 測定サイクル中、システム１０は温度自動調節制御ブロック108の助けによっ て、インターフェイス媒体106の温度制御補正を定期的に行なう。また、システ ム１０は、組織が存在する心臓のサイクルと心臓運動表の分析器115を使用して 同期する。 計算の速度と精度を促進するシステム１０の重要な特徴は、エミッタに供給す るマイクロウェーブを符号化するための符号化装置の使用である。組織との相互 作用の後、レシーバが対応する信号を受信するとき、信号はそれらの出所である エミッタまたはエミッタグループによって区別できる。好ましい符号化技術は、 位相と振幅と極性の調整であるが、周波数調整を用いることも本発明の範囲内に ある。周波数調整は、複数のエミッタからの同時放射が必要とされる場合の適用 には有効であり得る。 システム１０は、本発明の新しい方法ステップを使用するための一実施の形態 であり、本発明は組織の非侵入性マイクロウェーブ断層撮影分光を可能にする。 この方法は、マイクロウェーブ放射線の電源を供給するステップと、複数のマイ クロウェーブ放射線のエミッタ-レシーバを供給するステップと、複数のマイク ロウェーブ放射エミッタ-レシーバを制御するステップとを備え、複数のエミッ タ-レシーバは、電源からマイクロウェーブ放射を受ける複数のエミッタ-レシー バに多重マイクロウェーブ周波数放射線を照射できるように、複数のマイクロウ ェーブ放射線のエミッタ-レシーバを制御する。さらなるステップは、誘電マッ チングのために放射用と受信用のマイクロウェーブのエミッタ-レシーバの間に インターフェイス媒体を置くステップと、インターフェイス媒体内に照射される べき組織を置くステップと、マイクロウェーブのエミッタ-レシーバからマイク ロウェーブ放射線を放射するステップと、組織と相互作用した後のマイクロウェ ーブ放射線をマイクロウェーブのエミッタ-レシーバに受信するステップと、組 織と相互作用した後のマイクロウェーブ放射線の変化を測定するステップとを含 む。 上述のように、新しいアルゴリズムは「逆の」問題の計算を解くのに使用され る。本発明において、非均質な照射された組織対象の導電性のパラメータまたは 導電率のパラメータを定義するのに使用される上述のボーン近似のような近似は ない。むしろ、上記方法の測定するステップは、この形態の電磁的画像化から派 生するデータを洗練し有用にする新旧の両概念を組み入れている。特に、図３の フローチャートに示されるように、測定するステップは、入力データ生成構成要 素220を使用する計算と、直接問題解決構成要素222と、逆問題解決構成要素224 と、多重周波数相関構成要素226と、コンピュータ視覚化制御器236と、断層撮影 分光イメージ238とを備えている。 直接問題解決(解法)は、生物的手段を介してのエミッタからレシーバへのマイ クロウェーブの伝播を解決する公知の演算である。逆問題解決(解法)は、マイク ロウェーブの放射の測定変化に基づいて、精密な計算と断層撮影法の分光的に役 立つ組織像の生成とを可能にする。上記逆問題解法のステップは、総てのエミッ タ-レシーバからの入力を集計する関数形成成分(関数生成構成要素)228の決定、 処理速度を簡素化するために、上記関数形成成分の導関数として勾配形成成分( グラディエント生成構成要素)230を用いること、勾配関数の正確さを確認して最 も 精確な方法で作り直すために、最小化パラメータＴ(タウ)を計算すること、そし て、Ｅ*演算234を行なうことを備える。上記Ｅ＊演算は次の等式(３)を用いる。 ε*＝ε'+iε" …（３） ここで、ε'とε"は、本発明によって測定された誘電率と誘電損失との値であり 、ｉは虚数を表している。ε'とε"の代表値としてε*を用いることは、便利な 数学的手法である。本発明は、像生成のための測定誘電パラメータとして、ε' とε"の一方または両方を用いることができることは理解されねばならない。ε* を用いる理由は、組織状態間や組織生理学状態間あるいは組織状態と組織生理学 状態との間の誘電率の差異がε'やε"における違いあるいは変化に見出されるか もしれないからである。もし、ε'とε"がε*として合わせて計算されるならば 、ε'またはε"におけるいかなる誘電変化もε*演算で検知される。後でわかる ように、いくつかの生理学的誘電変化はε'またはε"を用いるだけで最も適切に 評価される。ε*が用いられる場合にはいつも、ε*の代わりにε'またはε"を用 いることができるということを認識するのは重要である。 図４に示したフローチャートは、カテーテルシステムにおいても使用可能な本 発明の実施形態を示している。データは、作業アレイ形成ステップ242とアンテ ナシミュレーションステップ244とから直接問題解法ステップ240へ送られる。上 記作業アレイ形成ステップ242は、周波数-温度相関ステップ248からデータを受 け取る。このステップ248はその初期値をゼロ近似ステップ250から得ている。ア ンテナシミュレーションステップ240は、像を形成するためのベースラインとし て働く演算プロセスを開始するための値を提供する。そうすると、直接問題解法 ステップ240は、放射されたマイクロウェーブのエネルギの振幅と位相を知り、 生物組織の誘電効果がどんなものであるかについて仮定し、そして、伝送される マイクロウェーブのための予想振幅と位相を計算することによって、像の問題を 解くことができる。上記直接問題解法ステップ240からのこの解は、逆問題解法 ステップ252に回される。上記逆問題解法ステップ252は、方程式システム形成ス テップ254と、ヤコビ行列式形成ステップ256と、行列不可逆ステップ258とを備 えている。上記逆問題解法ステップ252は、エミッタ-レシーバアレイから発せら れたマイクロウェーブの既知の振幅値と位相値、およびエミッタ-レシーバアレ イから受けた既知の振幅値と位相値に基づいて、生物組織の像を計算する。事実 上、逆問題解法は、マイクロウェーブが通過した生物組織の誘電特性を計算する ために、発信されたマイクロウェーブエネルギの振幅と位相、および伝送つまり 受信したマイクロウェーブのエネルギの振幅と位相を知ることによって、断層撮 影法の画像を生成している。行列不可逆ステップ258からの画像データは、次に 、誤差推定ステップ260と第１誤差補正ステップ262とを含む誤差補正反復処理を 受ける。発信かつ受信された各振幅値と位相値(ここで、ｉは１−ｎに等しい)に 対して、行列不可逆ステップ258は誤差推定260と第１誤差補正262と連携して、 第１の格子点ε*ΔＴを誤差推定ステップ260に入力することから始まる反復ルー プを形成する。１−ｎからのｉの各値に対して、ε*_j+1,Ｔ_j+1が生成される。こ こで、ｊは２次元または３次元の画像構造を生成するための座標系における格子 番号であり、また、ｊは１−ｎからの値に等しい。各ε*，Ｔ値が誤差推定と第 １誤差補正を受けた後、その値は、次に、解剖学的およびＴ再構成および解剖誤 差推定ステップ264に送られる。この時点で、誤差推定ステップ264に供給された 値はε"値と比較され、誤差推定が起こった場合には、その値は解剖構造および Ｔ視覚化ステップ266に送られる。このステップ266は、誘電の差異に基づいて、 生物組織の２次元画像または３次元画像を生成する目的にかなうものである。し かしながら、もし、上記誤差推定ステップで応答がないときには、データ点が第 ２誤差補正ステップ268に送られ、このステップは、上記第１誤差補正ステップ2 62と連携して、周波数-温度相関ステップ248によって生成された値を調整する。 図５は心臓組織の誘電特性の変化によって心臓の興奮状態を検出するシステム １０の検出能力を示したグラフである。特に、図５は、開始時と、電気刺激プロ セスの期間ΔＴ₁中、および回復への遷移期間ΔＴ₂中のε'値の変化を示してい る。図６はシステム１０のための同様の、ただし、ε"誘電パラメータの値に対 する検出能力を示している。これらの図５,６において、各点は７つの測定値の 平均値を示している。 図７〜１０は、多数の周波数について、一連の冠状動脈閉塞の間の選択誘電特 性のパーセント変化を示したグラフである。図７と図８は、長い閉塞が後に続く 一連の短い閉塞を、長時間に亙って示している。これらの図は、心臓虚血の程度 に応じたε'とε"に対する誘電特性の相関を示している。この誘電変化パターン は、全閉塞の前のプリコンディショニングからの防御作用を表す既知の組織現象 に一致している。図９と図１０は、長い閉塞が後に続く一連の短い閉塞を、短時 間にわたって示している。これらの図は、図７と図８に関して述べた閉塞を裏付 けている。 図１０は複数の周波数つまり組織分光分析の値のさらなる例を提供している。 この図において、４.１ＧＨzでのε"のパーセント変化値の曲線は、０.２ＧＨz あるいは１.１７ＧＨzでの対応する値に比べて、比較的平坦であまり利用できな い。このことは、組織興奮現象、および、虚血等の他の生理学的現象を複数周波 数技法を用いて検出するシステム１０の必要性をはっきり示している。これらの 現象は、単一周波数分析では、検出されないか、利用できないであろう。このこ とは、図１１と図１２のε*(f)グラフにも示されている。同図において、曲線14 5,147,149,151,153,155は、ε'(＊曲線で示す)とε"(○曲線で示す)について、 それぞれ、閉塞(つまり、急性虚血)後の時間０分,１５分,３０分,４５分,120分, 125分を示している。Δの値はΔε*／(前のε*)である。再灌流は125分の時点で 起こっており、それは曲線155で表されている。これらの図は、分析が単一周波 数に限定されると、短い組織興奮期間ではほとんど役に立たないデータしか得ら れないことを示している。しかしながら、もし、複数周波数分析がほぼ同時に行 なわれた場合には、組織の生理学的現象ははっきりと表される。 図１３と図１４は、血液オキシヘモグロビン含有量と誘電特性の相関を開示し ている。図１３において、誘電特性は(ε'(ＨbＯ₂)−ε'(86.9))／ε'(86.9)パ ーセントであり、図１４においては、誘電特性は(ε"(ＨbＯ₂)−ε"(86.9))／ε "(86.9)パーセントである。各図において、周波数曲線161,163,165,167,16 9,171,173はそれぞれ、0.2ＧＨz,1.14ＧＨz,2.13ＧＨz,3.12ＧＨz,4.01ＧＨz,5. 0ＧＨz,6.0ＧＨzに対応している。 図１５において、オキシヘモグロビン(ＨbＯ₂)の誘電率、酸素分圧(ＰＯ₂)お よび、総ヘモグロビン(tＨb)量は、マイクロウェーブ周波数領域0.2〜6ＭＨzと 相関関係がある。オキシヘモグロビンについての最も大きい相関度は０.５〜２. ５ＭＨzの周波数領域に見られる。この領域全体を通じて、誘電率の値ε'は血液 の酸化ヘモグロビン飽和量に対して最も影響されやすい。 ε"、つまり誘電損失、に対する相関係数曲線を図１６に示す。ＨbＯ₂に対す る相関係数は約２ＧＨzのときに最も大きく、ＰＯ₂に対する相関係数は２.５Ｇ Ｈzと４ＧＨzの間で１つにまとまるように動く。 図１５と図１６に示した相関係数の研究は、本発明が酸化ヘモグロビン（Ｈb Ｏ₂)飽和割合とＰＯ₂とを識別できることを表している。これらの値のいずれも 、ヘルスケア提供者にとって有用な重要な情報である。現在、オキシメータと呼 ばれる、オキシヘモグロビン飽和率を決定するためのリアルタイムの臨床測光手 段がある。しかしながら、ＰＯ₂値を求めるためには、患者から動脈血を専用の シリンジ(注射器)に取り出し、血中のガス分圧を直接測定できる機械に通さなけ ればならない。 基準相関としての総ヘモグロビンに対するε'曲線とε"曲線を図１７に示す。 図示のε'曲線はかなり平坦な相関曲線であって、曲線のほぼ全体に亙って−0.9 95より小さい相関値を維持していて、相当に相関的ではない。しかし、ε"曲線 の方は、４ＧＨzと５ＧＨzとの間のマイクロウェーブ周波数領域に対して、総ヘ モグロビンに相関した増加を示している。図３、図４に関連して検討したように 、オキシヘモグロビンＰＯ₂と総ヘモグロビンに対する相関値は、０.２〜６ＧＨ zの単一周波数領域を走査して、血液に対する誘電率ε'と誘電損失ε"を計算す る間に、これらの相関曲線から精確に導き出せるかもしれない。そうすれば、オ キシヘモグロビン飽和濃度は、１.５ＧＨzあるいはその周辺でε'値と最も相関 し、ＰＯ₂値は、３.５ＧＨzあるいはその周辺で計算された誘電損失ε"の相関値 から計算されるであろうし、tＨbは、４.５ＧＨzあるいはそのその周辺で求めら れた 誘電損失曲線ε"の相関値から計算できるであろう。０.２〜６ＧＨzの周波数領 域の各走査は、わずか数ミリ秒だけマイクロウェーブに曝し、そして値の計算を 行なうことが必要なだけである。したがって、本発明は、これらのパラメータの リアルタイムでの仮想(バーチャル)評価のために、臨床で用いることができる。 本発明は、ＨbＯ₂飽和率とＰＯ₂値とのリアルタイムの臨床監視を提供するこ とができる。本発明は、患者から血液を抜くことも、その血液を分析のために研 究所に送る費用と遅れをも必要とすることなく、そうすることができる。 本発明は、ＨbＯ₂値とＰＯ₂値に限定されない。誘電コントラスト特性を有す るいかなる血液および組織成分も、本発明を用いれば、非侵入的に、直接に測定 して、リアルタイムで評価することができる。本発明は、病気になりかかってい る組織に生じる誘電特性変化を検出する能力もある。例として、１０歳の男子の 左心室の弱って病んだ動脈瘤部分が治療された。この治療の間、罹病部分は、こ の部分が完全に取り除かれるように心臓から切除された。これには、切除マージ ンが正常な心筋も含むことが要求される。本発明を用いて、この切除された心臓 組織片を評価した。この試験結果を図１８〜２０に示す。 正常な心筋のε"誘電損失特性は、０.２ＧＨzと６ＧＨzとの間のマイクロウェ ーブ周波数領域に亙って測定された曲線200として図１８に示されている。全周 波数領域を通じて、この正常な組織は、曲線202によって示す異常組織と区別で きる。 図１９は同じ組織標本に対するε'誘電率特性を示している。正常な組織は曲 線204によって表されるε'単一曲線を有する。異常組織は曲線206で示される。 この正常な心筋組織は、本発明で使用される全マイクロウェーブ周波数領域に亙 って、異常心筋組織と区別できる。 図２０は、図１８の同じε"誘電損失データを拡大してグラフに表したもので ある。曲線208は正常心筋組織に対するε"を表しており、曲線210は異常心臓組 織に対するε"を表している。 本発明は、画像を生成するために、この誘電特性の違いを用いることができる 。たとえば、図１〜４のシステム１０が患者の胸部を走査しているとき、器官の 解 剖学的像は、図５〜１２および図１８〜２０に示したような種々の組織間の誘電 特性の違いに基づいて得られる。さらに、本発明は、正常組織内にある罹病した 異常組織の場所を解剖学的につきとめることを容易にする。この解剖学的情報は いろいろと役に立つ。一つの重要な使用法の例は、リアルタイム療法を管理する ことである。しばしば、異常な心筋組織は、有害なリズムの乱れを起こす。不幸 なことに、この異常組織は、周囲の正常な心筋と視覚的には見分けがつかないか もしれない。本発明は、たとえば図１８〜２０において検知されたような誘電特 性の違いに基づいて、異常組織の画像をリアルタイムで形成できる。速い再構成 ルーチンを用い、組織の事象タイムサイクルを分割したものであるところの時間 速度でもって周波数領域全体を走査することによって、臨床医は異常組織のマッ プを作る。どの周波数およびどの誘電特性を評価するかによって、研究者は誘電 特性を再構成して、異常な組織領域での機能興奮マップをつくることができる。 あるいは、時間変化マップをつくり、これらの時間変化を、組織内の変則に対す る既知の電気的特徴(マーカー)に関連させることもできる。そうして、臨床医は 切除(アブレーション)療法を行ってこの異常なリズムの病巣を除去し、組織除去 の妥当性を評価することができる。 切除のレーザ源あるいはマイクロウェーブ源を用いた本発明の実施形態を図２ １に示す。図示の如く、病変部、たとえば、正常心筋組織内の不整脈惹起性の病 巣、の切除方法は、図２に示した本発明によって生成されたデータから得られた 解剖学的構造分析および予想温度分布値から、入力データ形成ステップ300に情 報を入力することから始めることによって行なわれる。上記入力データ形成ステ ップは、近似ステップ302としてマイクロウェーブパワー源からの情報を用いる か、あるいは、近似ステップ304としてレーザパワー源からの情報を用いて、マ イクロウェーブのための直接問題解法306あるいはレーザ制御のための直接問題 解法308に与えるべき入力を得る。利用可能なマイクロウェーブパワー源とレー ザパワー源を決定するための決定ステップはステップ310で行なわれる。この決 定の結果は源／病変相関データバンク312に送られて、近似ステップ314が行なわ れるとともに、アンテナシミュレーションステップ316から入力が取り込まれる 。現在 の予想温度はステップ318で計算されるとともに、ステップ320で温度非線形性に 対する補正が行なわれる。マイクロウェーブまたはレーザのための直接問題解法 306,308の結果は、実際の温度の解答を得るために、320からの補正された現在温 度とともに生物熱方程式解法322に組み込まれる。生物熱方程式解法ステップ322 からの温度分布は、病変部位決定ステップ324に送られる。このステップは、源 ／病変相関データバンク312にデータを戻す。これは、次の近似を行なって、入 力データ形成300に進み、生物熱方程式解法ステップ322による次の決定を行なう ためである。上記方程式解法ステップ322からの情報は、現在の病変サイズを、 推定した必要な病変サイズと比較して、最適治療が行なわれたかどうかを決定す るために、必要病変／現在病変差異形成ステップ326に送られる。もし、処置が 達成されていれば、決定は最適領域ステップ328に進む。もし、現在の病変が必 要病変と異なれば、異なる情報が源／病変相関データバンクステップ312に戻さ れ、ステップ314で近似がやり直されて入力データ形成300まで進み、処置を通じ て必要病変にもっと密接に近似するために、次の処置を行なう。上記反復プロセ ス中のステップは、ステップ334のステップ０にてスイッチ330を病変の予想部位 ／サイズステップ332と比較することにより、監視される。０より大きいステッ プについては、スイッチ330は、ゼロよりも大きいステップ336に切り替わる。全 プロセスは、切除療法の完了のために継続して評価し直され、マイクロウェーブ 断層撮影法の画像システムから得られた解剖学的構造の分析によって生成された 病変をリアルタイムで再評価する。 本発明は、生物組織の誘電特性に対する逆問題解法によって生物学的機能と解 剖学的構造を迅速にリアルタイムで評価する新規なアプローチにおいてマイクロ ウェーブエネルギを使用することを考慮したものである。本発明は、公知の従来 技術よりも、処理速度を非常に上げることができるとともに、分解能をかなり向 上させることができる。また、本発明は、生物構成部分の濃度あるいは生理的特 性を、生物学的複合物のための生理的活動あるいは生理的反応の種々の状態の間 の誘電差異に基づいて決定するためにリアルタイムのパラメータを評価する技術 を提供するものである。

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 バラノフ，ウラジミール・ウ ロシア123098モスクワ、ウリカ・マーシャ ル・バジレフスキー７／１−２番

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １．非侵入性のマイクロウェーブによる組織の分光学的断層撮影法のシステムで あって、 ａ）マイクロウェーブ放射線を供給するための電源手段と、 ｂ）組織に対して空間的に方向づけられた複数のマイクロウェーブのエミッタ -レシーバと、 ｃ）これらのエミッタ-レシーバ間に置かれた媒体と、 ｄ）多重周波数マイクロウェーブ放射線が、選択された複数の上記エミッタ- レシーバから放射され、上記組織を透過しつつこの組織と相互作用した後に選択 された複数の上記エミッタ-レシーバによって受信されるように、上記複数のエ ミッタ-レシーバへの出力を選択的に制御し、かつ上記複数のエミッタ-レシーバ からのマイクロウェーブ信号を受けるべく、上記電源手段とマイクロウェーブの 上記複数のエミッタ-レシーバの間に操作可能に接続された制御手段と、 ｅ）上記選択された複数のエミッタ-レシーバから受信されたマイクロウェー ブ信号から組織の分光学的断層撮影法の画像を計算するために上記制御手段に操 作可能に接続された計算手段とを備えたことを特徴とするシステム。 ２．請求項１に記載のシステムにおいて、上記媒体は、予め誘電的に調整でき、 2.45ＧＨzにおいて略５０乃至９０である誘電率および略５乃至２５である誘電 損失を有する液体からなることを特徴とするシステム。 ３．請求項１に記載のシステムにおいて、上記多重周波数マイクロウェーブ放射 線は、好ましくは略０.２ＧＨz乃至略５ＧＨzの範囲内にあることを特徴とする システム。 ４．請求項１に記載のシステムにおいて、上記多重周波数マイクロウェーブ放射 線は、上記エミッタの１つからのパルス幅放射線を用いて生成され、各放射線は 、略１mＷ／cm²の出力レベルを有することを特徴とするシステム。 ５．請求項１に記載のシステムにおいて、上記複数のマイクロウェーブのエミッ タ-レシーバは、円形に配置されたエミッタ-レシーバの配列からなることを特徴 とするシステム。 ６．請求項５に記載のシステムにおいて、上記エミッタ-レシーバは、上記円形 の配列に対して半径方向に調整できることを特徴とするシステム。 ７．請求項１に記載のシステムにおいて、上記複数のマイクロウェーブのエミッ タ-レシーバは、円形に配置された複数の積み重ねられたエミッタ-レシーバから なることを特徴とするシステム。 ８．請求項１に記載のシステムにおいて、上記制御手段は、エミッタとして動作 する複数のエミッタ-レシーバおよびレシーバとして動作する分離した複数のエ ミッタ-レシーバを選択するための手段からなることを特徴とするシステム。 ９．請求項１に記載のシステムにおいて、上記計算手段は、 入力データ生成構成要素と、 直接問題解決(プロブレムソルーション)構成要素と、 逆問題解決構成要素と、 周波数相関構成要素とからなることを特徴とするシステム。 １０．請求項９に記載のシステムにおいて、上記逆問題解決構成要素は、 関数生成構成要素と、 グラディエント生成構成要素と、 最小化パラメータのタウを計算する構成要素と、 ε*の計算とからなることを特徴とするシステム。 １１．請求項１に記載のシステムにおいて、上記選択された複数の放射のための エミッタ-レシーバに供給されたマイクロウェーブ放射線を符号化し、その結果 、このマイクロウェーブ信号が上記組織と相互作用した後に上記選択された複数 の受信のためのエミッタ-レシーバから受信されたとき、上記信号がその放射エ ミッタによって区別できるようになった符号化手段をさらに備えたことを特徴と するシステム。 １２．請求項１１に記載のシステムにおいて、上記符号化手段は、上記マイクロ ウェーブ放射線の位相を変える手段からなることを特徴とするシステム。 １３．請求項１１に記載のシステムにおいて、上記符号化手段は、上記マイクロ ウェーブ放射線の振幅を変える手段からなることを特徴とするシステム。 １４．請求項１１に記載のシステムにおいて、上記符号化手段は、上記マイクロ ウェーブ放射線の極性を変える手段からなることを特徴とするシステム。 １５．請求項１０に記載のシステムにおいて、上記ε*は、特定の周波数範囲に 亙る放射および受信されたマイクロウェーブエネルギの実測された振幅の差およ び位相の変化から得られる誘電的特性値ε'およびε"を計算することによって得 られる値であることを特徴とするシステム。 １６．非侵入性のマイクロウェーブによる組織の分光学的断層撮影法の方法であ って、 ａ）マイクロウェーブ放射線の電源を備えるステップと、 ｂ）複数のマイクロウェーブ放射線のエミッタ-レシーバを備えるステップと 、 ｃ）複数のエミッタ-レシーバが、上記電源からマイクロウェーブ放射線を受 ける複数のエミッタ-レシーバに多重周波数マイクロウェーブ放射線を放射でき るように、複数のマイクロウェーブ放射線のエミッタ-レシーバを制御するステ ップと、 ｄ）上記放射用と受信用のマイクロウェーブのエミッタ-レシーバの間に媒体 を置くステップと、 ｅ）上記媒体内に照射されるべき組織を置くステップと、 ｆ）上記マイクロウェーブのエミッタ-レシーバからマイクロウェーブ放射線 を放射するステップと、 ｇ）上記組織と相互作用した後の上記マイクロウェーブ放射線を上記マイクロ ウェーブのエミッタ-レシーバに受信するステップと、 ｈ）上記組織と相互作用した後の上記マイクロウェーブ放射線の変化を測定す るステップとを備えたことを特徴とする方法。 １７．請求項１６に記載の方法において、 上記複数のエミッタ-レシーバの異なったエミッタのうちから出所を区別する ために上記放射されたマイクロウェーブ放射線を符号化するステップと、 上記組織と相互作用した後に受信されたマイクロウェーブ放射線を、変化した マイクロウェーブ放射線が上記出所のエミッタによって区別できるように復号化 するステップとをさらに備えたことを特徴とする方法。 １８．請求項１６に記載の方法において、上記多重周波数マイクロウェーブ放射 線は、複数のエミッタから同時に放射されることを特徴とする方法。 １９．請求項１６に記載の方法において、上記測定するステップは、上記マイク ロウェーブ放射線の実測変化に基づいて上記組織の断層撮影法の画像を計算する ために逆問題を解くことを含むとともに、上記逆問題を解くことは、 ａ）関数生成構成要素を決定するステップと、 ｂ）グラディエント生成構成要素を用いるステップと、 ｃ）最小化パラメータのタウを計算するステップと、 ｄ）ε*の計算を行なうステップとからなることを特徴とする方法。 ２０．マイクロウェーブによる組織の分光学的断層撮影法の画像化システムにお いて特定のアンテナ配列に相互関連する離散的信号を同定する方法であって、 ａ）マイクロウェーブの電源、マイクロウェーブの複数のエミッタ-レシーバ 、上記マイクロウェーブのエミッタ-レシーバの間の媒体、および上記エミッタ- レシーバにマイクロウェーブ信号を供給するとともに上記組織と相互作用した後 のマイクロウェーブ信号を上記エミッタ-レシーバから受けるための制御手段を 有するマイクロウェーブによる分光学的断層撮影法システムを備えるステップと 、 ｂ）画像化されるべき組織を上記媒体内で方向づけるステップと、 ｃ）異なったエミッタから同時に発せられて上記組織と相互作用する上記信号 を符号化するステップと、 ｄ）異なったレシーバにより受信された信号が、発せられたエミッタに応じて 区別できうるように復号化するステップとを備えたことを特徴とする方法。 ２１．請求項２０に記載の方法において、上記符号化するステップは、上記マイ クロウェーブ放射線の位相を変えることからなることを特徴とする方法。 ２２．請求項２０に記載の方法において、上記符号化するステップは、上記マイ クロウェーブ放射線の振幅を変えることからなることを特徴とする方法。 ２３．請求項２０に記載の方法において、上記符号化するステップは、上記マイ クロウェーブ放射線の極性を変えることからなることを特徴とする方法。 ２４．請求項２０に記載の方法において、上記符号化するステップは、上記マイ クロウェーブ放射線の周波数を変えることからなることを特徴とする方法。 ２５． 非侵入性のマイクロウェーブによる組織の分光学的断層撮影法であって 、 ａ）マイクロウェーブで照射する組織の目標域を選定するステップと、 ｂ）選定された組織の目標域の予想誘電率を決定するステップと、 ｃ）マイクロウェーブの放射手段、マイクロウェーブの受信手段、およびマイ クロウェーブの解析手段を有して多重周波数マイクロウェーブ放射線を放射およ び受信するシステムを備えるステップと、 ｄ）上記マイクロウェーブ放射手段からのマイクロウェーブ放射線で上記組織 の目標域を照射するステップと、 ｅ）上記照射された組織の目標域からのマイクロウェーブ放射線を受信手段に よって受けるステップと、 ｆ）組織の実測誘電率を得るために上記受信されたマイクロウェーブ放射線を 上記解析手段によって解析するステップと、 ｇ）上記組織の目標域の生理学的状態を決定するために上記組織の実測誘電率 を上記組織の予想誘電率と比較するステップとを備えたことを特徴とする方法。 ２６．請求項２５に記載の方法において、上記多重周波数マイクロウェーブ放射 線は、複数のエミッタから同時に放射されることを特徴とする方法。 ２７．請求項２５に記載の方法において、上記解析するステップと比較するステ ップは、上記マイクロウェーブ放射線の実測変化に基づいて上記組織の断層撮影 法の画像を計算するために逆問題を解くことを含むとともに、上記逆問題を解く ことは、 ａ）関数生成構成要素を決定するステップと、 ｂ）グラディエント生成構成要素を用いるステップと、 ｃ）最小化パラメータのタウを計算するステップと、 ｄ）ε*の計算を行なうステップとからなることを特徴とする方法。 ２８．請求項２５に記載の方法において、上記マイクロウェーブ放射線の放射を 備えるステップは、多重周波数のマイクロウェーブ放射線を備えることからなる ことを特徴とする方法。 ２９．請求項２５に記載の方法において、上記比較するステップは、上記受信さ れたマイクロウェーブ放射線を実時間で比較して、生理学的状態の変化を実時間 で決定できるようになっていることを特徴とする方法。 ３０．請求項２５に記載の方法において、上記決定された生理学的状態は、温度 、電気的励起状態、オキシヘモグロビン飽和、血中酸素含有量、総ヘモグロビン 、および血中ガス分圧を含む生理学的状態のリストから選択された生理学的状態 であることを特徴とする方法。 ３１．請求項３０に記載の方法において、上記血中ガス分圧は、ＰＯ₂を含んで いることを特徴とする方法。 ３２．請求項２５に記載の方法において、上記選定された組織の目標域は、患者 の心臓不整脈の出所が位置する心臓域を含むことを特徴とする方法。 ３３．請求項２５に記載の方法において、上記多重周波数マイクロウェーブ放射 線を放射および受信するシステムを備えるステップは、生体内および試験管内で の使用を含むことを特徴とする方法。 ３４．請求項３３に記載の方法において、カテーテル切除にエネルギを供給する サブシステムを用いることからなることを特徴とする方法。 ３５．請求項１６,２０,２５のいずれか１つに記載の方法において、選定された 組織域をカテーテル切除サブシステムを用いて切除するステップをさらに備える ことを特徴とする方法。 ３６．請求項３５に記載の方法において、上記カテーテル切除サブシステムは、 切除にレーザエネルギを用いることを特徴とする方法。 ３７．請求項３５に記載の方法において、上記カテーテル切除サブシステムは、 切除にマイクロウェーブエネルギを用いることを特徴とする方法。 ３８．請求項３５に記載の方法において、上記カテーテル切除サブシステムは、 切除に無線周波数エネルギを用いることを特徴とする方法。 ３９．請求項１６,２０,２５のいずれか１つに記載の方法を用いて生成された断 層撮影法の画像。